JP6957468B2 - 最適化された患者特異的組織操作血管移植片のためのシステムおよび方法 - Google Patents
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Description
この発明は、Narutoshi HibinoへのNIH Center for Accelerated Innovations:Technology Development Programからの助成金番号1UH54HL119810−01の下、またChristopher BreuerへのNIH助成金番号R01−HL098228の下、政府の支援を受けてなされた。政府は、本発明に一定の権利を有する。
この出願は、2015年12月11日に出願されたU.S.S.N.62/266,309および2016年3月16日に出願されたU.S.S.N.62/309,285(これらの両方は、その全体が参考として本明細書に援用される)の利益およびこれらに対する優先権を主張する。
本発明は、例えば、以下の項目を提供する。
(項目1)
植え込みの前に、細胞がないまたは細胞が少ない移植片に比べて、移植片の術後狭窄を低減させるかまたは予防するのに有効な量の生存細胞を含む、ポリマー血管移植片または導管。
(項目2)
前記移植片に、約0.5×10 3 細胞/mm 2 移植片から300×10 3 細胞/mm 2 移植片の間(両端の値を含む)の量の生存細胞が付着されている、項目1に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目3)
前記移植片に、約1.0×10 3 細胞/mm 2 移植片から100×10 3 細胞/mm 2 移植片の間(両端の値を含む)の量の生存細胞が付着されている、項目1に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目4)
ポリエステル、ポリ(オルトエステル)、ポリ(ホスファゼン)、ポリ(またはポリカプロラクトン、ポリアミド、多糖、コラーゲン、ならびにこれらのブレンド、コポリマー、および組み合わせからなる群より選択される1種またはポリマーを含む、項目1から3のいずれか一項に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目5)
前記生存細胞が自家細胞である、項目4に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目6)
前記生存細胞が骨髄単核細胞である、項目5に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目7)
前記移植片が、抗新生内膜剤、化学療法剤、ステロイドおよび非ステロイド抗炎症物質、従来の免疫療法剤、免疫抑制物質、サイトカイン、ケモカイン、および成長因子からなる群より選択される1種または複数の追加の薬剤をさらに含む、項目4に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目8)
前記移植片が、
(a)移植片形態をコンピュータ支援設計モデリングするステップ、
(b)前記移植片のマンドレルモデルを3D印刷するステップ、
(c)前記マンドレルの形態をベースにして前記移植片を電界紡糸するステップ、および(d)前記移植片に細胞を接触させるステップ
を含む方法により創出される、項目4に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目9)
前記移植片に接触させるのに使用される細胞の数が、前記移植片の表面積に比例し、前記細胞の数が、約1.0×10 4 細胞/mm 2 移植片から1.0×10 6 細胞/mm 2 移植片の間(両端の値を含む)、好ましくは0.7×10 5 細胞/mm 2 移植片から7.0×10 5 細胞/mm 2 移植片の間(両端の値を含む)である、項目8に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目10)
前記移植片に、0.5×10 6 細胞から500×10 6 細胞の間(両端の値を含む)、好ましくは1.0×10 6 細胞から100×10 6 細胞の間の量の細胞を接触させる、項目8に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目11)
前記移植片に、3時間未満、好ましくは2時間未満にわたり細胞を接触させる、項目8に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目12)
前記移植片に、滅菌された密閉播種チャンバー内で細胞を接触させる、項目8に記載のポリマー血管移植片または導管。
(項目13)
ポリマー血管移植片の開存性を増大させるための方法であって、前記移植片へのマクロファージの浸潤を低減させるか、前記移植片への宿主細胞の動員を促進させるか、または血小板活性化を低減させるかもしくは予防するのに有効な量の生存細胞を前記移植片に投与することを含む、方法。
(項目14)
被験体における術後狭窄を低減させるかまたは低減させるかまたは予防するための方法であって、前記被験体に、項目1から12のいずれか一項に記載のポリマー血管移植片または導管を投与することを含む、方法。
(項目15)
前記被験体が、再狭窄または他の血管増殖障害のリスクにあるかまたはそれらを有する、項目14に記載の方法。
(項目16)
前記被験体が、血管外傷、血管形成、血管手術、または移植動脈症に罹ったか、罹っているか、または罹ることになる、項目15に記載の方法。
(項目17)
前記ポリマー血管移植片または導管が、対照被験体に比べて、被験体における術後新生内膜形成、狭窄または再狭窄を低減させるかまたは予防し、血栓症を低減させるかまたは予防し、あるいはこれらの任意の組み合わせを行う、項目14から16のいずれか一項に記載の方法。
(項目18)
吸引ロッド、足場特異的マンドレル、足場締結具、および播種チャンバーを含む、ポリマー血管移植片または導管に細胞を真空播種するための密閉された使い捨てのカスタマイズ可能なシステムであって、
前記吸引ロッド、前記足場特異的マンドレル、前記足場締結具、および前記播種チャンバーの1つまたは複数が、3D印刷の方法によって生成される、システム。
(項目19)
ポリマー血管移植片または導管をさらに含む、項目18に記載のシステム。
(項目20)
生存細胞が播種された患者特異的ポリマー血管移植片または導管を作製する方法であって、
(a)移植片形態をコンピュータ支援設計モデリングするステップ、
(b)前記移植片のマンドレルモデルを3D印刷するステップ、
(c)前記マンドレルの形態をベースにして前記移植片を製作するステップ、および
(d)前記移植片に細胞を播種するステップ
を含み、真空播種のために、前記移植片への細胞の播種が、項目18または19に記載の密閉された使い捨てのカスタマイズ可能なシステムを使用して実施される、方法。
「マンドリル」という用語は、円筒状デバイスまたは管、例えば金属バーであって、その周りに材料、例えば細胞を播種し、成長させるためのマトリクス足場が注型され、成形され、鍛造され、曲げられ、またはその他の手法で形作られた、コアとして働くものを指す。ある特定の実施形態では、本明細書に記述されるマンドリルは、少なくとも1つの端部が開放されている。追加の実施形態では、本明細書に記述されるマンドリルは、その軸(即ち、その長さ)に沿って、穴または穿孔を含有していてもよい。
患者特異的TEVGなどの細胞播種TEVGを作製する方法について記述する。典型的には、細胞播種TEVGは、適用が意図される部位の、特定の解剖学的要件に従って製造され、次いで細胞が播種される。患者特異的TEVGのカスタム設計および製造されたTEVGへの細胞播種の方法を、以下に、より詳細に記述する。
患者特異的組織操作血管移植片(TEVG)として使用するための、ポリマー血管移植片または導管を作製する方法が、提供される。典型的には、方法は、画像支援型のコンピュータによる設計方法を使用してマンドレルモデルをカスタム設計するステップ、例えば3D印刷を使用してマンドレルモデルを製作するステップ、および例えば電界紡糸を使用してマンドレルモデルからTEVGを製作するステップを含む。動物におけるナノ繊維移植片の製造および外科的植え込みを例示する、例示的な概略的ワークフローを、図6A〜6Eに示す。
患者特異的TEVGを作製する方法は、典型的には、患者特異的移植片をカスタム設計するための1つまたは複数のステップを含む。
TEVGの形成に使用されるマンドレルは、当技術分野で公知の手段を使用して製作することができる。マンドレルを製作するための例示的な方法は、3D印刷を含む。一部の実施形態では、最終的なマンドレルの設計は、3D製作に適切なコンピュータ可読フォーマットに変換される。例示的なコンピュータ可読フォーマットは、STLフォーマットである。マンドレルモデルの3D印刷に適切な材料は、ポリマーおよび金属および炭素、ならびにこれらの組み合わせ、合金、および/または積層体を含む。一部の実施形態では、マンドレルは、液化可能な材料で作製され、それによって容易な手法で移植片からマンドレルを取り外すことが可能になる。液化可能なマンドレルの使用は、移植片の複雑な形状を形成することも可能にする。典型的には、カスタム設計マンドレルモデルの製作は、患者特異的移植片が手術から1週間以内で、または手術から1、2、3、4、5、もしくは6日以内で生成することができるように、短い時間で実施される。
カスタム設計されたマンドレルなど、鋳型構造をベースにしてTEVGを製作する方法が、提供される。TEVGは、電界紡糸、スタンピング、鋳型法(templating)、成形、ウィービング、ならびに溶融加工、溶媒加工、浸出、発泡、押出し、射出成形、圧縮成形、ブロー成形、噴霧乾燥、押出しコーティング、および繊維の紡糸と、その後に続く織られた構築物または不織構築物への加工との組み合わせなど、任意の適切な方法を使用して製作することができる。
組織操作血管移植片(TEVG)への細胞播種用量は、細胞インキュベート時間に関わらず、移植片の性能および有用性を改善するための効果依存性変数であることが、確立されている。典型的には、被験体に埋め込む前に、TEVGに細胞が播種される。典型的には、細胞は、意図されるレシピエントからの自家細胞であり、播種する方法は、レシピエントから細胞を採取するステップを含むことができる。1つまたは複数の細胞型を、当技術分野で公知の任意の技法を使用して、細胞の混合物から単離することができる。したがって方法は、適用(即ち、播種)前に細胞を単離または精製するステップを含むこともできる。
典型的には、TEVGに播種される細胞の量は、術後移植片の開存性に正比例する。したがって好ましい実施形態では、TEVGには、開存性を増強するまたはTEVGの術後再狭窄率が低減するのに有効、かつ十分な量の細胞が播種される。細胞をTEVGに手作業で播種するための方法は、当技術分野では公知である(Udelsmanら、Tissue Eng Part C Methods. 17巻(7号)、731〜736頁(2011年))。
A=2πrh+2πr2
により計算することができる。公称壁厚を持つ管状TEVGの場合、教示表面の利用可能な表面積は、内表面および外表面のそれぞれで2πrhである。
播種に利用可能な細胞の数が限られる場合、TEVGの播種は、播種細胞がTEVGに接着する能力を増強する手法で、TEVGが可能な限り多くの細胞と接触するように、好ましくは接触プロセスの効率を最大限にする方法を使用して実施される。TEVGと接触する細胞の量は、インキュベート時間よりも、術後狭窄を低減させ、細胞付着を増強させることにおいてより有意であるので、播種方法は、典型的には、播種効力が増強するように、可能な限り最も短い時間でTEVGが最大数の細胞と接触する能力を増強する。
TEVG技術を使用した最良の臨床転帰を確実にするには、TEVG組み立てのための時間を最適化し、外科手順の時間を最小限にし、汚染の可能性を低下させ、それによってこの技術を使用することに関連するリスクを低下させることが重要である。
ポリマーおよび細胞を含む、ポリマー血管移植片または導管について、記述する。ポリマー血管移植片または導管は、追加の活性剤を任意選択で含むことができる。
TEGV足場は、1種または複数のポリマーから合成することができる。一部の実施形態では、ポリマーが生分解性である。他の実施形態では、ポリマーが非生分解性である。一部の実施形態では、TEVGは、単一ポリマーよりも多くのポリマーの混合物から形成される。生分解性ポリマーが使用される場合、例えば、所望の長持ちするTEVG移植物が提供されるように、生分解性および非生分解性ポリマーの混合物を使用することができる。
ある特定の実施形態では、患者特異的TEVG足場は、1つまたは複数のタイプの細胞を含む。一部の実施形態では、1つまたは複数のタイプの細胞は、TEVGの管腔内に、TEVGの壁全体にわたる多孔質空間内に、TEVGの外側および表面上に、または組み合わせに含まれる。典型的には細胞は、TEVGの表面に、直接または1つもしくは複数の付属物質を通して付着される。例示的な付属物質には、ポリマー、多糖、タンパク質、小分子、脂質、および細胞が含まれる。一部の実施形態では、細胞は、細胞播種TEVGの意図されるレシピエントの1つまたは複数の組織から誘導された、自家細胞である。他の実施形態では、細胞は、移植片の意図されるレシピエントに対して外来性である。細胞は、多能性幹細胞などの未分化細胞、または分化細胞とすることができる。好ましい実施形態では、細胞は、生存可能なヒト細胞である。TEVGに含めるための例示的な細胞型には、T細胞、B細胞、および抗原提示細胞などの免疫細胞、線維芽細胞(fibroblast)、筋線維芽細胞、線維芽細胞(fibroblast cell)、平滑筋細胞、骨髄前駆細胞、赤血球、胚性幹細胞、および組み合わせが含まれる。特定の実施形態では、自家骨髄単核細胞(BM−MNC)がTEVG内に含まれる。
骨髄由来単核細胞が播種されたTEVGは、パラクリン作用を介して術後狭窄の発生を低減させ予防することが、確立されている。細胞播種の利点には、フィードバックとは無関係に薬物を放出する薬物溶出足場とは異なって、身体のフィードバックメカニズムに応答する放出シグナルが含まれる。したがって一部の実施形態では、細胞播種TEVGは、播種細胞のパラクリン作用を複製する、1種もしくは複数の非細胞ベースの合成または非合成化合物と組み合わせて使用される。
A. TEVGを播種するためのシステム
TEVGに細胞を播種するためのそのシステムおよび方法は、当技術分野で公知である。例示的なシステムは、米国特許第9,090,863号に記載されている(図1A)。図1Aに例示されるデバイスは、細胞および/もしくは移植片、例えば組織移植片を播種し、培養し、貯蔵し、輸送し、かつ/または試験するための密閉システム(1000)である。従来の播種システムの操作、構造、および結果は、米国特許第9,090,863号およびTissue Engineering Part C: Methods.(1巻):88〜93頁(2014年)にさらに論じられ例示されている。
米国特許第9,090,863号に記載される例示的なシステムの構成要素部品を、図1Aに例示する。ある特定の実施形態において、システムは、容器(3)などの、細胞単離物、例えば、細胞単離物流体を含有する器(vessel)を含む。例示的な容器は、滅菌することが可能なかつ/または気密封止される培地バッグまたは任意の柔軟なまたは硬質の容器を含む(例えば、Gibco−BFL 1L培地バッグ)。ある特定の実施形態では、細胞単離物流体容器(3)は、Teflon(登録商標)、ポリカーボネート、PVC、またはステンレス鋼などの、滅菌することが可能な生体適合性の硬質材料から形成される。容器(3)は、細胞単離物流体を含有するための任意の適切な容積を有することができる。好ましい実施形態では、容器(3)は、流体、例えば骨髄穿刺液の無菌充填および/または分配に適合された少なくとも1つのポートを有する。例えば、骨髄穿刺液(例えば、5cc/kg体重)は、ポート(1)またはポート(2)を介して容器(3)に無菌的に収集され、通され、例えば注入される。
好ましい実施形態では、播種システムの構成要素部品の1つまたは複数は、患者特異的TEVGの寸法に順応してアセンブリが最適にサイズ決めされるように、カスタム設計される。好ましくは、システムまたはシステムの部分は、適切な材料の3D印刷を使用して製作される。例示的な実施形態では、図1Aに例示されるシステムの播種チャンバーの構成要素部品の1つまたは複数は、適切な材料の3D印刷によって製作される。特定の実施形態では、3D印刷される構成要素は、播種チャンバー(180)(図1B、1C)、吸引ロッド(230)(図1D、1E)、および任意選択で一体型ヒンジ(living hinge)を有するクリップ(600)(図1F、1G)の1つまたは複数を含む。構成要素は、製造された足場(21)(図1H)と共に組み立てられるとき、播種チャンバーアセンブリ(100)(図1I、1J)に組み立てることができる。播種システムの構成要素部品の寸法は、例えば患者特異的血管移植片の寸法に、望まれるものに応じて変更することができる。
システム(図1A参照)は、骨髄由来単核細胞の単離を可能にし、無菌システムを維持する間または密閉滅菌システムを維持する間、生体適合性3次元足場上に細胞を播種し、これを短期間のインキュベート後に(例えば、3時間またはそれよりも短く、より好ましくは約2時間またはそれよりも短い)組織操作血管移植片として使用することができる。
細胞が播種された患者特異的TEVGは、細胞が存在しない同等のTEVGでの狭窄率に対し、TEVGの術後狭窄率を低減させるかまたは予防することができる。したがって、患者特異的TEVGには、炎症を含めた術後狭窄の発症を伴う免疫プロセスの1つまたは複数を低減させるかまたは予防するのに有効な量の細胞を播種することができる。
循環単球および浸潤マクロファージの存在は、創傷治癒および新生組織発生に極めて重要であることが示されている(Arrasら、J Clin Invest、101巻(1号):40〜50頁(1998年))。しかし、組織損傷部位でのマクロファージ浸潤の程度も、増殖性調節不全および新生内膜形成に相関していた(Hibinoら、FASEB J. 25巻(12号):4253〜63頁(2011年))。さらに、数多くの研究は、マクロファージおよび線維芽細胞が、線維化の病因に関わる主なエフェクター細胞であることを示している(Wynn、Nat Rev Immunol. 4巻(8号):583〜94頁(2004年)で概説されている)。
凝集した血小板は、創傷を治癒させるために周囲の結合組織から、または調節不全炎症応答の場合には瘢痕組織から、創傷領域に線維芽細胞を誘引する化学物質を分泌することによって、血管の修復を支援する。組織損傷に応答して、血小板は活性化され、血小板由来成長因子(PDGF)、強力な走化性作用物質、ならびにトランスホーミング成長因子ベータ(TGF−β)などの細胞外マトリクスの沈着を刺激する複数の成長因子を放出する。これらの成長因子は共に、結合組織の修復および再生において、有意な役割を果たすことが示されてきた。PDGFは、線維芽細胞および炎症性細胞の流入を著しく増大させると共に細胞増殖および遺伝子発現を刺激する、1次マイトジェンおよび化学誘引物質として機能する。PDGFは、白血球を血管壁にしっかり付着させることができ、最終的には内皮下組織に遊出することが可能になる。しかし血小板由来ケモカインは、平滑筋細胞(SMC)増殖を誘発し、新生内膜増殖および器官線維化において役割を果たすことも公知である(Chandrasekarら、J Am College Cardiology、35巻、3号、555〜562頁(2000年))。PDGFおよびその受容体の発現の増加は、強皮症肺および皮膚組織に関連付けられる。特に、強皮症肺および皮膚線維芽細胞におけるオートクリンPDGF受容体媒介シグナル伝達ループに関する証拠があり、強皮症における慢性線維症でのTGF−βおよびPDGF経路を共に示唆している(Trojanowska、Rheumatology;47巻:v2〜v4頁(2008年))。さらに、PDGFシグナル伝達の調節解除は、肺高血圧症およびアテローム性動脈硬化症などの心血管適応に関連付けられる。
材料および方法
研究設計
先天性心奇形の緩和のための最初のFDA承認組織操作血管移植片(TEVG)は、ISOクラス7クリーンルーム内での開放術(open technique)により調製される。自家骨髄単核細胞(BMMNC)は、密度勾配遠心分離により濃縮され、その後、生分解性管状足場上に真空播種される。自家骨髄単核細胞(BM−MNC)は、密度勾配遠心分離により濃縮され、その後、生分解性管状足場上に真空播種される。しかし、GMP準拠クリーンルーム維持の複雑さに加えて、移植片調製の時間、労力、および資源集約的な性質は、本手法の広範な採用を制限している。
足場播種システムの設計は、費用効果の高いデバイス設計、36時間以内での製作、FDA承認材料のみの使用、システム滅菌能力、PALL LEUKAHARVEST(登録商標)などの既存のフィルターとの統合、臨床TEVG放出基準をモニタリングするためのサンプリング部、DICOM適合性設計ワークフロー、多様な解剖学的要件に応じて容易に調節可能であること、足場の取り扱いを最小限に抑えることを含む基準を満たすように行われる。
プロトタイプ3D印刷密閉使い捨て播種システムを設計し、3Dプリンタを使用して印刷した。右胸心、大血管転位、ならびにTAPVR修復および右側両方向性Glennシャント手術後の全肺静脈還流異常(APVR)状態を有する候補TEVGレシピエントの手術前MRI造影を使用して、患者特異的播種システムを設計した。汎用熱溶解積層方式モデル(fused deposition modeler)(Ultimaker2)を使用して、36時間にわたり、ポリ乳酸フィラメントから播種システムの構成要素を印刷した。
吸引ロッドを足場特異的マンドレルに通し、足場をマンドレル上に配置し、気密締結具を使用して気密シールを作製し、マンドレルおよび足場を播種チャンバーに通し、次に、チャンバーを通して真空を適用することにより足場を播種するステップに従って、構成要素部品の3D印刷後の播種システムの組み立てを行った。
患者特異的移植片は、それが非線形であること、3.0mmの漸進的内径増大があること、および移植片全体の長さが臨床的に使用される移植片(13cm)より大きいことという点で、現在使用されている足場と大きく異なる。上記の差異は、患者特異的手法の利点および有効性を際立たせる。カスタム足場および密閉単回使用播種システムのCADレンダリングは、迅速なインシリコプロトタイピングおよび3D印刷を可能にする。
材料および方法
研究設計
TEVG組み立てを最適化し、TEVGの開存性を高めるため、研究を行い、細胞播種用量を含む最適なパラメータおよび播種後の移植片インキュベート時間を決定した。細胞播種用量およびインキュベート時間の組織操作血管移植片(TEVG)開存性に対する効果を調査する研究により、BM−MNC用量を増大させインキュベート時間を減少させることが、移植片の性能および有用性を改善するための実行可能なストラテジであることを確認した。
同系C57BL/6マウスの大腿骨および脛骨から骨髄を収集し、密度遠心分離法を使用して単核細胞を単離した(Leeら、J Vis Exp.(88巻)、(2014年))。全ての動物実験は、動物の使用および取り扱いのためのNationwide Children’s Hospital機関ガイドライン(IACUC)によって承認された。
最適な細胞インキュベート時間を決定するために、細胞1×106個/移植片を、ポリ−L−ラクチドとε−カプロラクトンのコポリマーシーラント溶液によりポリグリコール酸シートから形成された生分解性足場(内径0.82mmおよび長さ3mm)(グンゼ株式会社、京都、日本)上に、静的に播種した。足場を、CO2インキュベーター内で37℃にてRPMI1640(Sigma)中で、それぞれ0、0.5、2および12時間インキュベートした。
最適な細胞用量を決定するために、それぞれ細胞0.0、0.1×106、1×106、および10×106個/移植片という、4つの異なる用量の単離単核細胞を静的に播種し、一晩インキュベートした。インキュベート後、移植片を使用して、足場への細胞付着を定量化するためにDNAアッセイを使用した細胞カウント(n=6/群)を行い、または下大静脈(IVC)間置移植片としてのマウスへの植え込み(n=25/群)を行った(Leeら、J Vis Exp.(88巻)、(2014年))。
ヒト骨髄をLonza(Lonza Walkersville Inc.、Walkersville、MD)から購入した。12.5、25、および50mL/移植片(それぞれn=5、7、8)という、3つの異なる用量の骨髄(BM)を本研究において使用した。100μmフィルターを通してBMを濾過した後、密度遠心分離法によりBM−MNCを単離した(Udelsmanら、Tissue Eng Part C Methods. 17巻(7号)、731〜736頁(2011年))。単離したBM−MNCの総数をカウントした後、真空播種法を使用して細胞を生分解性足場(直径18mmおよび長さ約120mm、グンゼから提供)上に播種し(Udelsmanら、Tissue Eng Part C Methods.、17巻(7号)、731〜736頁(2011年))、現在行われている臨床試験(IDE 14127)と同様に2時間インキュベートした。足場を5mm2の切片に切り出し、DNAアッセイを使用して細胞付着を定量化した。
蛍光定量QUANT−IT(商標)PICOGREEN(登録商標)dsDNA Assayキット(Life Technologies、Grand Island、NY)を製造元の指示に従って使用してDNA含量を測定することにより、TEVG足場上への細胞付着を決定した。QUANT−IT(商標)PICOGREEN(登録商標)dsDNA試薬は、溶液中の二本鎖DNAの定量化のための蛍光性核酸染料である。足場に付着した細胞を溶解した後、蛍光マイクロプレートリーダーを使用して、dsDNA中の結合染料を検出した。既知量のヒトBM細胞を使用して、蛍光の関数として細胞数の標準曲線を生成し、各足場上に播種された細胞の数を決定した。要約すると、付着細胞総数を管腔表面積で除算することにより、付着細胞数/面積を計算して、103細胞/面積mm2として表し、付着細胞/面積を、播種細胞/面積で除算することにより播種効率を計算した(Udelsmanら、Tissue Eng Part C Methods. 17巻(7号)、731〜736頁(2011年))。
移植片を、IVC間置移植片として、前述の通り6〜8週齢の雌C57BL/6マウスに植え込んだ(Leeら、J Vis Exp.(88巻)、(2014年))。要約すると、麻酔導入(ケタミン100mg/kg;キシラジン10mg/kg;ケトプロフェン5mg/kgを鎮痛薬として腹腔内)の後、正中開腹切開を行い、大動脈とIVCを鈍に分離した。大動脈とIVCの両側に2つのマイクロクランプを留置し、IVCを横に切断した。10.0プロリーン縫合糸を使用して、末端間のIVC間置移植片としてTEVGを植え込んだ。植え込みの2週間後にTEVGを採取した。新たに採取した試料を10%ホルマリンで灌流固定し、組織学および免疫組織化学のために使用した。
外植したTEVGを、10%中性緩衝ホルマリン中に一晩固定し、パラフィン内に包埋し、前述の通り切片にした(4μm厚切片)(Rohら、Biomaterials、29巻(10号)、1454〜1463頁(2008年))。切片をヘマトキシリンおよびエオシン(H&E)、ハーツ(Hart’s)、マッソントリクローム、およびアルシアンブルーで染色した。免疫組織化学を通じて、マクロファージ、MMP−2、およびMMP−9を同定した。脱パラフィン、再湿潤化(rehydration)、および、内因性ペルオキシダーゼ活性および非特異的背景染色をブロックした後、切片を以下の一次抗体、ラット抗F4/80(1:1000、AbD Serotec、Oxford、UK)、ウサギ抗MMP−2(1:200、Abcam、Cambridge、UK)、およびウサギ抗MMP−9(1:200、Abcam)でインキュベートした。種に適したビオチン化二次抗体、すなわち、それぞれヤギ抗ラットIgG(1:200、Vector Laboratories、Burlingame、CA)、およびヤギ抗ウサギIgG(1:200、Vector)でのインキュベート、続いて西洋ワサビペルオキシターゼストレプトアビジン(Vector)の結合および3,3−ジアミノベンジジン(Vector)による以降の発色現像により、一次抗体結合を検出した。細胞核をヘマトキシリン(Gill’s Formula、Vector)で対比染色した。Zeiss Axio Imager A2顕微鏡により、明視野画像を得た。免疫蛍光染色法を使用して、内皮細胞(EC)および平滑筋細胞(SMC)を同定した。ウサギ抗−CD31(1:50、Abcam)およびマウスα−SMAと交差反応するマウス抗ヒト平滑筋アクチン(α−SMA、1:500、Dako、Carpinteria、CA)の一次抗体溶液で、スライドを一晩インキュベートした。Alexa Fluor 488(登録商標)ヤギ抗ウサギIgG(1:300、Invitrogen、Carlsbad、CA)およびAlexa Fluor 647(登録商標)ヤギ抗マウスIgG(1:300、Invitrogen)二次抗体により、抗体結合を検出した。4’,6−ジアミジノ(diamidini)−2−フェニルインドール(DAPI)(Invitrogen)による以降の対比染色により、細胞核を同定した。Olympus IX51倒立顕微鏡により蛍光画像を得て、適切な陰性対照により露光時間を伝達した。
TEVGに浸潤するマクロファージの数を、各外植足場に関して定量化した。400倍の高倍率視野(HPF)で、各切片の5つの等しい間隔を置いた領域において、陽性F4/80発現を有する細胞核を造影し、Image Jソフトウェア(National institutes of Health Bethesda、MD)を使用してカウントし総計した(Hibinoら、FASEB J. 25巻(12号)、4253〜4263頁(2011年))。
Image Jソフトウェアを使用して、H&E染色スライドから移植片管腔径を測定した。管腔の円周をπで除算することにより、管腔径を決定した。測定した管腔径と元の移植片管腔径との比を使用して、移植片の狭窄率を計算した。「臨界狭窄」を、元の管腔径に対して75%より多い管腔径減少として定義した(Hibinoら、FASEB J. 25巻(12号)、4253〜4263頁(2011年))。
一元配置分散分析(ANOVA)を使用して、細胞付着の差を決定した。フィッシャーの直接確率法を使用して、移植片の狭窄率を比較した。0.05未満のp値が統計的有意性を示した。数値を平均±標準偏差として列挙する。
インキュベート時間は、TEVG開存性に対して最小の効果を示した。しかし、TEVGに細胞を播種することは、用量依存的に、TEVG開存性を著しく増加させた。ヒト移植片では、より多くの骨髄を播種に使用すると、用量依存的に細胞付着が増大した。
これまでの研究は、TEVG狭窄は典型的に植え込み後の最初の2週間以内に発生することを実証した(Hibinoら、FASEB J. 25巻(12号)、4253〜4263頁(2011年))。肉眼での観測では、TEVGは部分的に分解され、植え込み後2週間で有意な新生組織形成が起きていた。開存および閉塞TEVGの代表的組織学画像は、開存TEVGが管腔表面に沿ってコンフルエントな内皮細胞(EC)層を発生させ、その下に平滑筋細胞(SMC)が出現したことを示した。対照的に、閉塞移植片は、閉塞管腔または狭い内皮裏打ち管腔と共にコラーゲンに埋め込まれた、SMCから主に構成される新生組織形成の崩壊を示した。開存移植片と閉塞移植片は共に、主に残存移植片の周囲において、エラスチン、コラーゲン、およびグリコサミノグリカンの初期発生を示した。残留足場材料付近の新生組織においてMMP−2およびMMP−9活性も観察され、これは組織リモデリングが進行中であることを示唆する。
TEVG狭窄に対するインキュベート継続時間の効果を評価するため、本発明者らは、0時間および12時間のインキュベートにより、1×106BM−MNC播種TEVGを植え込んだ(n=25/群)。TEVGを植え込みの2週間後に採取し、移植片開存性を比較した。臨界狭窄率は、それぞれ0時間および12時間インキュベート群よりも、非播種群において有意に高かった(84%対12%および20%、p<0.0001、図2A)。0時間群と12時間群との間では、統計的差異はなかったが、0時間群がやや高い開存性を示した(図2B)。0時間インキュベート群と12時間インキュベート群の開存率は共に、非播種対照群の開存率よりも有意に高かった。したがって、細胞播種後のインキュベート継続期間はTEVG開存性に影響しない。
TEVG狭窄の形成に対する細胞播種用量の効果をさらに調査するため、非播種対照と並んで、それぞれ0.1×106、1×106、または10×106細胞を移植片に播種し、IVC間置移植片として植え込んだ(n=25/群)。植え込み後2週間で、非播種対照および0.1×106細胞播種群と比較して、1×106細胞播種群および10×106細胞播種群の両方で、狭窄率の有意な減少があった(20%および5%対84%および64%、p<0.0001;図2B)。移植片に10×106細胞を播種すると、1×106細胞の播種と比較して、狭窄率はさらに低下したが、有意ではなかった(図2B)。
細胞用量がTEVGへのマクロファージ浸潤に影響するかどうかを決定するために、浸潤マクロファージを定量的かつ組織学的な形態計測分析により評価した。非播種対照および0.1×106播種群は、浸潤マクロファージにおいて統計的差異を示さなかったが、1×106群および10×106群の両方でマクロファージの数は有意に減少した(159.05±11.59および159.17±16.64対122.02±14.76および120.68±22.91細胞/HPF、p<0.0001、図3)。したがって、TEVG開存性と同様に、非播種対照および0.1×106細胞播種群における浸潤マクロファージの数は、1×106および10×106の両方の群よりも有意に高かった。
TEVG技術を使用して最良の臨床転帰を確保するために、TEVG組み立ての時間を最適化し、外科手順のための時間を最小限に抑え、汚染の潜在性を減少させ、それにより本技術の使用に伴うリスクを減少させることが重要である。ヒト臨床試験で使用されるTEVGの組み立ては、細胞採取および単離、足場上への細胞播種、および播種された移植片の一定時間のインキュベートというステップを含む(Shin’okaら、J Thorac Cardiovasc Surg. 129巻(6号)、1330〜1338頁(2005年))。TEVGを組み立てるのに必要な時間は、以前、TEVG開存性に影響を及ぼすことなく細胞単離および播種のための時間を低減する密閉使い捨てシステムを使用して低減されていた(Kurobeら、Tissue Eng Part C Methods 21巻(1号)、88〜93頁(2015年);Kurobeら、Tissue Eng Part C Methods、(2014年))。初期のヒト臨床試験では、2時間というインキュベート時間が任意に選択されたが、最適なインキュベート時間は、患者の安全性を向上させることに加え、TEVG開存性に影響を及ぼすことなくTEVG組み立てを強化する上で重要である。
細胞播種用量が細胞付着および播種効率に効果を及ぼすか否かを決定するために、生分解性足場に、それぞれ0.1×106、1×106、および10×106BM−MNCを播種し、一晩インキュベートした(n=6/群)。1×106細胞播種群は、0.1×106播種群と比較して、12倍より多い細胞付着の増加を示した(19.09±13.03×103対1.56±1.23×103細胞/mm2、p<0.001、図4C)。10×106細胞播種群は、1×106細胞播種群と比較して、10倍の細胞が播種されたが、細胞付着の有意な(5倍の)増加を示した(95.85±48.39×103対19.09±13.03×103細胞/mm2、p<0.001、図4C)。10×106群における対応する細胞播種効率はまた、0.1または1×106細胞播種群と比較して、2倍近く低下した(9.16±4.09対14.8±11.69および18.00±11.71%、図4D)。
このマウス研究からヒト臨床研究に至るまでの細胞付着および播種効率を比較するために、3つの異なる用量のヒト骨髄、12.5ml、25ml、および50ml/移植片(それぞれn=5、7、および8)を、ヒト臨床試験に使用される方法に従って播種した(Udelsmanら、Tissue Eng Part C Methods.、17巻(7号)、731〜736頁(2011年))。12.5ml、25ml、および50ml群のそれぞれから単離された総BM−MNCは、それぞれ細胞数57±21、91±26、および165±96×106細胞であった(図5A)。細胞播種後、付着細胞/面積は、用量依存的に増大した。特に、50ml群における細胞付着は、12.5ml群よりも有意に高かった(2.83±1.67対0.88±0.21×103細胞/mm2、p<0.05、図5B)。全3群の播種効率は、マウス移植片の播種効率と同程度であり、10〜20%であった。上記の結果は、患者から採取される骨髄の量を増加させると、マウス移植片と同様に、用量依存的に移植片におけるBM−MNC付着性を増加させ得ることを示唆している。
細胞用量およびインキュベート継続期間の役割を調査するための実験を行い、TEVGの安全性および臨床的有効性を改善するためのストラテジを同定した。細胞播種は、TEVG開存性を用量依存的に増加させ、TEVG開存性は、より多くの細胞が播種されたときに改善されたが、インキュベート継続時間はTEVG開存性に対して最小限の効果を示した。
材料および方法
研究設計
組織操作血管移植片(TEVG)は、自家細胞が増殖し生理機能をもたらす生分解性足場を提供することによる、先天性心疾患における再構築に関する、現在の手法の限界を克服することができる。しかし、現在のTEVGは、個々の患者の多様な解剖学的要件に対処していない。したがって、3D印刷と電界紡糸技術を組み合わせて使用して、患者特異的TEVGを構築した。
手術前血管造影画像に基づいて、ヒツジIVCの直径および長さを測定し、コンピュータ支援設計ソフトウェア(Solidworks、Waltham、MA、USA)を使用して、一致する移植片モデルを設計した。最終的マンドレル設計を立体リソグラフィ形式(stereolithography format)に変換し、ステンレス鋼からの3D製作のためにShapeways(NY、USA)にエクスポートする(図6A〜図6E)。
共電界紡糸ポリグリコール酸(PGA)およびポリラクチド−コ−カプロラクトン(PLCL)足場を作製するため、10重量%のPGAをヘキサフルオロイソプロパノール中に溶解させ、5重量%のPLCLをヘキサフルオロイソプロパノール中に溶解させた。電磁攪拌棒を介して、各溶液を、室温で少なくとも3時間撹拌した。別々の注射器で、PGA溶液を2.5mL/時の流量で分配し、PLCL溶液を5.0mL/時の流量で分配し、PGA:PLCL比1:1で移植片を作製した。針先端から20cmに位置付けされ30RPMで回転するカスタム3D印刷マンドレル上に、両方の溶液を同時に電界紡糸した。+25kVの電荷を各注射器先端に印加し、所望の壁厚が達成されるまで、電界紡糸ナノ繊維を、接地したマンドレル上に堆積させた。次いで、電界紡糸した足場をマンドレルから取り外し、2つのガラススライドの間に足場を配置して、挟みゲージで壁厚を測定した。PGA/PLCLチューブを1.5cmの長さに切り出した。内径は12mmであった。次に、足場をTYVEK(登録商標)ポーチに包装し、ガンマ線照射で最終滅菌した。図7A〜図7Fにプロセス全体をフローチャートとして示す。
汎用機械的試験機(MTS Systems Corporation、MN、USA)を使用して、コンプライアンスおよび破裂圧力データを取得した。要約すると、10〜4ポンドの力分解能および10〜8インチの線形変位分解能を有する50lbロードセルを取り付けた荷重フレームを使用して、データを取得した。ラプラスの法則を利用して、毎分1.5mmの変位速度および毎秒4データポイントの取得速度を使用し、コンプライアンス試験を実施し(Raghavanら、J Biomech. 2000年;33巻:475〜482頁;Vorpら、Ann Thorac Surg. 2003年;75巻:1210〜1214頁)、線形力および変位をコンプライアンスに相関させた。ラプラスの法則を利用して、毎分50mmの変位速度および毎秒4データポイントの取得速度を使用し、破裂圧力試験を実施し(Raghavanら、J Biomech. 2000年;33巻:475〜482頁;Vorpら、Ann Thorac Surg. 2003年;75巻:1210〜1214頁)、線形力および変位を破裂圧力に相関させた。
Q−Test Laboratoriesの動物実験委員会(Columbus、OH、USA)が、これらの実験のための動物の取り扱い、使用、およびモニタリングを承認した。6個のカスタム作製無細胞ナノ繊維TEVGを、ヒツジ(体重:23.9±5.0kg)にIVC間置移植片として植え込んだ。全てのヒツジを手術中に1.5%イソフルランで麻酔した。IVCを露出させ、ヘパリン(100IU/kg)を静脈内投与した。標準的6−0プロリーン連続縫合糸を使用して、横隔膜上IVC間置移植片として、TEVGを植え込んだ。血管造影および剖検のための基準マーカーとして、2個の外科用クリップを近位および遠位吻合部に留置した。手術中および手術7日後に抗生物質処置(セファゾリン)を施した。全てのヒツジを6ヶ月のエンドポイントまでアスピリン(325mg/日)の毎日経口用量で維持した。
3ヶ月および6ヶ月時点におけるあらゆる潜在的移植片合併症を評価するために、血管造影を実施した。5FrカテーテルをIVCまでの頸静脈内に挿入し、静脈造影剤(intravenous contrast)を横隔膜上IVCおよび移植片中央部に手動注入した。加えて、近位および遠位吻合部でIVC血圧を測定し、移植片全体での圧力勾配を評価した。
外植したTEVG試料を、4℃で10%ホルマリン中に24時間固定し、次にパラフィン内に包埋した。標準的組織学のために、組織切片を、ヘマトキシリンおよびエオシン、マッソントリクローム、ピクロシリウスレッド、ハーツ、およびフォン・コッサ染色法で染色した。免疫組織化学のために、組織切片を脱パラフィン処理し、再湿潤化し、内因性ペルオキシダーゼ活性および非特異的染色についてブロックした。使用した一次抗体は、フォン・ヴィレブランド因子(1:2000、Dako)、α−平滑筋アクチン(1:500、Dako)、ミオシン重鎖(1:500、Abcam)、およびCD68(1:200、Abcam)を含んでいた。ビオチン化二次抗体(Vector)を使用して抗体結合を検出し、続いて、ストレプトアビジン結合(streptavidinated)HRP(Vector)でインキュベートした。3,3−ジアミノベンジジン(Vector)を用いた呈色反応により、発色を行った。細胞核をギル・ヘマトキシリン(Vector)で対比染色した。
Image Jソフトウェア(National institutes of Health、Bethesda、MD、USA)を使用して、ヘマトキシリンおよびエオシンならびにピクロシリウスレッド(偏光)染色から、管腔径、壁厚、残存足場領域、およびコラーゲン含量を測定した。ピクロシリウスレッド染色がコラーゲン繊維を明らかにした(Lattoufら、J Histochem Cytochem. 2014年;62巻:751〜758頁)。各試料(n=6)の代表的切片から、4つの高倍率視野(HPF、40倍)を分析することにより、CD68+マクロファージを定量化し、平均した。
Fastin比色アッセイ(Biocolor Assay, Inc)を使用して、エラスチン含量を決定した。100mg乾燥重量の各試料を測定し、750μmの0.25Mシュウ酸を含有する1.5mlマイクロ遠心管に移した。次に、管を100℃で60分間ヒートブロック上に配置し、不溶性エラスチンを水溶性α−エラスチンに変換した。製造者のプロトコールに従った沈殿および色素結合後の513nmでの検出および標準曲線への内挿により、各試料中のエラスチン含量を決定した。Sircol比色アッセイ(Biocolor Assay,Inc)によりコラーゲン含量を決定した。100mg乾燥重量の各試料を測定し、一晩インキュベートすることによりコラーゲンを可溶化するため、濃度0.1mg/mlの0.5M酢酸と共に、1.0mlのペプシン(Sigma−Aldrich)を含有する低タンパク質結合1.5ml円錐形マイクロ遠心管に移した。製造者のプロトコールに従った沈殿および色素結合後の555nmでの検出および標準曲線への内挿により、各試料中のコラーゲン含量を決定した。
全ての実験について、中央値を同定するバーを有する個々の値の散布図として、データをグラフに表す。記載の基準は平均値±標準偏差である。テューキーの多重比較検定による一方向ANOVAを介して、破裂圧力、コンプライアンス、および外径変化データを分析した。対応のある両側t検定(paired two−tailed t−test)により、圧力勾配データを分析した。対応のない両側t検定により、エラスチン、コラーゲン、コラーゲン面積%、および壁厚データの分析を実施した。壁厚とCD68+マクロファージ/HPFとの間の何らかの相関の有意性を決定するために、ピアソン相関係数を計算した。p<0.05を統計的に有意であると考えた。GraphPad Prism(GraphPad Software,Inc.、バージョン6、CA、USA)を使用して、統計分析を実施した。
全てのヒツジは合併症なく生存し、全ての移植片が動脈瘤形成または異所性石灰化を伴わずに開存していた。連続血管造影は、移植片がリモデリングした3ヶ月と6ヶ月との間におけるTEVG圧力勾配の有意な減少を明らかにした。外植時には、ナノ繊維足場はほぼ完全に再吸収され、TEVGはネイティブIVCと同様の機械的特性を示した。組織学的分析は、組織化された平滑筋細胞層、細胞外マトリクス沈着、および内皮化(endothelialization)を実証した。TEVGとネイティブIVCとの間にエラスチンおよびコラーゲン含量の有意差は同定されなかった。壁厚とTEVGへのCD68+マクロファージ浸潤との間には有意な正の相関があった。
電界紡糸により、1365±476μmのネイティブIVC壁厚よりも有意に小さい、657μm±36μmの均一な壁厚を有する管状足場を作製した。
開存性および組織リモデリングを含む移植片生体適合性は、6ヶ月の研究期間内では優秀なものであった。全てのヒツジは、狭窄、拡張、または断裂などのあらゆる移植片関連合併症を伴わずに、研究のエンドポイントまで生存した。造影剤増強血管造影法により、狭窄または拡張の証拠について、3ヶ月および6ヶ月時点で、ネイティブIVCおよび患者特異的TEVGを評価した。ネイティブIVCをTEVGの近位、中央、または遠位領域と比較したとき、3ヶ月と6ヶ月との間に測定管腔径の倍数変化に有意差はなかった。IVCと患者特異的TEVGは共に、3ヶ月時点と6ヶ月時点との間で有意な直径変化を示さなかった(図9A)。6ヶ月時点でのTEVG全体の圧力勾配は、3ヶ月時点よりも有意に低く、有利なリモデリングおよび足場分解を示唆している(図9B、3ヶ月:6.3±2.0対6ヶ月:2.1±2.2mmHg、p=0.0045)。
カスタムナノ繊維TEVGは、6ヶ月にわたる、十分に組織化された血管新生組織形成を実証した。ヘマトキシリンおよびエオシン染色は、TEVGへの広範な細胞浸潤を実証し、孔径および繊維直径などの足場パラメータが宿主細胞浸潤を可能にしたことを証明した。全ての無細胞TEVGは、合併症なしで開存したままであった。重要なことは、偏光顕微鏡下で可視化されたヘマトキシリンおよびエオシン染色が、わずか2.09±0.69%のナノ繊維足場材料が6ヶ月時点で残存していたことを明らかにし、血管新生組織が、評価された生化学的および機械的特性に対する主要寄与因子であったことを示すことであり、このことは本手法の安全性および有効性をさらに支持するものである。さらに、in vitro研究(データは示さず)は、TEVGが12週間後に全ての機械的強度を喪失することを実証する。
本研究の結果は、コンピュータ支援設計モデリング、3D印刷、および電界紡糸により作製された患者特異的無細胞ナノ繊維TEVGの有効性を確認するものである。患者特異的TEVGは、機械的特性、血管造影、組織学、および免疫組織化学の点で、ネイティブIVCと同等のものであった。連続血管造影は、無細胞患者特異的TEVGとネイティブIVCとの間の初期圧力勾配が、ポリマー足場が再吸収されるにつれ、研究の6ヶ月の時間経過中に徐々に消散して行ったことを明らかにした。加えて、TEVGの機械的プロファイルは、研究のエンドポイントまでのネイティブIVCの機械的プロファイルと類似していた。
Claims (20)
- 長さに沿って可変の直径を有する患者特異的ポリマー血管移植片または導管であって、前記移植片または導管は、患者特異的組織操作血管移植片(TEVG)としての使用に適したものであり、前記患者特異的ポリマー血管移植片または導管は、
(a)前記患者の脈管構造の3D画像を得るステップと、
(b)移植片形態をコンピュータ支援設計モデリングするステップと、
(c)前記コンピュータ支援設計に基づいてマンドレルを創出するステップと、
(d)前記マンドレルの形態をベースにして前記移植片を製作するステップと、
を含む方法によって創出されるものであることを特徴とする、患者特異的ポリマー血管移植片または導管。 - 非線形ポリマーマンドレル上の請求項1に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管であって、前記マンドレルは、挿入の部位における意図されるレシピエントの解剖学的構造に基づいて3D印刷されたものである、非線形ポリマー血管移植片または導管。
- 約0.5×103細胞/mm2移植片から300×103細胞/mm2移植片の間(両端の値を含む)の量の生存骨髄単核細胞が付着されている、請求項1または2に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 前記移植片に、約1.0×103細胞/mm2移植片から100×103細胞/mm2移植片の間(両端の値を含む)の量の生存骨髄単核細胞が付着されている、請求項1から3のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- ポリエステル、ポリ(オルトエステル)、ポリ(ホスファゼン)、ポリ(カプロラクトン)、ポリアミド、多糖、コラーゲン、ならびにこれらのブレンド、コポリマー、および組み合わせからなる群より選択される1種または複数種のポリマーを含む、請求項1から4のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 前記生存骨髄単核細胞が自家細胞である、請求項3から5のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 前記移植片が、抗新生内膜剤、化学療法剤、ステロイドおよび非ステロイド抗炎症物質、従来の免疫療法剤、免疫抑制物質、サイトカイン、ケモカイン、および成長因子からなる群より選択される1種または複数種の追加の薬剤をさらに含む、請求項6に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 前記移植片が、
(a)移植片形態をコンピュータ支援設計モデリングするステップ、
(b)前記コンピュータ支援設計をベースにしてマンドレルモデルを3D印刷するステップ、
(c)前記マンドレルの形態をベースにして前記移植片を電界紡糸によって製作するステップ、および
(d)前記移植片に細胞を接触させるステップ
を含む方法により創出される、請求項1から7のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。 - 前記移植片に接触させるのに使用される細胞の数が、前記移植片の表面積に比例し、前記細胞の数が、約1.0×104細胞/mm2移植片から1.0×106細胞/mm2移植片の間(両端の値を含む)、好ましくは0.7×105細胞/mm2移植片から7.0×105細胞/mm2移植片の間(両端の値を含む)である、請求項8に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 前記移植片に、0.5×106細胞から500×106細胞の間(両端の値を含む)、好ましくは1.0×106細胞から100×106細胞の間の量の細胞を接触させる、請求項8に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 前記移植片に、3時間未満、好ましくは2時間未満にわたり滅菌された密閉播種チャンバー内で細胞を接触させる、請求項8に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 被験体における術後狭窄を低減させた細胞播種移植片を移植する方法において使用するための、請求項1から7のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 再狭窄または他の血管増殖障害のリスクにあるかまたはそれらを有する被験体において使用するための、請求項1〜7のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 血管外傷、血管形成、血管手術、または移植動脈症に罹ったか、罹っているか、または罹ることになる被験体において使用するための、請求項1〜7のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 前記ポリマー血管移植片または導管が、対照被験体に比べて、被験体における術後新生内膜形成、狭窄または再狭窄を低減させるかまたは予防し、血栓症を低減させるかまたは予防し、あるいはこれらの任意の組み合わせを行う、請求項1から7のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 前記滅菌された密閉播種チャンバーが、吸引ロッド、足場特異的マンドレル、足場締結具、および播種チャンバーを含む、ポリマー血管移植片または導管に細胞を真空播種するための密閉された使い捨てのカスタマイズ可能なシステムであり、
前記吸引ロッド、前記足場特異的マンドレル、前記足場締結具、および前記播種チャンバーの1つまたは複数が、3D印刷の方法によって生成される、請求項11に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。 - 請求項8〜16のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管であって、前記移植片への細胞の播種が、細胞のポリマー血管移植片または導管への真空播種のための密閉された使い捨てのカスタマイズ可能なシステムを使用して実施され、前記システムは、吸引ロッド、足場特異的マンドレル、足場締結具、および播種チャンバーを含み、前記方法はさらに、吸引ロッド、足場特異的マンドレル、足場締結具、および播種チャンバーの1または複数を3D印刷によって生成することを特徴とする、請求項8〜16のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管。
- 長さに沿って可変の直径を有する患者特異的ポリマー血管移植片または導管の製造方法であって、前記移植片または導管は、患者特異的組織操作血管移植片(TEVG)としての使用に適したものであり、前記患者特異的ポリマー血管移植片または導管は、
(a)前記患者の脈管構造の3D画像を得るステップと、
(b)移植片形態をコンピュータ支援設計モデリングするステップと、
(c)前記コンピュータ支援設計に基づいてマンドレルを創出するステップと、
(d)前記マンドレルの形態をベースにして前記移植片を製作するステップと、
を含む方法によって創出されるものであることを特徴とする、製造方法。 - 請求項1〜7のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管の製造方法であって、
(a)移植片形態をコンピュータ支援設計モデリングするステップ、
(b)前記コンピュータ支援設計をベースにしてマンドレルモデルを3D印刷するステップ、
(c)前記マンドレルの形態をベースにして前記移植片を電界紡糸によって製作するステップ、および
(d)前記移植片に細胞を接触させるステップ
を含む、製造方法。 - 請求項8〜16のいずれか一項に記載の患者特異的ポリマー血管移植片または導管の製造方法であって、
(a)移植片形態をコンピュータ支援設計モデリングするステップ、
(b)前記コンピュータ支援設計をベースにしてマンドレルモデルを3D印刷するステップ、
(c)前記マンドレルの形態をベースにして前記移植片を電界紡糸によって製作するステップ、および
(d)前記移植片に細胞を播種するステップ
を含み、前記移植片への細胞の播種が、細胞のポリマー血管移植片または導管への真空播種のための密閉された使い捨てのカスタマイズ可能なシステムを使用して実施され、前記システムは、吸引ロッド、足場特異的マンドレル、足場締結具、および播種チャンバーを含み、前記方法はさらに、吸引ロッド、足場特異的マンドレル、足場締結具、および播種チャンバーの1または複数を3D印刷によって生成することを含む、製造方法。
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US5716394A (en) * | 1994-04-29 | 1998-02-10 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Blood contact surfaces using extracellular matrix synthesized in vitro |
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ATE395014T1 (de) | 1995-03-01 | 2008-05-15 | Boston Scient Scimed Inc | Längsflexibler und expandierbarer stent |
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US7008645B2 (en) | 1998-07-14 | 2006-03-07 | Yissum Research Development Company Of The Hebrew University Of Jerusalem | Method of inhibiting restenosis using bisphosphonates |
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US6042597A (en) | 1998-10-23 | 2000-03-28 | Scimed Life Systems, Inc. | Helical stent design |
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US7763580B2 (en) | 1999-01-05 | 2010-07-27 | University Of Utah Research Foundation | Methods for treating conditions associated with the accumulation of excess extracellular matrix |
US8257425B2 (en) | 1999-01-13 | 2012-09-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent with protruding branch portion for bifurcated vessels |
GB9902455D0 (en) | 1999-02-05 | 1999-03-24 | Zeneca Ltd | Chemical compounds |
DE60001229T2 (de) | 1999-04-09 | 2003-10-30 | Smithkline Beecham Corp., Philadelphia | Triarylimidazole |
AU6526100A (en) | 1999-08-06 | 2001-03-05 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Drug releasing biodegradable fiber implant |
EP1132060A2 (en) | 2000-03-09 | 2001-09-12 | LPL Systems Inc. | Expandable stent |
AU2001267075A1 (en) | 2000-06-13 | 2001-12-24 | Scimed Life Systems, Inc. | Disintegrating stent and method of making same |
US20020125613A1 (en) | 2001-03-08 | 2002-09-12 | Cominsky Kenneth D. | Mandrel fabrication for cobond assembly |
US6660034B1 (en) | 2001-04-30 | 2003-12-09 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent for increasing blood flow to ischemic tissues and a method of using the same |
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US20030064965A1 (en) | 2001-10-02 | 2003-04-03 | Jacob Richter | Method of delivering drugs to a tissue using drug-coated medical devices |
JP2006519623A (ja) | 2001-10-25 | 2006-08-31 | ウィスコンシン・アルムナイ・リサーチ・ファウンデーション | タンパクチロシンキナーゼインヒビターで被覆されたまたは含浸された血管ステントまたは血管グラフト、およびその使用方法 |
AU2002359340A1 (en) | 2001-10-31 | 2003-05-12 | Ventrigraft Inc | Methods and device compositions for the recruitment of cells to blood contacting surfaces in vivo |
US20040063654A1 (en) | 2001-11-02 | 2004-04-01 | Davis Mark E. | Methods and compositions for therapeutic use of RNA interference |
US7014654B2 (en) | 2001-11-30 | 2006-03-21 | Scimed Life Systems, Inc. | Stent designed for the delivery of therapeutic substance or other agents |
US6814307B2 (en) | 2002-01-24 | 2004-11-09 | Combustion Components Associates, Inc. | Low NOx liquid fuel oil atomizer spray plate and fabrication method thereof |
US7789903B2 (en) | 2002-04-04 | 2010-09-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent-graft with adjustable length |
US6986785B2 (en) | 2002-05-03 | 2006-01-17 | Medtronic Vascular, Inc. | Stent balloon assembly and methods of making same |
DE10221076A1 (de) | 2002-05-11 | 2003-11-27 | Ruesch Willy Gmbh | Stent |
US20040002752A1 (en) | 2002-06-26 | 2004-01-01 | Scimed Life Systems, Inc. | Sacrificial anode stent system |
GB0217786D0 (en) | 2002-07-31 | 2002-09-11 | Glaxo Group Ltd | Compounds |
US20050163821A1 (en) | 2002-08-02 | 2005-07-28 | Hsing-Wen Sung | Drug-eluting Biodegradable Stent and Delivery Means |
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US7405299B2 (en) | 2002-11-27 | 2008-07-29 | Eli Lilly And Company | Compounds as pharmaceutical agents |
US7144419B2 (en) | 2003-01-24 | 2006-12-05 | Medtronic Vascular, Inc. | Drug-polymer coated stent with blended phenoxy and styrenic block copolymers |
US6918929B2 (en) | 2003-01-24 | 2005-07-19 | Medtronic Vascular, Inc. | Drug-polymer coated stent with pegylated styrenic block copolymers |
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DE602004015429D1 (de) | 2003-03-11 | 2008-09-11 | Pfizer Prod Inc | Pyrazinverbindungen als inhibitoren des transforming growth factor (tgf) |
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US7163555B2 (en) | 2003-04-08 | 2007-01-16 | Medtronic Vascular, Inc. | Drug-eluting stent for controlled drug delivery |
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WO2005011561A2 (en) | 2003-08-04 | 2005-02-10 | Labcoat, Ltd. | Stent coating apparatus and method |
US20080206219A1 (en) | 2003-08-08 | 2008-08-28 | The Regencts Of The University Of California | Novel Indications for Transforming Growth Factor-Beta Regulators |
US8298280B2 (en) | 2003-08-21 | 2012-10-30 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent with protruding branch portion for bifurcated vessels |
CN1251769C (zh) * | 2003-08-29 | 2006-04-19 | 中国人民解放军第三军医大学 | 基因修饰的组织工程血管 |
KR100983440B1 (ko) | 2003-09-29 | 2010-09-20 | 헤모텍 아게 | 의료품 표면의 생체적합성, 생체안정성 피막 |
US7744645B2 (en) | 2003-09-29 | 2010-06-29 | Medtronic Vascular, Inc. | Laminated drug-polymer coated stent with dipped and cured layers |
US7060090B2 (en) | 2003-10-15 | 2006-06-13 | Medtronic Vascular, Inc. | Stent with increased longitudinal flexibility and scaffolding |
JP2007516740A (ja) | 2003-11-10 | 2007-06-28 | アンジオテック インターナショナル アーゲー | 医療移植片(implants)および瘢痕化抑制剤 |
US8157855B2 (en) | 2003-12-05 | 2012-04-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Detachable segment stent |
US6997989B2 (en) | 2003-12-08 | 2006-02-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical implant processing chamber |
PL1699915T3 (pl) | 2003-12-30 | 2010-11-30 | Augustinus Bader | Zastosowanie erytropoetyny do regeneracji tkanki wątrobowej |
DE602005020754D1 (de) | 2004-03-31 | 2010-06-02 | Cook Inc | Transplantatmaterial und gefässprothese mit extrazellulärer kollagenmatrix und dessen herstellungsverfahren |
JP2007536991A (ja) | 2004-05-12 | 2007-12-20 | メドトロニック ヴァスキュラー インコーポレイテッド | 薬物/ポリマーで被覆されたステント |
US8048149B2 (en) | 2004-05-13 | 2011-11-01 | Medtronic Vascular, Inc. | Intraluminal stent including therapeutic agent delivery pads, and method of manufacturing the same |
US7763065B2 (en) | 2004-07-21 | 2010-07-27 | Reva Medical, Inc. | Balloon expandable crush-recoverable stent device |
US7323008B2 (en) | 2004-08-09 | 2008-01-29 | Medtronic Vascular, Inc. | Flexible stent |
JP5144000B2 (ja) | 2004-08-25 | 2013-02-13 | 太陽化学株式会社 | 形質転換増殖因子β抑制用組成物 |
JP2008511631A (ja) | 2004-08-31 | 2008-04-17 | バイオジェン・アイデック・エムエイ・インコーポレイテッド | TGF−βインヒビターとしてのピリミジニルイミダゾール |
WO2006099332A2 (en) | 2005-03-11 | 2006-09-21 | Wake Forest University Health Sciences | Production of tissue engineered digits and limbs |
WO2006102102A2 (en) | 2005-03-17 | 2006-09-28 | Marshfield Clinic | Tgf-beta modulators and methods for using the same |
US7396366B2 (en) | 2005-05-11 | 2008-07-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Ureteral stent with conforming retention structure |
US7511231B2 (en) | 2005-07-15 | 2009-03-31 | Thomas & Betts International, Inc. | Illuminated recessed electrical floor box with transparent or translucent cover or window |
CN100531685C (zh) * | 2005-07-20 | 2009-08-26 | 同济大学 | 一种组织工程血管及其体外构建方法 |
US8231669B2 (en) | 2005-09-22 | 2012-07-31 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Tether guided stent side branch |
SG192440A1 (en) | 2005-11-15 | 2013-08-30 | Orbusneich Medical Inc | Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device |
FR2896247B1 (fr) | 2006-01-13 | 2008-02-29 | Sanofi Aventis Sa | Composes dimeres agonistes des recepteurs des fgfs (fgfrs), leur procede de preparation et leur application en therapeutique |
US8298278B2 (en) | 2006-03-07 | 2012-10-30 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Bifurcated stent with improvement securement |
US8348991B2 (en) | 2006-03-29 | 2013-01-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent with overlap and high expansion |
US8066760B2 (en) | 2006-04-18 | 2011-11-29 | Medtronic Vascular, Inc. | Stent with movable crown |
US7678141B2 (en) | 2006-04-18 | 2010-03-16 | Medtronic Vascular, Inc. | Stent graft having a flexible, articulable, and axially compressible branch graft |
ATE515996T1 (de) | 2006-06-30 | 2011-07-15 | Boston Scient Ltd | Stentdesign mit variablen expansionssäulen um den umfang |
AU2007276707A1 (en) | 2006-07-21 | 2008-01-24 | Promics Pty Ltd | Treatment for intimal hyperplasia and related conditions |
US8414637B2 (en) | 2006-09-08 | 2013-04-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent |
US20080091234A1 (en) | 2006-09-26 | 2008-04-17 | Kladakis Stephanie M | Method for modifying a medical implant surface for promoting tissue growth |
ES2435430T3 (es) | 2006-10-16 | 2013-12-19 | Thesan Pharmaceuticals, Inc. | Pirazolil tienopiridinas terapéuticas |
US7959942B2 (en) | 2006-10-20 | 2011-06-14 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable medical device with coating |
US8257431B2 (en) | 2006-11-01 | 2012-09-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Multi-furcated ePTFE grafts and stent-graft prostheses and methods of making the same |
US8398695B2 (en) | 2006-11-03 | 2013-03-19 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Side branch stenting system using a main vessel constraining side branch access balloon and side branching stent |
US7655034B2 (en) | 2006-11-14 | 2010-02-02 | Medtronic Vascular, Inc. | Stent-graft with anchoring pins |
US7651527B2 (en) | 2006-12-15 | 2010-01-26 | Medtronic Vascular, Inc. | Bioresorbable stent |
BRPI0807830B8 (pt) | 2007-01-30 | 2021-06-22 | Hemoteq Ag | stent biodegradável |
US7512304B2 (en) | 2007-03-23 | 2009-03-31 | Adc Telecommunications, Inc. | Drop terminal with anchor block for retaining a stub cable |
US8187284B2 (en) | 2007-04-23 | 2012-05-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Intraluminary stent relocating apparatus |
US8372138B2 (en) | 2007-06-12 | 2013-02-12 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Shape memory polymeric stent |
KR100932688B1 (ko) * | 2007-07-06 | 2009-12-21 | 한국과학기술연구원 | 인공혈관용 이중막 구조의 튜브형 다공성 스캐폴드 및 그의제조방법 |
US20090043378A1 (en) | 2007-08-10 | 2009-02-12 | Medtronic Vascular, Inc. | Biocompatible Polymer System for Extended Drug Release |
US20090054350A1 (en) | 2007-08-23 | 2009-02-26 | Jean-Louis Tayot | Process for the sterile concentration of collagen preparations, and collagen preparations obtained |
CN101152111B (zh) * | 2007-09-07 | 2010-07-14 | 中国人民解放军第四军医大学第一附属医院 | 用于肺动脉高压外科治疗的肺动脉缩窄支架 |
US8277832B2 (en) | 2007-10-10 | 2012-10-02 | The University Of Kansas | Microsphere-based materials with predefined 3D spatial and temporal control of biomaterials, porosity and/or bioactive signals |
US7824601B1 (en) | 2007-11-14 | 2010-11-02 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Process of making a tubular implantable medical device |
WO2009089324A1 (en) | 2008-01-08 | 2009-07-16 | Yale University | Compositions and methods for promoting patency of vascular grafts |
US8252048B2 (en) | 2008-03-19 | 2012-08-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Drug eluting stent and method of making the same |
US8100960B2 (en) | 2008-03-20 | 2012-01-24 | Medtronic Vascular, Inc. | Bloused stent-graft and fenestration method |
US8034099B2 (en) | 2008-03-27 | 2011-10-11 | Medtronic Vascular, Inc. | Stent prosthesis having select flared crowns |
US8414639B2 (en) | 2008-07-08 | 2013-04-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Closed-cell flexible stent hybrid |
US20100092534A1 (en) | 2008-10-10 | 2010-04-15 | Medtronic Vascular, Inc. | Combination Local Delivery Using a Stent |
US20100129414A1 (en) | 2008-11-24 | 2010-05-27 | Medtronic Vascular, Inc. | Bioactive Agent Delivery Using Liposomes in Conjunction With Stent Deployment |
US8414656B2 (en) | 2008-12-05 | 2013-04-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Porous ureteral stent |
CN101829361B (zh) * | 2009-03-10 | 2013-08-21 | 广州迈普再生医学科技有限公司 | 一种用于组织修复的纳米仿生材料及其制备方法 |
US7942917B2 (en) | 2009-04-17 | 2011-05-17 | Medtronic Vascular, Inc. | Hollow helical stent system |
WO2011082227A1 (en) | 2009-12-29 | 2011-07-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | High strength low opening pressure stent design |
US8348993B2 (en) | 2010-03-29 | 2013-01-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Flexible stent design |
US8353952B2 (en) | 2010-04-07 | 2013-01-15 | Medtronic Vascular, Inc. | Stent with therapeutic substance |
US9090863B2 (en) * | 2010-05-17 | 2015-07-28 | Pall Corporation | System for seeding cells onto three dimensional scaffolds |
RU2440128C1 (ru) | 2010-05-17 | 2012-01-20 | Государственное образовательное учреждение дополнительного профессионального образования "Санкт-Петербургская медицинская академия последипломного образования Федерального агентства по здравоохранению и социальному развитию" (ГОУ ДПО СПбМАПО Росздрава) | Способ комплексной патогенетической терапии острых форм вирусного гепатита в и микст-гепатитов (в+с, в+d, в+с+d) |
AU2010353739B2 (en) * | 2010-05-17 | 2014-03-27 | Pall Corporation | System for seeding cells onto three dimensional scaffolds |
US20130013083A1 (en) | 2011-01-06 | 2013-01-10 | Humacyte | Tissue-Engineered Constructs |
US10227568B2 (en) | 2011-03-22 | 2019-03-12 | Nanofiber Solutions, Llc | Fiber scaffolds for use in esophageal prostheses |
US9326951B2 (en) * | 2011-06-28 | 2016-05-03 | Yale University | Cell-free tissue engineered vascular grafts |
EP2971318B1 (en) | 2013-03-15 | 2021-07-21 | Nanofiber Solutions, LLC | Biocompatible fiber textiles for implantation |
CN103230309B (zh) * | 2013-05-07 | 2015-07-29 | 上海交通大学医学院附属上海儿童医学中心 | 一种组织工程血管及其制备方法和用途 |
US10034960B2 (en) | 2013-06-06 | 2018-07-31 | University Of Maryland, College Park | Compositions and methods for making biodegradable structures |
RU2728703C2 (ru) | 2014-05-02 | 2020-07-31 | Рисерч Инститьют Эт Нэшнуайд Чилдрен`С Хоспитал | Композиции и способы для анти-lyst иммуномодуляции |
CN108601863A (zh) * | 2015-12-11 | 2018-09-28 | 国家儿童医院研究所 | 用于优化的患者特异性组织工程化血管移植物的系统和方法 |
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