JP2023017932A - ポリドーパミンおよび抗体でコーティングされた医療機器 - Google Patents

ポリドーパミンおよび抗体でコーティングされた医療機器 Download PDF

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J B Kutryk Michael
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Abstract

【課題】本開示は、抗体および／または抗体断片などのリガンドにさらに結合しているポリドーパミンでコーティングされた医療機器または基材を提供する。【解決手段】ポリドーパミンコーティングおよびリガンドは、有機ポリマーなどのリンカーを介して結合していてもよい。【選択図】なし

Description

関連出願への相互参照
本出願は、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる、米国仮出願第６２／４８５
，２２３号（２０１７年４月１３日出願）および第６２／６４５，６０６号（２０１８年
３月２０日出願）の優先権を主張する。
本発明は、ポリドーパミンおよび抗体でコーティングされた、血管内機器などの医療機
器に関する。
生体分子の固定化は、生物学および物理学の両方にとって大きな関心事である。この分
野における研究の活発な領域は、血管内機器用の生物活性コーティングの開発である。こ
れらの機器（冠動脈ステント、血管グラフトなど）は、著しく高い死亡率および罹患率を
引き起こすことが知られている、冠動脈疾患（ＣＡＤ）および末梢動脈疾患（ＰＡＤ）を
治療するために使用される１。危険因子の修正および新規な薬物療法の導入などの治療の
進歩により、アテローム性血管疾患の発生率が著しく低下し、その予後が改善されたが、
血管内ステント留置による外科的血管バイパスグラフティングおよび経皮経管冠動脈形成
術（ＰＴＣＡ）は、北米で年間行われている最も一般的な手順の中に位置し続けている２
。これらの血行再建術は、日常的に使用されているが、残念ながら、ステント埋め込みの
長期的な成功は、治療部位での再狭窄と遅発性ステント血栓症によって限定されている一
方、ＰＡＤの治療に使用される合成グラフトの短期および中期の成功は、それらの血栓形
成性によって限定されている。
動脈内ステントは、広範な材料（例えば、３１６Ｌステンレス鋼（ＳＳ）、タンタル、
ニチノール、コバルト－クロム（ＣｏＣｒ）合金、白金－イリジウム、ポリマーなど）で
作られた円筒状のメッシュである。内膜過形成と称されるプロセスにおけるステント埋め
込み後の管腔増大の減少である再狭窄は、介入医が直面する最も重要な問題の１つのまま
である。血管壁中への局所的な細胞毒性化合物の放出を通して早期の再狭窄を減少させる
ように設計された薬剤溶出ステントは、遅発性血栓症および遅発性再狭窄などの合併症を
もたらすことが見出された。薬剤溶出ステントは、再狭窄の原因である平滑筋細胞（ＳＭ
Ｃ）の増殖を阻害するだけでなく、治癒に重大なプロセスである、ステントを覆うコンフ
ルエントな内皮細胞（ＥＣ）層の形成も阻害することがすぐに認識された。
延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）は、動脈再建に最も頻繁に使用される
導管になった。大口径の血管グラフトの高流量は、最小限の補助的薬物療法のみでの８５
～９５％の長期（＞１０年）の開存率を提供する３。しかしながら、小口径の人工血管プ
ロテーゼ（＜５ｍｍ）の開発の成功は、主にｅＰＴＦＥの高い血栓形成性によって引き起
こされる開存性の短縮のため、引き続き課題となっている。これは、このインターフェー
スでのＥＣの接触阻害の欠如によってさらに永続化され、ＥＣ過形成につながる可能性が
ある４。合成グラフトのヒトにおける完全な内皮化の失敗は、動脈再建の失敗の一般的な
原因である筋内膜過形成の発生に最終的に寄与する、グラフトの表面での連続性の血栓炎
症事象をもたらす５～７。実際、小口径の大腿膝窩グラフトの５０％未満が埋め込み後５
年で開存性のままである８。
補綴血管内材料の完全な表面再内皮化の失敗は、ヒトでは一般的であるが、コンフルエ
ントなＥＣ被覆が他の哺乳動物種では一般的である９。補綴グラフト上に確立された内皮
細胞の供給源は、毛細血管浸潤から、または隣接する動脈の端からの内方増殖によると考
えられていた１０。しかしながら、このパラダイムは、最近疑問視されている。ヒトに埋
め込まれた高多孔性ｅＰＴＦＥグラフトでは、毛細血管内方増殖は、グラフトの外側から
管腔までの距離の半分を超えることはめったにないことが示されている１１。むしろ、ヒ
トにおける補綴埋め込み物のまばらな内皮細胞の裏打ちの主な供給源は、「フォールアウ
トヒーリング」と名付けられたプロセスを通じ、循環血液からであり得ることが示されて
いる１２。Ｓｈｉ ｅｔ ａｌによるその後の研究では、フォールアウトＥＣは、骨髄由
来であり１３、１４、血液中で循環内皮前駆細胞（ＥＰＣ）であることがさらに実証され
た。
動脈内皮は、動的器官であり、その弛緩および収縮、ならびに線維素溶解、血栓形成、
および血小板活性化／阻害などの動的プロセスを制御することにより、血管ホメオスタシ
スを維持する。この活性器官の形成は、ステント埋め込み後の血管においておよび挿入補
綴グラフトにおいて好ましい生物学的特性を提供し得る。ＥＣは、サイトカイン放出を阻
害することによりＳＭＣの増殖を妨害し、ステント表面および補綴グラフト材料を不動態
化し、血栓症を予防する１５～１７。埋め込まれた血管機器上のコンフルエントな内皮裏
打ちの重要性の認識は、それらの長期開存性を改善するための手段としてのＥＣを有する
血管ステントおよびグラフトのシーディングの研究を促した。Ｈｅｒｒｉｎｇが１９７８
年に最初にＥＣシーディングを導入して以来、多くのグループがこの技術の発展に貢献し
てきたが、どのグループの成功も限定的であった１８～６０。自己ＥＣが組織の最良の供
給源を提供することが一般的に合意されているが、しかしながら、自己ＥＣの限定された
入手可能性ならびにシーディングおよび埋め込みの退屈なプロセスは、プロテーゼの表面
上の細胞の予測可能なコンフルエントな単層の達成の失敗と相まって、手に負えない問題
であった。さらに、静脈床、動脈床、微小血管床、大血管床の構造と生化学的環境は、す
べて独特である。したがって、あるベッドから別のベッドへのＥＣの配置は、細胞パフォ
ーマンスの機能不全をもたらし得る。材料の再内皮化のための最良の手法は、プロテーゼ
へのＥＰＣの誘引を加速することにより、フォールアウトヒーリングのプロセスを促進す
るであろう６１。２４５μｍ２の平均ＥＣ面積に基づいて、４１００細胞／ｍｍ２の密度
でＥＰＣを捕獲することは、材料表面の完全な被覆を提供し、これは、血管プロテーゼの
効果的な内皮化につながる６２。
我々は、ＥＰＣ捕獲冠動脈内ステントを設計し、開発し、かつ試験した６３～６５。こ
のステントは、マウスモノクローナル抗ヒトＣＤ３４抗体が埋め込まれたポリマーデキス
トランコーティングを利用して、ＥＰＣを捕獲し、天然の内皮化プロセスを強化する。デ
キストランコーティング技術は、ＣＤ３４＋細胞捕獲に効果的であることが証明されてい
る。我々のデキストランコーティングと同様に、特異的な細胞型の捕獲のための他の抗体
固定化戦略は、ある程度成功している。残念ながら、それらもしばしば限られた範囲の基
材に特異的であり、生物活性の喪失を被り、労働集約的化学を必要とする。この研究では
、我々は、広範囲の基材に効果的に適用され得る生物学的に活性な分子の固定化のための
普遍的な方法を開発することを目的とする。
弁は、心血管系の正常な生理学的機能に不可欠である。例えば、天然の心臓弁は、ある
心腔から別の心腔への一方向の血流を保証する。天然の心臓または静脈弁は、様々な病理
学的原因で機能不全になる。いくつかの病態は、弁プロテーゼとの自然の弁の完全な外科
的置換を必要とする。人工心臓弁は、心臓弁膜症の患者の心臓に埋め込まれた機器である
。
過去数十年にわたる補綴弁設計および外科手順の著しい改善にもかかわらず、弁置換は
、患者に決定的な治療法を提供しない。代わりに、弁置換を受ける患者の予後は、補綴弁
の血行動態、耐久性、および血栓形成性の影響を受ける。
ドーパミン（ＤＡ、３，４－ジヒドロキシフェネチルアミンから短縮）は、脳および身
体においていくつかの重要な役割を果たすカテコールアミンおよびフェネチルアミンファ
ミリーの有機化学物質である。ポリドーパミン（ＰＤＡ）は、ドーパミン由来の合成ユー
メラニンポリマーである。ポリドーパミンは、多くの種類の表面にわずかに塩基性のｐＨ
でドーパミンの酸化的自己重合を介して堆積し得る。しかしながら、形成の機構に関する
基本的な理解は、今なお欠如している。Ｌｙｎｇｅ ｅｔ ａｌ．，Ｐｏｌｙｄｏｐａｍ
ｉｎｅ－ａ ｎａｔｕｒｅ－ｉｎｓｐｉｒｅｄ ｐｏｌｙｍｅｒ ｃｏａｔｉｎｇ ｆｏ
ｒ ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ｓｃｉｅｎｃｅ，Ｎａｎｏｓｃａｌｅ，２０１１，３：４９
１６。
理想的な下塗りコーティングは、あらゆる基材に普遍的に適用され得るものである。こ
れに関して、アルカリ性ｐＨに緩衝されたドーパミンの希釈水溶液への基材の単純な浸漬
が、基材上でのポリドーパミン膜の自発的堆積をもたらすという発見以来、下塗りとして
のポリドーパミンの使用は、大きな関心を集めている。Ｍｅｓｓｅｒｓｍｉｔｈ ｅｔ
ａｌ（Ｓｃｉｅｎｃｅ，２００７，３１８，４２６－４３０）は、ポリドーパミンコーテ
ィングが、金属、金属酸化物、セラミックス、合成ポリマー、ならびに広範囲の他の親水
性および疎水性材料を含めた実質的にすべての型の基材表面上に形成することができるこ
とを実証した。ポリドーパミンコーティングは、表面への合成ポリマーまたは生体分子の
結合のためのプラットフォームとして使用されている。例えば、国際公開第２０１１／０
０５２５８号は、親水性外層を提供するためのポリドーパミンコーティングへのアミン官
能化ポリエチレングリコール（ＰＥＧ－ＮＨ２）の付着を開示している。
耐久性を考慮すると、コーティングは、コーティングの物質のゆっくりとした侵食によ
って、および／またはコーティングが基材の表面から剥離されることによって、基材から
除去され得る。したがって、コーティングの耐久性を増強するための１つの方法は、コー
ティングと基材の表面間の結合を強化することである。これは、とりわけ、コーティング
と表面間のより良い接着を達成するために、下塗りでコーティングされる表面を処理する
ことによって達成され得る。
国際公開第２０１１／００５２５８号
Ｌｙｎｇｅ ｅｔ ａｌ．，Ｐｏｌｙｄｏｐａｍｉｎｅ－ａ ｎａｔｕｒｅ－ｉｎｓｐｉｒｅｄ ｐｏｌｙｍｅｒ ｃｏａｔｉｎｇ ｆｏｒ ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ｓｃｉｅｎｃｅ，Ｎａｎｏｓｃａｌｅ，２０１１，３：４９１６ Ｍｅｓｓｅｒｓｍｉｔｈ ｅｔ ａｌ（Ｓｃｉｅｎｃｅ，２００７，３１８，４２６－４３０）
本開示は、コーティングを有する医療機器であって、コーティングが（ｉ）ポリドーパ
ミンと、（ｉｉ）ポリエーテル誘導体と、（ｉｉｉ）抗体および／または抗体断片とを含
み、ポリドーパミンがポリエーテル誘導体に共有結合しており、ポリエーテル誘導体が抗
体および／または抗体断片に共有結合している、コーティングを有する医療機器を提供す
る。
抗体および／または抗体断片は、内皮前駆細胞または内皮細胞の細胞表面抗原に特異的
に結合し得る。
本開示は、コーティングを有する医療機器であって、コーティングが（ｉ）ポリドーパ
ミンと、（ｉｉ）ポリエーテル誘導体と、（ｉｉｉ）抗体および／または抗体断片とを含
み、ポリドーパミンがポリエーテル誘導体に共有結合しており、ポリエーテル誘導体が抗
体および／または抗体断片に共有結合しており、抗体および／または抗体断片が内皮前駆
細胞または内皮細胞の細胞表面抗原に特異的に結合する、コーティングを有する医療機器
を提供する。
コーティングを有する人工弁であって、コーティングが（ｉ）ポリドーパミンと、（ｉ
ｉ）ポリエーテル誘導体と、（ｉｉｉ）抗体および／または抗体断片とを含み、ポリドー
パミンがポリエーテル誘導体に共有結合しており、ポリエーテル誘導体が抗体および／ま
たは抗体断片に共有結合しており、人工弁が人工心臓弁または人工静脈弁である、コーテ
ィングを有する人工弁も本開示に包含される。
細胞表面抗原の非限定的な例は、ＣＤ３４、ＣＤ１３３、ＣＤｗ９０、ＣＤ１１７、Ｈ
ＬＡ－ＤＲ、ＶＥＧＦＲ－１、ＶＥＧＦＲ－２、ＶＥＧＦＲ－３、Ｍｕｃ－１８（ＣＤ１
４６）、Ｔｈｙ－１、Ｔｈｙ－２、ＣＤ１３０、ＣＤ３０、幹細胞抗原（Ｓｃａ－１）、
幹細胞因子１（ＳＣＦ／ｃ－Ｋｉｔリガンド）、Ｔｉｅ－１、Ｔｉｅ－２、ＶＥ－カドヘ
リン、Ｐ１Ｈ１２、ＴＥＫ、ＣＤ３１、Ａｎｇ－１、Ａｎｇ－２、ＨＡＤ－ＤＲ、ＣＤ４
５、ＣＤ１０５、ＣＤ１４、フォンビルブランド因子（ｖＷＦ）、およびＥ－セレクチン
を含む。
ポリエーテル誘導体は、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリエチレングリコール
（ＰＥＧ）誘導体、ポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）、ポリプロピレングリコール（
ＰＰＧ）誘導体、またはそれらの組合せとすることができる。
ＰＥＧは、約２００ダルトン～約２０，０００ダルトン、約２００ダルトン～約５，０
００ダルトン、約２００ダルトン～約１，０００ダルトン、約２００ダルトン～約３５０
ダルトンの範囲の平均分子量を有し得る。
医療機器は、ステント、人工心臓弁、血管補綴フィルター、カテーテル、ペースメーカ
ー、血管グラフト、合成グラフト、ペースメーカーリード、除細動器、卵円孔開存（ＰＦ
Ｏ）中隔閉鎖機器、血管クリップ、血管動脈瘤オクルーダー、血液透析グラフト、血液透
析カテーテル、房室シャント、大動脈瘤グラフト機器もしくはコンポーネント、人工静脈
弁、シャント、ワイヤ、センサ、縫合糸、血管吻合クリップ、留置静脈もしくは動脈カテ
ーテル、血管鞘、または薬物送達ポートとすることができる。
医療機器は、人工大動脈弁、人工肺動脈弁、人工僧帽弁、または人工三尖弁などの人工
心臓弁または人工静脈弁とすることができる。
医療機器は、金属（ステンレス鋼など）、合金、および／またはポリマーを含み得る。
ポリマーは、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ダクロン、ポリウレタン、ポリ
プロピレン、またはそれらの組合せもしくは誘導体などの生体適合性ポリマーとすること
ができる。
コーティングは、医薬物質をさらに含んでも含まなくてもよい。一実施形態では、医薬
物質は、平滑筋細胞移動および／または増殖を阻害する。別の実施形態では、医薬物質は
、血管拡張剤である。
医薬物質の非限定的な例は、パクリタキセル、ラパマイシン、ラパマイシン誘導体、シ
ロリムス、エベロリムス、タクロリムス、バイオリムス、バイオリムスＡ－９、またはそ
れらの組合せを含む。
抗体および／または抗体断片は、モノクローナルまたはポリクローナルとすることがで
きる。抗体および／または抗体断片は、ヒト化抗体もしくは抗体断片、またはキメラ抗体
もしくは抗体断片とすることができる。抗体および／または抗体断片は、Ｆａｂ、Ｆ（ａ
ｂ’）２、または単鎖Ｆｖ（ｓｃＦｖ）を含み得る。
一実施形態では、抗体および／または抗体断片は、異なる細胞表面抗原に特異的に結合
する。
医療機器の抗体および／または抗体断片は、医療機器が対象に埋め込まれた場合に、イ
ンビボで内皮前駆細胞および／または内皮細胞を捕獲し得る。
本開示は、血管疾患を治療または予防するための方法であって、本医療機器を患者に埋
め込むステップを含む、血管疾患を治療または予防するための方法を提供する。
血管疾患は、アテローム性動脈硬化症、再狭窄、血栓症、および／または血管閉塞とす
ることができる。
異なる抗体固定化技法を示す図である。図１Ａ：デキストランコーティングを使用した非配向固定化。図１Ｂ：アミンカップリングを使用した非配向固定化。１Ａと１Ｂの両方は、埋められた抗原結合領域をもたらし得る。図１Ｃ：抗体の修飾Ｆｃ領域を介したＰＥＧ修飾表面への抗体の配向固定化。抗原結合部位は、免疫結合に利用可能なままである。 異なる抗体固定化技法を示す図である。図１Ａ：デキストランコーティングを使用した非配向固定化。図１Ｂ：アミンカップリングを使用した非配向固定化。１Ａと１Ｂの両方は、埋められた抗原結合領域をもたらし得る。図１Ｃ：抗体の修飾Ｆｃ領域を介したＰＥＧ修飾表面への抗体の配向固定化。抗原結合部位は、免疫結合に利用可能なままである。 異なる抗体固定化技法を示す図である。図１Ａ：デキストランコーティングを使用した非配向固定化。図１Ｂ：アミンカップリングを使用した非配向固定化。１Ａと１Ｂの両方は、埋められた抗原結合領域をもたらし得る。図１Ｃ：抗体の修飾Ｆｃ領域を介したＰＥＧ修飾表面への抗体の配向固定化。抗原結合部位は、免疫結合に利用可能なままである。 本コーティングを形成するスキームである。図２Ａ：ポリドーパミン堆積－コーティングの基礎。図２Ｂ：リンカー層ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）堆積－配向抗体コーティングの基礎。図２Ｃ：配向抗体コーティング。 本コーティングを形成するスキームである。図２Ａ：ポリドーパミン堆積－コーティングの基礎。図２Ｂ：リンカー層ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）堆積－配向抗体コーティングの基礎。図２Ｃ：配向抗体コーティング。 本コーティングを形成するスキームである。図２Ａ：ポリドーパミン堆積－コーティングの基礎。図２Ｂ：リンカー層ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）堆積－配向抗体コーティングの基礎。図２Ｃ：配向抗体コーティング。 本コーティングの実施形態の一般的な構造を示す図である。 基材／医療機器（例えば、３１６Ｌステンレス鋼（３１６Ｓ）、コバルトクロム（ＣｏＣｒ）、ｅＰＴＦＥ、または心膜）をコーティングする際に生じる、塩基性環境においてドーパミンから酸化的自己重合によってポリドーパミンが形成し得る例示的な構造およびポリマー構成を示す図である。 基材／医療機器（例えば、３１６Ｌステンレス鋼（３１６Ｓ）、コバルトクロム（ＣｏＣｒ）、ｅＰＴＦＥ、または心膜）をコーティングする際に生じる、塩基性環境においてドーパミンから酸化的自己重合によってポリドーパミンが形成し得る例示的な構造およびポリマー構成を示す図である。 求核性提示表面への後のカップリングに関する抗体または抗体断片の酸化的活性化に関する例示的な反応スキームである。 中間ＰＥＧリンカーを介してポリドーパミンに結合している抗体（例えば、抗ＣＤ３４抗体など）で基材／血管内材料／医療機器（例えば、３１６Ｌステンレス鋼（３１６Ｌ ＳＳ）、コバルト－クロム（ＣｏＣｒ）、ｅＰＴＦＥ、または心膜）をコーティングするための例示的な反応スキーム（酸化法）である。例として、ＰＥＧは、マイケル付加を介してポリドーパミンに結合することが示されている。 中間ＰＥＧリンカーを介してポリドーパミンに結合している抗体（例えば、抗ＣＤ３４抗体など）で基材／血管内材料／医療機器（例えば、３１６Ｌステンレス鋼（３１６Ｌ ＳＳ）、コバルト－クロム（ＣｏＣｒ）、ｅＰＴＦＥ、または心膜）をコーティングするための例示的な反応スキーム（酸化法）である。例として、ＰＥＧは、マイケル付加を介してポリドーパミンに結合することが示されている。 中間ＰＥＧリンカーを介してポリドーパミンに結合している抗体（例えば、抗ＣＤ３４抗体など）で基材／血管内材料／医療機器（例えば、３１６Ｌステンレス鋼（３１６Ｌ ＳＳ）、コバルト－クロム（ＣｏＣｒ）、ｅＰＴＦＥ、または心膜）をコーティングするための例示的な反応スキーム（酸化法）である。例として、ＰＥＧは、マイケル付加を介してポリドーパミンに結合することが示されている。 中間ＰＥＧリンカーを介してポリドーパミンに結合している抗体（例えば、抗ＣＤ３４抗体など）で基材／血管内材料／医療機器（例えば、３１６Ｌステンレス鋼（３１６Ｌ ＳＳ）、コバルト－クロム（ＣｏＣｒ）、ｅＰＴＦＥ、または心膜）をコーティングするための例示的な反応スキームである。例として、ＰＥＧは、マイケル付加またはシッフ塩基反応を介してポリドーパミンに結合することが示されている。 中間ＰＥＧリンカーを介してポリドーパミンに結合している抗体（例えば、抗ＣＤ３４抗体など）で基材／血管内材料／医療機器（例えば、３１６Ｌステンレス鋼（３１６Ｌ ＳＳ）、コバルト－クロム（ＣｏＣｒ）、ｅＰＴＦＥ、または心膜）をコーティングするための例示的な反応スキームである。例として、ＰＥＧは、マイケル付加またはシッフ塩基反応を介してポリドーパミンに結合することが示されている。 中間ＰＥＧリンカーを介してポリドーパミンに結合している抗体で基材／血管内物質／医療機器をコーティングするための例示的な反応スキーム（酵素法）である。図８Ａ：ポリドーパミンがコーティングされた基材は、アミノ－ＰＥＧ－ジベンゾシクロオクチン（ＤＢＣＯ）と反応する。図８Ｂ：ＤＢＣＯ反応性部分を創出するための抗体の官能化（例えば、抗体のＦｃ領域で）。ステップ１は、末端ガラクトース残基の除去を示し、ステップ２は、ＧａｌＮＡｚの取込みを示す。Ｚｅｇｌｉｓ ｅｔ ａｌ．，Ｃｈｅｍ．２０１３，２４（６），１０５７－１０６７．Ｑｕ ｅｔ ａｌ．，Ａｄｖ．Ｈｅａｌｔｈｃ．Ｍａｔｅｒ．２０１４，３（１），３０－３５を参照されたい。図８Ｃ：ＰＥＧリンカーとの官能化抗体の反応。 中間ＰＥＧリンカーを介してポリドーパミンに結合している抗体で基材／血管内物質／医療機器をコーティングするための例示的な反応スキーム（酵素法）である。図８Ａ：ポリドーパミンがコーティングされた基材は、アミノ－ＰＥＧ－ジベンゾシクロオクチン（ＤＢＣＯ）と反応する。図８Ｂ：ＤＢＣＯ反応性部分を創出するための抗体の官能化（例えば、抗体のＦｃ領域で）。ステップ１は、末端ガラクトース残基の除去を示し、ステップ２は、ＧａｌＮＡｚの取込みを示す。Ｚｅｇｌｉｓ ｅｔ ａｌ．，Ｃｈｅｍ．２０１３，２４（６），１０５７－１０６７．Ｑｕ ｅｔ ａｌ．，Ａｄｖ．Ｈｅａｌｔｈｃ．Ｍａｔｅｒ．２０１４，３（１），３０－３５を参照されたい。図８Ｃ：ＰＥＧリンカーとの官能化抗体の反応。 中間ＰＥＧリンカーを介してポリドーパミンに結合している抗体で基材／血管内物質／医療機器をコーティングするための例示的な反応スキーム（酵素法）である。図８Ａ：ポリドーパミンがコーティングされた基材は、アミノ－ＰＥＧ－ジベンゾシクロオクチン（ＤＢＣＯ）と反応する。図８Ｂ：ＤＢＣＯ反応性部分を創出するための抗体の官能化（例えば、抗体のＦｃ領域で）。ステップ１は、末端ガラクトース残基の除去を示し、ステップ２は、ＧａｌＮＡｚの取込みを示す。Ｚｅｇｌｉｓ ｅｔ ａｌ．，Ｃｈｅｍ．２０１３，２４（６），１０５７－１０６７．Ｑｕ ｅｔ ａｌ．，Ａｄｖ．Ｈｅａｌｔｈｃ．Ｍａｔｅｒ．２０１４，３（１），３０－３５を参照されたい。図８Ｃ：ＰＥＧリンカーとの官能化抗体の反応。 ジベンゾシクロオクチン（ＤＢＣＯ）官能化基材（例えば、ディスク）上のアジド官能化蛍光プローブ（カルボキシローダミン１１０－アジド）の結合の蛍光強度を示すグラフである。「ベア」：処理もコーティングもされていないＣｏＣｒのベアメタルディスク。「ベア＋ＤＢＣＯ」：ＤＢＣＯのみでコーティングされており、ポリドーパミンではコーティングされていないベアメタルディスク。「ＰＤＯＰ」：ポリドーパミンでコーティングされたベアメタルディスク。「ＰＤＯＰ＋ＤＢＣＯ」：ポリドーパミン、次いで、ＤＢＣＯでコーティングされたベアメタルディスク。 ドーパミンの酸化的自己重合によって形成されたポリドーパミンに結合している中間アミノ－ｄＰＥＧ８－ｔ－ｂｏｃ－ヒドラジドリンカーを介して抗ＣＤ３４抗体（ＢｉｏＬｅｇｅｎｄ、カタログ＃３４３６０２）でコーティングされた３１６Ｌ ＳＳ冠動脈ステント上のＣＤ３４発現Ｋｇ１ａ細胞（「陽性」）の捕獲を示す写真である。コーティングを、細胞とのインキュベーション前に、ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）でブロックした。結合した細胞を、共焦点顕微鏡上での核色素Ｓｙｔｏｘ Ｇｒｅｅｎ染色によって視覚化した。対照細胞は、ＣＤ３４を発現しないＣＨＯ細胞（「陰性」）であった。 ドーパミンの酸化的自己重合によって形成されたポリドーパミンに結合している中間アミノ－ｄＰＥＧ８－ｔ－ｂｏｃ－ヒドラジドリンカーを介して抗ＣＤ３４抗体（ＢｉｏＬｅｇｅｎｄ、＃３４３６０２）でコーティングされたコバルトクロム（ＣｏＣｒ）ディスク上のＣＤ３４発現Ｋｇ１ａ細胞（「陽性」）の捕獲を示す写真である。コーティングを、細胞とのインキュベーション前に、ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）でブロックした。結合した細胞を、共焦点顕微鏡上での核色素Ｓｙｔｏｘ Ｇｒｅｅｎ染色によって視覚化した。対照細胞は、ＣＤ３４を発現しないＣＨＯ細胞（「陰性」）であった。 ドーパミンの酸化的自己重合によって形成されたポリドーパミンに結合している中間アミノ－ｄＰＥＧ８－ｔ－ｂｏｃ－ヒドラジドリンカーを介して抗ＣＤ３４抗体（ＢｉｏＬｅｇｅｎｄ、＃３４３６０２）でコーティングされた医療用の延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）エンドグラフト上のＣＤ３４発現Ｋｇ１ａ細胞（「陽性」）の捕獲を示す写真である。コーティングを、細胞とのインキュベーション前に、ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）でブロックした。結合した細胞を、共焦点顕微鏡上での核色素Ｓｙｔｏｘ Ｇｒｅｅｎ染色によって視覚化した。対照細胞は、ＣＤ３４を発現しないＣＨＯ細胞（「陰性」）であった。 抗ＣＤ３４抗体がコーティングされたｅＰＴＦＥに結合しているＣＤ３４＋細胞またはＣＤ３４－細胞の安定性評価を示す写真である。ｅＰＴＦＥ基材をＰＢＳ中に１２日間置き、次いで、細胞結合に使用した。結合した細胞を蛍光色素で染色し、共焦点顕微鏡下で観察した。 ドーパミンの酸化的自己重合によって形成されたポリドーパミンに結合している中間アミノ－ｄＰＥＧ８－ｔ－ｂｏｃ－ヒドラジドリンカーを介して抗ＣＤ３４抗体（ＢｉｏＬｅｇｅｎｄ、＃３４３６０２）でコーティングされたウシ心膜上のＣＤ３４発現Ｋｇ１ａ細胞（「ＣＤ３４＋細胞」）の捕獲を示す写真である。コーティングを、細胞とのインキュベーション前に、ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）でブロックした。結合した細胞を、共焦点顕微鏡上での核色素Ｓｙｔｏｘ Ｇｒｅｅｎ染色によって視覚化した。対照細胞は、ＣＤ３４を発現しないＣＨＯ細胞（「ＣＤ３４－細胞」）であった。 抗Ｈ－２Ｋｋ抗体がコーティングされたｅＰＴＦＥグラフトに関する細胞毒性アッセイを示すグラフである。コーティングされたグラフトを、ＣＨＯ Ｈ－２Ｋｋ（＋）細胞とともに１、２、または３日間インキュベートした。次いで、それらを固定し、蛍光顕微鏡で画像化した。
本開示は、抗体および／または抗体断片などのリガンド／生体分子にさらに結合してい
るメラニン、メラニン様ポリマー、メラニンの合成バージョン、または芳香族カテコール
ポリマー（例えば、ポリドーパミンまたはドーパミン類似体のポリマー）でコーティング
された医療機器または基材を提供する。ポリドーパミンコーティングおよびリガンドは、
有機ポリマー／オリゴマーなどのリンカーを介して結合していてもよい。本開示は、（ｉ
）ポリドーパミン、（ｉｉ）有機ポリマー（例えば、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）
などのポリエーテル誘導体、および本明細書に記載の他の有機ポリマー／オリゴマー）、
ならびに（ｉｉｉ）抗体および／または抗体断片でコーティングされた医療機器（例えば
、ステント、人工弁など）を提供する。ポリドーパミンは、有機ポリマー／オリゴマーに
共有結合していてもよく、有機ポリマー／オリゴマーは、抗体および／または抗体断片に
共有結合していてもよい。抗ＣＤ３４抗体などの抗体および／または抗体断片は、内皮前
駆細胞（ＥＰＣ）または内皮細胞の細胞表面抗原／分子に特異的に結合し得る。抗体およ
び／または抗体断片は、医療機器が対象に埋め込まれた場合に、インビボで内皮前駆細胞
および／または内皮細胞を捕獲し得る。医療機器は、医薬物質または治療薬も含み得る。
本開示は、（ｉ）メラニン、メラニン様ポリマー、メラニンの合成バージョン、または
芳香族カテコールポリマー（例えば、ポリドーパミンまたはドーパミン類似体のポリマー
）、（ｉｉ）有機ポリマー（例えば、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）などのポリエー
テル誘導体、および本明細書に記載の他の有機ポリマー／オリゴマー）、および（ｉｉｉ
）リガンド／生体分子（例えば、抗体および／または抗体断片）でコーティングされた医
療機器を提供する。メラニン、メラニン様ポリマー、合成バージョンのメラニン、または
芳香族カテコールポリマー（例えば、ポリドーパミンまたはドーパミン類似体のポリマー
）は、有機ポリマー／オリゴマーに共有結合していてもよく、有機ポリマー／オリゴマー
は、リガンド／生体分子（例えば、抗体および／または抗体断片）に共有結合していても
よい。リガンド／生体分子（例えば、抗体および／または抗体断片）は、内皮前駆細胞ま
たは内皮細胞の細胞表面抗原／分子に特異的に結合し得る。
本コーティングは、広範囲の基材／材料に適用可能であり得、生体適合性であり、広範
囲のリガンド／生体分子への容易な化学的性質および広範な反応性を提供する。リガンド
／生体分子は、配向された様式でコーティングに結合していてもよい。コーティングは、
長期の化学的安定性も有する。
一実施形態では、ポリドーパミンコーティングは、医療機器または基材の表面上での塩
基性条件（例えば、わずかに塩基性の条件）下でのドーパミンの酸化的自己重合を介して
形成される。その後、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）リンカーが適用され、これは、
一端でポリドーパミンコーティングと結合し、もう一端で抗体または抗体断片のＦｃ断片
と結合する。
医療機器のコーティングは、抗体、抗体断片またはそれらの組合せをさらに含み得、こ
こで、抗体、抗体断片またはそれらの組合せは、内皮前駆細胞または内皮細胞の細胞表面
抗原に特異的に結合する。ある実施形態では、細胞表面抗原は、ＣＤ１３３、ＣＤ３４、
ＣＤｗ９０、ＣＤ１１７、ＨＬＡ－ＤＲ、ＶＥＧＦＲ－１、ＶＥＧＦＲ－２、ＶＥＧＦＲ
－３、Ｍｕｃ－１８（ＣＤ１４６）、Ｔｈｙ－１、Ｔｈｙ－２、ＣＤ１３０、ＣＤ３０、
幹細胞抗原（Ｓｃａ－１）、幹細胞因子１（ＳＣＦ／ｃ－Ｋｉｔリガンド）、Ｔｉｅ－１
、Ｔｉｅ－２、ＶＥ－カドヘリン、Ｐ１Ｈ１２、ＴＥＫ、ＣＤ３１、Ａｎｇ－１、Ａｎｇ
－２、ＨＡＤ－ＤＲ、ＣＤ４５、ＣＤ１４、ＣＤ１０５、Ｅ－セレクチン、フォンビルブ
ランド因子（ｖＷＦ）、またはそれらの組合せである。
医療機器は、本コーティングを付着させるための血液接触表面（または管腔表面）を含
み得る。リガンド（抗体および／または抗体断片など）は、内皮前駆細胞（ＥＰＣ）など
の標的細胞上の抗原と相互作用して、内皮前駆細胞を機器の表面に固定化し、内皮を形成
し得る。
リガンドは、循環内皮細胞および／または内皮前駆細胞上の受容体分子などの細胞膜構
造を結合する分子とすることができる。例えば、リガンドは、抗体、抗体断片、ペプチド
などの小分子、細胞接着分子、基底膜成分、またはそれらの組合せとすることができる。
抗体を使用する実施形態では、抗体は、細胞の細胞膜上の細胞表面受容体などの特異的な
エピトープまたは構造を認識して結合する。リガンドはまた、脂肪酸、ペプチド、タンパ
ク質、核酸、サッカライドなどを含めた細胞成分などの様々な供給源に由来してもよく、
例えば、前駆内皮細胞の表面上の抗原などの構造と相互作用することができ、抗体と同じ
結果または効果をもたらす。
抗体が固液界面で標的タンパク質に結合する能力は、抗体を使用したインビトロ診断ア
ッセイおよびインビボ治療学に最も重要である。固定化抗体のＦａｂドメインが抗原に結
合するために、Ｆａｂドメインは、（ｉ）アクセスしやすくなければならず、すなわち、
界面から外側に配向されており、（ｉｉ）生物学的に活性である、すなわち、標的分子に
関する解離定数（Ｋｄ）が低い分子立体構造を有する。固定化抗体の活性は、異なる固定
化化学的性質間で敏感に変動する。よりアクセスしやすいＦａｂドメインを有する抗体は
、ランダムに固定化された抗体よりも高い活性を示す。原子間力顕微鏡法、中性子反射、
分光エリプソメトリー、および質量分析を含むが、これらに限定されないいくつかの技法
を使用して、固定化抗体の活性、アクセスしやすさ、および配向を決定することができる
。Ｓａｈａ ｅｔ ａｌ．Ａｎａｌｙｓｔ，２０１７，１４２，４２４７－４２５６。定
量的放射性標識アッセイも、Ｆａｂドメインのアクセスしやすさを決定するために使用さ
れ得る。同上。
リガンド／生体分子は、リガンド／生体分子の活性部位のアクセスしやすさを保証する
ために、配向された様式で医療機器上に固定化され得る。これは、リガンド／生体分子の
活性部位から離れた／これとは異なる特異的な部位でリガンド／生体分子を結合すること
によって達成され得る。一実施形態では、リガンド／生体分子（例えば、抗体または抗体
断片）は、それらの活性部位（例えば、Ｆａｂ領域またはドメイン、抗原結合部位または
ドメイン）の外側の部位を介して医療機器上に固定化され得る。
例えば、コーティングのリガンド／生体分子（例えば、抗体または抗体断片）は、コー
ティングのリガンド／生体分子（例えば、抗体または抗体断片）の総活性部位の少なくと
も１％、少なくとも３％、少なくとも５％、少なくとも８％、少なくとも１０％、少なく
とも１５％、少なくとも２０％、少なくとも２５％、少なくとも３０％、少なくとも３５
％、少なくとも４０％、少なくとも４５％、少なくとも５０％、少なくとも６０％、少な
くとも７０％、少なくとも８０％、または少なくとも９０％のそれらの活性部位（例えば
、Ｆａｂ領域またはドメイン、抗原結合部位またはドメイン）のアクセスしやすさ（例え
ば、Ｆａｂアクセスしやすさ）を有する。
一実施形態では、コーティングのリガンド／生体分子（例えば、抗体または抗体断片）
は、配向されていない様式でコーティング（例えば、ポリドーパミンコーティング）に付
着したリガンド／生体分子（例えば、抗体や抗体断片）のそれらの活性部位（例えば、Ｆ
ａｂ領域またはドメイン、抗原結合部位またはドメイン）のアクセスしやすさよりも約５
％、約８％、約１０％、約１５％、約２０％、約２５％、約３０％、約３５％、約４０％
、約４５％、約５０％、約６０％、約７０％、約８０％、約９０％、少なくとも１％、少
なくとも３％、少なくとも５％、少なくとも８％、少なくとも１０％、少なくとも１５％
、少なくとも２０％、少なくとも２５％、少なくとも３０％、少なくとも３５％、少なく
とも４０％、少なくとも４５％、少なくとも５０％、少なくとも６０％、少なくとも７０
％、少なくとも８０％、または少なくとも９０％大きいそれらの活性部位（例えば、Ｆａ
ｂ領域またはドメイン、抗原結合部位またはドメイン）のアクセスしやすさを有する。
別の実施形態では、少なくとも１％、少なくとも３％、少なくとも５％、少なくとも８
％、少なくとも１０％、少なくとも１５％、少なくとも２０％、少なくとも２５％、少な
くとも３０％、少なくとも３５％、少なくとも４０％、少なくとも４５％、少なくとも５
０％、少なくとも６０％、少なくとも７０％、少なくとも８０％、または少なくとも９０
％のリガンド／生体分子が、アクセスしやすいそれらの活性部位（例えば、Ｆａｂ領域ま
たはドメイン、抗原結合部位またはドメイン）を有する。言い換えると、リガンド／生体
分子の少なくとも１％、少なくとも３％、少なくとも５％、少なくとも８％、少なくとも
１０％、少なくとも１５％、少なくとも２０％、少なくとも２５％、少なくとも３０％、
少なくとも３５％、少なくとも４０％、少なくとも４５％、少なくとも５０％、少なくと
も６０％、少なくとも７０％、少なくとも８０％、または少なくとも９０％の活性部位（
例えば、例えば、Ｆａｂ領域またはドメイン、抗原結合部位またはドメイン）がブロック
も変性もされていない。これは、リガンド／生体分子の活性部位から離れた特異的な部位
でリガンド／生体分子を結合することによって達成され得る。
さらに別の実施形態では、少なくとも１％、少なくとも３％、少なくとも５％、少なく
とも８％、少なくとも１０％、少なくとも１５％、少なくとも２０％、少なくとも２５％
、少なくとも３０％、少なくとも３５％、少なくとも４０％、少なくとも４５％、少なく
とも５０％、少なくとも６０％、少なくとも７０％、少なくとも８０％、または少なくと
も９０％の抗体および／または抗体断片が細胞表面抗原への結合に利用可能である。
固定化抗体のＦａｂおよび／またはＦｃドメインのアクセスしやすさは、Ｓａｈａ ｅ
ｔ ａｌ．Ａｎａｌｙｓｔ １４２：４２４７－４２５６（２０１７）に従って分析され
得る。Ｆａｂドメインアクセスしやすさアッセイ－既知量の抗体がコーティングされた機
器（例えば、ディスク、ｅＰＴＦＥグラフト、ステント）を、結合した抗体に結合するこ
とができる抗原のモル過剰（結合した抗体のモル量に対して）でインキュベートしてもよ
い。モル過剰を使用すると、利用可能な抗体ドメインが飽和することになる。インキュベ
ーション後、コーティングされた機器を洗浄し、一次抗体とは異なるエピトープに結合す
る二次放射性標識（例えば、１２５Ｉ標識）抗体を（結合した抗体の量に対する）モル過
剰で添加してもよい。溶液中の放射性標識二次抗体の異なる既知の濃度のストックを、対
照としてもよい。次いで、Ｆａｂアクセスしやすさアッセイにおける結合した二次放射性
標識抗体の量を、二次放射性標識モノクローナル抗体の結合後の最終シグナルから抗体が
コーティングされた機器のシグナルを差し引くことによって算出してもよい。Ｓａｈａ
ｅｔ ａｌ．Ａｎａｌｙｓｔ １４２：４２４７－４２５６（２０１７）。固定化抗体の
活性、アクセスしやすさ、および配向を決定するために使用される他の技法は、原子間力
顕微鏡法、中性子反射、分光エリプソメトリー、および質量分析を含む。同上。
細胞接着は、細胞接着アッセイなどの適した方法を使用して評価することができる。接
着細胞は、比色または蛍光検出を使用して定量化することができる。
本開示は、ポリドーパミンを含むコーティングを有する人工心臓弁または人工静脈弁を
提供する。ある実施形態では、弁は、人工大動脈弁、人工肺動脈弁、人工僧帽弁、人工三
尖弁である。
抗体および／または抗体断片は、モノクローナルまたはポリクローナルとすることがで
きる。一実施形態では、抗体および／または抗体断片は、ＦａｂまたはＦ（ａｂ’）２断
片を含む。抗体および／または抗体断片は、異なる細胞表面抗原に特異的に結合し得る。
リンカーは、ヘテロまたはホモ二官能性とすることができる。マトリックスへの共有結
合後、リンカー分子は、１つまたは複数の型の抗体を共有結合するために使用され得るい
くつかの機能的に活性な基をマトリックスに提供する。リンカーは、ポリドーパミンコー
ティングに直接（すなわち、カテコール基を通して）またはエステル化、アミド化、アシ
ル化などの既知のカップリング化学を通して結合され得る。リンカー分子は、アミン－炭
素飽和および不飽和結合の直接形成を通してポリドーパミンコーティングに結合されてお
り、リガンド（例えば、抗体および／または抗体断片）との反応に利用可能であるアミン
官能基を提供するジ、トリ、またはテトラアミン官能性化合物とすることができる。例え
ば、リンカー分子は、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリエチレンイミン（ＰＥＩ
）、ポリアリルアミン（ＰＡＬＬＡ）、またはＰＥＧ誘導体（例えば、ｍＰＥＧ－スクシ
ンイミジルプロピオネートまたはｍＰＥＧ－Ｎ－ヒドロキシスクシンイミド）などのポリ
アミン官能性ポリマーとすることができる。参照により本明細書に組み込まれる、Ｗｅｉ
ｎｅｒ ｅｔ ａｌ．，Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆ ａ ｐｏｌｙ－ｅｔｈｙｌｅｎｅｇ
ｌｙｃｏｌ ｓｐａｃｅｒ ｏｎ ａｎｔｉｇｅｎ ｃａｐｔｕｒｅ ｂｙ ｉｍｍｏｂ
ｉｌｉｚｅｄ ａｎｔｉｂｏｄｉｅｓ．Ｊ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．Ｂｉｏｐｈｙｓ．Ｍｅｔｈ
ｏｄｓ ４５：２１１－２１９（２０００）を参照されたい。ポリマーの混合物も使用さ
れ得る。これらの分子は、１または複数のリガンド（例えば、抗体および／または抗体断
片）を表面固定化するために使用され得る複数のペンダントアミン官能基を含有する。
医療機器のコーティングは、平滑筋細胞移動および／または増殖を阻害する医薬物質な
どの医薬物質をさらに含み得る。ある実施形態では、医薬物質は、パクリタキセル、ラパ
マイシン、ラパマイシン誘導体、シロリムス、エベロリムス、タクロリムス、バイオリム
ス、バイオリムスＡ－９、またはそれらの組合せである。医薬物質は、血管拡張剤とする
ことができる。
コーティングされた医療機器は、（例えば、医薬物質の）標的局所薬物送達および／ま
たは全身療法を提供し得る。
医療機器は、医学的状態の予防法または治療法のために哺乳動物に一時的または永久に
導入される任意の機器とすることができる。これらの機器は、皮下、経皮または外科的に
導入されて、動脈、静脈、心臓の心室および／もしくは心房などの器官、組織、または器
官の管腔内に置かれる任意のものを含む。医療機器は、ステント、ステントグラフト、ポ
リテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ
）、または人工血管グラフトで被覆されたものなどの被覆されたステント、人工心臓弁、
人工心臓および補綴器官を血管循環に接続するための固定具、静脈弁、腹部大動脈瘤（Ａ
ＡＡ）グラフト、下大静脈フィルター、永久薬物注入カテーテル、塞栓コイル、血管塞栓
術に使用される塞栓物質（例えば、架橋ＰＶＡヒドロゲル）、血管縫合糸、血管吻合固定
具、経心筋血行再建ステントおよび／またはその他の導管を含み得る。
本開示は、ポリドーパミンを含むコーティングを有する人工心臓弁または人工静脈弁を
提供する。ある実施形態では、弁は、人工大動脈弁、人工肺動脈弁、人工僧帽弁、または
人工三尖弁である。
人工弁のコーティングは、平滑筋細胞移動および／または増殖を阻害する医薬物質など
の医薬物質をさらに含み得る。ある実施形態では、医薬物質は、パクリタキセル、ラパマ
イシン、ラパマイシン誘導体、シロリムス、エベロリムス、タクロリムス、バイオリムス
、バイオリムスＡ－９、またはそれらの組合せである。
別の実施形態では、本医療機器を必要とする患者にかかる医療機器を埋め込むことを含
む、再狭窄およびアテローム性動脈硬化症などの血管疾患を治療するための方法が提供さ
れる。方法は、患者の血管または中空器官に本コーティングを有する医療機器を埋め込む
ことを含む。
「内皮前駆細胞」という用語は、成熟した機能的な内皮細胞に分化する可能性を有する
任意の系統の細胞を含む。例えば、内皮前駆細胞は、骨髄、血液または局所組織起源から
の前駆細胞または幹細胞から成熟した機能的内皮細胞までの任意の発達段階の内皮細胞で
あり、遺伝子改変された非悪性細胞である。内皮前駆細胞は、内皮コロニー形成細胞（Ｅ
ＣＦＣ）および骨髄性血管新生細胞（ＭＡＣ）を含み得る。内皮コロニー形成細胞は、Ｃ
Ｄ３１＋、ＣＤ１０５＋、ＣＤ１４６＋、ＣＤ４５－、および／またはＣＤ１４５－とす
ることができる。内皮コロニー形成細胞は、インビトロおよびインビボで固有の管形成能
を有し得る。内皮コロニー形成細胞は、新しい血管形成または血管修復のための構成単位
とすることができる。骨髄性血管新生細胞は、ＣＤ４５＋、ＣＤ１４＋、ＣＤ３１＋、Ｃ
Ｄ１４６－、および／またはＣＤ３４－とすることができる。骨髄性血管新生細胞馴化培
地は、インビトロおよびインビボで内皮ネットワーク形成を強化し得る。ＭＡＣ由来パラ
クリン因子は、血管新生の刺激物質とすることができる。Ｍｅｄｉｎａ ｅｔ ａｌ．，
Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ Ｐｒｏｇｅｎｉｔｏｒｓ：Ａ Ｃｏｎｓｅｎｓｕｓ Ｓｔａｔ
ｅｍｅｎｔ ｏｎ Ｎｏｍｅｎｃｌａｔｕｒｅ，Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌｓ Ｔｒａｎｓｌａ
ｔｉｏｎａｌ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，２０１７；６：１３１６－１３２０。
インビトロ研究またはコーティングされた医療機器の使用に関して、完全に分化した内
皮細胞がヒト臍静脈などの動脈または静脈から単離され得る一方、内皮前駆細胞は、末梢
血または骨髄から単離され得る。内皮細胞は、本発明のコーティングを有する医療機器と
の内皮細胞のインキュベーションによって医療機器に結合される。別の実施形態では、内
皮細胞は、形質転換／トランスフェクトされた内皮細胞とすることができる。
リガンドは、抗体または抗体断片の代わりに、または抗体もしくは抗体断片と組み合わ
せて使用され得る合成または天然発生の分子またはペプチドを含む小分子とすることがで
きる。例えば、レクチンは、天然に発生する非免疫起源の糖結合ペプチドである。内皮細
胞特異的レクチン抗原（Ｕｌｅｘ Ｅｕｒｏｐａｅｕｓ Ｕｅａ １）（Ｓｃｈａｔｚ
ｅｔ ａｌ．２０００ Ｈｕｍａｎ Ｅｎｄｏｍｅｔｒｉａｌ Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ
Ｃｅｌｌｓ：Ｉｓｏｌａｔｉｏｎ，Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ，ａｎｄ Ｉｎ
ｆｌａｍｍａｔｏｒｙ－Ｍｅｄｉａｔｅｄ Ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ｏｆ Ｔｉｓｓｕｅ
Ｆａｃｔｏｒ ａｎｄ Ｔｙｐｅ １ Ｐｌａｓｍｉｎｏｇｅｎ Ａｃｔｉｖａｔｏｒ
Ｉｎｈｉｂｉｔｏｒ．Ｂｉｏｌ Ｒｅｐｒｏｄ ６２：６９１－６９７）は、前駆内皮
細胞の細胞表面を選択的に結合することができる。合成小分子が様々な細胞表面受容体を
標的にするために創出された。これらの分子は、（１つまたは複数の）特異的な受容体を
選択的に結合し、内皮前駆細胞および／または内皮細胞などの特異的な細胞型を標的にす
ることができる。小分子を合成して、ＶＥＧＦなどの内皮細胞表面マーカーを認識するこ
とができる。例えば、ＳＵ１１２４８（Ｓｕｇｅｎ）（Ｍｅｎｄｅｌ ｅｔ ａｌ．２０
０３ Ｉｎ ｖｉｖｏ ａｎｔｉｔｕｍｏｒ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｏｆ ＳＵ１１２４８
，ａ ｎｏｖｅｌ ｔｙｒｏｓｉｎｅ ｋｉｎａｓｅ ｉｎｈｉｂｉｔｏｒ ｔａｒｇｅ
ｔｉｎｇ ｖａｓｃｕｌａｒ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ
ａｎｄ ｐｌａｔｅｌｅｔ－ｄｅｒｉｖｅｄ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ ｒｅｃｅｐ
ｔｏｒｓ：ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｐｈａｒｍａｃｏｋｉｎｅｔｉｃ／
ｐｈａｒｍａｃｏｄｙｎａｍｉｃ ｒｅｌａｔｉｏｎｓｈｉｐ．Ｃｌｉｎ Ｃａｎｃｅｒ
Ｒｅｓ．Ｊａｎｕａｒｙ；９（１）：３２７－３７）、ＰＴＫ７８７／ＺＫ２２２５８
４（Ｄｒｅｖｓ Ｊ．ｅｔ ａｌ．２００３ Ｒｅｃｅｐｔｏｒ ｔｙｒｏｓｉｎｅ ｋ
ｉｎａｓｅｓ：ｔｈｅ ｍａｉｎ ｔａｒｇｅｔｓ ｆｏｒ ｎｅｗ ａｎｔｉｃａｎｃ
ｅｒ ｔｈｅｒａｐｙ．Ｃｕｒｒ．Ｄｒｕｇ Ｔａｒｇｅｔｓ．Ｆｅｂｒｕａｒｙ；４（
２）：１１３－２１）、およびＳＵ６６６８（Ｌａｉｒｄ，Ａ Ｄ ｅｔ ａｌ．２００
２ ＳＵ６６６８ ｉｎｈｉｂｉｔｓ Ｆｌｋ－１／ＫＤＲ ａｎｄ ＰＤＧＦＲｂｅｔ
ａ ｉｎ ｖｉｖｏ，ｒｅｓｕｌｔｉｎｇ ｉｎ ｒａｐｉｄ ａｐｏｐｔｏｓｉｓ ｏ
ｆ ｔｕｍｏｒ ｖａｓｃｕｌａｔｕｒｅ ａｎｄ ｔｕｍｏｒ ｒｅｇｒｅｓｓｉｏｎ
ｉｎ ｍｉｃｅ，ＦＡＳＥＢ Ｊ．Ｍａｙ；１６（７）：６８１－９０）は、ＶＥＧＦ
Ｒ－２に結合する小分子である。別の実施形態では、内皮細胞表面を標的にする合成小分
子の別のサブセットは、例えば、アルファ（ｖ）ベータ（３）インテグリン阻害剤、Ｓ５
Ｍ２５６、およびＳＤ９８３である（Ｋｅｒｒ Ｊ Ｓ．ｅｔ ａｌ．１９９９ Ｎｏｖ
ｅｌ ｓｍａｌｌ ｍｏｌｅｃｕｌｅ ａｌｐｈａ ｖ ｉｎｔｅｇｒｉｎ ａｎｔａｇ
ｏｎｉｓｔｓ：ｃｏｍｐａｒａｔｉｖｅ ａｎｔｉ－ｃａｎｃｅｒ ｅｆｆｉｃａｃｙ
ｗｉｔｈ ｋｎｏｗｎ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ ｉｎｈｉｂｉｔｏｒｓ ｃａｎ ｂ
ｅ ｕｓｅｄ．｛ｊ｝Ａｎｔｉｃａｎｃｅｒ Ｒｅｓ Ｍａｒｃｈ－Ａｐｒｉｌ；１９（
２Ａ）－９５９－６８）。ＳＭ２５６およびＳＤ９８３は、どちらも、内皮細胞の表面に
存在するアルファ（ｖ）ベータ（３）を標的にして結合する合成分子である。
一実施形態では、基材／医療機器（コバルトクロム、ステンレス鋼、ｅＰＴＦＥ、およ
び／またはポリスチレンなどを含む、またはそれらで作られている）がポリドーパミン膜
でコーティングされており、アミン官能化ポリエチレングリコールが、ポリドーパミンが
コーティングされた基材上に堆積される。官能化リガンド／生体分子が導入されて、官能
化ＰＥＧと反応する。
別の実施形態では、リガンド／生体分子（例えば、抗体または抗体断片）は、ポリドー
パミン膜上に直接固定化される。例えば、新たに調製されたポリドーパミンがコーティン
グされた基材／医療機器を緩衝液（例えば、ＰＢＳ）中の無改変抗体（または抗体断片）
溶液に暴露する。次いで、抗体（または抗体断片）がコーティングされた基材／医療機器
を緩衝液（例えば、ＰＢＳ）で完全にすすぎ、吸着された抗体を除去する。
本コーティングされた医療機器は、天然／正常細胞、または遺伝子改変細胞を捕獲／結
合するために使用され得る。遺伝子改変細胞は、構成的に本明細書に記載されるように、
またはそうするように刺激された場合、医薬物質を分泌し得る。
一実施形態では、循環内皮前駆細胞は、機器の管腔または血液接触表面上に捕獲および
固定化されて、機器の埋め込み部位での機能的内皮の形成を回復、強化または加速し得る
標的細胞とすることができる。
別の実施形態では、リガンド／生体分子（例えば、抗体または抗体断片）は、細胞表面
抗原／分子を発現するように遺伝子改変された遺伝子改変細胞の細胞表面細胞表面抗原／
分子のみを認識することによって、遺伝子改変細胞（例えば、ヒト細胞などの哺乳動物細
胞）のみに特異的に結合する。リガンド／生体分子への標的細胞の結合は、細胞を機器の
表面上に固定化し得る。
このように、遺伝子改変細胞のみが医療機器の表面に結合し得る。
リガンド／生体分子（例えば、抗体または抗体断片）は、ＣＤ１３３、ＣＤ３４、ＣＤ
１４、ＣＤｗ９０、ＣＤ１１７、ＨＬＡ－ＤＲ、ＶＥＧＦＲ－１、ＶＥＧＦＲ－２、Ｍｕ
ｃ－１８（ＣＤ１４６）、ＣＤ１３０幹細胞抗原（Ｓｃａ－１）、幹細胞因子１（ＳＣＦ
／ｃ－Ｋｉｔリガンド）、Ｔｉｅ－２などの細胞表面抗原、Ｈ－２ＫｋおよびＨＬＡ－Ｄ
ＲなどのＭＨＣ、または合成抗原への結合に特異的とすることができる。
一実施形態では、ＥＰＣは、血管拡張剤を発現するように、例えば、心外膜冠動脈の流
量依存性ポジティブリモデリングを促進するように遺伝子改変されている。
メラニン、メラニン様ポリマー、メラニンの合成バージョン、または芳香族カテコール
ポリマーは、ポリドーパミン、ドーパミン類似体のポリマー、ユーメラニン、フェオメラ
ニン、およびニューロメラニンを含むが、これらに限定されない。
ポリドーパミン
ポリドーパミンは、モノマードーパミンの重合によって形成される。ある実施形態では
、ポリドーパミン（ＰＤＡ）は、わずかに塩基性の条件下でドーパミンの酸化的自己重合
を介して形成される合成ユーメラニンポリマーである。一実施形態では、ＰＤＡ膜は、基
材／医療機器をドーパミン水溶液に浸漬することによって形成され得る。
ポリドーパミンの正確な構造は、よく理解されておらず、いくつかの構造が提案されて
いる。
ドーパミンの重合は、酸化的条件下で起こり得る。空気（すなわち、酸素）への暴露は
、重合を開始するのに十分であり得る。一実施形態では、ドーパミンの初期酸化は、カテ
コール部分で起こり、次いで、ドーパミンの別の分子と反応するか、または（ペンダント
一級アミンを介した）分子間環化を経て、窒素含有二環を形成し得る。ポリドーパミンの
１つの構造（構造Ａ）（国際公開第２０１０／００６１９６号に記載）は、ポリドーパミ
ンが、位置４および７を通して架橋された繰返し５，６－ジヒドロキシ－３Ｈ－インドー
ル単位からなることを示唆している。別の構造（構造Ｂ、Ｚｈａｏ ｅｔ ａｌ．Ｐｏｌ
ｙｍ．Ｃｈｅｍ．，２０１０，１，１４３０－１４３３に記載）は、同様のポリマーを示
唆しているが、５，６－ジヒドロキシ－３Ｈ－インドール単位が１つおきで５，６－ジヒ
ドロキシインドリン単位に置き換えられている。構造Ｃは、ポリドーパミンに関する別の
可能な構造として提案されており、これもまた構造Ａに類似しているが、５，６－ジヒド
ロキシ－３Ｈ－インドール単位が１つおきで非環化ドーパミン分子に置き換えられている
（米国特許第９，２７２，０７５号）。したがって、ポリドーパミンのこの構造は、一級
アミン官能性を含む。構造Ｄ（Ｋａｎｇ ｅｔ ａｌ．Ｌａｎｇｍｕｉｒ，２００９，２
５，９６５６－９６５９に記載）も提案されており、５員窒素環のドーパミン分子間およ
びカテコール環間の付着を示唆している。この構造は、カテコール環だけでなくキノン環
がポリマー構造に存在することも示唆している。最後に、構造Ｅ（Ｄｒｅｙｅｒ ｅｔ
ａｌ．Ｌａｎｇｍｕｉｒ，２０１２，２８，６４２８－６４３５に記載）は、ポリドーパ
ミンが共有結合性ポリマーではなく、その代わりに主に５，６－ジヒドロキシインドリン
およびそのジオン誘導体からなるモノマーの超分子集合体である完全に異なる構造を例示
している。
本開示の文脈では、ポリドーパミンの構造の表示は、本発明の方法およびコーティング
を実施するために重要ではなく、上記の考察は、単に背景の参照のために含まれることに
留意されたい。
本明細書で言及されるように、「ポリドーパミン」は、ドーパミンおよび／またはドー
パミン類似体の重合によって適切に形成される。一実施形態では、ポリドーパミンは、ド
ーパミンの重合によって形成される。ドーパミン類似体は、ドーパミンと同じまたは類似
した生化学経路に関与する分子、およびチロシンの酸化誘導体を含めたドーパミンと構造
が類似する分子を含む。一実施形態では、ドーパミン類似体は、式（Ｉ）の化合物であり
、式中、Ｒ１～Ｒ９の１つまたは複数は、Ｈではない：
Figure 2023017932000001
別の実施形態では、ドーパミン類似体は、式（Ｉ）の化合物であり、式中、Ｒ１～Ｒ９
は、Ｈ、Ｃ１～Ｃ８アルキル、Ｃ２～Ｃ８アルケニル、Ｃ２～Ｃ８アルキニル、－ＯＨ、
－ＣＯ２Ｈ、－Ｃ（Ｏ）Ｃ１～Ｃ８アルキル、－Ｃ（Ｏ）Ｃ２～Ｃ８アルケニル、－Ｃ（
Ｏ）Ｃ２～Ｃ８アルキニルからなる群から独立して選択される。
天然発生のドーパミン類似体は、以下のものを含む：
Figure 2023017932000002
他の例示的なドーパミン類似体を以下に例示する：
Figure 2023017932000003
ポリドーパミンコーティングを調製するための方法
空気（すなわち、酸素）に暴露されたアルカリ水溶液中のドーパミンは、追加の反応物
なしで重合して、ポリドーパミンを形成し得る。しかしながら、重合速度は、溶液への化
学酸化剤の添加またはドーパミンを含有する酸化電流によって高められ得る。適した化学
酸化剤は、過硫酸アンモニウムおよび過硫酸ナトリウムを含むが、これらに限定されない
。したがって、一実施形態では、ポリドーパミンの表面コーティングは、基材の表面を酸
化剤ならびにドーパミンおよび／またはドーパミン類似体を含む混合物と接触させること
によって形成される。
ドーパミンの重合はまた、おそらく脱プロトン化およびカテコールヒドロキシル基の酸
化への活性化のために、アルカリ性水溶液中でより速いことが観察されている。酸化剤の
使用は、ドーパミンの重合が、妥当な時間枠内で中性のｐＨまたはそれどころか酸性のｐ
Ｈで制御された様式で進行することを可能にし得る。適した酸化剤は、過硫酸アンモニウ
ムおよび過硫酸ナトリウムを含む。米国特許第９，２７２，０７５号。
一実施形態では、ポリドーパミンの表面コーティングは、ｐＨ４～１０、例えば、ｐＨ
＞７またはｐＨ７で、基材の表面を酸化剤ならびにドーパミンおよび／またはドーパミン
類似体を含む混合物と接触させることによって形成される。別の実施形態では、ポリドー
パミンの表面コーティングは、ｐＨ＜７、例えば、ｐＨ４～７で形成される。さらなる実
施形態では、ポリドーパミンの表面コーティングは、ｐＨ５～６．９、例えば、ｐＨ５．
５～６．５で形成される。ドーパミンおよび／またはドーパミン類似体溶液のｐＨは、そ
れぞれ、ＨＣｌまたはＮａＯＨなどの任意の適した酸または塩基を使用して調整すること
ができる。溶液のｐＨは、適した緩衝液、例えば、ＭＥＳ、ＡＣＥＳ、ＰＩＰＥＳ、ＭＯ
ＰＳＯ、ビス－トリスプロパン、ＢＥＳ、ＭＯＰＳ、ＴＥＳ、およびＨＥＰＥＳ緩衝液を
用いて制御され得る。
酸化剤の量は、重合速度に影響する。一実施形態では、溶液中のドーパミンの量は、１
ｇ／Ｌ～５ｇ／Ｌであり、溶液中の過硫酸アンモニウム（ＡＰＳ）の量は、０．６ｇ／Ｌ
～３ｇ／Ｌである。別の実施形態では、１ｇ／Ｌのドーパミンおよび０．６ｇ／ＬのＡＰ
Ｓが重合に使用される。重合速度は、ドーパミンおよび／またはＡＰＳ濃度を高めること
によって高められ得る。ある実施形態では、ドーパミンまたは類似体の濃度は、０．５～
１０ｇ／Ｌとすることができ、ＡＰＳの濃度は、０．１～５ｇ／Ｌとすることができる。
ドーパミンの重合は、水溶液中で、またはメタノール、エタノール、プロパノール、お
よび／もしくはイソプロパノールと水の混合物などの水／有機混合物中で行われ得る。
ポリドーパミンコーティングを形成するのに必要な時間は、使用される特定の反応条件
に依存して変動し得る。例えば、酸化剤の添加は、重合を加速し得る、または中性もしく
はそれどころか酸性のｐＨの使用を可能にし得る。ポリドーパミンコーティングは、効率
的な製造に実行可能である期間以内に形成され得る。例えば、望ましいポリドーパミン被
覆は、２４時間、１２時間、６時間、５時間、４時間、３時間、２時間、１時間、３０分
、１０分、５分、または２分以内に形成され得る。Ｚａｎｇｍｅｉｓｔｅｒ ｅｔ ａｌ
．，Ｌａｎｇｍｕｉｒ ２０１３，２９（２７），８６１９－８６２８。一般原則として
、重合時間が長いほど、形成されるポリドーパミンのコーティングが厚くなる。したがっ
て、ドーパミンの重合の最適な時間は、ポリドーパミンの十分な被覆を得るのに十分長い
が、制御されていない粒子ポリドーパミンが溶液中で形成されることを可能にするほど長
くない。ある実施形態では、重合時間は、２４時間以下、例えば、最大１２時間、６時間
、５時間、４時間、３時間、２時間、１時間、３０分、１０分、５分、または２分である
。一実施形態では、超音波処理などの後処理技法を使用して、ポリドーパミン集合体およ
び粒子を除去することができる。
ポリドーパミンコーティングは、室温で形成され得るが、重合は、より高い／より低い
温度で行われ得る。
ポリドーパミンコーティングの厚さは、約０．１ｎｍ～約１０ｎｍ、約１ｎｍ～約５０
ｎｍ、約１ｎｍ～約４０ｎｍ、約１ｎｍ～約３０ｎｍ、約１ｎｍ～約２０ｎｍ、約１ｎｍ
～約１５ｎｍ、約１ｎｍ～約１０ｎｍ、約１ｎｍ～約１００ｎｍ、約５ｎｍ～約８０ｎｍ
、約６ｎｍ～約６０ｎｍ、約１０ｎｍ～約５０ｎｍ、約１０ｎｍ～３０ｎｍ、約０．１μ
ｍ～約１５０μｍ、または約１μｍ～約１００μｍにわたり得る。Ｚａｎｇｍｅｉｓｔｅ
ｒ ｅｔ ａｌ．，Ｌａｎｇｍｕｉｒ ２０１３，２９（２７），８６１９－８６２８。
電荷（電圧）を使用してポリドーパミンを形成するための可能な代替手法は、Ｋａｎｇ
ｅｔ ａｌ．Ａｎｇｅｗａｎｄｔｅ Ｃｈｅｍｉｅ，２０１２，ｖｏｌ．１２４，ｐｐ
１－５に記載されている。
コーティングの前に、基材の表面を、ポリドーパミンへの接着を改善するために、洗浄
または前処理してもよい。表面の事前の浄化または前処理はまた、コーティングの均一性
を改善し得る。
適した洗浄剤または前処理剤は、エタノールまたはイソプロパノール（ＩＰＡ）などの
溶媒、アルコールと水酸化化合物（例えば、水酸化ナトリウム）の水溶液の混合物を含む
溶液などの高ｐＨの溶液、水酸化ナトリウム溶液自体、水酸化テトラメチルアンモニウム
（ＴＭＡＨ）を含有する溶液、塩基性ピラニア（アンモニアおよび過酸化水素）、酸性ピ
ラニア（硫酸および過酸化水素の混合物）、ならびに硫酸および過マンガン酸カリウムを
含む他の酸化剤、または異なる種類のペルオキソ硫酸もしくはペルオキソ二硫酸溶液（ア
ンモニウム、ナトリウム、およびカリウム塩、例えば、過硫酸アンモニウムとしても）、
またはそれらの組合せを含む。
２つの特定の前処理方法－方法Ａと方法Ｂを記載する。方法Ａは、基材をイソプロパノ
ールで処理することを伴う一方、方法Ｂでは、基材は、イソプロパノールで処理され、次
いで、ＡＰＳ（過硫酸アンモニウム）の溶液で処理される。一実施形態では、ポリドーパ
ミンの表面コーティングを形成する前に、基材の表面は、酸化剤で前処理される。別の実
施形態では、ポリドーパミンの表面コーティングを形成する前に、基材の表面は、イソプ
ロパノールおよび酸化剤で処理される。さらなる実施形態では、ポリドーパミンの表面コ
ーティングを形成する前に、コーティングされる表面は、イソプロパノールおよび過硫酸
アンモニウムで前処理される。
ポリドーパミン層は、例えば、アルケンおよび／もしくはアルキン基またはチオール基
で官能化されていてもよい。このようなポリドーパミン表面は、少なくともある割合のア
ルケンおよび／もしくはアルキンまたはチオール基官能化ドーパミン（または類似体）を
含むドーパミンおよびドーパミン類似体の重合によって調製され得る。合成ドーパミン類
似体は、ドーパミンの一級アミンを官能化することにより形成され得る。
ポリドーパミン膜形成後、基材／医療機器は、生体分子（例えば、タンパク質）に見出
される一般的な部分であるアミンおよび／またはチオール基を含有する分子でさらに官能
化され得る。生体分子は、非常に穏やかな条件下（例えば、中性に近いｐＨまたは中性の
ｐＨおよび室温で）で固定化され得る。
有機ポリマー／オリゴマー
ポリドーパミンおよびリガンド（例えば、抗体および／または抗体断片）は、有機ポリ
マー／オリゴマーなどのリンカーを通して結合していてもよい。
有機ポリマーの非限定的な例は、ポリエーテル誘導体（例えば、ポリエチレングリコー
ル（ＰＥＧ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）誘導体、ポリプロピレングリコール（
ＰＰＧ）またはポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）誘導体）、ポリシリコン、ポリジメ
チルシロキサン、シロキサン誘導体、ポリウレタン、タンパク質、ペプチド、ポリペプチ
ド、ヒアルロン酸、ヒアルロン酸誘導体、ポリ－Ｎ－ビニルピロリドン、ポリ－Ｎ－ビニ
ルピロリドン誘導体、ポリエチレンオキシド、ポリエチレンオキシド誘導体、ポリアルキ
レングリコール、ポリグリシドール、ポリビニルアルコール、ポリビニルアルコール誘導
体、ポリアクリル酸、ポリアクリル酸誘導体、シリコーン、シリコーン誘導体、ポリサッ
カライド、ポリサッカライド誘導体、ポリスルホベタイン、ポリスルホベタイン誘導体、
ポリカルボキシベタイン、ポリカルボキシベタイン誘導体、ｐｏｌｙＨＥＭＡなどの多価
アルコール、アルギン酸などのポリ酸、デキストラン、アガロース、ポリリジン、ポリメ
タクリル酸、ポリメタクリル酸誘導体、ポリメタクリルアミド、ポリメタクリルアミド誘
導体、ポリアクリルアミド、ポリアクリルアミド誘導体、ポリスルホン、ポリスルホン誘
導体、スルホン化ポリスチレン、スルホン化ポリスチレン誘導体、ポリアリルアミン、ポ
リアリルアミン誘導体、ポリエチレンイミン、ポリエチレンイミン誘導体、ポリオキサゾ
リン、ポリオキサゾリン誘導体、ポリアミン、ポリアミン誘導体、およびその組合せを含
む。上記のポリマーのブロックポリマーも有用であり、例えば、ポリ（ビニルアルコール
－ｃｏ－エチレン）、ポリ（エチレングリコール－ｃｏ－プロピレングリコール）、ポリ
（ビニルアセテート－ｃｏ－ビニルアルコール）、ポリ（テトラフルオロエチレン－ｃｏ
－ビニルアルコール）、ポリ（アクリロニトリル－ｃｏ－アクリルアミド）、ポリ（アク
リロニトリル－ｃｏ－アクリル酸－ｃｏ－アクリルアミジン）が挙げられる。
ある実施形態では、有機ポリマーは、ヒアルロン酸、ヒアルロン酸誘導体、ポリ－Ｎ－
ビニルピロリドン、ポリ－Ｎ－ビニルピロリドン誘導体、ポリエーテル誘導体（例えば、
ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）誘導体、ポリプ
ロピレングリコール（ＰＰＧ）もしくはポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）誘導体、ポ
リビニルアルコール、ポリビニルアルコール誘導体、またはそれらの組合せである。ある
実施形態では、有機ポリマーは、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリエチレングリ
コール（ＰＥＧ）誘導体、ポリプロピレングリコール（ＰＰＧ）、ポリプロピレングリコ
ール（ＰＰＧ）誘導体）、またはそれらの組合せとすることができる。それらのコポリマ
ー（例えば、エチレングリコールとプロピレングリコールのコポリマー）、それらのター
ポリマー、およびそれらの混合物も企図される。
本開示で使用され得る有機ポリマーは、ＰＥＧ、ポリラクテート、ポリ乳酸、糖、脂質
、ポリグルタミン酸（ＰＧＡ）、ポリグリコール酸、ポリ（乳酸－ｃｏ－グリコール酸）
（ＰＬＧＡ）、ポリ酢酸ビニル（ＰＶＡ）、およびそれらの組合せを含む。ポリドーパミ
ンまたは医療機器への有機ポリマーの付着は、イオン結合、水素結合、疎水結合、配位、
接着、および物理的吸収などの共有結合または非共有結合によって達成され得る。
ポリエーテルポリマーは、ヒドロキシル基、またはアミノおよびチオールを含むが、こ
れらに限定されない他の末端基で終結し得る。
リンカー（例えば、有機ポリマー）は、任意の適した結合（ｌｉｎｋａｇｅ）／結合（
ｂｏｎｄ）を通してポリドーパミンに結合していてもよい。ポリドーパミンは、例えば、
非常に穏やかな条件下（中性ｐＨおよび／または室温など）で、マイケル付加またはシッ
フ塩基形成を介してチオールまたは一級アミンを含有する分子で官能化され得る。
ヘテロ二官能性有機ポリマー（例えば、ＰＥＧ）鎖が、ヒドラジド、アジド、シクロオ
クチン、および／またはビオチンと組み合わせたアミンおよびチオール官能基を用いて創
出され得る。一実施形態では、ＰＥＧは、物理的吸着または共有結合によって医療機器の
表面にグラフトされ得る８１。別の実施形態では、アミン－ＰＥＧ－アルキンが、ＰＤＡ
がコーティングされた医療機器上に固定化され、アジド官能基を含有するリガンド（例え
ば、抗体および／または抗体断片）が続く。さらに別の実施形態では、ポリドーパミンは
、チオール化リンカー（例えば、チオール化ＰＥＧなどのチオール化有機ポリマー）、ア
ミノ化リンカー（例えば、アミノ化ＰＥＧなどのアミノ化有機ポリマー）などに結合して
いてもよい。ＰＥＧが、メラニン、メラニン様ポリマー、メラニンの合成バージョン、ま
たは芳香族カテコールポリマー（例えば、ポリドーパミンまたはドーパミン類似体のポリ
マー）への、またはリガンド／生体分子（例えば、抗体および／または抗体断片）への結
合を形成するためのその他の官能基は、マレイミドおよびアルケンを含む。
有機ポリマー（例えば、ＰＥＧなどのポリエーテル誘導体）は、ポリドーパミンへの付
着のための、およびリガンド（例えば、抗体および／または抗体断片）への付着のための
複数の官能基を有し得る。医療機器は、複数のリガンド（例えば、抗体および／または抗
体断片）に付着され得る種々の官能基を有する種々の型の官能化有機ポリマー（例えば、
ＰＥＧなどのポリエーテル誘導体）を有し得る。有機ポリマーは、共有結合的または非共
有結合的にポリドーパミンに付着され得る。
一実施形態では、官能化ＰＥＧアミン（ヒドラジドまたはジベンゾシクロオクチン（Ｄ
ＢＣＯ）官能化）またはアミノ化ＰＥＧを使用して、ポリドーパミンを結合する。例えば
、ジベンゾシクロオクチン表面は、アミノ－ＰＥＧ－ＤＢＣＯの溶液に基材または医療機
器を浸漬することにより、ＰＤＡがコーティングされた基材または医療機器上に形成され
る。
一実施形態では、有機ポリマーは、アミンおよび／またはスルフヒドリル基で二官能化
される。
ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）
ＰＥＧは、ポリエーテル化合物であり、これは、線状型では、一般式Ｈ［Ｏ－ＣＨ２－
ＣＨ２］ｎ－ＯＨを有する。高分岐ＰＥＧおよび樹状ＰＥＧを含めた分岐ＰＥＧも企図さ
れ、当技術分野で一般的に知られている。典型的には、分岐ポリマーは、中央枝コア部分
および中央枝コアに結合している複数の線状ポリマー鎖を有する。ＰＥＧは、一般に、グ
リセロール、グリセロールオリゴマー、ペンタエリスリトール、およびソルビトールなど
の様々なポリオールへのエチレンオキシドの添加によって調製され得る分岐型で使用され
る。中央枝部分は、リジンなどのいくつかのアミノ酸にも由来し得る。分岐ポリ（エチレ
ングリコール）は、一般的な形でＲ（－ＰＥＧ－ＯＨ）ｍとして表され得、ここで、Ｒは
、グリセロール、グリセロールオリゴマー、ペンタエリスリトールなどのコア部分に由来
し、ｍは、アームの数を表する。米国特許第５，９３２，４６２号、米国特許第５，６４
３，５７５号、米国特許第５，２２９，４９０号、米国特許４，２８９，８７２、米国特
許出願公開第２００３／０１４３５９６号、国際公開第９６／２１４６９号、および国際
公開第９３／２１２５９号に記載されているものなどのマルチアームＰＥＧ分子も使用さ
れ得る。
ＰＥＧは、約１００ダルトン～約２０，０００ダルトン、約２００ダルトン～約１０，
０００ダルトン、約２００ダルトン～約５，０００ダルトン、約２５０ダルトン～約８，
０００ダルトン、約２００ダルトン～約６，０００ダルトン、約３００ダルトン～約５，
０００ダルトン、約２００ダルトン～約４００ダルトン、約２００ダルトン～約３００ダ
ルトン、または約５００ダルトン～約１，０００ダルトンの範囲の平均分子量を有し得る
。
コーティングは、異なる平均分子量を有する２種以上のＰＥＧ分子を含み得る。
ＰＥＧは、基材上に固定された場合、基材へのタンパク質の非特異的結合を効果的に防
ぎ得る。
ＰＥＧは、ポリドーパミンコーティングに反応性であり得るアミンおよび／またはチオ
ール官能基で官能化され得る。加えて、ＰＥＧ鎖は、ヒドラジド、アジド、シクロオクチ
ン、および／またはビオチンなどを含むようにさらに修飾され得、ＰＥＧが生体分子と結
合することを可能にする。官能化ＰＥＧの例を以下に示す。
Figure 2023017932000004
Figure 2023017932000005
Figure 2023017932000006
ポリドーパミン官能化と組み合わせて、ＰＥＧは、穏やかな条件下で単純な浸漬コーテ
ィングを介して堆積され得る。
ＰＥＧは、最小限の分解で長期間身体内で安定なままであることが示されている。この
安定性は、微粒子形成による炎症を制限し、材料の全体的な生体適合性に貢献する。
抗体
リガンド（例えば、抗体および／または抗体断片）は、任意の適した結合（ｌｉｎｋａ
ｇｅ）／結合（ｂｏｎｄ）を通してリンカー（例えば、有機ポリマー）またはポリドーパ
ミンに結合していてもよい。一実施形態では、リガンド（例えば、抗体および／または抗
体断片）は、リンカー（例えば、有機ポリマー）またはポリドーパミンを結合するために
酸化され得るように、暴露された糖を有する。
医療機器のコーティングは、抗体、抗体断片、またはそれらの組合せをさらに含み得る
。抗体、抗体断片、またはそれらの組合せは、内皮前駆細胞または内皮細胞の細胞表面抗
原に特異的に結合し得る。ある実施形態では、細胞表面抗原は、ＣＤ１３３、ＣＤ３４、
ＣＤ４５、ＣＤ３１、ＣＤ１４、ＣＤｗ９０、ＣＤ１１７、ＨＬＡ－ＤＲ、ＶＥＧＦＲ－
１、ＶＥＧＦＲ－２、ＶＥＧＦＲ－３、Ｍｕｃ－１８（ＣＤ１４６）、Ｔｈｙ－１、Ｔｈ
ｙ－２、ＣＤ１３０、ＣＤ３０、幹細胞抗原（Ｓｃａ－１）、幹細胞因子１（ＳＣＦ／ｃ
－Ｋｉｔリガンド）、Ｔｉｅ－１、Ｔｉｅ－２、ＶＥ－カドヘリン、Ｐ１Ｈ１２、ＴＥＫ
、ＣＤ３１、Ａｎｇ－１、Ａｎｇ－２、ＨＡＤ－ＤＲ、ＣＤ４５、ＣＤ１４、ＣＤ１０５
、Ｅ－セレクチン、またはそれらの組合せである。細胞表面抗原は、Ｈ－２ＫｋおよびＨ
ＬＡ－ＤＲなどのＭＨＣとすることができる。
一実施形態では、ＣＤ３４および／またはＣＤ１３３に特異的に結合する抗体および／
または抗体断片が使用される。ＣＤ３４に対して向けられたモノクローナル抗体を産生す
るハイブリドーマは、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｔｙｐｅ Ｔｉｓｓｕｅ Ｃｏｌｌｅｃｔｉｏ
ｎ（Ｒｏｃｋｖｉｌｌｅ、Ｍｄ．）から入手され得る。別の実施形態では、ＶＥＧＦＲ－
１およびＶＥＧＦＲ－２、ＣＤ１３３、またはＴｉｅ－２に特異的に結合する抗体および
／または抗体断片が使用される。
抗体、抗体断片、またはそれらの組合せは、モノクローナルとすることができる。抗体
、抗体断片、またはそれらの組合せは、ポリクローナルとすることができる。抗体または
その抗原結合部分は、ヒト化抗体、ヒト抗体、モノクローナル抗体、キメラ抗体、ポリク
ローナル抗体、組換えで発現された抗体、および前述のものの抗原結合部分を含むが、こ
れらに限定されない。
抗体の抗原結合部分は、内皮前駆細胞または内皮細胞の細胞表面抗原に特異的に結合す
る抗体の部分を含み得る。
抗体、抗体断片、またはそれらの組合せは、ＦａｂまたはＦ（ａｂ’）２断片を含み得
る（これらからなり得る、またはこれらから本質的になり得る）。抗体、抗体断片、また
はそれらの組合せは、同じ細胞表面抗原に特異的に結合し得る、または異なる細胞表面抗
原に結合し得る。ある実施形態では、抗体、抗体断片、またはそれらの組合せは、医療機
器が対象に埋め込まれた場合に、インビボで内皮前駆細胞および／または内皮細胞を捕獲
する
ある実施形態では、抗体、抗体断片、またはそれらの組合せは、本明細書に記載の有機
ポリマーなどの中間リンカーへの結合のために酸化され得る暴露された糖を含む。
特定のアミノ酸が置換、欠失、または付加された抗体またはその抗原結合部分も本開示
の範囲内である。これらの交替は、結合活性などのペプチドの生物学的特性に及ぼす実質
的な効果を有さない。
本ペプチドは、例えば、約３０％、約２５％、約２０％、約１５％、約１０％、約５％
または約１％未満のアミノ酸残基が置換または欠失しているが、細胞表面抗原に結合する
ことを含むが、これに限定されない本質的に同じ免疫学的特性を保持している本明細書で
開示されたその抗原結合部分の抗体の機能的に活性な変異体とすることができる。
抗体またはその抗原結合部分は、生物学的活性、例えば、細胞表面抗原などの抗原の結
合を示すペプチドの変異体、類似体、オルソログ、ホモログ、および誘導体も含み得る。
ペプチドは、アミノ酸の１つまたは複数の類似体（例えば、非天然発生のアミノ酸、無関
係の生物学的システムにおいてのみ天然に発生するアミノ酸、哺乳動物系からの修飾アミ
ノ酸などを含めた）、置換された結合を有するペプチド、および当技術分野で知られてい
る他の修飾物を含有し得る。
抗体またはその抗原結合部分は、誘導体化され得る、または別の機能分子に結合してい
てもよい。例えば、抗体は、別の抗体、検出可能な薬剤、免疫抑制剤、細胞毒性剤、医薬
品、別の分子（ストレプトアビジンコア領域またはポリヒスチジンタグなど）との結合を
媒介し得るタンパク質またはペプチド、アミノ酸リンカー、シグナル配列、免疫原性担体
、またはグルタチオン－Ｓ－トランスフェラーゼ、ヒスチジンタグ、ブドウ球菌プロテイ
ンＡなどのタンパク質精製に有用なリガンドなどの１または複数の他の分子実体に（化学
的カップリング、遺伝子融合、非共有相互作用によって）機能的に結合していてもよい。
細胞毒性剤は、放射性同位体、化学療法剤、および細菌、真菌、植物、または動物起源の
酵素的に活性な毒素などの毒素、およびそれらの断片を含み得る。そのような細胞毒性剤
は、標準的な手順を使用して本開示の抗体にカップルされ得、例えば、抗体を用いた療法
を必要とする患者を治療するために使用され得る。
誘導体化タンパク質の１つの型は、（同じ型または異なる型の）２つ以上のタンパク質
を架橋することによって作製される。適した架橋剤は、適切なスペーサーによって分離さ
れた２つの別個の反応基を有するヘテロ二官能性であるもの（例えば、ｍ－マレイミドベ
ンゾイル－Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドエステル）、またはホモ二官能性であるもの（
例えば、スベリン酸ジスクシンイミジル）を含む。タンパク質を誘導体化（または標識）
できる有用な検出可能な薬剤は、蛍光剤、様々な酵素、補欠分子族、発光材料、生物発光
材料、および放射性物質を含む。非限定的な例示的な蛍光検出可能な薬剤は、フルオレセ
イン、フルオレセインイソチオシアネート、ローダミン、およびフィコエリトリンを含む
。
本抗体または抗体断片は、モノクローナル抗体、ポリクローナル抗体、ヒト化抗体、も
しくはキメラ抗体またはそれらの組合せとすることができる。
本抗体または抗体断片は、医療機器への循環内皮前駆細胞および／または内皮細胞の接
着を調節し得る。本抗体または抗体断片は、循環血液中の内皮前駆細胞および／または内
皮細胞表面抗原を特異的に認識し、結合することができ、その結果、細胞が機器の表面に
固定される。細胞表面抗原は、血管内皮増殖因子受容体１、２、および３（ＶＥＧＦＲ－
１、ＶＥＧＦＲ－２、およびＶＥＧＦＲ－３、ならびにＶＥＧＦＲ受容体ファミリーアイ
ソフォーム）、Ｔｉｅ－１、Ｔｉｅ２、ＣＤ３４、Ｔｈｙ－１、Ｔｈｙ－２、Ｍｕｃ－１
８（ＣＤ１４６）、ＣＤ３０、幹細胞抗原１（Ｓｃａ－１）、幹細胞因子（ＳＣＦまたは
ｃ－Ｋｉｔリガンド）、ＣＤ１３３抗原、ＶＥ－カドヘリン、Ｐ１Ｈ１２、ＴＥＫ、ＣＤ
３１、Ａｎｇ－１、Ａｎｇ－２、または内皮前駆細胞および／もしくは内皮細胞の表面上
に発現される抗原とすることができる。一実施形態では、１つの抗原と反応する単一の型
の抗体および／または抗体断片が使用され得る。代わりに、異なる細胞表面抗原に対して
向けられた複数の異なる型の抗体および／または抗体断片が使用され得る。一実施形態で
は、抗ＣＤ３４および抗ＣＤ１３３抗体ならびに／または抗体断片が組合せで使用される
。
本明細書では、「抗体または抗体断片の治療有効量」は、医療機器への内皮前駆細胞お
よび／または内皮細胞の接着を促進する抗体の量を意味する。
抗体および／または抗体断片は、それらの抗原への抗体および／または抗体断片のアク
セスしやすさを保証するために、配向された様式で医療機器上に固定化され得る。例えば
、少なくとも１％、少なくとも３％、少なくとも５％、少なくとも８％、少なくとも１０
％、少なくとも１５％、少なくとも２０％、少なくとも２５％、少なくとも３０％、少な
くとも３５％、少なくとも４０％、少なくとも４５％、少なくとも５０％、少なくとも６
０％、少なくとも７０％、少なくとも８０％、または少なくとも９０％の抗体および／ま
たは抗体断片が細胞表面抗原への結合に利用可能である。言い換えると、抗体および／ま
たは抗体断片の少なくとも１％、少なくとも３％、少なくとも５％、少なくとも８％、少
なくとも１０％、少なくとも１５％、少なくとも２０％、少なくとも２５％、少なくとも
３０％、少なくとも３５％、少なくとも４０％、少なくとも４５％、少なくとも５０％、
少なくとも６０％、少なくとも７０％、少なくとも８０％、または少なくとも９０％の抗
原結合部位がブロックも変性もされていない。例えば、抗体および／または抗体断片の少
なくとも１％、少なくとも３％、少なくとも５％、少なくとも８％、少なくとも１０％、
少なくとも１５％、少なくとも２０％、少なくとも２５％、少なくとも３０％、少なくと
も３５％、少なくとも４０％、少なくとも４５％、少なくとも５０％、少なくとも６０％
、少なくとも７０％、少なくとも８０％、または少なくとも９０％のＦａｂ領域が完全に
暴露されており、抗原結合に利用可能である。
例えば、抗体および／または抗体断片は、Ｆｃドメインが固定され、抗原結合Ｆａｂド
メインが完全に露出された状態で、配向された様式で医療機器上に固定化され得る。ある
実施形態では、大多数の抗体が重鎖のＦｃ領域に少なくとも１つのＮ結合炭水化物を有す
るため、固定化戦略は、抗体構造に新規な反応性部分を導入するためのＦｃドメインに見
出されるオリゴ糖の修飾を伴う。例えば、抗体修飾に利用され得るオリゴ糖修飾の２つの
型がある。１つ目は、反応性アルデヒド基をもたらすためのＦｃ領域に見出されるオリゴ
糖の酸化を伴う１０３、１０４。酸化後、新しく形成されたアルデヒド部分は、アミン末
端表面に共有結合していてもよい１０５、１０６。変異β１，４ガラクトシルトランスフ
ェラーゼ酵素を使用して、天然のアセチルグルコサミン残基を修飾糖で置き換える別の技
法。修飾糖は、ケトンまたはアジドであることが多い、分子構造に取り込まれた独特な化
学的ハンドルを有する。修飾糖の取込みにより、抗体を固定化するために使用され得るＦ
ｃ特異的標的が導入される。アジド部分の場合、抗体は、無触媒の「クリック」環化付加
反応を介して配向された様式でシクロオクチンを有する表面に共有結合していてもよい。
抗体のＦｃ領域を特異的に修飾することにより、これらの技法はいずれも、Ｆａｂ領域が
露出された抗体の共有結合性の固定化を提供する（図１）。
一実施形態では、酸化法が、抗体または抗体断片を固定化するために使用される。ｔ－
Ｂｏｃ－ヒドラジド－ＰＥＧ－アミン（Ｑｕａｎｔａ Ｂｉｏｄｅｓｉｇｎ）が基材また
は医療機器のＰＤＡがコーティングされた表面上に固定化される。例えば、新たに調製さ
れたポリドーパミンがコーティングされた基材／医療機器をＰＢＳ／ＤＭＳＯ中のｔ－Ｂ
ｏｃ－ヒドラジド－ＰＥＧ－アミンに暴露する。次いで、基材／医療機器をアセトンです
すぎ、メタノール中で１５分間超音波処理し、アセトンですすぎ、窒素流下で乾燥させる
。ＰＥＧ鎖の固定化に成功した後、改変表面を、塩化メチレン中のトリフルオロ酢酸（Ｔ
ＦＡ）に供し、その後、水酸化アンモニウムですすいで、ｔｅｒｔ－ブチルオキシカルボ
ニル（ｔ－Ｂｏｃ）保護基を除去し、追加の固定化のためのヒドラジドが豊富な表面を形
成する。抗体または抗体断片を酸化して、必要なアルデヒド部分を創出する（例えば、抗
体のＦｃ領域において）。抗体または抗体断片を緩衝液（例えば、ＰＢＳ）に溶解する。
メタ過ヨウ素酸ナトリウムを抗体溶液に添加し、反応を進行させる。酸化後、残留メタ過
ヨウ素酸ナトリウムを脱塩カラム（例えば、Ｓｅｐｈａｄｅｘ Ｇ－２５）を使用して除
去する。次いで、ＰＥＧ官能化材料を酸化抗体溶液に浸漬し、反応させる。シアノ水素化
ホウ素ナトリウムを添加して、抗体とヒドラジドに富むコーティング間に形成されたシッ
フ塩基を安定化する。
抗体または抗体断片の酸化は、適したｐＨ、例えば、約ｐＨ３～約ｐＨ７、約３．５～
約ｐＨ６．８、約ｐＨ４～約ｐＨ６．５、約４．５～約ｐＨ６、約ｐＨ５～約ｐＨ６、約
４～約ｐＨ６の範囲、約ｐＨ５、約ｐＨ５．５、約ｐＨ５．６、約ｐＨ５．８、または約
ｐＨ６で行われ得る。
別の実施形態では、酵素法が、抗体または抗体断片を固定化するために使用される。ア
ミノ－ＰＥＧ４－ＤＢＣＯが基材または医療機器のＰＤＡがコーティングされた表面に固
定化される。例えば、新たに調製されたポリドーパミンがコーティングされた基材／医療
機器をＰＢＳ中のアミノ－ＰＥＧ－ジベンゾシクロオクチンに暴露する。次いで、基材／
医療機器をアセトンですすぎ、メタノール中で１５分間超音波処理し、アセトンですすぎ
、窒素流下で乾燥させる。
抗体または抗体断片を官能化するために、ＤＢＣＯ反応性部分を、例えば、抗体のＦｃ
領域に創出してもよい。生体分子（例えば、抗体）を酵素法を使用して修飾して、生体分
子の活性部位から離れて（例えば、抗体のＦｃ領域において）ＤＢＣＯ反応性部分を取り
込むことができる。ステップ１は、生体分子（例えば、抗体または抗体断片）から末端ガ
ラクトース残基を除去することを含み得る（例えば、β－１．４－ガラクトシダーゼを使
用して、３７°Ｃ、１６時間）。β－１，４－ガラクトシダーゼは、オリゴ糖からのβ１
－４結合Ｄ－ガラクトピラノシル残基の加水分解を触媒する非常に特異的なエキソグリコ
シダーゼである。この特定の残基は、いくつかの抗体のＦｃ領域に存在し得る。末端のガ
ラクトース糖を除去した後、生体分子（例えば、抗体または抗体断片）をＵＤＰ－Ｇａｌ
ＮＡｚと組み合わせて、アジド部分を導入することができる。例えば、ステップ２は、Ｇ
ａｌＮＡｚを取り込むことを含み得る（例えば、Ｇａｌ－Ｔ（Ｙ２８９Ｌ）、ＵＤＰ－Ｇ
ａｌＮＡｚ、３７°Ｃ、１６時間）。一実施形態では、抗体または抗体断片を、製造業者
の指示に従って、Ｃｌｉｃｋ－ＩＴ（登録商標）ＧｌｃＮＡｃ Ｅｎｚｙｍａｔｉｃ Ｌ
ａｂｅｌｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ （Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）を使用して、
改変することができる。簡単に説明すると、抗体または抗体断片を、Ｐ３０樹脂（Ｂｉｏ
－Ｒａｄ、１．５ｍＬ総容積）で調製されたマイクロスピンカラムを使用して、前処理緩
衝液に緩衝液交換する。次いで、抗体または抗体断片を前処理したカラムに添加し、遠心
分離する。生じた抗体溶液をβ－１．４－ガラクトシダーゼで補充し、３７℃のインキュ
ベーターに置く。トリス緩衝生理食塩水（ＴＢＳ）への試料の緩衝液交換は、Ｐ３０樹脂
を用いて調製されたマイクロスピンカラムを使用して行う。緩衝液交換後、抗体溶液をＵ
ＤＰ－ＧａｌＮＡｚ、ＭｎＣｌ２、およびＧａｌ－Ｔ（Ｙ２８９Ｌ）と組み合わせ、３０
℃でインキュベートする。修飾後、抗体または抗体断片をＰＢＳに緩衝液交換する。最後
に、ＤＢＣＯがコーティングされた基材または医療機器を抗体溶液に浸漬し、次いで、Ｐ
ＢＳで洗浄して、物理的に付着した抗体を除去する。
さらに別の実施形態では、ＵＶ固定化技法が、抗体または抗体断片を固定化するために
使用される。それは、インドール－３－酪酸－ＰＥＧを利用して、アイソタイプにかかわ
らず、実質的にすべての抗体上に見出される保存されたヌクレオチド結合部位を介して抗
体または抗体断片を結合する１８３。
抗体断片
抗体は、完全長とすることができるか、または抗体断片から形成されるＦａｂ、Ｆ（ａ
ｂ’）２、Ｆａｂ’、Ｆ（ａｂ）’、Ｆｖ、単鎖Ｆｖ（ｓｃＦｖ）、二価ｓｃＦｖ（ｂｉ
－ｓｃＦｖ）、三価ｓｃＦｖ（ｔｒｉ－ｓｃＦｖ）、Ｆｄ、ｄＡｂ断片（例えば、Ｗａｒ
ｄ ｅｔ ａｌ．，Ｎａｔｕｒｅ，３４１：５４４－５４６（１９８９））、単離ＣＤＲ
、二重特異性抗体、三重特異性抗体、四重特異性抗体、線形抗体、単鎖抗体分子、および
多重特異性抗体を含むが、これらに限定されない抗原結合部分を有する抗体の１つ（また
は複数の）断片を含み得る。組換え法または合成リンカーを使用して抗体断片を結合する
ことにより作製される単鎖抗体も、本開示に包含される。Ｂｉｒｄ ｅｔ ａｌ．Ｓｃｉ
ｅｎｃｅ，１９８８，２４２：４２３－４２６。Ｈｕｓｔｏｎ ｅｔ ａｌ．，Ｐｒｏｃ
．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ，１９８８，８５：５８７９－５８８３。
抗体のパパイン消化は、それぞれが単一の抗原結合部位を有する「Ｆａｂ」断片と称さ
れる２つの同一の抗原結合断片、およびその名称が容易に結晶化するその能力を反映する
残留「Ｆｃ」断片を作製する。ペプシン処理により、２つの抗原結合部位を有し、なお抗
原を架橋する能力があるＦ（ａｂ’）２断片が生成される。
Ｆｖは、完全な抗原結合部位を含有する最小の抗体断片である。一実施形態では、二本
鎖Ｆｖ種は、緊密に非共有結合した１つの重鎖可変ドメインおよび１つの軽鎖可変ドメイ
ンの二量体からなる。単鎖Ｆｖ（ｓｃＦｖ）種では、１つの重鎖可変ドメインおよび１つ
の軽鎖可変ドメインを、軽鎖および重鎖が二本鎖Ｆｖ種におけるものと類似した「二量体
」構造で結合し得るように、可動性ペプチドリンカーによって共有結合することができる
。この構成では、各可変ドメインの３つのＣＤＲが相互作用して、ＶＨ－ＶＬ二量体の表
面上に抗原結合部位を規定する。集合的に、６つのＣＤＲは、抗体に抗原結合特異性を与
える。しかしながら、単一の可変ドメイン（または抗原に特異的な３つのＣＤＲのみを含
むＦｖの半分）でさえ、結合部位全体よりも低い親和性ではあるが、抗原を認識して結合
する能力がある。
Ｆａｂ断片は、重鎖および軽鎖可変ドメインを含有し、軽鎖の定常ドメインおよび重鎖
の最初の定常ドメイン（ＣＨ１）も含有する。Ｆａｂ’断片は、抗体ヒンジ領域からの１
つまたは複数のシステインを含む重鎖ＣＨ１ドメインのカルボキシル末端でのいくつかの
残基の付加により、Ｆａｂ断片とは異なる。Ｆａｂ’－ＳＨは、定常ドメインの（１つま
たは複数の）システイン残基が遊離チオール基を有するＦａｂ’の名称である。Ｆ（ａｂ
’）２抗体断片は、それらの間にヒンジシステインを有するＦａｂ’断片のペアとして元
々作製された。抗体断片の他の化学的カップリングも既知である。
単鎖ＦｖまたはｓｃＦｖ抗体断片は、抗体のＶＨおよびＶＬドメインを含み、これらの
ドメインは、単一のポリペプチド鎖に存在する。一般に、ｓｃＦｖポリペプチドは、ｓｃ
Ｆｖが抗原結合に望ましい構造を形成することを可能にする、ＶＨドメインとＶＬドメイ
ン間のポリペプチドリンカーをさらに含む。ｓｃＦｖの総説に関しては、例えば、Ｐｌｕ
ｃｋｔｈｕｎ，ｉｎ Ｔｈｅ Ｐｈａｒｍａｃｏｌｏｇｙ ｏｆ Ｍｏｎｏｃｌｏｎａｌ
Ａｎｔｉｂｏｄｉｅｓ，ｖｏｌ．１１３，Ｒｏｓｅｎｂｕｒｇ ａｎｄ Ｍｏｏｒｅ
ｅｄｓ．，（Ｓｐｒｉｎｇｅｒ－Ｖｅｒｌａｇ，Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ，１９９４），ｐｐ．
２６９－３１５を参照されたい。
「二重特異性抗体」は、２つの抗原結合部位を有する抗体断片であり、この断片は、同
じポリペプチド鎖（ＶＨ－ＶＬ）中の軽鎖可変ドメイン（ＶＬ）に結合している重鎖可変
ドメイン（ＶＨ）を含む。同じ鎖上の２つのドメイン間の対形成を可能にするには短すぎ
るリンカーを使用することにより、ドメインは、別の鎖の相補的ドメインと対形成するこ
とを強いられ、２つの抗原結合部位を作り出す。二重特異性抗体は、二価または二重特異
性とすることができる。二重特異性抗体は、例えば、欧州特許第４０４，０９７号、ＰＣ
Ｔ公開国際公開第１９９３／０１１６１号、Ｈｕｄｓｏｎ ｅｔ ａｌ．，Ｎａｔ．Ｍｅ
ｄ．９：１２９－３４，２００３、およびＨｏｌｌｉｎｇｅｒ ｅｔ ａｌ．，Ｐｒｏｃ
．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ ９０：６４４４－８，１９９３により完全に記
載されている。三重特異性抗体および四重特異性抗体も、Ｈｕｄｓｏｎ ｅｔ ａｌ．，
Ｎａｔ．Ｍｅｄ．９：１２９－３４，２００３に記載されている。
抗体断片は、酵素消化などの従来の手段、または組換え技法によって産出され得る。あ
る状況では、全抗体よりはむしろ抗体断片を使用する利点がある。小さいサイズの断片は
、迅速なクリアランスを可能にし、固形腫瘍へのアクセスの改善につながり得る。ある特
定の抗体断片の総説に関しては、Ｈｕｄｓｏｎ ｅｔ ａｌ．Ｎａｔ．Ｍｅｄ．９：１２
９－１３４，２００３を参照されたい。
様々な技法が抗体断片の作製のために開発されてきた。従来より、これらの断片は、イ
ンタクトな抗体のタンパク質消化を介して得られた（例えば、Ｍｏｒｉｍｏｔｏ ｅｔ
ａｌ．，Ｊ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．Ｂｉｏｐｈｙｓ．Ｍｅｔｈｏｄｓ ２４：１０７－１７，
１９９２、およびＢｒｅｎｎａｎ ｅｔ ａｌ．，Ｓｃｉｅｎｃｅ ２２９：８１－３，
１９８５を参照されたい）。しかしながら、これらの断片は、現在、組換え宿主細胞によ
って直接作製され得る。Ｆａｂ、Ｆｖ、およびＳｃＦｖ抗体断片は、すべてエシェリキア
・コリ（Ｅ．ｃｏｌｉ）において発現され、これより分泌され得、これらの断片を大量に
容易に作製することが可能になる。抗体断片は、抗体ファージライブラリーから単離され
得る。代わりに、Ｆａｂ’－ＳＨ断片は、エシェリキア・コリから直接回収され、化学的
に結合されて、Ｆ（ａｂ’）２断片を形成し得る（Ｃａｒｔｅｒ ｅｔ ａｌ．，Ｂｉｏ
／Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ １０：１６３－７，１９９２）。別の手法では、Ｆ（ａｂ’）
２断片が組換え宿主細胞培養物から直接単離される。サルベージ受容体結合エピトープ残
基を含むインビボ半減期が増加したＦａｂおよびＦ（ａｂ’）２断片が米国特許第５，８
６９，０４６号に記載されている。抗体断片の作製のための他の技法は、熟練した実践者
には明らかであろう。
本抗体または抗体断片は、（ａ）ＩｇＧ定常ドメイン、（ｂ）ＩｇＡ定常ドメインなど
の少なくとも１つの定常ドメインを含み得る。
ＩｇＧ（例えば、ＩｇＧ１、ＩｇＧ２、ＩｇＧ３、ＩｇＧ４）、ＩｇＭ、ＩｇＡ（Ｉｇ
Ａ１、ＩｇＡ２）、ＩｇＤまたはＩｇＥを含めたすべての抗体アイソタイプが本開示に包
含される。抗体または抗体断片は、哺乳動物（例えば、マウス、ヒト）抗体または抗体断
片とすることができる。抗体の軽鎖は、カッパ型またはラムダ型とすることができる。代
わりの抗体は、複数の免疫グロブリンクラスまたはアイソタイプからの配列を含み得、望
ましいエフェクター機能を最適化するために特定の定常ドメインを選択することは、当技
術分野の通常の技術内である。
本開示の抗体または抗体断片は、単一特異性、二重特異性または多重特異性とすること
ができる。多重特異性もしくは二重特異性抗体またはその断片は、１つの標的ポリペプチ
ドの異なるエピトープ（例えば、細胞表面抗原）に特異的とすることができる、または複
数の標的ポリペプチドに特異的な抗原結合ドメイン（例えば、細胞表面抗原および他の抗
原に特異的な、または複数の細胞表面抗原に特異的な抗原結合ドメイン）を含有し得る。
一実施形態では、多重特異性抗体または抗体断片は、少なくとも２つの異なる可変ドメイ
ンを含み、ここで、各可変ドメインは、別個の抗原にまたは同じ抗原上の異なるエピトー
プに特異的に結合する能力がある。Ｔｕｔｔ ｅｔ ａｌ．，１９９１，Ｊ．Ｉｍｍｕｎ
ｏｌ．１４７：６０－６９。Ｋｕｆｅｒ ｅｔ ａｌ．，２００４，Ｔｒｅｎｄｓ Ｂｉ
ｏｔｅｃｈｎｏｌ．２２：２３８－２４４。本抗体は、別の機能性分子、例えば、別のペ
プチドまたはタンパク質に結合していてもよい、またはこれらと共発現され得る。例えば
、抗体または抗体断片は、（例えば、化学的カップリング、遺伝子融合、非共有結合など
によって）別の抗体または抗体断片などの１または複数の他の分子実体に機能的に結合さ
れて、第２の結合特異性を有する二重特異性または多重特異性抗体を作製し得る。例えば
、本開示は、二重特異性抗体を含み、ここで、免疫グロブリンの１つのアームは、細胞表
面抗原に特異的であり、免疫グロブリンの他のアームは、第２の治療標的（例えば、異な
る細胞表面抗原、または別の抗原）に特異的であるか、または治療部分に結合される。
抗体の産出
一実施形態では、抗体は、モノクローナル抗体であり、ＫｏｈｌｅｒおよびＭｉｌｓｔ
ｅｉｎ（参照により本明細書に組み込まれるＣｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ｃｕｌｔｕｒｅｓ
ｏｆ ｆｕｓｅｄ ｃｅｌｌｓ ｓｅｃｒｅｔｉｎｇ ａｎｔｉｂｏｄｙ ｏｆ ｐｒｅ
ｄｅｆｉｎｅｄ ｓｐｅｃｉｆｉｃｉｔｙ．Ｎａｔｕｒｅ ２６５：４９５－４９７，１
９７５）の標準的な技法に従って作製され得る、または商業的供給源から入手され得る。
内皮細胞は、内皮細胞表面抗原に対して向けられたモノクローナル抗体を作製するための
免疫原として使用され得る。
例えば、内皮細胞に対して向けられたモノクローナル抗体は、マウスまたはラットにＨ
ＵＶＥＣまたは精製内皮前駆細胞を注入することにより調製され得る。十分な時間の後、
マウスを屠殺し、脾臓細胞を得る。脾臓細胞を、一般に非イオン性界面活性剤、例えば、
ポリエチレングリコールの存在下で、骨髄腫細胞またはリンパ腫細胞と融合することによ
り不死化する。融合ハイブリドーマを含む生じた細胞を、ＨＡＴ培地などの選択培地で増
殖させ、生存細胞を限界希釈条件を使用してそのような培地で増殖させる。細胞を、適し
た容器、例えばマイクロタイターウェル中で増殖させ、上清を、望ましい特異性を有する
、すなわち内皮細胞抗原との反応性を有するモノクローナル抗体を求めてスクリーニング
する。
機能基
コーティングもしくは基材、ならびに／またはポリドーパミン、リンカー、および／も
しくはリガンド（抗体または抗体断片）は、既知の架橋剤を使用して、表面官能基を導入
することにより改変され得る。架橋剤は、ジビニルベンゼン、エチレングリコールジメタ
クリレート、トリメチロールプロパントリメタクリレート、Ｎ、Ｎ’－メチレン－ビス－
アクリルアミド、アルキルエーテル、糖、ペプチド、ＤＮＡ断片、または他の既知の機能
的に同等の薬剤を含むが、これらに限定されない。リガンドは、例えば、カルボジイミド
、カルボキシレート、エステル、アルコール、カルバミド、アルデヒド、アミン、硫黄酸
化物、窒素酸化物、ハロゲン化物、または当技術分野で既知の他の適切な化合物を使用す
るカップリング反応により、コーティングまたは基材に結合していてもよい。米国特許第
６，２６８，２２２号。
コーティングまたは基材の表面、ならびに／またはポリドーパミン、リンカー、および
／もしくはリガンド（抗体または抗体断片）は、修飾されて、少なくとも１つの官能基を
取り込むことができる。有機ポリマー（例えば、ＰＥＧ）を修飾して、少なくとも１つの
官能基を取り込むことができる。例えば、官能基は、マレイミドまたはＮ－ヒドロキシス
クシンイミド（ＮＨＳ）エステルとすることができる。官能基の取込みにより、様々なリ
ガンド、および／または医薬物質／治療薬を付着させることが可能になる。
クリックケミストリー
本発明のコーティングまたは基材が広範囲のリガンドを容易に収容するために、コーテ
ィングまたは基材の表面は、官能基を取り込むために改変され得る。コーティングまたは
基材は、官能基を取り込むことができる有機ポリマー（例えば、ＰＥＧ）でも改変され得
る。一方で、リガンドまたは治療薬は、コーティングもしくは基材、または適した条件下
でコーティングまたは基材に付着したＰＥＧ上の官能基と反応する能力がある官能基を取
り込むように修飾される。したがって、反応性官能基を有する任意のリガンドまたは治療
薬がコーティングまたは基材に容易に結合され得る。この一般化可能な手法は、本明細書
では「クリックケミストリー」と称され、非常に多くの汎用性を可能にする。コーティン
グまたは基材へのリガンドの容易で制御された付着が達成され得る限り、任意の適した反
応機構が「クリックケミストリー」に適合され得る。一実施形態では、遊離の三重結合が
、既にコーティングまたは基材と共有結合しているＰＥＧ上に導入される。一方、アジド
結合が望ましいリガンドに導入される。ペグ化コーティングまたは基材およびリガンドが
銅触媒の存在下で混合される場合、三重結合へのアジドの環化付加が生じることになり、
コーティングまたは基材とのリガンドの結合をもたらす。第２の実施形態では、マレイミ
ド官能基およびチオール基がコーティングまたは基材および望ましいリガンドに導入され
得、コーティングまたは基材がマレイミド官能基を有し、リガンドがチオール基を有し、
逆もまた同じである。マレイミドの二重結合は、チオール基と容易に反応して、安定な炭
素－硫黄結合を形成する。第３の実施形態では、活性化エステル官能基、例えば、スクシ
ンイミジルエステル基、およびアミン基がコーティングまたは基材および望ましいリガン
ドに導入され得る。活性化エステル基は、アミン基と容易に反応して、安定な炭素－窒素
アミド結合を形成する。
医療機器
医療機器は、医学的状態の予防法または治療法のために哺乳動物に一時的または永久に
導入される機器とすることができる。これらの機器は、皮下、経皮または外科的に導入さ
れて、動脈、静脈、心臓の心室または心房などの器官、組織、または器官の管腔内に置か
れる任意のものを含む。医療機器は、ステント、ステントグラフト、ポリテトラフルオロ
エチレン（ＰＴＦＥ）、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）、コーティング
されていないステント、または人工血管グラフトで被覆されたものなどの被覆されたステ
ント、カテーテル、人工心臓弁、人工心臓および補綴器官を血管循環に接続するための固
定具、人工静脈弁、腹部大動脈瘤（ＡＡＡ）グラフト、下大静脈フィルター、永久薬物注
入カテーテル、塞栓コイル、血管塞栓術に使用される塞栓物質（例えば、架橋ＰＶＡヒド
ロゲル）、血管置換物、血管縫合糸、血管吻合固定具、経心筋血行再建ステントおよび／
またはその他の導管を含み得る。
医療機器は、患者に埋め込み可能な任意の機器とすることができる。例えば、一実施形
態では、機器は、ステント、ステントグラフト、心臓弁、カテーテル、血管補綴フィルタ
ー、人工心臓、外部および内部左室補助循環装置（ＬＶＡＤ）、人工血管グラフトなどの
血管または中空器官の管腔への挿入のためのものである。
医療機器は、管腔を含む器官または身体部分に埋め込むために使用される任意の機器と
することができる。医療機器は、器官または血管の管腔に埋め込まれ得る。医療機器は、
ステント、ステントグラフト、合成血管グラフト、心臓弁、カテーテル、血管補綴フィル
ター、ペースメーカー、ペースメーカーリード、除細動器、卵円孔開存（ＰＦＯ）中隔閉
鎖機器、血管クリップ、血管動脈瘤オクルーダー、血液透析グラフト、血液透析カテーテ
ル、房室シャント、大動脈瘤グラフト機器もしくはコンポーネント、静脈弁、センサ、縫
合糸、血管吻合クリップ、留置静脈もしくは動脈カテーテル、血管鞘、および薬物送達ポ
ートとすることができるが、これらに限定されない。
医療機器は、卵円孔開存（ＰＦＯ）閉鎖機器、循環補助機器（例えば、左室補助循環装
置（ＬＶＡＤ）、体外膜型肺（ＥＣＭＯ）装置、神経血管クリップ、人工関節、大静脈フ
ィルター、人工心臓のコンポーネントなどとすることができる。
ステントは、血管の管腔に挿入または埋め込まれた場合に、血管の断面管腔を拡張し得
る任意の医療機器とすることができる。ステントは、ステンレス鋼製ステント、生分解性
ステント、ＰＴＦＥまたはｅＰＴＦＥで被覆されたものなどの被覆ステントとすることが
できる。一実施形態では、ステントは、冠動脈閉塞を治療するために、または脾臓、頸動
脈、腸骨および膝窩血管の解離または動脈瘤を封鎖するために経皮的に送達される。別の
実施形態では、ステントは、静脈血管に送達される。ステントは、ポリマーおよび／また
は金属構造要素を含み得る。ステントは、ステンレス鋼、ポリマー、ニッケルチタン、タ
ンタル、金、白金－イリジウム、またはエルジロイおよびＭＰ３５Ｎならびに他の鉄材料
を含み得る。ステントは、ステントがカテーテルから放出される治療部位にカテーテル上
の体腔を通して送達され得、ステントが血管の管腔壁と直接接触するまで拡張することを
可能にする。ステントは、金属冠動脈ステント、金属末梢動脈ステント、生体吸収性末梢
ステント、および生体吸収性冠動脈ステントを含むが、これらに限定されない。
合成グラフトは、生体適合性特徴を有する任意の人工プロテーゼとすることができる。
一実施形態では、合成グラフトは、ポリエチレンまたはポリテトラフルオロエチレンから
作られ得る。別の実施形態では、合成グラフトは、ポリウレタン、架橋ＰＶＡヒドロゲル
、および／またはヒドロゲルの生体適合性泡を含む。さらに第３の実施形態では、合成グ
ラフトは、メッシュのポリカーボネートウレタンの内側層およびメッシュのポリエチレン
テレフタレートの外側層を含む。合成グラフトは、エンドツーエンド、エンドツーサイド
、サイドツーエンド、サイドツーサイドまたは管腔内に、および血管の吻合において、ま
たは例えば、腹部大動脈瘤機器としての病気の血管セグメントのバイパスに使用され得る
。
人工弁は、人工心臓弁または人工静脈弁とすることができる。人工弁は、人工大動脈弁
、人工肺動脈弁、人工僧帽弁、人工三尖弁などとすることができる。補綴心臓弁（人工心
臓弁）は、経カテーテル大動脈弁（ＴＡＶＲ）、経カテーテル僧帽弁、経カテーテル三尖
弁、外科的に埋め込まれた生体補綴大動脈弁、外科的に埋め込まれた生体補綴僧帽弁、外
科的に埋め込まれた金属僧帽弁、および外科的に埋め込みされた金属大動脈弁を含むが、
これらに限定されない。
血管置換物は、血管内動脈瘤修復物（または血管内大動脈修復物）（ＥＶＡＲ）、およ
びｅＰＴＦＥバイパスグラフト材料を含むが、これらに限定されない。
医療機器は、僧帽弁クリップ、三尖弁クリップ、心耳閉鎖装置、ペースメーカーリード
、自動埋め込み式除細動器（ＡＩＣＤ）リード、ペースメーカーボックス、および自動埋
め込み式除細動器（ＡＩＣＤ）ボックスを含むが、これらに限定されない冠動脈医療機器
とすることができる。
医療機器は、管腔表面（または血液接触表面）、および外表面（または反管腔側表面も
しくは組織接触表面）を有し得る。本発明のコーティングは、管腔表面（または血液接触
表面）、および／または外表（または反管腔側表面または組織接触表面）にあってもよい
。
医療機器の本コーティングは、医療機器の表面上の内皮細胞単層（コンフルエントまた
はサブコンフルエント）の発達を刺激し得る、かつ／または局所的な慢性炎症反応および
医療機器の埋め込み中の血管損傷から生じる他の血栓塞栓性合併症を調節し得る。
医療機器は、多数の材料から作られ得る。医療機器は、ステンレス鋼、Ｎｉｔｉｎｏｌ
、ＭＰ３５Ｎ、金、タンタル、白金または白金イリジウム、または炭素もしくは炭素繊維
などの他の生体適合性金属および／もしくは合金、酢酸セルロース、硝酸セルロース、シ
リコーン、架橋ポリ酢酸ビニル（ＰＶＡ）ヒドロゲル、架橋ＰＶＡヒドロゲル泡、ポリウ
レタン、ポリアミド、スチレンイソブチレン－スチレンブロックコポリマー（Ｋｒａｔｏ
ｎ）、ポリエチレンテレフタレート、ポリウレタン、ポリアミド、ポリエステル、ポリオ
ルトエステル、ポリ酸無水物、ポリエーテルスルホン、ポリカーボネート、ポリプロピレ
ン、高分子量ポリエチレン、ポリテトラフルオロエチレン、または他の生体適合性ポリマ
ー材料、またはポリ乳酸、ポリグリコール酸もしくはそれらのコポリマーなどのそれらの
コポリマーポリエステルの混合物、ポリ酸無水物、ポリカプロラクトン、吉草酸ポリヒド
ロキシ酪酸または他の生分解性ポリマー、または混合物もしくはコポリマー、細胞外マト
リックスコンポーネント、タンパク質、コラーゲン、フィブリンまたは他の生物活性剤、
またはそれらの混合物を含み得る。
例えば、ステントは、ステンレス鋼、Ｎｉｔｉｎｏｌ（ＮｉＴｉ）、またはクロム合金
および生分解性材料で作られていてもよい。一実施形態では、ステントは、生分解性材料
で作られていてもよい。合成血管グラフトは、架橋ＰＶＡヒドロゲル、ポリテトラフルオ
ロエチレン（ＰＴＦＥ）、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）、多孔質高密
度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）、ポリウレタン、およびポリエチレンテレフタレート、また
はポリラクチドポリマーおよびポリグリコリドポリマーなどの生分解性材料またはそれら
のコポリマーで作られていてもよい。
一実施形態では、医療機器は、細胞が剥皮されたまたは取り除かれた保存血管とするこ
とができ、ヒト、ブタまたはウシからのものすることができる。保存された血管は、例え
ば、血管グラフトセグメントとして適した足場を形成する。
本方法は、血管疾患を有する哺乳動物を治療するためのものとすることができ、本方法
は、コーティングされた医療機器を患者の器官または血管に埋め込むことを含む。いった
んインビボになると、コーティング上に存在する抗体または抗体断片による内皮前駆細胞
および／または内皮細胞の細胞表面抗原の認識および結合によって、内皮前駆細胞および
／または内皮細胞は、コーティングされた医療機器の表面で捕獲される。いったん内皮前
駆細胞および／または内皮細胞が医療機器に付着すると、それらは、増殖かつ分化し、医
療機器の血液接触表面上にコンフルエントまたはサブコンフルエントな機能的内皮を形成
する。代わりに、またはさらに、医療機器は、医療機器の埋め込み前にインビトロで内皮
前駆細胞および／または内皮細胞でコーティングされる。内皮前駆細胞および／または内
皮細胞は、患者の血液、骨髄、または血管から単離された前駆細胞、幹細胞、および／ま
たは成熟内皮細胞に由来し得る。医療機器の血液接触表面上の内皮細胞の存在は、過度の
内膜過形成および／または血栓症を阻害または減少させ得る。
ヒト臍静脈内皮細胞（ＨＵＶＥＣ）は、参照により本明細書に組み込まれるＪａｆｆｅ
，ｅｔ ａｌ．，Ｊ．Ｃｌｉｎ．Ｉｎｖｅｓｔ．，５２：２７４５－２７５７，１９７３
の方法に従って、臍帯から得られ得る。簡単に説明すると、細胞がコラゲナーゼでの処理
によって血管壁から取り除かれ、低エンドトキシン胎児ウシ血清、防腐剤を含まないブタ
ヘパリン、内皮細胞増殖サプリメント（ＥＣＧＳ）およびグルタミンを含有するＭ１９９
培地でゼラチンがコーティングされた組織培養フラスコで培養される。
内皮前駆細胞（ＥＰＣ）は、Ａｓａｈａｒａ ｅｔ ａｌ．（Ｉｓｏｌａｔｉｏｎ ｏ
ｆ ｐｕｔａｔｉｖｅ ｐｒｏｇｅｎｉｔｏｒ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ
ｆｏｒ ａｎｇｉｏｇｅｎｅｓｉｓ．Ｓｃｉｅｎｃｅ ２７５：９６４－９６７，１９９
７、参照により本明細書に組み込まれる）の方法に従ってヒト末梢血から単離され得る。
簡単に説明すると、ＣＤ３４に対する抗体でコーティングされた磁気ビーズを分画された
ヒト末梢血とともにインキュベートする。インキュベーション後、結合した細胞を溶出し
、ＥＢＭ－２培地で培養してもよい。代わりに、濃縮培地単離が、これらの細胞を分離す
るために使用され得る。簡単に説明すると、末梢静脈血を健常な男性志願者から採取し、
単核細胞画分を密度勾配遠心分離によって分離し、細胞をウシ胎児血清、ヒトＶＥＧＦ－
Ａ、ヒト線維芽細胞増殖因子－２、ヒト表皮増殖因子、インスリン様増殖因子－１、およ
びアスコルビン酸を補充したＥＣ基礎培地－２（ＥＢＭ－２）中のフィブロネクチンがコ
ーティングされた培養スライドに播種する。ＥＰＣを７日間増殖させ、培地を４８時間ご
とに交換する。細胞は、ＣＤ１３３、ＣＤ４５、ＣＤ３４、ＣＤ３１、ＶＥＧＦＲ－２、
Ｔｉｅ－２、およびＥ－セレクチンに対する蛍光抗体によって特徴付けられ得る。
治療／予防すべき状態
本開示は、本医療機器を使用して、様々な疾患／状態に関連する１つまたは複数の症状
を治療する、予防する（または予防的に治療する）、または根絶するもしくは回復させる
方法を提供する。治療または予防すべき状態は、再狭窄、アテローム性動脈硬化症、血栓
症、血管閉塞（例えば、血栓症から生じる）、動脈瘤、冠動脈疾患などの血管疾患、癌、
血管リモデリングなどを含むが、これらに限定されない。一実施形態では、血管壁にステ
ントまたは合成血管グラフト、心臓弁、腹部大動脈瘤機器およびそれらのコンポーネント
などの医療機器を保持または密閉するための、および血管恒常性を確立し、それによって
再狭窄におけるような過度の内膜過形成を予防するための方法が提供される。
本医療機器は、医療機器の埋め込み部位での管腔表面に沿った平滑筋細胞移動、平滑筋
細胞の分化、および／またはコラーゲン堆積を減少または阻害することにより、組織ベー
スの過度の内膜過形成および再狭窄を減少または阻害し得る。
本医療機器および方法は、任意の動脈または静脈などの任意の血管に使用され得る。冠
動脈、鼠径下動脈、大動脈腸骨動脈、鎖骨下動脈、腸間膜動脈および腎動脈を含めた任意
の動脈が本開示の範囲内に含まれる。本医療機器および方法は、大腿動脈などの末梢動脈
に使用され得る。解離性動脈瘤から生じるものなどの他の型の血管閉塞も本開示によって
包含される。本医療機器および方法は、哺乳動物における任意の導管または腔に使用され
得る。本発明のステントおよび機器を使用して治療され得る対象は、ヒト、ウマ、イヌ、
ネコ、ブタ、げっ歯類、サルなどを含めた哺乳動物である。
本開示は、哺乳動物の血管または管状器官の管腔に医療機器を埋め込むことを含む、哺
乳動物における血管疾患を治療する方法を提供し、ここで、医療機器は、本明細書に記載
されるようにコーティングされている。
本開示は、インビボで医療機器の血液接触表面に細胞を補充するための方法を提供する
。一実施形態では、この方法は、対象の血管に医療機器を埋め込むことを含む。医療機器
は、対象の血液中を循環している標的細胞を結合するように構成された血液接触表面を有
する。血液接触表面に付着した標的細胞は、増殖し、インサイチュで機能的内皮を形成す
るか、または血管損傷の部位で正常な内皮を回復する際に機器の表面を自己内皮化する。
一実施形態では、医療機器は、生分解性とすることができる、または生分解性、生体適合
性材料でコーティングされ得る。この態様では、血管に埋め込まれた場合、生分解性医療
機器は、インサイチュ分解を受け得、機器の管腔表面に形成された新内皮は、機能的な新
血管を形成するために損傷部位を通して血管の連続性を回復する。
内膜過形成は、血管壁における平滑筋細胞増殖および／またはマトリックス堆積の望ま
しくない増加とすることができる。本明細書では、「再狭窄」は、血管管腔の再発性狭小
化を表す。血管が、再狭窄のために閉塞され得る。ＰＴＣＡまたはＰＴＡ後、通常は内膜
に存在しない中膜および外膜からの平滑筋細胞が増殖して内膜に移動し、タンパク質を分
泌し、内膜内に平滑筋細胞およびマトリックスタンパク質の蓄積を形成する。この蓄積は
、動脈の管腔の狭小化を引き起こし、狭小化の遠位側の血流を減少させる。本明細書では
、「再狭窄の阻害または減少」は、再狭窄およびそれから生じる合併症を予防するための
タンパク質分泌の予防を伴う平滑筋細胞の移動および／または増殖の阻害または低減を表
す。
本医療機器は、治療的利益を達成するために（「治療する」）、または予防的に予防的
利益を達成するために（「予防する」）対象に投与され得る（例えば、対象に埋め込まれ
得る）。治療的利益は、治療される状態の根絶もしくは回復、および／または状態に関連
する１つもしくは複数の症状の根絶もしくは回復を意味する。予防的利益は、状態の発症
の予防もしくは遅延、および／または状態に関連する１つもしくは複数の症状の発症の予
防もしくは遅延を意味する。ある実施形態では、本医療機器の投与（例えば、埋め込み）
は、状態がより重篤な状態に発展することまたは悪化されることを予防する。
状況、障害、または状態を「治療すること」または「治療」は、（１）状況、障害、ま
たは状態に苦しんでいる、またはこれらの素因を有する可能性があるが、状況、障害また
は状態の臨床症状をまだ経験または示していない対象に生じている状況、障害、または状
態の臨床症状の出現を防止または遅延させること、または（２）状況、障害、または状態
を抑制すること、すなわち、疾患の発生もしくはその再発（維持治療の場合）、またはそ
の少なくとも１つの臨床症状、徴候、もしくは検査を停止すること、減少させること、も
しくは遅延させること、または（３）疾患を軽減すること、すなわち、状況、障害、もし
くは状態、またはその臨床的もしくは亜臨床的症状もしくは徴候の少なくとも１つの退行
を引き起こすことを含む。
医薬物質
本機器のコーティングは、１つまたは複数の医薬物質を含み得る。医薬物質は、平滑筋
細胞移動および／または増殖を阻害し、血栓形成を阻害または減少させ、内皮細胞増殖お
よび分化を促進し得、かつ／または医療機器の埋め込み後の再狭窄を阻害または減少させ
得る。医薬物質は、機器の下流で機能して、血管特性に影響を与える、または固形臓器を
標的にし得る。医療機器は、局所的効果および／または全身的効果（例えば、機器の遠位
）を発揮し得る。
医薬物質は、血管拡張剤（プロスタサイクリン（ＰＧＩ２）、カルシトニン遺伝子関連
ペプチド（α－ＣＧＲＰ）など）とすることができる。
医薬物質は、アテローム性動脈硬化症および再狭窄などの血管疾患の治療に効果的であ
り得る。例えば、医薬物質は、細胞毒性薬または細胞増殖抑制薬、抗増殖薬、抗腫瘍薬、
抗生物質／抗菌薬、抗酸化剤、内皮細胞増殖因子、トロンビン阻害剤、免疫抑制剤、抗血
小板凝集剤、コラーゲン合成阻害剤、治療用抗体、一酸化窒素ドナー、アンチセンスオリ
ゴヌクレオチド、創傷治癒剤、治療用遺伝子導入構築物、ペプチド、タンパク質、細胞外
マトリックスコンポーネント、血管拡張剤、血栓溶解薬、代謝拮抗薬、増殖因子アゴニス
ト、抗有糸分裂薬、スタチン、ステロイド、ステロイドおよび非ステロイド抗炎症剤、ア
ンジオテンシン変換酵素（ＡＣＥ）阻害剤、フリーラジカルスカベンジャー、ＰＰＡＲガ
ンマアゴニスト、アロマターゼ阻害剤などの抗癌化学療法剤を含むが、これらに限定され
ない。前述の医薬物質のいくつかは、例えば、シクロスポリンＡ（ＣＳＡ）、ラパマイシ
ン、ラパマイシン誘導体、ミコフェノール酸（ＭＰＡ）、レチノイン酸、ｎ－酪酸、酪酸
誘導体、ビタミンＥ、プロブコール、Ｌ－アルギニン－Ｌ－グルタメート、エベロリムス
、シロリムス、バイオリムス、ビオリムスＡ－９、パクリタキセル、プエラリン、血小板
因子４、塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）、フィブロネクチン、シンバスタチン、
フルバスタチン、ジヒドロエピアンドロステロン（ＤＨＥＡ））および１７ベータエスト
ラジオールを含む。
コーティングに取り込まれ得る医薬物質の例は、プロスタサイクリン、プロスタサイク
リン類似体、アルファ－ＣＧＲＰ、アルファ－ＣＧＲＰ類似体またはアルファ－ＣＧＲＰ
受容体アゴニスト；プラゾシン；単球化学反応性タンパク質－１（ＭＣＰ－１）；ラパマ
イシンなどの免疫抑制薬、平滑筋細胞移動および／または増殖を阻害する薬物、トロンビ
ン阻害剤などの抗血栓薬、血小板因子４およびＣＸＣケモカインなどの免疫調節剤；ＣＸ
３ＣＲ１受容体ファミリーの阻害剤；抗炎症薬、ジヒドロエピアンドロステロン（ＤＨＥ
Ａ）などのステロイド、テストステロン、１７ベータ－エストラジオールなどのエストロ
ゲン；シンバスタチンおよびフルバスタチンなどのスタチン；フェノフィブラートおよび
他の脂質低下薬などのＰＰＡＲ－アルファリガンド、ロスグリタゾンなどのＰＰＡＲ－デ
ルタおよびＰＰＡＲ－ガンマアゴニスト；ＮＦ－κＢ、コラーゲン合成阻害剤などの核因
子、アセチルコリン、アデノシン、５－ヒドロキシトリプタミンまたはセロトニンなどの
血管拡張剤、サブスタンスＰ、アドレノメデュリン、塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧ
Ｆ）、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）、内皮細胞増殖因子（ＥＧＦ）、血管内皮細胞増
殖因子（ＶＥＧＦ）などの、内皮細胞の増殖および分化を誘導する増殖因子；ミドスタウ
リンおよびイマチニブなどのタンパク質チロシンキナーゼ阻害剤または抗血管新生阻害剤
化合物；成熟白血球接着を阻害するペプチドまたは抗体、抗生物質／抗菌薬、およびタキ
キニン、ニューロキニンまたはシアロキニン、タキキニンＮＫ受容体アゴニストなどの他
の物質；ＭＬＮ－５１８およびその誘導体などのＰＤＧＦ受容体阻害剤、酪酸および酪酸
誘導体プエラリン、フィブロネクチン、エリスロポエチン、ダルベポチン、セリンプロテ
イナーゼ－１（ＳＥＲＰ－１）なども含むが、これらに限定されない。前述の医薬物質は
、機器上のコーティングに単独で、またはそれらの組合せおよび／もしくは混合物で適用
され得る。
プロスタサイクリン（ＰＧＩ２）は、特定のＧタンパク質共役受容体、ＩＰ受容体にお
よび／または核内受容体、ペルオキシソーム増殖因子活性化受容体（ＰＰＡＲ）δに結合
するオートクリンおよびパラクリンメディエーターである。その合成と放出後、プロスタ
サイクリンは、局所的な抗凝固剤および血管拡張剤特性を発揮し、保存されず、不活性代
謝物である６－ケトプロスタグランジンＦ１α（ＰＧＦ１α）に非酵素的プロセスによっ
て急速に変換される。プロスタサイクリンは、主にアデニリルシクラーゼ／サイクリック
ＡＭＰ形質導入システムを介して血管平滑筋の弛緩を引き起こし、研究されるすべての血
管床の血管拡張を引き起こす。安定なプロスタサイクリン類似体は、本コーティングおよ
び方法において使用され得る。
カルシトニン遺伝子関連ペプチド（α－ＣＧＲＰ）は、内皮由来ＮＯの非存在下で血管
拡張を刺激し得る。血管拡張は、ＣＧＲＰ１受容体を介して媒介され得る。
医薬物質は、徐放または制御放出様式で隣接または周囲の組織に局所的に放出され得る
。医薬物質は、局所的および／または全身的に治療効果を有し得る。
併用療法
本医療機器は、単独で、または手術、別の医療機器、および／もしくは別の治療薬（例
えば、第２の治療薬）などの１つまたは複数の他の療法と組み合わせて投与され／埋め込
まれ得る。
そのような併用療法は、状態パラメーター（例えば、症状の重症度、症状の数、または
再発の頻度）に及ぼす相加的または相乗的な効果を有し得る。
本医療機器は、第２の療法と同時に投与され／埋め込まれ得る。別の特定の実施形態で
は、第２の療法は、本医療機器の投与／埋め込みの前または後に投与される。
いくつかの実施形態では、第２の治療薬は、例えば、ドキソルビシン、パクリタキセル
、メルファラン、ビンカアルカロイド、メトトレキサート、マイトマイシンＣまたはエト
ポシドなどの従来の化学療法薬とすることができる細胞毒性薬である。さらに、ＣＣ－１
０６５類似体、カリケアマイシン、メイタンシン、ドラスタチンの類似体、リゾキシン、
およびパリトキシンなどの強力な薬剤が使用され得る。
本発明の医療機器、方法および組成物を使用して治療され得る対象は、哺乳動物であり
、ヒト、ウマ、イヌ、ネコ、ブタ、げっ歯類、サルなどを含む。
以下は、本開示の例であり、限定するものとして解釈されるべきではない。
［実施例］
［実施例１］同所性補綴大動脈弁埋め込みの前臨床評価
動物モデル
実験評価は、施設内審査委員会承認後、６匹の成体ヨークシャーブタ（約６０ｋｇ）に
ついて実施することになる。動物を麻酔導入の約１２時間前に絶食させることになる。ブ
タには、ケタミン、キシラジン、およびアトロピンを含有する麻酔カクテルをＩＭ注射で
事前に投与することになる。ブタは、Ｖｉｖａｒｉｕｍの術前室に輸送することになり、
そこで、麻酔を、７０％亜酸化窒素／酸素を有する５％イソフルランを使用して、フェイ
スマスクを介して誘導することになる。いったん麻酔したら、ＩＶカテーテルを耳の静脈
に配置することになる。いったんＩＶアクセスが達成されると、ブタを残りの手順のため
に挿管し、人工呼吸器に置くことになる。次いで、ブタをＶｉｖａｒｉｕｍの手術室に輸
送することになり、そこでブタを手順全体を通して約２～３％のイソフルランおよび７０
％の亜酸化窒素／酸素とともに麻酔の手術面で維持し、モニターすることになる（ＥＫＧ
、Ｐｕｌｓｅ ｏｘ、顎音など）。いったん動物が麻酔の手術面にあると（顎音反射の欠
如、およびＥＫＧの安定なパラメーターによって確認される）、外科手順が実行されるこ
とになる。
外科手順
バルブの埋め込みを、完全な麻酔、外科的、血管造影機器を有する無菌環境で行うこと
になる。このセットアップは、単葉透視血管造影システム（Ｓｉｅｍｅｎｓ、Ｍｕｎｉｃ
ｈ、Ｇｅｒｍａｎｙ）および経胸壁心エコーコンソール（ＧＥ Ｅ９５ｓ）を含むことに
なる。手順中の大動脈起始部の蛍光透視法、血管造影、および心エコー検査のイメージン
グを、埋め込み部位の最適な垂直像を取得するために埋め込み前に行うことになる。ＴＨ
Ｖフレームの高さに対する大動脈弁輪からの左右の冠動脈口の距離を決定することになる
。さらに、ピグテールカテーテルを右冠状静脈洞の奥深くに配置して、大動脈弁プロテー
ゼの正確なアラインメントのための信頼できるランドマークを提供することで位置決めを
さらに促進することになり、ペースメーカーリードを右心室に配置することになる。
装置
２３ｍｍ Ｅｄｗａｒｄｓ ＳＡＰＩＥＮ弁を使用することになり、３つは、製造元か
ら供給され、３つは、本明細書に記載の内皮前駆細胞捕獲コーティングでコーティングさ
れている（例えば、ポリドーパミン、またはポリドーパミンおよび抗体、またはポリドー
パミン、ＰＥＧおよび抗体を含むコーティング）。Ｅｄｗａｒｄｓ ＳＡＰＩＥＮ ３
Ｔｒａｎｓｃａｔｈｅｔｅｒ Ｈｅａｒｔ Ｖａｌｖｅ（ＴＨＶ）は、バルーンで拡張可
能な放射線不透過性のコバルト－クロムフレーム、三尖弁のウシ心膜組織弁、およびポリ
エチレンテレフタレート（ＰＥＴ）ファブリックスカートからなる。Ｅｄｗａｒｄｓ Ｃ
ｏｍｍａｎｄｅｒ送達系は、バルーンへのバルブアラインメント、ＴＨＶの追跡および位
置決めを支援するＦｌｅｘカテーテルからなる。ハンドルには、Ｆｌｅｘカテーテルの屈
曲を制御するＦｌｅｘ Ｗｈｅｅｌ、およびＢａｌｌｏｏｎ ＬｏｃｋおよびＦｉｎｅ
Ａｄｊｕｓｔｍｅｎｔ Ｗｈｅｅｌが含まれており、天然の弁輪内でのバルブアラインメ
ントおよびバルブの位置決めを促進する。バルーンカテーテルは、バルーンの作業長を定
義する放射線不透過性のバルブアライメントマーカーを有する。バルーン内の放射線不透
過性センターマーカーは、バルブの位置決めを支援するために提供されている。バルーン
の近くにある放射線不透過性のトリプルマーカーは、配置中のＦｌｅｘカテーテルの位置
を示す。
１４Ｆ拡張可能イントロデューサシースは、経大腿手法の場合は総大腿動脈に、鎖骨下
手法の場合は鎖骨下動脈に外科的に挿入することになる。送達カテーテルは、Ａｍｐｌａ
ｔｚの非常に硬い０．０３５インチのガイドワイヤ（Ｃｏｏｋ、Ｉｎｃ．、Ｂｌｏｏｍｉ
ｎｇｔｏｎ、Ｉｎｄｉａｎａ）を介して左心室に挿入することになる。ＴＨＶの正確な位
置決めは、ピグテールカテーテルを使用した大動脈基部血管造影および経胸壁心エコー（
ＴＴＥ）ガイダンスによって確認することになる。最終的な配置位置を大動脈基部血管造
影およびＴＴＥによって文書化することになる。次いで、急速なペーシングを開始するこ
とになり、収縮期血圧が５０ｍｍＨｇ以下に低下すると、バルーンを膨張させることにな
る。膨張装置のバレルが空になると、バルーンを収縮することになる。バルーンカテーテ
ルが完全に収縮した場合、ペースメーカーをオフにすることになる。
ファローアップ
７日目と１４日目に、弁の評価を全身麻酔の導入後、経胸壁心エコー検査により行うこ
とになる。１４日間の心エコー評価後、動物を致死注射により屠殺することになり、補綴
ＴＡＶＲ弁を肉眼検査および弁尖の組織学的および走査型電子顕微鏡評価のために取り外
すことになる。評価する重要なパラメーターは、肉眼的および顕微鏡的血栓の存在、およ
び内皮による弁尖の被覆の程度を含むことになる。
手順考慮事項
前臨床研究における大動脈弁のサイズ決定には、ヒトの臨床例で通常使用されるものと
は異なる戦略が必要である。診療所では、交換される弁は、病気にかかっており、典型的
に硬直した／石灰化した弁輪がある。一方、動物モデルでは、それらは、健康である。健
康な弁輪は、順応性があり、麻酔から覚醒すると膨張する傾向があり、そのため、動物モ
デルのバルブは、移動および安定性の問題を回避するために適切に大きくする必要がある
。しかしながら、大きすぎると、前臨床的に見られ、人間の臨床研究で報告されている致
命的な不整脈などの他の合併症の増加を引き起こし得る。初期の弁輪のサイズに加えて、
研究期間中の動物（および弁輪）の成長に留意することが重要である。弁輪の成長が補綴
弁の寸法を超える場合、大きな弁傍漏れが発生し、研究の後半の段階で合併症を引き起こ
し得る。
－緩和戦略－成体ブタ（６０ｋｇ）をこれらの研究に使用し、弁輪の成長を最小限に抑
えることになる。
－研究は、亜急性となる（最大１４日間）。ヒツジモデルが、フォローアップ中の適度
な体重およびサイズの増加のために、慢性弁評価に関してより一般的に選択され、ミスマ
ッチによる弁傍漏れのリスクを制限する。
補綴弁の経カテーテル送達は、動物モデルに新たな課題をもたらした。弁輪のサイズお
よび適切な弁の大きさを考慮する必要があるだけでなく、血管のアクセスおよび送達に使
用される末梢血管の直径は、適切なサイズでなければならない。動物の弁輪が目標寸法内
にあるが、カテーテルのプロファイルが大きすぎて末梢血管に収まらない場合、血管の合
併症が生じるか、弁を送達できない可能性がある。
－緩和戦略－成体ブタ（６０ｋｇ）をこれらの研究に使用し、弁輪の成長を最小限に抑
えることになる。
弁輪のサイズと末梢動脈の直径に加えて、上行大動脈の寸法および他の血管構造の位置
も、ＴＡＶＲ埋め込みおよび研究の成功に影響を与える。動物モデルでは、上行大動脈の
長さは、より高いプロファイルの埋め込み物の成功に直接影響する。
－緩和戦略－上行大動脈から発生する腕頭動脈を有する傾向があるヒツジとは対照的に
、ブタの腕頭動脈は、大動脈弓から発生し、より長い上行大動脈を生成し、埋め込み物が
弁輪に正しく収まるのを可能にする。
左主冠動脈の閉塞、最終的には心臓ブロックは、ブタモデル内のＴＡＶＲの前臨床試験
において一般的な合併症とすることができる。ブタは、大動脈弁の近くから始まる冠動脈
口を有する。これは、冠動脈が大動脈弁輪からさらに離れた場所にあるヒトとは異なる。
動物モデルでは、大動脈弁輪と冠動脈口の間の距離が短く、冠動脈口を塞ぐ傾向が高くな
る。
［実施例２］埋め込み可能材料の表面上の配向抗体固定化のための普遍的コーティング法
の開発
目的：埋め込まれた血管内装置の表面内皮化は、迅速な治癒および血栓形成性の減少に
つながる。我々は、内皮化を促進するために循環内皮前駆細胞を捕獲することができるス
テント上の抗ヒトＣＤ３４抗体のＧｅｎｏｕｓ技術デキストラン媒介コーティングを開発
した。しかしながら、この方法では、ｅＰＴＦＥなどの他の材料をコーティングできない
。この研究の目標は、様々な材料の表面に抗ＣＤ３４抗体を固定化するために使用できる
普遍的コーティング法を開発することであった。
方法：ポリドーパミン膜を、様々な材料、すなわち金属ステント、ｅＰＴＦＥグラフト
、およびブタ心膜の表面のわずかに塩基性の条件下で、ドーパミンの酸化的自己重合を介
して形成した。その後、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）クロスリンカーを適用し、こ
れを、一端でポリドーパミンコーティングと結合し、もう一端で抗体または抗体断片のＦ
ｃ断片と結合した。コーティング層を、プロフィロメーター、Ｘ線光電子分光法、および
走査型電子顕微鏡を使用して分析した。ＣＤ３４抗体がコーティングされた表面の機能性
を、細胞結合アッセイによって評価した。
結果：異なる材料のＣＤ３４抗体がコーティングされた表面は、ＣＤ３４＋細胞を結合
したが、ＣＤ３４－細胞を結合しなかった。抗体を有さないが、ポリドーパミンおよびＰ
ＥＧで官能化された表面は、ＣＤ３４＋細胞を結合しなかった。コーティング層の厚さは
、マイクロメートルの範囲内であり、表面は、均一で滑らかであった。
結論：配向抗体固定化のための普遍的コーティング法を開発し、これは、ｅＰＴＦＥグ
ラフトと同様に、生体弁および機械弁の血栓形成の減少を目的として適用され得る。
［実施例３］新規治療適用のための埋め込み可能材料の表面修飾
目的：
・広範囲の固体表面に適用できる生体分子を固定化する手段を開発し、新しい抗体官能
化人工プロテーゼを開発することによりコーティングの有効性を試験する。
・局所的な薬物送達のための新しいプラットフォームとしての抗体官能化材料の可能性
を実証する。
研究１
我々は、適切に官能化されたポリエチレングリコール層と組み合わせたポリドーパミン
（ＰＤＡ）表面修飾が、幅広い生物医学材料に生物活性分子を固定化するための普遍的な
プラットフォームを作製すると仮定する。
背景－生体分子固定化：
現在の固定化技術：
大部分の標準生体材料は、化学的結合に関する官能部分を欠く不活性物質から作製され
、したがって、非共有結合の物理吸着は、生体分子の固定化に一般的に使用される方法で
ある。しかしながら、この技法では、ランダムに分布した分子、生物活性の喪失、および
材料の表面から容易に除去されるコーティングがもたらされる。より信頼性の高い結果を
提供する代替的方法は、化学、プラズマ、またはガンマ線処理を通した共有結合性固定化
のための新規化学部分の導入を伴う。これらの技法は、フィブロネクチン、コラーゲン、
ゼラチン、およびＲＧＤ６６などの生体分子を固定化するために使用されてきたが、残念
ながら、それらは、依然としてランダムに分布した不活性な分子をしばしばもたらす。さ
らに、これらの技法は、浸透深さが制限されており、材料の機械的特性に悪影響を与える
可能性があり６７、すべての基材に普遍的に使用することはできない。したがって、表面
を効果的に覆い、基材の機械的特性を維持し、広範囲の材料に適用できる表面官能化の方
法を開発することが望ましい。
ポリドーパミン膜：
表面特性を効果的に制御するために、ポリマーコーティングが多くの適用において利用
されている６８～７０。最近、相互作用ポリマーの連続堆積によって組み立てられた薄い
ポリマー膜は、交互積層（ＬｂＬ）堆積として知られ、薬物の充填能力や生体分子による
修飾の可能性などの望ましい特性を提供する表面修飾剤として有望である。残念ながら、
大部分のＬｂＬ堆積技術は、上記と同じ問題を被り、複数のステップを伴い、複雑な初期
表面修飾を必要とする。
最近大きな関心を集めている新しい形態のＬｂＬ堆積は、ＰＤＡ膜の自発的な形成を利
用して材料を官能化することにより、これらの問題を克服している。ＰＤＡ膜は、わずか
に塩基性の条件下でドーパミン（ＤＡ）の酸化的自己重合を介して形成される合成ユーメ
ラニンポリマーである。これらの膜は、実質的にあらゆる固体表面上に形成する能力を有
する。この独特な特性により、基材をＤＡ水溶液に浸漬するだけで、広範囲の材料上に薄
い官能化膜の形成が可能になる。Ｌｅｅ ｅｔ ａｌによる研究は、単純な浸漬コーティ
ングの後の多数の異なる材料上のＰＤＡ膜の存在を確認した。これらの材料の例は、金属
、ガラス、合成ポリマー（ＰＴＦＥおよびＰＤＭＳ）を含む７１。３時間の浸漬後の２５
物質のＸ線光電子分光法（ＸＰＳ）は、基材特異的シグナルが完全に存在しないことを明
らかにし、少なくとも１０ｎｍの凝集コーティング厚さを示唆している。
堆積プロセスの普遍的で容易な性質に加えて、ＰＤＡコーティングは、二次反応のため
の非常に用途の広いプラットフォームであることが見出された。膜は、非常に穏やかな条
件下（中性ｐＨおよび室温）で、マイケル付加またはシッフ塩基形成を介してチオールま
たは一級アミンを含有する分子で官能化され得る。以前の研究では、ＰＤＡがコーティン
グされた基材の反応性を利用して、チオール化ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、アミ
ノ化ＰＥＧ、トリプシン、ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）、コンカナバリンＡ、ＲＮａｓ
ｅ Ｂ、およびいくつかの抗体を固定化した。生体分子が直接固定化された大部分の場合
、生物活性が維持された７２。
ポリエチレングリコール架橋剤：
材料の生体適合性に影響を与える主な因子は、汚れ（非特異的なタンパク質および細胞
接着）に抵抗するその能力である。ＰＥＧは、その優れた生体適合性と防汚特性により、
医学と産業の両方で幅広い適用を見出した親水性ポリエーテル化合物である７３。親水性
ポリマー鎖での表面の修飾は、タンパク質吸着を減少させ、非特異的な細胞接着を劇的に
減少させることが示された７４～７７。現在、物理吸着、自己組織化単分子膜、化学カッ
プリング、グラフト重合を含めた多くの技法が、ＰＥＧで表面を修飾するために使用され
ている。
ＰＥＧの防汚特性を調べる調査により、それは、多くの基材への非特異的結合を効果的
に防止できることが示された。Ｃｈｅｎ ｅｔ ａｌ．は、ＰＥＧ膜がポリアニリン表面
上に形成され、タンパク質の吸着と血小板の付着の両方の著しい減少を示したことを実証
した７８。Ｚｈａｎｇ ｅｔ ａｌ．は、ＳＳに形成されたＰＥＧコーティングがウシ血
清アルブミンおよびガンマグロブリンの吸着を予防するのに非常に効果的であることを示
した７９。ＰＥＧ鎖は、Ｗａｎｇ ｅｔ ａｌ．によって使用されて、ＰＴＦＥ表面を修
飾し、ＰＥＧ修飾ＰＴＦＥが親水性の増加を示し、ウシ血清アルブミンの吸着予防に非常
に効果的であることを実証した８０。
その優れた防汚特性に加えて、ＰＥＧは、ペプチド修飾のための架橋分子としても利用
されている。増え続ける官能性の目録により、ＰＥＧが実質的にあらゆる生体分子と結合
体を形成することが可能になる。ヘテロ二官能性ＰＥＧ鎖が、ヒドラジド、アジド、シク
ロオクチン、およびビオチンと組み合わせたアミンおよびチオール官能基を用いて創出さ
れた。生体分子修飾のためのＰＥＧ鎖の汎用性および普及により、それらは、ＰＤＡがコ
ーティングされた材料の官能性を拡張する魅力的なツールとなっている。Ｚｅｎｇ ｅｔ
ａｌ．は、ＰＤＡ中間コーティングにより、ＰＥＧが物理吸着の容易さと共有結合の安
定性で表面にグラフトされ得ることを実証した８１。Ｐｒｏｋｓ ｅｔ ａｌ．は、ＰＥ
Ｇが防汚と架橋剤の両方に使用され得ることを示した８２。彼らは、ＰＤＡがコーティン
グされたシリコンウエハーにアミン－ＰＥＧ－アルキンを固定化し、続いてアジド官能基
を含有する合成ペプチドを固定した。ペプチド固定化後、表面は、標的細胞の結合の改善
を示し、非特異的タンパク質に対する反発特性を維持した８２。生物学的に活性な分子と
組み合わせて、ＰＥＧ修飾は、新しい生物活性材料を提供するための刺激的な可能性を有
する。
抗体固定化に関する現在の技法：
表面への抗体の効果的な固定化は、バイオセンサ、バイオ分析技術、および生物医学機
器の開発を改善する可能性を有する８３、８４。非共有結合性固定化技法は、物理的吸着
８５～９１によるか、コーティングマトリックス内への抗体の閉じ込めによる、不活性表
面への抗体の固定化の一般的な方法である。これらの技術は、表面に抗体を固定化するこ
とに成功しているが、それらは、抗原結合部位のブロッキングのために最大９０％の抗体
が不活性のままであるランダムに配向した抗体分子をもたらす９２～９４。閉じ込め方法
を使用して、我々は、デキストランコーティングを使用したブタモデルでの生物学的に活
性な抗体固定化を示した。この方法は、デキストランと望ましい抗体のブレンドを創出し
、次いで、デキストラン－抗体混合物がプラズマ反応器技術を使用して基材に適用され、
抗原結合部位の画分が暴露されたコーティングを創出する。この方法は、ＣＤ３４陽性細
胞の成功的な捕獲を実証した６３。しかしながら、このコーティングを使用して代替的抗
体（Ｈ－２Ｋｋ）を固定化した場合、表面の免疫結合活性は、非常に貧弱であった。埋め
込まれた抗体の存在は、デキストラン／抗体がコーティングされたＳＳディスク上で実証
されたけれども、表面は、Ｈ－２Ｋｋ発現ＥＰＣを捕獲することができなかった。効果的
な細胞捕獲の欠如は、非配向抗体固定化（デキストランに埋められた抗Ｈ－２Ｋｋ抗体Ｆ
ａｂドメインの多くを有する）と抗体変性の組合せによる可能性がある。同様に、ｅＰＴ
ＦＥグラフト材料に適用した場合、デキストラン／抗ＣＤ３４コーティングは、２つの異
なるブタＡＶシャントモデルの循環ＥＰＣの結合に効果がなかった９５、９６。これらの
結果は、デキストランコーティングは、特定の場合に効果的であるが、抗体固定化の普遍
的な方法を提供しないことを示している。
代替の固定化方法は、非特異的標的化学固定化を伴う（図１）。この方法は、抗体の暴
露されたアミノ酸側鎖に反応する官能化表面を利用する。この方法の１つの制限は、抗体
がＦａｂ領域側鎖またはＦｃ領域側鎖を介して結合するかどうかを制御できないことであ
る。特異的官能基が標的にされているが、抗体配向は、なおランダムである。物理的方法
と同様に、これは、抗体の変性および免疫結合活性の喪失をもたらす９７～１００。これ
らの非特異的技法は、ある程度の見込みを示しているが、上記の物理的な方法と同様に、
それらは、特定の場合にのみ有効であり、すべての表面に適用可能である方法は、ない。
したがって、多くの異なる表面に適用可能であり、抗体を配向された様式で固定し、Ｆａ
ｂ領域が完全に暴露され、抗原結合に利用可能である新しい固定化方法を開発することが
望ましい。
配向された抗体固定化：
前述のように、固定化プロセスは、結合部位をブロックしたり、抗体を変性させたりす
ることが多く、免疫結合能力の部分的または完全な喪失につながる１０１。この問題を克
服する技法は、抗体をＦｃドメインが固定され、抗原結合Ｆａｂドメインが完全に露出し
た状態で、配向された様式で固定化することを伴う１０２。大部分の抗体は、重鎖のＦｃ
領域に少なくとも１つのＮ結合炭水化物を有することが十分に確立されている。そのよう
に、人気を博している固定化戦略は、Ｆｃドメインに見出されるオリゴ糖を修飾して、抗
体構造に新規な反応性部分を導入することを伴う。抗体修飾のためにますます利用されて
いるオリゴ糖修飾の２つの型がある。１つ目は、反応性アルデヒド基をもたらすためのＦ
ｃ領域に見出されるオリゴ糖の酸化を伴う１０３、１０４。酸化後、新しく形成されたア
ルデヒド部分は、アミン末端表面に共有結合していてもよい１０５、１０６。最近報告さ
れた別の技法は、変異β１，４ガラクトシルトランスフェラーゼ酵素を使用して、天然の
アセチルグルコサミン残基を修飾糖で置き換える。修飾糖は、ケトンまたはアジドである
ことが多い、分子構造に取り込まれた独特な化学的ハンドルを有する。修飾糖の取込みに
より、抗体を固定化するために使用され得るＦｃ特異的標的が導入される。アジド部分の
場合、抗体は、無触媒の「クリック」環化付加反応を介して配向された様式でシクロオク
チンを有する表面に共有結合していてもよい。抗体のＦｃ領域を特異的に修飾することに
より、これらの技法はいずれも、Ｆａｂ領域が露出された抗体の共有結合性の固定化を提
供する（図１）。
Ｙｕａｎ ｅｔ ａｌ．１０７による研究は、ＳＳスライド上に抗ＣＤ３４抗体を成功
的に固定化することにより、オリゴ糖酸化の有効性を実証した。彼らは、架橋分子として
３－アミノプロピルトリエトキシシランを使用してアミンに富む表面を作製し、官能化Ｓ
Ｓを酸化抗体溶液に浸漬した。配向抗体は、免疫結合能力を保持し、従来の固定化戦略（
グルタルアルデヒド）と比較した場合、細胞捕獲効率の３倍の増加を示した１０７。Ｋａ
ｎｇ ｅｔ ａｌ．１０８は、抗マウスＩｇＧ抗体を磁気微粒子に固定することにより、
この固定化方法をさらに調査した。再び、アミンが豊富な表面が創出され、ヒドラジドコ
ーティングが磁性粒子上に形成された。ヒドラジドは、より低いｐＨでアルデヒドと反応
する利点があり、それにより、抗体上のアミン残基と新しく形成されたアルデヒド間の非
特異的な架橋を防ぐ。配向抗体は、アミンカップリング（Ｎ－ヒドロキシスクシンイミド
）に比べて免疫結合効率の２倍の改善を示した１０８。
まだ比較的新しい技術であるが、Ｆｃ領域への独特な化学部分の酵素的導入も印象的な
結果をもたらした。Ｂｏｅｇｇｅｍａｎ ｅｔ ａｌ．は、この技法を利用して、ビオチ
ンまたは蛍光分子でいくつかのモノクローナル抗体（ｍＡｂ）を官能化した。彼らは、ま
ず、ストレプトコッカス・ニューモニエ（Ｓｔｒｅｐｔｏｃｏｃｃｕｓ ｐｎｅｕｍｏｎ
ｉａ）のβ１，４ガラクトシダーゼを使用して抗体の重鎖領域に見出される糖を除去し、
末端Ｎ－アセチルグルコサミン残基を暴露した。次いで、彼らは、変異β１，４ガラクト
シルトランスフェラーゼ（β１，４－Ｇａｌ－Ｔ１－Ｙ２８９Ｌ）酵素を使用して、ケト
ン化学ハンドルを有する修飾糖を導入した。次いで、改変された抗体を、アミノオキシ官
能化Ａｌｅｘａ ４８８またはビオチンと反応させた。彼らの結果は、望ましい分子（Ａ
ｌｅｘａ ４８８およびビオチン）が抗体構造に成功的に取り込まれただけでなく、Ｎ結
合炭水化物を介したｍＡｂへの望ましい分子の結合が抗原に対する抗体の親和性を修飾し
なかったことを示した１０９。Ｚｅｇｌｉｓ ｅｔ ａｌ．は、前立腺抗原標的抗体（Ｊ
５９１）の放射性標識に同様の手法を利用した。再び、彼らは、まず、β１，４ガラクト
シダーゼを使用して抗体の重鎖領域に見出される糖を除去し、末端Ｎ－アセチルグルコサ
ミン残基を暴露させた。次いで、彼らは、同じ変異酵素（β１，４－Ｇａｌ－Ｔ１－Ｙ２
８９Ｌ）を利用して、アジド修飾糖を抗体のＦｃ領域に取り込んだ。次いで、アジド官能
化抗体を、触媒を使用しない「クリック」結合を介してデスフェリオキサミン修飾ジベン
ゾシクロオクチンと反応させた。最後に、キレーター修飾抗体を８９Ｚｒで放射性標識し
た。彼らの結果は、８９Ｚｒが抗体のＦｃ領域に成功的に結合し、抗体構造へのその取込
みが抗原に対する抗体の親和性に影響を及ぼさなかったことを示した１１０。
研究デザイン：
ポリドーパミン膜：
ＰＤＡアンカーは、すべての材料の初期官能化に使用することになる。ドーパミンＨＣ
ｌ（塩酸ドーパミン、Ｓｉｇｍａ－Ａｌｄｒｉｃｈ）溶液（２ｍｇ／ｍｌ）を１０ｍＭ
Ｔｒｉｓ－ＨＣｌ（ｐＨ８．５）で調製することになる。基材（ＳＳ、ＣｏＣｒ、電界紡
糸ポリウレタン、ｅＰＴＦＥグラフト材料）を暗い環境で２４時間溶液に浸漬することに
なる。反応後、材料を除去し、完全にすすぎ、純窒素流で乾燥させる１１１、１１２。我
々は、ＰＤＡ膜を３１６Ｌ ＳＳおよびＣｏＣｒディスク、ｅＰＴＦＥグラフト材料、な
らびに冠動脈ステントに成功的に堆積させることができた。これらの結果は、Ｌｅｅ ｅ
ｔ ａｌ．７１によって報告された結果とともに、この官能化方法が実行可能であり、一
般的な心臓血管プラットフォームに適用され得ることを示している。ＰＤＡ膜の反応性は
、ＰＤＡがコーティングされた材料上での生体分子（ＢＳＡおよびアビジン）の固定化を
通した様々な予備生物活性表面の創出によって実証されている。２％ＢＳＡ溶液へのコー
ティングされたＳＳ基材の簡単な浸漬は、細胞接着を効果的に阻害する防汚表面を創出し
た。アビジン溶液に暴露されたＰＤＡがコーティングされたＳＳおよびＣＯＣＲ基材は、
ビオチン化蛍光分子の捕獲を示した。
ポリエチレングリコールの官能化：
ポリエチレングリコール架橋層の形成のために、官能化ＰＥＧアミン（ヒドラジドまた
はジベンゾシクロオクチン（ＤＢＣＯ）官能化）溶液（２５ｍｇ／ｍＬ）をリン酸緩衝生
理食塩水（ＰＢＳ、ｐＨ７．４）中で調製することになる。溶液のｐＨを８．６に調整す
ることになり、ＰＤＡがコーティングされた材料を５０°Ｃで３０時間浸漬することにな
る。次いで、材料を完全にすすぎ、純窒素流で乾燥させることになる１１３。我々は、ア
ミノ化ＰＥＧ鎖をＰＤＡ官能化材料に固定化することができた。ジベンゾシクロオクチン
表面を、基材をアミノ－ＰＥＧ４－ＤＢＣＯの溶液に浸漬することにより、ＰＤＡがコー
ティングされたＳＳおよびＣｏＣｒ上に形成した。ＤＢＣＯ表面は、アジド官能化蛍光分
子の効果的な捕獲を示した（図９）。
生体適合性評価：
生体適合性試験を生体医療機器の前臨床評価に関する国際規格ＩＳＯ１０９９３ガイド
ラインに従って行うことになり１１４～１１７、６０匹のニュージーランド白ウサギを使
用することになる。ウサギをケタミン（４０ｍｇ／ｋｇ）およびキシラジン（５ｍｇ／ｋ
ｇ）の筋肉内注射で鎮静させることになる。脊柱に沿った毛皮をクリップして、約１０ｃ
ｍ２の面積を暴露することになる。皮膚をイソプロピルアルコールを使用して消毒し、ベ
タジン溶液を塗ることになる。約８ｃｍの長さの単一の切開を背骨の正中線に沿って行っ
て、傍脊椎筋を暴露することになる。筋肉を繊維軸に平行に約１ｃｍ切開し、小さなポケ
ットを創出することになる。止血を直接圧力をかけることで達成することになる。４つの
ピース（５×５ｍｍ）のコーティングされた試験材料（ＳＳ、ＣｏＣｒ、電界紡糸ポリウ
レタン、ｅＰＴＦＥ）および４つのコーティングされていない対照を、少なくとも１ｃｍ
離れて（左右に４つずつ）ランダムな方法で左右の傍脊椎筋肉に埋め込むことになる。筋
肉切開、皮下組織、および筋膜を吸収性縫合糸で閉じることになり、皮膚切開を非吸収性
縫合糸または皮膚ステープルで閉じることになる。動物を、１、７、１４、および２８日
後、および１２週間でペントバルビタールの致命的な静脈内注射によって屠殺することに
なる。埋め込み部位を暴露し、出血、壊死、体液蓄積、変色、感染またはカプセル化の徴
候に関して検査することになる。埋め込み部位からの組織を採取し、１０％中性緩衝ホル
マリンで固定することになる。最終的な組織分析は、肉眼的および組織病理学的データに
基づくことになる。我々は、このモデルに豊富な経験があり、様々なステントプラットフ
ォームおよびコーティング、ならびにｅＰＴＦＥおよび生体吸収性ステント材料を評価す
るために使用している。
表面コーティングの検証：
米国食品医薬品局（ＦＤＡ）は、最近、コーティングされた機器の安全性と有効性を評
価するために、血管内機器業界にガイダンスを提供している１１８。コーティングの密着
性、バリア効果、および安定性などの特徴を評価する必要がある。
表面コーティング厚さ：血管ステントストラットの厚さは、フォローアップで見られる
新生物過形成の程度に直接関係することが十分に確立されている１１９。したがって、コ
ーティングの厚さを決定することが重要である。コーティングされた基材（３１６Ｌ Ｓ
Ｓ、ＣｏＣｒ、電界紡糸ポリウレタン、ｅＰＴＦＥ）を接触形状測定（ＫＬＡ Ｔｅｎｃ
ｏｒ Ｐ１６＋、Ｓｕｒｆａｃｅ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ（ＳＩ）Ｏｎｔａｒｉｏ、Ｕｎｉ
ｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｔｏｒｏｎｔｏ）を使用して分析することになる。様々な材料を
表面の半分だけが被覆されるように、コーティングすることになる。次いで、試料をプロ
ファイルメーターを使用して分析することになり、コーティングされた半分とコーティン
グされていない半分の高さの差を比較することになる。プロファイルメーターは、標準的
なプロトコルを使用してＳＩ オンタリオ職員が操作することになる。すべてのデータ分
析を、ＳＩ オンタリオ職員のガイダンスの下、現場で行うことになる。この技法は、表
面トポグラフィー（粗さ）に関する情報も提供することになる。
表面コーティングの均一性、コンフルエンス、およびバリア効果：
走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）：コーティングされた表面の表面トポグラフィー、完全性
、およびコンフルエンスをＳＥＭによって評価することになる。ＳＥＭの研究では、試料
（３１６Ｌ ＳＳ、ＣｏＣｒ、電界紡糸ポリウレタン、ｅＰＴＦＥ）を標準的な脱水およ
び２０ｎｍの金スパッタコーティング技法を用いて調製することになる。走査型電子顕微
鏡（Ｐｈｉｌｉｐｓ ＸＬ－３０シリーズ、Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ）を使用することに
なる。
Ｘ線光電子分光法（ＸＰＳ）：ＸＰＳは、材料表面の元素の実験式、化学状態、電子状
態を計算する定量的分光試験である。スペクトルをＸ線の照射で表面の上部１～１０ｎｍ
から逃げる運動エネルギーおよび電子の数を測定することによって取得する。ＸＰＳを単
色のＡｌ Ｋα Ｘ線源（ＳＩ Ｏｎｔａｒｉｏ）を備えたＫ－Ａｌｐｈａ ＸＰＳ装置
（Ｔｈｅｒｍｏ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）上で３１６Ｌ ＳＳ、ＣｏＣｒ、電界紡糸ポリ
ウレタン、ｅＰＴＦＥのコーティングされた試料を用いて行うことになる。Ｘ線源を、Ｓ
Ｉオンタリオ職員が標準プロトコルを使用して操作することになる（４５°の検出角度、
３００Ｗで操作される標準アルミニウムＸ線源のＫα線）。表面コーティングの厚さ、均
一性、コンフルエンス、および完全性をＸＰＳによって評価することができる。非コンフ
ルエンスの場合、基材からの金属化合物からのシグナルが現れることになる。ＸＰＳは、
コーティングの完全性と一貫性を評価するのにＳＥＭよりも感度が高いことが示されてい
る１２０。
変形後の表面コーティングの接着および凝集：ステントの設計および材料に応じて、ス
テントの重要な部分で塑性変形が発生する１２１～１２６。有限要素モデリングによれば
、この塑性変形は、最大２５％となる１２６。
ＳＥＭ：ＰＤＡがコーティングされた表面（３１６Ｌ ＳＳステント、ＣｏＣｒステン
ト、電界紡糸ポリウレタンが被覆されたステント（ＰＫ－Ｐａｐｙｒｕｓステント、Ｂｉ
ｏｔｒｏｎｉｋ、Ｇｅｒｍａｎｙ）、ｅＰＴＦＥが被覆されたステント（Ｊｏｓｔｅｎｔ
Ｇｒａｆｔｍａｓｔｅｒ（商標）、Ａｂｂｏｔｔ Ｖａｓｃｕｌａｒ、Ｉｌｌｉｎｏｉ
ｓ）の接着性と変形性をバルーン拡張の前後に走査型電子顕微鏡によって評価することに
なる。各機器のうち３つを拡張のための標準の血管形成バルーンに取り付けることになる
。拡張されたステントを、ＳＥＭを使用して、亀裂、フレーキング、剥離の証拠がないか
検査することになる。Ｌｕｏ ｅｔ ａｌは、最近、ＰＤＡ膜が、同様の技法を使用した
血管ステントの圧縮および拡張の変形に耐性があることを報告している１２７。ＰＤＡ膜
の安定性を評価するために、コーティングの表面微細構造を、膨潤または剥離の証拠につ
いて、３７°ＣのＰＢＳに７、１５、および３０日間浸漬する前後のＳＥＭを使用して試
験することになる。
ＸＰＳ：直径１ｃｍ、厚さ０．５ｍｍのコーティングされた３１６Ｌ ＳＳおよびＣｏ
Ｃｒディスクを、ＳＡＴＥＣ ３３４０試験システム（Ｉｎｓｔｒｏｎ、Ｎｏｒｗｏｏｄ
、ＭＡ、ＯｒｂｕｓＮｅｉｃｈ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ、ＦＬから
の貸し出し）に取り付けられたパンチテスト機器を使用して最大２５％塑性変形すること
になる。すべての変形を、Ｌｅｗｉｓ ｅｔ ａｌ１２８、１２９によって記載されてい
るように２５％の変形を得るために０．０５ｍｍ／秒の置換速度および２２００Ｎの最大
荷重で室温で行うことになる。表面コーティングの接着および凝集を上記のスペクトル分
析によって決定することになる。
表面の親水性と表面エネルギー：水接触角を、Ｋｒｕｓｓ ＤＳＡ機械およびＤｒｏｐ
Ｓｈａｐｅ Ａｎａｌｙｓｉｓソフトウェア（ＥａｓｙＤｒｏｐ ＤＳＡ２０Ｅ、Ｋｒ
ｕｓｓ、Ｈａｍｂｕｒｇ、Ｇｅｒｍａｎｙ）を使用して液滴分析によって測定することに
なる。液滴堆積および分注速度を分注の１０秒以内でそれぞれ５．０μＬおよび１９５μ
Ｌ／分で一定に保つことになる。表面エネルギーを、水接触角（極性溶媒）およびジヨー
ドメタン（非極性溶媒）のデータを用いて、ＯｗｅｎｓおよびＷｅｎｄｔによって記載さ
れた方法によって計算することになる１３０。
抗体コーティング：
この提案の最終目標は、血管内機器、例えば、プラットフォームとしての冠動脈ステン
ト、血管グラフトを使用した局所的な薬物送達である。原理の証明として、我々は、潜在
的な治療目的のために血管拡張剤（４．１．２項）を作製するように遺伝子操作されたＥ
ＰＣを捕獲することを目指す。遺伝子工学的技法により、機器の内皮形成に寄与するだけ
でなく、治療用化合物を作製するＥＰＣを作製することができる。これらの遺伝子操作Ｅ
ＰＣの使用に関する重要な問題は、機器が修飾されたＥＰＣのみを排他的に結合すること
を保証することである。ＣＤ３４を標的にすると、まれな改変細胞と遍在する内在性ナイ
ーブＥＰＣ間の競合が発生する。この問題に対処するために、細胞をさらに改変して、ヒ
ト細胞に天然に見出されない独特な表面マーカーを作製し、化合物作製細胞のみを排他的
に捕獲するための標的を提供することができる。主要組織適合遺伝子複合体クラスＩ分子
であるＨ－２Ｋｋは、一部の希少なマウス系統（例えば、ＡＫＲ／ＪＡまたはＣＢＡ／Ｊ
）においてのみ見出された。他の哺乳動物細胞内にＨ－２Ｋｋが存在しないことは、それ
およびＨ－２Ｋｋ表面タンパク質に対するモノクローナル抗体を、改変ＥＰＣの排他的捕
獲を保証する魅力的な選択肢にする。ｐＭＡＣＳＫｋ．ｔａｇ（Ｃ）プラスミドベクター
（Ｍｉｌｔｅｎｙｉ Ｂｉｏｔｅｃ）は、Ｈ－２Ｋｋ遺伝子および目的の遺伝子をクロー
ニングできるマルチクローニングサイト（ＭＣＳ）を含有するバイシストロニックなベク
ターである。ｐＭＡＣＳＫｋ．ｔａｇ（Ｃ）プラスミドベクターを使用して、我々は、Ｈ
－２Ｋｋと血管拡張剤カルシトニン遺伝子関連ペプチド（α－ＣＧＲＰ）の両方を発現す
るであろうベクター（ｐＭＡＣＳ－Ｈ－２Ｋｋ－ｈＣＧＲＰ、４．２．１項も参照）を構
築した。我々は、Ｈ－２Ｋｋ抗体がコーティングされた血管機器は、遺伝子改変されたＨ
－２Ｋｋ発現細胞を選択的に捕獲することになると考えている。臨床的に利用可能な薬剤
「溶出」ステントは、ステントストラットに隣接する組織のみに血管壁に微量の細胞増殖
抑制薬を送達し、治療的に関連する遠位送達は行わない。記載された技術の目標は、埋め
込まれた機器の遠位に治療量の生理活性化合物を送達することである。
酸化法：ｔ－Ｂｏｃ－ヒドラジド－ＰＥＧ－アミン（Ｑｕａｎｔａ Ｂｉｏｄｅｓｉｇ
ｎ）を前述のようにＰＤＡがコーティングされた材料に固定化することになる（３．２．
２項）。ＰＥＧ鎖の固定化に成功した後、改変表面を、塩化メチレン中の２５％トリフル
オロ酢酸（ＴＦＡ）に供することになり、その後、１０％水酸化アンモニウムで３分すす
いで、ｔ－Ｂｏｃ保護基を除去し、追加の固定化のためのヒドラジドが豊富な表面を形成
する１３１、１３２。抗Ｈ－２Ｋｋ抗体（ＩｇＧ２ａ； Ｍｉｌｔｅｎｙｉ Ｂｉｏｔｅ
ｃ、ＣＡ）を酸化して、必要なアルデヒド部分を創出することになる１０７、１０８。抗
体をＰＢＳ（０．０５ｍｇ／ｍｌ）に溶解することになる。次いで、メタ過ヨウ素酸ナト
リウム（Ｓｉｇｍａ－Ａｌｄｒｉｃｈ）を抗体溶液に添加し（抗体１ｍｌあたりメタ過ヨ
ウ素酸ナトリウム２ｍｇ）、反応を暗所で３０分間進行させることになる。酸化後、残留
メタ過ヨウ素酸ナトリウムを脱塩カラム（Ｓｅｐｈａｄｅｘ Ｇ－２５）を使用して除去
することになる。次いで、ＰＥＧ官能化材料を酸化抗体溶液に浸漬し、１時間反応させる
ことになる。シアノ水素化ホウ素ナトリウム（抗体１ｍｌあたり５．０Ｍシアノ水素化ホ
ウ素ナトリウム１０μＬ）を添加して、抗体とヒドラジドに富むコーティング間に形成さ
れたシッフ塩基を安定化することになる。この反応を４℃で終夜進行させることになる。
最後に、物質をＰＢＳで洗浄して、物理的に吸着した抗体を除去することになる。
酵素法：アミノ－ＰＥＧ４－ＤＢＣＯ（クリックケミストリーツール）をＰＤＡがコー
ティングされた材料に固定化することになる。抗Ｈ－２Ｋｋ抗体を、製造業者の指示に従
って、Ｃｌｉｃｋ－ＩＴ（登録商標）ＧｌｃＮＡｃ Ｅｎｚｙｍａｔｉｃ Ｌａｂｅｌｉ
ｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ （Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）を使用して、改変するこ
とになる。簡単に説明すると、抗体（ＰＢＳ中０．５ｍｇ／ｍＬ）を、Ｐ３０樹脂（Ｂｉ
ｏ－Ｒａｄ、１．５ｍＬ総容積）で調製されたマイクロスピンカラムを使用して、前処理
緩衝液（５０ｍＭリン酸Ｎａ、ｐＨ６．０）に緩衝液交換することになる。次いで、２０
０μＬの抗Ｈ－２Ｋｋ抗体を前処理したカラムに添加し、８５０×ｇで５分間遠心分離す
ることになる。生じた抗体溶液に４μＬのβ－１．４－ガラクトシダーゼ（ストレプトコ
ッカス・ニューモニエ（Ｓ．ｐｎｅｕｍｏｎｉａ）由来、２ｍＵ／μＬ）を補充し、３７
℃で終夜インキュベーターに置くことになる。トリス緩衝生理食塩水（ＴＢＳ、２０ｍＭ
Ｔｒｉｓ ＨＣｌ、０．９％ＮａＣｌ、ｐＨ７．４）への試料の緩衝液交換は、Ｐ３０
樹脂を用いて調製されたマイクロスピンカラムを使用して行うことになる。緩衝液交換後
、３０μＬの抗体溶液（２ｍｇ／ｍｌ）を４μＬのＵＤＰ－ＧａｌＮＡｚ（４０ｍＭ）、
１５μＬのＭｎＣｌ２（０．１Ｍ）、および１００μＬのＧａｌ－Ｔ（Ｙ２８９Ｌ）（０
．２９ｍｇ／ｍＬ）と組み合わせ、３０°Ｃで終夜インキュベートすることになる。修飾
後、抗体をＰＢＳに緩衝液交換することになる。最後に、ＤＢＣＯがコーティングされた
材料を抗体溶液（１００μｇ／ｍｌ）に１２０分間浸漬し、次いで、ＰＢＳで洗浄して、
物理的に付着した抗体を除去することになる。
ブタ内皮前駆細胞の単離：ＥＰＣを、ＶＥＧＦ含有培地中での末梢血単核細胞の培養後
４～７日で取得する。それらは、造血起源の細胞を表し、パラクリン因子の放出を通して
血管新生効果を発揮する。後期ＥＰＣ（内皮コロニー形成細胞または後期増殖内皮細胞と
も称される）は、培養２～４週間後に出現する。初期ＥＰＣとは異なり、後期ＥＰＣは、
内皮細胞として機能すると考えられており、血管に取り込まれ得る。Ｍｕｓｃａｒｉ ｅ
ｔ ａｌは、異なる細胞源および培養条件を比較し、３～４週間培養された骨髄由来ＥＰ
Ｃが内皮細胞の表現型に関与していることを見出した１３３。我々は、この方法を採用し
て、提案された研究で使用されるブタＥＰＣを調達した。ブタ骨髄単核細胞をフィコール
勾配遠心分離によって単離し、フィブロネクチンがコーティングされたＴ７５フラスコに
０．７５×１０６／ｃｍ２の密度で播種し、ＥＧＭ－２培地（Ｌｏｎｚａ）で培養するこ
とになる。我々の結果は、ブタ骨髄由来のＥＰＣが２つの重要な内皮マーカーであるＶＥ
ＧＦＲ２とｅＮＯＳを発現することを示している。我々は、単離後３週の骨髄から増殖さ
れたＥＰＣを使用することになるが、これは、これらがヒト末梢血単核細胞から単離され
た後期ＥＰＣと同様の特性を実証するからである１３３。
細胞培養および遺伝子工学：ＣＯＳ－１細胞およびＣＨＯ細胞（どちらもＡＴＣＣから
）を１０％ＦＢＳ（Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）で補充したダルベッコ改良イ
ーグル培地（ＤＭＥＭ、Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）で維持することになる。
トランスフェクションを、製造元の指示に従って、ＣＯＳ－１にはＳｕｐｅｒｆｅｃｔ
Ｒｅａｇｅｎｔ（Ｑｉａｇｅｎ）、ＣＨＯ細胞にはＬｉｐｏｆｅｃｔａｍｉｎｅ Ｒｅａ
ｇｅｎｔ（Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）をそれぞれ使用して行うことになる。
ＥＰＣを製造元の指示（Ａｍａｘａ Ｎｕｃｌｅｏｆｅｃｔｏｒ）にしたがって、ヌクレ
オポレーション法を使用してトランスフェクトすることになる。我々は、すべての改変細
胞がＨ－２Ｋｋ表面タンパク質を発現することを示した。
免疫結合効率および細胞増殖の評価：Ｈ－２Ｋｋ抗体がコーティングされた材料（３１
６Ｌ ＳＳ、ＣｏＣｒ、電界紡糸ポリウレタン、およびｅＰＴＦＥ）をＨ－２Ｋｋ発現細
胞を選択的に結合する能力に関して評価することになる。一実施形態では、抗体を、リン
カーの非存在下でポリドーパミンがコーティングされた材料に直接固定化した。例えば、
新たに調製されたポリドーパミンがコーティングされた材料をＰＢＳ中の抗Ｈ２Ｋｋ抗体
溶液に暴露した。次いで、コーティングされた材料をＰＢＳで完全にすすぎ、吸着された
抗体を除去した。
トランスフェクトされたＣＨＯ細胞を剥離し、洗浄し、１０６細胞／ｍｌの密度でＰＢ
Ｓに再懸濁することになる。抗体がコーティングされたディスク、コーティングされてい
ないディスク、および中間体のみでコーティングされたディスクを２％ＢＳＡを含有する
ＰＢＳでブロックし、１００μｌの細胞とともにインキュベートし、その後、ＰＢＳで完
全に洗浄して、結合していない細胞を除去することになる。結合した細胞を２％パラホル
ムアルデヒドで固定し、Ｓｙｔｏｘ Ｇｒｅｅｎ（Ｉｎｖｉｔｒｏｇｅｎ）で核染色した
後、蛍光顕微鏡を使用して可視化することになる。さらに、ディスクの蛍光強度をＳｐｅ
ｃｔｒａＭａｘ Ｍ５ｅプレートリーダー（Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｄｅｖｉｃｅｓ）を使
用して、測定することになる。非トランスフェクト細胞を対照として使用することになる
。我々の予備データは、固定化されたＨ－２Ｋｋ抗体が多くの異なる材料上でＨ－２Ｋｋ
発現ＣＨＯ細胞を捕獲できることを示している。コーティングが細胞増殖に影響を与える
かどうかを評価するために、ＥＰＣ発現Ｈ－２Ｋｋを剥離し、ＰＢＳで洗浄し、培地に再
懸濁し、２４ウェル細胞培養プレートに置かれた抗体がコーティングされた材料（３１６
Ｌ ＳＳ、ＣＯＣＲ、電界紡糸ポリウレタン、およびｅＰＴＦＥ）に添加することになる
（各機器３連で）。培養後の異なる時点（１、３、５日目）で、試料を取り出し、ＰＢＳ
で洗浄し、０．２５％トリプシン－ＥＤＴＡ（Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）を
用いて付着細胞を持ち上げることになる。細胞数を決定し、コーティングされていない材
料の細胞数と比較することになる。
インビトロフローモデルを使用した細胞捕獲：流動条件下で細胞捕獲を試験するために
、動脈血流のインビトロモデルが我々の研究室で開発された。このモデルは、ハーバード
装置シリンジポンプによって制御された流れを有するステントを展開するための合成動脈
スペースを有し、血管機器を通る交互の流れを提供する。コーティングされたステント、
コーティングされていないステント、および中間体のみでコーティングされたステントを
合成動脈内に展開することになる。１０ｍｌのトランスフェクト細胞（１０５細胞／ｍｌ
）を３．１ｍＬ／分の流量で１時間循環させることになる１３４。次いで、ステントを回
収し、ＰＢＳで洗浄して、結合していない細胞を除去することになる。次いで、結合した
細胞を３．２．５．５項で記載されているように、固定し、視覚化することになる。蛍光
強度も、３．２．５．５項で記載されているように、測定することになる。トランスフェ
クトされていない細胞を、対照目的で使用することになる。
我々の結果は、インビボでの抗Ｈ－２Ｋｋ抗体がコーティングされた血管材料によるＨ
－２Ｋｋを発現するブタＥＰＣの捕獲を示している。
抗Ｈ－２Ｋｋ抗体がコーティングされたｅＰＴＦＥグラフトに関する細胞毒性アッセイ
を行った。コーティングされたグラフトを、ＣＨＯ Ｈ－２Ｋｋ（＋）細胞とともに１、
２、または３日間インキュベートした。次いで、それらを固定し、蛍光顕微鏡で画像化し
た。３セットを毎日調製した。各グラフト上の追加の複数のスポットをカウントした。各
日からの１つのグラフトも固定し、ＳＥＭのために採取した。
細胞数を、複数の焦点面のイメージングを行い、すべての画像を一緒に合体することに
よって決定した。楕円形または球形を以下のパラメーターに適合する細胞と見なした（サ
イズ：１２ｕｍ×１２ｕｍを超え、かつｚ：＞４０ｕｍ）。これにより、我々が、偽陽性
ではなく、細胞をイメージングし、カウントしていることが保証された。１日目に、平均
細胞数は、９６０±２５０細胞／ｍｍ２であった。２日目に、平均細胞数は、２５９５±
７７９細胞／ｍｍ２であった。３日目に、平均細胞数は、１０００２±１７４５細胞／ｍ
ｍ２であった（図１５）。
グラフトを、ＣＨＯ Ｈ－２Ｋｋ（＋）細胞とともに１、２、３日間インキュベートし
た。次いで、それらを（複数の固定剤で）固定し、臨界点乾燥し、金でスパッタし、ＳＥ
Ｍでイメージングした。各グラフト上の追加の複数のスポットを分析した。各日からの１
つのグラフトのみをイメージングした。細胞数が増加し、細胞形態も球状から平らで多角
形に変化した。これは、細胞が増殖してグラフトに付着すると発生する。
研究２
我々は、抗体官能化ステントを用いて、新規細胞ベースの送達機構を使用した治療物質
の長期冠動脈内投与（局所薬物送達）を達成できると仮定する。
背景－細胞ベースの薬物送達系の開発：
血管リモデリング：
動脈壁は、硬い管ではなく、むしろ血行動態、機械的、および生化学的刺激に応じて再
形成する能力がある器官である。血管は、下流の臓器への流れの増加に対応するために拡
大することが１世紀以上にわたって知られている１３５。このプロセスの明らかな例は、
天然の増殖中または心筋肥大における冠血管の拡大である。この現象への関心は、血管の
半径拡大（外向きまたはポジティブリモデリング）がアテローム硬化性プラークの進行性
の増殖を補うことができ、したがって、流れを制限する狭窄の発生を遅らせるという組織
学的観察によって刺激された１３６、１３７。これらの病理学的所見は、続いて、アテロ
ームの存在下での外向きリモデリングの発生と、どのようにそのような外向きリモデリン
グが血管造影検出からかなりのプラークを隠すことができるかを明らかにしたインビボ血
管内超音波（ＩＶＵＳ）研究によって支持された１３８、１３９。大部分のアテローム性
動脈硬化セグメントは、いくらかの代償性拡大を示すが、それは、管腔サイズを完全に維
持するにはしばしば不十分であり、一部の血管は、病変部位で逆説的に縮小する場合があ
り（内向きまたはネガティブリモデリング）、管腔損失を補償するのではなく悪化させ得
る１４０。この型の収縮性リモデリングは、冠動脈の原因病変の２４％から４２％で発生
することが報告されている１４１、１４２。ネガティブリモデリングの臨床的重要性は、
管腔狭窄がプラークサイズよりもリモデリングの方向および大きさにより密接に関連して
いるという観察によって強調されている１４０、１４３。
通常の動脈では、リモデリングは、それぞれ、通常のせん断応力および壁張力を回復さ
せるための流れおよび外周の伸展の変化に対する恒常性応答である１４４。アテローム性
動脈硬化症のサルからの冠動脈の流れの増加に応じて起こることが示されている外向きの
リモデリング１４５は、一酸化窒素およびマトリックスメタロプロテイナーゼ（ＭＭＰ）
のせん断応答性内皮作製に大きく依存している１４６、１４７。せん断感受性リモデリン
グのメディエーターの大部分も伸展応答性であり、伸展信号とせん断信号の間の重要な相
互作用が存在するように見える１４８。血管の弾力性は、静止血管サイズの主要な決定要
因であり、最近のデータは、エラスチンの作製の変化もリモデリングに重要であり得るこ
とを示唆している１４９。
心臓の危険因子の存在は、リモデリングプロセスにも影響する。不十分なポジティブリ
モデリングおよびネガティブリモデリングは、非インスリン使用糖尿病患者よりもインス
リン使用糖尿病患者において、非喫煙者と比較して喫煙者において、より一般的である１
５０、１５１。逆説的には、高コレステロール血症の者ではネガティブリモデリングの頻
度は少ない１５２。心臓移植後のグラフト不全および死亡の最も一般的な原因である移植
血管障害は、びまん性血管造影狭小化によって特徴付けられる。最近、進行性の内膜肥厚
に加えて、移植された心臓では、ネガティブまたは不十分なポジティブリモデリングが一
般的であることが明らかになった１５２。
血管拡張剤：
プロスタサイクリン：プロスタサイクリン（プロスタグランジンＩ２、ＰＧＩ２）は、
脂質メディエーターのプロスタグランジンファミリーのメンバーであり、強力な血管拡張
剤作用および抗血栓作用を有する１５３、１５４。プロスタサイクリンは、特定のＧタン
パク質共役受容体、ＩＰ受容体におよび／または核内受容体、ペルオキシソーム増殖因子
活性化受容体（ＰＰＡＲ）δに結合するオートクリンおよびパラクリンメディエーターで
ある１５５～１５８。プロスタサイクリンは、局所的な抗凝固剤および血管拡張剤特性を
発揮し、保存されず、不活性代謝物である６ケトプロスタグランジンＦ１α（ＰＧＦ１α
）に非酵素的プロセスによって急速に変換される。プロスタサイクリンは、主にアデニリ
ルシクラーゼ／サイクリックＡＭＰ形質導入システムを介して血管平滑筋の弛緩を引き起
こし、研究されるすべての血管床の血管拡張を引き起こす１５９。
安定なプロスタサイクリン類似体は、末梢血管障害および肺血管障害の患者の治療に臨
床的に使用されるが、その使用は、その物質が不安定であり、連続投与が必要であるとい
う事実により妨げられる１５４、１６０。この制限により、プロスタサイクリンの継続的
送達を提供するための遺伝子導入技術の前臨床調査が行われた。ヒトプロスタサイクリン
シンターゼ（ＰＧＩＳ）遺伝子の導入は、原発性肺高血圧症などの血管疾患１６１～１６
３および血管損傷後の再狭窄１６４～１６６に対して効果的な遺伝子治療を提供すること
が示されている。
カルシトニン遺伝子関連ペプチド（α－ＣＧＲＰ）：α－ＣＧＲＰは、中枢および末梢
神経系（血管叢）全体に分布し、心血管系への効果を含めた生物学的効果を示す。α－Ｃ
ＧＲＰは、これまでに同定された最も強力な動脈および静脈血管拡張剤の１つであり、そ
の効力は、プロスタグランジンの約１０倍大きく、他の古典的な血管拡張剤（例えば、ア
セチルコリン、アデノシン、５－ヒドロキシトリプタミン、およびサブスタンスＰ）の１
００～１０００倍大きく、関連ペプチドであるアドレノメデュリンの３～３０倍強力であ
る。
ＣＧＲＰ１受容体を介して媒介される、α－ＣＧＲＰが血管弛緩をもたらす機構がいく
つかある１６７～１６９。現在の証拠は、ＮＯ内皮非依存性経路と内皮依存性経路の両方
の存在を示している。内皮非依存性機構は、ブタの冠動脈を含めたこれまでに研究されて
きた組織の大部分で観察されている１７０。α－ＣＧＲＰが内皮の非存在下でこれらの組
織を弛緩させる能力は、それが、１７２、１７３を含めてインビトロで実証されているよ
うに、ＳＭＣに直接作用してアデニル酸シクラーゼおよび細胞内ｃＡＭＰ産生を刺激する
ことを示唆している。α－ＣＧＲＰは、平滑筋細胞の電位依存性カルシウム放出を１時間
以内に３５０％刺激し、長期（２４～４８時間）で筋細胞膜ジヒドロピリジン受容体の密
度を３０％増加させることが示されている１７１。内皮依存性経路も存在し、ＮＯの分泌
に依存してｃＡＭＰとｃＧＭＰの両方が著しく増加する１７４。ＣＧＲＰが内皮由来ＮＯ
の非存在下で血管拡張を刺激する能力により、それは、ｅＮＯＳ活性化の低下を特徴とす
る内皮機能障害を有する患者での使用に魅力的な薬剤となっている。
多くの種およびヒトでは、冠動脈は、高密度のα－ＣＧＲＰ含有神経線維から神経支配
を受けている１７５、１７６。α－ＣＧＲＰは、アテローム性狭窄の位置で冠動脈を拡張
し、慢性狭心症患者の心筋虚血の発症を遅らせることにより、保護的な影響を有し得ると
考えられている１７７。ＣＡＤおよび虚血の有害作用を相殺するα－ＣＧＲＰの全身投与
の治療的可能性は、全身投与の効果によって制限される。有害作用につながるα－ＣＧＲ
Ｐの活性の最も重要な面は、末梢血管拡張剤としてのその効力である。心血管系で治療効
果を得るためにα－ＣＧＲＰを局所投与する必要があるということは、標的遺伝子の送達
が関連する治療法となり得ることを意味する。
研究デザイン：
プラスミド構築：
ヒトα－ＣＧＲＰ完全ｃＤＮＡ（Ｏｐｅｎ Ｂｉｏｓｙｓｔｅｍｓ、Ｈｕｎｔｓｖｉｌ
ｌｅ ＡＬ）を生物学的に活性な成熟ＣＧＲＰをコードするＤＮＡ配列のＰＣＲ増幅に使
用し、次いで、成熟ＣＧＲＰ ｃＤＮＡをベクターｐＦＬＡＧ－ＣＭＶ３（Ｓｉｇｍａ）
のＨｉｎｄＩＩＩ／ＥｏｃＲＶ部位に挿入することによってＦＬＡＧエピトープと融合さ
せる。我々は、ＦＬＡＧでタグ付けされた成熟ＣＧＲＰを発現するクローンを創出し、こ
れにより、抗ＦＬＡＧ抗体を使用することによる成熟α－ＣＧＲＰ発現の同定が容易にな
る。次いで、ＦＬＡＧ－α－ＣＧＲＰカセットをｐＭＡＣＳＫｋ．ｔａｇ（Ｃ）ベクター
のＥｃｏＲＶ／ＥｃｏＲＩ部位に挿入し、二重（Ｈ－２Ｋｋおよびα－ＣＧＲＰ）発現ベ
クターｐＭＡＣＳ－Ｈ－２Ｋｋ－ｈＣＧＲＰを産出する。プロスタサイクリンシンターゼ
ｃＤＮＡもｐＭＡＣＳＫｋ．ｔａｇ（Ｃ）ベクターにクローニングすることになる。
組換えレンチウイルスベクター：
プラスミドベクター（３．２．５．４項）でのトランスフェクションに加えて、原理証
明のために、レンチウイルスベクターを使用して、ＥＰＣを形質導入し、長期の遺伝子発
現を提供することになる。組換えレンチウイルスは、Ｃｅｌｌ Ｂｉｏｌａｂｓ Ｉｎｃ
．（Ｓａｎ Ｄｉｅｇｏ、ＵＳＡ）がカスタム製造することになる。我々の研究室では、
以前のプロジェクトでレンチウイルス発現系の使用に成功しており、ＥＰＣおよび不死化
細胞株のレンチウイルス形質導入における多くの経験を有する１７８。
血管拡張剤発現の測定：
α－ＣＧＲＰの発現および活性の測定：α－ＣＧＲＰの発現を抗ＦＬＡＧ抗体（Ｓｉｇ
ｍａ）を使用したウエスタンブロッティング分析によって決定することになる。我々は、
ベクターｐＭＡＣＳ－Ｈ－２Ｋｋ－ｈＣＧＲＰをトランスフェクトしたＣＯＳ－１細胞か
らの馴化培地（ＣＭ）がＣＧＲＰを含有することを示した。ＣＧＲＰの生物活性は、ヒト
ケラチノサイトにおける神経増殖因子（ＮＧＦ）作製を誘導するその能力によって評価す
る１７９。
プロスタサイクリンシンターゼの発現および活性の測定：トランスフェクト細胞に存在
するプロスタサイクリンシンターゼは、ヒトプロスタサイクリンシンターゼに対する抗体
（Ｒ＆Ｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ）を使用したウエスタンブロッティングによって決定すること
になる。プロスタサイクリンシンターゼ活性は、製造業者の指示に従ってラジオイムノア
ッセイ（Ａｍｅｒｓｈａｍ Ｃｏｒｐ）によりＣＭ中の代謝物６－ケト－ＰＧＦ１αを測
定することによって評価することになる。
トランスジェニック発現タイムライン：我々は、ｐＭＡＣＳ－Ｈ－２Ｋｋ－ｈＣＧＲＰ
をトランスフェクトしたＣＨＯ細胞が最大５日間Ｈ－２Ｋｋタンパク質を作製する一方、
細胞形態および生存率は影響を受けないことを示した（データは、示さず）。我々は、操
作後、１、３、５、７日目に、プラスミドをトランスフェクトしたＥＰＣとレンチウイル
スを形質導入したＥＰＣの両方で、遺伝子発現の安定性（Ｈ－２Ｋｋと血管拡張剤の両方
）を決定することになる。
インビボ細胞捕獲：
すべての実験を雄の若齢ヨークシャーブタ（＞３０ｋｇ）で行うことになる。動脈アク
セスを左頸動脈切開によって取得することになる。機器の埋め込み前に、充血を冠動脈ニ
トログリセリン２００μｇの投与により、３つの主要な冠動脈で誘発することになる。冠
動脈血管造影図を取得し、オンライン定量的冠動脈造影（ＱＣＡ）を行うことになる。機
器埋め込み部位の遠位の血管セグメントの冠動脈断面積（ＣＳＡ）を血管内超音波（ＩＶ
ＵＳ）および光干渉断層法（ＯＣＴ）によって決定することになる。ドップラー由来の血
流速度を０．０１４インチの操縦可能なドップラーガイドワイヤ（ＣｏｍｂｏＷｉｒｅ
ＸＴ、Ｖｏｌｃａｎｏ Ｃｏｒｐ．、Ｓａｎ Ｄｉｅｇｏ、ＣＡ）を使用して測定し、Ｃ
ｏｍｂｏｍａｐシステム（Ｖｏｌｃａｎｏ Ｃｏｒｐ．）で分析し、平均冠動脈ピーク流
速（ＡＰＶ）として報告することになる。体積冠動脈血流量（ＣＢＦ）を以前検証された
ＣＢＦ＝ＣＳＡ Ｘ ＡＰＶの関係から計算することになる１８０。ステントプラットフ
ォームでの細胞捕獲の評価のために、長さ８ｍｍのＣＯＣＲ冠動脈ステントをＰＤＡ／Ｐ
ＥＧ／ａｎｔｉ－Ｈ－２Ｋｋでコーティングし、ステント対血管比１．１：１で３つの主
要な心外膜冠動脈の近位セグメントにランダムに展開することになる。ｅＰＴＦＥ上での
細胞捕獲を評価するために、ＰＤＡ／ＰＥＧ／抗Ｈ－２ＫｋがコーティングされたＪｏｓ
ｔｅｎｔ Ｇｒａｆｔｍａｓｔｅｒ冠動脈ステントグラフト（２つのＳＳステントの間に
挟まれたｅＰＴＦＥ、Ａｂｂｏｔｔ Ｖａｓｃｕｌａｒ）を使用することになる。次いで
、細胞投与をプロトタイプのタンデム型バルーンカテーテル（親切にもＣｏｒｄｉｓ Ｃ
ｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから提供されたもの）を使用して行うことになる。カテーテルは、
単一の膨張ポートを介して膨張する２つの先端の高度に順応性のあるバルーンからなる。
いったん膨らむと、バルーンの間に長さ１．０ｃｍの局所注入チャンバーが創出される。
遠位の血流は、中央の管腔によって提供され、溶液を２つの分離ポートを介してチャンバ
ーに注入または吸引することができる。タンデムバルーンを２５ｐｓｉ（１．７ａｔｍ）
まで膨らませると、生理食塩水が点滴ポートから送られて、血液室をきれいにする。ステ
ント動脈セグメントを、Ｈ－２Ｋｋおよびプロスタサイクリンまたはα－ＣＧＲＰまたは
空のベクター（Ｈ－２Ｋｋのみを発現する）を過剰発現するように遺伝子操作された３×
１０６ＥＰＣを受け取るためにランダム化することになる。Ｈ－２Ｋｋ＋ＥＰＣを送達前
に製造元の指示に従ってＭＡＣＳｅｌｅｃｔ Ｋｋ Ｓｙｓｔｅｍ（Ｍｉｌｔｅｎｙｉ
Ｂｉｏｔｅｃ）を使用して濃縮することになる。２ｍｌの細胞懸濁液を２００μＬ／分の
注入速度で１０分間かけて投与し、次いで１０分間の滞留時間を設けることになる。動脈
切開部位を閉じ、動物を回復させることになる。トランスフェクトされたＥＰＣと形質導
入されたＥＰＣの両方について、動物１匹あたり２つのステント（１６のプロタサイクリ
ンシンターゼ（８つのＣＯＣＲ、８つのｅＰＴＦＥ）および１６のα－ＣＧＲＰ（８つの
ＣＯＣＲ、８つのｅＰＴＦＥ）およびそれぞれの対照）で、合計６４匹の動物を処置する
ことになる。各グループからの２匹の動物をステント埋め込みの５日後に屠殺することに
なる。冠動脈造影およびＱＣＡが行われることになり、ステント留置されたセグメントを
取り外すことになる。取り外された動脈セグメントを縦断的に二等分し、半分を標準的な
組織化学分析によって分析し、半分をＳＥＭイメージングのためにプロセシングすること
になる。組織化学分析用のセグメントを１０％ホルマリン／ＰＢＳ溶液に置き、５つのセ
クションをカットしてヘマトキシリン＆エオシン（ＨＥ）およびエラスチントリクローム
で染色することになる。新生細胞過形成の程度および炎症性スコア（Ｋｏｒｎｏｗｓｋｉ
スコア（０－３））を、送達された細胞の拒絶の証拠を評価するために決定することにな
る１８１。セグメントを１０％緩衝ホルマリン／ＰＢＳ中で３０秒間固定することによっ
て、ＳＥＭ用に調製し、さらに、終夜０．１Ｍカコジル酸ナトリウム緩衝液（Ｓｉｇｍａ
）中の２．５％グルタルアルデヒド（ＢＤＨ Ｉｎｃ．）を有する２％ＰＦＡ中でさらに
固定することになる。後固定を０．１Ｍカコジル酸緩衝液中の１％四酸化オスミウム（Ｓ
ｉｇｍａ）で完了することになり、続いてエタノールで連続脱水し、次いで臨界点乾燥す
る。次いで、確立されたプロトコルに従って、トロント大学のＳＥＭ施設で金スパッタリ
ングと顕微鏡検査を行うことになる。表面内皮化を評価するためにＳＥＭを行うことにな
る。インデックス手順の２８日後、残りの動物（グループごとに６匹）に麻酔をかけ、Ｑ
ＣＡ分析による冠動脈造影を行うことになる。次いで、血管を、ＩＶＵＳおよびＯＣＴを
使用して調べることになる。冠動脈ドップラー流れを測定し、ＣＢＦを計算することにな
る。我々は、ＥＰＣを発現する血管拡張剤を投与された動物では、ステント留置セグメン
トを超えて血管径が大幅に増加することを期待している。
予想される結果：
抗体官能化材料：
我々は、ＰＤＡ／ＰＥＧ表面修飾が抗体固定化の効果的なプラットフォームを提供し、
様々な生物医学材料上での生物活性コーティングを創出するために使用できることを示す
ことを期待する。この技術は、治癒促進装置の開発のため、およびインビボ標的組織への
治療化合物の局所送達のためのプラットフォームとしての適用を有する。
潜在的な交絡因子は、抗体修飾の予測不能性であり、抗体の不十分な固定化および変性
が起こる可能性がある。記載された酸化および酵素技術は、同じアイソタイプのいくつか
の抗体を基材に効果的に固定するが、抗体上の糖部分のグリコシル化およびアクセスしや
すさの程度は、可変である１８２。記載された固定化技術がインビボ適用に十分な結合を
提供できない場合、代替の固定化戦略を探索することになる。特に興味深いのは、新しい
ＵＶ固定化技法である。それは、インドール－３－酪酸－ＰＥＧを利用して、アイソタイ
プにかかわらず、実質的にすべての抗体上に見出される保存されたヌクレオチド結合部位
を介して抗体を結合する１８３。
細胞ベースの薬物送達系：
我々は、強力な血管拡張剤のこの独特な細胞ベースの冠動脈内投与がブタ冠動脈のポジ
ティブリモデリングを促進することになると示すことを期待している。これにより、従来
の血行再建術に対する「選択肢がない」患者にとって、実行可能な臨床治療に変換できる
技術の原理証明が提供される。可能な臨床的利点は、導管冠動脈のポジティブリモデリン
グからだけでなく、フィーダー冠動脈によって供給されない虚血領域への流動媒介動脈形
成によっても導き出される。この技術は、体内の様々な標的組織への無数の治療化合物の
送達にも使用できる可能性も有する。
Ｈ－２Ｋｋ表面タンパク質の抗原負荷は、非常に小さく、細胞性免疫応答を誘発する可
能性は低いが、ステント埋め込み後の初期の時点で細胞の消耗または血管壁の炎症の証拠
がある場合、我々は、表面マーカー／抗体系をＨ２Ｋｋ／抗Ｈ－２ＫｋからΔＬＮＧＦＲ
／抗ＬＮＧＦＲ（Ｍｉｌｔｅｎｙｉ Ｂｉｏｔｅｃ、ＣＡ）に変更することになる。ΔＬ
ＮＧＦＲ表面マーカーの免疫原性が低いという証拠が増えており１８４、心筋梗塞のブタ
モデルにおけるΔＬＮＧＦＲを発現している自家間葉系幹細胞の長期生存の証拠が公表さ
れている１８５。
［実施例４］ポリドーパミン－ＰＥＧ－抗体ステントコーティング
ポリドーパミン（ＰＤＡ）コーティング
ステント（ステンレス鋼およびＣｏＣｒ）を以下の液体中で５分間超音波処理した：脱
イオン水、アセトン、エタノール、および水。次いで、ステントを空気下で乾燥させた。
ウシ心膜グラフトをタンパク質の変性を避けるために超音波処理しなかったが、過剰の遊
離アルデヒドを除去するために、グラフトをＰＢＳ（ｐＨ７．２）で２４時間、次いで、
０．５Ｍ ＴＲＩＳ－ＨＣｌ（ｐＨ６）で１時間予備洗浄し、次いで、脱イオン水ですす
いだ。さらに、心膜およびｅＰＴＦＥグラフトを空気乾燥せず、水から１０ｍＭ Ｔｒｉ
ｓ－ＨＣｌ緩衝液（ｐＨ８．６）への溶媒交換を行った。次いで、ステントを、軌道混合
しながら室温で２４時間、１０ｍＭ Ｔｒｉｓ－ＨＣｌ緩衝液（ｐＨ８．６）中の塩酸ド
ーパミン溶液（２ｍｇ／ｍｌ）中で浸漬コーティングすることにより、ポリドーパミンで
コーティングした（図４Ａ～図４Ｂ）。ｅＰＴＦＥおよびウシ心膜グラフトをコーティン
グする際、５～１０ｍｇ／ｍｌの塩酸ドーパミンの溶液を使用した。
ＰＥＧコーティング
Ｔｒｉｓ－ＨＣｌ緩衝液（ｐＨ８．６）中の２５ｍｇ／ｍｌ ｔ－Ｂｏｃ－ヒドラジド
－ＰＥＧ８－アミンＭＷ：５５５．６６ｇ／ｍｏｌ（Ｑｕａｎｔａ Ｂｉｏｄｅｓｉｇｎ
）との反応の前に、ＰＤＡがコーティングされたステントを脱イオン水ですすいだ。反応
を摂氏５０度で２４時間行った。（図６および図７）。次いで、ステントを室温で洗浄し
、乾燥させた。ｅＰＴＦＥおよびウシ心膜は、乾燥させず、水からアセトン、ジクロロメ
タン（ＤＣＭ）への溶媒交換を行ったことに留意されたい。次いで、ＰＥＧ化ステントを
一定の空気流でＣＯ２副産物放出のための排気を行いながら、室温で５時間、ＤＣＭ中の
２ｍｇ／ｍｌのヨウ素（Ｉ２）でｔ－ｂｏｃ官能基を除去することにより脱保護した。反
応が完了したら、次いで、ステントをＤＣＭで洗浄し、窒素／アルゴン下で乾燥させた。
ウシ心膜およびｅＰＴＦＥグラフトの場合、さらなるプロセシングの前に、ＤＣＭからエ
タノール、脱イオン水への溶媒交換により、材料を湿らせておいた。
抗体酸化
選択された抗体を２０ｍＭ酢酸ナトリウムおよび１５ｍＭ塩化ナトリウムを含有する緩
衝液にｐＨ４～６．５のｐＨで溶解した。次いで、抗体を過ヨウ素酸ナトリウムで酸化し
た（図５）。反応フラスコをアルミホイルで覆って、光への暴露を防いだ。酸化抗体をＣ
ＰＤ Ｍｉｎｉ Ｔｒａｐ Ｇ－２５カラム（ＧＥ Ｌｉｆｅ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ）を用
いたカラムクロマトグラフィーで精製した。酸化剤の除去および精製抗体の存在をＵＶ分
光法により確認した。
ＰＤＡ－ＰＥＧへの抗体結合
ＰＤＡ－ＰＥＧがコーティングされたステントを精製抗体溶液に浸漬した。反応後、ス
テントを除去し、洗浄し、さらなる試験までＰＢＳ ｐＨ７．２に放置した（図６および
図７）。
［実施例５］コーティング生体適合性：細胞毒性アッセイ
抗ＣＤ３４抗体がコーティングされたｅＰＴＦＥ表面の細胞毒性を評価した。ＨＵＶＥ
Ｃ（約３０％ＣＤ３４陽性）をコーティングされた表面に播種した。播種の２４時間後と
４８時間後、表面で増殖した細胞を蛍光色素で染色し、蛍光顕微鏡で観察した。
［実施例６］
この研究の目的は、遺伝子改変ＥＰＣの局所的捕獲の技法を使用して、遠位の流れを改
善するために、ポジティブ冠動脈リモデリングを促進するための新しい手法を開発するこ
とである。我々は、強力な血管拡張剤の慢性冠動脈内投与により冠血流量が増加し、血管
のポジティブリモデリングにより血管径が増加すると仮定する。我々は、強力な血管拡張
剤を発現するように遺伝子改変されたＥＰＣの送達を目標とし、心外膜冠動脈の流れ依存
性のポジティブリモデリングを促進することを企図する。
ＰＤＡ／ＰＥＧ／抗Ｈ－２Ｋｋ抗体でコーティングされたステント（例えば、コバルト
クロムステント、長さ９ｍｍ）をインビトロまたは対象（例えば、実験動物または患者）
の標的血管部位の上流に埋め込む。
遺伝子改変細胞（例えば、ＰＧＩＳまたはα－ＣＧＲＰをコードするバイシストロン性
ベクターでトランスフェクトされた）をインビトロ系または対象に投与し、例えば、標準
バルーンカテーテルのワイヤポートを通して送達し、血管の隔離管腔に放出する。遺伝子
改変細胞は、増殖し、ＰＧＩＳやα－ＣＧＲＰなどのタンパク質を発現する（細胞は、１
６日を超えてＣＧＲＰを発現すると予測されている（Ｎａｇａｙａ ｅｔ ａｌ．２００
３））。α－ＣＧＲＰタンパク質は、下流に移動し、ＣＧＲＰ１受容体に付着する。血管
は、放出されたＧＧＲＰタンパク質に応じて拡張する。長期的な影響には、血管のポジテ
ィブリモデリングが含まれる。
方法
ＥＰＣの遺伝子改変
ブタ骨髄由来ＥＰＣを単離し、我々の研究室で以前確立されたプロトコルに従って培養
した。二重遺伝子（Ｈ－２Ｋｋおよびヒトα－ＣＧＲＰ）発現ベクターを構築し、エレク
トロポレーションを使用してＥＰＣに導入した。例えば、切断されたマウスＭＨＣクラス
Ｉ分子Ｈ－２Ｋｋを発現するプラスミドｐＭＡＣＳ Ｋｋ．ＩＩ（Ｍｉｌｔｙｎｅｙｉ
Ｂｉｏｔｅｃ）を構築した。遺伝子改変ＥＰＣを、それぞれフローサイトメトリーおよび
ウエスタンブロット法により、Ｈ－２Ｋｋおよびα－ＣＧＲＰ作製に関してアッセイした
。α－ＣＧＲＰ生物活性をアッセイした。
インビトロ細胞結合アッセイ
抗Ｈ－２Ｋｋ抗体がコーティングされた基材を２％ＢＳＡを含有するＰＢＳでブロック
した。
Ｈ－２Ｋｋを発現するＥＰＣをＢＳＡでブロックしたＨ－２Ｋｋ Ａｂがコーティング
された基材と混合し、室温で１時間インキュベートした。結合していない細胞をＰＢＳで
洗い流し、結合した細胞を固定し、蛍光核色素Ｓｙｔｏｘ Ｇｒｅｅｎで染色し、蛍光顕
微鏡で観察した。蛍光強度も蛍光リーダーを使用して測定した。
結果
遺伝子改変ブタＥＰＣによる二重発現（Ｈ－２Ｋｋおよびα－ＣＧＲＰ）
ブタＥＰＣの６７％は、遺伝子改変の２４時間後にＨ－２Ｋｋを発現する。二重発現ベ
クター改変ブタＥＰＣもα－ＣＧＲＰを発現する。
α－ＣＧＲＰ生物活性アッセイ
ＣＧＲＰ生物活性をケラチン生成細胞における神経増殖因子（ＮＧＦ）発現を上方制御
する能力により、例えばＥＬＩＳＡアッセイでアッセイした。
結論
新しいコーティング技術は、様々な材料（ステンレス鋼、コバルトクロム、ｅＰＴＦＥ
、心膜など）に適用され得る。
抗ＣＤ３４抗体および抗Ｈ－２Ｋｋ抗体などの抗体は、新しいコーティング技術により
様々な血管機器に固定化され得る。
ブタＥＰＣは、細胞捕獲に使用できる強力な血管拡張剤α－ＣＧＲＰおよび／または外
来抗原、例えば、Ｈ－２Ｋｋ（または切断型Ｈ－２Ｋｋ）を発現するように遺伝子操作さ
れ得る。
抗Ｈ－２Ｋｋ抗体がコーティングされた血管材料は、インビトロおよびインビボでＨ－
２Ｋｋ（または切断型Ｈ－２Ｋｋ）を発現するＥＰＣを捕獲し得る。
［実施例７］
固定化抗体のＦａｂおよびＦｃドメインのインサイチュのアクセスしやすさを、Ｓａｈ
ａ ｅｔ ａｌ．Ａｎａｌｙｓｔ １４２：４２４７－４２５６（２０１７）に従って分
析することになる。Ｆａｂドメインアクセスしやすさアッセイ－既知量のモノクローナル
抗体、例えば、抗ＣＤ３４がコーティングされた機器（例えば、ディスク、ｅＰＴＦＥグ
ラフト、ステント）を、結合抗体に結合する能力がある抗原、例えば、可溶性ＣＤ３４の
モル過剰（結合抗体のモル量に対して）でインキュベートすることになる。モル過剰を使
用すると、利用可能な抗体ドメインが飽和することになる。インキュベーション後、コー
ティングされた機器を洗浄し、一次モノクローナル抗体とは異なるエピトープに結合する
二次１２５Ｉ放射性標識モノクローナル抗体を（結合モノクローナル抗体の量に対する）
モル過剰で添加することになる。機器を約１時間から約３時間の範囲の期間インキュベー
トし、例えば、リン酸緩衝液（ＰＢＳ）で洗浄し、放射能（ｃｐｓ）をガンマカウンター
で測定することになる。溶液中の１２５Ｉ放射性標識二次モノクローナル抗体の異なる既
知の濃度のストックを、対照とすることになる。次いで、Ｆａｂアクセスしやすさアッセ
イにおける結合した二次放射性標識モノクローナル抗体の量を、二次放射性標識モノクロ
ーナル抗体の結合後の最終シグナルからモノクローナ抗体がコーティングされた機器のシ
グナルを差し引くことによって算出することになる。Ｓａｈａ ｅｔ ａｌ．Ａｎａｌｙ
ｓｔ １４２：４２４７－４２５６（２０１７）。固定化抗体の活性、アクセスしやすさ
、および配向を決定するために使用される他の技法は、原子間力顕微鏡法、中性子反射、
分光エリプソメトリー、および質量分析を含む。同上。
グラフト、ステント、ディスク、ナノ粒子（例えば、金属またはポリマー）などのポリ
ドーパミン－ＰＥＧ－抗体がコーティングされた基材を実施例４に記載のように調製する
ことになる。抗体、例えばモノクローナル抗ＣＤ３４抗体を上記のようにポリドーパミン
－ＰＥＧ部分に結合することになる。二次抗ＣＤ３４モノクローナル抗体がポリドーパミ
ン－ＰＥＧに結合したモノクローナル抗ＣＤ３４抗体とは異なるＣＤ３４分子上のエピト
ープに向けられた、二次抗ＣＤ３４モノクローナル抗体を放射性標識することになる（ヨ
ウ素化試薬（または「Ｉｏｄｏ－ｇｅｎ」：１，３，４，６－テトラクロロ－３α，６α
－ジフェニルグリコウリル）、Ｔｈｅｒｍｏ Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ（カ
タログ番号２８６０１）から）。ある実施形態では、抗原が、同じである複数のエピトー
プ部位を有する場合、第２のモノクローナル抗体は、同じ部位に向けられ得る。抗ＣＤ３
４－ポリドーパミン－ＰＥＧに結合したＣＤ３４への放射性標識抗ＣＤ３４モノクローナ
ル抗体の結合を以下のように測定することになる。
抗ＣＤ３４－ポリドーパミン－ＰＥＧがコーティングされたディスクを、ＰＢＳ中のモ
ル過剰の可溶性ＣＤ３４とともに１時間インキュベートする（１０ｍＭリン酸緩衝生理食
塩水、ｐＨ７．４）。ＣＤ３４のモル過剰を、利用可能な抗体ドメインを飽和させるため
に使用することになる。インキュベーション後、抗ＣＤ３４－ポリドーパミン－ＰＥＧが
コーティングされたディスクをＰＢＳ緩衝液で２回洗浄し、１２５Ｉ放射性標識された二
次抗ＣＤ３４モノクローナル抗体をサンドイッチアッセイ結合のために添加することにな
る。モル過剰の二次モノクローナル抗体を使用することになる。１時間のインキュベーシ
ョン後、抗ＣＤ３４－ポリドーパミン－ＰＥＧがコーティングされたディスクをＰＢＳで
３回洗浄し、ガンマカウンターで最終放射能（ｃｐｓ）を測定するために、最終１００μ
ｌのＰＢＳ緩衝液に再懸濁することになる。結合放射性標識抗ＣＤ３４モノクローナル抗
体の量を、放射性標識抗ＣＤ３４モノクローナル抗体の結合後のシグナルによって決定す
ることになる。
ポリドーパミン－ＰＥＧ－抗体がコーティングされたディスクへの放射性標識された抗
ＣＤ３４抗体の結合は、ＰＥＧまたはポリドーパミンを欠く放射性標識された抗ＣＤ３４
がコーティングされたディスクの結合より大きくなる。Ｆａｂアクセスしやすさスケール
を質量比と数比として表すことになる。
細胞接着は、細胞接着アッセイなどの適した方法を使用して評価することができる。接
着細胞は、比色または蛍光検出を使用して定量化することができる。
Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅｓ
１．Ｒｏｓｓ Ｒ．Ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒｏｓｉｓ ｉｓ ａｎ ｉｎｆｌａｍｍａ
ｔｏｒｙ ｄｉｓｅａｓｅ．Ａｍ Ｈｅａｒｔ Ｊ．１９９９；１３８（５ Ｐｔ ２）
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ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｍａｓｓｃｕｌｔｕｒｅｓ ｆｏｒ ｉｎ ｖｉ
ｔｒｏ ｌｉｎｉｎｇ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９０；１２：１８０－９．
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Ｐｒｅｖｅｎｔｉｎｇ ｔｈｒｏｍｂｕｓ ｏｎ ａｒｔｉｆｉｃａｌ ｖａｓｃｕｌａ
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１：２６４－７２．
２１．Ｈｅｒｒｉｎｇ Ｍ，Ｇａｒｄｎｅｒ Ａ，Ｇｌｏｖｅｒ Ｊ．Ｓｅｅｄｉｎｇ
ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍ ｏｎｔｏ ｃａｎｉｎｅ ａｒｔｅｒｉａｌ ｐｒｏｓｔｈ
ｅｓｅｓ．Ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｇｒａｆｔ ｄｅｓｉｇｎ．Ａｒｃｈ．Ｓｕ
ｒｇ．１９７９；１１４：６７９－８２．
２２．Ａｌｌｅｎ ＢＴ，Ｌｏｎｇ ＪＡ，Ｃｌａｒｋ ＲＥ，ｅｔ ａｌ．Ｉｎｆｌ
ｕｅｎｃｅ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｎ ｐｌａ
ｔｅｌｅｔ ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ ａｎｄ ｐａｔｅｎｃｙ ｉｎ ｓｍａｌｌ－ｄｉ
ａｍｅｔｅｒ Ｄａｃｒｏｎ ａｒｔｅｒｉａｌ ｇｒａｆｔｓ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒ
ｇ．１９８４；１：２２４－３３．
２３．Ｂｅｌｄｅｎ ＴＡ，Ｓｃｈｍｉｄｔ ＳＰ，Ｆａｌｋｏｗ ＬＪ，Ｓｈａｒｐ
ＷＶ．Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｆ ｓｍａｌｌ－ｄｉ
ａｍｅｔｅｒ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔｓ．Ｔｒａｎｓ．Ａｍ．Ｓｏｃ．Ａｒｔｉ
ｆ．Ｉｎｔｅｒｎ．Ｏｒｇａｎｓ．１９８２；２８：１７３－７．
２４．Ｂｕｒｋｅｌ ＷＥ，Ｖｉｎｔｅｒ ＤＷ，Ｆｏｒｄ ＪＷ，ｅｔ ａｌ．Ｓｅ
ｑｕｅｎｔｉａｌ ｓｔｕｄｉｅｓ ｏｆ ｈｅａｌｉｎｇ ｉｎ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉ
ａｌ ｓｅｅｄｅｄ ｖａｓｃｕｌａｒ ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ：ｈｉｓｔｏｌｏｇｉｃ
ａｎｄ ｕｌｔｒａｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ ｏｆ ｇ
ｒａｆｔ ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ．Ｊ．Ｓｕｒｇ．Ｒｅｓ．１９８１；３０：３０
５－２４．
２５．Ｇｒａｈａｍ ＬＭ，Ｂｕｒｋｅｌ ＷＥ，Ｆｏｒｄ ＪＷ，ｅｔ ａｌ．Ｉｍ
ｍｅｄｉａｔｅ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｆ ｅｎｚｙｍａｔｉｃａｌｌｙ ｄｅｒｉｖｅｄ
ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍ ｉｎ Ｄａｃｒｏｎ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔｓ．Ｅ
ａｒｌｙ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｓｔｕｄｉｅｓ ｗｉｔｈ ａｕｔｏｌｏｇｏｕ
ｓ ｃａｎｉｎｅ ｃｅｌｌｓ．Ａｒｃｈ．Ｓｕｒｇ．１９８０；１１５：１２８９－９
４．
２６．Ｈｅｒｒｉｎｇ Ｍ，Ｂａｕｇｈｍａｎ Ｓ，Ｇｌｏｖｅｒ Ｊ，ｅｔ ａｌ．
Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｆ Ｄａｃｒｏｎ ａｎｄ ｐｏｌｙｔｅ
ｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｒａｆｔｓ：ｔｈｅ ｃｅｌｌｕｌａｒ ｅｖ
ｅｎｔｓ ｏｆ ｈｅａｌｉｎｇ．Ｓｕｒｇｅｒｙ．１９８４；９６：７４５－５５．
２７．Ｋｅｍｐｃｚｉｎｓｋｉ ＲＦ，Ｒｏｓｅｎｍａｎ ＪＥ，Ｐｅａｒｃｅ ＷＨ
，ｅｔ ａｌ．Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｆ ａ ｎｅｗ
ＰＴＦＥ ｖａｓｃｕｌａｒ ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９
８５；２：４２４－９．
２８．Ｓｃｈｍｉｄｔ ＳＰ，Ｈｕｎｔｅｒ ＴＪ，Ｆａｌｋｏｗ ＬＪ，Ｅｖａｎｃ
ｈｏ ＭＭ，Ｓｈａｒｐ ＷＶ．Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ａｎｔｉｐｌａｔｅｌｅｔ ａ
ｇｅｎｔｓ ｉｎ ｃｏｍｂｉｎａｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅ
ｌｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｎ ｓｍａｌｌ－ｄｉａｍｅｔｅｒ Ｄａｃｒｏｎ ｖａｓｃ
ｕｌａｒ ｇｒａｆｔ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｉｎ ｔｈｅ ｃａｎｉｎｅ ｃａｒ
ｏｔｉｄ ａｒｔｅｒｙ ｍｏｄｅｌ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９８５；２：８９８
－９０６．
２９．Ｓｃｈｍｉｄｔ ＳＰ，Ｈｕｎｔｅｒ ＴＪ，Ｈｉｒｋｏ Ｍ，ｅｔ ａｌ．Ｓ
ｍａｌｌ－ｄｉａｍｅｔｅｒ ｖａｓｃｕｌａｒ ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ：ｔｗｏ ｄｅ
ｓｉｇｎｓ ｏｆ ＰＴＦＥ ａｎｄ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ－ｓｅｅｄｅ
ｄ ａｎｄ ｎｏｎｓｅｅｄｅｄ Ｄａｃｒｏｎ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９８５；
２：２９２－７．
３０．Ｓｔａｎｌｅｙ ＪＣ，Ｂｕｒｋｅｌ ＷＥ，Ｆｏｒｄ ＪＷ，ｅｔ ａｌ．Ｅ
ｎｈａｎｃｅｄ ｐａｔｅｎｃｙ ｏｆ ｓｍａｌｌ－ｄｉａｍｅｔｅｒ，ｅｘｔｅｒｎ
ａｌｌｙ ｓｕｐｐｏｒｔｅｄ Ｄａｃｒｏｎ ｉｌｉｏｆｅｍｏｒａｌ ｇｒａｆｔｓ
ｓｅｅｄｅｄ ｗｉｔｈ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ．Ｓｕｒｇｅｒｙ．１
９８２；９２：９９４－１００５．
３１．Ｈｅｒｒｉｎｇ Ｍ，Ｂａｕｇｈｍａｎ Ｓ，Ｇｌｏｖｅｒ Ｊ．Ｅｎｄｏｔｈ
ｅｌｉｕｍ ｄｅｖｅｌｏｐｓ ｏｎ ｓｅｅｄｅｄ ｈｕｍａｎ ａｒｔｅｒｉａｌ
ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ：ａ ｂｒｉｅｆ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｎｏｔｅ．Ｊ．Ｖａｓｃ．
Ｓｕｒｇ．１９８５；２：７２７－３０．
３２．Ｈｅｒｒｉｎｇ Ｍ，Ｇａｒｄｎｅｒ Ａ，Ｇｌｏｖｅｒ Ｊ．Ｓｅｅｄｉｎｇ
ｈｕｍａｎ ａｒｔｅｒｉａｌ ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ ｗｉｔｈ ｍｅｃｈａｎｉｃ
ａｌｌｙ ｄｅｒｉｖｅｄ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍ．Ｔｈｅ ｄｅｔｒｉｍｅｎｔａｌ
ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｓｍｏｋｉｎｇ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９８４；１：２７
９－８９．
３３．Ｈｅｒｒｉｎｇ Ｍ，Ｓｍｉｔｈ Ｊ，Ｄａｌｓｉｎｇ Ｍ，ｅｔ ａｌ．Ｅｎ
ｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｆ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙ
ｌｅｎｅ ｆｅｍｏｒａｌ ｐｏｐｌｉｔｅａｌ ｂｙｐａｓｓｅｓ：ｔｈｅ ｆａｉｌ
ｕｒｅ ｏｆ ｌｏｗ－ｄｅｎｓｉｔｙ ｓｅｅｄｉｎｇ ｔｏ ｉｍｐｒｏｖｅ ｐａ
ｔｅｎｃｙ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９４；２０：６５０－５．
３４．Ｈｅｒｒｉｎｇ ＭＢ，Ｃｏｍｐｔｏｎ ＲＳ，ＬｅＧｒａｎｄ ＤＲ，ｅｔ
ａｌ．Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｆ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒ
ｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｐｏｐｌｉｔｅａｌ ｂｙｐａｓｓｅｓ．Ａ ｐｒｅｌｉｍｉｎａ
ｒｙ ｒｅｐｏｒｔ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９８７；６：１１４－８．
３５．Ｊｅｎｓｅｎ Ｎ，Ｌｉｎｄｂｌａｄ Ｂ，Ｂｅｒｇｑｖｉｓｔ Ｄ．Ｅｎｄｏ
ｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｅｅｄｅｄ ｄａｃｒｏｎ ａｏｒｔｏｂｉｆｕｒｃａｔ
ｅｄ ｇｒａｆｔｓ：ｐｌａｔｅｌｅｔ ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ ａｎｄ ｌｏｎｇ－ｔ
ｅｒｍ ｆｏｌｌｏｗ－ｕｐ．Ｊ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９４；３５：
４２５－９．
３６．Ｏｒｔｅｎｗａｌｌ Ｐ，Ｗａｄｅｎｖｉｋ Ｈ，Ｋｕｔｔｉ Ｊ，Ｒｉｓｂｅ
ｒｇ Ｂ．Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｉｎ ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ ｏｆ ｉｎｄｉｕｍ １
１１－ｌａｂｅｌｅｄ ｐｌａｔｅｌｅｔｓ ａｆｔｅｒ ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ ｅｎ
ｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｆ Ｄａｃｒｏｎ ａｏｒｔｉｃ
ｂｉｆｕｒｃａｔｉｏｎ ｇｒａｆｔｓ ｉｎ ｈｕｍａｎｓ：ａ ｐｒｅｌｉｍｉｎａ
ｒｙ ｒｅｐｏｒｔ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９８７；６：１７－２５．
３７．Ｏｒｔｅｎｗａｌｌ Ｐ，Ｗａｄｅｎｖｉｋ Ｈ，Ｒｉｓｂｅｒｇ Ｂ．Ｒｅｄ
ｕｃｅｄ ｐｌａｔｅｌｅｔ ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ ｏｎ ｓｅｅｄｅｄ ｖｅｒｓｕ
ｓ ｕｎｓｅｅｄｅｄ ｓｅｇｍｅｎｔｓ ｏｆ ｅｘｐａｎｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅｔｒ
ａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｒａｆｔｓ：ｃｌｉｎｉｃａｌ ｏｂｓｅｒｖａｔ
ｉｏｎｓ ａｆｔｅｒ ａ ６－ｍｏｎｔｈ ｆｏｌｌｏｗ－ｕｐ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕ
ｒｇ．１９８９；１０：３７４－８０．
３８．Ｏｒｔｅｎｗａｌｌ Ｐ，Ｗａｄｅｎｖｉｋ Ｈ，Ｋｕｔｔｉ Ｊ，Ｒｉｓｂｅ
ｒｇ Ｂ．Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｒｅｄｕｃｅｓ ｔｈ
ｒｏｍｂｏｇｅｎｉｃｉｔｙ ｏｆ Ｄａｃｒｏｎ ｇｒａｆｔｓ ｉｎ ｈｕｍａｎｓ
．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９０；１１：４０３－１０．
３９．Ｓｍｙｔｈ ＪＶ，Ｗｅｌｃｈ Ｍ，Ｃａｒｒ ＨＭ，ｅｔ ａｌ．Ｆｉｂｒｉ
ｎｏｌｙｓｉｓ ｐｒｏｆｉｌｅｓ ａｎｄ ｐｌａｔｅｌｅｔ ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ
ａｆｔｅｒ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｆ ｐｒｏｓｔ
ｈｅｔｉｃ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔｓ．Ａｎｎ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９５
；９：５４２－６．
４０．Ｚｉｌｌａ Ｐ，Ｆａｓｏｌ Ｒ，Ｄｅｕｔｓｃｈ Ｍ，ｅｔ ａｌ．Ｅｎｄｏ
ｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｏｆ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅ
ｔｈｙｌｅｎｅ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔｓ ｉｎ ｈｕｍａｎｓ：ａ ｐｒｅｌ
ｉｍｉｎａｒｙ ｒｅｐｏｒｔ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９８７；６：５３５－４１
．
４１．Ｈｅｓｓ Ｆ，Ｓｔｅｅｇｈｓ Ｓ，Ｊｅｒｕｓａｌｅｍ Ｒ，ｅｔ ａｌ．Ｐ
ａｔｅｎｃｙ ａｎｄ ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｙ ｏｆ ｆｉｂｒｏｕｓ ｐｏｌｙｕｒｅ
ｔｈａｎｅ ｖａｓｃｕｌａｒ ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ ｉｍｐｌａｎｔｅｄ ｉｎ ｔ
ｈｅ ｆｅｍｏｒａｌ ａｒｔｅｒｙ ｏｆ ｄｏｇｓ ａｆｔｅｒ ｓｅｅｄｉｎｇ
ｗｉｔｈ ｓｕｂｃｕｌｔｉｖａｔｅｄ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ．Ｅｕｒ
．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９３；７：４０２－８．
４２．Ｋｏｖｅｋｅｒ ＧＢ，Ｇｒａｈａｍ ＬＭ，Ｂｕｒｋｅｌ ＷＥ，ｅｔ ａｌ
．Ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｍａｔｒｉｘ ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｘｐ
ａｎｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｒａｆｔｓ ｓｅｅ
ｄｅｄ ｗｉｔｈ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ：ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｎ
ｅａｒｌｙ ｐｌａｔｅｌｅｔ ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ，ｃｅｌｌｕｌａｒ ｇｒｏｗｔ
ｈ，ａｎｄ ｌｕｍｉｎａｌ ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ ｒｅｌｅａｓｅ．Ｓｕｒｇｅ
ｒｙ．１９９１；１０９：３１３－９．
４３．Ｓｅｅｇｅｒ ＪＭ，Ｋｌｉｎｇｍａｎ Ｎ．Ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｅｎｄｏｔｈ
ｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｅｅｄｉｎｇ ｗｉｔｈ ｃｕｌｔｕｒｅｄ ｃｅｌｌｓ ａ
ｎｄ ｆｉｂｒｏｎｅｃｔｉｎ－ ｃｏａｔｅｄ ｇｒａｆｔｓ．Ｊ．Ｓｕｒｇ．Ｒｅｓ
．１９８５；３８：６４１－７．
４４．Ｓｅｅｇｅｒ ＪＭ，Ｋｌｉｎｇｍａｎ Ｎ．Ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｉｎ ｖｉｖ
ｏ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃ ｇｒａｆｔ
ｓ ｂｙ ｓｕｒｆａｃｅ ｍｏｄｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ｆｉｂｒｏｎｅｃｔ
ｉｎ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９８８；８：４７６－８２．
４５．Ｚｉｌｌａ Ｐ，Ｐｒｅｉｓｓ Ｐ，Ｇｒｏｓｃｕｒｔｈ Ｐ，ｅｔ ａｌ．Ｉ
ｎ ｖｉｔｒｏ－ｌｉｎｅｄ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍ：ｉｎｉｔｉａｌ ｉｎｔｅｇｒ
ｉｔｙ ａｎｄ ｕｌｔｒａｓｔｒｕｃｔｕｒａｌ ｅｖｅｎｔｓ．Ｓｕｒｇｅｒｙ １
９９４；１１６：５２４－３４．
４６．Ｚｉｌｌａ Ｐ，Ｄｅｕｔｓｃｈ Ｍ，Ｍｅｉｎｈａｒｔ Ｊ，ｅｔ ａｌ．Ｃ
ｌｉｎｉｃａｌ ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｆ
ｅｍｏｒｏｐｏｐｌｉｔｅａｌ ｂｙｐａｓｓ ｇｒａｆｔｓ：ａｎ ａｃｔｕａｒｉａ
ｌ ｆｏｌｌｏｗ－ｕｐ ｏｖｅｒ ｔｈｒｅｅ ｙｅａｒｓ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ
．１９９４；１９：５４０－８．
４７．Ｄｅｕｔｓｃｈ Ｍ，Ｍｅｉｎｈａｒｔ Ｊ，Ｖｅｓｅｌｙ Ｍ，．Ｉｎ ｖｉ
ｔｒｏ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｘｐａｎｄｅｄ ｐｏｌｙｔ
ｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｒａｆｔｓ：ａ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｃａｓ
ｅ ｒｅｐｏｒｔ ａｆｔｅｒ ４１ ｍｏｎｔｈｓ ｏｆ ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ
．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９７；２５：７５７－６３．
４８．Ｄｅｕｔｓｃｈ Ｍ，Ｍｅｉｎｈａｒｔ Ｊ，Ｆｉｓｃｈｌｅｉｎ Ｔ，Ｐｒｅ
ｉｓｓ Ｐ，Ｚｉｌｌａ Ｐ．Ｃｌｉｎｉｃａｌ ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ ｉｎ ｖｉｔ
ｒｏ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｎｆｒａｉｎｇｕｉｎａｌ ｅ
ＰＴＦＥ ｇｒａｆｔｓ ｉｎ １００ ｐａｔｉｅｎｔｓ：ａ ９－ｙｅａｒ ｅｘｐ
ｅｒｉｅｎｃｅ．Ｓｕｒｇｅｒｙ．１９９９；１２６：８４７－５５．
４９．Ｈｓｕ Ｓ，Ｔｓｅｎｇ Ｈ，Ｗｕ Ｍ．Ｃｏｍｐａｒａｔｉｖｅ Ｉｎ ｖｉ
ｔｒｏ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｗｏ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｐｒｅｐａｒａｔ
ｉｏｎｓ ｏｆ ｓｍａｌｌ ｄｉａｍｅｔｅｒ ｐｏｌｙｕｒｅｔｈａｎｅ ｖａｓｃ
ｕｌａｒ ｇｒａｆｔｓ．Ａｒｔｉｆ．Ｏｒｇａｎｓ．２０００；２４：１１９－２８．
５０．Ｌａｕｂｅ ＨＲ，Ｄｕｗｅ Ｊ，Ｒｕｔｓｃｈ Ｗ，Ｋｏｎｅｒｔｚ Ｗ．Ｃ
ｌｉｎｉｃａｌ ｅｘｐｅｒｉｅｎｃｅ ｗｉｔｈ ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ ｅｎｄｏｔ
ｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ－ ｓｅｅｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌ
ｅｎｅ ｃｏｒｏｎａｒｙ ａｒｔｅｒｙ ｂｙｐａｓｓ ｇｒａｆｔｓ．Ｊ．Ｔｈｏｒ
ａｃ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．２０００；１２０：１３４－４１．
５１．Ｍａｇｏｍｅｔｓｃｈｎｉｇｇ Ｈ，Ｋａｄｌｅｔｚ Ｍ，Ｖｏｄｒａｚｋａ
Ｍ，ｅｔ ａｌ．Ｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｓｔｕｄｙ ｗｉｔｈ
ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｌｉｎｉｎｇ ｏｆ ｅｘｐａ
ｎｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｒａｆｔｓ ｉｎ ｃ
ｒｕｒａｌ ｒｅｐｅａｔ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．
１９９２；１５：５２７－３５．
５２．Ｍｅｉｎｈａｒｔ ＪＧ，Ｄｅｕｔｓｃｈ Ｍ，Ｆｉｓｃｈｌｅｉｎ Ｔ，ｅｔ
ａｌ．Ｃｌｉｎｉｃａｌ ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｅｎｄｏｔｈｅ
ｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ １５３ ｉｎｆｒａｉｎｇｕｉｎａｌ ｅＰＴＦＥ ｇ
ｒａｆｔｓ．Ａｎｎ．Ｔｈｏｒａｃ．Ｓｕｒｇ．２００１；７１：Ｓ３２７－Ｓ３３１．
５３．Ｓｗｅｄｅｎｂｏｒｇ Ｊ，Ｂｅｎｇｔｓｓｏｎ Ｌ，Ｃｌｙｎｅ Ｎ，ｅｔ
ａｌ．Ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｓａｔｉｏｎ ｏｆ ａｒｔｅｒｉ
ｏｖｅｎｏｕｓ ｌｏｏｐ ｇｒａｆｔｓ ｆｏｒ ｈａｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓ．Ｅｕ
ｒ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｅｎｄｏｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９７；１３：２７２－７．
５４．Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＳＫ，Ｋｌｅｉｎｅｒｔ ＬＢ，Ｒｏｓｅ Ｄ，ＭｃＫｅｎ
ｎｅｙ Ｓ．Ｏｒｉｇｉｎ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ ｔｈａｔ ｌ
ｉｎｅ ｅｘｐａｎｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｅｔｈｙｌｅｎｅ ｖａｓｃ
ｕｌａｒ ｇｒａｆｔｓ ｓｏｄｄｅｄ ｗｉｔｈ ｃｅｌｌｓ ｆｒｏｍ ｍｉｃｒｏ
ｖａｓｃｕｌａｒｉｚｅｄ ｆａｔ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９４；１９：５９４
－６０４．
５５．Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＳＫ，Ｒｏｓｅ ＤＧ，Ｊａｒｒｅｌｌ ＢＥ．Ｍｉｃｒｏ
ｖａｓｃｕｌａｒ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｏｄｄｉｎｇ ｏｆ ｅＰＴ
ＦＥ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔｓ：ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｐａｔｅｎｃｙ ａｎｄ
ｓｔａｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｔｈｅ ｃｅｌｌｕｌａｒ ｌｉｎｉｎｇ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅ
ｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．１９９４；２８：２０３－ １２．
５６．Ａｈｌｓｗｅｄｅ ＫＭ，Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＳＫ．Ｍｉｃｒｏｖａｓｃｕｌａ
ｒ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｏｄｄｉｎｇ ｏｆ １－ｍｍ ｅｘｐａｎ
ｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａ
ｆｔｓ．Ａｒｔｅｒｉｏｓｃｌｅｒ．Ｔｈｒｏｍｂ．１９９４：１４：２５－３１．
５７．Ｗａｎｇ ＺＧ，Ｌｉ Ｇ，Ｗｕ Ｊ，ｅｔ ａｌ．Ｅｎｈａｎｃｅｄ ｐａｔ
ｅｎｃｙ ｏｆ ｖｅｎｏｕｓ Ｄａｃｒｏｎ ｇｒａｆｔｓ ｂｙ ｅｎｄｏｔｈｅｌ
ｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｏｄｄｉｎｇ．Ａｎｎ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９３；７：４２
９－３６．
５８．Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＳＫ，Ｃａｒｔｅｒ Ｔ，Ｐａｒｋ ＰＫ，ｅｔ ａｌ．Ｆ
ｏｒｍａｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｍｕｌｔｉｌａｙｅｒ ｃｅｌｌｕｌａｒ ｌｉｎｉｎｇ
ｏｎ ａ ｐｏｌｙｕｒｅｔｈａｎｅ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔ ｆｏｌｌｏｗ
ｉｎｇ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｓｏｄｄｉｎｇ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａ
ｔｅｒ．Ｒｅｓ．１９９２；２６：１０３－１７．
５９．Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＳＫ，Ｓｃｈｎｅｉｄｅｒ Ｔ，Ｋａｐｅｌａｎ Ｂ，Ｊａ
ｒｒｅｌｌ ＢＥ．Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｅｎｄｏｔ
ｈｅｌｉｕｍ ｏｎ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔｓ．Ｊ．Ｅｌｅｃｔｒｏｎ．Ｍｉｃ
ｒｏｓｃ．Ｔｅｃｈ．１９９１；１９：４３９－５１．
６０．Ｐａｒｋ ＰＫ，Ｊａｒｒｅｌｌ ＢＥ，Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＳＫ，ｅｔ ａｌ
．Ｔｈｒｏｍｂｕｓ－ｆｒｅｅ，ｈｕｍａｎ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｓｕｒｆａｃｅ
ｉｎ ｔｈｅ ｍｉｄｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ａ Ｄａｃｒｏｎ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇ
ｒａｆｔ ｉｎ ｔｈｅ ｓｐｌａｎｃｈｎｉｃ ｖｅｎｏｕｓ ｃｉｒｃｕｉｔ－－ｏ
ｂｓｅｒｖａｔｉｏｎｓ ａｆｔｅｒ ｎｉｎｅ ｍｏｎｔｈｓ ｏｆ ｉｍｐｌａｎｔ
ａｔｉｏｎ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．１９９０；１１：４６８－７５．
６１．Ｍｏｔｗａｎｉ ＭＳ，Ｒａｆｉｅｉ Ｙ，Ｔｚｉｆａ Ａ，Ｓｅｉｆａｌｉａ
ｎ ＡＭ．Ｉｎ ｓｉｔｕ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｒａ
ｖａｓｃｕｌａｒ ｓｔｅｎｔｓ ｆｒｏｍ ｐｒｏｇｅｎｉｔｏｒ ｓｔｅｍ ｃｅｌ
ｌｓ ｃｏａｔｅｄ ｗｉｔｈ ｎａｎｏｃｏｍｐｏｓｉｔｅ ａｎｄ ｆｕｎｃｔｉｏ
ｎａｌｉｚｅｄ ｂｉｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ．Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ．Ａｐｐｌ．Ｂｉｏ
ｃｈｅｍ．２０１１；５８：２－１３．
６２．Ｇａｒｉｐｃａｎ１ Ｂ，Ｍａｅｎｚ Ｓ，Ｐｈａｍ Ｔ．Ｉｍａｇｅ Ａｎａ
ｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ Ｍｉｃｒｏｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ａｎｄ
Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ Ｃｅｌｌ Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎｓ ｏｆ Ｈｕｍａｎ Ａｒｔ
ｅｒｉｅｓ － Ａ Ｐｒｅｌｉｍｉｎａｒｙ Ｓｔｕｄｙ．Ａｄｖ．Ｅｎｇ．Ｍａｔｅ
ｒ．２０１１； １３：Ｂ５４－ Ｂ５７．
６３．Ｙａｚｄａｎｉ ＳＫ，Ｋｏｌｏｄｇｉｅ ＦＤ，Ｖｉｒｍａｎｉ Ｒ．Ｅｘ
ｖｉｖｏ ａｎｄ ｐｒｅｃｌｉｎｉｃａｌ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ａｎ ｅｎ
ｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｐｒｏｇｅｎｉｔｏｒ ｃｅｌｌ ｃａｐｔｕｒｉｎｇ ｂｉｏｅ
ｎｇｉｎｅｅｒｅｄ ｓｔｅｎｔ．Ｍｉｎｅｒｖａ Ｃａｒｄｉｏａｎｇｉｏｌ．２０１
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６４．Ｓｉｌｂｅｒ Ｓ，Ｄａｍｍａｎ Ｐ，Ｋｌｏｍｐ Ｍ，ｅｔ ａｌ．Ｃｌｉｎ
ｉｃａｌ ｒｅｓｕｌｔｓ ａｆｔｅｒ ｃｏｒｏｎａｒｙ ｓｔｅｎｔｉｎｇ ｗｉｔ
ｈ ｔｈｅ ＧｅｎｏｕｓTM Ｂｉｏ－ｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄ Ｒ ｓｔｅｎｔTM：１２
－ｍｏｎｔｈ ｏｕｔｃｏｍｅｓ ｏｆ ｔｈｅ ｅ－ＨＥＡＬＩＮＧ （Ｈｅａｌｔｈ
ｙ Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ Ａｃｃｅｌｅｒａｔｅｄ Ｌｉｎｉｎｇ Ｉｎｈｉｂｉｔ
ｓ Ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ Ｇｒｏｗｔｈ） ｗｏｒｌｄｗｉｄｅ ｒｅｇｉｓｔｒｙ．
ＥｕｒｏＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎ．２０１１；６：８１９－２５．
６５．Ｂａｒｂａｔｏ Ｅ，Ｗｉｊｎｓ Ｗ．Ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ ｃｅｌｌ ｔｈ
ｅｒａｐｙ ｆｏｒ ｅｎｈａｎｃｅｄ ｅｎｄｏｖａｓｃｕｌａｒ ｒｅｐａｉｒ ａ
ｆｔｅｒ ｃｏｒｏｎａｒｙ ｓｔｅｎｔ ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ．ＥｕｒｏＩｎｔ
ｅｒｖｅｎｔｉｏｎ．２０１１；６：７９４－７９７．
６６．Ｌｅｅ ＹＢ，Ｓｈｉｎ ＹＭ，Ｌｅｅ Ｊ，ｅｔ ａｌ．Ｐｏｌｙｄｏｐａｍ
ｉｎｅ－ｍｅｄｉａｔｅｄ ｉｍｍｏｂｉｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｕｌｔｉｐｌｅ
ｂｉｏａｃｔｉｖｅ ｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ｆｏｒ ｔｈｅ ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ
ｏｆ ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔ ｍａｔｅｒｉａｌｓ．Ｂ
ｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２０１２．
６７．Ｎｙｓｔｒｏｍ Ｄ，Ｍａｌｍｓｔｒｏｍ Ｅ，Ｈｕｌｔ Ａ，ｅｔ ａｌ．Ｂ
ｉｏｍｉｍｅｔｉｃ ｓｕｒｆａｃｅ ｍｏｄｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｈｏｎｅｙｃ
ｏｍｂ ｆｉｌｍｓ ｖｉａ ａ 「ｇｒａｆｔｉｎｇ ｆｒｏｍ」 ａｐｐｒｏａｃｈ
．Ｌａｎｇｍｕｉｒ．２０１０；２６：１２７４８－５４．
６８．ｖｏｎ ｄｅｒ Ｍａｒｋ Ｋ，Ｐａｒｋ Ｊ，Ｂａｕｅｒ Ｓ，Ｓｃｈｍｕｋ
ｉ Ｐ．Ｎａｎｏｓｃａｌｅ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｏｆ ｂｉｏｍｉｍｅｔｉｃ
ｓｕｒｆａｃｅｓ：ｃｕｅｓ ｆｒｏｍ ｔｈｅ ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｍａｔ
ｒｉｘ．Ｃｅｌｌ．Ｔｉｓｓｕｅ Ｒｅｓ．２０１０；３３９：１３１－５３．
６９．Ｗｅｓｓｅｌｙ Ｒ．Ｎｅｗ ｄｒｕｇ－ｅｌｕｔｉｎｇ ｓｔｅｎｔ ｃｏｎ
ｃｅｐｔｓ．Ｎａｔ．Ｒｅｖ．Ｃａｒｄｉｏｌ．２０１０；７：１９４－２０３．
７０．Ｚｅｌｉｋｉｎ ＡＮ．Ｄｒｕｇ ｒｅｌｅａｓｉｎｇ ｐｏｌｙｍｅｒ ｔｈ
ｉｎ ｆｉｌｍｓ：Ｎｅｗ ｅｒａ ｏｆ ｓｕｒｆａｃｅ－ｍｅｄｉａｔｅｄ ｄｒｕ
ｇ ｄｅｌｉｖｅｒｙ．ＡＣＳ Ｎａｎｏ．２０１０；４：２４９４－２５０９．
７１．Ｌｅｅ Ｈ，Ｄｅｌｌａｔｏｒｅ ＳＭ，Ｍｉｌｌｅｒ ＷＭ，Ｍｅｓｓｅｒｓ
ｍｉｔｈ ＰＢ．Ｍｕｓｓｅｌ－ｉｎｓｐｉｒｅｄ ｓｕｒｆａｃｅ ｃｈｅｍｉｓｔｒ
ｙ ｆｏｒ ｍｕｌｔｉｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｃｏａｔｉｎｇｓ．Ｓｃｉｅｎｃｅ．２
００７；３１８：４２６－３０．
７２．Ｌｙｎｇｅ ＭＥ，ｖａｎ ｄｅｒ Ｗｅｓｔｅｎ Ｒ，Ｐｏｓｔｍａ Ａ，Ｓ
ｔａｄｌｅｒ Ｂ．Ｐｏｌｙｄｏｐａｍｉｎｅ － ａ ｎａｔｕｒｅ－ｉｎｓｐｉｒｅ
ｄ ｐｏｌｙｍｅｒ ｃｏａｔｉｎｇ ｆｏｒ ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ｓｃｉｅｎｃｅ
．Ｎａｎｏｓｃａｌｅ．２０１１；３：４９１６－２８．
７３．Ｌｅｅ ＪＨ，Ｌｅｅ ＨＢ，Ａｎｄｒａｄｅ ＪＤ．Ｂｌｏｏｄ ｃｏｍｐａ
ｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ ｏｘｉｄｅ ｓｕｒｆａｃｅｓ．
Ｐｒｏｇ．Ｐｏｌｙｍ．Ｓｃｉ．１９９５；２０：１０４３－７９．
７４．Ｈａｎ ＤＫ，Ｐａｒｋ ＫＤ，Ｒｙｕ ＧＨ，ｅｔ ａｌ．Ｐｌａｓｍａ ｐ
ｒｏｔｅｉｎ ａｄｓｏｒｐｔｉｏｎ ｔｏ ｓｕｌｆｏｎａｔｅｄ ｐｏｌｙ（ｅｔｈ
ｙｌｅｎｅ ｏｘｉｄｅ）－ ｇｒａｆｔｅｄ ｐｏｌｙｕｒｅｔｈａｎｅ ｓｕｒｆａ
ｃｅ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．１９９６；３０：２３－３０．
７５．Ｈａｎ ＤＫ，Ｊｅｏｎｇ ＳＹ，Ｋｉｍ ＹＨ，Ｍｉｎ ＢＧ，Ｃｈｏ ＨＩ
．Ｎｅｇａｔｉｖｅ ｃｉｌｉａ ｃｏｎｃｅｐｔ ｆｏｒ ｔｈｒｏｍｂｏｒｅｓｉｓ
ｔａｎｃｅ：Ｓｙｎｅｒｇｉｓｔｉｃ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ＰＥＯ ａｎｄ ｓｕｌｆ
ｏｎａｔｅ ｇｒｏｕｐｓ ｇｒａｆｔｅｄ ｏｎｔｏ ｐｏｌｙｕｒｅｔｈａｎｅｓ．
Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．１９９１；２５：５６１－７５．
７６．Ｚｈａｎｇ Ｆ，Ｋａｎｇ ＥＴ，Ｎｅｏｈ ＫＧ，Ｈｕａｎｇ Ｗ．Ｍｏｄｉ
ｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｇｏｌｄ ｓｕｒｆａｃｅ ｂｙ ｇｒａｆｔｉｎｇ ｏｆ
ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ） ｆｏｒ ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｉｎ ｐ
ｒｏｔｅｉｎ ａｄｓｏｒｐｔｉｏｎ ａｎｄ ｐｌａｔｅｌｅｔ ａｄｈｅｓｉｏｎ．
Ｊ．Ｂｉｏｍａｔｅｒ．Ｓｃｉ．Ｐｏｌｙｍ．Ｅｄｎ．２００１；１２：５１５－３１．
７７．Ｈａｎ ＤＫ，Ｈｕｂｂｅｌｌ ＪＡ．Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ ｏｆ ｐｏｌｙｍ
ｅｒ ｎｅｔｗｏｒｋ ｓｃａｆｆｏｌｄｓ ｆｒｏｍ ｌ－ｌａｃｔｉｄｅ ａｎｄ
ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ） ａｎｄ ｔｈｅｉｒ ｉｎｔｅｒａｃｔ
ｉｏｎ ｗｉｔｈ ｃｅｌｌｓ．Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ．１９９７；３０：６０
７７－８３．
７８．Ｃｈｅｎ ＹＪ，Ｋａｎｇ ＥＴ，Ｎｅｏｈ ＫＧ，Ｗａｎｇ Ｐ，Ｔａｎ Ｋ
Ｌ．Ｓｕｒｆａｃｅ ｍｏｄｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｏｌｙａｎｉｌｉｎｅ ｆｉ
ｌｍ ｂｙ ｇｒａｆｔｉｎｇ ｏｆ ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ）
ｆｏｒ ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｉｎ ｐｒｏｔｅｉｎ ａｄｓｏｒｐｔｉｏｎ ａｎｄ
ｐｌａｔｅｌｅｔ ａｄｈｅｓｉｏｎ．Ｓｙｎｔｈ．Ｍｅｔ．２０００；１１０：４７－
５５．
７９．Ｚｈａｎｇ Ｆ，Ｋａｎｇ ＥＴ，Ｎｅｏｈ ＫＧ，Ｗａｎｇ Ｐ，Ｔａｎ Ｋ
Ｌ．Ｓｕｒｆａｃｅ ｍｏｄｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｔａｉｎｌｅｓｓ ｓｔｅｅ
ｌ ｂｙ ｇｒａｆｔｉｎｇ ｏｆ ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ） ｆ
ｏｒ ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｉｎ ｐｒｏｔｅｉｎ ａｄｓｏｒｐｔｉｏｎ．Ｂｉｏｍａ
ｔｅｒｉａｌｓ．２００１；２２：１５４１－８．
８０．Ｗａｎｇ Ｐ，Ｔａｎ ＫＬ，Ｋａｎｇ ＥＴ．Ｓｕｒｆａｃｅ ｍｏｄｉｆｉ
ｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｏｌｙ（ｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ） ｆｉｌｍ
ｓ ｖｉａ ｇｒａｆｔｉｎｇ ｏｆ ｐｏｌｙ（ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ）
ｆｏｒ ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｉｎ ｐｒｏｔｅｉｎ ａｄｓｏｒｐｔｉｏｎ．Ｊ．Ｂｉ
ｏｍａｔｅｒ．Ｓｃ．ｉ Ｐｏｌｙｍ．Ｅｄ．２０００；１１：１６９－８６．
８１．Ｚｅｎｇ Ｒ，Ｌｕｏ Ｚ，Ｚｈｏｕ Ｄ，Ｃａｏ Ｆ，Ｗａｎｇ Ｙ．Ａ ｎ
ｏｖｅｌ ＰＥＧ ｃｏａｔｉｎｇ ｉｍｍｏｂｉｌｉｚｅｄ ｏｎｔｏ ｃａｐｉｌｌ
ａｒｙ ｔｈｒｏｕｇｈ ｐｏｌｙｄｏｐａｍｉｎｅ ｃｏａｔｉｎｇ ｆｏｒ ｓｅｐ
ａｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｒｏｔｅｉｎｓ ｉｎ ＣＥ．Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｏｒｅｓｉ
ｓ．２０１０；３１：３３３４－ ４１．
８２．Ｐｒｏｋｓ Ｖ，Ｊａｒｏｓ Ｊ，Ｐｏｐ－Ｇｅｏｒｇｉｅｖｓｋｉ Ｏ，ｅｔ
ａｌ．“Ｃｌｉｃｋ ＆ Ｓｅｅｄ” ａｐｐｒｏａｃｈ ｔｏ ｔｈｅ ｂｉｏｍｉ
ｍｅｔｉｃ ｍｏｄｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｍａｔｅｒｉａｌ ｓｕｒｆａｃｅｓ．
Ｍａｃｒｏｍｏｌ．Ｂｉｏｓｃｉ．２０１２；１２：１２３２－４２．
８３．Ｗｉｌｓｏｎ ＤＳ，Ｎｏｃｋ Ｓ．Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｐｒｏｔｅｉｎ
ｍｉｃｒｏａｒｒａｙｓ．Ｃｕｒｒ．Ｏｐｉｎ．Ｃｈｅｍ．Ｂｉｏｌ．２００１；６：８
１－５．
８４．Ｂｕｔｌｅｒ ＪＥ，Ｎｉ Ｌ，Ｎｅｓｓｌｅｒ Ｒ，ｅｔ ａｌ．Ｔｈｅ ｐ
ｈｙｓｉｃａｌ ａｎｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｂｅｈａｖｉｏｒ ｏｆ ｃａｐｔｕ
ｒｅ ａｎｔｉｂｏｄｉｅｓ ａｄｓｏｒｂｅｄ ｏｎ ｐｏｌｙｓｔｙｒｅｎｅ．Ｊ．
Ｉｍｍｕｎｏｌ．Ｍｅｔｈｏｄｓ．１９９２；１５０：７７－９０．
８５．Ｇｈａｎｉ Ｒ，Ｉｑｂａｌ Ａ，Ａｋｈｔａｒ Ｎ，ｅｔ ａｌ．Ｉｄｅｎｔ
ｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｓｔａｇｅｓ ｏｆ ｈｅｐａｔｉｔ
ｉｓ Ｂ ｉｎｆｅｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ｅｎｚｙｍｅ ｌｉｎｋｅｄ ｉｍｍｕｎｏ
ｓｏｒｂａｎｔ ａｓｓａｙ （ＥＬＩＳＡ） ａｎｄ ｐｏｌｙｍｅｒａｓｅ ｃｈａ
ｉｎ ｒｅａｃｔｉｏｎ （ＰＣＲ） ａｓｓａｙ．Ｊ．Ｍｅｄ．Ｐｌａｎｔｓ Ｒｅｓ
．２０１１；５：２５７２－ ７６．
８６．Ｌｉ Ｘ，Ｃｏｎｋｌｉｎ Ｌ，Ａｌｅｘ Ｐ．Ｎｅｗ ｓｅｒｏｌｏｇｉｃａ
ｌ ｂｉｏｍａｒｋｅｒｓ ｏｆ ｉｎｆｌａｍｍａｔｏｒｙ ｂｏｗｅｌ ｄｉｓｅａ
ｓｅ．Ｗｏｒｌｄ Ｊ．Ｇａｓｔｒｏｅｎｔｅｒｏｌ．２００８；１４：５１１５－２４
．
８７．Ｍｏｅｌａｎｓ ＣＢ，ｄｅ Ｗｅｇｅｒ ＲＡ，Ｖａｎ ｄｅｒ Ｗａｌｌ
Ｅ，ｖａｎ Ｄｉｅｓｔ ＰＪ．Ｃｕｒｒｅｎｔ ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ｆｏｒ
ＨＥＲ２ ｔｅｓｔｉｎｇ ｉｎ ｂｒｅａｓｔ ｃａｎｃｅｒ．Ｃｒｉｔ．Ｒｅｖ．Ｏ
ｎｃｏｌ．Ｈｅｍａｔｏｌ．２０１１；８０：３８０－ ９２．
８８．Ｎｉｉｔｓｕ Ｔ．Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎｓ ｏｆ ｓｅｒｕｍ ｂｒａｉｎ
－ｄｅｒｉｖｅｄ ｎｅｕｒｏｔｒｏｐｈｉｃ ｆａｃｔｏｒ ｗｉｔｈ ｃｏｇｎｉｔ
ｉｖｅ ｉｍｐａｉｒｍｅｎｔｓ ａｎｄ ｎｅｇａｔｉｖｅ ｓｙｍｐｔｏｍｓ ｉｎ
ｓｃｈｉｚｏｐｈｒｅｎｉａ．Ｐｒｏｇ．Ｎｅｕｒｏｐｓｙｃｈｏｐｈａｒｍａｃｏｌ
．Ｂｉｏｌ．Ｐｓｙｃｈｉａｔｒｙ．２０１１；３５：１８３６－４０．
８９．Ｓｈｅｐｈａｒｄ ＧＳ．Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｙｃｏｔｏｘ
ｉｎｓ ｉｎ ｈｕｍａｎ ｆｏｏｄｓ．Ｃｈｅｍ．Ｓｏｃ．Ｒｅｖ．２００８；３７：
２４６８－７７．
９０．Ｘｉｏｎｇ Ｑ，Ｇｅ Ｆ．Ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ ａｎｄ ｅｖａｌ
ｕａｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｐａｎｅｌ ｏｆ ｓｅｒｕｍ ｂｉｏｍａｒｋｅｒｓ ｆｏ
ｒ ｐｒｅｄｉｃｔｉｎｇ ｒｅｓｐｏｎｓｅ ｔｏ ｔｈａｌｉｄｏｍｉｄｅ ｉｎ
ｍｕｌｔｉｐｌｅ ｍｙｅｌｏｍａ ｐａｔｉｅｎｔｓ．Ｅｘｐｅｒｔ Ｒｅｖ．Ｐｒｏ
ｔｅｏｍｉｃｓ．２０１１；８：４３９－４２．
９１．Ｙｏｔｓｕｍｏｔｏ Ｈ．Ｓｐｅｃｉｆｉｃ ｉｍｍｕｎｅ－ｂａｓｅｄ ｄｉ
ａｇｎｏｓｉｓ ｏｆ ｔｕｂｅｒｃｕｌｏｓｉｓ ｉｎｆｅｃｔｉｏｎ．Ｒｉｎｓｈｏ
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ｓｔｕｄｙ ｏｆ ｒａｎｄｏｍ ａｎｄ ｏｒｉｅｎｔｅｄ ａｎｔｉｂｏｄｙ ｉ
ｍｍｏｂｉｌｉｚａｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ｏｎ ｔｈｅ ｂｉｎｄｉｎｇ
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ｔｅｒ ｔｈａｎ ９０％ ｏｆ ｍｏｎｏｃｌｏｎａｌ ａｎｄ ７５％ ｏｆ ｐｏ
ｌｙｃｌｏｎａｌ ａｎｔｉ－ｆｌｕｏｒｅｓｃｙｌ ｃａｐｔｕｒｅ ａｎｔｉｂｏｄ
ｉｅｓ （ＣＡｂｓ） ａｒｅ ｄｅｎａｔｕｒｅｄ ｂｙ ｐａｓｓｉｖｅ ａｄｓｏ
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４ ａｎｔｉｂｏｄｉｅｓ ｓｕｃｃｅｓｓｆｕｌｌｙ ａｃｃｅｌｅｒａｔｅｓ ｅｎ
ｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ ｂｕｔ ｓｔｉｍｕｌａｔｅｓ ｉｎｔｉｍａｌ
ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ｉｎ ｐｏｒｃｉｎｅ ａｒｔｅｒｉｏｖｅｎｏｕｓ ｅｘｐ
ａｎｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｒａｆｔｓ．Ｃｉｒ
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ｌｐｏｔｈ ＢＨ．Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ａｎｔｉ－ＣＤ３４
－ｃｏａｔｅｄ ｅＰＴＦＥ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔ．Ｅａｒｌｙ ｉｎ ｖｉ
ｖｏ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｒｅｓｕｌｔｓ．Ｋａｒｄｉｏｃｈｉｒｕｒｇｉａ
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ｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｓｔｅｎｔｓ
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ｔｉｏｎａｌｉｚｅｄ ｈｅｐａｒｉｎ－ｃｏｌｌａｇｅｎ ｍｕｌｔｉｌａｙｅｒ．Ｂ
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ｚｉｄｅ ｄｅｒｉｖａｔｉｚｅｄ ｓｏｌｉｄ ｓｕｐｐｏｒｔｓ．Ｊ．Ｉｍｍｕｎｏ
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ｔｉｖｅ ｆｒａｇｍｅｎｔｓ．Ｊ．Ｃｈｒｏｍａｔｏｇｒ．１９９１；５７２：８５－
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１０７．Ｙｕａｎ Ｙ，Ｙｉｎ Ｍ，Ｑｉａｎ Ｊ，Ｌｉｕ Ｃ．Ｓｉｔｅ－ｄｉｒｅ
ｃｔｅｄ ｉｍｍｏｂｉｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ａｎｔｉｂｏｄｉｅｓ ｏｎｔｏ ｂ
ｌｏｏｄ ｃｏｎｔａｃｔｉｎｇ ｇｒａｆｔｓ ｆｏｒ ｅｎｈａｎｃｅｄ ｅｎｄｏ
ｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ａｄｈｅｓｉｏｎ ａｎｄ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ．
Ｓｏｆｔ Ｍａｔｔｅｒ．２０１１；７：７２０７－１６．
１０８．Ｋａｎｇ ＪＨ，Ｃｈｏｉ ＨＪ，Ｈｗａｎｇ ＳＹ．Ｉｍｐｒｏｖｉｎｇ
ｉｍｍｕｎｏｂｉｎｄｉｎｇ ｕｓｉｎｇ ｏｒｉｅｎｔｅｄ ｉｍｍｏｂｉｌｉｚａｔ
ｉｏｎ ｏｆ ａｎ ｏｘｉｄｉｚｅｄ ａｎｔｉｂｏｄｙ．Ｊ．Ｃｈｒｏｍａｔｏｇｒ
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１０９．Ｂｏｅｇｇｅｍａｎ Ｅ，Ｒａｍａｋｒｉｓｈｎａｎ Ｂ，Ｐａｓｅｋ Ｍ，
ｅｔ ａｌ．Ｓｉｔｅ ｓｐｅｃｉｆｉｃ ｃｏｎｊｕｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｆｌｕｏｒ
ｏｐｒｏｂｅｓ ｔｏ ｔｈｅ ｒｅｍｏｄｅｌｅｄ Ｆｃ Ｎ－ｇｌｙｃａｎｓ ｏｆ
ｍｏｎｏｃｌｏｎａｌ ａｎｔｉｂｏｄｉｅｓ ｕｓｉｎｇ ｍｕｔａｎｔ ｇｌｙｃ
ｏｓｙｌｔｒａｎｓｆｅｒａｓｅｓ：ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｃｅｌｌ ｓｕ
ｒｆａｃｅ ａｎｔｉｇｅｎ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ．Ｂｉｏｃｏｎｊｕｇ．Ｃｈｅｍ．２
００９；２０：１２２８－３６．
１１０．Ｚｅｇｌｉｓ ＢＭ，Ｄａｖｉｓ ＣＢ，Ａｇｇｅｌｅｒ Ｒ，ｅｔ ａｌ．
Ｅｎｚｙｍｅ－Ｍｅｄｉａｔｅｄ Ｍｅｔｈｏｄｏｌｏｇｙ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｓｉｔｅ
－Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｒａｄｉｏｌａｂｅｌｉｎｇ ｏｆ Ａｎｔｉｂｏｄｉｅｓ Ｂａ
ｓｅｄ ｏｎ Ｃａｔａｌｙｓｔ－Ｆｒｅｅ Ｃｌｉｃｋ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ．Ｂｉｏ
ｃｏｎｊｕｇ．Ｃｈｅｍ．２０１３；２４：１０５７－６７．
１１１．Ｙａｎｇ ＷＪ，Ｃａｉ Ｔ，Ｎｅｏｈ ＫＧ，ｅｔ ａｌ．Ｂｉｏｍｉｍｅ
ｔｉｃ ａｎｃｈｏｒｓ ｆｏｒ ａｎｔｉｆｏｕｌｉｎｇ ａｎｄ ａｎｔｉｂａｃｔ
ｅｒｉａｌ ｐｏｌｙｍｅｒ ｂｒｕｓｈｅｓ ｏｎ ｓｔａｉｎｌｅｓｓ ｓｔｅｅｌ
．Ｌａｎｇｍｕｉｒ．２０１１；２７：７０６５－７６．
１１２．Ｗｅｉ Ｑ，Ｌｉ Ｂ，Ｙｉ Ｎ，ｅｔ ａｌ．Ｉｍｐｒｏｖｉｎｇ ｔｈｅ
ｂｌｏｏｄ ｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｍａｔｅｒｉａｌ ｓｕｒｆａｃｅ
ｓ ｖｉａ ｂｉｏｍｏｌｅｃｕｌｅ－ ｉｍｍｏｂｉｌｉｚｅｄ ｍｕｓｓｅｌ－ｉｎ
ｓｐｉｒｅｄ ｃｏａｔｉｎｇｓ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．Ａ．２０１
１；９６：３８－４５．
１１３．Ｚｅｎｇ Ｒ，Ｌｕｏ Ｚ，Ｚｈｏｕ Ｄ，Ｃａｏ Ｆ，Ｗａｎｇ Ｙ．Ａ
ｎｏｖｅｌ ＰＥＧ ｃｏａｔｉｎｇ ｉｍｍｏｂｉｌｉｚｅｄ ｏｎｔｏ ｃａｐｉｌ
ｌａｒｙ ｔｈｒｏｕｇｈ ｐｏｌｙｄｏｐａｍｉｎｅ ｃｏａｔｉｎｇ ｆｏｒ ｓｅ
ｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｒｏｔｅｉｎｓ ｉｎ ＣＥ．Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｏｒｅｓ
ｉｓ．２０１０；３１：３３３４－ ４１．
１１４．「Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄ
ｅｖｉｃｅｓ，」 ＩＳＯ １０９９３，ｐａｒｔｓ １－１２．（Ｇｅｎｅｖａ：Ｉｎ
ｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｏｒｇａｎｉｚａｔｉｏｎ ｆｏｒ Ｓｔａｎｄａｒｄｉｚａ
ｔｉｏｎ，ｖａｒｉｏｕｓ ｄａｔｅｓ ）．
１１５．「Ｕｓｅ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｔａｎｄａｒｄ ＩＳＯ
１０９９３，Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄ
ｅｖｉｃｅｓ－Ｐａｒｔ １：Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｔｅｓｔｉｎｇ」 Ｇ９
５－１ （Ｒｏｃｋｖｉｌｌｅ，ＭＤ：Ｄｅｐａｒｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｈｅａｌｔｈ ａ
ｎｄ Ｈｕｍａｎ Ｓｅｒｖｉｃｅｓ，ＦＤＡ，１９９５）．
１１６．「Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｔｏ Ｅｖａｌｕａｔｅ Ｂｉｏｌｏｇ
ｉｃａｌ Ｓａｆｅｔｙ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ，Ｎｏｔｉｃｅ ｆｒ
ｏｍ ｔｈｅ Ｏｆｆｉｃｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ
Ｎｕｍｂｅｒ ３６」 （Ｐｈａｒａｍａｃｅｕｔｉｃａｌ ａｎｄ Ｆｏｏｄ Ｓａ
ｆｅｔｙ Ｂｕｒｅａｕ，Ｍｉｎｉｓｔｒｙ ｏｆ Ｈｅａｌｔｈ，Ｌａｂｏｕｒ ａｎ
ｄ Ｗｅｌｆａｒｅ，Ｍａｒｃｈ １９，２００３）．
１１７．「Ａ Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ｇｕｉｄｅ ｔｏ ＩＳＯ １０９９３，」 ｐ
ａｒｔｓ １－１２，Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅ ＆ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ Ｉｎ
ｄｕｓｔｒｙ ２０，ｎｏ．１，２，４－１２，ａｎｄ ２１，ｎｏ．１ （Ｊａｎｕａ
ｒｙ １９９８－Ｊａｎｕａｒｙ １９９９）．
１１８．Ｆｏｏｄ ａｎｄ Ｄｒｕｇ Ａｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ ２００５．Ｇ
ｕｉｄｅｌｉｎｅｓ ｆｏｒ ｉｎｄｕｓｔｒｙ ａｎｄ ＦＤＡ ｓｔａｆｆ，ｎｏｎ
－ｃｌｉｎｉｃａｌ ｔｅｓｔｓ ａｎｄ ｒｅｃｏｍｍｅｎｄｅｄ ｌａｂｅｌｉｎｇ
ｆｏｒ ｉｎｔｒａｖａｓｕｌａｒ ｓｔｅｎｔｓ ａｎｄ ａｓｓｏｃｉａｔｅｄ
ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｓｙｓｔｅｍｓ．ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｆｄａ．ｇｏｖ／ｃｄｒｈ
／ｏｄｅ／ｇｕｉｄａｎｃｅ／１５４５．ｐｄｆ
１１９．Ｐａｃｈｅ Ｊ，Ｋａｓｔｒａｔｉ Ａ，Ｍｅｈｉｌｌｉ Ｊ．Ｉｎｔｒａｃ
ｏｒｏｎａｒｙ ｓｔｅｎｔｉｎｇ ａｎｄ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｒｅｓｕｌｔ
ｓ：ｓｔｒｕｔ ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ ｅｆｆｅｃｔ ｏｎ ｒｅｓｔｅｎｏｓｉｓ ｏ
ｕｔｃｏｍｅ （ＩＳＡＲ－ＳＴＥＲＥＯ－２） ｔｒｉａｌ．Ｊ．Ａｍ．Ｃｏｌｌ．Ｃ
ａｒｄｉｏｌ．２００３；４１：１２８３－８．
１２０．Ｈｏｒｎｙ Ｐ，Ｔｕｒｇｅｏｎ Ｓ，Ｈａｌｅ Ｐ，Ｌｅｗｉｓ Ｆ，Ｍａ
ｎｔｏｖｉ Ｄ．ＰＥＥＭ／ＮＥＸＡＦＳ ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｕｌｔｒａｔｈｉ
ｎ ｆｌｕｏｒｃａｒｂｏｎ ｆｉｌｍｓ ｆｏｒ ｃｏａｔｅｄ ｓｔｅｎｔｓ．Ｃａ
ｎａｄｉａｎ Ｌｉｇｈｔ Ｓｏｕｒｃｅ ２００７ Ａｎｎｕａｌ Ｒｅｐｏｒｔ．ｈ
ｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｌｉｇｈｔｓｏｕｒｃｅ．ｃａ／ａｂｏｕｔ／ｐｄｆ／ａｃｔｉｖ
ｉｔｙ＿ｒｅｐｏｒｔ＿２００７／ａｌｌ＿ｉｎｃｌｕｓｉｖｅ＿ｗｅｂ．ｐｄｆ
１２１．Ｓａｖａｇｅ Ｐ，Ｏ’Ｄｏｎｎｅｌｌ ＢＰ，ＭｃＨｕｇｈ ＰＥ，Ｍｕｒ
ｐｈｙ ＢＰ，Ｑｕｉｎｎ ＤＦ．Ｃｏｒｏｎａｒｙ ｓｔｅｎｔ ｓｔｒｕｔ ｓｉｚ
ｅ ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ ｓｔｒｅｓｓ－ｓｔｒａｉｎ ｒｅｓｐｏｎｓｅ ｉｎｖｅｓ
ｔｉｇａｔｅｄ ｕｓｉｎｇ ｍｉｃｒｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｆｉｎｉｔｅ ｅｌｅ
ｍｅｎｔ ｍｏｄｅｌｓ．Ａｎｎ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．２００４；３２：２０２－１
１．
１２２．Ｃｈｕａ ＳＮＤ，ＭａｃＤｏｎａｌｄ ＢＪ，Ｈａｓｈｍｉ ＭＳＪ．Ｆｉ
ｎｉｔｅ ｅｌｅｍｅｎｔ ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｔｅｎｔ ａｎｄ ｂａｌ
ｌｏｏｎ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ．Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｐｒｏｃｅｓｓ．Ｔｅｃｈｎｏｌ
．２００３；１４３－１４４：５９１－７．
１２３．Ｄｕｍｏｕｌｉｎ Ｃ，Ｃｏｃｈｅｌｉｎ Ｂ．Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｂｅ
ｈａｖｉｏｕｒ ｍｏｄｅｌｌｉｎｇ ｏｆ ｂａｌｌｏｏｎ－ｅｘｐａｎｄａｂｌｅ
ｓｔｅｎｔｓ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ．２０００；３３：１４６１－７０．
１２４．Ｅｔａｖｅ Ｆ，Ｆｉｎｅｔ Ｇ，Ｂｏｉｖｉｎ Ｍ，Ｂｏｙｅｒ Ｊ－Ｃ，
Ｒｉｏｕｆｏｌ Ｇ，Ｔｈｏｌｌｅｔ Ｇ．Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅ
ｓ ｏｆ ｃｏｒｏｎａｒｙ ｓｔｅｎｔｓ ｄｅｔｅｒｍｉｎｅｄ ｂｙ ｕｓｉｎｇ
ｆｉｎｉｔｅ ｅｌｅｍｅｎｔ ａｎａｌｙｓｉｓ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ．２００１；
３４：１０６５－７５．
１２５．Ｍｉｇｌｉａｖａｃｃａ Ｆ，Ｐｅｔｒｉｎｉ Ｌ，Ｃｏｌｏｍｂｏ Ｍ，Ａ
ｕｒｉｃｃｈｉｏ Ｆ，Ｐｉｅｔｒａｂｉｓｓａ Ｒ．Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｂｅｈａ
ｖｉｏｒ ｏｆ ｃｏｒｏｎａｒｙ ｓｔｅｎｔｓ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｅｄ ｔｈｒ
ｏｕｇｈ ｔｈｅ ｆｉｎｉｔｅ ｅｌｅｍｅｎｔ ｍｅｔｈｏｄ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ
．２００２；３５：８０３－１１．
１２６．Ｍｉｇｌｉａｖａｃｃａ Ｆ，Ｐｅｔｒｉｎｉ Ｌ，Ｍｏｎｔａｎａｒｉ Ｖ
，Ｑｕａｇｌｉａｎａ Ｉ，Ａｕｒｉｃｃｈｉｏ Ｆ ａｎｄ Ｄｕｂｉｎｉ Ｇ．Ａ
ｐｒｅｄｉｃｔｉｖｅ ｓｔｕｄｙ ｏｆ ｔｈｅ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｂｅｈａｖ
ｉｏｕｒ ｏｆ ｃｏｒｏｎａｒｙ ｓｔｅｎｔｓ ｂｙ ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｍｏｄｅ
ｌｌｉｎｇ．Ｍｅｄ．Ｅｎｇ．Ｐｈｙｓ．２００５；２７：１３－８．
１２７．Ｌｕｏ Ｒ，Ｔａｎｇ Ｌ，Ｚｈｏｎｇ Ｓ，Ｙａｎｇ Ｚ，Ｗａｎｇ Ｊ，
Ｗｅｎｇ Ｙ，Ｔｕ Ｑ，Ｊｉａｎｇ Ｃ，Ｈｕａｎｇ Ｎ．Ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｉｎｖ
ｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｎｈａｎｃｅｄ ｈｅｍｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ
ａｎｄ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ ａｓｓｏ
ｃｉａｔｅｄ ｗｉｔｈ ｑｕｉｎｏｎｅ－ｒｉｃｈ ｐｏｌｙｄｏｐａｍｉｎｅ ｃｏ
ａｔｉｎｇ．ＡＣＳ Ａｐｐｌ．Ｍａｔｅｒ．Ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ．２０１３；５：１
７０４－１４．
１２８．Ｌｅｗｉｓ Ｆ，Ｍａｈｅｕｘ－Ｌａｃｒｏｉｘ Ｂ，Ｔｕｒｇｅｏｎ Ｓ，
Ｍａｎｔｏｖａｎｉ Ｄ．Ａｄｈｅｓｉｏｎ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｕｌｔｒａ
－ｔｈｉｎ ｐｌａｓｍａ－ｐｏｌｙｍｅｒｉｚｅｄ ｃｏａｔｉｎｇｓ ｏｎ ｓｔａ
ｉｎｌｅｓｓ－ｓｔｅｅｌ ｓｔｅｎｔｓ ｕｓｉｎｇ ｔｈｅ ｓｍａｌｌ－ｐｕｎｃ
ｈ ｔｅｓｔ．Ｉｎ：Ｍｉｔｔａｌ ＫＬ，ｅｄ．Ａｄｈｅｓｉｏｎ ａｓｐｅｃｔｓ
ｏｆ ｔｈｉｎ ｆｉｌｍｓ Ｂｏｓｔｏｎ：ＶＳＰ，２００７．ｐ．７１－８３．
１２９．Ｌｅｗｉｓ Ｆ，Ｈｏｒｎｙ Ｐ，Ｈａｌｅ１ Ｐ，Ｔｕｒｇｅｏｎ Ｓ，Ｔ
ａｔｏｕｌｉａｎ Ｍ，Ｍａｎｔｏｖａｎｉ Ｄ．Ｓｔｕｄｙ ｏｆ ｔｈｅ ａｄｈｅ
ｓｉｏｎ ｏｆ ｔｈｉｎ ｐｌａｓｍａ ｆｌｕｏｒｏｃａｒｂｏｎ ｃｏａｔｉｎｇ
ｓ ｒｅｓｉｓｔｉｎｇ ｐｌａｓｔｉｃ ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｓｔｅｎ
ｔ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｄ：Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．４１ ０４５
３１０，ｄｏｉ：１０．１０８８／００２２－３７２７／４１／４／０４５３１０．
１３０．Ｏｗｅｎｓ ＤＫ，Ｗｅｎｄｔ ＲＣ．Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ
ｓｕｒｆａｃｅ ｆｒｅｅ ｅｎｅｒｇｙ ｏｆ ｐｏｌｙｍｅｒｓ．Ｊ．Ａｐｐｌ．
Ｐｏｌｙｍ．Ｓｃｉ．１９６９；１３：１７４１－７．
１３１．Ｌｉ Ｘ，Ｔｉａｎ Ｘ，Ｚｈａｎｇ Ｊ，ｅｔ ａｌ．Ｉｎ ｖｉｔｒｏ
ａｎｄ ｉｎ ｖｉｖｏ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｆｏｌａｔｅ ｒｅｃｅｐｔｏ
ｒ－ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ａｍｐｈｉｐｈｉｌｉｃ ｃｏｐｏｌｙｍｅｒ－ｍｏｄｉｆｉ
ｅｄ ｌｉｐｏｓｏｍｅｓ ｌｏａｄｅｄ ｗｉｔｈ ｄｏｃｅｔａｘｅｌ．Ｉｎｔ．Ｊ
．Ｎａｎｏｍｅｄｉｃｉｎｅ．２０１１；６：１１６７－８４．
１３２．Ｓｔｒｏｔｈｅｒ Ｔ，Ｈａｍｅｒｓ ＲＪ，Ｓｍｉｔｈ ＬＭ．Ｃｏｖａｌ
ｅｎｔ ａｔｔａｃｈｍｅｎｔ ｏｆ ｏｌｉｇｏｄｅｏｘｙｒｉｂｏｎｕｃｌｅｏｔｉ
ｄｅｓ ｔｏ ａｍｉｎｅ－ ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｓｉ （００１） ｓｕｒｆａｃｅｓ
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ｏｒｏｎａｒｙ ｐｌａｑｕｅｓ ｉｎ ｔｈｅ ｓａｍｅ ｖｅｓｓｅｌ：ａｎ ｉｎ
ｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｓｔｕｄｙ ｉｎ ｖｉｖｏ．Ｊ．Ａ
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ｎｄ ｅｉｃｏｓａｎｏｉｄｓ ａｒｅ ｌｉｇａｎｄｓ ｆｏｒ ｐｅｒｏｘｉｓｏｍ
ｅ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｏｒ－ａｃｔｉｖａｔｅｄ ｒｅｃｅｐｔｏｒｓ ａｌｐｈａ
ａｎｄ ｄｅｌｔａ．Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃ．ｉ ＵＳＡ．１９９７；
９４：４３１２－７．
１５７．Ｇｕｐｔａ ＲＡ，Ｔａｎ Ｊ，Ｋｒａｕｓｅ ＷＦ，ｅｔ ａｌ．Ｐｒｏｓ
ｔａｃｙｃｌｉｎ－ｍｅｄｉａｔｅｄ ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｅｒｏｘｉｓｏ
ｍｅ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｏｒ－ａｃｔｉｖａｔｅｄ ｒｅｃｅｐｔｏｒ ｄｅｌｔａ
ｉｎ ｃｏｌｏｒｅｃｔａｌ ｃａｎｃｅｒ．Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ
．ＵＳＡ．２０００；９７：１３２７５－８０．
１５８．Ｈａｔａｅ Ｔ，Ｗａｄａ Ｍ，Ｙｏｋｏｙａｍａ Ｃ，Ｓｈｉｍｏｎｉｓｈ
ｉ Ｍ，Ｔａｎａｂｅ Ｔ．Ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ－ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ ａｐｏｐ
ｔｏｓｉｓ ｍｅｄｉａｔｅｄ ｂｙ ＰＰＡＲ ｄｅｌｔａ．Ｊ．Ｂｉｏｌ．Ｃｈｅｍ
．２００１；２７６：４６２６０－７．
１５９．Ｍｏｎｃａｄａ Ｓ，Ｖａｎｅ ＪＲ．Ｐｈａｒｍａｃｏｌｏｇｙ ａｎｄ
ｅｎｄｏｇｅｎｏｕｓ ｒｏｌｅｓ ｏｆ ｐｒｏｓｔａｇｌａｎｄｉｎ ｅｎｄｏｐｅ
ｒｏｘｉｄｅｓ，ｔｈｒｏｍｂｏｘａｎｅ Ａ２，ａｎｄ ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ．
Ｐｈａｒｍａｃｏｌ．Ｒｅｖ．１９７８；３０：２９３－３３１．
１６０．Ｖａｎｅ Ｊ，Ｃｏｒｉｎ ＲＥ．Ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ：ａ ｖａｓｃ
ｕｌａｒ ｍｅｄｉａｔｏｒ．Ｅｕｒ．Ｊ．Ｖａｓｃ．Ｅｎｄｏｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．２
００３；２６：５７１－８．
１６１．Ｇｅｒａｃｉ Ｍ，Ｇａｏ Ｂ，Ｓｈｅｐｈｅｒｄ Ｄ，ｅｔ ａｌ．Ｐｕｌ
ｍｏｎａｒｙ ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ ｓｙｎｔｈａｓｅ ｏｖｅｒｅｘｐｒｅｓｓ
ｉｏｎ ｂｙ ａｄｅｎｏｖｉｒｕｓ ｔｒａｎｓｆｅｃｔｉｏｎ ａｎｄ ｉｎ ｔｒ
ａｎｓｇｅｎｉｃ ｍｉｃｅ．Ｃｈｅｓｔ．１９９８；１１４：９９Ｓ．
１６２．Ｎａｇａｙａ Ｎ，Ｙｏｋｏｙａｍａ Ｃ，Ｋｙｏｔａｎｉ Ｓ，ｅｔ ａｌ
．Ｇｅｎｅ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ ｓｙｎ
ｔｈａｓｅ ａｍｅｌｉｏｒａｔｅｓ ｍｏｎｏｃｒｏｔａｌｉｎｅ－ｉｎｄｕｃｅｄ
ｐｕｌｍｏｎａｒｙ ｈｙｐｅｒｔｅｎｓｉｏｎ ｉｎ ｒａｔｓ．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉ
ｏｎ．２０００；１０２：２００５－ １０．
１６３．Ｓｕｈａｒａ Ｈ，Ｓａｗａ Ｙ，Ｆｕｋｕｓｈｉｍａ Ｎ，ｅｔ ａｌ．Ｇ
ｅｎｅ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ ｓｙｎｔｈ
ａｓｅ ｉｎｔｏ ｔｈｅ ｌｉｖｅｒ ｉｓ ｅｆｆｅｃｔｉｖｅ ｆｏｒ ｔｈｅ
ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ｐｕｌｍｏｎａｒｙ ｈｙｐｅｒｔｅｎｓｉｏｎ ｉｎ ｒ
ａｔｓ．Ｊ．Ｔｈｏｒａｃ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．２００２；１２３：８５
５－６１．
１６４．Ｔｏｄａｋａ Ｔ，Ｙｏｋｏｙａｍａ Ｃ，Ｙａｎａｍｏｔｏ Ｈ，ｅｔ ａ
ｌ．Ｇｅｎｅ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ ｓｙ
ｎｔｈａｓｅ ｐｒｅｖｅｎｔｓ ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ａｆｔ
ｅｒ ｃａｒｏｔｉｄ ｂａｌｌｏｏｎ ｉｎｊｕｒｙ ｉｎ ｒａｔｓ．Ｓｔｒｏｋｅ
．１９９９；３０：４１９－２６．
１６５．Ｙａｍａｄａ Ｍ，Ｎｕｍａｇｕｃｈｉ Ｙ，Ｏｋｕｍｕｒａ Ｋ，ｅｔ ａ
ｌ．Ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ ｓｙｎｔｈａｓｅ ｇｅｎｅ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｍｏ
ｄｕｌａｔｅｓ ｃｙｃｌｏｏｘｙｇｅｎａｓｅ－２－ｄｅｒｉｖｅｄ ｐｒｏｓｔａｎ
ｏｉｄ ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ ａｎｄ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ ｆｏ
ｒｍａｔｉｏｎ ｉｎ ｒａｔ ｂａｌｌｏｏｎ－ ｉｎｊｕｒｅｄ ａｒｔｅｒｉｅｓ
．Ａｒｔｅｒｉｏｓｃｌｅｒ．Ｔｈｒｏｍｂ．Ｖａｓｃ．Ｂｉｏｌ．２００２；２２：２
５６－６２．
１６６．Ｎｕｍａｇｕｃｈｉ Ｙ，Ｏｋｕｍｕｒａ Ｋ，Ｈａｒａｄａ Ｍ，ｅｔ ａ
ｌ．Ｃａｔｈｅｔｅｒ－ｂａｓｅｄ ｐｒｏｓｔａｃｙｃｌｉｎ ｓｙｎｔｈａｓｅ ｇ
ｅｎｅ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｐｒｅｖｅｎｔｓ ｉｎ－ｓｔｅｎｔ ｒｅｓｔｅｎｏｓｉ
ｓ ｉｎ ｒａｂｂｉｔ ａｔｈｅｒｏｍａｔｏｕｓ ａｒｔｅｒｉｅｓ．Ｃａｒｄｉｏ
ｖａｓｃ．Ｒｅｓ．２００４；６１：１７７－１８５
１６７．Ｂｅｌｌ Ｄ，ＭｃＤｅｒｍｏｔｔ ＢＪ．Ｃａｌｃｉｔｏｎｉｎ ｇｅｎｅ
－ｒｅｌａｔｅｄ ｐｅｐｔｉｄｅ ｉｎ ｔｈｅ ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ ｓ
ｙｓｔｅｍ：ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｒｅｃｅｐｔｏｒ ｐｏｐｕｌ
ａｔｉｏｎｓ ａｎｄ ｔｈｅｉｒ （ｐａｔｈｏ）ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｓｉ
ｇｎｉｆｉｃａｎｃｅ．Ｐｈａｒｍａｃｏｌ．Ｒｅｖ．１９９６；４８：２５３－８８．
１６８．Ｂｒａｉｎ ＳＤ，Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ Ｈ．Ｃａｌｃｉｔｏｎｉｎ ｇｅｎ
ｅ－ｒｅｌａｔｅｄ ｐｅｐｔｉｄｅ：ｖａｓｏａｃｔｉｖｅ ｅｆｆｅｃｔｓ ａｎｄ
ｐｏｔｅｎｔｉａｌ ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ ｒｏｌｅ．Ｇｅｎ．Ｐｈａｒｍａｃｏ
ｌ．１９９６；２７：６０７－１１．
１６９．Ｍａｒｓｈａｌｌ Ｉ．Ｍｅｃｈａｎｉｓｍ ｏｆ ｖａｓｃｕｌａｒ ｒｅ
ｌａｘａｔｉｏｎ ｂｙ ｔｈｅ ｃａｌｃｉｔｏｎｉｎ ｇｅｎｅ－ｒｅｌａｔｅｄ
ｐｅｐｔｉｄｅ．Ａｎｎ．ＮＹ Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．１９９２；６５７：２０４－１５．
１７０．Ｙｏｓｈｉｍｏｔｏ Ｒ，Ｍｉｔｓｕｉ－Ｓａｉｔｏ Ｍ，Ｏｚａｋｉ Ｈ，
Ｋａｒａｋｉ Ｈ．Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ａｄｒｅｎｏｍｅｄｕｌｌｉｎ ａｎｄ ｃ
ａｌｃｉｔｏｎｉｎ ｇｅｎｅ－ｒｅｌａｔｅｄ ｐｅｐｔｉｄｅ ｏｎ ｃｏｎｔｒａ
ｃｔｉｏｎｓ ｏｆ ｔｈｅ ｒａｔ ａｏｒｔａ ａｎｄ ｐｏｒｃｉｎｅ ｃｏｒｏ
ｎａｒｙ ａｒｔｅｒｙ．Ｂｒ．Ｊ．Ｐｈａｒｍａｃｏｌ．１９９８；１２３：１６４５
－５４．
１７１．Ｖｅｇａ ＡＶ，Ａｖｉｌａ Ｇ．ＣＧＲＰ，ａ ｖａｓｏｄｉｌａｔｏｒ
ｎｅｕｒｏｐｅｐｔｉｄｅ ｔｈａｔ ｓｔｉｍｕｌａｔｅｓ ｎｅｕｒｏｍｕｓｃｕｌ
ａｒ ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ ａｎｄ ＥＣ ｃｏｕｐｌｉｎｇ．Ｃｕｒｒ．Ｖａｓ
ｃ．Ｐｈａｒａｃｏｌ．２０１０；８：３９４－４０３．
１７２．Ｈｉｒａｔａ Ｙ，Ｔａｋａｇｉ Ｙ，Ｔａｋａｔａ Ｓ，ｅｔ ａｌ．Ｃａ
ｌｃｉｔｏｎｉｎ ｇｅｎｅ－ｒｅｌａｔｅｄ ｐｅｐｔｉｄｅ ｒｅｃｅｐｔｏｒ ｉ
ｎ ｃｕｌｔｕｒｅｄ ｖａｓｃｕｌａｒ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ａｎｄ ｅｎ
ｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．Ｂｉｏｐｈｙｓ．Ｒｅｓ．Ｃｏｍｍ
ｕｎ．１９８８；１５１：１１１３－２１．
１７３．Ｗｅｌｌｍａｎ ＧＣ，Ｑｕａｙｌｅ ＪＭ，Ｓｔａｎｄｅｎ ＮＢ．ＡＴＰ
－ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ Ｋ＋ ｃｈａｎｎｅｌ ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｂｙ ｃａｌｃ
ｉｔｏｎｉｎ ｇｅｎｅ－ｒｅｌａｔｅｄ ｐｅｐｔｉｄｅ ａｎｄ ｐｒｏｔｅｉｎ
ｋｉｎａｓｅ Ａ ｉｎ ｐｉｇ ｃｏｒｏｎａｒｙ ａｒｔｅｒｉａｌ ｓｍｏｏｔｈ
ｍｕｓｃｌｅ．Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．１９９８；５０７：１１７－２９．
１７４．Ｇｒａｙ ＤＷ，Ｍａｒｓｈａｌｌ Ｉ．Ｈｕｍａｎ ａｌｐｈａ－ｃａｌｃ
ｉｔｏｎｉｎ ｇｅｎｅ－ｒｅｌａｔｅｄ ｐｅｐｔｉｄｅ ｓｔｉｍｕｌａｔｅｓ ａ
ｄｅｎｙｌａｔｅ ｃｙｃｌａｓｅ ａｎｄ ｇｕａｎｙｌａｔｅ ｃｙｃｌａｓｅ ａ
ｎｄ ｒｅｌａｘｅｓ ｒａｔ ｔｈｏｒａｃｉｃ ａｏｒｔａ ｂｙ ｒｅｌｅａｓｉ
ｎｇ ｎｉｔｒｉｃ ｏｘｉｄｅ．Ｂｒ．Ｊ．Ｐｈａｒｍａｃｏｌ．１９９２；１０７：
６９１－６．
１７５．Ｆｒａｎｃｏ－Ｃｅｒｅｃｅｄａ Ａ．Ｃａｌｃｉｔｏｎｉｎ ｇｅｎｅ－ｒ
ｅｌａｔｅｄ ｐｅｐｔｉｄｅ ａｎｄ ｔａｃｈｙｋｉｎｉｎｓ ｉｎ ｒｅｌａｔｉ
ｏｎ ｔｏ ｌｏｃａｌ ｓｅｎｓｏｒｙ ｃｏｎｔｒｏｌ ｏｆ ｃａｒｄｉａｃ ｃ
ｏｎｔｒａｃｔｉｌｉｔｙ ａｎｄ ｃｏｒｏｎａｒｙ ｖａｓｃｕｌａｒ ｔｏｎｅ．
Ａｃｔａ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．Ｓｃａｎｄ．Ｓｕｐｐｌ．１９８８；５６９：１－６３．
１７６．Ｇｕｌｂｅｎｋｉａｎ Ｓ，Ｓａｅｔｒｕｍ Ｏｐｇａａｒｄ Ｏ，Ｅｋｍａ
ｎ Ｒ，ｅｔ ａｌ．Ｐｅｐｔｉｄｅｒｇｉｃ ｉｎｎｅｒｖａｔｉｏｎ ｏｆ ｈｕｍ
ａｎ ｅｐｉｃａｒｄｉａｌ ｃｏｒｏｎａｒｙ ａｒｔｅｒｉｅｓ．Ｃｉｒｃ．Ｒｅｓ
．１９９３；７３：５７９－８８．
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本発明の範囲は、上に具体的に示され説明されたものによって限定されない。当業者は
、図示された材料、構成、構造、および寸法の例に適した代替物があることを認識するで
あろう。特許および様々な刊行物を含めた多数の参考文献が、本発明の説明において引用
され考察される。そのような参考文献の引用および考察は、単に本発明の説明を明確にす
るために提供されるものであり、いかなる参考文献も本明細書に記載の発明に対する先行
技術であることを認めるものではない。本明細書で引用および考察されたすべての参考文
献は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。本明細書に記載されているものの
変形、修正、および他の実行は、本発明の精神および範囲から逸脱することなく当業者に
思い浮かぶであろう。本発明の特定の実施形態を示し説明したが、本発明の精神および範
囲から逸脱することなく変更および修正を行うことができることは当業者には明らかであ
ろう。前述の説明および添付の図面に記載されている事項は、限定としてではなく、例示
としてのみ提供されている。

Claims (1)

  1. コーティングを有する医療機器であって、前記コーティングが（ｉ）ポリドーパミンと
    、（ｉｉ）ポリエーテル誘導体と、（ｉｉｉ）抗体および／または抗体断片とを含み、前
    記ポリドーパミンが前記ポリエーテル誘導体に共有結合しており、前記ポリエーテル誘導
    体が前記抗体および／または抗体断片に共有結合している、コーティングを有する医療機
    器。
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