JP6018162B2 - 生体浸食性ラップおよびそのための使用 - Google Patents

生体浸食性ラップおよびそのための使用 Download PDF

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ユニバーシティ オブ ピッツバーグ オブ ザ コモンウェルス システム オブ ハイヤー エデュケイション
ユニバーシティ オブ ピッツバーグ オブ ザ コモンウェルス システム オブ ハイヤー エデュケイション
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Description

関連出願の相互参照
本出願は、米国特許法§１１９（ｅ）の下、参照によりその全体が本明細書に組み込ま
れている２００９年１０月２８日に出願された、米国仮特許出願第６１／２５５，６９９
号の利益を主張するものである。
連邦政府の補助金に関する記載
米国政府は、本発明の支払い済みライセンスと、米国国立衛生研究所により与えられた
認可番号第５ Ｒ０１ ＥＢ０００５０３−０４号および第ＨＬ０６９３６８号の条件に
より提供されるような妥当な条件で、特許権者が他者に実施許諾する必要があるという、
限られた状況での権利とを有する。
本発明は一般に、管状グラフトデバイスと、そのようなデバイスを作製する方法とに関
する。詳細には本発明は、管状部材、および管状組織の周辺を巡る制限的繊維マトリック
スを含む、管状グラフトデバイスを提供する。
心筋梗塞および虚血をもたらす冠動脈疾患は、現在のところ、世界各地での罹患および
死亡の一番の原因である。現行の治療の代替例は、経皮経管的血管形成術、ステント術、
および冠動脈バイパス移植術（ＣＡＢＧ）からなる。ＣＡＢＧは、動脈または静脈導管の
いずれかを使用して実施することができ、冠動脈狭窄を根治させるのに最も効果的で最も
広く使用される治療法であり、ほぼ５００，０００の処置が毎年行われている。さらに、
約８０，０００の下肢バイパス手術が毎年行われている。バイパス処置に使用される静脈
導管は、最も頻繁には自原的伏在静脈であり、依然として、これらのバイパス処置を行う
外科医の９５％が選択するグラフトである。アメリカ心臓協会によれば、２００４年には
、２４９，０００人の患者に行われた４２７，０００のバイパス処置があった。これらの
処置の長期にわたる成果は、何カ月から何年にもわたる時間枠で生じる可能性のある、内
膜肥厚（ＩＨ）の結果としてのグラフト血管または吻合部位の閉塞に起因して限定されて
いる。
首尾よく行われる小径の、合成によるまたは組織工学により作製される血管グラフトの
開発は、依然として実現されておらず、動脈グラフト（例えば、内胸、撓骨、または胃大
網動脈）の使用は、これらの血管の短いサイズ、小径、および利用可能性により限定され
ている。それらの広く様々な使用にも関わらず、動脈性静脈グラフト（ＡＶＧ）ができな
いことは、依然として主要な課題であり：ＡＶＧの１２％から２７％が最初の１年で閉塞
するようになり、その後の年次閉塞率は２％から４％である。失敗に終わったＡＶＧを有
する患者は、死亡することになりまたは再手術を必要とする。
ＩＨは、最初の５年以内での全てのＡＶＧの失敗の２０％から４０％に関係する。いく
つかの研究は、ＩＨが、全ての成熟したＡＶＧにおいてある程度まで発症し、これは移植
術に対する静脈の避けられない応答であると見なされることが多いことを解明した。ＩＨ
は、中膜および外膜平滑筋細胞（ＳＭＣ）および筋線維芽細胞の、表現型修飾と、その後
の脱接着と、それらが増殖する内膜への遊走とによって特徴付けられる。多くの場合、こ
の応答は狭窄をもたらす可能性があり、グラフト内の血流を減少させた。ＩＨは、動脈循
環の動的機械環境に静脈が突然曝されることによって開始し得ると考えられる。
バイパスグラフトとして使用される、動脈循環へと置き換えられた静脈セグメントは、
多量の血流および腔内圧力と（Ｐｏｒｔｅｒ Ｋ Ｅ、Ｎｙｄａｈｌ Ｓ、Ｄｕｎｌｏｐ
Ｐ、Ｖａｒｔｙ Ｋ、Ｔｈｒｕｓｈ Ａ Ｊ、およびＬｏｎｄｏｎ Ｎ Ｊ．Ｔｈｅ
ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ ａｎ ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｆｌｏｗ ｍｏｄｅｌ ｏｆ
ｈｕｍａｎ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔ ｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅ
ｒｐｌａｓｉａ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｒｅｓ．１９９６；３１（４）：６０７〜１４
）、周期的壁運動（屈曲、ねじれ、および延伸を含む）とに曝されるが、これは静脈セグ
メントが、ＣＡＢＧの場合に鼓動している心臓に取着されることによる（Ｖｏｒｐ Ｄ
Ａ、Ｓｅｖｅｒｙｎ Ｄ Ａ、Ｓｔｅｅｄ Ｄ Ｌ、およびＷｅｂｓｔｅｒ Ｍ Ｗ．Ａ
ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ ｔｈｅ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｃｙｃｌｉｃ ｔｗ
ｉｓｔ ａｎｄ ｅｘｔｅｎｓｉｏｎ ｏｎ ｐｅｒｆｕｓｅｄ ｖａｓｃｕｌａｒ ｓ
ｅｇｍｅｎｔｓ．Ａｍ Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．１９９６；２７０（２ Ｐｔ ２）：Ｈ７
８７〜９５）。静脈は、動脈よりもさらに薄い壁で覆われておりかつ脆いので、静脈回路
で慣れているような状態よりも、動脈回路では著しくより大きなストレスを経験する。確
かに、ＬｉｕおよびＦｕｎｇは、動脈流を再度確立した直後のＡＶＧでの平均円周方向壁
応力（ＣＷＳ）が、通常の状況下にある静脈の場合の１４０倍になり得ることを示した（
Ｆｕｃｈｓ Ｊ Ｃ、Ｍｉｔｃｈｅｎｅｒ Ｊ Ｓ、およびＨａｇｅｎ Ｐ Ｏ．Ｐｏｓ
ｔｏｐｅｒａｔｉｖｅ ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇｒ
ａｆｔｓ．Ａｎｎ Ｓｕｒｇ．１９７８；１８８（１）：１〜１５）。ＣＷＳのこの劇的
な増加は、ＡＶＧが、動脈圧の下でその最大直径を拡張させることによる。組織は、肥厚
することによって、認識された損傷に応答するが、これは応力を静脈レベルに戻そうとし
ていると考えられる。しかし、この応答は制御されず、過度に補償することにより、静脈
セグメントの所望の肥厚または「動脈化」の代わりに狭窄に至る可能性がある。
ＡＶＧによる過形成応答は、ＡＶＧが動脈の生体力学的環境に突然曝される結果生じる
「細胞性ショック」の、直接的な結果であることが示唆されている（Ａｎｇｅｌｉｎｉ
Ｇ Ｄら、Ｄｉｓｔｅｎｔｉｏｎ ｐｒｏｍｏｔｅｓ ｐｌａｔｅｌｅｔ ａｎｄ ｌｅ
ｕｋｏｃｙｔｅ ａｄｈｅｓｉｏｎ ａｎｄ ｒｅｄｕｃｅｓ ｓｈｏｒｔ−ｔｅｒｍ
ｐａｔｅｎｃｙ ｉｎ ｐｉｇ ａｒｔｅｒｉｏｖｅｎｏｕｓ ｂｙｐａｓｓ ｇｒａｆ
ｔｓ．Ｊ Ｔｈｏｒａｃ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９９０；９９（３）：４
３３〜９；Ｃａｍｐｂｅｌｌ Ｐ Ａら、Ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ ｆｏｒ ａｒｔｅｒ
ｉａｌ ｒｅｐａｉｒ：Ｔｈｅｉｒ ｓｕｃｃｅｓｓ ａｎｄ ｒｅａｓｏｎｓ ｆｏｒ
ｆａｉｌｕｒｅ．Ａｎｎ Ｒ Ｃｏｌｌ Ｓｕｒｇ Ｅｎｇｌ．１９８１；６３（４）
：２５７〜６０；Ｃａｍｐｅａｕ Ｌ Ｌ Ｊら、Ｎａｔｕｒａｌ ｈｉｓｔｏｒｙ ｏ
ｆ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ａｏｒｔｏｃｏｒｏｎａｒｙ ｂｙｐａｓｓ ｇｒ
ａｆｔｓ．Ｍｏｄ Ｃｏｎｃｅｐｔｓ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｄｉｓ．１９８４；５３
：５９〜６３；Ｆｕｃｈｓ Ｊ Ｃ、Ｍｉｔｃｈｅｎｅｒ Ｊ Ｓ、およびＨａｇｅｎ
Ｐ Ｏ．Ｐｏｓｔｏｐｅｒａｔｉｖｅ ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ
ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ａｎｎ Ｓｕｒｇ．１９７８；１８８（１）：１〜１５；Ｈｕ
ｙｎｈ Ｔ Ｔら、Ａｌｔｅｒａｔｉｏｎｓ ｉｎ ｗａｌｌ ｔｅｎｓｉｏｎ ａｎｄ
ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ ｍｏｄｕｌａｔｅ ｔｙｒｏｓｉｎｅ ｋｉｎａｓｅ ｓ
ｉｇｎａｌｉｎｇ ａｎｄ ｗａｌｌ ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ ｉｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅ
ｎｔａｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９９９；２９（２）：
３３４〜４４；Ｌｉｕ Ｓ Ｑら、Ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ ｔｈｅ ｏｒｇａｎｉｚａｔ
ｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｉｎ ｒａｔ ｖｅ
ｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ａｎｎ Ｂｉｏｍｅｄ Ｅｎｇ．１９９８；２６（１）：８６〜９
５；Ｒａｍｏｓ Ｊ Ｒら、Ｈｉｓｔｏｌｏｇｉｃ ｆａｔｅ ａｎｄ ｅｎｄｏｔｈｅ
ｌｉａｌ ｃｈａｎｇｅｓ ｏｆ ｄｉｓｔｅｎｄｅｄ ａｎｄ ｎｏｎｄｉｓｔｅｎｄ
ｅｄ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ａｎｎ Ｓｕｒｇ．１９７６；１８３（３）：２０５〜
２８；Ｒｅｓｎｉｃｋ Ｎ およびＧｉｍｂｒｏｎｅ Ｍ Ａ．Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ
ｆｏｒｃｅｓ ａｒｅ ｃｏｍｐｌｅｘ ｒｅｇｕｌａｔｏｒｓ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈ
ｅｌｉａｌ ｇｅｎｅ ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ．Ｔｈｅ Ｆａｓｅｂ Ｊ．１９９５；９
（１０）：８７４〜８２；Ｓｕｍｐｉｏ Ｂ．Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｆｏｒｃｅｓ
ａｎｄ ｖａｓｃｕｌａｒ ｃｅｌｌ ｂｉｏｌｏｇｙ．Ａｕｓｔｉｎ：Ｒ．Ｇ．Ｌａｎ
ｄｅｓ Ｃｏｍｐａｎｙ．１９９３；Ｓｚｉｌａｇｙｉ Ｄ Ｅら、Ｂｉｏｌｏｇｉｃ
ｆａｔｅ ｏｆ ａｕｔｏｇｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｉｍｐｌａｎｔｓ ａｓ ａｒｔｅ
ｒｉａｌ ｓｕｂｓｔｉｔｕｔｅｓ：Ｃｌｉｎｉｃａｌ、ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｉｃ ａ
ｎｄ ｈｉｓｔｏｐａｔｈｏｌｏｇｉｃ ｏｂｓｅｒｖａｔｉｏｎｓ ｉｎ ｆｅｍｏｒ
ｏ−ｐｏｐｌｉｔｅａｌ ｏｐｅｒａｔｉｏｎｓ ｆｏｒ ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒｏｓ
ｉｓ．Ａｎｎ Ｓｕｒｇ．１９７３；１７８（３）：２３２〜４６；およびＺｗｏｌａｋ
Ｒ Ｍら、Ｋｉｎｅｔｉｃｓ ｏｆ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ
：Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ｔａｎｇｅｎｔｉａｌ ｓｔｒｅｓｓ．Ｊｏｕｒ
ｎａｌ ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ：Ｏｆｆｉｃｉａｌ Ｐｕｂｌｉｃａ
ｔｉｏｎ、ｔｈｅ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｆｏｒ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ ［ａ
ｎｄ］ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｆｏｒ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ
ｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ、Ｎｏｒｔｈ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｈａｐｔｅｒ．１９８７
；５（１）：１２６〜３６）。外部構造支持体（またはシース）を付加することによって
ＡＶＧの急な拡張を防止することにより、静脈グラフトの開存度が改善されるように見え
る（Ｈｕｙｎｈ Ｔ Ｔら、Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９９９；２９（２）：３３４〜
４４；Ｃａｂｒｅｒａ Ｆｉｓｃｈｅｒ Ｅ Ｉら、Ｒｅｄｕｃｅｄ ｅｌａｓｔｉｃ
ｍｉｓｍａｔｃｈ ａｃｈｉｅｖｅｄ ｂｙ ｉｎｔｅｒｐｏｓｉｎｇ ｖｅｉｎ ｃｕ
ｆｆ ｉｎ ｅｘｐａｎｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｆ
ｅｍｏｒａｌ ｂｙｐａｓｓ ｄｅｃｒｅａｓｅｓ ｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａ
ｓｉａ．Ａｒｔｉｆ Ｏｒｇａｎｓ．２００５；２９（２）：１２２〜３０；Ｄｕｃａｓ
ｓｅ Ｅら、Ｉｎｔｅｒｐｏｓｉｔｉｏｎ ｖｅｉｎ ｃｕｆｆ ａｎｄ ｉｎｔｉｍａ
ｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ：Ａｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｓｔｕｄｙ．Ｅｕｒ
Ｊ Ｖａｓｃ Ｅｎｄｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００４；２７（６）：６１７〜２１；Ｈ
ｕｙｎｈ Ｔ Ｔら、Ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｕｐｐｏｒｔ ｍｏｄｕｌａｔｅｓ ｇ ｐ
ｒｏｔｅｉｎ ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ａｎｄ ｒｅｃｅｐｔｏｒ ｃｏｕｐｌｉｎｇ
ｉｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｓｕｒｇｅｒｙ．１９９９
；１２６（２）：１２７〜３４；Ｊｅｒｅｍｙ Ｊ Ｙら、Ａ ｂｉｏａｂｓｏｒｂａｂ
ｌｅ（ｐｏｌｙｇｌａｃｔｉｎ）、ｎｏｎｒｅｓｔｒｉｃｔｉｖｅ、ｅｘｔｅｒｎａｌ
ｓｈｅａｔｈ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｐｏｒｃｉｎｅ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇ
ｒａｆｔ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ．Ｊ Ｔｈｏｒａｃ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ
．２００４；１２７（６）：１７６６〜７２；Ｋａｒａｙａｎｎａｃｏｓ Ｐ Ｅら、Ｌ
ａｔｅ ｆａｉｌｕｒｅ ｉｎ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ：Ｍｅｄｉａｔｉｎｇ ｆａｃ
ｔｏｒｓ ｉｎ ｓｕｂｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｆｉｂｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ ｈｙｐ
ｅｒｐｌａｓｉａ．Ａｎｎ Ｓｕｒｇ．１９７８；１８７（２）：１８３〜８；Ｋｏｈｌ
ｅｒ Ｔ Ｒら、Ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｒｉｇｉｄ ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｕｐ
ｐｏｒｔ ｏｎ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔ ａｄａｐｔａｔｉｏｎ ｔｏ ｔｈｅ ａｒｔ
ｅｒｉａｌ ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９８９；９（２）：
２７７〜８５；Ｌｉｕ Ｓ Ｑら、Ｐａｒｔｉａｌ ｐｒｅｖｅｎｔｉｏｎ ｏｆ ｍｏ
ｎｏｃｙｔｅ ａｎｄ ｇｒａｎｕｌｏｃｙｔｅ ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｉｎ ｅｘｐ
ｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ ｂｙ ｕｓｉｎｇ ａ ｂｉｏｍｅｃｈ
ａｎｉｃａｌ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｐｐｒｏａｃｈ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ．１９
９９；３２（１１）：１１６５〜７５；Ｌｉｕ Ｓ Ｑら、Ａ ｐｏｓｓｉｂｌｅ ｒｏ
ｌｅ ｏｆ ｉｎｉｔｉａｌ ｃｅｌｌ ｄｅａｔｈ ｄｕｅ ｔｏ ｍｅｃｈａｎｉｃ
ａｌ ｓｔｒｅｔｃｈ ｉｎ ｔｈｅ ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｕｂｓｅｑｕｅ
ｎｔ ｃｅｌｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ ｉｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｖｅ
ｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｂｉｏｍｅｃｈ Ｍｏｄｅｌ Ｍｅｃｈａｎｏｂｉｏｌ．２００２
；１（１）：１７〜２７；Ｍｅｈｔａ Ｄら、Ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｔｅｎｔｉｎｇ ｒ
ｅｄｕｃｅｓ ｌｏｎｇ−ｔｅｒｍ ｍｅｄｉａｌ ａｎｄ ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ ｔ
ｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ａｎｄ ｐｌａｔｅｌｅｔ ｄｅｒｉｖｅｄ ｇｒｏｗｔｈ ｆａ
ｃｔｏｒ ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ｉｎ ａ ｐｉｇ ｍｏｄｅｌ ｏｆ ａｒｔｅｒｉ
ｏｖｅｎｏｕｓ ｂｙｐａｓｓ ｇｒａｆｔｉｎｇ．Ｎａｔ．Ｍｅｄ．１９９８；４（２
）：２３５〜９；Ｐａｒｓｏｎｎｅｔ Ｖら、Ｎｅｗ ｓｔｅｎｔ ｆｏｒ ｓｕｐｐｏ
ｒｔ ｏｆ ｖｅｉｎｓ ｉｎ ａｒｔｅｒｉａｌ ｇｒａｆｔｓ．Ａｒｃｈ Ｓｕｒｇ
．１９６３；８７：６９６〜７０２；Ｖｉｊａｙａｎ Ｖら、Ｌｏｎｇ−ｔｅｒｍ ｒｅ
ｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｍｅｄｉａｌ ａｎｄ ｉｎｔｉｍａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ
ｉｎ ｐｏｒｃｉｎｅ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ ｗｉｔｈ ａ
ｐｏｌｙｇｌａｃｔｉｎ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｈｅａ
ｔｈ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００４；４０（５）：１０１１〜９；およびＶｉｊａ
ｙａｎ Ｖら、Ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｕｐｐｏｒｔｓ ａｎｄ ｔｈｅ ｐｒｅｖｅｎｔ
ｉｏｎ ｏｆ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｉｎ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔ
ｓ．Ｅｕｒ Ｊ Ｖａｓｃ Ｅｎｄｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００２；２４（１）：１３
〜２２）。しかし、１つまたは複数の基本的な制限により、これらの以前からの手法は、
ＡＶＧ開存度を改善するための臨床的に実現可能な手段をもたらさなかった。これらの以
前からの手法の全ては、生体耐久性がありかつ／または緩い、外膜上に配置されたラップ
／シースを利用した。
内膜肥厚の発症における生体力学の役割
ＩＨは、典型的には内膜の細胞の数および／またはサイズが大きい結果、血管の内層の
厚さが増加し、その後、これらの細胞により大量のＥＣＭが沈着することによって定めら
れる。この応答に寄与する細胞は、主に中膜および外膜由来のＳＭＣである。ＩＨは、動
脈管の閉鎖の場合のように発症中に生理学的に、かつ血管損傷の結果として病理学的に生
じる。ＡＶＧ ＩＨは、動脈循環の動的機械環境に静脈が突然曝されることによって開始
され得ると考えられる（Ｄｏｂｒｉｎ Ｐ Ｂ、Ｌｉｔｔｏｏｙ Ｆ Ｎ、およびＥｎｄ
ｅａｎ Ｅ Ｄ．Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｆａｃｔｏｒｓ ｐｒｅｄｉｓｐｏｓｉｎｇ
ｔｏ ｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ａｎｄ ｍｅｄｉａｌ ｔｈｉｃｋｅ
ｎｉｎｇ ｉｎ ａｕｔｏｇｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｓｕｒｇｅｒｙ．１
９８９；１０５（３）：３９３〜４００）。しかし、高レベルのＣＷＳがＩＨ形成を促進
させることが示されているが（Ｈｕｙｎｈ Ｔ Ｔ、Ｄａｖｉｅｓ Ｍ Ｇ、Ｔｒｏｖａ
ｔｏ Ｍ Ｊ、Ｓｖｅｎｄｓｅｎ Ｅ、およびＨａｇｅｎ Ｐ Ｏ．Ａｌｔｅｒａｔｉｏ
ｎｓ ｉｎ ｗａｌｌ ｔｅｎｓｉｏｎ ａｎｄ ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ ｍｏｄｕ
ｌａｔｅ ｔｙｒｏｓｉｎｅ ｋｉｎａｓｅ ｓｉｇｎａｌｉｎｇ ａｎｄ ｗａｌｌ
ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ ｉｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｊ
Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９９９；２９（２）：３３４〜４４と、Ｇｕｓｉｃ Ｒ Ｊ、
Ｍｙｕｎｇ Ｒ、Ｐｅｔｋｏ Ｍ、Ｇａｙｎｏｒ Ｊ Ｗ、およびＧｏｏｃｈ Ｋ Ｊ．
Ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ ａｎｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｍｏｄｕｌａｔｅ ｓａｐｈｅ
ｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ ｅｘ ｖｉｖｏ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ．２
００５；３８（９）：１７６０〜９）、高レベルの剪断応力がそれを調整する傾向にある
（Ｈｕｙｎｈ Ｔ Ｔ、Ｄａｖｉｅｓ Ｍ Ｇ、Ｔｒｏｖａｔｏ Ｍ Ｊ、Ｓｖｅｎｄｓ
ｅｎ Ｅ、およびＨａｇｅｎ Ｐ Ｏ．Ａｌｔｅｒａｔｉｏｎｓ ｉｎ ｗａｌｌ ｔｅ
ｎｓｉｏｎ ａｎｄ ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ ｍｏｄｕｌａｔｅ ｔｙｒｏｓｉｎｅ
ｋｉｎａｓｅ ｓｉｇｎａｌｉｎｇ ａｎｄ ｗａｌｌ ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ ｉｎ
ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９
９９；２９（２）：３３４〜４４；Ｇｕｓｉｃ Ｒ Ｊ、Ｍｙｕｎｇ Ｒ、Ｐｅｔｋｏ
Ｍ、Ｇａｙｎｏｒ Ｊ Ｗ、およびＧｏｏｃｈ Ｋ Ｊ．Ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ ａ
ｎｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｍｏｄｕｌａｔｅ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｒｅｍｏ
ｄｅｌｉｎｇ ｅｘ ｖｉｖｏ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ．２００５；３８（９）：１７６０
〜９；Ｇｏｌｄｍａｎ Ｊ、Ｚｈｏｎｇ Ｌ、およびＬｉｕ Ｓ Ｑ．Ｎｅｇａｔｉｖｅ
ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｖａｓｃｕｌａｒ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅ
ｌｌ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ｂｙ ｂｌｏｏｄ ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ．Ａｍ Ｊ
Ｐｈｙｓｉｏｌ Ｈｅａｒｔ Ｃｉｒｃ Ｐｈｙｓｉｏｌ．２００６；Ｊｉａｎｇ Ｚ、
Ｂｅｒｃｅｌｉ Ｓ Ａ、Ｐｆａｈｎｌ Ｃ Ｌ、Ｗｕ Ｌ、Ｇｏｌｄｍａｎ Ｄ、Ｔａ
ｏ Ｍ、Ｋａｇａｙａｍａ Ｍ、Ｍａｔｓｕｋａｗａ Ａ、およびＯｚａｋｉ Ｃ Ｋ．
Ｗａｌｌ ｓｈｅａｒ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｃｙｔｏｋｉｎｅｓ ｉｎ ｅａ
ｒｌｙ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００４；４０（２）：３
４５〜５０；Ｊｉａｎｇ Ｚ、Ｗｕ Ｌ、Ｍｉｌｌｅｒ Ｂ Ｌ、Ｇｏｌｄｍａｎ Ｄ
Ｒ、Ｆｅｒｎａｎｄｅｚ Ｃ Ｍ、Ａｂｏｕｈａｍｚｅ Ｚ Ｓ、Ｏｚａｋｉ Ｃ Ｋ、
およびＢｅｒｃｅｌｉ Ｓ Ａ．Ａ ｎｏｖｅｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔ ｍｏｄｅｌ：
Ａｄａｐｔａｔｉｏｎ ｔｏ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｆｌｏｗ ｅｎｖｉｒｏｎｍ
ｅｎｔｓ．Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ．Ｈｅａｒ
ｔ ａｎｄ Ｃｉｒｃｕｌａｔｏｒｙ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ．２００４；２８６（１）
：Ｈ２４０〜５；およびＭｏｒｉｎａｇａ Ｋ、Ｏｋａｄｏｍｅ Ｋ、Ｋｕｒｏｋｉ Ｍ
、Ｍｉｙａｚａｋｉ Ｔ、Ｍｕｔｏ Ｙ、およびＩｎｏｋｕｃｈｉ Ｋ．Ｅｆｆｅｃｔ
ｏｆ ｗａｌｌ ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ ｏｎ ｉｎｔｉｍａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉ
ｎｇ ｏｆ ａｒｔｅｒｉａｌｌｙ ｔｒａｎｓｐｌａｎｔｅｄ ａｕｔｏｇｅｎｏｕｓ
ｖｅｉｎｓ ｉｎ ｄｏｇｓ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９８５；２（３）：４３０
〜３）。ＡＶＧによって反対の過形成応答を引き起こすように見えるこれら２つの生体力
学的要因は、Ｄｏｂｒｉｎらによって慎重に調査され、高い円周方向延伸は、その防止の
際の高い剪断応力よりも、内膜肥厚の促進の際にさらに有意な役割を演じることを示した
（Ｄｏｂｒｉｎ Ｐ Ｂ、Ｌｉｔｔｏｏｙ Ｆ Ｎ、およびＥｎｄｅａｎ Ｅ Ｄ．Ｍｅ
ｃｈａｎｉｃａｌ ｆａｃｔｏｒｓ ｐｒｅｄｉｓｐｏｓｉｎｇ ｔｏ ｉｎｔｉｍａｌ
ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ａｎｄ ｍｅｄｉａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ｉｎ ａｕ
ｔｏｇｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｓｕｒｇｅｒｙ．１９８９；１０５（３）
：３９３〜４００）。この研究に刺激を与える別の調査では、Ｚｗｏｌａｋらが、ＡＶＧ
の動脈化における生体力学的壁応力の規制的役割を示唆した（Ｚｗｏｌａｋ Ｒ Ｍ、Ａ
ｄａｍｓ Ｍ Ｃ、およびＣｌｏｗｅｓ Ａ Ｗ．Ｋｉｎｅｔｉｃｓ ｏｆ ｖｅｉｎ
ｇｒａｆｔ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ：Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ｔａｎｇｅ
ｎｔｉａｌ ｓｔｒｅｓｓ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ
：Ｏｆｆｉｃｉａｌ Ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ、ｔｈｅ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｆｏｒ Ｖａ
ｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ ［ａｎｄ］ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｏｃｉｅ
ｔｙ Ｆｏｒ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ、Ｎｏｒｔｈ Ａｍｅｒ
ｉｃａｎ Ｃｈａｐｔｅｒ．１９８７；５（１）：１２６〜３６）。Ｊｉａｎｇらは、高
い壁剪断応力が、壁の張力の増加がない状態でＡＶＧでの過形成応答を低下させることを
実証した（Ｊｉａｎｇ Ｚ、Ｗｕ Ｌ、Ｍｉｌｌｅｒ Ｂ Ｌ、Ｇｏｌｄｍａｎ Ｄ Ｒ
、Ｆｅｒｎａｎｄｅｚ Ｃ Ｍ、Ａｂｏｕｈａｍｚｅ Ｚ Ｓ、Ｏｚａｋｉ Ｃ Ｋ、お
よびＢｅｒｃｅｌｉ Ｓ Ａ．Ａ ｎｏｖｅｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔ ｍｏｄｅｌ：Ａ
ｄａｐｔａｔｉｏｎ ｔｏ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｆｌｏｗ ｅｎｖｉｒｏｎｍｅ
ｎｔｓ．Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ．Ｈｅａｒｔ
ａｎｄ Ｃｉｒｃｕｌａｔｏｒｙ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ．２００４；２８６（１）：
Ｈ２４０〜５）。Ｌｉｕらによるｉｎ ｖｉｖｏ研究は、ＡＶＧにおけるＣＷＳのレベル
を低下させることにより、永続的なポリテトラフルオロエチレン・シースの留置を介して
、過形成応答を低減させることができることを示した（Ｃａｂｒｅｒａ Ｆｉｓｃｈｅｒ
Ｅ Ｉ、Ｂｉａ Ｓａｎｔａｎａ Ｄ、Ｃａｓｓａｎｅｌｌｏ Ｇ Ｌ、Ｚｏｃａｌｏ
Ｙ、Ｃｒａｗｆｏｒｄ Ｅ Ｖ、Ｃａｓａｓ Ｒ Ｆ、およびＡｒｍｅｎｔａｎｏ Ｒ
Ｌ．Ｒｅｄｕｃｅｄ ｅｌａｓｔｉｃ ｍｉｓｍａｔｃｈ ａｃｈｉｅｖｅｄ ｂｙ
ｉｎｔｅｒｐｏｓｉｎｇ ｖｅｉｎ ｃｕｆｆ ｉｎ ｅｘｐａｎｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅ
ｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｆｅｍｏｒａｌ ｂｙｐａｓｓ ｄｅｃｒｅａｓ
ｅｓ ｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ．Ａｒｔｉｆ Ｏｒｇａｎｓ．２００５
；２９（２）：１２２〜３０；Ｌｉｕ Ｓ Ｑ、Ｍｏｏｒｅ Ｍ Ｍ、Ｇｌｕｃｋｓｂｅ
ｒｇ Ｍ Ｒ、Ｍｏｃｋｒｏｓ Ｌ Ｆ、Ｇｒｏｔｂｅｒｇ Ｊ Ｂ、およびＭｏｋ Ａ
Ｐ．Ｐａｒｔｉａｌ ｐｒｅｖｅｎｔｉｏｎ ｏｆ ｍｏｎｏｃｙｔｅ ａｎｄ ｇｒ
ａｎｕｌｏｃｙｔｅ ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｉｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｖｅｉ
ｎ ｇｒａｆｔｓ ｂｙ ｕｓｉｎｇ ａ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｅｎｇｉｎｅ
ｅｒｉｎｇ ａｐｐｒｏａｃｈ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ．１９９９；３２（１１）：１１６
５〜７５；およびＬｉｕ Ｓ Ｑ、Ｒｕａｎ Ｙ Ｙ、Ｔａｎｇ Ｄ、Ｌｉ Ｙ Ｃ、Ｇ
ｏｌｄｍａｎ Ｊ、およびＺｈｏｎｇ Ｌ．Ａ ｐｏｓｓｉｂｌｅ ｒｏｌｅ ｏｆ ｉ
ｎｉｔｉａｌ ｃｅｌｌ ｄｅａｔｈ ｄｕｅ ｔｏ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｒｅ
ｔｃｈ ｉｎ ｔｈｅ ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｕｂｓｅｑｕｅｎｔ ｃｅｌｌ
ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ ｉｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆ
ｔｓ．Ｂｉｏｍｅｃｈ Ｍｏｄｅｌ Ｍｅｃｈａｎｏｂｉｏｌ．２００２；１（１）：１
７〜２７）。これらの以前からの研究では、ＡＶＧの生体力学的環境がＩＨの発症におい
て有意な役割を演じることが明らかである。特に、ＣＷＳはＩＨの形成を規制するようで
あり、この制御は、この研究で記述される手法の焦点であった。
内膜肥厚に関連した分子および細胞プロセス
損傷が静脈により認識されると、過形成応答が開始状態になり、この応答は５つの異な
る、しかし相互に関連した細胞プロセスであると記述することができる：１）増殖能の低
い収縮および静止状態から、増殖能の高い合成状態への、外膜および中膜ＳＭＣの表現型
修飾；２）ＳＭＣの脱接着、またはその他の細胞およびＥＣＭとの接着斑の変更；３）細
胞をＥＣＭに沿って「歩かせる」接着斑の選択的再構成を必要とする、外層から基底膜を
経て内膜に至るＳＭＣの遊走；４）増殖；および５）コラーゲン、エラスチン、フィブロ
ネクチンなど、ならびに様々なマトリックスメタロプロテイナーゼ（ＭＭＰ）などのマト
リックス分解酵素を分泌する合成ＳＭＣによって引き起こされたＥＣＭ組成物の変化を反
映する、組織のリモデリング。ＡＶＧ ＩＨの開始事象を阻害するために、おそらく、こ
れら５つのプロセスのそれぞれを考慮しなければならない。ＩＨに関連した事象の連鎖を
示す概略図を、図１に示す。
表現型修飾
ＳＭＣ表現型修飾は、ＩＨの病因で突出した特徴である。変性ＳＭＣが豊富なプラーク
が、移植後第２週目程度に早い時期に内膜で見出された。完全分化した生体ＳＭＣは、低
い増殖およびアポトーシス速度によって実証されるように、低い代謝回転を示した。しか
し、動脈損傷後４８時間で、ＳＭＣの１５〜４０％が有糸分裂していた。機能性における
この突然のシフトは、ＳＭＣが完全合成から完全収縮にまで及ぶある範囲の表現型で存在
することができるという事実に関係する。合成ＳＭＣは、調節シグナルおよびサイトカイ
ンに応答し、ＥＣＭの代謝回転ならびに成長因子の生産が可能である。一方、収縮性ＳＭ
Ｃは、血管運動シグナルに応答し、血管緊張度を制御する。ＡＶＧは、合成ＳＭＣの遊走
および増殖によって、また脱分化型ＳＭＣの長時間にわたる存在下、Ｉ型コラーゲン生産
を含めたその後の持続的なＥＣＭの蓄積によって、最初の２カ月以内で新生内膜形成を示
す。
ＳＭＣの表現型状態は、周期的な延伸がｉｎ ｖｉｔｒｏでの増殖およびｈ−カルデス
モン発現の基質依存的変化を誘発させるという観察によって実証されるように、少なくと
も部分的には機械的な力によって調節される。ｉｎ ｖｉｖｏ研究は、ＳＭＣの表現型に
おける機械的損傷の重要性も示した。中膜に対するバルーン膨張損傷は、ＳＣＭによって
ＥＣＭ合成を促進させ、それと共にαアクチン含量を減少させることを示した。いくつか
の報告は、動脈循環に移送された静脈の新生内膜ＳＭＣの表現型修飾を示し、これは、静
脈から動脈の環境への変化によって表現型修飾が誘発されたという概念を裏付けている。
他の証拠は、例えば周期的な延伸が、培養されたラット門脈でＳＭＣの収縮機能を維持す
るのに必要であることが見出された、ｅｘ ｖｉｖｏ器官培養研究から得られる。Ｇｏｌ
ｄｍａｎらは、ラット大静脈を動脈圧に曝し（Ｇｏｌｄｍａｎ Ｊ、Ｚｈｏｎｇ Ｌ、お
よびＬｉｕ Ｓ Ｑ．Ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ ｏｆ ａｌｐｈａ−ａｃｔｉｎ ｆｉｌ
ａｍｅｎｔｓ ｉｎ ｖｅｎｏｕｓ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｉｎ
ｒｅｓｐｏｎｓｅ ｔｏ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｒｅｔｃｈ．Ａｍｅｒｉｃａｎ
Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ．Ｈｅａｒｔ ａｎｄ Ｃｉｒｃｕｌａｔ
ｏｒｙ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ．２００３；２８４（５）：Ｈ１８３９〜４７）、その結
果、中間円周方向歪みが大幅に増大し、ＳＭＣ線維状アクチンの被覆範囲が付随的に縮小
した。明らかに、静脈移植に関連した機械的環境の変化は、おそらくはＩＨの発症に寄与
する壁在性ＳＭＣの表現型修飾をもたらす可能性がある。
合成表現型の指標には、多量のゴルジ複合体および粗面小胞体と、少量の線維状アクチ
ンとの存在が含まれる。収縮表現型は、スムーセリン、ｈ−カルデスモン、平滑筋ミオシ
ン重鎖、および大量の線維状アクチンなどの収縮タンパク質の発現によって示される、無
傷の収縮装置の存在によって示される。
脱接着および遊走
細胞の脱接着は、ＩＨカスケードにおける初期の応答の１つである。このプロセスは、
接着斑および張力線維を有する強力な接着状態から、拡散した細胞形状を維持した状態で
の接着斑および張力線維の再構築により特徴付けられるさらに弱い接着性の状態への、Ｅ
ＣＭに対する細胞の接着の変更を指す。ＳＭＣ脱接着は、当然ながら、新生内膜形成に寄
与することになるＳＭＣ遊走および増殖を可能にすることになる。
細胞接着の制御に関与する多くの重要なタンパク質があるが、本発明者らは、本発明者
らの関心を、細胞マトリックス相互作用のアダプターおよびモジュレーターとして機能す
るマトリックス細胞タンパク質（Ｂｏｒｎｓｔｅｉｎ Ｐ．Ｄｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ
ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｉｓ ｉｎｈｅｒｅｎｔ ｉｎ ｍａｔｒｉｃｅｌｌｕｌａｒ ｐｒ
ｏｔｅｉｎｓ：Ａｎ ａｐｐｒａｉｓａｌ ｏｆ ｔｈｒｏｍｂｏｓｐｏｎｄｉｎ １．
Ｊ．Ｃｅｌｌ Ｂｉｏｌ．１９９５；１３０（３）：５０３〜６と、Ｓａｇｅ Ｅ Ｈお
よびＢｏｒｎｓｔｅｉｎ Ｐ．Ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｐｒｏｔｅｉｎｓ ｔｈａ
ｔ ｍｏｄｕｌａｔｅ ｃｅｌｌ−ｍａｔｒｉｘ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ．Ｓｐａｒ
ｃ，ｔｅｎａｓｃｉｎ，ａｎｄ ｔｈｒｏｍｂｏｓｐｏｎｄｉｎ．Ｔｈｅ Ｊｏｕｒｎａ
ｌ ｏｆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ．１９９１；２６６（２３）：１
４８３１〜４）と、細胞接着斑部位に局在化したことが示された細胞内接着タンパク質（
Ｎｉｋｏｌｏｐｏｕｌｏｓ Ｓ ＮおよびＴｕｒｎｅｒ Ｃ Ｅ．Ｉｎｔｅｇｒｉｎ−ｌ
ｉｎｋｅｄ ｋｉｎａｓｅ（ｉｌｋ）ｂｉｎｄｉｎｇ ｔｏ ｐａｘｉｌｌｉｎ ｌｄｌ
ｍｏｔｉｆ ｒｅｇｕｌａｔｅｓ ｉｌｋ ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ｔｏ ｆｏｃ
ａｌ ａｄｈｅｓｉｏｎｓ．Ｔｈｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｃ
ｈｅｍｉｓｔｒｙ．２００１；２７６（２６）：２３４９９〜５０５と、Ｔｕ Ｙ、Ｗｕ
Ｓ、Ｓｈｉ Ｘ、Ｃｈｅｎ Ｋ、およびＷｕ Ｃ．Ｍｉｇｆｉｌｉｎ ａｎｄ ｍｉｇ
−２ ｌｉｎｋ ｆｏｃａｌ ａｄｈｅｓｉｏｎｓ ｔｏ ｆｉｌａｍｉｎ ａｎｄ ｔ
ｈｅ ａｃｔｉｎ ｃｙｔｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ａｎｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｉｎ ｃｅ
ｌｌ ｓｈａｐｅ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ．Ｃｅｌｌ．２００３；１１３：３７〜４７）
とに絞った。テネイシン（ＴＮ−Ｃ）、トロンボスポンジン１，２（ＴＳＰ）、および酸
性でありシステインに富む分泌タンパク質（ＳＰＡＲＣ）は、発症および細胞損傷中に高
度に制御された発現を示すマトリックス細胞タンパク質である（Ｍｕｒｐｈｙ＿Ｕｌｌｒ
ｉｃｈ Ｊ Ｅ．Ｔｈｅ ｄｅ−ａｄｈｅｓｉｖｅ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｏｆ ｍａｔｒ
ｉｃｅｌｌｕｌａｒ ｐｒｏｔｅｉｎｓ：Ｉｓ ｉｎｔｅｒｍｅｄｉａｔｅ ｃｅｌｌ
ａｄｈｅｓｉｏｎ ａｎ ａｄａｐｔｉｖｅ ｓｔａｔｅ？ Ｊ Ｃｌｉｎ Ｉｎｖｅｓ
ｔ．２００１；１０７（７）：７８５〜９０）。マイトジェン誘導性遺伝子２（Ｍｉｇ−
２）およびインテグリン結合キナーゼ（ＩＬＫ）は、細胞形状修飾（Ｎｉｋｏｌｏｐｏｕ
ｌｏｓ Ｓ ＮおよびＴｕｒｎｅｒ Ｃ Ｅ．Ｉｎｔｅｇｒｉｎ−ｌｉｎｋｅｄ ｋｉｎ
ａｓｅ（ＩＬＫ）ｂｉｎｄｉｎｇ ｔｏ ｐａｘｉｌｌｉｎ ｌｄｌ ｍｏｔｉｆ ｒｅ
ｇｕｌａｔｅｓ ｉｌｋ ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ｔｏ ｆｏｃａｌ ａｄｈｅｓｉ
ｏｎｓ．Ｔｈｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ．
２００１；２７６（２６）：２３４９９〜５０５と、Ｔｕ Ｙ、Ｗｕ Ｓ、Ｓｈｉ Ｘ、
Ｃｈｅｎ Ｋ、およびＷｕ Ｃ．Ｍｉｇｆｉｌｉｎ ａｎｄ Ｍｉｇ−２ ｌｉｎｋ ｆ
ｏｃａｌ ａｄｈｅｓｉｏｎｓ ｔｏ ｆｉｌａｍｉｎ ａｎｄ ｔｈｅ ａｃｔｉｎ
ｃｙｔｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ａｎｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｉｎ ｃｅｌｌ ｓｈａｐｅ
ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ．Ｃｅｌｌ．２００３；１１３：３７〜４７）およびインテグリン
媒介型シグナル伝達（Ｗｕ ＣおよびＤｅｄｈａｒ Ｓ．Ｉｎｔｅｇｒｉｎ−ｌｉｎｋｅ
ｄ ｋｉｎａｓｅ（ＩＬＫ） ａｎｄ ｉｔｓ ｉｎｔｅｒａｃｔｏｒｓ：Ａ ｎｅｗ
ｐａｒａｄｉｇｍ ｆｏｒ ｔｈｅ ｃｏｕｐｌｉｎｇ ｏｆ ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌ
ａｒ ｍａｔｒｉｘ ｔｏ ａｃｔｉｎ ｃｙｔｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ａｎｄ ｓｉｇｎ
ａｌｉｎｇ ｃｏｍｐｌｅｘｅｓ．Ｊ．Ｃｅｌｌ Ｂｉｏｌ．２００１；１５５（４）：
５０５〜１０）にそれぞれ関与している細胞内タンパク質である。細胞骨格および接着斑
に対するＴＮ−Ｃ、ＴＳＰ、およびＳＰＡＲＣの作用は、基本的に区別できない（Ｇｒｅ
ｅｎｗｏｏｄ Ｊ Ａ、Ｔｈｅｉｂｅｒｔ Ａ Ｂ、Ｐｒｅｓｔｗｉｃｈ Ｇ Ｄ、およ
びＭｕｒｐｈｙ＿Ｕｌｌｒｉｃｈ Ｊ Ｅ．Ｒｅｓｔｒｕｃｔｕｒｉｎｇ ｏｆ ｆｏｃ
ａｌ ａｄｈｅｓｉｏｎ ｐｌａｑｕｅｓ ｂｙ ｐｉ ３− ｋｉｎａｓｅ．Ｒｅｇｕ
ｌａｔｉｏｎ ｂｙ ｐｔｄｉｎｓ（３，４，５）−ｐ（３）ｂｉｎｄｉｎｇ ｔｏ ａ
ｌｐｈａ−ａｃｔｉｎｉｎ．Ｊ．Ｃｅｌｌ Ｂｉｏｌ．２０００；１５０（３）：６２７
〜４２と、Ｍｕｒｐｈｙ−Ｕｌｌｒｉｃｈ Ｊ Ｅ、Ｌｉｇｈｔｎｅｒ Ｖ Ａ、Ａｕｋ
ｈｉｌ Ｉ、Ｙａｎ Ｙ Ｚ、Ｅｒｉｃｋｓｏｎ Ｈ Ｐ、およびＨｏｏｋ Ｍ．Ｆｏｃ
ａｌ ａｄｈｅｓｉｏｎ ｉｎｔｅｇｒｉｔｙ ｉｓ ｄｏｗｎｒｅｇｕｌａｔｅｄ ｂ
ｙ ｔｈｅ ａｌｔｅｒｎａｔｉｖｅｌｙ ｓｐｌｉｃｅｄ ｄｏｍａｉｎ ｏｆ ｈｕ
ｍａｎ ｔｅｎａｓｃｉｎ．Ｊ．Ｃｅｌｌ Ｂｉｏｌ．１９９１；１１５（４）：１１２
７〜３６）。しかし、これら３種のタンパク質はそれぞれ、独自の受容体を有し、かつ細
胞遊走の前駆体である中間接着状態を生成する、類似しているが別個のシグナル伝達経路
を有する（Ｍｕｒｐｈｙ−Ｕｌｌｒｉｃｈ Ｊ Ｅ．Ｔｈｅ ｄｅ−ａｄｈｅｓｉｖｅ
ａｃｔｉｖｉｔｙ ｏｆ ｍａｔｒｉｃｅｌｌｕｌａｒ ｐｒｏｔｅｉｎｓ：Ｉｓ ｉｎ
ｔｅｒｍｅｄｉａｔｅ ｃｅｌｌ ａｄｈｅｓｉｏｎ ａｎ ａｄａｐｔｉｖｅ ｓｔａ
ｔｅ？ Ｊ Ｃｌｉｎ Ｉｎｖｅｓｔ．２００１；１０７（７）：７８５〜９０）。Ｍｉ
ｇ−２およびＩＬＫも、細胞接着に関与している（Ｎｉｋｏｌｏｐｏｕｌｏｓ Ｓ Ｎお
よびＴｕｒｎｅｒ Ｃ Ｅ．Ｉｎｔｅｇｒｉｎ−ｌｉｎｋｅｄ ｋｉｎａｓｅ（ＩＬＫ）
ｂｉｎｄｉｎｇ ｔｏ ｐａｘｉｌｌｉｎ ｌｄｌ ｍｏｔｉｆ ｒｅｇｕｌａｔｅｓ
ｉｌｋ ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ｔｏ ｆｏｃａｌ ａｄｈｅｓｉｏｎｓ．Ｔｈｅ
Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ．２００１；２７６
（２６）：２３４９９〜５０５と、Ｔｕ Ｙ、Ｗｕ Ｓ、Ｓｈｉ Ｘ、Ｃｈｅｎ Ｋ、お
よびＷｕ Ｃ．Ｍｉｇｆｉｌｉｎ ａｎｄ Ｍｉｇ−２ ｌｉｎｋ ｆｏｃａｌ ａｄｈ
ｅｓｉｏｎｓ ｔｏ ｆｉｌａｍｉｎ ａｎｄ ｔｈｅ ａｃｔｉｎ ｃｙｔｏｓｋｅｌ
ｅｔｏｎ ａｎｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｉｎ ｃｅｌｌ ｓｈａｐｅ ｍｏｄｕｌａｔｉ
ｏｎ．Ｃｅｌｌ．２００３；１１３：３７〜４７）。特に、Ｍｉｇ−２は、細胞マトリッ
クス接着とアクチン細胞骨格との間の接続に寄与し、それと共に細胞形状を修飾すること
が示されている（Ｔｕ Ｙ、Ｗｕ Ｓ、Ｓｈｉ Ｘ、Ｃｈｅｎ Ｋ、およびＷｕ Ｃ．Ｍ
ｉｇｆｉｌｉｎ ａｎｄ ｍｉｇ−２ ｌｉｎｋ ｆｏｃａｌ ａｄｈｅｓｉｏｎｓ ｔ
ｏ ｆｉｌａｍｉｎ ａｎｄ ｔｈｅ ａｃｔｉｎ ｃｙｔｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ａｎｄ
ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｉｎ ｃｅｌｌ ｓｈａｐｅ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ．Ｃｅｌｌ．
２００３；１１３：３７〜４７）。最近の研究は、ＩＬＫが、インテグリン媒介型シグナ
ル伝達においてメディエーターとして働くことを示している（Ｗｕ Ｃ．Ｉｎｔｅｇｒｉ
ｎ−ｌｉｎｋｅｄ ｋｉｎａｓｅ ａｎｄ ｐｉｎｃｈ：Ｐａｒｔｎｅｒｓ ｉｎ ｒｅ
ｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｃｅｌｌ−ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｍａｔｒｉｘ ｉｎ
ｔｅｒａｃｔｉｏｎ ａｎｄ ｓｉｇｎａｌ ｔｒａｎｓｄｕｃｔｉｏｎ．Ｊｏｕｒｎａ
ｌ ｏｆ Ｃｅｌｌ Ｓｃｉｅｎｃｅ．１９９９；１１２（Ｐｔ ２４）：４４８５〜９
）。さらに、Ｍｉｇ−２およびＩＬＫの両方は、接着斑を維持するのに必要とされる（Ｎ
ｉｋｏｌｏｐｏｕｌｏｓ Ｓ ＮおよびＴｕｒｎｅｒ Ｃ Ｅ．Ｉｎｔｅｇｒｉｎ−ｌｉ
ｎｋｅｄ ｋｉｎａｓｅ（ｉｌｋ）ｂｉｎｄｉｎｇ ｔｏ ｐａｘｉｌｌｉｎ ｌｄｌ
ｍｏｔｉｆ ｒｅｇｕｌａｔｅｓ ｉｌｋ ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ｔｏ ｆｏｃａ
ｌ ａｄｈｅｓｉｏｎｓ．Ｔｈｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｃｈ
ｅｍｉｓｔｒｙ．２００１；２７６（２６）：２３４９９〜５０５と、Ｔｕ Ｙ、Ｗｕ
Ｓ、Ｓｈｉ Ｘ、Ｃｈｅｎ Ｋ、およびＷｕ Ｃ．Ｍｉｇｆｉｌｉｎ ａｎｄ ｍｉｇ−
２ ｌｉｎｋ ｆｏｃａｌ ａｄｈｅｓｉｏｎｓ ｔｏ ｆｉｌａｍｉｎ ａｎｄ ｔｈ
ｅ ａｃｔｉｎ ｃｙｔｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ａｎｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｉｎ ｃｅｌ
ｌ ｓｈａｐｅ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ．Ｃｅｌｌ．２００３；１１３：３７〜４７）。
ＴＮ−Ｃ、ＴＳＰ、ＳＰＡＲＣ、Ｍｉｇ−２、およびＩＬＫのレベルの変化を試験するこ
とによって、本発明者らは、静脈セグメント内のＳＭＣの接着状態に関する結論を下すこ
とができるようになると考える。ＴＮ−Ｃ、ＴＳＰ、ＳＰＡＲＣ、Ｍｉｇ−２、およびＩ
ＬＫの細胞内局在化を示す概略図を、図２に示す。
ｉｎ ｖｉｖｏでのＳＭＣ遊走の前提条件は、周囲のマトリックスタンパク質の分解で
ある。マトリックスメタロプロテイナーゼ（特に、ＭＭＰ−１、ＭＭＰ−２、およびＭＭ
Ｐ−９）は、血管ＥＣＭの様々な成分を選択的に分解することができる（Ｇａｌｉｓ Ｚ
Ｓ、Ｍｕｓｚｙｎｓｋｉ Ｍ、Ｓｕｋｈｏｖａ Ｇ Ｋ、Ｓｉｍｏｎ＿Ｍｏｒｒｉｓｓ
ｅｙ Ｅ、Ｕｎｅｍｏｒｉ Ｅ Ｎ、Ｌａｒｋ Ｍ Ｗ、Ａｍｅｎｔｏ Ｅ、およびＬｉ
ｂｂｙ Ｐ．Ｃｙｔｏｋｉｎｅ−ｓｔｉｍｕｌａｔｅｄ ｈｕｍａｎ ｖａｓｃｕｌａｒ
ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｓｙｎｔｈｅｓｉｚｅ ａ ｃｏｍｐｌｅ
ｍｅｎｔ ｏｆ ｅｎｚｙｍｅｓ ｒｅｑｕｉｒｅｄ ｆｏｒ ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌ
ａｒ ｍａｔｒｉｘ ｄｉｇｅｓｔｉｏｎ．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ
（Ｏｎｌｉｎｅ）．１９９４；７５（１）：１８１〜９；Ｎｅｗｂｙ Ａ Ｃ、Ｓｏｕｔ
ｈｇａｔｅ Ｋ Ｍ、およびＤａｖｉｅｓ Ｍ Ｇ．Ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｍａ
ｔｒｉｘ ｄｅｇｒａｄｉｎｇ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅｓ ｉｎ ｔｈｅ
ｐａｔｈｏｇｅｎｓｉｓ ｏｆ ａｒｔｅｒｉｏｓｃｌｅｒｏｓｉｓ．Ｂａｓｉｃ Ｒ
ｅｓ Ｃａｒｄｉｏｌ．１９９４；８９（Ｓｕｐｐｌ １）：５９〜７０；Ｐｏｒｔｅｒ
Ｋ Ｅ、Ｎａｉｋ Ｊ、Ｔｕｒｎｅｒ Ｎ Ａ、Ｄｉｃｋｉｓｏｎ Ｔ、Ｔｈｏｍｐｓ
ｏｎ Ｍ Ｍ、およびＬｏｎｄｏｎ Ｊ Ｍ．Ｓｉｍｖａｓｔａｔｉｎ ｉｎｈｉｂｉｔ
ｓ ｈｕｍａｎ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ ｆｏｒｍａｔｉ
ｏｎ ｖｉａ ｉｎｈｉｂｉｔｉｏｎ ｏｆ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ
ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｊ． Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ
．２００２；３６：１５０〜７；およびＳｏｕｔｈｇａｔｅ Ｋ Ｍ、Ｄａｖｉｅｓ Ｍ
、Ｂｏｏｔｈ Ｒ Ｆ、およびＮｅｗｂｙ Ａ Ｃ．Ｉｎｖｏｌｖｅｍｅｎｔ ｏｆ ｅ
ｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ−ｍａｔｒｉｘ−ｄｅｇｒａｄｉｎｇ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏ
ｔｅｉｎａｓｅｓ ｉｎ ｒａｂｂｉｔ ａｏｒｔｉｃ ｓｍｏｏｔｈ−ｍｕｓｃｌｅ
ｃｅｌｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ．Ｂｉｏｃｈｅｍ Ｊ．１９９２；２８８（Ｐｔ
１）：９３〜９）。ＭＭＰは、制御ＳＭＣ遊走による動脈病変の発症に極めて重要であ
ることが示されている。ＭＭＰと、それらの活性化因子（ＭＴ−１ ＭＭＰ）（Ｌａｆｌ
ｅｕｒ Ｍ Ａ、Ｈｏｌｌｅｎｂｅｒｇ Ｍ Ｄ、Ａｔｋｉｎｓｏｎ Ｓ Ｊ、Ｋｎａｕ
ｐｅｒ Ｖ、Ｍｕｒｐｈｙ Ｇ、およびＥｄｗａｒｄｓ Ｄ Ｒ．Ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ
ｏｆ ｐｒｏ−（ｍａｔｒｉｘ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅ−２）（ｐｒｏ
−ｍｍｐ−２）ｂｙ ｔｈｒｏｍｂｉｎ ｉｓ ｍｅｍｂｒａｎｅ−ｔｙｐｅ−ｍｍｐ−
ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ ｉｎ ｈｕｍａｎ ｕｍｂｉｌｉｃａｌ ｖｅｉｎ ｅｎｄｏｔｈ
ｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ ａｎｄ ｇｅｎｅｒａｔｅｓ ａ ｄｉｓｔｉｎｃｔ ６３
ｋｄａ ａｃｔｉｖｅ ｓｐｅｃｉｅｓ．Ｂｉｏｃｈｅｍ Ｊ．２００１；３５７（Ｐｔ
１）：１０７〜１５）と、それらの阻害剤（特に、ＴＩＭＰ−１、ＴＩＭＰ−２、ＴＩ
ＭＰ−３、およびＴＩＭＰ−４）との間のバランスが、ＥＣＭ分解のレベルを決定する（
Ｍｅｎｇ Ｘ、Ｍａｖｒｏｍａｔｉｓ Ｋ、およびＧａｌｉｓ Ｚ Ｓ．Ｍｅｃｈａｎｉ
ｃａｌ ｓｔｒｅｔｃｈｉｎｇ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇ
ｒａｆｔｓ ｉｎｄｕｃｅｓ ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ａｎｄ ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ
ｏｆ ｍａｔｒｉｘ− ｄｅｇｒａｄｉｎｇ ｅｎｚｙｍｅｓ ａｓｓｏｃｉａｔｅｄ
ｗｉｔｈ ｖａｓｃｕｌａｒ ｔｉｓｓｕｅ ｉｎｊｕｒｙ ａｎｄ ｒｅｐａｉｒ．Ｅ
ｘｐ Ｍｏｌ．Ｐａｔｈｏｌ．１９９９；６６（３）：２２７〜３７）。非常に数多くの
研究が、ＭＭＰおよびＴＩＭＰは、変化した血行動態および血管損傷に応答してＩＨの初
期に有意な役割を演ずることを示している（Ｇｅｏｒｇｅ Ｓ Ｊ、Ｂａｋｅｒ Ａ Ｈ
、Ａｎｇｅｌｉｎｉ Ｇ Ｄ、およびＮｅｗｂｙ Ａ Ｃ．Ｇｅｎｅ ｔｒａｎｓｆｅｒ
ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ｉｎｈｉｂｉｔｏｒ ｏｆ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓ
ｅ−２ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅ ａｃｔｉｖｉｔｙ
ａｎｄ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｉｎ ｈｕｍａｎ ｓａｐｈｅｎｏ
ｕｓ ｖｅｉｎｓ．Ｇｅｎｅ Ｔｈｅｒ．１９９８；５（１１）：１５５２〜６０；Ｇｅ
ｏｒｇｅ Ｓ Ｊ、Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｊ Ｌ、Ａｎｇｅｌｉｎｉ Ｇ Ｄ、Ｎｅｗｂｙ
Ａ Ｃ、およびＢａｋｅｒ Ａ Ｈ．Ａｄｅｎｏｖｉｒｕｓ−ｍｅｄｉａｔｅｄ ｇｅｎ
ｅ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ＴＩＭＰ−１ ｇｅｎｅ ｉｎｈｉ
ｂｉｔｓ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｎｅ
ｏｉｎｔｉｍａｌ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｉｎ ｈｕｍａｎ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅ
ｉｎ．Ｈｕｍ Ｇｅｎｅ Ｔｈｅｒ．１９９８；９（６）：８６７〜７７と；Ｌｉｊｎｅ
ｎ Ｈ Ｒ、Ｓｏｌｏｗａｙ Ｐ、およびＣｏｌｌｅｎ Ｄ．Ｔｉｓｓｕｅ ｉｎｈｉｂ
ｉｔｏｒ ｏｆ ｍａｔｒｉｘ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅｓ− １ ｉｍｐ
ａｉｒｓ ａｒｔｅｒｉａｌ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ａｆｔｅｒ
ｖａｓｃｕｌａｒ ｉｎｊｕｒｙ ｉｎ ｍｉｃｅ．Ｃｉｒｃ Ｒｅｓ．１９９９；８５
（１２）：１１８６〜９１）。例えば、動脈血行動態によるｅｘ ｖｉｖｏ灌流の６時間
後、ＭＭＰ−２およびＭＭＰ−９の発現はヒト伏在静脈において増加した（Ｍａｖｒｏｍ
ａｔｉｓ Ｋ、Ｆｕｋａｉ Ｔ、Ｔａｔｅ Ｍ、Ｃｈｅｓｌｅｒ Ｎ、Ｋｕ Ｄ Ｎ、お
よびＧａｌｉｓ Ｚ Ｓ．Ｅａｒｌｙ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ａｒｔｅｒｉａｌ ｈｅ
ｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｃｏｎｄｉｔｉｏｎｓ ｏｎ ｈｕｍａｎ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ
ｖｅｉｎｓ ｐｅｒｆｕｓｅｄ ｅｘ ｖｉｖｏ．Ａｒｔｅｒｉｏｓｃｌｅｒ Ｔｈｒｏ
ｍｂ Ｖａｓｃ Ｂｉｏｌ．２０００；２０（８）：１８８９〜９５）。ヒト伏在静脈の
その他の器官培養研究は、動脈条件下での、ＭＭＰ−９の高い生産量およびＭＭＰ−２の
高い活性化を示している（Ｐｏｒｔｅｒ Ｋ Ｅ、Ｔｈｏｍｐｓｏｎ Ｍ Ｍ、Ｌｏｆｔ
ｕｓ Ｉ Ｍ、ＭｃＤｅｒｍｏｔｔ Ｅ、Ｊｏｎｅｓ Ｌ、Ｃｒｏｗｔｈｅｒ Ｍ、Ｂｅ
ｌｌ Ｐ Ｒ、およびＬｏｎｄｏｎ Ｎ Ｊ．Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ａｎｄ ｉｎｈｉ
ｂｉｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｇｅｌａｔｉｎｏｌｙｔｉｃ ｍａｔｒｉｘ ｍｅｔａｌ
ｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅｓ ｉｎ ａ ｈｕｍａｎ ｍｏｄｅｌ ｏｆ ｖｅｉｎ ｇ
ｒａｆｔ ｓｔｅｎｏｓｉｓ．Ｅｕｒ Ｊ Ｖａｓｃ Ｅｎｄｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１
９９９；１７（５）：４０４〜１２；Ｐｏｒｔｅｒ Ｋ Ｅ、Ｎａｉｋ Ｊ、Ｔｕｒｎｅ
ｒ Ｎ Ａ、Ｄｉｃｋｉｓｏｎ Ｔ、Ｔｈｏｍｐｓｏｎ Ｍ Ｍ、およびＬｏｎｄｏｎ
Ｊ Ｍ．Ｓｉｍｖａｓｔａｔｉｎ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｈｕｍａｎ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ
ｖｅｉｎ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｖｉａ ｉｎｈｉｂｉｔｉｏｎ
ｏｆ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ ａｎｄ
ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｊ． Ｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．２００２；３６：１５０〜７；およ
びＧｅｏｒｇｅ Ｓ Ｊ、Ｚａｌｔｓｍａｎ Ａ Ｂ、およびＮｅｗｂｙ Ａ Ｃ．Ｓｕ
ｒｇｉｃａｌ ｐｒｅｐａｒａｔｉｖｅ ｉｎｊｕｒｙ ａｎｄ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ
ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｉｎｃｒｅａｓｅ ＭＭＰ−９ ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ａｎｄ
ＭＭＰ−２ ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｉｎ ｈｕｍａｎ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ
。Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｒｅｓ。１９９７；３３（２）：４４７〜５９）。シムバスタ
チンなどの広範なＭＭＰ阻害剤は、このモデルで新生内膜形成を阻害することが示されて
いる（Ｐｏｒｔｅｒ Ｋ Ｅ、Ｎａｉｋ Ｊ、Ｔｕｒｎｅｒ Ｎ Ａ、Ｄｉｃｋｉｓｏｎ
Ｔ、Ｔｈｏｍｐｓｏｎ Ｍ Ｍ、およびＬｏｎｄｏｎ Ｊ Ｍ．Ｓｉｍｖａｓｔａｔｉ
ｎ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｈｕｍａｎ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｎｅｏｉｎｔｉｍ
ａ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｖｉａ ｉｎｈｉｂｉｔｉｏｎ ｏｆ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓ
ｃｌｅ ｃｅｌｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｊ．Ｖ
ａｓｃ．Ｓｕｒｇ．２００２；３６：１５０〜７と、Ｐｏｒｔｅｒ Ｋ Ｅ、Ｌｏｆｔｕ
ｓ Ｉ Ｍ、Ｐｅｔｅｒｓｏｎ Ｍ、Ｂｅｌｌ Ｐ Ｒ、Ｌｏｎｄｏｎ Ｎ Ｊ、および
Ｔｈｏｍｐｓｏｎ Ｍ Ｍ．Ｍａｒｉｍａｓｔａｔ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｎｅｏｉｎｔｉ
ｍａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ｉｎ ａ ｍｏｄｅｌ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｖｅｉｎ
ｇｒａｆｔ ｓｔｅｎｏｓｉｓ．Ｂｒ Ｊ．Ｓｕｒｇ．１９９８；８５（１０）：１３７
３〜７）。
機械的な力は、上記因子を直接制御することによって、ＳＭＣの脱接着および遊走に影
響を及ぼすことができる。例えば、ＭＭＰ−１の発現は、静的対照に比べてパルス圧力に
曝された静脈ＳＭＣのほうで増加し（Ｒｅｄｍｏｎｄ Ｅ Ｍ、Ｃａｈｉｌｌ Ｐ Ａ、
Ｈｉｒｓｃｈ Ｍ、Ｗａｎｇ Ｙ Ｎ、Ｓｉｔｚｍａｎｎ Ｊ Ｖ、およびＯｋａｄａ
Ｓ Ｓ．Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｐｕｌｓｅ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｏｎ ｖａｓｃｕｌａｒ
ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ：Ｔｈｅ ｒｏｌｅ ｏ
ｆ ｕｒｏｋｉｎａｓｅ ａｎｄ ｍａｔｒｉｘ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅ
．Ｔｈｒｏｍｂｏｓｉｓ ＆ Ｈａｅｍｏｓｔａｓｉｓ．１９９９；８１（２）：２９３
〜３００）、一方、ＭＭＰ−２ ｍＲＮＡレベルは、周期的延伸に曝されたマウスＳＭＣ
で増加する（Ｇｒｏｔｅ Ｋ、Ｆｌａｃｈ Ｉ、Ｌｕｃｈｔｅｆｅｌｄ Ｍ、Ａｋｉｎ
Ｅ、Ｈｏｌｌａｎｄ Ｓ Ｍ、Ｄｒｅｘｌｅｒ Ｈ、およびＳｃｈｉｅｆｆｅｒ Ｂ．Ｍ
ｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｒｅｔｃｈ ｅｎｈａｎｃｅｓ ｍＲＮＡ ｅｘｐｒｅｓｓｉ
ｏｎ ａｎｄ ｐｒｏｅｎｚｙｍｅ ｒｅｌｅａｓｅ ｏｆ ｍａｔｒｉｘ ｍｅｔａｌ
ｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅ−２（ＭＭＰ−２）ｖｉａ ｎａｄ（ｐ）ｈ ｏｘｉｄａｓｅ
−ｄｅｒｉｖｅｄ ｒｅａｃｔｉｖｅ ｏｘｙｇｅｎ ｓｐｅｃｉｅｓ．Ｃｉｒｃｕｌ
ａｔｉｏｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ．２００３；９２（１１）：８０〜６）。ヒト伏在静脈か
ら培養されたＳＭＣでは、ＭＭＰ−２およびＭＭＰ−９転写物とタンパク質のレベルは、
一軸方向の静止緊張に曝されたときに上昇するが、一軸方向の周期的緊張に曝されたとき
は低下する（Ａｓａｎｕｍａ Ｋ、Ｍａｇｉｄ Ｒ、Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｃ、Ｎｅｒｅｍ
Ｒ Ｍ、およびＧａｌｉｓ Ｚ Ｓ．Ｕｎｉａｘｉａｌ ｓｔｒａｉｎ ｕｐｒｅｇｕｌ
ａｔｅｓ ｍａｔｒｉｘ−ｄｅｇｒａｄｉｎｇ ｅｎｚｙｍｅｓ ｐｒｏｄｕｃｅｄ ｂ
ｙ ｈｕｍａｎ ｖａｓｃｕｌａｒ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ．Ａｍ
Ｊ Ｐｈｙｓｉｏｌ Ｈｅａｒｔ Ｃｉｒｃ Ｐｈｙｓｉｏｌ．２００３；２８４（５）
：Ｈ１７７８〜８４）。線維芽細胞の周期的緊張は、ＭＴ−１ ＭＭＰレベルを上昇させ
（Ｔｙａｇｉ Ｓ Ｃ、Ｌｅｗｉｓ Ｋ、Ｐｉｋｅｓ Ｄ、Ｍａｒｃｅｌｌｏ Ａ、Ｍｕ
ｊｕｍｄａｒ Ｖ Ｓ、Ｓｍｉｌｅｙ Ｌ Ｍ、およびＭｏｏｒｅ Ｃ Ｋ．Ｓｔｒｅｔ
ｃｈ−ｉｎｄｕｃｅｄ ｍｅｍｂｒａｎｅ ｔｙｐｅ ｍａｔｒｉｘ ｍｅｔａｌｌｏｐ
ｒｏｔｅｉｎａｓｅ ａｎｄ ｔｉｓｓｕｅ ｐｌａｓｍｉｎｏｇｅｎ ａｃｔｉｖａｔ
ｏｒ ｉｎ ｃａｒｄｉａｃ ｆｉｂｒｏｂｌａｓｔ ｃｅｌｌｓ．Ｊ Ｃｅｌｌ Ｐｈ
ｙｓｉｏｌ．１９９８；１７６（２）：３７４〜８２）［１６６］、ＴＩＭＰ−１レベル
は低下したことが示された（Ｙａｍａｏｋａ Ａ、Ｍａｔｓｕｏ Ｔ、Ｓｈｉｒａｇａ
Ｆ、およびＯｈｔｓｕｋｉ Ｈ．Ｔｉｍｐ−１ ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｂｙ ｈｕｍａ
ｎ ｓｃｌｅｒａｌ ｆｉｂｒｏｂｌａｓｔ ｄｅｃｒｅａｓｅｓ ｉｎ ｒｅｓｐｏｎ
ｓｅ ｔｏ ｃｙｃｌｉｃ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｒｅｔｃｈｉｎｇ．Ｏｐｔｈａ
ｌｍｉｃ Ｒｅｓｅａｒｃｈ．２００１；３３（２）：９８〜１０１）。さらに、ＳＭＣ
遊走は、剪断応力で誘発されたＥＣシグナル伝達によって制御されることが示された（Ｂ
ａｓｓｉｏｕｎｙ Ｈ Ｓ、Ｓｏｎｇ Ｒ Ｈ、Ｋｏｃｈａｒｙａｎ Ｈ、Ｋｉｎｓ Ｅ
、およびＧｌａｇｏｖ Ｓ．Ｌｏｗ ｆｌｏｗ ｅｎｈａｎｃｅｓ ｐｌａｔｅｌｅｔ
ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ａｆｔｅｒ ａｃｕｔｅ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ａｒｔｅ
ｒｉａｌ ｉｎｊｕｒｙ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ．
１９９８；２７（５）：９１０〜８；Ｎａｋａｚａｗａ Ｔ、Ｙａｓｕｈａｒａ Ｈ、Ｓ
ｈｉｇｅｍａｔｓｕ Ｋ、およびＳｈｉｇｅｍａｔｓｕ Ｈ．Ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌ
ｅ ｃｅｌｌ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ｉｎｄｕｃｅｄ ｂｙ ｓｈｅａｒ−ｌｏａｄｅｄ
ｐｌａｔｅｌｅｔｓ ａｎｄ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ．Ｅｎｈａｎｃｅ
ｄ ｐｌａｔｅｌｅｔ−ｄｅｒｉｖｅｄ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ ｐｒｏｄｕｃｔ
ｉｏｎ ｂｙ ｓｈｅａｒ−ｌｏａｄｅｄ ｐｌａｔｅｌｅｔｓ．Ｉｎｔ Ａｎｇｉｏｌ
．２０００；１９（２）：１４２〜６；Ｐｏｗｅｌｌ Ｒ Ｊ、Ｃａｒｒｕｔｈ Ｊ Ａ
、Ｂａｓｓｏｎ Ｍ Ｄ、Ｂｌｏｏｄｇｏｏｄ Ｒ、およびＳｕｍｐｉｏ Ｂ Ｅ．Ｍａ
ｔｒｉｘ−ｓｐｅｃｉｆｉｃ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｏｎｔ
ｒｏｌ ｏｆ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｊｏｕｒ
ｎａｌ ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ．１９９６；２４（１）：５１〜７；
およびＳｈｉｇｅｍａｔｓｕ Ｋ、Ｙａｓｕｈａｒａ Ｈ、Ｓｈｉｇｅｍａｔｓｕ Ｈ、
およびＭｕｔｏ Ｔ．Ｄｉｒｅｃｔ ａｎｄ ｉｎｄｉｒｅｃｔ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ
ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ ｏｎ ｔｈｅ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕ
ｓｃｌｅ ｃｅｌｌ．Ｉｎｔ Ａｎｇｉｏｌ．２０００；１９（１）：３９〜４６）。機
械的な力は、上記因子を直接制御することによって、ＳＭＣの脱接着および遊走に影響を
及ぼすことができる。ＳＭＣの遊走は、剪断応力で誘発されたＥＣシグナル伝達によって
制御することが示された（Ｇａｒａｎｉｃｈ Ｊ Ｓ、Ｐａｈａｋｉｓ Ｍ、およびＴａ
ｒｂｅｌｌ Ｊ Ｍ．Ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｓｍｏｏｔｈ ｍ
ｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ｖｉａ ｎｉｔｒｉｃ ｏｘｉｄｅ−ｍｅ
ｄｉａｔｅｄ ｄｏｗｎｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｍａｔｒｉｘ ｍｅｔａｌｌｏｐ
ｒｏｔｅｉｎａｓｅ−２ ａｃｔｉｖｉｔｙ．Ａｍ Ｊ Ｐｈｙｓｉｏｌ Ｈｅａｒｔ
Ｃｉｒｃ Ｐｈｙｓｉｏｌ．２００５；２８８（５）：Ｈ２２４４〜５２；Ｂａｓｓｉｏ
ｕｎｙ Ｈ Ｓ、Ｓｏｎｇ Ｒ Ｈ、Ｋｏｃｈａｒｙａｎ Ｈ、Ｋｉｎｓ Ｅ、およびＧ
ｌａｇｏｖ Ｓ．Ｌｏｗ ｆｌｏｗ ｅｎｈａｎｃｅｓ ｐｌａｔｅｌｅｔ ａｃｔｉｖ
ａｔｉｏｎ ａｆｔｅｒ ａｃｕｔｅ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ａｒｔｅｒｉａｌ
ｉｎｊｕｒｙ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ．１９９８；
２７（５）：９１０〜８；Ｎａｋａｚａｗａ Ｔ、Ｙａｓｕｈａｒａ Ｈ、Ｓｈｉｇｅｍ
ａｔｓｕ Ｋ、およびＳｈｉｇｅｍａｔｓｕ Ｈ．Ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌ
ｌ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ｉｎｄｕｃｅｄ ｂｙ ｓｈｅａｒ−ｌｏａｄｅｄ ｐｌａｔ
ｅｌｅｔｓ ａｎｄ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ．Ｅｎｈａｎｃｅｄ ｐｌａ
ｔｅｌｅｔ−ｄｅｒｉｖｅｄ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｂ
ｙ ｓｈｅａｒ− ｌｏａｄｅｄ ｐｌａｔｅｌｅｔｓ．Ｉｎｔ Ａｎｇｉｏｌ．２００
０；１９（２）：１４２〜６；Ｐｏｗｅｌｌ Ｒ Ｊ、Ｃａｒｒｕｔｈ Ｊ Ａ、Ｂａｓ
ｓｏｎ Ｍ Ｄ、Ｂｌｏｏｄｇｏｏｄ Ｒ、およびＳｕｍｐｉｏ Ｂ Ｅ．Ｍａｔｒｉｘ
−ｓｐｅｃｉｆｉｃ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｏｎｔｒｏｌ
ｏｆ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｊｏｕｒｎａｌ
ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ．１９９６；２４（１）：５１〜７；Ｓｈｉｇ
ｅｍａｔｓｕ Ｋ、Ｙａｓｕｈａｒａ Ｈ、Ｓｈｉｇｅｍａｔｓｕ Ｈ、およびＭｕｔｏ
Ｔ．Ｄｉｒｅｃｔ ａｎｄ ｉｎｄｉｒｅｃｔ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｐｕｌｓａｔ
ｉｌｅ ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ ｏｎ ｔｈｅ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅ
ｌｌ．Ｉｎｔ Ａｎｇｉｏｌ．２０００；１９（１）：３９〜４６；およびＳｈｏ Ｍ、
Ｓｈｏ Ｅ、Ｓｉｎｇｈ Ｔ Ｍ、Ｋｏｍａｔｓｕ Ｍ、Ｓｕｇｉｔａ Ａ、Ｘｕ Ｃ、
Ｎａｎｊｏ Ｈ、Ｚａｒｉｎｓ Ｃ Ｋ、およびＭａｓｕｄａ Ｈ．Ｓｕｂｎｏｒｍａｌ
ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ−ｉｎｄｕｃｅｄ ｉｎｔｉｍａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ
ｒｅｑｕｉｒｅｓ ｍｅｄｉａｌ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｐｒｏｌ
ｉｆｅｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｅｘｐ Ｍｏｌ．Ｐａｔｈｏｌ．２
００２；７２（２）：１５０〜６０）。
増殖
いくつかの成長因子は、静脈グラフトの過形成応答において重要な成分に関与していた
。トランスフォーミング成長因子β（ＴＧＦ−β）は、特に重要であると考えられる。例
えば、Ｗｏｌｆらは、ＴＧＦ−βに対する抗体の全身投与が、ラットモデルでのＩＨの発
症を著しく低減させたことを実証した（Ｗｏｌｆ Ｙ Ｇ、Ｒａｓｍｕｓｓｅｎ Ｌ Ｍ
、およびＲｕｏｓｌａｈｔｉ Ｅ．Ａｎｔｉｂｏｄｉｅｓ ａｇａｉｎｓｔ ｔｒａｎｓ
ｆｏｒｍｉｎｇ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ−ｂｅｔａ １ ｓｕｐｐｒｅｓｓ ｉｎ
ｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ｉｎ ａ ｒａｔ ｍｏｄｅｌ．Ｊ Ｃｌｉｎ
Ｉｎｖｅｓｔ．１９９４；９３（３）：１１７２〜８）。血小板由来成長因子（ＰＤＧＦ
）および塩基性線維芽細胞成長因子（ｂＦＧＦ）も、ＩＨ関連ＳＭＣ増殖に関与する主な
因子であると考えられる。例えば、ＰＤＧＦは、培養されたＳＭＣにおいて用量依存性増
殖応答を引き起こし（Ｕｚｕｉ Ｈ、Ｌｅｅ Ｊ Ｄ、Ｓｈｉｍｉｚｕ Ｈ、Ｔｓｕｔａ
ｎｉ Ｈ、およびＵｅｄａ Ｔ．Ｔｈｅ ｒｏｌｅ ｏｆ ｐｒｏｔｅｉｎ−ｔｙｒｏｓ
ｉｎｅ ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌａｔｉｏｎ ａｎｄ ｇｅｌａｔｉｎａｓｅ ｐｒｏｄｕ
ｃｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ
ｏｆ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ．Ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒｏｓｉｓ．
２０００；１４９（１）：５１〜９）、一方、ＴＧＦ−βは増殖を阻害する（Ｍｉｉ Ｓ
、Ｗａｒｅ Ｊ Ａ、およびＫｅｎｔ Ｋ Ｃ．Ｔｒａｎｓｆｏｒｍｉｎｇ ｇｒｏｗｔ
ｈ ｆａｃｔｏｒ−ｂｅｔａ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｈｕｍａｎ ｖａｓｃｕｌａｒ ｓｍ
ｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｇｒｏｗｔｈ ａｎｄ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ．Ｓｕ
ｒｇｅｒｙ．１９９３；１１４（２）：４６４〜７０）。自己由来静脈グラフトの死滅し
損傷した細胞から放出されたｂＦＧＦは、ＳＭＣ増殖を促進させる（Ｑｉａｎ Ｈ、Ｚｈ
ａｎｇ Ｂ、およびＺｈａｏ Ｈ．［ｇｅｎｅ ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ｏｆ ｂｆｇｆ
ａｎｄ ｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ｏｆ ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ ｖ
ｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ ｉｎ ｒａｔｓ］．Ｚｈｏｎｇｈｕａ Ｙｉ Ｘｕｅ Ｚａ Ｚ
ｈｉ．１９９６；７６（１１）：８２６〜８）。ＰＤＧＦ転写物のｍＲＮＡレベルならび
に増殖細胞の数は、ブタ静脈グラフトの新生内膜で最高であることがわかった（Ｆｒａｎ
ｃｉｓ Ｓ Ｅ、Ｈｕｎｔｅｒ Ｓ、Ｈｏｌｔ Ｃ Ｍ、Ｇａｄｓｄｏｎ Ｐ Ａ、Ｒｏ
ｇｅｒｓ Ｓ、Ｄｕｆｆ Ｇ Ｗ、Ｎｅｗｂｙ Ａ Ｃ、およびＡｎｇｅｌｉｎｉ Ｇ
Ｄ．Ｒｅｌｅａｓｅ ｏｆ ｐｌａｔｅｌｅｔ−ｄｅｒｉｖｅｄ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃ
ｔｏｒ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｆｒｏｍ ｐｉｇ ｖｅｎｏｕｓ ａｒｔｅｒｉａｌ ｇｒ
ａｆｔｓ．Ｊ Ｔｈｏｒａｃ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９９４；１０８（３
）：５４０〜８）。成長因子は、ＩＨで明らかにある役割を演じるが、ＭＭＰも、ＳＭＣ
の増殖を制御することにより、動脈病変の発症に極めて重要であることが示され（Ｓｏｕ
ｔｈｇａｔｅ Ｋ Ｍ、Ｄａｖｉｅｓ Ｍ、Ｂｏｏｔｈ Ｒ Ｆ、およびＮｅｗｂｙ Ａ
Ｃ．Ｉｎｖｏｌｖｅｍｅｎｔ ｏｆ ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ−ｍａｔｒｉｘ−ｄ
ｅｇｒａｄｉｎｇ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅｓ ｉｎ ｒａｂｂｉｔ ａｏ
ｒｔｉｃ ｓｍｏｏｔｈ−ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ．Ｂｉ
ｏｃｈｅｍ Ｊ．１９９２；２８８（Ｐｔ １）：９３〜９；Ｃｈｏ ＡおよびＲｅｉｄ
ｙ Ｍ Ａ．Ｍａｔｒｉｘ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉｎａｓｅ−９ ｉｓ ｎｅｃｅ
ｓｓａｒｙ ｆｏｒ ｔｈｅ ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌ
ｅ ｃｅｌｌ ｒｅｐｌｉｃａｔｉｏｎ ａｎｄ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ａｆｔｅｒ ａ
ｒｔｅｒｉａｌ ｉｎｊｕｒｙ．Ｃｉｒｃ Ｒｅｓ．２００２；９１（９）：８４５〜５
１）、一方、ＴＩＭＰは、ＳＭＣのアポトーシスを促進させることが示された（Ａｎｎａ
ｂｉ Ｂ、Ｓｈｅｄｉｄ Ｄ、Ｇｈｏｓｎ Ｐ、Ｋｅｎｉｇｓｂｅｒｇ Ｒ Ｌ、Ｄｅｓ
ｒｏｓｉｅｒｓ Ｒ Ｒ、Ｂｏｊａｎｏｗｓｋｉ Ｍ Ｗ、Ｂｅａｕｌｉｅｕ Ｅ、Ｎａ
ｓｓｉｆ Ｅ、Ｍｏｕｍｄｊｉａｎ Ｒ、およびＢｅｌｉｖｅａｕ Ｒ．Ｄｉｆｆｅｒｅ
ｎｔｉａｌ ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｍａｔｒｉｘ ｍｅｔａｌｌｏｐｒｏｔｅｉ
ｎａｓｅ ａｃｔｉｖｉｔｉｅｓ ｉｎ ａｂｄｏｍｉｎａｌ ａｏｒｔｉｃ ａｎｅｕ
ｒｙｓｍｓ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００２；３５（３）：５３９〜４６）。
ＩＨは、ＳＭＣ増殖の増加と、アポトーシスの増加および減少の両方とに関連付けられ
ることが示された。内膜アポトーシスの増加が、多くの細胞数に関連付けられた状態であ
るＩＨに関連付けられることは、直感に反しているように見える。しかし細胞数の増加は
、ＩＨを制御するバランスでのただ１つの事象に過ぎないことに、留意しなければならな
い。すなわち、アポトーシスには絶対的な増加が生じ得るが、細胞増殖のより大幅な増加
は、細胞数の正味の増加をもたらすと考えられる。これらの理由で、増殖を評価する場合
にはバランスの両面（すなわち、促進および阻害因子の両方）を評価することが重要であ
る。
増殖性細胞核抗原（ＰＣＮＡ）および末端デオキシヌクレオチジルトランスフェラーゼ
媒介型ｄＵＴＰ−ビオチンｉｎ ｓｉｔｕニック末端標識（ＴＵＮＥＬ）は、それぞれ無
傷のＡＶＧ内の増殖およびアポトーシス細胞を、ｉｎ ｖｉｖｏ（Ｎｉｓｈｉｂｅ Ｔ、
Ｍｉｙａｚａｋｉ Ｋ、Ｋｕｄｏ Ｆ、Ｆｌｏｒｅｓ Ｊ、Ｎａｇａｔｏ Ｍ、Ｋｕｍａ
ｄａ Ｔ、およびＹａｓｕｄａ Ｋ．Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ａｎｇｉｏｔｅｎｓｉ
ｎ ｃｏｎｖｅｒｔｉｎｇ ｅｎｚｙｍｅ ｉｎ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ ａｆｔｅｒ ｉ
ｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｓｔｅｎｔ ｐｌａｃｅｍｅｎｔ．Ｉｎｔ Ａｎｇｉｏｌ．
２００２；２１（３）：２５０〜５）およびｉｎ ｖｉｔｒｏ（Ｚｕｃｋｅｒｂｒａｕｎ
Ｂ Ｓ、ＭｃＣｌｏｓｋｅｙ Ｃ Ａ、Ｍａｈｉｄｈａｒａ Ｒ Ｓ、Ｋｉｍ Ｐ Ｋ
、Ｔａｙｌｏｒ Ｂ Ｓ、およびＴｚｅｎｇ Ｅ．Ｏｖｅｒｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ｏｆ
ｍｕｔａｔｅｄ ｉｋａｐｐａｂａｌｐｈａ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｖａｓｃｕｌａｒ
ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｉｎｔ
ｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ．Ｊ．Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２
００３；３８（４）：８１２〜９）で標識するのに使用されてきた。細胞増殖およびアポ
トーシスは、移植後の第１週目に静脈の外膜および中膜内で生じる同時プロセスであるが
、このバランスはその後崩壊して、増殖速度がアポトーシスの速度に勝って増大する（Ｎ
ｉｓｈｉｂｅ Ｔ、Ｍｉｙａｚａｋｉ Ｋ、Ｋｕｄｏ Ｆ、Ｆｌｏｒｅｓ Ｊ、Ｎａｇａ
ｔｏ Ｍ、Ｋｕｍａｄａ Ｔ、およびＹａｓｕｄａ Ｋ．Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ａ
ｎｇｉｏｔｅｎｓｉｎ ｃｏｎｖｅｒｔｉｎｇ ｅｎｚｙｍｅ ｉｎ ｎｅｏｉｎｔｉｍ
ａ ａｆｔｅｒ ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｓｔｅｎｔ ｐｌａｃｅｍｅｎｔ．Ｉｎ
ｔ Ａｎｇｉｏｌ．２００２；２１（３）：２５０〜５）。再手術によって切除された狭
窄大動脈冠動脈バイパスグラフトの中膜および新生内膜内の増殖レベルは、非狭窄対照よ
りも著しく高いことが示された（Ｈｉｌｋｅｒ Ｍ、Ｂｕｅｒｋｅ Ｍ、Ｌｅｈｒ Ｈ
Ａ、Ｏｅｌｅｒｔ Ｈ、およびＨａｋｅ Ｕ．Ｂｙｐａｓｓ ｇｒａｆｔ ｄｉｓｅａｓ
ｅ：Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｖｅ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｉｎ
ｈｕｍａｎ ａｏｒｔｏ−ｃｏｒｏｎａｒｙ ｂｙｐａｓｓ ｇｒａｆｔｓ．２００２；
５ Ｓｕｐｐｌ ４：Ｓ３３１〜４１）。
高い壁応力は、ＡＶＧ ＩＨに関連付けられており、これは、ＳＭＣ増殖およびアポト
ーシスの機械的制御の直接的な結果である可能性がある。例えば、静脈ＳＭＣは、動脈レ
ベルの周期的延伸に曝された場合、動脈ＳＭＣに比べてそれらの増殖が増加することが示
された（Ｐｒｅｄｅｌ Ｈ Ｇ、Ｙａｎｇ Ｚ、ｖｏｎ＿Ｓｅｇｅｓｓｅｒ Ｌ、Ｔｕｒ
ｉｎａ Ｍ、Ｂｕｈｌｅｒ Ｆ Ｒ、およびＬｕｓｃｈｅｒ Ｔ Ｆ．Ｉｍｐｌｉｃａｔ
ｉｏｎｓ ｏｆ ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｓｔｒｅｔｃｈ ｏｎ ｇｒｏｗｔｈ ｏｆ ｓ
ａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ａｎｄ ｍａｍｍａｒｙ ａｒｔｅｒｙ ｓｍｏｏｔｈ
ｍｕｓｃｌｅ．Ｌａｎｃｅｔ．１９９２；３４０（８８２４）：８７８〜９と、Ｄｅｔｈ
ｌｅｆｓｅｎ Ｓ Ｍ、Ｓｈｅｐｒｏ Ｄ、ａｎｄ Ｄ’Ａｍｏｒｅ Ｐ Ａ．Ｃｏｍｐ
ａｒｉｓｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｉｍ
ｕｌａｔｉｏｎ ｏｎ ｖｅｎｏｕｓ ａｎｄ ａｒｔｅｒｉａｌ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕ
ｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｉｎ ｖｉｔｒｏ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｒｅｓ．１９９６；３３（５
）：４０５〜１３）。Ｌｉｕらは、ブロモデオキシウリジン染色およびＴＵＮＥＬ分析を
介して、動脈血行動態に起因した機械的延伸が細胞死を誘導し、それが、ラットＡＶＧモ
デルで後で行われる細胞増殖を媒介する可能性があることを示した（Ｌｉｕ Ｂ、Ｉｔｏ
ｈ Ｈ、Ｌｏｕｉｅ Ｏ、Ｋｕｂｏｔａ Ｋ、およびＫｅｎｔ Ｋ Ｃ．Ｔｈｅ ｓｉｇ
ｎａｌｉｎｇ ｐｒｏｔｅｉｎ ｒｈｏ ｉｓ ｎｅｃｅｓｓａｒｙ ｆｏｒ ｖａｓｃ
ｕｌａｒ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｓｕｒｖｉｖａ
ｌ ｂｕｔ ｎｏｔ ｆｏｒ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ．Ｓｕｒｇｅｒｙ．２００２
；１３２（２）：３１７〜２５）。Ｐｒｅｄｅｌらは、拍動性延伸が、内胸動脈ではなく
伏在静脈内でＳＭＣ増殖を刺激し、静脈バイパスグラフト疾患に関与する可能性があるこ
とを示した（Ｐｒｅｄｅｌ Ｈ Ｇ、Ｙａｎｇ Ｚ、ｖｏｎ＿Ｓｅｇｅｓｓｅｒ Ｌ、Ｔ
ｕｒｉｎａ Ｍ、Ｂｕｈｌｅｒ Ｆ Ｒ、およびＬｕｓｃｈｅｒ Ｔ Ｆ．Ｉｍｐｌｉｃ
ａｔｉｏｎｓ ｏｆ ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｓｔｒｅｔｃｈ ｏｎ ｇｒｏｗｔｈ ｏｆ
ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ａｎｄ ｍａｍｍａｒｙ ａｒｔｅｒｙ ｓｍｏｏｔ
ｈ ｍｕｓｃｌｅ．Ｌａｎｃｅｔ．１９９２；３４０（８８２４）：８７８〜９）。静脈
が動脈循環に移送されると、静脈は、壁内応力に加えて管腔剪断応力の増大も経験する。
事実、培養されたＳＭＣに課された高い剪断応力と周期的延伸との組合せは、ＰＤＧＦ受
容体αを活性化することが示された（Ｈｕ Ｙ、Ｂｏｃｋ Ｇ、Ｗｉｃｋ Ｇ、およびＸ
ｕ Ｑ．Ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｄｇｆ ｒｅｃｅｐｔｏｒ ａｌｐｈａ ｉｎ
ｖａｓｃｕｌａｒ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｂｙ ｍｅｃｈａｎｉ
ｃａｌ ｓｔｒｅｓｓ．Ｆａｓｅｂ Ｊ．１９９８；１２（１２）：１１３５〜４２）［
１９２］。
リモデリング
血管リモデリングは、典型的には、生体力学的環境の変化に応答した血管の形態または
ミクロ構造の変化を指す。これは、生体力学的な止血を回復するための（すなわち、通常
レベルの剪断および壁応力に戻すための）組織による試みとして生ずると考えられる。Ａ
ＶＧの場合、ＩＨは、ＳＭＣ遊走および増殖によって引き起こされた大きな内膜厚、大量
の内膜アポトーシス、大量のＥＣＭ沈着に起因した内膜および中膜の硬化、中膜および外
膜ＳＭＣの肥厚を含む、リモデリングの病理学的形態である。
血管細胞は、コラーゲンおよびエラスチンなどのＥＣＭ成分を生産する。静脈移植術に
関連したＳＭＣの表現型修飾は、コラーゲンＩ型およびエラスチンの生産を増加させるこ
とにより特徴付けられたＥＣＭ合成を変化させることが示された。動脈バイパスグラフト
として使用される静脈は、それらのＥＣＭ成分の変化を受け、その結果、管腔領域の損失
および最終的な閉塞がもたらされる可能性がある。マトリックス合成の変化は、バルーン
血管形成術から生じた損傷の後、最初の１週間の間に、過形成新生内膜中に高いコラーゲ
ン含量を直接もたらす。さらに、この過形成リモデリングを受けるＡＶＧは、真新しい静
脈に比べて低いコンプライアンスを示し、それらの障害に関与する可能性がある。
ＩＨプロセスの初期事象を防止する信頼性ある手段の開発は、動脈バイパス処置の成果
の改善に寄与すると考えられる。したがって本明細書には、典型的には自家、同種、異種
間移植処置であるがこれらに限定するものではない処置において、動脈性静脈グラフトま
たは任意の管状組織（生細胞構造）を機械的に調整する方法が提供される。このために、
本明細書では、静脈、動脈、尿道、腸、食道、気管、気管支、尿管、および卵管を含むが
これらに限定されない管状組織をラッピングする方法が提供される。管状組織は、この管
状組織の円周方向に沿って、生体浸食性（生分解性または生体再吸収性とも呼ばれる）。
ポリマーの拘束性繊維マトリックスでラッピングされる。ある非限定的な実施形態では、
マトリックスは、エレクトロスピニングによって管状組織上に堆積される。ある特定の非
限定的な実施形態では、管状組織は、例えば、冠動脈バイパス処置などの動脈バイパス処
置で使用される、伏在静脈などの静脈である。
ポリマーマトリックスの生分解速度は、有用な期間にわたってマトリックスが分解する
ように、操作され最適化されまたはその他の方法で調節されてもよい。例えば、冠動脈バ
イパスの場合、マトリックスは、グラフトに対するかなりの量の急な応力が防止されるよ
うに、１２時間以上かけて溶解することが望ましい。ポリマーは、ポリマーマトリックス
により提供された機械的支持がその時間をかけて徐々に低減されるように、かつ静脈が徐
々に高いレベルのＣＷＳに曝されるように、所望の時間をかけて分解する。典型的な適用
例では、マトリックスは、２週間から２年の期間をかけて生分解する。好ましい実施形態
では、マトリックスは、２カ月から１年の期間をかけて生分解する。より好ましい実施形
態では、マトリックスは、２から６カ月の期間をかけて生分解する。マトリックスは、生
分解速度が線形または非線形になるように構成することができる。
この新しい手法は、２つの潜在的な適用例を有する。第１の非限定的な適用例では、マ
トリックスは、ＡＶＧとして使用することが意図される静脈セグメントを修飾するための
、外科周辺ツールとして使用することができる。静脈またはその他の管状の解剖学的構造
の修飾は、身体から除去した直後に、かつ例えば動脈バイパス手術であるがこれに限定す
ることのないグラフト術の直前に、病床で、静脈を治療することによって行われると考え
られる。非限定的な一例では、伏在静脈が収集された後かつ外科医が手術部位を露出させ
ている間に、ポリマーラップを静脈表面にエレクトロスピニングし、その直後にバイパス
処置に使用されると考えられる。
第２の非限定的な実施形態では、ポリマーマトリックスは、支持体をＡＶＧに送達する
ための新しいビヒクルとして使用することができる。時間をかけた静脈グラフトの機械的
環境の変更は、それ自体がＡＶＧの開存性を改善したが、活性剤および生物学的（細胞）
支持体のＡＶＧへの送達は、多くの場合に望ましいと証明することができる。活性剤およ
び／または生物学的物質が組み込まれるエレクトロスピニングされたポリマーラップを調
整して、所望の速度で分解させることにより、これら支持体様式の送達速度を制御するこ
とができた。
一実施形態によれば、管状組織グラフトデバイスが提供される。デバイスは、管状組織
と、この管状組織の円周方向に沿った生体浸食性ポリマーの拘束性繊維マトリックスとを
含む。マトリックスは、典型的には、管状組織の少なくとも一部（一部分）の円周方向に
沿って隣接しておりまたは本質的に隣接している。一実施形態では、管状組織は、静脈か
ら得られ（静脈性であり）、例えば静脈管状組織は伏在静脈の一部から得られるが、これ
に限定するものではない。その他の実施形態では、管状組織は、動脈、尿道、腸、食道、
尿管、気管、気管支、および卵管の１種または複数から選択される（それらの１種または
複数から選択された器官／組織から得られる）。デバイスのマトリックスは、１２時間か
ら２週間に及ぶ期間にわたって典型的にはその場で生体浸食し（移植されたとき）、これ
はマトリックスの支持性がその期間をかけて劣化し、マトリックスは必ずしも完全に浸食
されるわけではないことを意味する。
一実施形態では、デバイスは、ポリマー繊維を管状組織表面にエレクトロスピニングす
ることによって調製される。ポリマー繊維は、任意の有用な生体浸食性ポリマー組成物を
含むことができる。以下に示される一実施形態では、繊維は、例えばポリ（エステルウレ
タン）尿素を含むがこれに限定されないエステルおよびウレタン結合を含んだポリマーを
含む。その他の実施形態では、繊維は：α−ヒドロキシ酸由来のポリマー、ポリラクチド
、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）
、ポリグリコール酸、ポリ（ｄｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）、ポリ（１−ラクチド
−ｃｏ−ｄｌ−ラクチド）、ラクトンモノマーを含むポリマー、ポリカプロラクトン、カ
ーボネート結合を含むポリマー、ポリカーボネート、ポリグリコネート、ポリ（グリコリ
ド−ｃｏ−トリメチレンカーボネート）、ポリ（グリコリド−ｃｏ−トリメチレンカーボ
ネート−ｃｏ−ジオキサノン）、ウレタン結合を含むポリマー、ポリウレタン、ポリ（エ
ステルウレタン）尿素、ポリ（エステルウレタン）尿素エラストマー、エステル結合を含
むポリマー、ポリアルカノエート、ポリヒドロキシブチレート、ポリヒドロキシバレレー
ト、ポリジオキサノン、ポリガラクチン、天然ポリマー、キトサン、コラーゲン、エラス
チン、アルギネート、セルロース、ヒアルロン酸、およびゼラチンの１種または複数から
選択されたポリマーを含む。一実施形態では、ポリマーは、約２５重量％から約７５重量
％のコラーゲンを有するポリ（エステルウレタン）尿素を含む。このポリマーはエラスチ
ンを含んでいてもよく、例えば、限定するものではないがコラーゲンおよびエラスチンの
混合物を約２５重量％から約７５重量％含み、これは一実施形態によればほぼ（約）等量
である。
さらに別の実施形態では、細胞および治療薬（例えば、薬物、サイトカイン、化学誘引
物質、抗生剤、抗炎症薬など）の１種または両方が、マトリックスに関連付けられている
（結合し、吸収され、吸着され、成長し、連結されているなど）。一実施形態では、細胞
がマトリックスに関連付けられており、例えば、限定するものではないが、幹細胞、前駆
（前駆体）細胞、平滑筋細胞、骨格筋芽細胞、心筋細胞、内皮細胞、内皮前駆細胞、骨髄
由来の間葉細胞、および遺伝子組換え細胞から選択された細胞の１種または複数が、マト
リックスに関連付けられている。別の実施形態では、成長因子がマトリックスに関連付け
られており、例えば、限定するものではないが、塩基性線維芽細胞成長因子（ｂＦＧＦ）
、酸性線維芽細胞成長因子（ａＦＧＦ）、血管内皮成長因子（ＶＥＧＦ）、肝細胞成長因
子（ＨＧＦ）、インスリン様成長因子（ＩＧＦ）、トランスフォーミング成長因子−βプ
レイオトロフィンタンパク質、ミッドカインタンパク質、およびＩＧＦ−１の１種または
複数から選択された成長因子が関連付けられている。別の実施形態では、薬物がマトリッ
クスに関連付けられている。ある非限定的な実施形態では、薬物は、非ステロイド性抗炎
症薬、抗生剤、抗凝固因子、免疫抑制剤、グルココルチコイド、イムノフィリンに作用す
る薬物、インターフェロン、ＴＮＦ結合タンパク質、タキサン、スタチン、および酸化窒
素供与体の１種または複数から選択される。その他において、薬物は、ＮＳＡＩＤ、サリ
チル酸、インドメタシン、ナトリウムインドメタシン三水和物、サリチルアミド、ナプロ
キセン、コルヒチン、フェノプロフェン、スリンダク、ジフルニサル、ジクロフェナク、
インドプロフェンナトリウムサリチルアミド、抗炎症性サイトカイン、抗炎症性タンパク
質、ステロイド性抗炎症薬、ヘパリン、ペバク、エノキサプリン、アスピリン、ヒルジン
、プラビキス、ビバリルジン、プラスグレル、イドラパリヌクス、ワーファリン、クマジ
ン、クロピドグレル、ＰＰＡＣＫ、ＧＧＡＣＫ、組織プラスミノゲン活性化因子、ウロキ
ナーゼ、ストレプトキナーゼ、グルココルチコイド、ヒドロコルチゾン、ベタメチゾン、
デキサメタゾン、フルメタゾン、イソフルプレドン、メチルプレド−ニゾロン、プレドニ
ゾン、プレドニゾロン、トリアムシノロンアセトニド、抗血管新生薬、フルオロウラシル
、パクリタキセル、ドキソルビシン、シスプラチン、メトトレキセート、シクロホスファ
ミド、エトポシド、ペガプタニブ、ルセンチス、トリプトファニル−ｔＲＮＡシンセター
ゼ、レタアン、ＣＡ４Ｐ、ＡｄＰＥＤＦ、ＶＥＧＦ−ＴＲＡＰ−ＥＹＥ、ＡＧ−１０３９
５８、アバスチン、ＪＳＭ６４２７、ＴＧ１００８０１、ＡＴＧ３、ＯＴ−５５１、エン
ドスタチン、サリドマイド、ベカシズマブ、ネオバスタット、抗増殖薬、シロリムス、パ
クリタキセル、ペリリルアルコール、ファルネシルトランスフェラーゼ阻害剤、ＦＰＴＩ
ＩＩ、Ｌ７４４、抗増殖因子、Ｖａｎ １０／４、ドキソルビシン、５−ＦＵ、ダウノマ
イシン、マイトマイシン、デキサメタゾン、アザチオプリン、クロラムブシル、シクロホ
スファミド、メトトレキセート、モフェチル、血管作用性腸管ポリペプチド、抗体、イム
ノフィリンに作用する薬物、シクロスポリン、ゾタロリムス、エベロリムス、タクロリム
ス、シロリムス、インターフェロン、ＴＮＦ結合タンパク質、タキサン、パクリタキセル
、ドセタキセル、スタチン、アトルバスタチン、ロバスタチン、シムバスタチン、プラバ
スタチン、フルバスタチン、ロスバスタチン、酸化窒素供与体または前駆体、Ａｎｇｅｌ
ｉ塩、Ｌ−アルギニン、遊離塩基、ジエチルアミンＮＯＮＯエート、ジエチルアミンＮＯ
ＮＯエート／ＡＭ、Ｇｌｙｃｏ−ＳＮＡＰ−１、Ｇｌｙｃｏ−ＳＮＡＰ−２、（±）−Ｓ
−ニトロソ−Ｎ−アセチルペニシラミン、Ｓ−ニトロソグルタチオン、ＮＯＣ−５、ＮＯ
Ｃ−７、ＮＯＣ−９、ＮＯＣ−１２、ＮＯＣ−１８、ＮＯＲ−１、ＮＯＲ−３、ＳＩＮ−
１、塩酸塩、ナトリウムニトロプルシド、二水和物、スペルミンＮＯＮＯエート、ストレ
プトゾトシン、抗生剤、アシクロビル、アフロキサシン、アンピシリン、アムホテリシン
Ｂ、アトバクオン、アジスロマイシン、シプロフロキサシン、クラリスロマイシン、クリ
ンダマイシン、クロファジミン、ダプソン、ジクラザリル、ドキシサイクリン、エリスロ
マイシン、エタンブトール、フルコナゾール、フルオロキノロン、フォスカルネット、ガ
ンシクロビル、ゲンタマイシン、イアトロコナゾール、イソニアジド、ケトコナゾール、
レボフロキサシン、リンコマイシン、ミコナゾール、ネオマイシン、ノルフロキサシン、
オフロキサシン、パロモマイシン、ペニシリン、ペンタミジン、ポリミキシンＢ、ピラジ
ナミド、ピリメタミン、リファブチン、リファムピン、スパルフロキサシン、ストレプト
マイシン、スルファジアジン、テトラサイクリン、トブラマイシン、トリフルオロウリジ
ン、トリメトプリムスルフェート、Ｚｎ−ピリチオン、および塩化物、臭化物、ヨウ化物
、および過ヨウ素酸塩などの銀塩の１種または複数から選択される。
本明細書では、管状組織グラフトデバイスを生成するために管状組織の周方向（外面、
円周）に沿って生体浸食性ポリマーの繊維マトリックスを堆積させるステップを含む管状
グラフトを調製する方法も提供される。マトリックスは、管状組織の少なくとも一部（一
部分）の円周方向に沿って、典型的には隣接しまたは本質的に隣接している。一実施形態
では、マトリックスはエレクトロスピニングにより堆積される。上述のように、マトリッ
クスは、１２時間から２週間に及ぶ期間にわたり、典型的にはその場で生体浸食される。
一実施形態では、管状組織は静脈から得られ、例えば、限定するものではないが静脈管
状組織は伏在静脈の一部から得られる。その他の実施形態では、管状組織は、動脈、尿道
、腸、食道、尿管、気管、気管支、および卵管の１種または複数から選択される（それら
の１種または複数から選択された器官／組織から得られる）。
ポリマー繊維は、任意の有用な生体浸食性および生体適合性ポリマー組成物を含むこと
ができる。以下の示される一実施形態では、繊維は、例えば限定するものではないがポリ
（エステルウレタン）尿素を含む、エステルおよびウレタン結合を含んだポリマーを含む
。その他の実施形態では、繊維は：α−ヒドロキシ酸由来のポリマー、ポリラクチド、ポ
リ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）、ポ
リグリコール酸、ポリ（ｄｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）、ポリ（ｌ−ラクチド−ｃ
ｏ−ｄｌ−ラクチド）、ラクトンモノマーを含むポリマー、ポリカプロラクトン、カーボ
ネート結合を含むポリマー、ポリカーボネート、ポリグリコネート、ポリ（グリコリド−
ｃｏ−トリメチレンカーボネート）、ポリ（グリコリド−ｃｏ−トリメチレンカーボネー
ト−ｃｏ−ジオキサノン）、ウレタン結合を含むポリマー、ポリウレタン、ポリ（エステ
ルウレタン）尿素、ポリ（エステルウレタン）尿素エラストマー、エステル結合を含むポ
リマー、ポリアルカノエート、ポリヒドロキシブチレート、ポリヒドロキシバレレート、
ポリジオキサノン、ポリガラクチン、天然ポリマー、キトサン、コラーゲン、エラスチン
、アルギネート、セルロース、ヒアルロン酸、およびゼラチンの１種または複数から選択
されたポリマーを含む。一実施形態では、ポリマー組成物は、約２５重量％から約７５重
量％のコラーゲン、すなわちその範囲内にある増分変量のコラーゲンと共に、ポリ（エス
テルウレタン）尿素を含む。このポリマーは、例えば限定するものではないがコラーゲン
およびエラスチンの混合物の約２５重量％から約７５重量％でエラスチンを含んでいても
よく、これらは一実施形態によればほぼ（約）等量である。
別の実施形態では、方法は、細胞および治療薬（例えば、薬物、サイトカイン、化学誘
引物質、抗生剤、抗炎症薬など）の１種または両方を、マトリックスに関連付ける（結合
する、吸収させる、吸着させる、成長させる、連結させるなど）ステップを含む。一実施
形態では、細胞がマトリックスに関連付けられ、例えば、限定するものではないが幹細胞
、前駆（前駆体）細胞、平滑筋細胞、骨格筋芽細胞、心筋細胞、内皮細胞、内皮前駆細胞
、骨髄由来の間葉細胞、および遺伝子組換え細胞から選択された細胞の１種または複数が
、マトリックスに関連付けられる。別の実施形態では、成長因子がマトリックスに関連付
けられ、例えば、限定するものではないが塩基性線維芽細胞成長因子（ｂＦＧＦ）、酸性
線維芽細胞成長因子（ａＦＧＦ）、血管内皮成長因子（ＶＥＧＦ）、肝細胞成長因子（Ｈ
ＧＦ）、インスリン様成長因子（ＩＧＦ）、トランスフォーミング成長因子−βプレイオ
トロフィンタンパク質、ミッドカインタンパク質、およびＩＧＦ−１の１種または複数か
ら選択された成長因子がマトリックスに関連付けられる。ある非限定的な実施形態では、
薬物は、非ステロイド性抗炎症薬、抗生剤、抗凝固因子、免疫抑制剤、グルココルチコイ
ド、イムノフィリンに作用する薬物、インターフェロン、ＴＮＦ結合タンパク質、タキサ
ン、スタチン、および酸化窒素供与体の１種または複数から選択される。その他において
、薬物は、ＮＳＡＩＤ、サリチル酸、インドメタシン、ナトリウムインドメタシン三水和
物、サリチルアミド、ナプロキセン、コルヒチン、フェノプロフェン、スリンダク、ジフ
ルニサル、ジクロフェナク、インドプロフェンナトリウムサリチルアミド、抗炎症性サイ
トカイン、抗炎症性タンパク質、ステロイド性抗炎症薬、ヘパリン、ペバク、エノキサプ
リン、アスピリン、ヒルジン、プラビキス、ビバリルジン、プラスグレル、イドラパリヌ
クス、ワーファリン、クマジン、クロピドグレル、ＰＰＡＣＫ、ＧＧＡＣＫ、組織プラス
ミノゲン活性化因子、ウロキナーゼ、ストレプトキナーゼ、グルココルチコイド、ヒドロ
コルチゾン、ベタメチゾン、デキサメタゾン、フルメタゾン、イソフルプレドン、メチル
プレド−ニゾロン、プレドニゾン、プレドニゾロン、トリアムシノロンアセトニド、抗血
管新生薬、フルオロウラシル、パクリタキセル、ドキソルビシン、シスプラチン、メトト
レキセート、シクロホスファミド、エトポシド、ペガプタニブ、ルセンチス、トリプトフ
ァニル−ｔＲＮＡシンセターゼ、レタアン、ＣＡ４Ｐ、ＡｄＰＥＤＦ、ＶＥＧＦ−ＴＲＡ
Ｐ−ＥＹＥ、ＡＧ−１０３９５８、アバスチン、ＪＳＭ６４２７、ＴＧ１００８０１、Ａ
ＴＧ３、ＯＴ−５５１、エンドスタチン、サリドマイド、ベカシズマブ、ネオバスタット
、抗増殖薬、シロリムス、パクリタキセル、ペリリルアルコール、ファルネシルトランス
フェラーゼ阻害剤、ＦＰＴＩＩＩ、Ｌ７４４、抗増殖因子、Ｖａｎ １０／４、ドキソル
ビシン、５−ＦＵ、ダウノマイシン、マイトマイシン、デキサメタゾン、アザチオプリン
、クロラムブシル、シクロホスファミド、メトトレキセート、モフェチル、血管作用性腸
管ポリペプチド、抗体、イムノフィリンに作用する薬物、シクロスポリン、ゾタロリムス
、エベロリムス、タクロリムス、シロリムス、インターフェロン、ＴＮＦ結合タンパク質
、タキサン、パクリタキセル、ドセタキセル、スタチン、アトルバスタチン、ロバスタチ
ン、シムバスタチン、プラバスタチン、フルバスタチン、ロスバスタチン、酸化窒素供与
体または前駆体、Ａｎｇｅｌｉ塩、Ｌ−アルギニン、遊離塩基、ジエチルアミンＮＯＮＯ
エート、ジエチルアミンＮＯＮＯエート／ＡＭ、Ｇｌｙｃｏ−ＳＮＡＰ−１、Ｇｌｙｃｏ
−ＳＮＡＰ−２、（±）−Ｓ−ニトロソ−Ｎ−アセチルペニシラミン、Ｓ−ニトロソグル
タチオン、ＮＯＣ−５、ＮＯＣ−７、ＮＯＣ−９、ＮＯＣ−１２、ＮＯＣ−１８、ＮＯＲ
−１、ＮＯＲ−３、ＳＩＮ−１、塩酸塩、ナトリウムニトロプルシド、二水和物、スペル
ミンＮＯＮＯエート、ストレプトゾトシン、抗生剤、アシクロビル、アフロキサシン、ア
ンピシリン、アムホテリシンＢ、アトバクオン、アジスロマイシン、シプロフロキサシン
、クラリスロマイシン、クリンダマイシン、クロファジミン、ダプソン、ジクラザリル、
ドキシサイクリン、エリスロマイシン、エタンブトール、フルコナゾール、フルオロキノ
ロン、フォスカルネット、ガンシクロビル、ゲンタマイシン、イアトロコナゾール、イソ
ニアジド、ケトコナゾール、レボフロキサシン、リンコマイシン、ミコナゾール、ネオマ
イシン、ノルフロキサシン、オフロキサシン、パロモマイシン、ペニシリン、ペンタミジ
ン、ポリミキシンＢ、ピラジナミド、ピリメタミン、リファブチン、リファムピン、スパ
ルフロキサシン、ストレプトマイシン、スルファジアジン、テトラサイクリン、トブラマ
イシン、トリフルオロウリジン、トリメトプリムスルフェート、Ｚｎ−ピリチオン、およ
び塩化物、臭化物、ヨウ化物、および過ヨウ素酸塩などの銀塩の１種または複数から選択
される。
さらに別の実施形態では、静脈と、この静脈の円周方向に沿った生体浸食性ポリマーの
隣接拘束性繊維マトリックスとを含む管状組織グラフトデバイスで、冠動脈をバイパスす
るステップを含む、心臓バイパス法が提供される。この隣接する生体浸食性ポリマーマト
リックスは、上述のようなかつこの開示全体を通した任意のマトリックスであり、上述の
ような追加の治療薬を含んでいてもよい。
内膜肥厚の進行を示す概略図である。ＩＥＬ、内部弾性層；ＳＭＣ、平滑筋細胞であることにどうか留意されたい。画像は、Ｒｏｂｂｉｎｓ Ｐａｔｈｏｌｏｇｉｃ Ｂａｓｉｓ ｏｆ Ｄｉｓｅａｓｅ、１９９９（Ｋｕｍａｒ Ｖ、Ｆａｕｓｔｏ Ｎ、およびＡｂｂａｓ Ａ．Ｒｏｂｂｉｎｓ ＆ ｃｏｌｔｒａｎ ｐａｔｈｏｌｏｇｉｃ ｂａｓｉｓ ｏｆ ｄｉｓｅａｓｅ．Ｓａｕｎｄｅｒｓ．２００４）を修正したものである。 テネイシン−Ｃ（ＴＮ−Ｃ）、トロンボスポンジン−１，２−（ＴＳＰ）、酸性でありシステインに富む分泌タンパク質（ＳＰＡＲＣ）、マイトジェン誘導性遺伝子２（Ｍｉｇ−２）、およびインテグリン結合キナーゼ（ＩＬＫ）の局在化を示す概略図である。ＥＣＭ、細胞外マトリックス；αおよびβ、インテグリンであることにどうか留意されたい。 閉ループ灌流／器官培養システムの１つの概略図である。ループは、拍動性の圧力および流動を提供するＢｉｏｍｅｄｉｃｕｓ遠心力ポンプ（Ａ）、熱交換器（Ｄ）、組織−ハウジングチャンバ（Ｃ）、近位（Ｂ１）および遠位（Ｂ２）圧力変換器、可変抵抗弁（Ｅ）、流動プローブ（Ｆ）、収集リザーバ（Ｇ）、および血管バイパス（Ｈ）からなる。図示されていない構成要素には、外膜浴ループ、Ｈｅ−Ｎｅレーザーマイクロメータ、およびデータ収集システムが含まれる。より詳細に関してはＬａｂａｄｉｅ（１９９６）らを参照されたい（Ｌａｂａｄｉｅ、Ｒ．Ｆ．、Ｊ．Ｆ．Ａｎｔａｋｉ、Ｊ．Ｌ．Ｗｉｌｌｉａｍｓ、Ｓ．Ｋａｔｙａｌ、Ｊ．Ｌｉｇｕｓｈ、Ｓ．Ｃ．Ｗａｔｋｉｎｓ、Ｓ．Ｍ．Ｐｈａｍ、およびＨ．Ｓ．Ｂｏｒｏｖｅｔｚ、「Ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｅｘ ｖｉｖｏ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ ｐａｔｈｗａｙｓ ｉｎ ｉｎｔａｃｔ ｖａｓｃｕｌａｒ ｔｉｓｓｕｅ」、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ、１９９６．２７０（２ Ｐｔ ２）：Ｈ７６０〜８頁）。 ブタ内頸静脈セグメントの圧力対直径応答を示す図である。 上部の３つのパネルは、基準対照（ＢＡＳＥ）、「静脈」４８時間灌流対照（静脈）、および「動脈」４８時間灌流（動脈）した、ブタ内頸静脈セグメントの管腔の、代表的な走査型電子顕微鏡画像を示す。無傷の内皮細胞層の、丸石状の外観に留意されたい。パネルの第２列は、各群の、代表的なミクロ構造とＨ＆Ｅ染色を介した生きている核とを示す（倍率２００×）。パネルの第３列は、各組織群内の代表的な生（当初は緑）および死（当初は赤）細胞を示す（倍率２００×）。ＢＡＳＥ対照組織と比較した場合、灌流した組織のネクローシスは高レベルであるようには見えないことに留意されたい。下の３つのパネルは、同じ４８時間灌流実験から得た組織の、代表的なＴＵＮＥＬアッセイ画像を示す（浸漬油中、倍率４００×）。ＢＡＳＥと比較した場合、灌流した組織のアポトーシスは高レベルであるようには見えないことに留意されたい。全てのパネルにおいて、矢印は血管の管腔を示す。 ＶＥＮ対ＡＲＴのｅｘ ｖｉｖｏ灌流実験を示す、概略図である。 ＡＲＴ対ｃＡＲＴのｅｘ ｖｉｖｏ灌流実験を示す、概略図である。 ＡＲＴ対ｗＡＲＴのｅｘ ｖｉｖｏ灌流実験を示す、概略図である。 静脈／ラップ複合体の断面を示す概略図である。 終点分析のための灌流後静脈セグメン処理の概略図である。与えられた長さは、負荷がかかっていない血管静止長を表す。 見せかけのおよびスピニングされた両方のＰＩＪＶの、正規化された外径応答を示す図である。スピニングされ（ｗＡＲＴ）および見せかけの対照ＰＩＪＶは共に、１２０／８０ｍｍＨｇの圧力および１００ｍｌ／分の平均流量というＡＲＴ条件下で灌流した。スピニングされた静脈（Ｎ＝７）の正規化された直径は、見せかけの対照（Ｎ＝５）と比べた場合、劇的に減少することに留意されたい。加圧された外径（ＯＤｐ）は、加圧されていない外径（ＯＤｕｐ）に対して正規化され、データは、平均±平均の標準誤差として示される。 表１の各組合せに関する、エレクトロスピニングされたポリマーのＰＩＪＶでラッピングされたセグメントの、２４時間のｅｘ ｖｉｖｏ灌流から得られた、ＣＷＳ対時間を示す図である。下方の水平破線は、静脈条件下でラッピングされていない静脈で測定された平均ＣＷＳレベルを示し（ＣＷＳｏ 約２５ＫＰａ）、中間の水平破線は、冠動脈の平均ＣＷＳを示す（約１２０ＫＰａ）（Ｌａｂａｄｉｅ Ｒ Ｆら、Ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｅｘ ｖｉｖｏ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ ｐａｔｈｗａｙｓ ｉｎ ｉｎｔａｃｔ ｖａｓｃｕｌａｒ ｔｉｓｓｕｅ．Ａｍ Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．１９９６；２７０（２ Ｐｔ ２）：Ｈ７６０−８）。上方の破線は、ＡＲＴ条件下、ラッピングされていない静脈（見せかけの対照）で測定された平均ＣＷＳを表す。凡例中、ＥＴは、エレクトロスピニング時間を表す。全てのＣＷＳ値は、ＣＷＳ０に対して正規化した。データは、平均±平均の標準誤差として示される。 スピニングされたおよび見せかけの両方の対照ＰＩＪＶセグメントを刺激するために、エピネフリン（ＥＰＩ）およびナトリウムニトロプルシド（ＳＮＰ）を使用して得られた代表的な血管運動性チャレンジ結果を示す図である。ＳＮＰは、ＥＰＩによる刺激後の組織の自然な緩和が観察された直後に投与されることに、どうか留意されたい。すなわちＳＮＰは、組織の自然の緩和（ＥＰＩによる刺激後）が観察されたときに応じて、見せかけのおよびスピニングされたＰＩＪＶに関して異なる時間に投与された。実験継続中における各ＰＩＪＶセグメントの外径の測定を、ＥＰＩの初回用量の投与前に測定された基準外径に対して正規化した。 血管運動性チャレンジ実験（Ｎ＝４）の結果を示す図である。見せかけの対照とスピニングされたＰＩＪＶとの間の収縮または拡張レベルに、有意な相違はないように見える。データは、平均±平均の標準誤差として示される。 ２４時間にわたる、見せかけの（Ａ＆Ｃ）およびスピニングされた（Ｂ＆Ｄ）、両方のＰＩＪＶに関するコンプライアンスおよびβ剛性の計算から得た結果を示す図である。データは、平均±平均の標準偏差として表される。 灌流前でありラッピング処置後（Ａ、Ｃ）の、およびｅｘ ｖｉｖｏ灌流の２４時間後（Ｂ、Ｄ）の両方に関する、Ｈ＆Ｅ（Ａ、Ｂ）およびＭａｓｓｏｎトリクローム画像（Ｃ、Ｄ）を示す図である。灌流前のポリマーラップの均一な厚さ、および灌流後の画像にポリマーラップが存在しないことに留意されたい。一方向矢印は、血管の管腔を示す。（Ａ）および（Ｃ）における両方向矢印は、（Ｂ）または（Ｄ）で検出できなかったポリマーラップの厚さを示す。 ピクロシリウスレッド（色はオリジナル）で染色された静脈セクションの、代表的な複屈折画像を示す図である。実験条件は、下記の通り定義され、すなわち：圧力２０ｍｍＨｇおよび流量２０ｍｌ／分の静脈（ＶＥＮ）条件；圧力１２０／８０ｍｍＨｇおよび平均流量１００ｍｌ／分の拍動性動脈（ＡＲＴ）条件；およびラッピングされた静脈セグメントがｅｘ ｖｉｖｏで２４時間にわたりＡＲＴ条件下で灌流された、ラッピングされた動脈（ｗＡＲＴ）条件と定義される。矢印は、血管の管腔を示す。 静脈組織セクションの、Ｍｏｖａｔのペンタクローム染色を示す図である（色はオリジナル）。各画像において、コラーゲンは黄色に染色され、エラスチンおよび核は黒色に染色され、筋肉は赤色に染色される。ｗＡＲＴセクションの外膜側における赤色染色は、ｅｘ ｖｉｖｏ灌流実験中にポリマー内に捕えられるようになる、培地タンパク質の非特異的な染色である。矢印は、血管の管腔を示す。 （Ａ）は、エレクトロスピニングされたポリマーが、その外膜表面上に堆積されている、ＰＩＪＶセグメントの低倍率ＳＥＭ画像を示す図である。（Ｂ）は、ポリマーラップが付着された後の、ＰＩＪＶの外膜表面のＳＥＭ画像（倍率５００×で撮影された）である。ポリマーラップの高い多孔度に留意されたい。（Ｃ）は、静脈へのポリマーラップの取着を示すＳＥＭ画像（倍率５００×で撮影された）である。（Ｄ）は、静脈の管腔表面のＳＥＭ画像（倍率５００×で撮影されたであり、無傷のままであるように見える連続内皮層を示す。 エレクトロスピニング後と、エレクトロスピニング後の静置培養から１８および９２時間後の、ＰＩＪＶにおけるネクローシスのレベルを評価するための、定量化されたＬｉｖｅ／Ｄｅａｄ（商標）結果を示す図である。示されるデータは、単一実験に関するものであり、誤差棒は、ＰＩＪＶセグメント当たりで分析された１０回の値から得られる。データは、平均±平均の標準誤差として表される。 蛍光ベースのＴＵＮＥＬ分析から得られた（色はオリジナル）代表的な免疫組織化学画像である。上部２つのパネルは、２４時間ＶＥＮ（Ａ）対ＡＲＴ（Ｂ）の実験からのものである。次の２つのパネルは、２４時間ＡＲＴ（Ｃ）対ｃＡＲＴ（Ｄ）の実験からのものである。３列目のパネルは、７２時間ＡＲＴ（Ｅ）対ｃＡＲＴ（Ｆ）の実験からのものである。下の２つのパネルは、２４時間ＡＲＴ（Ｇ）対ｗＡＲＴ（Ｈ）の実験からのものである。矢印は、アポトーシス細胞を示す。Ｌは、ＰＩＪＶ管腔を示す。 全てのｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流実験からＰＩＪＶ内のアポトーシス細胞のパーセンテージを評価するために、蛍光ベースのＴＵＮＥＬ分析から得られた、定量化された免疫組織化学結果を示す図である。データは、平均±平均の標準誤差として表される。 ＨＲＰ／ＡＢＣベースのＰＣＮＡ分析から得られた（色はオリジナル）、代表的な免疫組織化学画像である。上の２つのパネルは、２４時間ＶＥＮ（Ａ）対ＡＲＴ（Ｂ）の実験からのものである。次の２つのパネルは、２４時間ＡＲＴ（Ｃ）対ｃＡＲＴ（Ｄ）の実験からのものである。３列目のパネルは、７２時間ＡＲＴ（Ｅ）対ｃＡＲＴ（Ｆ）の実験からのものである。下の２つのパネルは、２４時間ＡＲＴ（Ｇ）対ｗＡＲＴ（Ｈ）の実験からのものである。矢印は、増殖細胞を示す。Ｌは、ＰＩＪＶ管腔を示す。 全てのｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流実験からＰＩＪＶ内の増殖細胞のパーセンテージを評価するための、ＨＲＰ／ＡＢＣベースのＰＣＮＡ発現分析から得られた、定量化された免疫組織化学結果を示す図である。データは、平均±平均の標準誤差として表される。 ＨＲＰ／ＡＢＣベースのゴルジ複合体分析から得られた（色はオリジナル）、代表的な免疫組織化学画像である。上の２つのパネルは、２４時間ＶＥＮ（Ａ）対ＡＲＴ（Ｂ）の実験からのものである。次の２つのパネルは、２４時間ＡＲＴ（Ｃ）対ｃＡＲＴ（Ｄ）の実験からのものである。３列目のパネルは、７２時間ＡＲＴ（Ｅ）対ｃＡＲＴ（Ｆ）の実験からのものである。下の２つのパネルは、２４時間ＡＲＴ（Ｇ）対ｗＡＲＴ（Ｈ）の実験からのものである。矢印は、陽性染色された細胞を示す。Ｌは、ＰＩＪＶ管腔を示す。 全てのｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流実験からＰＩＪＶ内のゴルジ複合体を陽性染色する細胞のパーセンテージを評価するための、ＨＲＰ／ＡＢＣベースのゴルジ複合体発現分析から得られた、定量化された免疫組織化学結果を示す図である。データは、平均±平均の標準誤差として表される。 左：エレクトロスピニングプロセス中にラッピングされたＰＩＪＶセグメントを示す図である。中：本明細書に提示されるような、頸動脈間置グラフトとして移植された、ラッピングされたＰＩＪＶを示す図である。右：ラッピングされていないＰＩＪＶグラフトを示す図である。ラッピングされたＰＩＪＶ（Ｂ）は、ラッピングされていない静脈（Ｃ）の場合にそうであるように動脈圧の下で拡張しないことに留意されたい。 スピニングされた、および見せかけの、両方のＡＶＧから得られた、蛍光透視血管造影画像である。 ＩＨの形態計測測定に使用された（色はオリジナル）、代表的なＭｏｖａｔのペンタクローム染色画像である。内膜と中膜との厚さの比は、上記方程式を使用して計算した。 ＩＨの形態計測測定から得られた、定量化された結果の概要を示す図である。Ｐ＜０．０５は、統計的に有意であると見なされた。統計的有意性に向かう傾向のみが観察されたことに留意されたい。 ２つのｉｎ ｖｉｖｏ実験から得られた低倍率（３０倍）ＳＥＭ画像であって、ＡＶＧが閉塞していない状態を示す画像である。ＡおよびＢは、グラフトが完全に開存している実験から得られた。ＣおよびＤは、グラフトが部分的にのみ閉塞している実験から得られた。これらの画像は、静脈グラフトと頸動脈との間の解剖学的界面を示す。 本発明の管状グラフトデバイスの側断面図であって、このデバイスの長さの少なくとも一部に沿ってその厚さが変化する、周囲を取り囲む繊維マトリックスを有する管状部材が含まれる図である。 図３３ａは、本発明の管状グラフトデバイスの側断面図であり、図３３Ｂは、本発明の管状グラフトデバイスの端面断面図であり、それぞれ、このデバイスの円周方向のセクションの少なくとも一部に沿ってその厚さが変化する、周囲を取り囲む繊維マトリックスを有する管状部材が含まれている図である。 本発明の管状グラフトデバイスの側断面図であって、このデバイスの長さの少なくとも一部に沿ってその性質が変化する、周囲を取り囲む繊維マトリックスを有する管状部材が含まれている図である。 本発明の管状グラフトデバイスの側断面図であって、繊維マトリックスおよび第２の足場構造の両方によって取り囲まれた管状部材を含んでいる図である。 本発明の管状グラフトデバイスを製造する好ましい方法のフローチャートであって、患者評価処置を行うステップと、この患者評価から得られたデータに基づいて繊維マトリックスを管状部材に付着させるステップとを含んでいるフローチャートである。 本発明の管状ブラフトデバイスを製造する好ましい方法のフローチャートであって、管状部材への繊維マトリックスの付着中に１つまたは複数のプロセス出力パラメータを監視するステップを含んでいるフローチャートである。
本明細書では、典型的には、しかし限定するものではないが自家、同種、異種間移植処
置において、動脈性静脈グラフトまたは任意の管状組織を機械的に調整する方法が提供さ
れる。このために、本明細書では、静脈、動脈、尿道、腸、気管、食道、尿管、および卵
管を含むがこれらに限定するものではない管状組織をラッピングする方法が提供される（
グラフト様のそれらの組織供給源の任意の部分を意味し、全体的な構造または実質的に全
体的な構造の使用が１つの選択肢ではあるものの、記述された解剖学的構造全体がグラフ
トの目的で使用されることを示唆するものではない。したがって、管状組織が伏在静脈な
どの静脈であるという場合、これは、全伏在静脈を使用しなければならないことを意味す
るものではない）。構造は、管状組織の円周方向に沿って生体浸食性ポリマーの拘束性繊
維マトリックスでラッピングされる。本明細書で記述される「繊維」は、細長い、引き伸
ばされた、細長い、スレッド状の、および／またはフィラメント状の構造である。「マト
リックス」は、規則正しく（例えば、織られた、または不織メッシュ）またはランダムに
配置構成された（エレクトロスピニングによって典型的に生成される繊維のマットで代表
されるような）、要素（例えば、繊維）の任意の２または３次元配置構成である。
マトリックスは、典型的には、管状組織の円周方向に沿って実質的にまたは本質的に隣
接しており、マトリックスは、表面上のおよびある部分の円周方向に沿った、しかし管状
組織の全表面（例えば、長さ）を覆うことを必ずしも必要としない、連続的な支持体とな
る環を形成することを意味している。マトリックスは「拘束的」であり、このマトリック
スは、管状組織の外面に実質的に接触しており、グラフト化されたときに管状組織の実質
的な円周方向の拡張を拘束し、妨害し、かつ／または防止することを意味する。マトリッ
クスによる拘束の程度は、典型的には、典型的な動脈圧の下で管状組織がその組織の実質
的な最大膨張直径まで膨張しないようなものである（例えば、図４参照）。マトリックス
は、拘束的である限り弾性にすることができる。マトリックスが生体浸食性である場合、
マトリックスの拘束的な性質は、マトリックスが浸食されるにつれて時間の経過と共に弱
くなる。
ある非限定的な実施形態では、マトリックスは、エレクトロスピニングによって、管状
の解剖学的構造または器官などの管状組織上に堆積される。ある特定の非限定的な実施形
態では、解剖学的構造は、例えば、冠動脈バイパス処置などの動脈バイパス処置に使用さ
れる、伏在静脈などの静脈である。
管状組織の表面上に微細な繊維を堆積する任意の有用な方法を用いることができるが、
エレクトロスピニングは、実質的に均一な繊維をそのような表面上に堆積する有用な方法
である。エレクトロスピニングは、自然の細胞外マトリックス（ＥＣＭ）に規模および繊
維状の性質が似ている足場の製作を可能にする。ＥＣＭは、サブミクロンおよびナノメー
トルサイズの規模の、繊維、細孔、およびその他の表面フィーチャからなる。そのような
フィーチャは、遊走および配向など、合成材料との細胞の相互作用に直接影響を及ぼす。
エレクトロスピニングは、固有の異方性を有する足場をもたらす配向繊維の製作も可能に
する。これらの位置合わせされた足場は、細胞の成長、形態、およびＥＣＭ生産に影響を
及ぼす可能性がある。例えば、Ｘｕらは、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−ε−カプロラクト
ン）繊維との平滑筋細胞（ＳＭＣ）アライメントを見出し（Ｘｕ Ｃ．Ｙ．、Ｉｎａｉ
Ｒ．、Ｋｏｔａｋｉ Ｍ．、Ｒａｍａｋｒｉｓｈｎａ Ｓ．、「Ａｌｉｇｎｅｄ ｂｉｏ
ｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｎａｎｏｆｉｂｒｏｕｓ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ：ａ ｐｏｔｅｎ
ｔｉａｌ ｆｏｒ ｂｌｏｏｄ ｖｅｓｓｅｌ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ」、Ｂｉｏｍａ
ｔｅｒｉａｌｓ ２００４（２５）８７７〜８６）、Ｌｅｅらは、機械的刺激に対してア
ライメントされた非生体浸食性ポリウレタンを提示し、かつランダムに組織化された足場
におけるよりもアライメントされた足場上で培養された細胞のほうがより多くのＥＣＭを
生産することを見出した（Ｌｅｅ Ｃ．Ｈ．、Ｓｈｉｎ Ｈ．Ｊ．、Ｃｈｏ Ｉ．Ｈ．、
Ｋａｎｇ Ｙ．Ｍ． Ｋｉｍ Ｉ．Ａ．、Ｐａｒｋ Ｋ．Ｄ．、Ｓｈｉｎ、Ｊ．Ｗ．、「
Ｎａｎｏｆｉｂｅｒ ａｌｉｇｎｍｅｎｔ ａｎｄ ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｍｅｃ
ｈａｎｉｃａｌ ｓｔｒａｉｎ ａｆｆｅｃｔ ｔｈｅ ＥＣＭ ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ
ｏｆ ｈｕｍａｎ ＡＣＬ ｆｉｂｒｏｂｌａｓｔ」、Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２
００５（２６）１２６１〜１２７０）。
一般に、エレクトロスピニングのプロセスは、針またはピペットの先端などの小さなオ
リフィスと定量ポンプとを備えたリザーバに、ポリマー含有流体（例えば、ポリマー溶液
、ポリマー懸濁液、またはポリマー溶融体）を配置するステップを含む。高電圧源の１つ
の電極も、ポリマー含有流体またはオリフィスに電気的に接触した状態で配置され、一方
、その他の電極は、標的（典型的には、コレクタースクリーンまたは回転マンドレル）に
電気的に接触するように配置される。エレクトロスピニング中、ポリマー含有流体は、溶
液またはオリフィスに高電圧（例えば、約３〜１５ｋＶ）を印加することによって帯電し
、次いで定常流を供給する定量ポンプによって小さなオリフィス内を強制的に通過する。
オリフィスのポリマー含有流体は、通常、表面張力により半球形状を有すると考えられる
が、高電圧の印加によって、通常ならオリフィスで半球形状のポリマー含有流体は細長く
なり、Ｔａｙｌｏｒコーンとして知られる円錐形を形成する。十分高い電圧がポリマー含
有流体および／またはオリフィスに印加されると、帯電したポリマー含有流体の反発する
静電気力によって表面張力が克服され、帯電した流体噴流がＴａｙｌｏｒコーンの先端か
ら排出され、標的に向かって加速し、そこには典型的には−２から−１０ｋＶの間でバイ
アスがかけられる。任意選択で、バイアスがかけられた（例えば、１〜１０ｋＶ）焦点リ
ングを使用して、ポリマー含有流体の帯電噴流の軌道の方向を定めることができる。流体
の帯電噴流が、バイアスされた標的に向かって移動するにつれ、この噴流は、複雑化した
ホイッピングおよび曲げ運動を受ける。流体がポリマー溶液または懸濁液である場合、溶
媒は、典型的には飛行中に蒸発し、バイアスされた標的上にポリマー繊維を残す。流体が
ポリマー溶融体である場合、この溶融したポリマーは飛行中に冷却され凝固し、バイアス
された標的上にポリマー繊維として収集される。ポリマー繊維が、バイアスされた標的上
に蓄積されるにつれ、不織多孔質メッシュ（マトリックス）が、バイアスされた標的上に
形成される。
エレクトロスピニングされたエラストマーマトリックスの性質は、エレクトロスピニン
グ条件を変えることによって調整することができる。例えば、バイアスされた標的がオリ
フィスに比較的近い場合、結果的に得られるエレクトロスピニングされたメッシュは、不
均一に太い繊維を含有する傾向にあり、この繊維の一部の領域が「ビーズ状」の外観を有
するようになる。しかし、バイアスされた標的がオリフィスからさらに遠くに離れていく
につれ、不織メッシュの繊維はその厚さがより均一になる傾向にある。さらに、バイアス
された標的は、オリフィスに対して移動することができる。ある実施形態では、バイアス
された標的は、規則的で周期的な状態で前後に移動し、不織メッシュの繊維は互いに実質
的に平行になる。そのような場合、得られた不織メッシュは、繊維に直角な方向よりも繊
維に平行は方向において、より高い歪み抵抗を有していてもよい。その他の実施形態では
、バイアスされた標的は、オリフィスに対してランダムに移動し、その結果、不織メッシ
ュの平面内の歪み抵抗は等方的になる。標的は、回転マンドレルにすることもできる。こ
の場合、不織メッシュの性質は、回転速度を変えることによって変化させてもよい。エレ
クトロスピニングされたエラストマー性の足場の性質は、エレクトロスピニングシステム
に印加された電圧の大きさを変化させることによって変えてもよい。特定の好ましい一実
施形態において、エレクトロスピニング装置は、１２ｋＶにバイアスがかけられたオリフ
ィスと、−７ｋＶにバイアスがかけられた標的と、３ｋＶにバイアスがかけられた焦点リ
ングとを含む。さらに、有用なオリフィス直径は０．１２ｃｍ（０．０４７”）（Ｉ．Ｄ
．）であり、有用な標的距離は約２３ｃｍである。ポリマー懸濁液または溶融体に印加さ
れる高電圧の有用な範囲は０．５〜３０ｋＶであり、より好ましくは５〜２５ｋＶであり
、さらにより好ましくは１０〜１５ｋＶである。
エレクトロスピニングは、２つ以上のノズル、すなわち各ノズルが異なるポリマー溶液
の供給源である２つ以上のノズルを使用して行ってもよい。ノズルには、得られる不織ポ
リマーメッシュの物理的および化学的性質を調整するために、異なるバイアスでまたは同
じバイアスでバイアスをかけてもよい。さらに、多くの異なる標的を使用してもよい。平
らなプレート状の標的に加え、マンドレルを標的として使用してもよい。
エレクトロスピニングが、ポリマー懸濁液を使用して行われる場合、懸濁液中のポリマ
ー成分の濃度は、エラストマー性の足場の物理的性質を修正することによって変えること
もできる。例えば、ポリマー成分が比較的低い濃度で存在する場合、エレクトロスピニン
グされた不織メッシュの、結果的に得られる繊維は、ポリマー成分が比較的高い濃度で存
在する場合よりも小さい直径を有する。この理論によって如何様にも限定しようとするも
のではないが、より低い濃度の溶液はより低い粘度を有し、それがオリフィス内へのより
速い流れをもたらして、より細い繊維が生産されると考えられる。当業者なら、所望の特
性の繊維が得られるように、ポリマー濃度を調節することができる。ポリマー成分の濃度
の有用な範囲は、約１重量％から約１５重量％、約４重量％から約１０重量％、および約
６重量％から約８重量％を含む。
使用中、マンドレルは静脈などの管状組織内に配置され、ポリマー繊維は、マンドレル
の回転によって組織の少なくとも一部の円周方向に沿って堆積される。マンドレルは、ス
ピナレットとコレクタとの間を長手方向に往復させて、管状組織の被覆範囲を増大させる
ことができる。
マトリックスの厚さは、堆積されるポリマー組成物の粘度を調節することによって、か
つ／またはエレクトロスピニングの持続時間を調節することによって、制御することがで
きる。より粘度の高いポリマー組成物の使用は、より太い繊維をもたらす可能性があり、
所望の厚さのマトリックスを堆積するのに少しの時間しか必要としない。より低い粘度の
ポリマー組成物の使用は、より細い繊維をもたらす可能性があり、所望の厚さのマトリッ
クスを堆積するのに長い堆積時間を必要とする。マトリックスの厚さおよびマトリックス
内の繊維の太さは、マトリックスの生体浸食速度に影響を及ぼす。これらのパラメータは
、所望のまたは最適な生理学的効果を発揮させるため、マトリックスの最終用途に応じて
最適化される。
ポリマーマトリックスの生分解速度は、有用な時間にわたってマトリックスが分解する
ように、操作されてもよく、最適化されてもよく、またはその他の方法で調節されてもよ
い。例えば、冠動脈バイパスの場合、マトリックスは、グラフト上にかなりの量の突然の
応力がかかるのを防止するように、１２時間以上かけて溶解することが望ましい。ポリマ
ーは、ポリマーマトリックスによって提供された機械的支持がその時間をかけて徐々に低
下するように、かつ徐々に増加するＣＷＳレベルに静脈が曝され得るように、所望の時間
にわたって分解される。
この新しい手法には、２つの潜在的な適用例があると考えられる。第１の非限定的な適
用例では、マトリックスを、ＡＶＧとしての使用が意図される静脈セグメントを修正する
ための外科周辺ツールとして使用することができる。静脈またはその他の管状組織または
解剖学的構造の修正は、病床で、身体から除去した直後に、およびグラフト化する直前に
、例えば限定するものではないが動脈バイパス手術中に行ってもよい。非限定的な一例で
は、伏在静脈が収集された後、かつ外科医が手術（グラフト）部位を露出させている間に
、ポリマーラップを静脈表面にエレクトロスピニングし、その直後にこれをバイパス処置
に使用する。
第２の非限定的な実施形態では、ポリマーマトリックスを、ＡＶＧに支持体を送達する
ためのビヒクルとして使用することができる。経時的な静脈グラフトの機械的環境の修正
そのものによって、ＡＶＧの開存度は改善されるが、活性剤および生物学的（細胞性）支
持体のＡＶＧへの送達は、多くの場合に望ましいことを証明することができる。所望の速
度で分解するように、活性剤および／または生物学的物質が組み込まれているエレクトロ
スピニングされたポリマーラップを調整することによって、これら支持体様式の送達速度
を制御することができる。
ＡＶＧに支持体を送達するための、ラップの血管周囲配置への先の手法は、臨床解釈に
対する律速障壁を有し、エレクトロスピニングされた生分解性ポリマーを使用する本明細
書に提示される手法は、これらの限定に対処する。
静脈グラフトの周りでの外部シースの使用は、最初にＰａｒｓｏｎｎｅｔらによって記
述された。彼らは、シースが拡張を防止することを示し、これは宿主組織により十分受け
入れられ、支持された血管と支持されていない血管との間の引張り強さに相違はなかった
（Ｐａｒｓｏｎｎｅｔ Ｖ、Ｌａｒｉ Ａ Ａ、ａｎｄ Ｓｈａｈ Ｉ Ｈ．Ｎｅｗ ｓ
ｔｅｎｔ ｆｏｒ ｓｕｐｐｏｒｔ ｏｆ ｖｅｉｎｓ ｉｎ ａｒｔｅｒｉａｌ ｇｒ
ａｆｔｓ．Ａｒｃｈ Ｓｕｒｇ．１９６３；８７：６９６〜７０２）。Ｋａｒａｙａｎｎ
ａｃｏｓらは、支持体のない対照グラフトに比べ、緩いフィッティングおよび緊密なフィ
ッティングの両方のＤａｃｒｏｎメッシュシースを用いたＡＶＧにおいて、少ない血栓お
よび内皮下増殖を示した（Ｋａｒａｙａｎｎａｃｏｓ Ｐ Ｅ、Ｈｏｓｔｅｔｌｅｒ Ｊ
Ｒ、Ｂｏｎｄ Ｍ Ｇ、Ｋａｋｏｓ Ｇ Ｓ、Ｗｉｌｌｉａｍｓ Ｒ Ａ、Ｋｉｌｍａ
ｎ Ｊ Ｗ、およびＶａｓｋｏ Ｊ Ｓ．Ｌａｔｅ ｆａｉｌｕｒｅ ｉｎ ｖｅｉｎ
ｇｒａｆｔｓ：Ｍｅｄｉａｔｉｎｇ ｆａｃｔｏｒｓ ｉｎ ｓｕｂｅｎｄｏｔｈｅｌｉ
ａｌ ｆｉｂｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ．Ａｎｎ Ｓｕｒｇ．１９
７８；１８７（２）：１８３〜８）。Ｍｅｈｔａらは、外部のマクロ多孔性非拘束性ポリ
エステルステントの配置が、ブタ静脈グラフトで新生内膜形成を低減させることを実証し
た（Ｍｅｈｔａ Ｄ、Ｇｅｏｒｇｅ Ｓ Ｊ、Ｊｅｒｅｍｙ Ｊ Ｙ、Ｉｚｚａｔ Ｍ
Ｂ、Ｓｏｕｔｈｇａｔｅ Ｋ Ｍ、Ｂｒｙａｎ Ａ Ｊ、Ｎｅｗｂｙ Ａ Ｃ、およびＡ
ｎｇｅｌｉｎｉ Ｇ Ｄ．Ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｔｅｎｔｉｎｇ ｒｅｄｕｃｅｓ ｌｏ
ｎｇ−ｔｅｒｍ ｍｅｄｉａｌ ａｎｄ ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ
ａｎｄ ｐｌａｔｅｌｅｔ ｄｅｒｉｖｅｄ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ ｅｘｐｒ
ｅｓｓｉｏｎ ｉｎ ａ ｐｉｇ ｍｏｄｅｌ ｏｆ ａｒｔｅｒｉｏｖｅｎｏｕｓ ｂ
ｙｐａｓｓ ｇｒａｆｔｉｎｇ．Ｎａｔ． Ｍｅｄ．１９９８；４（２）：２３５〜９）
。より最近では、ポリテトロフルオロエチレンのシースを使用して、動脈圧下でＡＶＧが
永続的に拡張しないようにし、この結果、ブタモデルでのＩＨ形成が低減した（Ｌｉｕ
Ｓ Ｑ、Ｍｏｏｒｅ Ｍ Ｍ、Ｇｌｕｃｋｓｂｅｒｇ Ｍ Ｒ、Ｍｏｃｋｒｏｓ Ｌ Ｆ
、Ｇｒｏｔｂｅｒｇ Ｊ Ｂ、およびＭｏｋ Ａ Ｐ．Ｐａｒｔｉａｌ ｐｒｅｖｅｎｔ
ｉｏｎ ｏｆ ｍｏｎｏｃｙｔｅ ａｎｄ ｇｒａｎｕｌｏｃｙｔｅ ａｃｔｉｖａｔｉ
ｏｎ ｉｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ ｂｙ ｕｓｉｎｇ
ａ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｐｐｒｏａｃｈ．Ｊ．
Ｂｉｏｍｅｃｈ．１９９９；３２（１１）：１１６５〜７５）。
ＡＶＧに対する永続的な機械的支持の臨床解釈は、血管適用例における生体耐久性の合
成材料に対する好ましくない炎症応答に十中八九起因して、未だ報告されていない（Ｂｕ
ｎｔ Ｔ Ｊ．Ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ ｖａｓｃｕｌａｒ ｇｒａｆｔ ｉｎｆｅｃｔｉｏ
ｎｓ．Ｉ．Ｇｒａｆｔ ｉｎｆｅｃｔｉｏｎｓ．Ｓｕｒｇｅｒｙ．１９８３；９３（６）
：７３３〜４６、およびＥｄｗａｒｄｓ Ｗ Ｈ、Ｊｒ．、Ｍａｒｔｉｎ Ｒ Ｓ、３ｒ
ｄ、Ｊｅｎｋｉｎｓ Ｊ Ｍ、Ｅｄｗａｒｄｓ Ｗ Ｈ、Ｓｒ．、およびＭｕｌｈｅｒｉ
ｎ Ｊ Ｌ、Ｊｒ．Ｐｒｉｍａｒｙ ｇｒａｆｔ ｉｎｆｅｃｔｉｏｎｓ．Ｊ Ｖａｓｃ
Ｓｕｒｇ．１９８７；６（３）：２３５〜９）。この限定により、Ｖｉｊａｙａｎらお
よびＪｅｒｅｍｙらは、ポリグラクチンをベースにした生分解性シースを使用してＡＶＧ
におけるＩＨを低減させようとした（Ｊｅｒｅｍｙ Ｊ Ｙ、Ｂｕｌｂｕｌｉａ Ｒ、Ｊ
ｏｈｎｓｏｎ Ｊ Ｌ、Ｇａｄｓｄｏｎ Ｐ、Ｖｉｊａｙａｎ Ｖ、Ｓｈｕｋｌａ Ｎ、
Ｓｍｉｔｈ Ｆ Ｃ、およびＡｎｇｅｌｉｎｉ Ｇ Ｄ．Ａ ｂｉｏａｂｓｏｒｂａｂｌ
ｅ（ｐｏｌｙｇｌａｃｔｉｎ）、ｎｏｎｒｅｓｔｒｉｃｔｉｖｅ、ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓ
ｈｅａｔｈ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ｐｏｒｃｉｎｅ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇｒ
ａｆｔ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ．Ｊ Ｔｈｏｒａｃ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．
２００４；１２７（６）：１７６６〜７２；Ｖｉｊａｙａｎ Ｖ、Ｓｈｕｋｌａ Ｎ、Ｊ
ｏｈｎｓｏｎ Ｊ Ｌ、Ｇａｄｓｄｏｎ Ｐ、Ａｎｇｅｌｉｎｉ Ｇ Ｄ、Ｓｍｉｔｈ
Ｆ Ｃ、Ｂａｉｒｄ Ｒ、およびＪｅｒｅｍｙ Ｊ Ｙ．Ｌｏｎｇ−ｔｅｒｍ ｒｅｄｕ
ｃｔｉｏｎ ｏｆ ｍｅｄｉａｌ ａｎｄ ｉｎｔｉｍａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ｉ
ｎ ｐｏｒｃｉｎｅ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ ｗｉｔｈ ａ ｐ
ｏｌｙｇｌａｃｔｉｎ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｈｅａｔｈ
．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００４；４０（５）：１０１１〜９；およびＶｉｊａｙａ
ｎ Ｖ、Ｓｍｉｔｈ Ｆ Ｃ、Ａｎｇｅｌｉｎｉ Ｇ Ｄ、Ｂｕｌｂｕｌｉａ Ｒ Ａ、
およびＪｅｒｅｍｙ Ｊ Ｙ．Ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｕｐｐｏｒｔｓ ａｎｄ ｔｈｅ
ｐｒｅｖｅｎｔｉｏｎ ｏｆ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｉｎ ｖｅｉ
ｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｅｕｒ Ｊ Ｖａｓｃ Ｅｎｄｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００２；２
４（１）：１３〜２２）。顕著な有益な作用には、ラッピングされていない対照よりも高
い新生栄養血管の発生が含まれた（Ｖｉｊａｙａｎ Ｖ、Ｓｈｕｋｌａ Ｎ、Ｊｏｈｎｓ
ｏｎ Ｊ Ｌ、Ｇａｄｓｄｏｎ Ｐ、Ａｎｇｅｌｉｎｉ Ｇ Ｄ、Ｓｍｉｔｈ Ｆ Ｃ、
Ｂａｉｒｄ Ｒ、およびＪｅｒｅｍｙ Ｊ Ｙ．Ｌｏｎｇ−ｔｅｒｍ ｒｅｄｕｃｔｉｏ
ｎ ｏｆ ｍｅｄｉａｌ ａｎｄ ｉｎｔｉｍａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ｉｎ ｐｏ
ｒｃｉｎｅ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ ｗｉｔｈ ａ ｐｏｌｙｇ
ｌａｃｔｉｎ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｈｅａｔｈ．Ｖａｓ
ｃ Ｓｕｒｇ．２００４；４０（５）：１０１１〜９）。しかし、これらの生分解性シー
スは緩いフィッティングであり、ＡＶＧは動脈圧下でその最大直径にまで拡張され、した
がって、高レベルのＣＷＳに対する機械的支持が提供されなかった。Ｖｉｊａｙａｎら（
Ｖｉｊａｙａｎ Ｖ、Ｓｈｕｋｌａ Ｎ、Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｊ Ｌ、Ｇａｄｓｄｏｎ Ｐ
、Ａｎｇｅｌｉｎｉ Ｇ Ｄ、Ｓｍｉｔｈ Ｆ Ｃ、Ｂａｉｒｄ Ｒ、およびＪｅｒｅｍ
ｙ Ｊ Ｙ．Ｌｏｎｇ−ｔｅｒｍ ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｍｅｄｉａｌ ａｎｄ
ｉｎｔｉｍａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ｉｎ ｐｏｒｃｉｎｅ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ
ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ ｗｉｔｈ ａ ｐｏｌｙｇｌａｃｔｉｎ ｂｉｏｄｅｇｒａｄ
ａｂｌｅ ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｈｅａｔｈ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００４；４０
（５）：１０１１〜９、およびＶｉｊａｙａｎ Ｖ、Ｓｍｉｔｈ Ｆ Ｃ、Ａｎｇｅｌｉ
ｎｉ Ｇ Ｄ、Ｂｕｌｂｕｌｉａ Ｒ Ａ、およびＪｅｒｅｍｙ Ｊ Ｙ．Ｅｘｔｅｒｎ
ａｌ ｓｕｐｐｏｒｔｓ ａｎｄ ｔｈｅ ｐｒｅｖｅｎｔｉｏｎ ｏｆ ｎｅｏｉｎｔ
ｉｍａ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｉｎ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｅｕｒ Ｊ Ｖａｓｃ
Ｅｎｄｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００２；２４（１）：１３〜２２）およびＪｅｒｅｍｙ
ら（Ｊｅｒｅｍｙ Ｊ Ｙ、Ｂｕｌｂｕｌｉａ Ｒ、Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｊ Ｌ、Ｇａｄｓ
ｄｏｎ Ｐ、Ｖｉｊａｙａｎ Ｖ、Ｓｈｕｋｌａ Ｎ、Ｓｍｉｔｈ Ｆ Ｃ、およびＡｎ
ｇｅｌｉｎｉ Ｇ Ｄ．Ａ ｂｉｏａｂｓｏｒｂａｂｌｅ（ｐｏｌｙｇｌａｃｔｉｎ）、
ｎｏｎｒｅｓｔｒｉｃｔｉｖｅ、ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｈｅａｔｈ ｉｎｈｉｂｉｔｓ
ｐｏｒｃｉｎｅ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ．
Ｊ Ｔｈｏｒａｃ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００４；１２７（６）：１７６
６〜７２）により使用された手法の前に、Ｈｕｙｎｈらは、一時的な外部コラーゲンチュ
ーブ支持体を使用して、ウサギ静脈グラフトでのＩＨ形成を低減させた。これらのコラー
ゲンチューブも非拘束性であり、分解動態についての記述は報告されなかった（Ｈｕｙｎ
ｈ Ｔ Ｔ、ｌａｃｃａｒｉｎｏ Ｇ、Ｄａｖｉｅｓ Ｍ Ｇ、Ｓａｆｉ Ｈ Ｊ、Ｋｏ
ｃｈ Ｗ Ｊ、およびＨａｇｅｎ Ｐ Ｏ．Ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｕｐｐｏｒｔ ｍｏｄ
ｕｌａｔｅｓ ｇ ｐｒｏｔｅｉｎ ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ａｎｄ ｒｅｃｅｐｔｏｒ
ｃｏｕｐｌｉｎｇ ｉｎ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｓｕ
ｒｇｅｒｙ．１９９９；１２６（２）：１２７〜３４）。エレクトロスピニングされた架
橋コラーゲンは水溶液中で非常に素早く分解することが報告されており（Ｒｈｏ Ｋ Ｓ
、Ｊｅｏｎｇ Ｌ、Ｌｅｅ Ｇ、Ｓｅｏ Ｂ Ｍ、Ｐａｒｋ Ｙ Ｊ、Ｈｏｎｇ Ｓ Ｄ
、Ｒｏｈ Ｓ、Ｃｈｏ Ｊ Ｊ、Ｐａｒｋ Ｗ Ｈ、およびＭｉｎ Ｂ Ｍ．Ｅｌｅｃｔ
ｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇ ｏｆ ｃｏｌｌａｇｅｎ ｎａｎｏｆｉｂｅｒｓ：Ｅｆｆｅｃｔ
ｓ ｏｎ ｔｈｅ ｂｅｈａｖｉｏｒ ｏｆ ｎｏｒｍａｌ ｈｕｍａｎ ｋｅｒａｔｉ
ｎｏｃｙｔｅｓ ａｎｄ ｅａｒｌｙ− ｓｔａｇｅ ｗｏｕｎｄ ｈｅａｌｉｎｇ．Ｂ
ｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００６；２７（８）：１４５２〜６１）、したがって、コラ
ーゲン単独で作製されたシースによりＡＶＧに対して提供された構造支持は、長時間にわ
たり効果を発揮するには非常に一時的なものでありすぎる可能性がある。Ｌｉａｏらによ
り開発された外部ＡＶＧシースは、時間と共に徐々にＣＷＳをＡＶＧに移すために、所望
の速度で分解するよう設計された。ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）シートは、Ｔｅｆ
ｌｏｎ棒の周りをラッピングすることによってチューブへと予め製作され、したがってシ
ートは、各ＡＶＧに合わせてカスタマイズできない（Ｌｉａｏ Ｓ Ｗ、Ｌｕ Ｘ、Ｐｕ
ｔｎａｍ Ａ Ｊ、およびＫａｓｓａｂ Ｇ Ｓ．Ａ ｎｏｖｅｌ ｔｉｍｅ−ｖａｒｙ
ｉｎｇ ｐｏｌｙ ｌａｃｔｉｃ−ｃｏ ｇｌｙｃｏｌｉｃ ａｃｉｄ ｅｘｔｅｒｎａ
ｌ ｓｈｅａｔｈ ｆｏｒ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ ｄｅｓｉｇｎｅｄ ｕｎｄｅｒ
ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｌｏａｄｉｎｇ．Ｔｉｓｓｕｅ Ｅｎｇ．２００７；１３
（１２）：２８５５〜６２）。すなわち、先の手法の場合のように、Ｌｉａｏらの手法に
よれば、任意の機械的支持を送達する前に動脈圧下でＡＶＧを拡張させる。本明細書に記
述される中間−ＡＶＧ−壁におけるものではなく、シースにおける分解動態および得られ
るＣＷＳ対時間プロファイルが報告された。本発明者らの手法は、上述の先の研究に関連
した２つの主な限定、特に生体耐久性および／または非拘束性外部シースに対する限定に
対処する。
ＡＶＧへの機械的支持の送達は、外膜ラップに関する１つの可能性に過ぎない。その他
の適用例は、生化学的物質、薬物、遺伝子、または細胞の局所送達用のビヒクルとするこ
とができる。Ｋａｎｊｉｃｋａｌらは、シクロスポリンからＡＶＧへの持続的局所送達の
ためにポリ（エチレングリコール）ヒドロゲルを使用し、吻合ＩＨの発症を首尾よく低減
させた（Ｋａｎｊｉｃｋａｌ Ｄ、Ｌｏｐｉｎａ Ｓ、Ｅｖａｎｃｈｏ−Ｃｈａｐｍａｎ
Ｍ Ｍ、Ｓｃｈｍｉｄｔ Ｓ、Ｄｏｎｏｖａｎ Ｄ、およびＳｐｒｉｎｇｈｅｔｔｉ
Ｓ．Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ ｓｕｓｔａｉｎｅｄ ｌｏｃａｌ ｄｒｕｇ ｄｅｌｉｖｅｒ
ｙ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｔｈｅ ｐｒｅｖｅｎｔｉｏｎ ｏｆ ｖａｓｃｕｌａｒ
ｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｍａｔｅｒ Ｒｅｓ Ａ
．２００４；６８（３）：４８９〜９５）。別の研究では、Ｃａｇｉａｎｎｏｓらが、ポ
リテトラフルオロエチレンのシースを使用してラパマイシン（シロリムス）をＡＶＧに局
所的に送達し、ブタモデルにおける吻合ＩＨを効果的に低減させた（Ｃａｇｉａｎｎｏｓ
Ｃ、Ａｂｕｌ−Ｋｈｏｕｄｏｕｄ Ｏ Ｒ、ＤｅＲｉｊｋ Ｗ、Ｓｈｅｌｌ Ｄ Ｈｔ
、Ｊｅｎｎｉｎｇｓ Ｌ Ｋ、Ｔｏｌｌｅｙ Ｅ Ａ、Ｈａｎｄｏｒｆ Ｃ Ｒ、および
Ｆａｂｉａｎ Ｔ Ｃ．Ｒａｐａｍｙｃｉｎ−ｃｏａｔｅｄ ｅｘｐａｎｄｅｄ ｐｏｌ
ｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｂｙｐａｓｓ ｇｒａｆｔｓ ｅｘｈｉｂ
ｉｔ ｄｅｃｒｅａｓｅｄ ａｎａｓｔｏｍｏｔｉｃ ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅ
ｒｐｌａｓｉａ ｉｎ ａ ｐｏｒｃｉｎｅ ｍｏｄｅｌ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２
００５；４２（５）：９８０〜８）。より最近では、Ｋｏｈｌｅｒらが、生分解性メッシ
ュを使用してパクリタキセルを送達することにより、透析アクセスのヒツジモデルにおけ
るグラフト−静脈吻合でのＩＨを効果的に低減させた（Ｋｏｈｌｅｒ Ｔ Ｒ、Ｔｏｌｅ
ｉｋｉｓ Ｐ Ｍ、Ｇｒａｖｅｔｔ Ｄ Ｍ、およびＡｖｅｌａｒ Ｒ Ｌ．Ｉｎｈｉｂ
ｉｔｉｏｎ ｏｆ ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ｉｎ ａ ｓｈｅ
ｅｐ ｍｏｄｅｌ ｏｆ ｄｉａｌｙｓｉｓ ａｃｃｅｓｓ ｆａｉｌｕｒｅ ｗｉｔｈ
ｔｈｅ ｂｉｏａｂｓｏｒｂａｂｌｅ ｖａｓｃｕｌａｒ ｗｒａｐ ｐａｃｌｉｔａ
ｘｅｌ−ｅｌｕｔｉｎｇ ｍｅｓｈ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００７；４５（５）：
１０２９〜１０３７；ｄｉｓｃｕｓｓｉｏｎ １０３７〜８）。そのような活性は、エレ
クトロスピニングされたポリマーラップ技法を使用して理論的に組み込むことができ、エ
レクトロスピニングされたポリマーラップの分解速度を調整することによりある程度まで
送達速度を制御する可能性がある。
本発明者らの知見によれば、生分解性ＡＶＧラップ／シースを介した細胞の送達は、こ
れまで報告されておらず、したがって、外膜ラップのこの可能性ある将来の適用例は新規
であると考えられる。本明細書で使用されるポリマーは特徴付けられており（Ｓｔａｎｋ
ｕｓ Ｊ Ｊ、Ｇｕａｎ Ｊ、およびＷａｇｎｅｒ Ｗ Ｒ．Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ
ｏｆ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｅｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ ｓｃａｆｆｏｌｄｓ ｗ
ｉｔｈ ｓｕｂ−ｍｉｃｒｏｎ ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｅｓ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｍａｔ
ｅｒ Ｒｅｓ Ａ．２００４；７０（４）：６０３〜１４）、存続可能なＳＭＣと共に首
尾よく微細統合されており（Ｓｔａｎｋｕｓ Ｊ Ｊ、Ｇｕａｎ Ｊ、Ｆｕｊｉｍｏｔｏ
Ｋ、およびＷａｇｎｅｒ Ｗ Ｒ．Ｍｉｃｒｏｉｎｔｅｇｒａｔｉｎｇ ｓｍｏｏｔｈ
ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｉｎｔｏ ａ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ、ｅｌａｓｔ
ｏｍｅｒｉｃ ｆｉｂｅｒ ｍａｔｒｉｘ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００６；２７
（５）：７３５〜４４）、それ自体をこの潜在的な将来の適用例に供することができると
考えられる。
生分解性ポリマーは、ポリマーおよびその分解生成物が、非発癌性でありかつ非免疫原
性であることも含めて実質的に無毒であるので、また実質的な毒性作用のない生物（患者
）などの生体系において一掃されまたはその他の方法で分解するので、「生体適合性」で
ある。生体系内での分解メカニズムの非限定的な例には、化学反応、加水分解反応、およ
び酵素切断が含まれる。生分解性ポリマーには、天然ポリマー、合成ポリマー、天然およ
び合成ポリマーのブレンドが含まれる。例えば、限定するものではないが、天然ポリマー
にはキトサン、コラーゲン、エラスチン、アルギネート、セルロース、ポリアルカノエー
ト、ヒアルロン酸、またはゼラチンが含まれる。天然ポリマーは、天然の供給源から得る
ことができ、または本明細書に記述される技術の文脈におけるそれらの使用において、合
成方法（組換え方法によるものも含む）により調製することができる。合成ポリマーの非
限定的な例には：ホモポリマー、ヘテロポリマー、コポリマー、およびブロックポリマー
またはコポリマーが含まれる。
本明細書で使用される「ポリマー組成物」という用語は、１種または複数のポリマーを
含む組成物である。１つの種類として、「ポリマー」という用語には、ホモポリマー、ヘ
テロポリマー、コポリマー、ブロックポリマー、ブロックコポリマーが含まれ、天然およ
び合成の両方にすることができる。ホモポリマーは１つのタイプの構成単位、またはモノ
マーを含有し、一方、コポリマーは、２つ以上のタイプのモノマーを含有する。例えば、
限定するものではないが、ポリマーは、ポリラクチド、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリ
ド）、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−カプロラクトン）、ポリグリコール酸、ポリ（ｄｌ−
ラクチド−ｃｏ−グリコリド）、ポリ（ｌ−ラクチド−ｃｏ−ｄｌ−ラクチド）を含む、
α−ヒドロキシ酸由来のモノマーを含むポリマー；ポリヒドロキシブチレート、ポリヒド
ロキシバレレート、ポリジオキサノン、およびポリガラクチンを含む、エステル由来のモ
ノマーを含むポリマー；ポリカプロラクトンを含む、ラクトン由来のモノマーを含むポリ
マー；ポリカーボネート、ポリグリコネート、ポリ（グリコリド−ｃｏ−トリメチレンカ
ーボネート）、ポリ（グリコリド−ｃｏ−トリメチレンカーボネート−ｃｏ−ジオキサノ
ン）を含む、カーボネート由来のモノマーを含むポリマー；ポリウレタン、ポリ（エステ
ルウレタン）尿素エラストマーを含む、ウレタン結合を通して接合されたモノマーを含む
ポリマーがある。
非限定的な実施形態によれば、ポリマー組成物は、コラーゲンおよびエラスチンの１種
または両方を含む。コラーゲンは、一般的なＥＣＭ成分であり、典型的には、多くの合成
生体浸食性ポリマーよりも速い速度でｉｎ ｖｉｖｏで分解する。したがって、ポリマー
組成物中のコラーゲン含量の操作は、ｉｎ ｖｉｖｏでの生体浸食速度を修正する方法と
して使用することができる。コラーゲンは、約２重量％から約９５重量％を含むがこれら
に限定することのない任意の有用な範囲でポリマー組成物中に存在してもよく、しかし、
より典型的には約２５重量％から約７５重量％の範囲であって、それらの間の全ての範囲
および点を含むものであり、約４０重量％から約７５重量％を含み、約７５重量％から約
４２．３重量％を含む。エラスチンは、高い弾性を提供するために、ポリマー組成物に組
み込まれていてもよい。エラスチンを使用することにより、静脈などの管状組織を支援し
て、動脈での使用などその新しい機能に適合させるため、拘束性マトリックスの円周方向
のわずかな拡張をもたらすことができる。エラスチンは、任意の有用な範囲でポリマー組
成物中に存在していてもよく、この範囲には、限定するものではないが約２重量％から約
５０重量％であってそれらの間の全ての範囲および点が含まれ、そこには約４０重量％か
ら約４２．３重量％であってそれらの間の全ての整数および全ての点とそれらの均等物が
含まれるものである。１つの非限定的な実施形態では、コラーゲンおよびエラスチンは、
ポリマー組成物中にほぼ等量で存在する。別の実施形態では、ポリマー組成物中のコラー
ゲンおよびエラスチンの含量の合計は、任意の有用な範囲にあり、この範囲には、限定す
るものではないが約２重量％から約９５重量％が含まれ、しかしより典型的には、約２５
重量％から約７５重量％の範囲であってそれらの間の全ての範囲および点を含むものであ
り、約４０重量％から約７５重量％が含まれ、約７５重量％から約４２．３重量％が含ま
れる。
本明細書に記述される全ての範囲または数値は、「約」という用語が先行して存在して
もいなくても、他に指示されない限り、測定の精度および機能的に均等な範囲のばらつき
を説明するために、「約」という用語が先行して存在していると見なされる。例えば、コ
ラーゲンは、１０重量％でポリマー組成物中に存在していると言うことができるが、測定
のばらつきにより、コラーゲンは、１０重量％±０．０５重量％、０．１０重量％、また
は１．０重量％で文字通り存在していてもよく、そのような重量パーセンテージでは同じ
ように機能するように見える。
本明細書で使用される「含んでいる（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「含む（ｃｏｍｐｒ
ｉｓｅ）」、または「含んだ（ｃｏｍｐｒｉｓｅｄ）」という用語、およびその変形例は
、制約がないことを意味している。「ａ」および「ａｎ」という用語は、１つまたは複数
を指すものとする。
本明細書で使用される「患者」または「対象」という用語は、人間を含むがこれに限定
されない動物界のメンバーを指す。
ポリマーは、モノマーがポリマーに組み込まれている場合、記述されるモノマーを「含
み」または記述されるモノマー「から得られる」。したがって、ポリマーが含んでいる組
み込まれたモノマーは、最低限でもある特定の末端基がポリマー主鎖に組み込まれている
ので、ポリマーに組み込まれる前のモノマーと同じではない。ポリマーは、結合がポリマ
ー中に存在する場合、特定のタイプの結合を含むと言われる。
本明細書に記述される生分解性ポリマーは、生体浸食性と言われる。「生体浸食性」と
は、体液および組織に移植されまた接触して配置された後、典型的にはかつしばしば好ま
しくは何時間、何日、何週間、または何カ月の期間にわたって体液および／または組織と
の化学反応を通して部分的にまたは完全に分解することになるポリマーを意味する。その
ような化学反応の非限定的な例には、酸／塩基反応、加水分解反応、および酵素切断が含
まれる。ある実施形態では、ポリマーは不安定な化学的部分を含有し、その例には、エス
テル、無水物、ポリ無水物、またはアミドが含まれる。あるいはポリマーは、その場に配
置されると化学反応を受け易い構成単位としてペプチドまたは生体高分子を含有していて
もよい。例えばポリマーは、ポリマーに酵素不安定性を与えるペプチド配列アラニン−ア
ラニン−リジンを含有していてもよい。別の実施形態では、ポリマーは、コラーゲンなど
、構成単位として細胞外マトリックスタンパク質を含んでいてもよい。
１種または複数のポリマーは、典型的には、組織の機械的調整を最適化するためにある
期間にわたりその場で分解するよう選択されることになる。その場での分解速度に有用な
非限定的な例には、１２時間から２週間の間が含まれ、かつそれらの間の増分変量である
１、２、３、６、１２、２４、および／または４８時間が含まれる。
本明細書で有用な生分解性ポリマーを、エラストマー性にすることもできる。一般に、
置換されまたは修復される軟質組織の場合に類似した性質を有する任意のエラストマーポ
リマーが、適切である。例えば、ある実施形態では、ラップを作製するのに使用されるポ
リマーは、非常に膨張性が高い。適切なポリマーの非限定的な例には、１００％から１７
００％、より好ましくは２００％から８００％の間、さらにより好ましくは３２５％から
６００％の間の破断歪みを有するものが含まれる。特に好ましい実施形態では、ポリマー
の破断歪みは５％から５０％の間、より好ましくは１０％から４０％の間、さらにより好
ましくは２０％から３０％の間である。さらに、１０ｋＰａ〜３０ＭＰａ、より好ましく
は５〜２５ＭＰａ、さらにより好ましくは８から２０ＭＰａの間の引張り強さを有するポ
リマーを選択することがしばしば有用である。ある実施形態では、初期モジュラスは１０
ｋＰａから１００ＭＰａの間、より好ましくは１０から９０ＭＰａの間、さらにより好ま
しくは２０から７０ＭＰａの間である。
ある実施形態では、本明細書で使用されるポリマーは、患者の体内で分解するときに治
療薬も放出する。例えば、ポリマーの個々の構成単位は、分解プロセスを通してその場で
放出されるときに構成単位自体が治療上の利益をもたらすように選択されてもよい。特定
の好ましい一実施形態では、ポリマー構成単位の１つがプトレッシンであり、これは細胞
成長および細胞分化を引き起こす物質として関与してきたものである。
一実施形態では、繊維は、生分解性ポリ（エステルウレタン）尿素エラストマー（ＰＥ
ＵＵ）を含む。ＰＥＵＵの例は、ポリカプロラクトンジオール（ＭＷ２０００）および１
，４−ジイソシアナトブタンと、連鎖延長剤としてのプトレッシンなどのジアミンから作
製された、エラストマーポリマーである。適切なＰＥＵＵポリマーは、ポリカプロラクト
ンジオール（ＭＷ２０００）、１，４−ジイソシアナトブタン、およびプトレッシンが２
：１：１のモル比で組み合わされる２ステップ重合プロセスにより作製されてもよい。第
１の重合ステップでは、１，４−ジイソシアナトブタンをＤＭＳＯに溶かした１５重量％
溶液を、ジオールをＤＭＳＯに溶かした２５重量％溶液と共に連続的に撹拌する。第２の
ステップでは、第１スズオクトエートを添加し、溶解が補助されるようにトリエチルアミ
ンを添加しながら混合物を７５℃で３時間反応させる。エラストマーポリマーは、ポリ（
エーテルエステルウレタン）尿素エラストマー（ＰＥＥＵＵ）であってもよい。例えばＰ
ＥＥＵＵは、ポリカプロラクトン−ｂ−ポリエチレングリコール−ｂ−ポリカプロラクト
ントリブロックコポリマーと１，４−ジイソシアナトブタンおよびプトレッシンとを反応
させることによって作製されてもよい。好ましい実施形態では、ＰＥＥＵＵは、１，４−
ジイソシアナトブタン：トリブロックコポリマー：プトレッシンを２：１：１の反応物化
学量論量で使用する２ステップ反応によって、得られる。第１の重合ステップでは、１，
４−ジイソシアナトブタンをＤＭＳＯに溶かした１５重量％溶液を、トリブロックコポリ
マージオールをＤＭＳＯに溶かした２５重量％溶液と共に連続的に撹拌する。第２のステ
ップでは、第１スズオクトエートを添加し、混合物を７５℃で３時間反応させる。次いで
反応混合物を室温まで冷却し、１８時間継続させる。次いでＰＥＥＵＵポリマー溶液を蒸
留水で沈殿させ、湿潤ポリマーをイソプロパノール中に３日間浸漬することにより未反応
のモノマーを除去し、真空乾燥する。
その他の実施形態では、少なくとも１種の治療薬が生体浸食性繊維に添加される。有用
な治療薬には、患者に治療上の利益をもたらすと考えられる、生体浸食性繊維にコーティ
ングすることができ、取着させることができ、吸収させることができ、吸着させることが
でき、埋め込むことができ、またはその他の方法で関連付けることができる任意の物質が
含まれる。治療薬は、ポリマーが処理されている間にこのポリマーとブレンドしてもよい
。例えば治療薬は、溶媒（例えば、ＤＭＳＯ）に溶解してもよく、処理中にポリマーブレ
ンドに添加してもよい。別の実施形態では、治療薬は担体ポリマー（例えば、限定するも
のではないがポリエチレングリコールヒドロゲルまたはポリ乳酸−グリコール酸微粒子）
と混合され、これが引き続きエラストマーポリマーを用いて処理される。治療薬と担体ポ
リマーまたはエラストマーポリマーそのものとをブレンドすることによって、治療薬の放
出速度をポリマー分解速度により制御することができる。一実施形態において、活性剤ま
たは細胞を含む生体浸食性ヒドロゲルは、管状組織の表面に付着された後に生体浸食性繊
維に付着させる。
本明細書で使用される「生分解性」、「生体再吸収性」、および「生体浸食性」は、同
義に使用される。また、記述語「管状」は、一定の直径および円形断面を有する幾何学的
に完全なチューブを特に指すものではない。この記述語は、非円形の様々な断面を有する
組織も含有し、可変直径を有することができ、したがって、管腔を取り囲んで隣接する壁
（すなわち、中空である）と、液体、固体、または気体が１つの開口からその他の開口に
移動することができる管腔内への２つの開口とを有する任意の形状を有することができる
。本明細書に示されるように、特定の非限定的な、しかし例示的な管状組織の例には、動
脈、尿道、腸、食道、尿管、気管、気管支、および卵管組織が含まれる。
さらに、生体浸食性繊維に組み込んでもよいその他の活性剤には、抗炎症性物質、例え
ば、限定するものではないがＮＳＡＩＤ（非ステロイド系抗炎症薬）、例えばサリチル酸
、インドメタシン、ナトリウムインドメタシン三水和物、サリチルアミド、ナプロキセン
、コルヒチン、フェノプロフェン、スリンダク、ジフルニサル、ジクロフェナク、インド
プロフェンナトリウムサリチルアミド、抗炎症性サイトカイン、および抗炎症性タンパク
質またはステロイド系抗炎症薬など）；抗生剤；抗凝固薬、例えばヘパリン、ペバク、エ
ノキサプリン、アスピリン、ヒルジン、プラビキス、ビバリルジン、プラスグレル、イド
ラパリヌクス、ワーファリン、クマジン、クロピドグレル、ＰＰＡＣＫ（Ｄ−フェニルア
ラニル−Ｌ−プロリル−Ｌ−アルギニンクロロメチルケトン）、およびＧＧＡＣＫ（Ｌ−
グルタミル−Ｌ−グリシル−Ｌ−アルギニルクロロメチルケトン）、組織プラスミノゲン
活性化因子、ウロキナーゼ、およびストレプトキナーゼなど；成長因子などが含まれるが
、これらに限定するものではない。その他の活性剤には：（１）免疫抑制剤；グルココル
チコイド、例えばヒドロコルチゾン、ベタメチゾン、デキサメタゾン、フルメタゾン、イ
ソフルプレドン、メチルプレド−ニゾロン、プレドニゾン、プレドニゾロン、およびトリ
アムシノロンアセトニドなど；（２）抗血管新生薬、例えば、フルオロウラシル、パクリ
タキセル、ドキソルビシン、シスプラチン、メトトレキセート、シクロホスファミド、エ
トポシド、ペガプタニブ、ルセンチス、トリプトファニル−ｔＲＮＡシンテターゼ、レタ
アン、ＣＡ４Ｐ、ＡｄＰＥＤＦ、ＶＦＧＥ−ＴＲＡＰ−ＥＹＥ、ＡＧ−１０３９５８、ア
バスチン、ＪＳＭ６４２７、ＴＧ１００８０１、ＡＴＧ３、ＯＴ−５５１、エンドスタチ
ン、サリドマイド、ベカシズマブ、ネオバスタットなど；（３）抗増殖薬、例えば、シロ
リムス、パクリタキセル、ペリリルアルコール、ファルネシルトランスフェラーゼ阻害剤
、ＦＰＴＩＩＩ、Ｌ７４４、抗増殖因子、Ｖａｎ １０／４、ドキソルビシン、５−ＦＵ
、ダウノマイシン、マイトマイシン、デキサメタゾン、アザチオプリン、クロラムブシル
、シクロホスファミド、メトトレキセート、モフェチル、血管作動性小腸ポリペプチド、
およびＰＡＣＡＰなど；（４）抗体；インムノフィリンに作用する薬剤、例えば、シクロ
スポリン、ゾタロリムス、エベロリムス、タクロリムス、およびシロリムス（ラパマイシ
ン）、インターフェロン、ＴＮＦ結合タンパク質など；（５）タキサン、例えば、パクリ
タキセルおよびドセタキセルなど；スタチン、例えばアトルバスタチン、ロバスタチン、
シムバスタチン、プラバスタチン、フルバスタチン、およびロスバスタチンなど；（６）
酸化窒素供与体または前駆体、例えば、限定するものではないがＡｎｇｅｌｉ塩、Ｌ−ア
ルギニン、遊離塩基、ジエチルアミンＮＯＮＯエート、ジエチルアミンＮＯＮＯエート／
ＡＭ、Ｇｌｙｃｏ−ＳＮＡＰ−１、Ｇｌｙｃｏ−ＳＮＡＰ−２、（±）−Ｓ−ニトロソ−
Ｎ−アセチルペニシラミン、Ｓ−ニトロソグルタチオン、ＮＯＣ−５、ＮＯＣ−７、ＮＯ
Ｃ−９、ＮＯＣ−１２、ＮＯＣ−１８、ＮＯＲ−１、ＮＯＲ−３、ＳＩＮ−１、塩酸塩、
ナトリウムニトロプルシド、二水和物、スペルミンＮＯＮＯエート、ストレプトゾトシン
など；および（７）抗生剤、例えば、限定するものではないが：アシクロビル、アフロキ
サシン、アンピシリン、アンホテリシンＢ、アトバクオン、アジスロマイシン、シプロフ
ロキサシン、クラリスロマイシン、クリンダマイシン、クロファジミン、ダプソン、ジク
ラザリル、ドキシサイクリン、エリスロマイシン、エタムブトール、フルコナゾール、フ
ルオロキノロン、フォスカルネット、ガンシクロビル、ゲンタマイシン、イアトロコナゾ
ール、イソニアジド、ケトコナゾール、レボフロキサシン、リンコマイシン、ミコナゾー
ル、ネオマイシン、ノルフロキサシン、オフロキサシン、パロモマイシン、ペニシリン、
ペンタミジン、ポリミキシンＢ、ピラジナミド、ピリメタミン、リファブチン、リファム
ピン、スパルフロキサシン、ストレプトマイシン、スルファジアジン、テトラサイクリン
、トブラマイシン、トリフルオロウリジン、トリメトプリムスルフェート、Ｚｎ−ピリチ
オン、および塩化物や臭化物、ヨウ化物、および過ヨウ素酸塩などの銀塩などが含まれる
が、これらに限定するものではない。
細胞は、様々な方法を使用して、拘束性の生体浸食性マトリックスに微細統合されてい
てもよい。例えば、マトリックスは、問題となっている細胞に適した成長培地に浸漬され
、次いで細胞に直接曝してもよい。細胞を、マトリックスの表面上および隙間に増殖させ
る。次いでマトリックスを成長培地から除去し、必要に応じて洗浄し、移植する。しかし
エレクトロスピニングされた不織布はしばしば、比較的小さい孔径を有するので（例えば
、塩浸出または熱により誘導された相分離などのその他の方法によって製作された不織布
の孔径に比べて）、足場の表面での細胞の培養は、通常、エラストマー性の足場の表面付
近でのみ細胞の微細統合が望まれる場合に使用される。
別の実施形態では、問題となっている細胞を適切な溶液（例えば、成長培地または緩衝
液）に溶解し、次いで拘束性の生体浸食性マトリックスに、このマトリックスをエレクト
ロスピニングにより形成しながら噴霧する。この方法は、高度に細胞化された組織設計製
作構造が望まれる場合に、特に適している。一実施形態では、圧力噴霧（すなわち、加圧
下でノズルから細胞を噴霧する）を使用して、細胞に堆積させる。別の場合では、エレク
トロスピニング中に、不織メッシュに細胞をエレクトロスプレーする。本明細書に記述さ
れるように、エレクトロスプレーでは、適切な粘度および濃度を有する細胞含有溶液を、
細胞を含有する溶液の小さな荷電液滴のスプレーを生成するのに十分な電界に曝す。一実
験では（図示せず）、細胞生存度を、異なる条件下でスプレーされた平滑筋細胞（ＳＭＣ
）に関して試験した。これらの異なる条件には、スプレー単独、−１５ｋＶで帯電した標
的へのスプレー、−１５ｋＶで帯電した標的へのスプレーと共にＰＥＵＵエレクトロスピ
ニング、−１５ｋＶで帯電した標的への１０ｋＶでのエレクトロスプレー、および−１５
ｋＶで帯電した標的への１０ｋＶでのエレクトロスプレーと共にＰＥＵＵエレクトロスピ
ニングが含まれる。ＳＭＣ生存度の著しい低下は、ノズルを通した細胞スプレーから生じ
た。理論に如何ようにも拘束するものではないが、溶媒を処理するために細胞への曝露と
組み合わせた加圧スプレーの物理的な力は、生存度がスプレー単独の場合に失われかつエ
レクトロスピニングされたＰＥＵＵ（ｅ−ＰＥＵＵ）の製作中のスプレーによる場合には
なおさら失われることから、この結果をもたらしたと考えられる。細胞エアロゾルスプレ
ーにより低下した生存度は、他者により報告されており、ノズル直径、スプレー圧、およ
び溶液粘度に大きく依存することが見出された（Ｖｅａｚｅｙ Ｗ．Ｓ．、Ａｎｕｓａｖ
ｉｃｅ Ｋ．Ｊ．、Ｍｏｏｒｅ Ｋ．、「Ｍａｍｍａｌｉａｎ ｃｅｌｌ ｄｅｌｉｖｅ
ｒｙ ｖｉａ ａｅｒｏｓｏｌ ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ」、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅ
ｒ．Ｒｅｓ．２００５（７２Ｂ）３３４〜８）。したがって細胞は、ゼラチンが補われた
培地からもスプレーされて、粘度を増大させかつ細胞を機械的および化学的応力から保護
するのを助けた。生存度は回復し、それでもＰＥＵＵマトリックスの機械的一体性は、繊
維網状構造内のゲル化によって崩壊した。
加圧スプレーとは対照的に、エレクトロスプレーされた細胞は、細胞の生存度または増
殖に著しい影響を及ぼさなかった。これは、細胞が高電圧電界への曝露を生き抜くことが
できるという他者による報告に矛盾していない（例えば、Ｎｅｄｏｖｉｃ Ｖ．Ａ．、Ｏ
ｂｒａｄｏｖｉｃ Ｂ．、Ｐｏｎｃｅｌｅｔ Ｄ．、Ｇｏｏｓｅｎ Ｍ．Ｆ．Ａ．、Ｌｅ
ｓｋｏｓｅｋ−Ｃｕｋａｌｏｖｉｃ Ｏ．、Ｂｕｇａｒｓｋｉ Ｂ．、「Ｃｅｌｌ ｉｍ
ｍｏｂｉｌｉａｔｉｏｎ ｂｙ ｅｌｅｃｔｒｏｓｔａｔｉｃ ｄｒｏｐｌｅｔ ｇｅｎ
ｅｒａｔｉｏｎ」、Ｌａｎｄｂａｕｆｏｒｓｃｈ Ｖｏｌｋ ２００２、（２４１）１１
〜１７；Ｔｅｍｐｌｅ Ｍ．Ｄ．、Ｂａｓｈａｒｉ Ｅ．、Ｌｕ Ｊ．、Ｚｏｎｇ Ｗ．
Ｘ．、Ｔｈｏｍｐｓｏｎ Ｃ．Ｂ．、Ｐｉｎｔｏ Ｎ．Ｊ．、Ｍｏｎｏｈａｒ Ｓ．Ｋ．
、Ｋｉｎｇ Ｒ．Ｃ．Ｙ．、ＭａｃＤｉａｍｉｄ Ａ．Ｇ．、「Ｅｌｅｃｔｒｏｓｔａｔ
ｉｃ ｔｒａｎｓｐｏｒｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｌｉｖｉｎｇ ｃｅｌｌｓ ｔｈｒｏｕｇ
ｈ ａｉｒ」、Ａｂｓｔｒａｃｔｓ ｏｆ Ｐａｐｅｒｓ、２２３ ＡＣＳ Ｎａｔｉｏ
ｎａｌ Ｍｅｅｔｉｎｇ、Ｏｒｌａｎｄｏ、ＦＬ、Ａｐｒ．７〜１１、２００２参照）。
ＰＥＵＵエレクトロスピニングの存在下であってもＳＭＣ生存度は低下せず、これはおそ
らく、正に帯電したエレクトロスピニングおよびエレクトロスプレーの流れが互いに反発
し、堆積前に溶媒に細胞が曝されるのを回避したからである。また、２３ｃｍという比較
的大きなエレクトロスピニング距離により、ＰＥＵＵ繊維は、堆積されるときまで溶媒を
含んでいないようであった。ゼラチンが補われた培地からのエレクトロスプレーは、ゼラ
チンを含まない培地からのエレクトロスプレーに比べ、より多くの数の生存可能な細胞を
もたらした。しかし、ゼラチンの使用により、構造の機械的性質が低下する。したがって
、多くの場合、培地のみからのエレクトロスプレーが、好ましい細胞組込み法と考えられ
る。
生体浸食性マトリックスの表面または内部に組み込まれてもよい細胞には、幹細胞、前
駆（前駆体）細胞、平滑筋細胞、骨格筋芽細胞、心筋細胞、内皮細胞、内皮前駆細胞、骨
髄由来の間葉細胞、および遺伝子組換え細胞が含まれる。ある実施形態では、遺伝子組換
え細胞は、成長因子などの治療物質を発現することが可能である。適切な成長因子の例に
は、組換え技法を使用して任意選択で得ることができる血管新生または神経栄養因子が含
まれる。成長因子の非限定的な例には、塩基性線維芽細胞成長因子（ｂＦＧＦ）、酸性線
維芽細胞成長因子（ａＦＧＦ）、血管内皮成長因子（ＶＥＧＦ）、肝細胞成長因子（ＨＧ
Ｆ）、インスリン様成長因子（ＩＧＦ）、トランスフォーミング成長因子−βプレイオト
ロフィンタンパク質、ミッドカインタンパク質が含まれる。好ましい一実施形態では、成
長因子がＩＧＦ−１である。
実施例
自家伏在静脈は、冠動脈（毎年５００，０００）および抹消動脈（毎年８０，０００）
の両方のバイパス処置で、依然として選択されるグラフトである。ＡＶＧの失敗は、依然
として主要な課題であり、失敗したグラフトを有する患者は死亡することになりまたは再
手術を必要とすることになる。ＩＨは、全てのＡＶＧの失敗の２０％から４０％を占める
。ＩＨは、ＡＶＧが、動脈循環の過酷な新しい生体力学環境と動脈系に関連した高レベル
のＣＷＳ（自然の静脈条件に比べて１４０倍の増加）とに突然曝されることによって誘発
されると考えられる。本明細書の作業仮説は、ＡＶＧを動脈レベルのＣＷＳにさらに次第
に曝すことによって、ＩＨの応答を低減させまたはなくすことができるというものである
。すなわち、ＡＶＧに、その新しい環境のストレスに適応しリモデリングされる豊富な機
会が与えられる場合、細胞損傷を低減させることができ、したがってＩＨの開始メカニズ
ムを制限することができる。明らかに、ＩＨプロセスの初期事象を防止する信頼性ある手
段を開発することは、動脈バイパス処置の臨床成果の改善に著しく寄与すると考えられる
。したがって、この研究の長期目標は、その場でＡＶＧを安全にかつ機能的に「動脈化」
するために、外膜周囲に配置された生分解性ポリマーラップの形をした新しい機械的調整
パラダイムを開発することである。ポリマーラップは、所望の時間をかけて分解するにつ
れ、ポリマーラップによって提供された機械的支持が低減されるように、かつ静脈がその
場で高レベルのＣＷＳに徐々に曝されるように、調整される。
本明細書に概略的に示される分子シグナルのいくつかと、それらをこの研究のエンドポ
イントとして選択するための根拠を、表１にまとめる。
ＰＥＵＵ構造の製作
シリンジポンプにより、１１．４ｃｍ（４．５”）の直径のアルミニウムマンドレル上
に垂直に吊り下げた１３ｃｍのステンレス鋼毛管中に、ヘキサフルオロイソプロパノール
（ＨＦＩＰ）に溶かした５重量％ＰＥＵＵ溶液を１．０ｍＬ／時で供給した。ＰＥＵＵを
＋１２ｋＶで帯電させ、アルミニウム標的は、高電圧発生器（Ｇａｍｍａ Ｈｉｇｈ Ｖ
ｏｌｔａｇｅ Ｒｅｓｅａｒｃｈ）を使用して−７ｋＶで帯電させた。並べたＰＥＵＵ繊
維は、０．０から１３．８ｎ／秒に及ぶ速度で回転している標的上に、エレクトロスピニ
ングにより形成した。足場を室温で一晩乾燥させ、次いで真空中に、３０℃で４８時間置
いた。各サンプルの一部を、繊維の配向がＸ線ビームに平行になるように標準Ｘ−線回折
ホルダに載置して、分析に供した。サンプルを、銅の放射を使用してＰＡＮａｌｙｔｉｃ
ａｌ Ｘ’Ｐｅｒｔ Ｐｒｏ回折計に流した。ＰＥＵＵの数平均および重量平均分子量は
、それぞれ２２８，７００および８７，６００であり、その結果、多分散性指数は２．６
１になった。ＤＳＣは、ガラス遷移温度が−５４．６℃であり、ＰＥＵＵ軟質セグメント
の溶融温度が４１．０℃であることを実証した。
血管組織設計製作のためのエレクトロスピニングされた管状構造
この実施例は、実質的なエラストマー性の機械的支持を提供することも可能な、高度に
細胞化された血管構造を生成する１つの方法について記述する。この方法は微細統合手法
を含み、サブミクロンのエラストマー繊維のメッシュ構造が、細胞配置プロセスを用いて
または用いることなく血管壁へと構築される。細胞充実度は、ｉｎ ｖｉｔｒｏ培養法ま
たはｉｎ ｖｉｖｏを通して発生させることができる。これらの方法は、本明細書に記載
されるように、管状組織のコーティングに適用可能である。
この実施例は、本明細書で記載される管状組織をコーティングするのに使用してもよい
、小さな直径のエレクトロスピニングされたポリウレタン導管を、管腔の表面に播く方法
を提供する。エレクトロスピニング技術は、組織の開発をより良好に促進させるため、足
場の製作中に細胞を組み込むのに使用される。
ポリ（エステルウレタン）尿素を、プトレッシン連鎖延長剤を用いてポリ（ε−カプロ
ラクトン）ジオールおよび１，４−ジイソシアナトブタンから合成した。ＰＥＵＵを，ヘ
キサフルオロイソプロパノール中に６重量％溶解し、エレクトロスピニングした。エレク
トロスピニング条件は、溶液体積流量１．０ｍＬ／時、ノズルと標的との間の距離１３．
５ｃｍ、ノズルに対する電圧＋１２ｋＶ、および標的に対する電圧−３ｋＶを含んでいた
。移植用の小さな直径のチューブを製作するのに使用された標的は、２５０ｒｐｍで回転
する直径１．３ｍｍのＴｙｐｅ ３１６ステンレス鋼マンドレルであった。
マンドレルを、その軸に沿って、約８ｃｍ／秒の速度で線形ステージ上で８ｃｍ並進移
動させて、より均一な導管の厚さをもたらした。サンプルを１５分間エレクトロスピニン
グして、壁の厚さが１５０から２００μｍ程度の多孔質管状構造を生成した。内皮化の研
究のため、代わりの４．７ｍｍのステンレスマンドレルを、同じプロセス条件で利用した
。
ＨＦＩＰ中６重量％のＰＥＵＵを、負に帯電した回転マンドレル上に２５０ｒｐｍでエ
レクトロスピニングすることにより、管状構造を生成した。エレクトロスピニングされた
チューブは、内径１．３ｍｍ、長さは最長８ｃｍ、および壁の厚さは１５０〜２００μｍ
であった。繊維サイズは、およそ１０００μｍの範囲内であった。さらに、これらの構成
は接合可能であり、かつそれらの管腔を維持した。
製作後、鋼製マンドレルからさらに容易に除去するために、マンドレルを７０％エタノ
ールに浸漬した。次いで、導管を脱イオン水中で多数回濯ぎ、拭き取って乾燥させ、次い
で室温で２４から４８時間真空乾燥した。次いで導管を、その全体の構造について解剖顕
微鏡を用いて、またはその繊維形態について走査型電子顕微鏡を用いて検査した。途切れ
のない繊維断面を見るために、サンプルを液体Ｎ２中に１分間浸漬し、次いで破砕し、そ
の後にＳＥＭ用にスパッタコーティングした。
ＰＥＵＵ導管（４．７ｍｍ）を、注文設計された回転式真空播種デバイス内に配置し、
２０×１０６個の筋肉由来幹細胞（ＭＤＳＣ）を播種した。より具体的には、エレクトロ
スピニングされた導管を金属スタブ上に配置し、軽い真空を導管の外部に適用した。次い
で継代培養したＭＳＤＣを、導管の管腔を通して灌流し、真空によってチューブの繊維性
管腔側壁内に強制的に押し遣った。構造を、ペトリ皿で２４時間、静置条件下で培養した
。静置培養の２４時間後、細胞は生存可能であり、管腔に接着しており、単層を形成した
。
多孔質で内径１．３ｍｍの管状の、エレクトロスピニングされた足場を、ラットの腹部
大動脈に間置グラフトとして移植した。構造は接合可能であり、ｉｎ ｖｉｖｏでその管
腔を容易に保持した。重さ２５０〜３００ｇのメスのルイスラットを、１％イソフルラン
および２．５ｍｇ／１００ｇのケタミンを用いて麻酔した。腹部中央切開を行い、後腹膜
腔を露出させた。腎臓レベルよりも下の下行大動脈を切開し、近位側および遠位側の切断
部分を鉗子で留めて、１ｃｍの隙間を作製した。次いでエレクトロスピニングされた導管
を、１０．０プロレン縫合糸を使用して切縁間に移植した。２００単位／ｋｇで、鉗子で
留める前に、静脈内ヘパリンを投与した。腹壁を、２．０バイクリル縫合糸で２層に閉じ
た。ラットは、四肢を機能させながら、手術から回復することができた。ラットを２週間
で犠牲にし、サンプル外植片を、室温で、１０％の中性緩衝ホルマリンに固定した。移植
後２週間で、グラフトは開存したままでありかつ機能的であった。次いでサンプルをパラ
フィン中に包埋し、切断し、その後、ヘマトキシリンおよびエオシンまたはＭａｓｓｏｎ
のトリクロームで染色した。ヘマトキシリンおよびエオシン染色は、外植グラフトの周り
に外部カプセルが形成されたことを実証した。Ｍａｓｓｏｎのトリクローム染色は、カプ
セルが、新しく発生した毛細血管の存在と共に整列したコラーゲンからなるものであるこ
とを示した。成長中の細胞および組織を、コラーゲンの発生の存在により構造全体にわた
って観察した。細胞は、構造管腔の周りの位置で単層を形成したことも実証した。
先の実施例がｉｎ ｖｉｖｏ手法を提供したのに対し、生分解性および細胞適合性のエ
ラストマー性ポリ（エステルウレタン）尿素は、ラットモデルでの移植に適した小さな直
径のチューブにエレクトロスピニングされた。
先の実施例と同様に、この実施例は、実質的なエラストマー性の機械的支持も提供する
高度に細胞化した血管構造を製作するための方法を提供する。しかし、先のモデルは、生
分解性および細胞適合性エラストマー性ポリ（エステルウレタン）尿素が、ラットモデル
での移植に適した小さな直径のチューブにエレクトロスピニングされるｉｎ ｖｉｖｏ手
法であった。この実施例は、微細統合技法を使用した足場製作と同時に、エレクトロスピ
ニングされたナノ繊維中にＳＭＣを播種した、ｉｎ ｖｉｖｏ手法を提供する。
ラット大動脈から単離した血管平滑筋細胞（ＳＭＣ）を、１０％ウシ胎児血清および１
％ペニシリン−ストレプトマイシンが補われたＤｕｌｂｅｃｃｏ修飾イーグル培地（ＤＭ
ＥＭ）の下で組織培養ポリスチレン（ＴＣＰＳ）培養プレート上に拡げた。微細統合を、
前述と同様に、かつより小さな直径のエレクトロスプレー／エレクトロスピニングマンド
レルを可能にするようないくつかの修正を行って実施した。
７．５×１０６ＳＭＣ／ｍＬを、培地中で継代培養し、８．５ｋＶで帯電させかつ標的
から４．５ｃｍ離して位置付けられた滅菌Ｔｙｐｅ ３１６ステンレス鋼毛管中に、０．
１１ｍＬ／分で供給した。ＨＦＩＰに溶かした６重量％のＰＥＵＵまたは６重量％のＰＥ
ＵＵ／コラーゲン（７５／２５）を、１２ｋＶで帯電させかつ標的から２３ｃｍ離して位
置付けられた毛管中に、１．５ｍＬ／分で供給した。標的は、−３ｋＶで帯電しかつその
軸に沿って１．６ｍｍ／秒で８ｃｍ並進移動しながら２５０ｒｐｍで回転している、滅菌
ステンレス鋼マンドレル（直径４．７ｍｍ）から構成された。３０分という製作時間を使
用して、それぞれ微細統合された導管を生成した。製作後、導管およびマンドレルをロー
ラーボトル中に無菌法により静かに配置し、１６時間静的に培養した。１６時間後、サン
プルをマンドレルから静かに取り出して、培養に供した。次いでサンプルを１５ｍｍの長
さに切断し、金属スタブに接合し、図３に実質的に示される通り、デバイス内で３日間、
拍動性の流れにより培地を灌流した。
製作後１日および４日の時点で、サンプルを特徴付けた。ＭＴＴミトコンドリアアッセ
イを、細胞生存度を測定するのに使用した。組織学的調査のため、サンプルを、室温の１
０％中性緩衝ホルマリン中に固定した。次いでサンプルをパラフィン中に包埋し、切断し
、ヘマトキシリンおよびエオシンにより染色した。サンプルを、製作直後にそれらの生体
力学的性質に関して分析した。測定された性質には、環の強度、動的コンプライアンス、
および破裂圧力が含まれた。環の強度を測定するために、ステンレス鋼製ステープルを５
ｍｍ長の管状切片中に挿入し、次いで一軸引張試験機（ＡＴＳ）のグリップ内に挿入した
。４．５ｋｇ（１０ｌｂ）負荷細胞および１０．０５ｍｍ／分の変位速度を使用して、サ
ンプルが破断するまで引っ張った。
動的コンプライアンスおよび破裂強度に関しては、１５ｍｍ長の管状サンプルを、遠心
ポンプ（Ｂｉｏｍｅｄｉｃｕｓ）により駆動されるフローループ内に載置し、３７℃のＰ
ＢＳ中に浸漬した。標準的なインライン歪み−ゲージ圧力変換器およびＰＣ収集ボードを
使用して、圧力を監視かつ３０Ｈｚで記録した。血管構造を、拍動性の流れ（１１０／７
０ｍｍＨｇ、１．２Ｈｚ）で灌流し、動的コンプライアンスＣを、Ｈｅ−Ｎｅレーザーマ
イクロメータ（Ｂｅｔａ Ｌａｓｅｒｍｉｋｅ）によってサンプルの外径を記録すること
により測定した。コンプライアンスは、各パルスごとに下記の通り計算された：
（Ｄ＝最大または最小直径、Ｐ＝最大圧力または最小圧力）。ブタ乳腺動脈を、コンプラ
イアンス研究における微細統合されたＰＥＵＵとの比較のための、対照として使用した。
破裂圧力を測定するため、サンプル出口を密封し、チューブが破裂するまで流れを増加さ
せた。破裂前の最大圧力を、破裂圧力と見なした。
細胞微細統合の技術を小さな直径のチューブにまで拡張するために、直径４．７ｍｍの
ステンレス鋼マンドレルを、シート微細統合用に以前用いられた直径１９ｍｍのマンドレ
ルの代わりに使用した。高度に細胞性でありかつ欠陥のない管状構造を微細統合するには
、先の方法に比べてエレクトロスプレー距離を０．５ｃｍわずかに短縮し、かつマンドレ
ルの負の電荷−１０ｋＶから−３ｋＶ低下させることが有用であった。製作中、ＰＥＵＵ
はピンク色に見え、均一な細胞エレクトロスプレーであることを示すマンドレル上のキラ
キラした輝きを示した。マンドレルから取り外した後、ＰＥＵＵまたはＰＥＵＵ／コラー
ゲン（７５／２５）のいずれかのサンプルは、接合可能でありかつ圧縮後もその管腔を維
持できるので、機械的に堅牢であることがわかった。
ＳＭＣ微細統合構造における細胞の配置および生存度を最初に調べ、静置または灌流培
養の４日後に再び調べた。灌流後、サンプルをスタブから静かに取り出し、次いでＭＴＴ
および組織学用に代表的な切片を切り取った。ＭＴＴの結果は、製作の１日後の生存可能
な細胞を示した。さらに、細胞は、静置または灌流培養のいずれかから４日目でも生存可
能なままであり、その細胞数の値は、灌流培養の場合のほうがわずかに多いことが報告さ
れた。サンプルを固定し、ヘマトキシリンおよびエオシン染色で染色した。Ｈ＆Ｅ染色は
、管状構造内における均一な初期細胞統合を示した。
環の強度、破裂圧力、および接合維持強度を、製作後の微細統合された構造において評
価した。小さなチューブ切片（環）は、機械的に堅牢でありかつ柔軟性があり、その最大
応力および歪みの値はそれぞれ６．３ＭＰａおよび１７０％であった。環のサンプルは、
それぞれの場合にきれいに破断せず、極限応力値を過ぎてから引き裂かれまた層剥離する
ようであった。微細統合された構造の動的コンプライアンスを算出するために、サンプル
を拍動性の流れに曝し、圧力／直径の関係を評価した。この関係を、同じ拍動性の流れに
曝されたブタ乳腺動脈（ｐＭＡ）と比較した。ｐＭＡおよび微細統合されたＰＥＵＵの両
方に関する機械的応答は、非常に類似しており、両サンプルに関する値は互いの値の範囲
内に包含されていた。コンプライアンス値は、ｐＭＡに関して１．０２±０．３３×１０
−３ｍｍＨｇ−１であり、ＳＭＣ微細統合ＰＥＵＵに関して０．７１±０．１３×１０−
３ｍｍＨｇ−１であった。全てのサンプルに関する破裂圧力の値は、１５００ｍｍＨｇよ
りも大きかった。破裂圧力の値は、微細統合チューブの多孔質の性質により、近似値であ
った。
この方法は、高度に細胞化したエラストマー性の足場を生成した。細胞は、製作後に生
存可能であり、灌流培養下で増殖した。この技術を拡張して、血管の原型としての小さな
直径の管状構造内に細胞を微細統合するには、変えることのできるいくつかのプロセスを
修正することが有利であった。例えば、より小さな直径のマンドレルを標的としかつこの
マンドレル上に細胞をエレクトロスプレーするために、エレクトロスプレーノズルとマン
ドレルとの間の距離を短縮することが有用であった。また、マンドレル上の大きな負のバ
イアスを回避することが有用であった。回転するマンドレルに対して高い負の電荷を使用
することにより、標的はポリマー突出欠陥をもたらし、または導管の完全性および細胞生
存度を破壊する可能性のあるチューブ内の「スパイク」をもたらした。したがって、マン
ドレルの電荷を低下させて、均質な細胞性および繊維性の管状導管をもたらすことが有用
であった。次いでこれらの構造を灌流バイオリアクタ内で培養して、チューブ内の細胞に
対して栄養、廃棄物、および酸素のより良好な交換を促した。Ｈ＆ＥおよびＭＴＴの結果
は、製作および灌流培養後に、構造内は生存可能な細胞が存在することを示した。
静脈グラフトの動脈化による機械的性質の変化
動脈圧の範囲において、ＡＶＧは、その過剰な膨張の程度により本質的に剛性のチュー
ブである（Ｓｔｏｏｋｅｒ Ｗ、Ｇｏｋ Ｍ、Ｓｉｐｋｅｍａ Ｐ、Ｎｉｅｓｓｅｎ Ｈ
Ｗ、Ｂａｉｄｏｓｈｖｉｌｉ Ａ、Ｗｅｓｔｅｒｈｏｆ Ｎ、Ｊａｎｓｅｎ Ｅ Ｋ、
Ｗｉｌｄｅｖｕｕｒ Ｃ Ｒ、およびＥｉｊｓｍａｎ Ｌ．Ｐｒｅｓｓｕｒｅ−ｄｉａｍ
ｅｔｅｒ ｒｅｌａｔｉｏｎｓｈｉｐ ｉｎ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｇｒｅａｔｅｒ ｓ
ａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ．Ａｎｎ Ｔｈｏｒａｃ Ｓｕｒｇ．２００３；７６（５）
：１５３３〜８）。これを確認するため、本発明者らは、圧力上昇実験を行った。この実
験の結果を図４に示す。静脈は、約３０ｍｍＨｇで最大膨張に到達することがわかる。そ
の結果、動脈レベルの圧力では静脈が非常に堅く、本発明者らは、一時的な外部構造支持
に生分解性外膜ラップを設けることにより、この現象を打ち消すことを望む。
ＡＶＧ膨張の程度は、コンプライアンスなどの静脈特性に直接関係し、すなわち、Ｄａ
ｖｉｅｓらによる開存率に関連している（Ｄａｖｉｅｓ Ａ Ｈ、Ｍａｇｅｅ Ｔ Ｒ、
Ｂａｉｒｄ Ｒ Ｎ、およびＨｏｒｒｏｃｋｓ Ｍ．Ｐｒｅｖｅｎｔｉｏｎ ｏｆ ｍａ
ｌａｌｉｇｎｍｅｎｔ ｄｕｒｉｎｇ ｎｏｎ−ｒｅｖｅｒｓｅｄ ｆｅｍｏｒｏｄｉｓ
ｔａｌ ｂｙｐａｓｓ．Ａｎｎ Ｒ Ｃｏｌｌ Ｓｕｒｇ Ｅｎｇｌ．１９９２；７４（
６）：４３４〜５、およびＤａｖｉｅｓ Ａ Ｈ、Ｍａｇｅｅ Ｔ Ｒ、Ｂａｉｒｄ Ｒ
Ｎ、Ｓｈｅｆｆｉｅｌｄ Ｅ、およびＨｏｒｒｏｃｋｓ Ｍ．Ｐｒｅ−ｂｙｐａｓｓ
ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａｌ ｃｈａｎｇｅｓ ｉｎ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｅｕｒ
Ｊ Ｖａｓｅ Ｓｕｒｇ．１９９３；７（６）：６４２〜７）、末梢バイパス手術にお
ける低コンプライアンスＡＶＧのより低い開存率を報告した。この低下した開存度は、Ａ
ＶＧと移植される自然の動脈との間のコンプライアンスのミスマッチに大きく関与してい
た（Ｂａｎｄｙｋ Ｄ ＦおよびＭｉｌｌｓ Ｊ Ｌ．Ｔｈｅ ｆａｉｌｉｎｇ ｇｒａ
ｆｔ：Ａｎ ｅｖｏｌｖｉｎｇ ｃｏｎｃｅｐｔ．Ｓｅｍｉｎ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１
９９３；６（２）：７５〜７；Ｂａｓｓｉｏｕｎｙ Ｈ Ｓ、Ｗｈｉｔｅ Ｓ、Ｇｌａｇ
ｏｖ Ｓ、Ｃｈｏｉ Ｅ、Ｇｉｄｄｅｎｓ Ｄ Ｐ、およびＺａｒｉｎｓ Ｃ Ｋ．Ａｎ
ａｓｔｏｍｏｔｉｃ ｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ：Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ
ｉｎｊｕｒｙ ｏｒ ｆｌｏｗ ｉｎｄｕｃｅｄ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９９２
；１５（４）：７０８〜１６；ｄｉｓｃｕｓｓｉｏｎ ７１６〜７；およびＢｅｒｋｏｗ
ｉｔｚ Ｈ Ｄ、Ｆｏｘ Ａ Ｄ、およびＤｅａｔｏｎ Ｄ Ｈ．Ｒｅｖｅｒｓｅｄ ｖ
ｅｉｎ ｇｒａｆｔ ｓｔｅｎｏｓｉｓ：Ｅａｒｌｙ ｄｉａｇｎｏｓｉｓ ａｎｄ ｍ
ａｎａｇｅｍｅｎｔ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９９２；１５（１）：１３０〜４１；
ｄｉｓｃｕｓｓｉｏｎ １４１〜２）。静脈は、動脈よりももともとコンプライアンスが
低く（Ｔａｉ Ｎ Ｒ、Ｓａｌａｃｉｎｓｋｉ Ｈ Ｊ、Ｅｄｗａｒｄｓ Ａ、Ｈａｍｉ
ｌｔｏｎ Ｇ、およびＳｅｉｆａｌｉａｎ Ａ Ｍ．Ｃｏｍｐｌｉａｎｃｅ ｐｒｏｐｅ
ｒｔｉｅｓ ｏｆ ｃｏｎｄｕｉｔｓ ｕｓｅｄ ｉｎ ｖａｓｃｕｌａｒ ｒｅｃｏｎ
ｓｔｒｕｃｔｉｏｎ．Ｂｒ Ｊ．Ｓｕｒｇ．２０００；８７（１１）：１５１６〜２４）
、突然曝された動脈化の後はさらに低いコンプライアンスになる（Ｊａｃｏｔ Ｊ Ｇ、
Ａｂｄｕｌｌａｈ Ｉ、Ｂｅｌｋｉｎ Ｍ、Ｇｅｒｈａｒｄ− Ｈｅｒｍａｎ Ｍ、Ｇａ
ｃｃｉｏｎｅ Ｐ、Ｐｏｌａｋ Ｊ Ｆ、Ｄｏｎａｌｄｓｏｎ Ｍ Ｃ、Ｗｈｉｔｔｅｍ
ｏｒｅ Ａ Ｄ、およびＣｏｎｔｅ Ｍ Ｓ．Ｅａｒｌｙ ａｄａｐｔａｔｉｏｎ ｏｆ
ｈｕｍａｎ ｌｏｗｅｒ ｅｘｔｒｅｍｉｔｙ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ：Ｗａｌｌ
ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ ｃｈａｎｇｅｓ ａｃｃｏｍｐａｎｙ ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ ｒｅ
ｍｏｄｅｌｉｎｇ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００４；３９（３）：５４７〜５５）。
ＡＶＧコンプライアンスの変化はＡＶＧの失敗の重要な予測判断材料であるかのように見
える。
拘束性ポリマーマトリクスでコーティングされたＡＶＧ
本明細書に提供されたデータは、進行中の研究の２つの異なる領域、すなわち：ｉ）動
脈血行動態に対する無傷の静脈セグメントの機械的病理生物学的応答の調査、およびｉｉ
）外膜ラップとして使用される生分解性のエレクトロスピニングされたポリマーの開発を
包含する。
ｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流装置を開発して、現実的な、十分制御された生体力学的および
代謝的条件に対する、無傷の血管セグメントおよびグラフトの応答について研究した。図
３は、そのようなデバイスを示す。このデバイスは、精密に制御された血行動態および溶
解ガス（ｐＨ、ｐＯ２、ｐＣＯ２）に対するブタ内頸静脈セグメントのｅｘ ｖｉｖｏ曝
露を可能にして、静脈および現実的なＡＶＧ環境を含む様々な状態をシミュレートするこ
とができる。これらの制御された状態の実現は、２つの独立した灌流／器官培養システム
（図３に概略的に示す）を使用することにより達成される。閉鎖ループ灌流デザインは、
滅菌灌流液（１％ウシ胎児血清、０．５ｇ／リットルのセフォキシチンが補われた組織培
地１９９）の循環を可能にする。第２のローラーポンプは、密封されたチャンバ内に載置
された試料の周りで外膜浴（１％ウシ胎児血清および０．５ｇ／リットルのセフォキシチ
ンを有するＤＭＥＭ）を循環させる。
自然の静脈の血行動態および生体力学をシミュレートするため、ローラーポンプおよび
灌流ループの流れ抵抗器を、２０ｍｌ／分の非拍動性の流れおよび２０ｍｍＨｇの圧力が
提供されるように設定する。ＡＶＧ血行動態をシミュレートするには、ポンプおよび流れ
抵抗器を、１２０／８０ｍｍＨｇの拍動性圧力波形および１００ｍｌ／分の平均灌流液流
量が得られるように設定する。「ＡＶＧ調整」レジメンは、まず、上述の動脈条件が提供
されるように灌流システムを設定することによって開始される。灌流静脈セグメントにお
ける円周方向の壁応力は、調整された生分解性の血管周囲にエレクトロスピニングされた
ポリマーラップの付着を介して制御されることになる。すなわち、中静脈壁円周方向壁応
力対時間プロファイルでは、静脈（約２５ＫＰａ）レベルから動脈（約１４０ＫＰａのピ
ーク）レベルまで、徐々に負荷が加えられて、２４または１９２時間にわたり線形に増加
することになる。この所望の分解速度を実現することによって、ＡＶＧのｉｎ ｖｉｖｏ
での機械的調整は、おそらくは全てのＡＶＧの開存率を改善する、可能性のある治療の代
替例になると考えられる。
ｅｘ ｖｉｖｏ灌流能力をさらに有効にするため、静脈対動脈条件下で灌流した静脈セ
グメントの組織生存度分析を行い、その結果を、組織生存度の基準レベルに対して比較し
た。ｅｘ ｖｉｖｏ灌流の４８時間後に、走査型電子顕微鏡法、Ｈ＆Ｅ染色、Ｌｉｖｅ／
Ｄｅａｄ（商標）染色、およびＴＵＮＥＬ分析を行った（図５参照）。走査型電子顕微鏡
法およびＨ＆Ｅ染色は、組織の形態学的完全性が、収集後および灌流の４８時間後に無傷
であることを示した。Ｌｉｖｅ／ｄｅａｄ分析およびＴＵＮＥＬ分析は、４８時間での基
準ラインと比較した場合、静脈または動脈条件のいずれにおいても、有意なネクローシス
またはアポトーシスをそれぞれ示さなかった。同様の観察を、このシステムの初期世代を
使用して、１４日間続く灌流についても行った（Ｌｉｇｕｓｈ、Ｊ．、Ｒ．Ｆ．Ｌａｂａ
ｄｉｅ、Ｓ．Ａ．Ｂｅｒｃｅｌｉ、Ｊ．Ｂ．Ｏｃｈｏａ、およびＨ．Ｓ．Ｂｏｒｏｖｅｔ
ｚ、Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍｄｅｒｉｖｅｄ ｎｉｔｒｉ
ｃ ｏｘｉｄｅ ｍｅｄｉａｔｅｄ ｖａｓｏｄｉｌａｔｉｏｎ ｕｔｉｌｉｚｉｎｇ
ｅｘ ｖｉｖｏ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｏｆ ａｎ ｉｎｔａｃｔ ｖｅｓｓｅｌ．Ｔｈ
ｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ、１９９２．５２：（
５）：４１６〜２１頁）。これらの実験は、滅菌状態および組織生存度を維持しながら、
提示されたｅｘ ｖｉｖｏブタ内頸静脈灌流を行う能力を実証する。
いくつかの組のｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流実験を行った。最初に、一組の実験（一組あた
りＮ＝６の動物）を行って、動脈生体力学的条件に突然曝されたＰＩＪＶに対する急性過
形成応答を確立し、この応答と、自然の静脈条件に曝されたＰＩＪＶとを比較した。図６
は、この実験デザインを示す概略図であり、これについては以下に詳細に記述する。次い
で本発明者らは、有効なｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流システム（ＥＶＰＳ）圧力の手動調節を
介して、所望のＣＷＳプロファイルにブタ内頸静脈セグメント（ＰＩＪＶ）を徐々に曝す
ことにより、この急性過形成応答を減弱させようとした。図７は、やはり以下に詳細に記
述されるこの実験デザインを示す概略図である。これらの実験は、突然曝された動脈条件
と比較された、漸進的に負荷された状態でｅｘ ｖｉｖｏで灌流された新たに切り取られ
た静脈セグメントによって、低い急性過形成応答を実現するのに必要なＣＷＳプロファイ
ルを確立することに直接関係していた。これらの結果を使用して、本発明者らは、同じＣ
ＷＳプロファイルが実現されるように外膜生分解性ポリマーラップの分解速度も調整する
ことを望み、次いでこのラップを使用して、ラッピングされていない対照と比較してＰＩ
ＪＶにおける急性過形成応答を減弱しようとした。図８は、やはり以下に詳細に記述され
る、この実験デザインを示す概略図である。上述の実験のそれぞれは、動物間でのばらつ
きが説明されるように「対」にされ、一般に、下記の通り進められた。両側性ＰＩＪＶを
若いブタから外科的に採取し、個別の独立したＥＶＰＳ中に結びつけた（以下参照）。調
査中のエンドポイントの大部分は、これらの時点の数時間以内に首尾よく検出されたので
（上記表１の言及を参照）、血管灌流実験は、２４または７２時間にわたり実施した。各
実験の完了時に、組織を生物学的アッセイ用に処理して（以下参照）、表１で概説される
エンドポイントを評価した。
組織の採取および輸送
ブタ内頸静脈（ＰＩＪＶ）をモデルとして選択したが、それはヒトのより大きな伏在静
脈に内径および壁の厚さが類似しているからであり、かつこの組織は動脈血行動態条件に
曝された静脈の病理学的応答を調査するのに既に使用されていたからである。この外科的
な採取手順は、バイパス用の伏在静脈切除術の手法で行った。簡単に言うと、麻酔をかけ
た動物を仰臥位に配置し、頸部切開を両側で行い、頸部の血管筋膜まで層内で切開を行っ
た。各ＰＩＪＶを同定し、頸部交会部の近位側および頸静脈孔の遠位側を切開した。全て
の支流を同定し、漏れが生じないように慎重に結紮した。所望の長さ（６〜８ｃｍ）を露
出させた後、アヒルの嘴状の血管カニューレの各端部で、セグメントにカニューレを挿入
した。外植の直前に、注文設計された血管鉗子（Ｌｉｇｕｓｈ Ｊ、Ｌａｂａｄｉｅ Ｒ
Ｆ、Ｂｅｒｃｅｌｉ ＳＡ、Ｏｃｈｏａ ＪＢ、およびＢｏｒｏｖｅｔｚ ＨＳ．Ｅｖａ
ｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍ−ｄｅｒｉｖｅｄ ｎｉｔｒｉｃ ｏｘ
ｉｄｅ ｍｅｄｉａｔｅｄ ｖａｓｏｄｉｌａｔｉｏｎ ｕｔｉｌｉｚｉｎｇ ｅｘ ｖ
ｉｖｏ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｏｆ ａｎ ｉｎｔａｃｔ ｖｅｓｓｅｌ．Ｊ Ｓｕｒｇ
Ｒｅｓ．１９９２；５２（５）：４１６〜２１）を、カニューレの端部に取着して、取
り出された後の血管のｉｎ ｖｉｖｏ長を維持した。次いで血管を、鉗子で留めたカニュ
ーレと結紮部との間のそれぞれの側で切断した。取り出した直後に、血管を、滅菌輸送箱
（ヘパリン（５００単位／リットル）、パパベリン（６０ｍｇ／リットル）、およびセフ
ォキシチン（１．０ｇ／リットル）が補われた乳酸加リンガー溶液を含有する）内に配置
した。組織採取と以下に記述される灌流システム内への載置との間の時間は、常に１時間
未満であった。
エレクトロスピニングされた生分解性ポリマーラップの血管周囲配置
外膜ラップを形成するのに使用される生分解性ポリマー複合体は、Ｇｕａｎらにより開
発され（Ｇｕａｎ Ｊ、Ｓａｃｋｓ ＭＳ、Ｂｅｃｋｍａｎ ＥＪ、およびＷａｇｎｅｒ
ＷＲ．Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ，ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ，ａｎｄ ｃｙｔｏｃ
ｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｅｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ，ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌ
ｅ ｐｏｌｙ（ｅｓｔｅｒ−ｕｒｅｔｈａｎｅ）ｕｒｅａｓ ｂａｓｅｄ ｏｎ ｐｏｌ
ｙ（ｃａｐｒｏｌａｃｔｏｎｅ） ａｎｄ ｐｕｔｒｅｓｃｉｎｅ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ
Ｍａｔｅｒ Ｒｅｓ．２００２；６１（３）：４９３−５０３）、Ｓｔａｎｋｕｓらによ
りエレクトロスピニングされたフォーマットでさらに特徴付けられた（Ｓｔａｎｋｕｓ
ＪＪ、Ｇｕａｎ Ｊ、およびＷａｇｎｅｒ ＷＲ．Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｂｉ
ｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｅｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ ｓｃａｆｆｏｌｄｓ ｗｉｔｈ ｓ
ｕｂ−ｍｉｃｒｏｎ ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｅｓ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｍａｔｅｒ Ｒｅ
ｓ Ａ．２００４；７０（４）：６０３〜１４；およびＳｔａｎｋｕｓ ＪＪ、Ｇｕａｎ
Ｊ、Ｆｕｊｉｍｏｔｏ Ｋ、およびＷａｇｎｅｒ ＷＲ．Ｍｉｃｒｏｉｎｔｅｇｒａｔ
ｉｎｇ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｉｎｔｏ ａ ｂｉｏｄｅｇｒａｄ
ａｂｌｅ，ｅｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ ｆｉｂｅｒ ｍａｔｒｉｘ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａ
ｌｓ．２００６；２７（５）：７３５〜４４）、ポリ（エステルウレタン）尿素（ＰＥＵ
Ｕ）材料をベースにした。このポリマーは、非細胞毒性分解生成物へとｉｎ ｖｉｔｒｏ
で加水分解し、ｉｎ ｖｉｖｏでは約３カ月でほぼ完了するように分解することが示され
た（Ｆｕｊｉｍｏｔｏ ＫＬ、Ｇｕａｎ Ｊ、Ｏｓｈｉｍａ Ｈ、Ｓａｋａｉ Ｔ、およ
びＷａｇｎｅｒ ＷＲ．Ｉｎ ｖｉｖｏ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｐｏｒｏｕ
ｓ，ｅｌａｓｔｉｃ，ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｐａｔｃｈ ｆｏｒ ｒｅｃｏｎｓ
ｔｒｕｃｔｉｖｅ ｃａｒｄｉａｃ ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ．Ａｎｎ Ｔｈｏｒａｃ Ｓ
ｕｒｇ．２００７；８３（２）：６４８〜５４；およびＦｕｊｉｍｏｔｏ ＫＬ、Ｔｏｂ
ｉｔａ Ｋ、Ｍｅｒｒｙｍａｎ ＷＤ、Ｇｕａｎ Ｊ、Ｍｏｍｏｉ Ｎ、Ｓｔｏｌｚ Ｄ
Ｂ、Ｓａｃｋｓ ＭＳ、Ｋｅｌｌｅｒ ＢＢ、およびＷａｇｎｅｒ ＷＲ．Ａｎ ｅｌａ
ｓｔｉｃ，ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｃａｒｄｉａｃ ｐａｔｃｈ ｉｎｄｕｃｅｓ
ｃｏｎｔｒａｃｔｉｌｅ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ａｎｄ ｉｍｐｒｏｖｅｓ
ｃａｒｄｉａｃ ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ ａｎｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｉｎ ｓｕｂａｃ
ｕｔｅ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ．Ｊ Ａｍ Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄ
ｉｏｌ．２００７；４９（２３）：２２９２〜３００）。ラップの分解速度を制御するた
め、ＰＥＵＵ、コラーゲン、およびエラスチンタンパク質の複合物を、質量喪失を速める
のに使用されるタンパク質添加と共に利用した。
ＰＥＵＵを、プトレッシン連鎖延長剤を用いてポリ（ε−カプロラクトン）ジオールお
よび１，４−ジイソシアナトブタンから合成した。ＰＥＵＵ、コラーゲン、およびエラス
チンを、１，１，１，３，３，３−ヘキサフルオロ−２−プロパノール（ＨＦＩＰ）に溶
かした溶液中で組み合わせ、次いで他の部分で詳細に説明される手順を使用してＰＩＪＶ
セグメント上にエレクトロスピニングした（Ｓｔａｎｋｕｓ ＪＪ、Ｇｕａｎ Ｊ、およ
びＷａｇｎｅｒ ＷＲ．Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ
ｅｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ ｓｃａｆｆｏｌｄｓ ｗｉｔｈ ｓｕｂ−ｍｉｃｒｏｎ ｍｏ
ｒｐｈｏｌｏｇｉｅｓ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｍａｔｅｒ Ｒｅｓ Ａ．２００４；７０（
４）：６０３〜１４）。簡単に言うと、エレクトロスピニング条件は、混合溶液体積流量
０．２８μＬ／秒、ノズルと標的の間の距離１７ｃｍ、ノズルに対する電荷＋１２ｋＶお
よび標的に対する電荷−３ｋＶを含んでいた。移植用にスピニングされたＡＶＧの製作に
使用される標的は、直径３ｍｍのＴｙｐｅ ３１６ステンレス鋼マンドレルであり、これ
は内皮損傷を回避するためにＡＶＧ管腔内に慎重に挿入された。マンドレルおよび同軸静
脈を２５０ｒｐｍで一緒に回転し、約８ｃｍ／秒の速度で１０ｃｍにわたり線形ステージ
上で軸方向に並進移動させて、より均一なコーディング厚を生成した。
ポリマーの機械的性質および分解速度を調整するのに使用される３つのパラメータ、す
なわち：１）混合溶液中の最終ポリマー濃度；２）混合溶液中のＰＥＵＵ：コラーゲン：
エラスチン比；および３）エレクトロスピニング時間に比例したラップ厚が存在した。こ
れらのパラメータの、試験がなされた全ての組合せの概要を、表２に示す。
Ｅｘ ｖｉｖｏ灌流条件
静脈セグメントを、本発明者らによる十分確立された有効なｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流／
器官培養システム内に載置した（ＥＶＰＳ、例えば、Ｌａｂａｄｉｅ ＲＦ、Ａｎｔａｋ
ｉ ＪＦ、Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＪＬ、Ｋａｔｙａｌ Ｓ、Ｌｉｇｕｓｈ Ｊ、Ｗａｔｋｉ
ｎｓ ＳＣ、Ｐｈａｍ ＳＭ、およびＢｏｒｏｖｅｔｚ ＨＳ．Ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｐ
ｅｒｆｕｓｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｅｘ ｖｉｖｏ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏ
ｎ ｏｆ ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ ｐａｔｈｗａｙｓ ｉｎ ｉｎｔａｃｔ ｖａｓｃ
ｕｌａｒ ｔｉｓｓｕｅ．Ａｍ Ｊ Ｐｈｙｓｉｏｌ．１９９６；２７０（２ Ｐｔ ２
）：Ｈ７６０〜８；Ｓｅｖｅｒｙｎ ＤＡ、Ｍｕｌｕｋ ＳＣ、およびＶｏｒｐ ＤＡ．
Ｔｈｅ ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆ ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃｓ ａｎｄ ｗａｌｌ ｂ
ｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ ｏｎ ｔｈｅ ｔｈｒｏｍｂｏｇｅｎｉｃｉｔｙ ｏｆ ｖｅ
ｉｎ ｓｅｇｍｅｎｔｓ ｐｅｒｆｕｓｅｄ ｉｎ ｖｉｔｒｏ．Ｊ Ｓｕｒｇ Ｒｅｓ
．２００４；１２１（１）：３１〜７；およびＭｕｌｕｋ ＳＣ、Ｖｏｒｐ ＤＡ、Ｓｅ
ｖｅｒｙｎ ＤＡ、Ｇｌｅｉｘｎｅｒ Ｓ、Ｊｏｈｎｓｏｎ ＰＣ、およびＷｅｂｓｔｅ
ｒ ＭＷ．Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ｆａｃｔｏｒ ｅｘｐｒｅｓ
ｓｉｏｎ ｂｙ ｖｅｉｎ ｓｅｇｍｅｎｔｓ ｅｘｐｏｓｅｄ ｔｏ ｃｏｒｏｎａｒ
ｙ ａｒｔｅｒｉａｌ ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃｓ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｖａｓｃｕ
ｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ：Ｏｆｆｉｃｉａｌ Ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ，ｔｈｅ Ｓｏｃ
ｉｅｔｙ Ｆｏｒ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ ［ａｎｄ］ Ｉｎｔｅｒｎａｔ
ｉｏｎａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｆｏｒ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ
，Ｎｏｒｔｈ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｈａｐｔｅｒ．１９９８；２７（３）：５２１〜７
参照）。簡単に言うと、閉鎖ループ灌流デザインは、血管セグメントを通した無菌灌流液
（１％ウシ胎児血清および１．０ｇ／リットルのセフォキシチンが補われた組織培地１９
９）の循環、ならびに密封チャンバ内での外膜浴（１％ウシ胎児血清および１．０ｇ／リ
ットルのセフォキシチンを有するＤＭＥＭ）の循環を可能にする。灌流液および浴培地は
共に、３７℃でかつ溶解ガスの生理学的レベルで維持された。実験は、２つのシミュレー
トされた血行動態条件（Ｓｅｖｅｒｙｎ ＤＡ、Ｍｕｌｕｋ ＳＣ、およびＶｏｒｐ Ｄ
Ａ．Ｔｈｅ ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆ ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃｓ ａｎｄ ｗａｌｌ
ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ ｏｎ ｔｈｅ ｔｈｒｏｍｂｏｇｅｎｉｃｉｔｙ ｏｆ
ｖｅｉｎ ｓｅｇｍｅｎｔｓ ｐｅｒｆｕｓｅｄ ｉｎ ｖｉｔｒｏ．Ｊ Ｓｕｒｇ Ｒ
ｅｓ．２００４；１２１（１）：３１〜７；およびＭｕｌｕｋ ＳＣ、Ｖｏｒｐ ＤＡ、
Ｓｅｖｅｒｙｎ ＤＡ、Ｇｌｅｉｘｎｅｒ Ｓ、Ｊｏｈｎｓｏｎ ＰＣ、およびＷｅｂｓ
ｔｅｒ ＭＷ．Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ｆａｃｔｏｒ ｅｘｐｒ
ｅｓｓｉｏｎ ｂｙ ｖｅｉｎ ｓｅｇｍｅｎｔｓ ｅｘｐｏｓｅｄ ｔｏ ｃｏｒｏｎ
ａｒｙ ａｒｔｅｒｉａｌ ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃｓ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｖａｓ
ｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ：Ｏｆｆｉｃｉａｌ Ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ，ｔｈｅ Ｓ
ｏｃｉｅｔｙ Ｆｏｒ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ ［ａｎｄ］ Ｉｎｔｅｒｎ
ａｔｉｏｎａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｆｏｒ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅ
ｒｙ、Ｎｏｒｔｈ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｈａｐｔｅｒ．１９９８；２７（３）：５２１
〜７）−自然の静脈（ＶＥＮ）または動脈（ＡＲＴ）条件のいずれかを利用した。ＶＥＮ
血行動態をシミュレートするため、灌流ループを、非拍動性の流れ２０ｍｌ／分および圧
力２０ｍｍＨｇが提供されるように設定した。ＡＲＴ血行動態をシミュレートするため、
このシステムを、拍動性圧力波１２０／８０ｍｍＨｇおよび平均灌流液流量１００ｍｌ／
分が提供されるように設定した。別の実験を行って、ＶＥＮまたはＡＲＴ条件下でラッピ
ングされていない静脈について検査し、ＡＲＴ条件（ｗＡＲＴ）下でラッピングされた静
脈を検査した。各灌流実験を２４時間継続し、管腔内圧力、外径、および流量を、毎時間
測定した。次いで静脈セグメントを、以下に記述されるよう組織学的にまたは免疫組織化
学を介して分析した。
ＶＥＮ対ＡＲＴ実験
図６は、行われた最初の組のｅｘ ｖｉｖｏ実験を示す概略図である。これらの実験に
おいて、本発明者らは、ＡＲＴ条件に突然曝されたＰＩＪＶ対２４時間にわたりＶＥＮ条
件に曝されたＰＩＪＶに対する、生分解性のエレクトロスピニングされたポリマーラップ
のＰＩＪＶへの有益な作用について評価した。
ＡＲＴ対ｃＡＲＴ実験
図７は、行われた第２の組ｅｘ ｖｉｖｏ実験を示す概略図である。これらの実験にお
いて、本発明者らは、ＰＩＪＶ対２４時間および７２時間にわたりＡＲＴ条件に突然曝さ
れたＰＩＪＶに対する、機械的調整パラダイム（ｃＡＲＴ条件）の作用を評価した。
ＡＲＴ対ｗＡＲＴ実験
図８は、行われた第３の組のｅｘ ｖｉｖｏ実験を示す概略図である。本発明者らは、
ＡＲＴ条件（ｗＡＲＴ条件）に対するＰＩＪＶ対２４時間にわたりＡＲＴ条件に曝された
ラッピングされていないＰＩＪＶに対する、調整された生分解性ポリマーラップの有益な
作用について評価した。
化合物シリンダにおけるＣＷＳの計算
ＡＶＧを動脈レベルのＣＷＳに突然曝すことは、それらが失敗した様式に関与する可能
性があると考えられているので、本発明者らは、エレクトロスピニングされた生分解性ポ
リマーラップの１つの可能性がある適用例が、ＡＶＧを動脈レベルのＣＷＳに徐曝すこと
であると考える。外部シースを使用してＣＷＳを制限しようとする以前の試みは、それら
が生体耐久性でありかつ／またはゆとりのあるフィッティング状態のいずれかであったの
で、完全に首尾よく行われなかった。ラップがどのようにＣＷＳを修飾し得るのか、かつ
所望の結果を実現するのにラップをどのように調整し得るのかを実証するため、本発明者
らは、表１に示されるラップの組合せのそれぞれについてＣＷＳ−対−時間プロファイル
を検査し、これらと、静脈または動脈条件に曝されたラッピングされていない静脈セグメ
ントとを比較した。これは、ｅｘ ｖｉｖｏ灌流実験から収集されたデータとＣＷＳに関
する数学的モデルとを使用して実現された。
生体力学的モデリングを目的として、静脈／ラップ複合体の理想的な断面を示す、図９
の概略図について検討する。２層化合物チューブの外層は、エレクトロスピニングされた
ポリマーラップとして得られ、同心状の内層は静脈セグメントである。
次いで以下の仮定を行った（Ｖｏｒｐ ＤＡ、Ｒａｇｈａｖａｎ ＭＬ、Ｂｏｒｏｖｅ
ｔｚ ＨＳ、Ｇｒｅｉｓｌｅｒ ＨＰ、およびＷｅｂｓｔｅｒ ＭＷ．Ｍｏｄｅｌｉｎｇ
ｔｈｅ ｔｒａｎｓｍｕｒａｌ ｓｔｒｅｓｓ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ ｄｕｒｉ
ｎｇ ｈｅａｌｉｎｇ ｏｆ ｂｉｏｒｅｓｏｒｂａｂｌｅ ｖａｓｃｕｌａｒ ｐｒｏ
ｓｔｈｅｓｅｓ．Ａｎｎ Ｂｉｏｍｅｄ Ｅｎｇ．１９９５；２３（２）：１７８〜８８
）：
ｉ）層間に滑りまたは剥離はない
ｉｉ）界面全体にわたる変形の適合性は維持される
ｉｉｉ）平均動脈圧下では少しの変形しか存在しない
ｉｖ）システムは平面応力の状態の下にある
ｖ）両方の層は、非圧縮性、等方性、均質、および線形弾性の材料である
ｖｉ）個別の層のそれぞれは、内部および外部圧力に曝される単一の、壁の厚いシリン
ダとして一般化されてもよい
Ｖｏｒｐらにより開発された数学的モデル（Ｉｄ．）を、図９により表されるモデルに
適合させた。手短に言えば、本発明者らは、内部および外部圧力の作用下にある開放端を
有する厚い壁のシリンダにおいて（Ｉｄ．）、半径方向および円周方向の壁応力（それぞ
れ、σｒおよびσθ）と、任意の半径ｒでの半径方向の変形（Ｕｒ）とに関し、古典的な
ラメ解法を使用した。図９に示される内部（静脈）層に関し、本発明者らは、（Ｉｄ．）
を得る：
（式中、下付き文字「Ｖ」は、静脈に関する量を指し、ａおよびｂは、それぞれ静脈層の
内部半径および外部半径である。Ｐｉは内部圧力であり、Ｐ２は、同心状のシリンダの２
層の間で作用する、それらの機械的性質の相違から生じる界面圧力である。Ｖはポワソン
比であり、Ｅはヤングの弾性率である）。図９に示される外部（ラップ）層に関し、本発
明者らは、下式を有する：
（式中、下付き文字「Ｗ」は、ラップにより占有された領域の量を指し、ｂおよびｃはそ
れぞれラップ層の内部半径および外部半径である。Ｐｏは外部圧力である）。層間の界面
全体にわたる変形の適合性により、下記の通りでなければならない
ｕｒ，Ｖ＝ｕｒ，ｗ （ｒ＝ｂで） （１９）
（１６）および（１８）を（１９）に置換することにより、ｖｗ＝ｖｖ＝ｖ＝０．５と
し（両方の材料は共に非圧縮性であると仮定する）、Ｐｏ＝０と設定し（すなわち、大気
圧）、Ｐ２に関して解くことにより、下式を得る：
Ｐ１および外径（すなわち、ｃ）は、本発明者らのｅｘ ｖｉｖｏ灌流実験で測定した
ことを思い起こされたい。したがって本発明者らは、測定されたＰ１およびｃのそれぞれ
の組に関して、内部（ｒ＝ａ）および界面（ｒ＝ｂ）半径を計算しなければならなかった
。本発明者らは、静脈およびラップの両方が非圧縮性の材料であり、したがって各シリン
ダの容積が任意の変形状態で一定である必要があるという仮説を利用したので、下式の通
りでなければならない：
（式中、ｒｏおよびｒｉはそれぞれ外部および内部半径であり、Ｌは各シリンダの長さで
あり、下付き文字Ｕおよびｐは、非加圧および加圧状態をそれぞれ指す）。方程式（２１
）を図９の「ラップ」シリンダの幾何形状に適用することにより、下式が得られる：
したがって、任意の測定されたｃｐおよびＬｐに関し、ｂｐの値を計算することができ
る。同様に、図９の「静脈」シリンダのみを考慮し、かつｂｐに関して方程式（２２）を
使用することにより、本発明者らは、下式を見出す：
方程式（２０）、（２２）、および（２３）を方程式（１Ｓｂ）に置換し、かつ平均動
脈圧でおよび下式で評価することにより、
本発明者らは、ポリマーラッピングされた静脈における中間壁ＣＷＳを計算することがで
きる。本発明者らは、本発明者らの計算において、Ｅｗ＝７．５ＭＰａであり（Ｓｔａｎ
ｋｕｓ Ｊ Ｊ、Ｇｕａｎ Ｊ、およびＷａｇｎｅｒ Ｗ Ｒ．Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ
ｏｆ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｅｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ ｓｃａｆｆｏｌｄｓ
ｗｉｔｈ ｓｕｂ−ｍｉｃｒｏｎ ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｅｓ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｍａ
ｔｅｒ Ｒｅｓ Ａ．２００４；７０（４）：６０３〜１４）、Ｅｖ＝６００ＫＰａであ
る（Ｗｅｓｌｙ Ｒ Ｌ、Ｖａｉｓｈｎａｖ Ｒ Ｎ、Ｆｕｃｈｓ Ｊ Ｃ、Ｐａｔｅｌ
Ｄ Ｊ、およびＧｒｅｅｎｆｉｅｌｄ Ｊ Ｃ．Ｓｔａｔｉｃ ｌｉｎｅａｒ ａｎｄ
ｎｏｎｌｉｎｅａｒ ｅｌａｓｔｉｃ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｎｏｒｍａｌ
ａｎｄ ａｒｔｅｒｉａｌｉｚｅｄ ｖｅｎｏｕｓ ｔｉｓｓｕｅ ｉｎ ｄｏｇ ａｎ
ｄ ｍａｎ．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ（Ｏｎｌｉｎｅ）．１９７５；
３７（４）：５０９〜２０）と仮定した。
血管運動性チャレンジ実験
組織生存度に対するエレクトロスピニングプロセスの作用を評価するため、本発明者ら
は、所定の位置にポリマーラップが存在し（「スピニングされた」）および存在しない（
「見せかけの」）ＰＩＪＶセグメント、ならびに未処理の真新しい切除（「対照」）組織
について、試験をした。エレクトロスピニングされたポリマーラップなしの見せかけのＰ
ＩＪＶセグメントの場合、本発明者らは、ポリマーラップが実際に配置される点までエレ
クトロスピニングプロセスを模倣した（すなわち、マンドレルの挿入を含み、静脈を電界
内で回転／並進移動させる）。組織の機能を、上述のｅｘ ｖｉｖｏ血管運動性チャレン
ジを使用して評価した（Ｌａｂａｄｉｅ ＲＦ、Ａｎｔａｋｉ ＪＦ、Ｗｉｌｌｉａｍｓ
ＪＬ、Ｋａｔｙａｌ Ｓ、Ｌｉｇｕｓｈ Ｊ、Ｗａｔｋｉｎｓ ＳＣ、Ｐｈａｍ ＳＭ
、およびＢｏｒｏｖｅｔｚ ＨＳ．Ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｓｙｓｔ
ｅｍ ｆｏｒ ｅｘ ｖｉｖｏ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｂｉｏｃｈｅｍｉ
ｃａｌ ｐａｔｈｗａｙｓ ｉｎ ｉｎｔａｃｔ ｖａｓｃｕｌａｒ ｔｉｓｓｕｅ．Ａ
ｍ Ｊ Ｐｈｙｓｉｏｌ．１９９６；２７０（２ Ｐｔ ２）：Ｈ７６０〜８；およびＬ
ｉｇｕｓｈ Ｊ、Ｌａｂａｄｉｅ ＲＦ、Ｂｅｒｃｅｌｉ ＳＡ、Ｏｃｈｏａ ＪＢ、お
よびＢｏｒｏｖｅｔｚ ＨＳ．Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍ−
ｄｅｒｉｖｅｄ ｎｉｔｒｉｃ ｏｘｉｄｅ ｍｅｄｉａｔｅｄ ｖａｓｏｄｉｌａｔｉ
ｏｎ ｕｔｉｌｉｚｉｎｇ ｅｘ ｖｉｖｏ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｏｆ ａｎ ｉｎｔ
ａｃｔ ｖｅｓｓｅｌ．Ｊ Ｓｕｒｇ Ｒｅｓ．１９９２；５２（５）：４１６〜２１）
。手短に言うと、血管セグメントにカニューレを挿入し、２０ｍｍＨｇの一定の管腔内圧
力下に配置し、漸増する用量のエピネフリン（ＥＰＩ）に曝した。実験の全体を通して、
外部血管直径（Ｄ）をレーザーマイクロメータで連続的に測定した（Ｌａｂａｄｉｅ Ｒ
Ｆ、Ａｎｔａｋｉ ＪＦ、Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＪＬ、Ｋａｔｙａｌ Ｓ、Ｌｉｇｕｓｈ
Ｊ、Ｗａｔｋｉｎｓ ＳＣ、Ｐｈａｍ ＳＭ、およびＢｏｒｏｖｅｔｚ ＨＳ．Ｐｕｌｓ
ａｔｉｌｅ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｅｘ ｖｉｖｏ ｉｎｖｅｓ
ｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ ｐａｔｈｗａｙｓ ｉｎ ｉｎｔａ
ｃｔ ｖａｓｃｕｌａｒ ｔｉｓｓｕｅ．Ａｍ Ｊ Ｐｈｙｓｉｏｌ．１９９６；２７０
（２ Ｐｔ ２）：Ｈ７６０〜８；Ｂｒａｎｔ ＡＭ、Ｒｏｄｇｅｒｓ ＧＪ、およびＢ
ｏｒｏｖｅｔｚ ＨＳ．Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｏｆ ｐｕｌｓａ
ｔｉｌｅ ａｒｔｅｒｉａｌ ｄｉａｍｅｔｅｒ ｕｓｉｎｇ ａ ｈｅｌｉｕｍ−ｎｅ
ｏｎ ｌａｓｅｒ．Ｊ Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓｉｏｌ．１９８７；６２（２）：６７９〜８
３；およびＬｉｇｕｓｈ Ｊ、Ｌａｂａｄｉｅ ＲＦ、Ｂｅｒｃｅｌｉ ＳＡ、Ｏｃｈｏ
ａ ＪＢ、およびＢｏｒｏｖｅｔｚ ＨＳ．Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈ
ｅｌｉｕｍ−ｄｅｒｉｖｅｄ ｎｉｔｒｉｃ ｏｘｉｄｅ ｍｅｄｉａｔｅｄ ｖａｓｏ
ｄｉｌａｔｉｏｎ ｕｔｉｌｉｚｉｎｇ ｅｘ ｖｉｖｏ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｏｆ
ａｎ ｉｎｔａｃｔ ｖｅｓｓｅｌ．Ｊ Ｓｕｒｇ Ｒｅｓ．１９９２；５２（５）：４
１６〜２１）。基準ラインの直径（Ｄ基準ライン）を、最初の用量のＥＰＩの注射前に測
定した。引き続きＥＰＩを、１、４．５、および１０分でそれぞれ２×１０−５、２×１
０−４、および２×１０−３ｍｇ／ｍｌの最終濃度にまで注射した。各用量による最大血
管収縮を観察した後、引き続きそれぞれの用量を投与した。最大用量のＥＰＩを投与し、
かつ最大レベルの収縮（Ｄ収縮）を観察した後、２５ｍｇ／ｍｌのナトリウムニトロプル
シド（ＳＮＰ）２ｍｌをボーラス注射することにより、０．１２５ｍｇ／ｍｌの最終濃度
を得た。完全な拡張が観察されたとき、Ｄ拡張を記録した。ＥＰＩに応答する収縮レベル
は、下記の通り計算し：
同様に、ＳＮＰに応答した拡張レベルを下記の通り計算した：
コンプライアンスおよびβ−剛性の測定
外径（ＯＤ）および管腔内拍動性圧力（Ｐ）の時間毎の測定を、上述のＡＲＴ対ｗＡＲ
Ｔの２４時間灌流実験（Ｎ＝６）中に行った。これらの測定値は、スピニングされたＰＩ
ＪＶおよび見せかけの対照ＰＩＪＶの両方に関するコンプライアンス（Ｃ）およびβ−剛
性（β）を算出するのに使用した。サンプリング周波数１５０Ｈｚを使用して、時間毎の
測定を５秒間行って、データのほぼ５回の完全な「心臓周期」が収集されるようにした。
次いで、獲得されたシグナルをフィルタリングし、プロットした。各サイクルごとの最大
（ＯＤｓおよびＰｓ）および最小（ＯＤｄおよびＰｄ）値を使用して、方程式２６を使用
してＣを計算し、方程式２７を使用してβを計算した（Ｈａｙａｓｈｉ Ｋ．Ｅｘｐｅｒ
ｉｍｅｎｔａｌ ａｐｐｒｏａｃｈｅｓ ｏｎ ｍｅａｓｕｒｉｎｇ ｔｈｅ ｍｅｃｈ
ａｎｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ａｎｄ ｃｏｎｓｔｉｔｕｔｉｖｅ ｌａｗｓ
ｏｆ ａｒｔｅｒｉａｌ ｗａｌｌｓ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ Ｅｎｇ．１９９３；１１５
（４Ｂ）：４８１−８）。５つの値を平均し、Ｃおよびβの単一の値を毎時計算した。
灌流後組織処理
本発明者らは、１日、および３日間の実験からエンドポイントを評価することになる。
本発明者らは、新たに切除された血管セグメントを利用する場合、組織生存度の維持がこ
の灌流持続時間の間に実現可能であることを確立した（Ｌｉｇｕｓｈ Ｊ、Ｌａｂａｄｉ
ｅ ＲＦ、Ｂｅｒｃｅｌｉ ＳＡ、Ｏｃｈｏａ ＪＢ、およびＢｏｒｏｖｅｔｚ ＨＳ．
Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍ−ｄｅｒｉｖｅｄ ｎｉｔｒｉｃ
ｏｘｉｄｅ ｍｅｄｉａｔｅｄ ｖａｓｏｄｉｌａｔｉｏｎ ｕｔｉｌｉｚｉｎｇ ｅ
ｘ ｖｉｖｏ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｏｆ ａｎ ｉｎｔａｃｔ ｖｅｓｓｅｌ．Ｊ Ｓ
ｕｒｇ Ｒｅｓ．１９９２；５２（５）：４１６〜２１）。静脈の過形成応答は、セクシ
ョン１．２でまとめられた様々な慎重に選択されたエンドポイントを測定することにより
、定量化されることになる。これらのエンドポイントは、必要とされる組織処理に基づい
て３つのカテゴリーに、すなわち：ｉ）組織学（微細／超微細構造を含む）；ｉｉ）ＲＮ
Ａ分析；およびｉｉｉ）タンパク質分析にグループ分けすることができる。全ての静脈セ
グメントをセグメント化し、図１０に従って処理した。
生物学的分析
上記にて提示された生物学的エンドポイントは、必要とされるアッセイのタイプに関し
て組織学に基づくかまたは分子に基づくかのいずれかとして特徴付けることができる。組
織学的エンドポイントには、ミクロ構造、アポトーシス、増殖、ＳＭＣ表現型マーカー、
および細胞−接着マーカーの評価が含まれた。タンパク質および遺伝子の発現のエンドポ
イントは、タンパク質およびＲＮＡの単離が必要であり、かつ分子として分類される。
組織学的分析（図１０）専用のサンプルを冷凍庫から取り出し、Ｔｉｓｓｕｅ Ｆｒｅ
ｅｚｉｎｇ Ｍｅｄｉｕｍ（商標）（Ｔｒｉａｎｇｌｅ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｓｃｉ
ｅｎｃｅｓ、Ｄｕｒｈａｍ、Ｎ．Ｃ．）に即座に包埋し、−６５℃で凍結させた。５ミク
ロンの断面を、クリオトームを使用して切り出し、正に帯電したガラス顕微鏡スライド上
に配置した。組織学的または免疫組織化学的アッセイ用に処理することができるまで、ス
ライドを−８０℃で保存した。
組織学
ｅｘ ｖｉｖｏ灌流システムから静脈を取り出した後、それらを４％パラホルムアルデ
ヒド中で４時間、４℃で固定し、その後、３０％スクロースにより４℃で一晩固定した。
５ｍｍの組織環を切断し、ＰＢＳで洗浄し、Ｔｉｓｓｕｅ Ｆｒｅｅｚｉｎｇ Ｍｅｄｉ
ｕｍ（商標）（Ｔｒｉａｎｇｌｅ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ、Ｄｕｒｈ
ａｍ、Ｎ．Ｃ．）中に包埋し、５μｍの切片に切断した。組織切片を、ヘマトキシリンお
よびエオシン染色（Ｈ＆Ｅ）、Ｍａｓｓｏｎのトリクローム染色（ＭＴＣ）、ピクロシリ
ウスレッド、またはＭｏｖａｔのペンタクローム染色のいずれかにより染色した。次いで
染色された組織切片を、Ｏｌｙｍｐｕｓ Ｐｒｏｖｉｓ光学顕微鏡（Ｏｌｙｍｐｕｓ、Ｃ
ｅｎｔｅｒ Ｖａｌｌｅｙ、Ｐａ．、ＵＳＡ）を使用して可視化し、定性的に比較した。
走査型電子顕微鏡法
エレクトロスピニングされた、ラッピングされたＰＩＪＶを、走査型電子顕微鏡法（Ｓ
ＥＭ）の下で検査した。手短に言うと、ＳＥＭ用に設計された組織セグメントを、超高純
度の２．５％グルタルアルデヒド中に固定し、段階的な濃度のエタノール溶液（３０〜１
００％）を通して脱水し、臨界点乾燥し（Ｅｍｓｃｏｐｅ、ＣＰＤ ７５０、Ａｓｈｆｏ
ｒｄ、Ｋｅｎｔ、ＵＫ）、次いで気化した炭素でオーバーコーティングした（Ｃｒｅｓｓ
ｉｎｇｔｏｎ Ｆｒｅｅｚｅ Ｆｒａｃｔｕｒｅ Ｄｅｖｉｃｅ、Ｃｒｅｓｓｉｎｇｔｏ
ｎ、Ｃｒａｎｂｅｒｒｙ、ＰＡ、ＵＳＡ）。組織を、ＪＥＯＬ ＪＥＭ−６３３５Ｆ電界
放出電子銃ＳＥＭ（ＪＥＯＬ、Ｐｅａｂｏｄｙ、Ｍａｓｓ．、ＵＳＡ）を使用して可視化
した。
ネクローシス
組織生存度に対するエレクトロスピニングプロセスの作用を評価するため、本発明者ら
は、スピニングされたＰＩＪＶセグメントおよび見せかけのＰＩＪＶセグメント、ならび
に未処理の真新しい切除組織（「対照」）について試験をした。組織のネクローシスを、
製造業者の指示に従って、低温切開片のＬｉｖｅ／Ｄｅａｄ（商標）染色（Ｍｏｌｅｃｕ
ｌａｒ Ｐｒｏｂｅｓ、Ｃａｒｌｓｂａｄ、Ｃａｌｉｆ．、ＵＳＡ）を使用して試験をし
た。Ｌｉｖｅ／Ｄｅａｄ（商標）染色が意図される各セグメント（対照、見せかけの対照
、およびスピニングされたもの）を半分に切断し、標準的なインキュベーター条件下でペ
トリ皿内の静置培養中に配置した。各セグメントの半分を、培養の１８時間後に評価し、
残りの半分を、９２時間後に評価した。５ｍｍの環を各サンプルから切り出し、低温マト
リックス（ＴＢＳ、Ｄｕｒｈａｍ、Ｎ．Ｃ．）中に包埋し、次いで凍結させた。５つの８
μｍ切片を各環から切断し、落射蛍光顕微鏡（Ｎｉｋｏｎ、Ｍｏｄｅｌ Ｅ８００、Ｍｅ
ｌｖｉｌｌｅ、Ｎ．Ｙ．、ＵＳＡ）を使用して、倍率２０×で撮像した。切片あたり２つ
の画像を撮影し、合計で１０視野が、ＰＩＪＶセグメント当たりで定量化されるようにし
た。Ｓｃｉｏｎ Ｉｍａｇｅ（Ｖｅｒｓｉｏｎ Ｂｅｔａ ４．０２、ＮＩＨ、Ｂｅｔｈ
ｅｓｄａ、Ｍｄ．）を使用して、視野中の細胞の総数をカウントした。視野中の生細胞の
パーセンテージを決定するため、死細胞を手作業でカウントし、細胞の総数で割り、１０
０％を乗じた。死細胞のパーセンテージを１００％から差し引いて、生細胞のパーセンテ
ージを計算した。
アポトーシス
アポトーシスを、Ｉｎ Ｓｉｔｕ細胞死キット、フルオレセイン（ＴＵＮＥＬ）（Ｒｏ
ｃｈｅ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｓｃｉｅｎｃｅ、Ｉｎｄｉａｎａｐｏｌｉｓ、Ｉｎｄ．）を使
用して評価した。このアッセイは、アポトーシスのゲノムＤＮＡ切断成分を同定するＴＵ
ＮＥＬ技術を使用する。簡単に言うと、断面３７℃で２０分間乾燥し、４％パラホルムア
ルデヒド中で２０分間固定し、リン酸緩衝生理食塩液（ＰＢＳ）中で３０分間再水和した
。次いでサンプルを、１０μｇ／ｍｌのＰｒｏｔｅｉｎａｓｅ Ｋ中で、その後、新たに
調製した０．１％Ｔｒｉｔｏｎ Ｘ−１００および０．１％クエン酸ナトリウムの溶液中
で、それぞれ室温で１０分間インキュベーションして、膜の透過処理を行った。ＤＮＡ鎖
切断を、末端デオキシヌクレオチジルトランスフェラーゼおよびフルオレセイン標識ｄＵ
ＴＰ（共にＲｏｃｈｅからキットに入った状態で提供された）を用いて、３７℃で１時間
インキュベートすることにより同定した。核を、Ｈｏｅｃｈｓｔ ３３２５８で対比染色
した。小さな組のサンプルについて、有効性を確認するために、アッセイが行われるごと
に陽性対照として作用するように１００Ｕ／ｍｌのＤＮａｓｅ Ｉで処理した。インキュ
ベーションの時間、温度、および試薬濃度を含む全てのサンプル調製パラメータを、ＤＮ
ａｓｅ Ｉで処理した陽性対照を使用して最適化した。陰性対照は、トランスフェラーゼ
酵素なしで、標識ｄＵＴＰと共にインキュベートした。
ＴＵＮＥＬ陽性細胞のパーセントの定量化を、手作業でカウントする手順を使用して行
った。所与の５μｍの断面から得られた５つのＦＯＶ（視野）のそれぞれからの陽性細胞
を平均して、その断面に関する陽性細胞の平均パーセントを定めた。１つのセグメントか
ら得られたＴＵＮＥＬ陽性細胞の平均パーセント（図１０）を決定した。
増殖
増殖を、免疫組織化学により決定された増殖性細胞核抗原（ＰＣＮＡ）の発現によって
評価した。５ミクロンの断面を乾燥し、固定し、ＴＵＮＥＬアッセイで記述されたように
透過化した。抗体の非特異的結合は、サンプルを、ＰＢＳに溶かした１％ウマ血清と共に
１５分間インキュベートすることにより遮断した。この後、サンプルを、ヒトＰＣＮＡに
対する１次マウスモノクローナル抗体（Ｄａｋｏ Ｃｙｔｏｍａｔｉｏｎ、Ｃｌｏｎｅ
ＰＣ１０、Ｄｅｎｍａｒｋ）と共に、４℃で一晩、サンプルが乾燥しないように加湿した
チャンバ内でインキュベートした。結合していない１次抗体は、その後にＰＢＳ中で洗浄
することにより除去した。次に、断面を、Ｖｅｃｔａｓｔａｉｎ Ｅｌｉｔｅ（商標）ホ
ース−ラディッシュペルオキシダーゼおよびアビジン−ビオチン検出システム（Ｖｅｃｔ
ｏｒ Ｌａｂｓ、Ｃａｔ．＃ＰＫ−６２００、Ｂｕｒｌｉｎｇａｍｅ、Ｃａｌｉｆ．）の
一部であるユニバーサル（抗マウスおよび抗ウサギ）ビオチン化２次抗体と共に、３７℃
で６０分間、加湿されたチャンバ内でインキュベートし、次いでＰＢＳで３回濯いだ。次
いでＶｅｃｔａｓｔａｉｎ（商標）試薬を用いたインキュベーションを、室温にて３０分
間行った。陽性染色された細胞を検出するため、ジアミノベンジジン（ＤＡＢ）基質（Ｖ
ｅｃｔｏｒ Ｌａｂｓ、Ｃａｔ．＃ＳＫ−４１００、Ｂｕｒｌｉｎｇａｍｅ、Ｃａｌｉｆ
．）を使用した。酵素反応によって、ＰＣＮＡ陽性細胞は褐色に染色され、これを、所望
のレベルの染色が実現されるまで顕微鏡（倍率１００×）を介して可視化した。次いで反
応を、スライドを脱イオン水中に配置することにより停止させた。核を可視化するため、
細胞を、製造業者の指示に従いヘマトキシリン（Ｖｅｃｔｏｒ Ｌａｂｓ、Ｃａｔ．＃Ｈ
−３４０１、Ｂｕｒｌｉｎｇａｍｅ、Ｃａｌｉｆ．）で対比染色した。ＰＣＮＡ陽性細胞
のパーセントの定量化は、ＴＵＮＥＬの場合と同じ方法を使用して行った。
ＳＭＣ表現型
合成ＳＭＣ表現型を検出するため、本発明者らは、ヒトゴルジ複合体に対して生成され
たマウスモノクローナル抗体（Ａｂｃａｍ、Ｃａｔ．＃ａｂ１４４８７、Ｃａｍｂｒｉｄ
ｇｅ、Ｍａｓｓ．）を使用した。上述の場合（ＰＣＮＡ）と同じ手順を使用して、静脈の
セグメントあたりのゴルジ複合体陽性細胞の平均パーセンテージを定量した。
統計
血管運動性チャレンジのデータ、および免疫組織化学的画像の定量化データに関し、平
均に関する対応スチューデントｔ検定を行い、Ｐ＜０．０５を統計的に有意と見なした。
特に指示されない限り、全てのデータは、平均±平均の標準誤差として示される。
結果
ＣＷＳプロファイル
ラップにより静脈に提供された構造的支持は、本発明者らが図１１の外径プロファイル
を試験する際に、明らかである。ラップを有する静脈は、ラップのない静脈と同じ程度ま
で、ＡＲＴ条件の下では拡張しないことが示された。直径が減少すると、以下に記述され
る動脈圧と同じレベルでは、ラッピングされていない対照に対して静脈壁におけるＣＷＳ
が効果的に減少した。
表２のポリマー溶液の組合せに関するＣＷＳ対時間プロファイルは、実に変わり易いも
のであった（図１２）。ある場合（組合せＢ）では、ラップが素早く分解し、ＡＲＴ条件
下でのＣＷＳの素早い増加をもたらした。その他の組合せ（ＣおよびＤ）は、十分に素早
く分解せず、２４時間にわたりＣＷＳの目に見える増加は生じなかった。組合せＡは、Ｃ
ＷＳのＶＥＮレベルとＡＲＴレベルとの間で２４時間にわたりほぼ線形的な変化を生じさ
せる速度で分解された。この組合せを繰り返し（Ｎ＝７）、その作用が再現可能であるこ
とが見出された。
血管運動性チャレンジの結果
典型的な血管運動性チャレンジ実験の結果を、図１３に示す。見せかけのＰＩＪＶセグ
メントは、ＥＰＩによる刺激に対して予測可能な用量依存的手法で応答し、一方、スピニ
ングされたＰＩＪＶは、最低用量のＥＰＩで開始する１回の収縮を示した。ＳＮＰに応答
する血管拡張は、対照およびスピニングされたＰＩＪＶの両方に関して類似しており、そ
れぞれは、基準ラインの場合よりも大きな外径をもたらし、見せかけおよびスピニングさ
れた両方のＰＩＪＶにおいてある特定レベルの基本的なトーンが示唆された。全体として
、見せかけのＰＩＪＶセグメントとスピニングされたＰＩＪＶセグメントとの間には、収
縮（図１４Ａ）または拡張（図１４Ｂ）のレベルに有意差がなかった。
コンプライアンスおよびβ−剛性
図１５Ａおよび１５Ｃにおいて、本発明者らは、動脈レベルの圧力に曝された場合、Ｐ
ＩＪＶが非常に堅い（従って順応性が非常に低い）ことがわかった。同じ血流力学的条件
下で、ＰＩＪＶの外膜表面にスピニングされた調整されたポリマーラップは、低い剛性（
図１５Ｂ）および高いコンプライアンス（図１５Ｄ）により明らかな構造的支持を提供し
た。技術的な問題により、見せかけの対照の１つに関する圧力および直径の測定値は可能
ではなく、したがってスピニングされた群（Ｎ＝６）よりも１つ少ないデータ集合（Ｎ＝
５）であったことに留意されたい。
生物学的分析
組織学
組織学的画像は、ポリマーラップが静脈の外膜表面に十分取着していたことも示されか
つほぼ均一な厚さでエレクトロスピニングできるという点で、ＳＥＭ画像と矛盾のないも
のであった（図１６Ａおよび１９Ｃ）。さらにポリマーは、２４時間の灌流時間の後、ほ
ぼ完全に分解した（図１６Ｂおよび１６Ｄ）。
図１７は、ピクロシリウスレッドで染色された静脈セクションの代表的な複屈折画像を
示す。各画像において、赤から緑までの色の範囲は、コラーゲン繊維の組織化の範囲を示
し、赤は最も組織化された状態を、また緑はそれほど組織化されていない状態を示す。染
色の顆粒状の外観は、天然の襞状のコラーゲン繊維状態を示し、一方、延伸された繊維は
顆粒状ではなく線状に見える。これらの結果は、２４時間にわたりＡＲＴ条件下でｅｘ
ｖｉｖｏで灌流された対照ＰＩＪＶセグメントと比較した場合、ポリマーラップは、コラ
ーゲン繊維の延伸レベルを低下させることを示唆している（より大きく組織化されかつ襞
がより少なくなったことを含む）。
Ｍｏｖａｔのペンタクロームで染色された組織セクションの代表的な画像を、図１８に
示す。ＶＥＮおよびｗＡＲＴの両方の条件と比較した場合、ＡＲＴ条件下で灌流されたＰ
ＩＪＶでは、内部弾性薄層が破壊されたように見える。ピクロシリウスレッド染色の場合
のように、このデータは、ポリマーラップがＡＲＴ条件に曝された場合に静脈壁内の延伸
レベルの減少を首尾よく行ったことを示唆している。
ＳＥＭ
エレクトロスピニングされた外膜ラップは、高い多孔度と、静脈の外膜表面への緊密な
接着とを示しており（図１９Ａ〜１９Ｃ）、これは組織中への外膜栄養素およびガスの拡
散を阻害することなく、ラップがＡＶＧに対して構造的支持をもたらしたことを示唆して
いる。別の重要な知見は、エレクトロスピニングプロセスが内皮層に損傷を与えないよう
であり、それが連続的に維持されるということであった（図１９Ｄ）。
ネクローシス
各時点ごとの各実験群の間には、組織生存度に有意差はなかった（図２０）。
アポトーシス
図２１は、上述の４種全てのｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流実験から得られた、ＴＵＮＥＬ染
色の代表的な、対になった蛍光免疫組織化学画像を示す。図２２は、これらの実験から得
られた定量化ＴＵＮＥＬ分析の結果を示す。ＶＥＮ対照に対し、ＡＲＴ条件に突然曝され
たＰＩＪＶにおけるアポトーシス細胞には、統計的に有意な増加があることがわかる。し
かし、ｃＡＲＴ条件を介して（２４および７２時間の両方に関し）また生分解性のエレク
トロスピニングされたポリマーラップを介して（ｗＡＲＴ条件）課された機械的調整パラ
ダイムは、ＡＲＴ対照条件に比べ、ＰＩＪＶ内のアポトーシス細胞の数を統計的に有意に
減少させた。
増殖
図２３は、上述の４種全てのｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流実験から得られた、代表的な、対
になった、ＨＲＰ／ＡＢＣに基づくＰＣＮＡ染色の免疫組織化学画像を示す。図２４は、
これらの実験から得られた定量化ＰＣＮＡ分析結果を示す。ＶＥＮ対照に比べ、ＡＲＴ条
件に突然曝されたＰＩＪＶ内の増殖性細胞は、統計的に有意に減少していることがわかる
。しかし、ｃＡＲＴ条件（２４時間）を介して、また生分解性のエレクトロスピニングさ
れたポリマーラップ（ｗＡＲＴ条件）を介して課された機械的調整パラダイムは、ＡＲＴ
対照条件に比べ、ＰＩＪＶ内の増殖細胞の数の減少を、統計的に有意に阻害した。７２時
間にわたりｃＡＲＴ条件に曝されたＰＩＪＶ内の増殖細胞の数は、ＡＲＴ対照の場合と統
計的に有意な相違はなかった。
ＳＭＣ表現型
図２５は、上述の４種全てのｅｘ ｖｉｖｏ血管灌流実験から得られた、代表的な、対
になった、ＨＲＰ／ＡＢＣに基づくゴルジ複合体染色の免疫組織化学画像を示す。図２６
は、これらの実験から得られた、定量化ゴルジ複合体分析の結果を示す。ＡＲＴ条件に突
然曝されたＰＩＪＶ内のゴルジ複合体に関する陽性染色された細胞の数は、ＶＥＮ対照と
比較して、統計的に有意に増加することがわかる。ｃＡＲＴ条件（２４および７２時間の
両方に関し）を介して、また生分解性のエレクトロスピニングされたポリマーラップ（ｗ
ＡＲＴ条件）を介して課された機械的調整パラダイムは、ＡＲＴ対照条件と比較すると、
ＰＩＪＶ内のゴルジ複合体に関して陽性染色された細胞数の増加を、統計的に有意に阻害
するという傾向のみを示唆している。
考察
この章で示される成果は、生分解性のエレクトロスピニングされたポリマーラップが均
一に（図１６）かつ安全に（図１３および１４）静脈セグメント上にエレクトロスピニン
グすることができ、かつＣＷＳが所望の速度でＡＶＧに付着されるように（図１２）ラッ
プを完全に分解するよう調整できることを示す（図１６）。外膜に配置されたエレクトロ
スピニングされたポリマーラップの生分解速度を制御することにより、それ自体に、ＡＶ
ＧでのＩＨを減弱するための３つの潜在的に有益な支持様式をもたらすことができた。本
明細書に示されるように、生体力学的支持は、所望の速度で送達することができる。その
結果、生化学的（薬物）および生物学的（細胞性）な支持の送達は共に、同じ手法を使用
して理論的には実現することができる（Ｓｔａｎｋｕｓ ＪＪ、Ｇｕａｎ Ｊ、Ｆｕｊｉ
ｍｏｔｏ Ｋ、およびＷａｇｎｅｒ ＷＲ． Ｍｉｃｒｏｉｎｔｅｇｒａｔｉｎｇ ｓｍ
ｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｉｎｔｏ ａ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ，ｅ
ｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ ｆｉｂｅｒ ｍａｔｒｉｘ．Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ．２００
６；２７（５）：７３５〜４４；およびＳｔａｎｋｕｓ ＪＪ、Ｓｏｌｅｔｔｉ Ｌ、Ｋ
ａｚｕｒｏ Ｆ、Ｈｏｎｇ Ｙ、およびＶｏｒｐ ＤＡ．Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ
ｃｅｌｌ ｍｉｃｒｏｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｂｌｏｏｄ ｖｅｓｓｅｌ ｃｏｎｓｔ
ｒｕｃｔｓ ｔｈｒｏｕｇｈ ｅｌｅｃｔｒｏｈｙｄｒｏｄｙｎａｍｉｃ ａｔｏｍｉｚ
ａｔｉｏｎ．２００７；Ａｃｃｅｐｔｅｄ）。ＡＶＧミクロ構造に対するポリマーラップ
の潜在的に有益な作用は、ピクロシリウスレッドおよびＭｏｖａｔのペンタクローム染色
から得られた（それぞれ、図１７および１８）。ポリマーラップは、ＡＶＧに構造的支持
をもたらしてコラーゲン繊維のより自然な襞状の構造（図１７）を引き起こし、ならびに
内部弾性薄層のより少ない損傷（図１８）をもたらすように見える。ＡＶＧ壁を含む構造
タンパク質の完全性を維持することは、血管ＥＣおよびＳＭＣにより受け取られる有害な
機械的誘因を最小限に抑えるのを助けることができ、したがってＡＶＧにおけるＩＨを減
弱するのを助けることもできる。本発明者らは、エレクトロスピニングされたＰＩＪＶで
のＬｉｖｅ／Ｄｅａｄ（商標）染色を介してネクローシスレベルも評価し、見せかけのお
よび静的な対照に比べ、エレクトロスピニングによるネクローシスの目に見える増加は示
されなかった（図１９）。このデータは、血管運動性チャレンジデータに加え（図１３お
よび１４）、組織生存度がエレクトロスピニングにより影響を受けないことを示すことが
、より明らかである。
免疫組織化学の結果は、動脈レベルのＣＷＳにＡＶＧを突然曝すのではなく、徐々に曝
すことが有益と考えられることを示唆している。図２２および２４にそれぞれ示されるよ
うに、アポトーシスと増殖との間のバランスは、ＶＥＮ対照に比べ、ＰＩＪＶをＡＲＴ条
件に突然曝すことにより破壊されることが示された。ＡＲＴ条件下で灌流されたＰＩＪＶ
で観察された、アポトーシスの増加および増殖の減少は、静脈の生体力学的環境が変化し
たことにより細胞機能の急激なシフトが存在することが示唆される。静脈内の細胞機能の
このシフトは、ｃＡＲＴおよびｗＡＲＴのｅｘ ｖｉｖｏ灌流条件を介したＣＷＳの動脈
レベルのより段階的な負荷により阻害されることが示された。さらに、予測されるように
、ＡＲＴ条件に曝されたＰＩＪＶでのゴルジ複合体発現レベルは、ＶＥＮ対照に比べて上
昇し（図２６）、ＳＭＣ表現型の修飾がより合成的な状態になるまで行われることを示唆
している。この観察された細胞機能のシフトは、ｃＡＲＴまたはｗＡＲＴ条件を介してＡ
ＲＴレベルのＣＷＳに徐々に曝すことよって、統計的に有意には阻害されなかった。しか
し、このシフトの阻害に向けて観察された傾向は、図２６に示された。この傾向が統計的
に有意になるか否かを決定するには、追加の実験が必要である。
ＡＲＴ条件にＰＩＪＶを曝すことから生じるＳＭＣ表現型で観察された変化は、以前報
告されたデータと一致する（Ｓｉｍｏｓａ ＨＦ、Ｗａｎｇ Ｇ、Ｓｕｉ Ｘ、Ｐｅｔｅ
ｒｓｏｎ Ｔ、Ｎａｒｒａ Ｖ、Ａｌｔｉｅｒｉ ＤＣ、およびＣｏｎｔｅ ＭＳ．Ｓｕ
ｒｖｉｖｉｎ ｅｘｐｒｅｓｓｉｏｎ ｉｓ ｕｐ−ｒｅｇｕｌａｔｅｄ ｉｎ ｖａｓ
ｃｕｌａｒ ｉｎｊｕｒｙ ａｎｄ ｉｄｅｎｔｉｆｉｅｓ ａ ｄｉｓｔｉｎｃｔ ｃ
ｅｌｌｕｌａｒ ｐｈｅｎｏｔｙｐｅ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００５；４１（４）
：６８２〜９０；Ｚｈａｎｇ ＷＤ、Ｂａｉ ＨＺ、Ｓａｗａ Ｙ、Ｙａｍａｋａｗａ
Ｔ、Ｋａｄｏｂａ Ｋ、Ｔａｎｉｇｕｃｈｉ Ｋ、Ｍａｓｕｄａ Ｊ、Ｏｇａｔａ Ｊ、
Ｓｈｉｒａｋｕｒａ Ｒ、およびＭａｔｓｕｄａ Ｈ．Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ ｏｆ
ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌ ｐｈｅｎｏｔｙｐｉｃ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ
ｗｉｔｈ ｅｘｔｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｍａｔｒｉｘ ａｌｔｅｒａｔｉｏｎｓ ｄ
ｕｒｉｎｇ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｉｎ ｒａｂｂｉｔ ｖｅｉｎ
ｇｒａｆｔｓ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９９９；３０（１）：１６９〜８３；およ
びＷｏｌｆｆ ＲＡ、Ｍａｌｉｎｏｗｓｋｉ ＲＬ、Ｈｅａｔｏｎ ＮＳ、Ｈｕｌｌｅｔ
ｔ ＤＡ、およびＨｏｃｈ ＪＲ．Ｔｒａｎｓｆｏｒｍｉｎｇ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔ
ｏｒ−ｂｅｔａ１ ａｎｔｉｓｅｎｓｅ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ｒａｔ ｖｅｉｎ
ｇｒａｆｔｓ ｒｅｄｕｃｅｓ ｔｈｅ ａｃｃｕｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｃｏｌｌ
ａｇｅｎ ａｎｄ ｉｎｃｒｅａｓｅｓ ｔｈｅ ａｃｃｕｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｈ
−ｃａｌｄｅｓｍｏｎ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００６；４３（５）：１０２８〜３
６）。ＡＶＧに、動脈レベルのＣＷＳをより徐々に負荷するという概念は、これまで報告
されておらず、しかしＳＭＣの表現型修飾を遅延させまたは阻害する手段をもたらすこと
ができ、その結果、過形成応答を低減させることができる。ＡＲＴに曝されたＰＩＪＶで
のアポトーシスの低減も、ＶＥＮ条件と比較すると、公開された結果と一致している（Ｌ
ｉｕ Ｂ、Ｉｔｏｈ Ｈ、Ｌｏｕｉｅ Ｏ、Ｋｕｂｏｔａ Ｋ、およびＫｅｎｔ ＫＣ．
Ｔｈｅ ｓｉｇｎａｌｉｎｇ ｐｒｏｔｅｉｎ ｒｈｏ ｉｓ ｎｅｃｅｓｓａｒｙ ｆ
ｏｒ ｖａｓｃｕｌａｒ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｍｉｇｒａｔｉｏｎ ａｎｄ
ｓｕｒｖｉｖａｌ ｂｕｔ ｎｏｔ ｆｏｒ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ．Ｓｕｒｇｅ
ｒｙ．２００２；１３２（２）：３１７〜２５；Ｐｉｎｔｕｃｃｉ Ｇ、Ｓａｕｎｄｅｒ
ｓ ＰＣ、Ｇｕｌｋａｒｏｖ Ｉ、Ｓｈａｒｏｎｙ Ｒ、Ｋａｄｉａｎ−Ｄｏｄｏｖ Ｄ
Ｌ、Ｂｏｈｍａｎｎ Ｋ、Ｂａｕｍａｎｎ ＦＧ、Ｇａｌｌｏｗａｙ ＡＣ、およびＭｉ
ｇｎａｔｔｉ Ｐ．Ａｎｔｉ−ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｖｅ ａｎｄ ａｎｔｉ−ｉｎｆ
ｌａｍｍａｔｏｒｙ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｔｏｐｉｃａｌ ｍａｐｋ ｉｎｈｉｂｉ
ｔｉｏｎ ｉｎ ａｒｔｅｒｉａｌｉｚｅｄ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ｆａｓｅｂ Ｊ
．２００６；２０（２）：３９８〜４００；Ａｌｃｏｃｅｒ Ｆ、Ｗｈｉｔｌｅｙ Ｄ、
Ｓａｌａｚａｒ Ｊ、Ｊｏｒｄａｎ Ｗ、およびＢｌａｎｄ ＫＩ．Ｍｕｔｕａｌ ｅｘ
ｃｌｕｓｉｏｎ ｏｆ ａｐｏｐｔｏｓｉｓ ａｎｄ ｈｓｐ７０ ｉｎ ｈｕｍａｎ
ｖｅｉｎ ｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ｉｎ ｖｉｔｒｏ．Ｊ Ｓｕｒｇ
Ｒｅｓ．２００１；９６（１）：７５〜８０；Ｉｇａｓｅ Ｍ、Ｏｋｕｒａ Ｔ、Ｋｉ
ｔａｍｉ Ｙ、およびＨｉｗａｄａ Ｋ．Ａｐｏｐｔｏｓｉｓ ａｎｄ ｂｃｌ−ｘｓ
ｉｎ ｔｈｅ ｉｎｔｉｍａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ｏｆ ｂａｌｌｏｏｎ−ｉｎｊ
ｕｒｅｄ ｃａｒｏｔｉｄ ａｒｔｅｒｉｅｓ．１９９９；９６（６）：６０５〜１２；
Ｋａｍｅｎｚ Ｊ、Ｓｅｉｂｏｌｄ Ｗ、Ｗｏｈｌｆｒｏｍ Ｍ、Ｈａｎｋｅ Ｓ、Ｈｅ
ｉｓｅ Ｎ、Ｌｅｎｚ Ｃ、およびＨａｎｋｅ Ｈ．Ｉｎｃｉｄｅｎｃｅ ｏｆ ｉｎｔ
ｉｍａｌ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ａｐｏｐｔｏｓｉｓ ｆｏｌｌｏｗｉ
ｎｇ ｂａｌｌｏｏｎ ａｎｇｉｏｐｌａｓｔｙ ｉｎ ａｎ ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒ
ｏｔｉｃ ｒａｂｂｉｔ ｍｏｄｅｌ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｒｅｓ．２０００；４５
（３）：７６６〜７６；およびＷａｎｇ ＧＪ、Ｓｕｉ ＸＸ、Ｓｉｍｏｓａ ＨＦ、Ｊ
ａｉｎ ＭＫ、Ａｌｔｉｅｒｉ ＤＣ、およびＣｏｎｔｅ ＭＳ．Ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ
ｏｆ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ｂｙ ｓｕｒｖｉｖｉｎ，ａ
ｎ ｉｎｈｉｂｉｔｏｒ ｏｆ ａｐｏｐｔｏｓｉｓ ｐｒｏｔｅｉｎ．Ａｒｔｅｒｉｏ
ｓｃｌｅｒ Ｔｈｒｏｍｂ Ｖａｓｃ Ｂｉｏｌ．２００５；２５（１０）：２０８１〜
７）。しかし、ＶＥＮ、ｃＡＲＴ、およびｗＡＲＴ群に対し、ＡＲＴ灌流されたＰＩＪＶ
での増殖の減少は、いくつかの公開されたデータとは一致していなかった（Ｎｉｓｈｉｂ
ｅ Ｔ、Ｍｉｙａｚａｋｉ Ｋ、Ｋｕｄｏ Ｆ、Ｆｌｏｒｅｓ Ｊ、Ｎａｇａｔｏ Ｍ、
Ｋｕｍａｄａ Ｔ、およびＹａｓｕｄａ Ｋ．Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ａｎｇｉｏｔ
ｅｎｓｉｎ ｃｏｎｖｅｒｔｉｎｇ ｅｎｚｙｍｅ ｉｎ ｎｅｏｉｎｔｉｍａ ａｆｔ
ｅｒ ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｓｔｅｎｔ ｐｌａｃｅｍｅｎｔ．Ｉｎｔ Ａｎｇ
ｉｏｌ．２００２；２１（３）：２５０〜５；Ｐｒｅｄｅｌ ＨＧ、Ｙａｎｇ Ｚ、ｖｏ
ｎ＿Ｓｅｇｅｓｓｅｒ Ｌ、Ｔｕｒｉｎａ Ｍ、Ｂｕｈｌｅｒ ＦＲ、およびＬｕｓｃｈ
ｅｒ ＴＦ．Ｉｍｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｏｆ ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｓｔｒｅｔｃｈ
ｏｎ ｇｒｏｗｔｈ ｏｆ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ ａｎｄ ｍａｍｍａｒｙ
ａｒｔｅｒｙ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ．Ｌａｎｃｅｔ．１９９２；３４０（８８２
４）：８７８〜９、およびＤｅｔｈｌｅｆｓｅｎ ＳＭ、Ｓｈｅｐｒｏ Ｄ、およびＤ’
Ａｍｏｒｅ ＰＡ．Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ｍｅ
ｃｈａｎｉｃａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｎ ｖｅｎｏｕｓ ａｎｄ ａｒｔｅｒ
ｉａｌ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｃｅｌｌｓ ｉｎ ｖｉｔｒｏ．Ｊ Ｖａｓｃ
Ｒｅｓ．１９９６；３３（５）：４０５〜１３）。しかしＬｉｕらは、動脈血行動態に起
因する機械的延伸が細胞死を引き起こし、それがおそらくは後続の細胞増殖を媒介するこ
とを示唆した（Ｌｉｕ Ｂ、Ｉｔｏｈ Ｈ、Ｌｏｕｉｅ Ｏ、Ｋｕｂｏｔａ Ｋ、および
Ｋｅｎｔ ＫＣ．Ｔｈｅ ｓｉｇｎａｌｉｎｇ ｐｒｏｔｅｉｎ ｒｈｏ ｉｓ ｎｅｃ
ｅｓｓａｒｙ ｆｏｒ ｖａｓｃｕｌａｒ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｍｉｇｒａｔ
ｉｏｎ ａｎｄ ｓｕｒｖｉｖａｌ ｂｕｔ ｎｏｔ ｆｏｒ ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉ
ｏｎ．Ｓｕｒｇｅｒｙ．２００２；１３２（２）：３１７〜２５）。この論文で研究され
た短期の時点は、ＡＲＴ灌流したＰＩＪＶでのアポトーシスの初期増加後の増殖が上昇す
るのがわかるように十分長いものではなかった。
この章のいくつかの制限に留意すべきである。Ｌｉｖｅ／Ｄｅａｄ（商標）アッセイは
、生細胞および組織中のネクローシスを評価するのに広く使用されているが、ほぼ間違い
なく、本発明者らの適用例に理想的には適していなかった。これは、血管組織の厚みを通
して試薬が拡散することのできる、限られた距離に起因する。染色は、静脈壁の内膜およ
び外膜層で主に生じるが、培地はシグナルが非常に不十分であることが観察された。ポリ
マーラップと静脈壁との間の接触領域（すなわち、外膜）で、ならびにマンドレルと静脈
壁との接触領域（すなわち、管腔）で、エレクトロスピニングプロセスの悪影響が生じた
可能性があったことは確かである。Ｌｉｖｅ／Ｄｅａｄ（商標）アッセイは、これらの領
域の両方で十分作用したように見え、対照組織と比較した場合、ネクローシスのレベルに
目に見える上昇は示されなかった。さらに、血管運動性チャレンジデータは、スピニング
されたＰＩＪＶが、見せかけの対照と同じ強度で接触できたことを示し、組織の中間層を
含むＳＭＣの生存度が実証された。最後に、本発明者らは、見せかけのおよびスピニング
されたＰＩＪＶの血管運動性応答と、基準ライン対照の応答−すなわち、新しく切除され
たＰＩＪＶセグメントとを、観念的に比較した。しかし、本発明者らは動物あたり２つの
ＰＩＪＶセグメントしか得ることができなかったので、即座に行われる試験に向けてＰＩ
ＪＶの第３のセグメントを得ることは、実現不可能であった。本発明者らは、エレクトロ
スピニングのみに関連付けられた相違を評価しようとしたので、本発明者らは、基準ライ
ン対照よりも見せかけの対照を選択したことが許容可能であったと感じる。
結論
本発明者らはここで、生存度または機能を損なうことなく、調整可能なポリマーラップ
を静脈セグメントに適用することができることを示し、ある潜在的な適用例；すなわち、
動脈レベルの圧力に曝されたラッピングされた静脈で、中間壁ＣＷＳを徐々に課すること
を実証した。突然曝すのではなく、動脈レベルのＣＷＳを徐々に課することは、ＡＶＧの
過形成応答を低減させる重要な新しい手段とすることができ、それどころか安全な動脈化
を促進させることができる。
医薬品または細胞のいずれかを外膜ポリマーラップに組み込むことは、可能性のある将
来の適用例を示し、ＡＶＧの開存度をさらに向上させることができる。本発明者らの知る
限り、生分解性ＡＶＧラップ／シースを介した細胞支持の制御された送達は、これまで報
告されておらず、したがって、外膜ラップというこの可能性のある将来の適用例は、新規
であると考えられる。この報告で使用されたポリマーは特徴付けられており、生存可能な
ＳＭＣに首尾よく微細統合され、それ自体がこの可能性のある将来の適用例に供されると
考えられる。
Ｉｎ Ｖｉｖｏ動脈性静脈移植
８つ（ｎ＝８）の「概念実証」頸動脈間置静脈グラフト実験を行った。本発明者らは、
前臨床モデルにおいて、頸動脈間置グラフトとして移植された静脈セグメントの急性およ
び慢性過形成応答に対する、エレクトロスピニングされたＰＥＵＵ外膜ラップの穏やかな
作用を評価しようとした。このため、本発明者らは、ブタに関して片側性自家頸動脈間置
グラフトプロトコルを使用した。ブタを２つの群に、すなわち：「スピニング」されたＡ
ＶＧ群と「見せかけの対照」のＡＶＧ群とに分けた。各動物は、それ自体の静脈グラフト
ドナーとして働いた。手短に言うと、ＰＩＪＶを、実施例２で述べたように収集し、そこ
に記述されたエレクトロスピニングプロセスを使用してその実施例で記述されたものと同
じラップ組成および厚さでスピニングし、または見せかけの対照として示した。この場合
も、エレクトロスピニングされたポリマーラップがない見せかけのＰＩＪＶセグメントで
は、本発明者らは、ポリマーラップを実際に配置する点までエレクトロスピニングプロセ
スを模倣した（すなわち、マンドレルの挿入を含み、電界内で静脈を回転し／並進移動さ
せる）。次いでＡＶＧを、頸動脈間置グラフトとして（以下に記述されるように）３０日
間（または不可逆的な合併症が観察されるまで）、すなわち見せかけの対照群においてＩ
Ｈが非常に明らかにされるよう十分な移植期間移植し（Ａｎｇｅｌｉｎｉ ＧＤ、Ｂｒｙ
ａｎ ＡＪ、Ｗｉｌｌｉａｍｓ ＨＭ、Ｍｏｒｇａｎ Ｒ、およびＮｅｗｂｙ ＡＣ．Ｄ
ｉｓｔｅｎｔｉｏｎ ｐｒｏｍｏｔｅｓ ｐｌａｔｅｌｅｔ ａｎｄ ｌｅｕｋｏｃｙｔ
ｅ ａｄｈｅｓｉｏｎ ａｎｄ ｒｅｄｕｃｅｓ ｓｈｏｒｔ−ｔｅｒｍ ｐａｔｅｎｃ
ｙ ｉｎ ｐｉｇ ａｒｔｅｒｉｏｖｅｎｏｕｓ ｂｙｐａｓｓ ｇｒａｆｔｓ．Ｊ Ｔ
ｈｏｒａｃ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．１９９０；９９（３）：４３３〜９；Ｖ
ｉｊａｙａｎ Ｖ、Ｓｈｕｋｌａ Ｎ、Ｊｏｈｎｓｏｎ ＪＬ、Ｇａｄｓｄｏｎ Ｐ、Ａ
ｎｇｅｌｉｎｉ ＧＤ、Ｓｍｉｔｈ ＦＣ、Ｂａｉｒｄ Ｒ、およびＪｅｒｅｍｙ ＪＹ
．Ｌｏｎｇ−ｔｅｒｍ ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｍｅｄｉａｌ ａｎｄ ｉｎｔｉｍ
ａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ｉｎ ｐｏｒｃｉｎｅ ｓａｐｈｅｎｏｕｓ ｖｅｉｎ
ｇｒａｆｔｓ ｗｉｔｈ ａ ｐｏｌｙｇｌａｃｔｉｎ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ
ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｈｅａｔｈ．Ｊ Ｖａｓｃ Ｓｕｒｇ．２００４；４０（５）：１
０１１〜９；およびＪｅｒｅｍｙ ＪＹ、Ｄａｓｈｗｏｏｄ ＭＲ、Ｔｉｍｍ Ｍ、Ｉｚ
ｚａｔ ＭＢ、Ｍｅｈｔａ Ｄ、Ｂｒｙａｎ ＡＪ、およびＡｎｇｅｌｉｎｉ ＧＤ．Ｎ
ｉｔｒｉｃ ｏｘｉｄｅ ｓｙｎｔｈａｓｅ ａｎｄ ａｄｅｎｙｌｙｌ ａｎｄ ｇｕ
ａｎｙｌｙｌ ｃｙｃｌａｓｅ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｉｎ ｐｏｒｃｉｎｅ ｉｎｔｅｒ
ｐｏｓｉｔｉｏｎ ｖｅｉｎ ｇｒａｆｔｓ．Ａｎｎ Ｔｈｏｒａｃ Ｓｕｒｇ．１９９
７；６３（２）：４７０〜６）、スピニングされた群と比較した。血管造影を介して開存
度を評価することに加え、外植したＡＶＧを、ＩＨの組織学的評価のために処理した。ｉ
ｎ ｖｉｖｏ研究の定量エンドポイントは、その性質が厳密に組織学的なものであったこ
とにどうか留意されたい。
方法
片側性ブタ頸動脈間置移植
動物を、実験日の７〜１０日前に施設に入れ、手術前にＮＰＯで１２時間維持した。手
術の前に、動物にアセプロマジン０．１５ｍｇ／ｋｇ １Ｍおよびケタミン１５．０ｍｇ
／ｋｇ、ＩＭの組み合わせで麻酔をし、挿管し、イソフルラン（酸素中１〜３％）で外科
的麻酔レベルに維持した。各動物を剃毛し、処置に備えた後、動物を手術着内に移動し、
陽圧換気上に配置し、監視装置（ＥＣＧ）を取り付けた。パルスオキシメトリーおよび血
圧を外科処置の全体を通して監視した。麻酔誘導の後、無菌手術を行った。
片側性頸部切開を行って、総頸動脈を露出させた。次いで動物をヘパリン化し（３００
ＵＩ／Ｋｇ）、非外傷性血管鉗子を使用して動脈の近位および遠位を鉗子で留めた。鉗子
間のセグメントを切り出した（約６ｃｍ）。各ブタは、それ自体のグラフトドナーとして
働いた。新たな片側性ＩＪＶの採取を、上述のようにブタで行った。次いで採取されたＩ
ＪＶをスピニングし（上述のように、およびＳｔａｎｋｕｓら、［４７］に記載されるよ
うに）、または見せかけの対照として示した。次いで、静脈セグメントを、断続７−０プ
ロレン縫合を使用して片側性頸動脈間置グラフト（端−端）として移植した。
術後に、動物を回復させ、集中治療ユニット内に収容した。外科処置および吸入麻酔の
中断後、嚥下反射および防御的咳反射が機能していることが示されたら、動物から抜管し
た。動物を、２４時間連続して監視し、以下のパラメータ、すなわち：脈拍数、脈拍強度
、毛細血管再充填時間、呼吸数、尿量、および排便を毎時間記録した。体温を測定し、２
時間毎に記録した。動物を温かく乾燥した状態に維持して、低体温症を予防した。ブプレ
ノルフィン塩酸塩（０．００５〜０．０１ｍｇ／ｋｇ、ＩＭ、ｑ１２ｈ）を、疼痛用に一
定の間隔で４日間投与し、疼痛の兆候が示された場合には疼痛管理のために継続して投与
した。動物における急性疼痛は、防御、発声、切断、情動不安、普通ではない長時間の横
臥、抑鬱（動く気がなくまたは起きることが難しい）、または異常な外観（頭が下がり、
押し込まれた腹部、猫背）によって表される。皮膚のステープル／縫合は、術後１０日で
除去した。全ての動物は、獣医師、登録獣医技術者、および動物介護士の訓練を受けたス
タッフによって毎日監視した。
抗−凝固レジメンを、血栓を介した急性ＡＶＧ機能不全に立ち向かうのに使用した。ア
スピリン（３２５ｍｇ／日）およびプラビックス（７５ｍｇ／日）の経口用量を、共に手
術の３日前から開始した。アスピリンは、術後の３０日間全てにわたり毎日投与し、プラ
ビックスは、術後１４日間だけ毎日投与した。
３０日間の生存期間の後（または不可逆的な合併症が観察された後）、動物を安楽死さ
せた。ブタに、アセプロマジン０．１５ｍｇ／ｋｇ １Ｍ、およびケタミン３０．０ｍｇ
／ｋｇ ＩＭの組合せで深く麻酔をかけ、次いで心停止が誘導されるように過剰用量の静
脈内塩化カリウムを注射することによって、動物を安楽死させた。バイタルサインを、確
認のためモニタリングした。
蛍光透視血管造影
安楽死の後およびグラフト外植の直前に、蛍光透視血管造影を行ってグラフト開存度を
評価した。頸動脈を、近位グラフト吻合の上流約３ｃｍを鉗子で留め、造影剤を、鉗子の
すぐ遠位側の頸動脈中に注入した。血管造影図を記録して（Ｍｏｄｅｌ ＯＥＣ ９８０
０ Ｐｌｕｓ、Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｉｎｃ．）、グラフトセグメント全
体を通した流れを確認した。流れがグラフトを通して確立できない場合（すなわち、閉塞
により）、血管造影は行わなかった。
外植後組織処理
グラフトを抽出し、組織の１／２を、４％パラホルムアルデヒド中で即座に固定し、以
下に記述されるように組織学的に分析した。組織の残り１／２を、上記セクションで記述
したようにＳＥＭ分析用の超高純度２．５％グルタルアルデヒド中に固定した。
ＩＨの組織学的測定
形態分析を、外植グラフトの中央領域から得られた切片で行った。標準的なＭｏｖａｔ
のペンタクローム染色技術を使用して、内膜および中膜の厚さを測定した。内膜対中膜厚
比を、これらの測定値から計算した。測定を４視野から行い、平均化して、各ＡＶＧ切片
に関する単一の値を得た。
走査型電子顕微鏡法
上述と同じ手順を使用して、ｉｎ ｖｉｖｏ実験から得られた外植ＡＶＧを処理しかつ
撮像した。
統計
非対応スチューデントｔ検定を、内膜対中膜厚比のデータに関して行った。Ｐ＜０．０
５は統計的に有意であると見なした。他に指示されない限り、データは、平均±平均の標
準誤差として示される。
結果
外膜ポリマーラップは、動脈圧下で自然の静脈の場合と矛盾のないある直径でＡＶＧを
維持するという、すぐに明らかにされる効果を発揮した（図２７の中央および右側を比較
）。さらに、ラッピングされたＡＶＧは、自然の頸動脈に類似した拍動性の半径方向偏移
（すなわち、コンプライアンス）を示し、逸れに対してラッピングされていないＡＶＧは
、検出可能な拍動のない堅いチューブのように見えた。すなわち、対照グラフトを通して
流れを確立する際に、自然の頸動脈およびスピニングされた静脈とは異なって、見せかけ
の対照静脈は、拍動性の圧力に応答して直径が変化しなかったことが観察された。
行われた８回のｉｎ ｖｉｖｏ実験のうち、わずか１回の実験が、完全に成功した。す
なわち、スピニングされたおよび見せかけの両方のブタ由来のするＡＶＧは、３０日後に
１００％の開存度であった。これらのＡＶＧ血管造影画像は、図２８に見ることができる
。実験の残りは、下記の３つの理由のうちの１つにより首尾よく行われなかったと見なさ
れ、その理由とは：１）ＩＨまたは血栓に起因した、スピニングされたおよび見せかけの
ＡＶＧの一方または両方の部分的な閉塞：２）スピニングされた群の１匹の動物の死亡を
もたらす、術後の合併症；および３）術後１週間で、スピニングされた群の１匹の動物を
安楽死させる必要性をもたらした感染症である。しかし、２つの開存性ＡＶＧおよび部分
的にのみ閉塞したＡＶＧについて（見せかけ、Ｎ＝６；スピニングされたもの、Ｎ＝４）
、本発明者らは形態測定を行って、２つの群の間の比較のためにＩＨの発症を評価した。
形態分析で使用されたＭｏｖａｔのペンタクローム染色の代表的な画像を、図２９に示す
が、これはサンプル測定も示している。定量化された結果を図３０に見ることができる。
スピニングされた群対見せかけの対照群の、内膜対中膜比の間には、統計的な有意性への
傾向のみ存在するように見える。
ＡＶＧのＳＥＭ画像を、１つの完全に首尾よく行われた実験から（図３１Ａおよび３１
Ｂ）、ならびにＡＶＧが完全には閉塞しなかった別の実験から（図３１Ｃおよび３１Ｄ）
から撮影した。縫合線により明らかにされる静脈グラフトと動脈との間の吻合界面を、各
画像に見ることができる。
考察
本発明者らは、スピニングされた群と見せかけの群との間の内膜対中膜厚比の統計的有
意差への傾向のみ観察したが、この差は、実験数が増加した場合に統計的に有意になると
考えられる。定量化された形態学的結果ならびに定性ＳＥＭの結果は、エレクトロスピニ
ングされた生分解性ポリマーラップがＡＶＧに対して好ましい効果を発揮することが示唆
される。しかし、これらの効果が実際に一貫して有益か否かを決定するには、さらなる調
査が必要である。機械的病理生物学的データに関連した固有のばらつきに加え、様々な経
験を有する３名の外科医が手術を行うことによっても、本発明者らの結果にばらつきが導
入された。正常な１層状態のＡＶＧ（見せかけの群）の代わりに２層状態のＡＶＧ（スピ
ニングされた群）を使用して吻合を生成したことに関連して、「学習曲線」が存在するこ
とも事実である。任意の新しい外科処置法と同様に、手術を行う外科医の快適度が上昇す
るにつれ、手術の成功率が結果的に上昇する。
上述の、ＡＶＧ ＩＨが低減されるように外部シースを使用することを試みた以前の研
究は、様々な動物モデルにおけるＡＶＧへの機械的（この文献で記述された）および生化
学的支持を送達することに焦点を当てた。これらの以前の手法の臨床解釈は、２つの主な
制限に起因して実現されなかった。具体的には、それらは全て、緩いフィッティング／生
分解性または緩いフィッティング／生物耐久性のシースのいずれかを使用した。この研究
では、本発明者らは、緊密なフィッティングおよび生分解性ポリマーでＡＶＧを安全に「
ラップ」する手段を開発することによって、これらの制限に対処しようとした。
本明細書に示される研究に対して制限が存在する。見せかけの対照がスピニングされた
ＡＶＧ（すなわち、同じブタ由来の）に対応していないという事実は、この研究における
統計的検出力を低下させる。しかし、使用された、対応していない実験デザインは、動物
における術後合併症を回避するために、必要であると見なされた。本発明者らは、脳から
の静脈血液の戻りが過剰に変化しないように、両側性ではなく片側性手術を行うことがよ
り安全であると感じた。別の制限は、処置を行った外科医の様々な経験から生じる。この
結果は、ＡＶＧの開存度が増す場合には、より統計的に有意になると考えられるようであ
る。処置が、最も経験のある外科医によって全て行われた場合、エレクトロスピニングさ
れた生分解性ポリマーラップは、見せかけの対照に比べ、ＡＶＧでのＩＨを有意に減少さ
せることができる。第３の制限は、３０日という移植持続時間が短すぎたことである。よ
り長い実験、おそらく６カ月程度に長い期間の実験が、ＡＶＧ ＩＨを低減させる際の本
発明者らの手法の効力が経時的に持続されるか否かを決定するのに必要である。
次に図３２を参照すると、本発明の管状グラフトデバイスの側断面図が示されており、
このデバイスは、このデバイスの長さの少なくとも一部に沿ってその厚さが変化する、周
囲を取り囲む繊維マトリックスを有する管状部材を含む。デバイス１００は、管状部材１
４０、典型的には患者から採取された欠陥グラフトを含む。代替の実施形態では、管状部
材１４０は、Ｄａｃｒｏｎ、ＰＴＦＥ、もしくはｅＰＴＦＥチューブなどの人工グラフト
、または当業者に周知のその他の管状材料であってもよい。管状材料１４０は、繊維マト
リックス１２０に類似したまたは異なる材料のポリマーを含み、またはＮｉｔｉｎｏｌ、
ステンレス鋼、エルジロイ、タンタル、ＭＰ３５Ｎ、もしくは様々なその他の生体適合性
金属などの金属、またはマグネシウムなどの再吸収金属、または上述のような異なる材料
の組合せを含む、固体の、編み組まれた、編み上げられた、または巻き上げられた材料の
チューブまたはコイルなどの、編組構造を含んでいてもよい。管状部材１４０は、その近
位端、すなわち第１の端部１０１から、その遠位端、すなわち第２の端部１０２まで、管
腔１５０を含む。周囲を取り囲む管状部材１４０は、第１の長手部分１２０ａおよび第２
の長手部分１２０ｂを含む繊維マトリックスである。
図３２に示されるように、部分１２０ａの近位端１０１は、デバイス１００の中間の部
分１２０ｂよりも厚い壁を有し、これは、繊維堆積プロセス（例えば、エレクトロスピニ
ングプロセス）中に、部分１２０により多くの繊維を付着させることによって実現するこ
とができる。端部１２０に近い部分１２０ｃは、部分１２０ａに近い厚さを有する壁のよ
うに、より厚い壁を有していてもよい。連続テーパが、第１の端部１０１からデバイス１
００の中間点へと設けられており、これは中間点から第２の端部１０２に向かって対称的
に反転した状態になっている。あるいは、ステップ状の壁厚の変化を用いることもできる
。デバイス１００の長さに沿った可変壁厚は、多数の機能を提供するのに役立てることが
できる。より厚い部分１２０ａおよび１２０ｃは、第１の端部１０１と患者の大動脈との
間、および第２の端部１０２と患者の閉塞動脈の遠位点との間にある、縫合または鉗子ベ
ースの端側吻合などの吻合を支持するために、より良好な強度および／または引裂抵抗を
もたらしてもよい。部分１２０ｂの、より薄い壁は、血管グラフトが動脈圧下で特定の速
度で拡張するよう調整された半径方向の力など、小さな半径方向の力をもたらすように構
成されていてもよい。部分１２０ａ、１２０ｂ、および１２０ｃの壁厚のばらつきは、特
定の流れ条件が生成されるように、移植されたときにデバイス１００の様々な曲線をなす
幾何形状が支持されるように、座屈が防止されるように、かつその他の機能が提供される
ように、構成することができる。
あるいは、またはさらに、部分１２０ａ、部分１２０ｂ、および／または部分１２０ｃ
は、異なる繊維サイズ、異なるマトリックス多孔度、およびその他の構造の相違など、追
加の構造またはマンドレルの相違（すなわち、厚さとは異なる）を有していてもよい。あ
るいは、またはさらに、部分１２０ａ、１２０ｂ、および／または１２０ｃは、異なる引
裂強さ、歪み抵抗、または生分解特性などの異なる機械的性質を有する材料など、１種ま
たは複数の異なる材料で構成されていてもよい。あるいは、またはさらに、ある部分は医
薬品薬物または細胞ベースの薬剤などの薬剤を含んでいてもよく、またはある部分は第１
の薬剤を含んでいてもよくかつ別の部分は第２の異なる薬剤を含む。
次に図３３ａおよび３３ｂを参照すると、本発明の管状グラフトデバイスの側断面図お
よび端面図がそれぞれ示されており、これらの図には、このデバイスの少なくとも一部に
沿って、その円周に沿って厚さが変化する、周囲を取り囲む繊維マトリックスを有する管
状部材が含まれる。デバイス１００’は、管状部材１４０を含み、典型的には患者から採
取された血管グラフトまたは上述のような人工グラフトを含む。管状部材１４０は、その
近位端である第１の端部１０１からその遠位端である第２の端部１０２まで、管腔１５０
を含む。周囲を取り囲む管状部材１４０は、上部１２０ｄおよび底部１２０ｅを含む繊維
マトリックスである。
図３３ａおよび３３ｂに示されるように、円周の上部１２０ｄは底部１２０ｅよりも厚
い壁を有し、これは繊維堆積プロセス（例えば、エレクトロスピニングプロセス）中に、
部分１２０ｄにより多くの繊維を付着させることによって実現することができる。デバイ
ス１００’の長さに沿ってばらつきのある壁厚は、好ましくはデバイス１００’の円周に
沿った連続的テーパであり、多数の臨床的および／または機械的機能を発揮するのに役立
てることができる。部分１２０ｄおよび１２０ｅの壁厚のばらつきは、特定の流れ条件が
生成されるように、デバイス１００’の様々な曲線をなす幾何形状が支持されるように、
座屈が防止されるように、好ましい拡張幾何形状が生成されるように、かつその他の機能
が発揮されるように、構成することができる。
あるいは、またはさらに、部分１２０ｄおよび部分１２０ｅは、異なる繊維サイズ、異
なるマトリックス多孔度、およびその他の構造の相違など、追加の構造の相違（すなわち
、厚さとは異なる）を有していてもよい。あるいは、またはさらに、部分１２０ｄおよび
部分１２０ｅは、異なる引裂強さ、歪み抵抗、または生分解特性などの異なる機械的性質
を有する材料など、１種または複数の異なる材料で構成されていてもよい。あるいは、ま
たはさらに、ある部分は医薬品薬物または細胞ベースの薬剤などの薬剤を含んでいてもよ
く、またはある部分は第１の薬剤を含んでいてもよくかつ別の部分は第２の異なる薬剤を
含む。
次に図３４を参照すると、本発明の管状グラフトデバイスの側断面図が示されており、
このデバイスの長さの少なくとも一部に沿って性質が変化する、周囲を取り囲む繊維マト
リックスを有する、管状部材が含まれている。デバイス１００”は、管状部材１４０、典
型的には患者から採取された血管グラフトを含む。代替の実施形態では、管状部材１４０
は、人工グラフトまたは上述のようなその他の管状材料であってもよい。管状部材１４０
は、その近位端である第１の端部１０１からその遠位端である第２の端部１０２まで、管
腔１５０を含む。周囲を取り囲む管状部材１４０は、第１の長手部分１２０ｆ、第２の長
手部分１２０ｇ、および第３の長手部分１２０ｈを含む繊維マトリックスである。
第１の端部１０１に近い部分１２０ｆは、デバイス１００”の中間点にある部分１２０
ｇとは異なる構造のものである。部分１２０ｇは、部分１２０ｈとは異なる構造のもので
あってもよい。あるいは、デバイス１００”は、異なる構造の４つ以上のセクションを含
んでいてもよい。各部分の構造は、構成方法および幾何形状ならびに使用される繊維材料
を含めた数多くの方法で変化してもよい。デバイス１００”の長さに沿って変化する材料
の性質は、上述のような多数の機能を発揮させるのに役立てることができる。デバイス１
００”において、部分１２０ｆ、１２０ｇ、および１２０ｈはそれぞれが個々に、類似し
た構造幾何形状、方法、および材料を有する均質な管状セクションを含む。代替の実施形
態では、構造幾何形状、方法、および／または材料の連続的変化が、第１の端部１０１か
ら第２の端部１０２まで存在する。別の代替の実施形態では、デバイス１００”は、連続
的に変化する部分と、切り離された均質部分とを含む。
次に図３５を参照すると、本発明の管状グラフトデバイスの側断面図が示されており、
このデバイスには、繊維マトリックスと第２の足場構造との両方により取り囲まれた管状
部材が含まれている。デバイス１００’’’は、管状部材１４０、典型的には患者から採
取された血管グラフトを含む。代替の実施形態では、管状部材１４０は、人工グラフトま
たは上述のようなその他の管状材料であってもよい。管状部材１４０は、その近位端であ
る第１の端部１０１からその遠位端である第２の端部１０２まで、管腔１５０を含む。周
囲を取り囲む管状部材１４０は、上記にて詳述されるような繊維マトリックス１２０であ
る。繊維マトリックス１２０は：少なくとも均質な部分；少なくとも２つの異なる均質な
部分；および少なくとも連続的に変化する性質を有する部分の、１つまたは複数を含む。
周囲を取り囲む繊維マトリックス１２０は、当業者に周知の、好ましくはステント状構造
の足場１３０である。代替の実施形態では、足場１３０は、繊維マトリックスの付着中に
管状部材が保護されるように（例えば、ポリマー溶液中の溶媒、ポリマー溶融体に送達さ
れる熱などから保護されるように）、かつ／またはその他の機能が発揮されるように、管
状部材１４０と繊維マトリックス１２０との間に位置付けられる。
足場１３０は、ステンレス鋼およびＮｉｔｉｎｏｌを含む生体適合性金属、または１種
もしくは複数のポリマーの組合せなどの生体適合性プラスチックなどの、生体適合性材料
で構成される。足場１３０は、繊維マトリックス１２０に類似したまたは異なる速度で生
分解する材料などの、生分解性材料で構成されてもよい。繊維マトリックス１２０は生分
解性構造であってもよく、足場１３０は永続的な構造であって、最初に移植されたときに
第１の大きさで管状部材１４０に半径方向の支持力を提供するようになされており、生分
解期間が経過すると共に低下し、しかし移植の寿命の間は第１の大きさよりも小さい第２
の大きさで力を提供するようになされている。足場１３０は、均質な半径方向の支持力を
もたらしてもよく、またはこの力は、足場１３０の１つまたは複数の端部近くにより大き
な半径方向の力を提供することなどによって、その長さに沿って変化してもよい。足場１
３０は、自己拡張または収縮に向けて弾力的にバイアスがかけられていてもよく；管状部
材１４０の周りに適切に適合するように拡張されまたは圧縮されるように、可塑的に変形
可能であってもよく；または弾性的にバイアスがかけられた（例えば、自己拡張または収
縮）、可塑的に変形可能な部分を含んでいてもよい。足場１３０は、デバイス１００’’
’の中間部分に提供された半径方向の力よりも大きな半径方向の力を提供する各端部に近
い部分など、上述の図３２から３４までのデバイスの繊維マトリックス１２０を参照しな
がら記述されたようにその長さまたは円周に沿って１つまたは複数の異なる部分を含んで
いてもよい。好ましい実施形態では、足場１３０によって提供された半径方向の支持力は
、足場１３０の長さに沿って変化する。足場１３０は、コイル巻き、編組み、編上げ、ま
たはその他の製作方法を使用した織物構造または不織構造など、メッシュ構造のものであ
ってもよい。足場１３０は、膜または被膜堆積の技法を使用して構成されてもよく、その
後、針穿孔、レーザー切断、凍結乾燥、熱誘導型相分離、エレクトロポレーション、およ
び／または塩浸出を介するなどして多孔度をもたらすように処理されてもよい。足場１３
０は、事前に決定された多孔度および／孔径で製造されてもよく、異方的性質を示しても
よい。２層のまたはラミネート構造として図３５に示されるが、足場１３０および繊維マ
トリックス１２０は、単層または複合体構造を含んでいてもよい。複合体構造は、機械的
に撚り合わせ、一緒に溶融し、またはその他の方法で同じ層に存在させた足場１３０およ
び繊維マトリックス１２０によって形成することができる。足場１３０は、デバイス１０
０’’’に固着メカニズムを提供してもよい。一実施形態では、上述のように、足場１３
０が管状部材１４０と繊維マトリックス１２０との間に配置される。堆積された繊維マト
リックス１２０は、足場１３０および繊維マトリックス１２０の構造材料が類似している
場合など（例えば、溶媒結合のため）、足場１３０と共に溶媒結合メカニズムをもたらし
てもよい。あるいは、またはさらに、堆積された繊維マトリックス１２０は、足場１３０
が低融着点を有する熱可塑性ポリマーである場合および足場１３０が繊維マトリックス付
着中に繊維マトリックス１２０の加熱ポリマーに接触したときに融解する場合など、足場
１３０と共に温度結合メカニズムをもたらしてもよい。
あるいは、足場１３０は、管状部材１４０または繊維マトリックス１２０が付着された
管状部材１４０を、取着された柔軟性カバーをもたらす液体溶液中に浸漬することによっ
て実現された、浸漬カバーなどの柔軟性カバーであってもよい。管腔１５０は、管状部材
１４０の内部がカバーされないように、浸漬プロセス中に充填および／またはカバーされ
てもよく、または１４０の内部は柔軟性カバーを含んでいてもよい。柔軟性カバーは、高
い半径方向の支持、または機械的損傷もしくは汚染からのデバイス１００’’’の保護な
ど、１つまたは複数の機能を発揮するのに使用されてもよい。柔軟性カバーは、生分解性
であってもよく、経時的に放出されるよう構成された１種または複数の薬剤を含んでいて
もよい。足場１３０は、浸漬カバーならびに図３５のステント状構造を含んでいてもよい
。
あるいは、足場１３０は、管状部材１４０または繊維マトリックス１２０が付着された
管状部材１４０の周りで拡張し配置され、次いで解放されて固定を引き起こす、人工グラ
フト材料などの人工グラフト材料であってもよい。人工グラフトは、Ｄａｒｃｏｎ、ＰＴ
ＦＥ、ｅＰＴＦＥチューブなどの生体適合性材料、または当業者に周知のその他のグラフ
ト材料で構成される。人工グラフトカバーは、高い半径方向の支持、または機械的損傷も
しくは汚染からのデバイス１００’’’の保護など、１つまたは複数の機能を発揮させる
のに使用してもよい。人工グラフトは生分解性であってもよく、経時的に放出されるよう
に構成された１種または複数の薬剤を含んでいてもよい。足場１３０は、人工グラフトな
らびに図３５のステント状構造および／または上述の浸漬カバーを含んでいてもよい。
次に図３６を参照すると、本発明の管状グラフトデバイスを製造する方法の一実施形態
のフローチャートが示されており、患者評価手順を行うステップと、患者評価から得られ
たデータに基づいて管状部材に繊維マトリックスを付着させるステップとが含まれる。ス
テップ２００は、１つまたは複数の患者評価手順の実行を含む。患者評価手順は、年齢；
性別；人種；血圧；血液検査情報；家族歴情報；ストレス試験データ；およびこれらの組
合せに関する情報を含む、医院またはその他の医療設備で行われた評価を含むことができ
る。評価は、１つまたは複数の試験または侵襲的な患者治療の間に行われるその他の手順
を含んでいてもよく、例えば介入検査室または手術室で行われる評価など、例えば血管造
影手順または管状グラフトデバイス移植手順などを含んでいてもよい。好ましい実施形態
では、伏在静脈などの血管を採取し、１つまたは複数の観察またはその他の試験（例えば
、直径または血管壁の測定などのサイズ決め；または血管の弾性試験などの機械的性質試
験）を行って、患者から採取された血管に関するデータを得る。
ステップ２１０では、伏在静脈の一部などの血管を、患者から採取する。ステップ２１
０は、ステップ２００の間に、ステップ２００と同時に、またはステップ２００の後に、
例えばステップ２００が採取された血管の分析を含む場合などには行うことができる。代
替の実施形態では、ステップ２１０は、編み組まれまたは押し出された材料で構成された
細長いチューブなどの人工グラフトの製作を含む。採取された血管は、静脈または動脈を
含んでいてもよく、適用可能なヒトまたはその他の動物ドナーなど、管状グラフトデバイ
スまたは代用物を受容した患者から採取されてもよい。
ステップ２２０では、ステップ２００で得られたデータに基づいて、繊維マトリックス
を、採取された血管または本発明のその他の管状部材に付着させる。繊維マトリックスの
付着は、管状グラフトデバイスが曲線をなす形状で配置されるような場合など、管状グラ
フトデバイスが移植される解剖学的位置に応じて変えてもよい。採取された血管の１つま
たは複数の性質は、採取された血管の弱くなった部分を強化し、または血管の幾何形状も
しくは構造特性をその他の方法で順応させるなどのため、繊維マトリックスの構成を決定
してもよい。患者のパラメータにより最適化されまたはその他の方法で決定される繊維マ
トリックスの構成は、限定するものではないが：一定のまたは可変の厚さなどの繊維マト
リックス形状；繊維マトリックスの材料または材料の組合せ；繊維マトリックスの半径方
向および／または円周方向および／または軸方向の強度；繊維マトリックスの半径方向お
よび／または円周方向および／または軸方向の剛性；繊維マトリックスの曲げ剛性；繊維
マトリックスの弾性および／または粘弾性；繊維直径分布；繊維分解速度；繊維マトリッ
クス分解速度、繊維マトリックス拡散特性、繊維マトリックス湿潤性；およびこれらの組
合せを含んでいてもよい。
患者評価に基づく最適化の非限定的な例として、ある実施形態では、繊維マトリックス
の厚さを調整して、下にある血管（例えば、下にある静脈）の機械的強化を順応させまた
は修正する。すなわち、繊維マトリックスの堆積厚は、この実施例ではラプラスの法則に
従いカスタマイズすることにより、患者の静脈評価に基づいて安定化して強化された下に
ある血管が得られる。一般に、より大きな静脈は、同様のレベルの機械的強化を得るため
に、より小さい静脈よりもより厚い繊維マトリックスの壁厚を必要とする。血管または静
脈サイズに基づいて機械的強化を補償しまたは修正するには、繊維マトリックスの堆積を
カスタマイズすることができる。
例えば、マンドレル（すなわち、繊維マトリックス堆積中の血管保持ツール）のサイズ
は、採取された静脈または選択された管状血管に実質的に一致しまたは順応する、管状血
管または静脈の内部管腔内に嵌合したオスサイジングツールを使用して、選択することが
できる。下にある血管がマンドレル上に配置されたら、血管の外径を、サイズが特定され
たいくつかの穴を有する滅菌されたクレジットカードサイズのシートなど、メスサイジン
グツールを使用して測定することができる。この測定、または患者評価は単一プロセスで
行うことができ、または測定は、可変性を考慮するのを助けるため、血管の長さの端から
端までの数個の測定値の平均を使用して行うことができる。その他の実施形態では、測定
値を血管の全長に沿ってマッピングして、長さに沿ったそれぞれの位置での望ましい厚さ
がわかるようにすることができる。
管状血管または静脈の目標サイズが定められたら、可塑性変形を経験することなくその
下にある管状血管または静脈の管腔加圧（静的および／または動的）および幾何学的構成
（静的および／または動的）を支持するために、管状繊維マトリックスによって耐えられ
るように必要とされる材料の引張り強さ／張力レベル（２つの円筒方向のそれぞれに関し
て）を評価することによって、繊維マトリックス堆積の所望の厚さ（おそらくは、管状血
管または静脈の各軸方向の位置に合わせてカスタマイズされている）を決定することがで
きる。実施形態では、必要とされる材料の引張り強さ／張力のレベルは、所望の安全係数
によって過大評価されることになる。
繊維マトリックスの機械的要件をカスタマイズするのに使用される方法の非限定的な例
は、材料の、必要とされる円周方向の強度に基づいており、これは、管状繊維マトリック
スの軸方向の長さの単位当たりの引張り円周方向力と定義される。それぞれの特定の材料
の強度は、その厚さに比例しており、材料の異なる厚さに関して引張り試験装置を使用し
て実験により特徴付けることができる。
管状繊維マトリックスに必要とされる円周方向の強度（したがって、その厚さ）を計算
する方法の非限定的な例は、ラプラスの法則であり、加圧された薄い壁の円筒状導管の円
周方向の張力（σ）（すなわち、管状繊維マトリックス断面積の単位当たりの引張り円周
方向力として定義される）を、下式に従い推定するものである：σ＝Ｐｒ／ｈ（式中、Ｐ
は、血管壁に作用する血管内の圧力であり、ｒは、血管の内径半径であり、ｈは、血管の
壁厚である（血管の外径−内径））。
上記実施例では、内径血管測定、外径血管測定、ラプラスの法則を介して得られた円周
方向の張力を安全に支持するのに必要とされる強度のレベル、および実験的測定を介して
得られた特定の材料強度とその厚さとの間の関係の知識に基づいて、ポリマー流量または
その他の堆積変数を、カスタマイズされた機械的強度が実現されるように変化させること
ができる。患者評価に基づいて堆積条件を調整するこのプロセス（すなわち、内径および
外径血管測定）は、熟練技術者によって、あるいは測定した厚さの入力後にコンピュータ
／ソフトウェア制御によって自動的に、実現することができる。
繊維マトリックスの付着は、同時にまたは順次送達される、異なる機械的性質を有する
２種以上の繊維など、多数のタイプの繊維の送達を含んでいてもよい。
次に図３７を参照すると、本発明の管状グラフトデバイスを製造する方法の一実施形態
のフローチャートが示されており、繊維マトリックスを管状部材に付着させる間に１つま
たは複数のプロセス出力パラメータを監視するステップを含む。ステップ３００は、上記
にて詳述されたエレクトロスピニングプロセスなど、繊維マトリックスの堆積中またはそ
の他の付着中に、管状構造を保持するよう構成されたマンドレルなどのホルダ上に、採取
した血管または人工グラフトなどの管状部材を配置するステップを含む。湿式スピニング
；乾式スピニング；ゲルスピニング；溶融スピニング；および繊維マトリックスを付着さ
せるよう構成されたその他のプロセスを含むがこれらに限定されない数多くのプロセスを
、エレクトロスピニングプロセスの代わりにまたは追加として使用してもよい。
ステップ３１０では、繊維マトリックス付着プロセスを開始する。数多くのプロセス入
力パラメータを、上記にて詳述されたように繊維マトリックス付着プロセスで使用する。
好ましい実施形態では、典型的なおよび／または好ましいプロセス入力パラメータが、下
記の表３の値から選択される。管状グラフトに対する材料付着デバイス（例えば、ノズル
）の相対運動に関するプロセスパラメータは、材料付着デバイス、管状グラフト、または
その両方を動かすことによって実現されてもよい。
連続的に変化する性質を含む１つもしくは複数の部分を有する繊維マトリックス、およ
び／または１つもしくは複数の均質な部分を有する繊維マトリックスを実現するプロセス
入力パラメータなど、数多くのその他のプロセス入力パラメータを使用することができる
。特定の実施形態では、繊維マトリックスは、少なくとも１つの均質な部分；少なくとも
２つの異なる均質な部分；少なくとも連続的に変化する性質を有する部分；およびこれら
の組合せを含む。
ステップ３１０の間、１つまたは複数のプロセス出力パラメータを、付着中監視する。
監視されたプロセス出力パラメータは、現行の管状グラフトデバイスの直径および／また
は厚さを典型的には含む。デバイス温度および／または室温などの温度、室内の湿度、堆
積速度、堆積持続時間、溶媒濃度、粘度、電界強度、マンドレル回転速度、ノズル並進速
度、ターゲットからのノズルの距離；およびこれらの組合せといった現行（実時間）の値
からなる群から選択されたパラメータなど、数多くの出力パラメータを監視することがで
きる。
ステップ３１０の付着プロセス中に連続的に行われるステップ３２０では、監視された
出力パラメータの比較を、この測定値と目標または特定の値、すなわち以下でプロセス目
標値と呼ぶ値との間で行う。プロセス目標値は、１つもしくは複数のプロセスパラメータ
に関する、個別の値または好ましいおよび／もしくは許容される値の範囲であってもよい
。１つまたは複数のプロセス出力パラメータが仕様外にあると決定された場合、ステップ
３２５を行って、プロセス入力パラメータを調節する。調節されたプロセス入力パラメー
タは：デバイス温度および／または室温などの温度、湿度、堆積速度、堆積持続時間、溶
媒濃度、粘度、電界強度、マンドレル回転速度、ノズル並進速度、ターゲットからのノズ
ルの距離；およびこれらの組合せを含んでいてもよいが、これらに限定するものではない
。代替の実施形態では、変化するプロセス入力パラメータは、堆積される材料への変化、
または堆積される材料の混合物の変化を含んでいてもよい。
ステップ３２０で監視されるプロセス出力パラメータの全てが仕様の範囲内であると決
定された場合、ステップ３３０を行って、プロセス完了チェックを行う。プロセスの完了
は、所定のプロセス時間の完了、または１つもしくは複数のプロセスパラメータがその意
図される目標（例えば、管状グラフトデバイスおよび／または付着された繊維マトリック
スの所望の厚さ）に到達したことの確認など、１つまたは複数の方法で決定することがで
きる。プロセスの完了が確認された場合、管状グラフトデバイスは移植の準備ができたこ
とになる。プロセスの完了が確認されない場合、完了するまでステップ３１０および３２
０を継続する。
図３７の方法は、管状グラフトデバイスおよび／または管状グラフトデバイスの構成要
素の追加の分析をさらに含んでいてもよい。分析は、付着ステップを一時的に停止させ、
おそらくは不完全な管状グラフトデバイスを保持デバイスから除去することを必要として
もよい。分析は、管状部材を保持デバイス上に配置する前に、または繊維付着堆積が完了
した後に含まれてもよい。この分析は：デバイスまたはマトリックスの厚さ、デバイスま
たはマトリックスの剛性、堆積されるポリマーの量、マトリックス中の溶媒の定量化、穿
刺の存在、および静脈の焼けなどの管状部材の存在または焼けの、１つまたは複数に関す
る情報を生成してもよい。分析の結果は、管状グラフトデバイスを廃棄する（すなわち、
患者に移植しない）ことを必要としてもよい。
本発明のその他の実施形態は、本明細書を考慮することによりかつ本明細書に開示される本発明を実施することにより、当業者に明らかにされよう。仕様および実施例は単なる例示と見なされ、本発明の真の範囲および精神は下記の特許請求の範囲によって示されることが意図される。さらに、本出願が方法または手順のステップを特定の順序で示した場合、いくつかのステップが行われる順序を変更することが可能でありまたはある状況ではさらに好都合であると考えられ、以下に示される方法または手順の請求項の特定のステップは、そのような順序の特異性が請求項で明示されない限り、順序に特異的であると解釈するものではない。
（項目１）
管腔を画定する壁を有する管状組織であって、前記管腔が前記管状組織の第１の端部から前記管状組織の第２の端部まで延び、前記壁は前記管状組織の全長の一部分にわたって少なくとも部分的に変化する一連の非円形断面を含む外面を有する、管状組織と；
前記管状部材の外面に堆積され、前記管状部材の外面に沿って形成され、及び前記管状部材の外面と一致するポリマー繊維の堆積物のコーティングであって、前記堆積物は、前記繊維マトリックスがコーティングされた前記管状部材の前記全長の前記一部分にわたって、前記管状部材の前記外面の前記一連の非円形断面と実質的に隣接している内周面を有する限定的な繊維マトリックスを形成する、堆積物のコーティングと；
ポリマー繊維の前記堆積物のコーティングとは別体であり、弾性的にバイアスがかけられた足場であって、ポリマー繊維の前記堆積物のコーティングに関連して配置され、前記管状組織の前記外面を取り囲む、足場とを含む、管状組織グラフトデバイス。
（項目２）
前記繊維マトリックスは、前記管状組織の第１の端部から第２の端部まで、前記管状組織の前記外面を取り囲む、項目１に記載のデバイス。
（項目３）
前記足場は、前記管状組織の第１の端部から第２の端部まで、前記管状組織の前記外面を取り囲む、項目１に記載のデバイス。
（項目４）
前記足場は、前記管状組織の前記外面の前記一連の非円形断面と実質的に接触する内側円周面を有する、項目１に記載のデバイス。
（項目５）
前記足場は、メッシュ構造、コイル構造、編組み構造、または編上げ構造の少なくとも１つを有する、項目１に記載のデバイス。
（項目６）
前記足場はステント状構造で形成された、項目１に記載のデバイス。
（項目７）
前記足場は、少なくとも塑性的に変形可能な部分を備えた、項目１に記載のデバイス。
（項目８）
前記足場は異方性である、項目１に記載のデバイス。
（項目９）
前記足場は前記繊維マトリックスを取り囲む、項目１に記載のデバイス。
（項目１０）
前記足場は、前記管状組織と前記繊維マトリックスとの間にある、項目１に記載のデバイス。
（項目１１）
前記足場および前記繊維マトリックスは撚り合わされている、項目１に記載のデバイス。
（項目１２）
前記足場および前記繊維マトリックスは結合されている、項目１に記載のデバイス。
（項目１３）
前記足場および前記繊維マトリックスは、単層または複合体構造を含む、項目１に記載のデバイス。
（項目１４）
前記足場および前記繊維マトリックスは、２層またはラミネート構造を含む、項目１に記載のデバイス。
（項目１５）
前記足場は第１の材料を含み、前記繊維マトリックスは第２の材料を含む、項目１に記載のデバイス。
（項目１６）
前記第１の材料は、生体適合性金属及び生体適合性プラスチックからなる群から選択される、項目１５に記載のデバイス。
（項目１７）
前記足場は生分解性材料を含む、項目１に記載のデバイス。
（項目１８）
前記足場は永続的な材料を含む、項目１に記載のデバイス。
（項目１９）
前記繊維マトリックスは生分解性材料を含む、項目１に記載のデバイス。
（項目２０）
前記足場は、前記管状組織に半径方向の支持力を提供するように構成され、前記半径方向の支持力は、経時的に変化することが可能な大きさを有している、項目１に記載のデバイス。
（項目２１）
前記足場は、前記管状組織に半径方向の支持力を提供するように構成され、前記半径方向の支持力は、前記管状組織の第１の端部から第２の端部まで変化することが可能な大きさを有している、項目１に記載のデバイス。
（項目２２）
前記足場は、弾性的にバイアスがかけられた部分、可塑的に変形可能な部分、またはこれらの組合せの少なくとも１つを含む、項目１に記載のデバイス。
（項目２３）
前記足場は、前記管状組織グラフトデバイスに固着メカニズムを提供するように構成された、項目１に記載のデバイス。

Claims (22)

  1. 管腔を画定する壁を有する管状組織であって、前記管腔が前記管状組織の第１の端部から前記管状組織の第２の端部まで延び、前記壁は前記管状組織の全長の一部分にわたって少なくとも部分的に変化する一連の非円形断面を含む外面を有する、管状組織と；
    前記管状部材の外面に堆積され、前記管状部材の外面に沿って形成され、及び前記管状部材の外面と一致するポリマー繊維の堆積物のコーティングであって、前記堆積物は、前記管状部材の前記外面の前記一連の非円形断面と実質的に隣接している内周面を有する限定的な繊維マトリックスを形成し、前記管状部材の前記全長の前記一部分にわたって前記限定的な繊維マトリックスがコーティングされた、堆積物のコーティングと；
    ポリマー繊維の前記堆積物のコーティングとは別体であり、弾性的にバイアスがかけられた足場であって、ポリマー繊維の前記堆積物のコーティングに関連して配置され、前記管状組織の前記外面を取り囲む、弾性的にバイアスがかけられた足場とを含み、
    前記限定的な繊維マトリックスの前記堆積物、及び、前記弾性的にバイアスがかけられた足場は機械的に撚り合わせられた、管状組織グラフトデバイス。
  2. 前記限定的な繊維マトリックスは、前記管状組織の第１の端部から第２の端部まで、前記管状組織の前記外面を取り囲む、請求項１に記載のデバイス。
  3. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は、前記管状組織の第１の端部から第２の端部まで、前記管状組織の前記外面を取り囲む、請求項１に記載のデバイス。
  4. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は、前記管状組織の前記外面の前記一連の非円形断面と実質的に接触する内側円周面を有する、請求項１に記載のデバイス。
  5. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は、メッシュ構造、コイル構造、編組み構造、または編上げ構造の少なくとも１つを備える、請求項１に記載のデバイス。
  6. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場はステント状構造で形成された、請求項１に記載のデバイス。
  7. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は、少なくとも塑性的に変形可能な部分を備えた、請求項１に記載のデバイス。
  8. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は異方性である、請求項１に記載のデバイス。
  9. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は前記限定的な繊維マトリックスを取り囲む、請求項１に記載のデバイス。
  10. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は、前記管状組織と前記限定的な繊維マトリックスとの間にある、請求項１に記載のデバイス。
  11. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場および前記限定的な繊維マトリックスは溶媒結合で結合されている、請求項１に記載のデバイス。
  12. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場および前記限定的な繊維マトリックスは、単層または複合体構造を含む、請求項１に記載のデバイス。
  13. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場および前記限定的な繊維マトリックスは、２層またはラミネート構造を含む、請求項１に記載のデバイス。
  14. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は第１の材料を含み、前記限定的な繊維マトリックスは第２の材料を含む、請求項１に記載のデバイス。
  15. 前記第１の材料は、生体適合性金属及び生体適合性プラスチックからなる群から選択される、請求項１４に記載のデバイス。
  16. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は生分解性材料を含む、請求項１に記載のデバイス。
  17. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は永続的な材料を含む、請求項１に記載のデバイス。
  18. 前記限定的な繊維マトリックスは生分解性材料を含む、請求項１に記載のデバイス。
  19. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は、前記管状組織に半径方向の支持力を提供し、前記半径方向の支持力は、経時的に変化する大きさを有している、請求項１に記載のデバイス。
  20. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は、前記管状組織に半径方向の支持力を提供し、前記半径方向の支持力は、前記管状組織の第１の端部から第２の端部まで変化する大きさを有している、請求項１に記載のデバイス。
  21. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は、弾性的にバイアスがかけられた部分、可塑的に変形可能な部分、またはこれらの組合せの少なくとも１つを含む、請求項１に記載のデバイス。
  22. 前記弾性的にバイアスがかけられた足場は、前記管状組織グラフトデバイスに固着メカニズムを提供するように構成された、請求項１に記載のデバイス。
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