KR20160046858A - 주입형 의료 디바이스들 - Google Patents

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KR20160046858A
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수잔 이. 버크
윌리엄 에이. 던치
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브라이언 더블유. 존스
스칸더 리멤
제시카 엘. 에이커스
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알러간, 인코포레이티드
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Abstract

적층 또는 니팅된 의료 디바이스들 및 그러한 디바이스들을 사용하는 방법들은 연 조직들을 지지하기 위해 그리고/또는 수술-후 점착들의 형성을 감소하기 위한 것이다. 의료 디바이스들은 수용성 또는 불용성 실크 필름 또는 실크 스폰지를 융합한 니팅된 실크 메시층 및/또는 하나, 두 개 또는 세 개의 층의 실크 또는 비-실크 패브릭과 공동-니팅된 니팅된 실크 메시층을 포함할 수 있다.

Description

주입형 의료 디바이스들{IMPLANTABLE MEDICAL DEVICES}
상호 참조
본 출원은 2013년 8월 22일에 출원된, 양자가 미국 특허 출원 제13/973,818호의 혜택을 주장하는 일부 계속 특허 출원들인, 2014년 8월 13일에 출원된, 미국 일부 계속 출원 제14/458,561호, 및 2014년 8월 13일에 출원된, 미국 일부 계속 출원 제14/458,549호의 혜택 및 우선권을 주장하며, 이 모든 전체의 개시내용이 본 출원에 참조로서 원용된다.
본 발명은 적어도 하나의 표면(즉 실크 의료 디바이스의 상면 또는 저면)이 실크 의료 디바이스의 생체 내 주입(이를테면 의료 또는 수술 절차, 이를테면 복부 절차, 이를테면 탈장 회복 절차와 함께 주입) 후 실크 의료 디바이스의 해당 표면 또는 표면들에의 조직(이를테면 사람의 복부, 장 또는 장 내 조직)의 점착 또는 부착이 방지되고, 실질적으로 방지되고, 단념되고 그리고/또는 용이하게 되지 않도록(이런 이유로 "항 점착" 표면) 만들어지거나 제조된 실크 의료 디바이스들을 포함하는, 실크로 전체적으로 또는 부분적으로 만들어진 주입형 의료 디바이스들에 관한 것이다. 특히 본 발명은 실크 필름, 실크 스폰지, 및 니팅된 실크 파이버 또는 패브릭 중 하나 이상을 포함하는 단일층 및 멀티-적층, 항-점착 표면 실크계 디바이스들뿐만 아니라 예를 들어 복부 수술에서, 제조하고 사용하기 위한 방법들에 관한 것이다. 디바이스들은 히알루론산 또는 다른 고분자(이를테면 예를 들어 덱스트란, 헤파린 및 이들의 설페이트들)와 조합되거나 그것으로 코팅되 수 있다.
실크는 많은 합성 고 성능 파이버(high performance fiber)와 유사하거나 그보다 우수한 기계적 속성들을 갖는 고 강도 피브로인 파이버들로 가공될 수 있는 천연(비-합성) 단백질이다. 실크는 광범위한 pH에서의 생리학적 온도에서 안정적이고, 대부분의 수용성 및 유기 용제에서 불용성이다. 단백질로서, 모든 합성 폴리머는 아니지만 대부분의 경우와는 달리, 실크의 분해 산물들(예를 들어, 펩타이드, 아미노산)은 생체에 적합하다. 실크는 비-포유류에서 유래되고 다른 필적할만한 천연 생체 적합 물질(예를 들어, 소 또는 돼지 유도된 콜라겐)보다 훨씬 적은 생체 부담을 진다. 용어가 해당 기술분야에 일반적으로 공지된 바와 같이, 실크는 유기체 이를테면 누에 또는 거미에 의해 분비되는 섬질의 파이버를 의미한다. 실크들은 특정한 곤충류 이를테면 예를 들어 Bombyx mori 누에들, 및 Nephilia clavipes 거미들에 의해 만들어질 수 있다. 천연 실크의 많은 변형이 존재한다. 피브로인은 누에의 두 개의 실크 분비샘에 의해 만들어지고 분비된다. 피브로인이 분비샘을 떠날 때 그것은 세리신(sericin) 글루 같은 물질로 코팅된다. 거미줄은 면역성의 단백질 세리신이 부족한 단일 필라멘트로서 제시된다.
실크는 생체 의료 응용 분야들에서 사용되어 왔다. 누에의 Bombyx mori 종들은 실프 파이버("고치실")를 생성하고 그것의 고치를 형성하기 위해 파이버를 사용한다. 생성된 고치실은 고무질의 항원 단백질 세리신의 코팅으로 둘러싸이는 두 개의 피브로인 필라멘트 또는 브로인을 포함한다. 직물, 봉합선들 및 의류를 제조하기 위해 수확되는 실크 파이버들은 추출된 세리신이 아니거나 열화된 세리신이거나 또는 단지 사소한 정도로 그리고 통상적으로 실크는 적어도 10 중량% 내지 26 중량% 세리신을 유지한다. 직물 제조 동안 약한 피브로인 필라멘트들이 해어지는 것을 방지하는 세리신 코팅을 함유한다. 이런 이유로 직물 품질의 실크는 일반적으로 세리신 코팅된 실크 피브로인 파이버로 만들어진다.
의료 품질의 누에 실크는 세리신이 제거되지 않은, 자연 실크 봉합선, 또는 세리신이 제거되고 실크 피브로인 및 신체 조직 및 세포들 사이에 장벽을 제공하기 위해 왁스 또는 실리콘 코팅으로 대체되는 실크 봉합선 중 어느 하나로서 사용된다.
히알루론산(HA)(동의어로 히알루론 또는 히알루로네이트)은 주름 감소 및 조직 볼류마이징을 위한 진피 필러의 구성성분으로서 사용되어 온 자연 발생적 글라이코스아미노글라이칸이다. 히알루론난은 결합, 상피, 및 신경 조직들 전체에 걸쳐 넓게 분산되는 음이온의, 비황산화 글리코사미노글리칸이다. 중합 히알루론산은 수백만 돌턴의 분자량을 가질 수 있다. 개개인은 통상적으로 그의 신체에 약 15 그램의 히알루론난을 가질 수 있으며 이의 3분의 1은 매일 내인성 효소들 및 자유 라디칼들에 의해 몇 시간 또는 수일 안에 저하되고 신체에 의해 새롭게 합성되는 히알루론산에 의해 대체된다.
Bioconjugate Chemistry, 2010, 21, 240-247: Joem Y., et al., 조직 증대 및 재생에 미치는 히알루론산 히드로겔 진피 필러에 대한 가교 시약들의 영향은, 교차 히알루론산 진피 필러를 제조하기 위해 특정한 가교 HMDA의 용도를 논의하고, 또한 BDDE 및 EDC를 포함하는 다양한 히알루론산 가교제들 및 히알루론 활성제들의 용도를 개시한다.
Carbohydrate Polymers, 2007, 70, 251-257: Jeon, O., et al., 다양한 가교 밀도로 가교되는 히알루론산 히드로겔의 기계적 속성들 및 저하 거동들은, 폴리에틸렌 글리콜 디아민(PEG-디아민)으로 가교되는 히알루론산의 속성들을 논의한다.
J. Am. Chem. Soc., 1955, 77 (14), 3908-3913: Schroeder W., et al., Bombyx mori 실크 피브로인의 그리고 Tussah 실크 피브로인의 아미노산 조성물은, 실크의 아미노산 조성물들을 두 개의 누에 종과 비교한다.
미국 특허 출원 공개 공보 US 2008/0004421 A1: Chenault, H., et al., 변경된 탄력성을 갖는 조직 점착제들은 예를 들어 덱스트란 디알데히드의 용액과 같은 히드로겔을 가지고 주입 또는 투여 지점에 주사기에 가교 분자를 혼합함으로써, 산화된 다당류(이를테면 덱스트란)에 가교되는(예를 들어 PEG 4000 디메실레이트를 사용하여) 체인 연장된, 멀티-아암 폴리에테르 아민(이를테면 8 아암 PEG 아민)을 제조함으로써 만들어질 수 있는 창상 봉합을 돕기 위한 의료 조직 점착제로서 유용한 점착 히드로겔을 개시한다.
미국 특허 출원 공개 공보 US 2010/0016886 A1: Lu, H., 고 팽창, 긴 수명의 히드로겔 밀폐제는; 조직 증대 또는 조직 점착/밀폐에 유용한, 산화된(즉 알데히드 기들을 주입하기 위해) 다당류(이를테면 히알루론산)와 멀티-아암 마인(즉 9 아암 폴리에틸렌 글리콜(PEG)을 반응하는 것을 논의한다.
Moon. T., et al.의 미국 특허 6,903,199, 히알루론산의 가교된 아미드 유도체들 및 이를 제조하는 방법은 (예를 들어) EDC 또는 NHS를 사용하여, 반응성 아미드 기들을 가지고 탈아세틸화된 히알루론산과 또는 키토산과 히알루론산을 가교하는 것을 논의한다.
국제 특허 출원 WO/2010/123945, Altman, G., et al., 실크 피브로인 히드로겔 및 이의 용도들은 그렇게 함으로써, 그 중 8% 실크 용액이, 히알루론산 캐리어에 존재할 수 있는, 23RGD 및/또는 에탄올을 사용하여 겔화하도록 유도되었던, 20% 실크 용액을 획득하기 위해 예를 들어, 9.3M 브롬화 리튬에 4시간 동안 60°C로 고무 성질이 제거된 Bombyx mori 실크를 가수분해함으로써 만들어지는 예를 들어, 고무 성질이 제거된 실크 히드로겔을 가수분해함으로써 만들어지는 실크 히드로겔을 논의한다. Altman은 또한 진피 필러로서 가능한 그리고 창상 봉합, 및 (식별단락 [0210]에서) 실크 메시 상의 실크 히드로겔 코팅을 촉진하기 위한 용도를 논의한다. Altman은 또한 다양한 가교제를 사용하여, 히알루론산에 가교되는 실크를 논의한다(식별단락들 [213] 내지 [220] 참조.
국제 특허 출원 공보 WO/2008/008857: Prestwich, G., et al., 톨레이트된 고분자들 및 이를 제조하고 사용하기 위한 방법들은 예를 들어, 관절염 처치에 유용한 커플링을 산화함으로써 만들어지는 티오에틸 에테르 치환된 히알루론산을 개시한다.
국제 특허 출원 공보 WO/2008/008859: Prestwich, G., et al., 친전자성 기들로 변형되는 고분자들 및 이를 제조하고 사용하는 방법들은 다양한 의료 용도를 갖는, 히드로겔을 제조하기 위해 티올 변형된 히알루론산과 반응하는할로아세테이트 유도 히알루론산을 개시한다.
Biomacromolecules, 2010, 11 (9), 2230―2237: Serban, M., et. Al., 모듈식 엘라스틱 패치들: 기계적 및 생물학적 효과들은 12시간 동안. 37°C에서 BS3(가교제로서 비스설포석신이미드 수베레이트)를 가지고 PBS에, 20% 실크 용액 및 엘라스틴을 갖는 아민화된 히알루론산(EDC를 사용하여 만들어진)을 첨가함으로써, 엘라스틴, 히알루론산 및 실크를 가교함으로써 엘라스틱 패치를 제조하는 방법을 논의한다.
Biomaterials, 2008, 29(10), 1388-1399: Serban, M., et al., 히알루론난 티오에틸 에테르 유도체의 합성, 특성 및 콘드로프로텍티브 속성들은 관절염 처치에서 점성 보충에 유용한 비스커스 2-티오에틸 에테르 히알루론산 유도 용액을 논의한다. 요약은 점착 방지를 위해 다수의 티오 기를 갖는 히알루론산의 용도를 언급한다.
방법들, 2008, 45, 93-98: Serban, M., et al., 모듈식 세포 외 매트릭스들: 퍼즐의 해답들은 세포 배양을 위한 반 합성의 세포 외 매트릭스로서 유용한 가교된 티오 변형된 히알루론산 히드로겔을 논의한다.
Biomacromolecules, 2007, 8(9), 2821-2828: Serban, M., et al., 히알루론난 할로아세테이트의 합성 및 신규한 가교제 없는 합성 세포 외 매트릭스 히드로겔의 생물학은 세포 배양 또는 점착 방지 또는 의료 디바이스 코팅에 유용한 히드로겔을 제조하기 위해 티올 치환된 히알루론산과 반응하는 가교 할로아세테이트 치환된 히알루론산을 논의한다.
Journal of Materials Chemistry, 2009, 19, 6443-6450: Murphy A., et al., 화학적으로 변형된 실크 피브로인의 생체 의학 응용들은 올리고당에 결합되는 실크를 포함하는, 실크 결합체들, 변형된 실크 및 의료용을 제조하기 위한 방법들의 리뷰이다.
Biomacromolecules, 2004, 5, 751-757: Sohn, S., et al., 실크 피브로인의 상 거동 및 수화 작용은 삼투 스트레스를 사용하는 생체 내 Bombyx mori 실크의 연구를 논의하여, 실크 II (β-시트, 방적 실크 파이버)가 아닌 실크 I (α-실크)가 수화되는지 결정한다.
Kaplan, D., et al.의 미국 특허 8,071,722, 실크 생체 적합 물질들 및 이들의 용도의 방법들은 조성물로부터 파이버들을 제조하기 위해 실크 용액에 히알루론산을 첨가하여, 추출된 실크를 용해하기 위한 9-12m LiBr의 용도, 실크 필름들을 개시한다. 예를 들어 Kaplan 특허들 및 출원 7,674,882; 8,178,656; 2010 055438, 및; 2011 223153을 또한 참조.
Kaplan, D., et al.의 미국 특허 출원 2011 071239, PH 유도된 실크 겔들 및 이들의 용도들은 조직 공극을 채우기 위한 주입가능 겔로서, 의료 디바이스를 코팅하기에 유용한(식별단락 [0012] 참조), 실크 피브로인 용액으로부터 실크 피브로인 겔을 제조하기 위한 방법들을 개시하여, (히알루론산을 가지고 또는 그것 없이) 점착 실크 겔을 제조하여, 대상체에 점착 실크 겔 예를 들어 상처 생체 점착제로서 사용하기 위한, 멀티-레이어드된 실크 겔을 점착한다.
Kaplan, D., et al.의 미국 특허 출원 2009 0202614, 실크 피브로인 코팅들의 계단식 증착을 위한 방법들은 주입형 의료 디바이스를 코팅하기에 유용한, 예를 들어, 상처 치유 패치들로서, 히알루론산을 포함할 수 있는 실크 피브로인 용액을 사용하여 만들어지는 실크 필름들, 레이어드된 실크 코팅들을 논의한다.
Iwatsuki M., et al.의 미국 특허 4,818,291, 실크 -피브로인 및 사람-피브리노겐 점착 조성물은 LiBr 용해된 실크 및 피브리노겐의 혼합으로서 만들어지는 조직 복원 시 유용한 수술용 점착제를 논의한다.
수술용 주입형, 니팅된 실크 패브릭들이 공지되었다. 예를 들어 미국 특허 출원들 2004/0224406 및 2012/0029537을 참조하자. 수술 후의 점착들은 수술 후 흔한 일이고 바람직하지 않다. 예를 들어 수술 후 복부-내 및 골반 점착들은 불임, 만성적인 골반 통증, 및 장 폐색의 주요 원인이다. 점착들은 신체의 자연 치유 반응의 결과로서 형성되고 트라우마/상처 부위로의 섬유아세포들의 이동, 세포 증식, 데 노보 세포 외 매트릭스 분비 및 점착 형성들을 통한 상처 봉합을 암시한다. 수술-후 점착들은 생체 적합 물질(즉 지지 스캐폴드)이 복원된 조직의 기계학적 속성들을 강화하기 위해 사용되는 경우, 조직-조직 계면(즉 건 주위 조직 점착은 복원된 건 및 주위 조직 사이 점착을 수반한다)에서 또는 조직-생체 적합 물질 계면에서 발생한다. 예를 들어 생체 적합 물질 메시가 복원된 복부 벽을 강화하기 위해 사용되는 탈장 복원에서, 점착들은 보통 메시 및 기저의 장 조직 사이에 형성된다.
따라서 수술-후 점착들의 형성을 감소하거나 제거할 수 있는 주입형 생체 적합 물질 메시에 대한 요구가 존재한다.
본 발명은 이들 요구들을 충족시키고 수술-후 조직 대 조직 또는 조직 대 스캐폴드 점착 형성을 감소하거나 방지할 수 있는 실크 기반 의료 디바이스들을 제공한다. 본 발명에 중요한 것은 세포 부착을 촉진하지 않고, 세포 부착을 저해하는 매끈한 표면을 제공하고, 외부 화학 시약들의 주입을 제거하고, 수소-결합 매개성 베타-시트 형성을 통해 실크의 내재하는 물리적 가교 성능을 활용하며; 그리고 강건하고, 유연하며, 사용자에게 친숙한 주입형 의료 디바이스를 제공하는 생체에 적합한 물질의 발견이었다.
본 발명은 또한 전체적으로 실크 기반의 자가 점착 의료 디바이스들을 포함한다. 이 디바이스는: 생체에 적합하고 생리학적 표면(이를테면 피부 또는 다른 조직 표면)에 고정(점착)할 수 있고; 세포 점착 및/또는 조직 마모를 방지할 수 있는 매끈한 표면을 제공하고; 임의의 외부 시약들 또는 화학물질들의 주입을 피하고; 수소-결합 매개성 베타-시트 형성을 통해 실크의 내재하는 물리적 가교 성능을 활용하며; 그리고 (e) 강건하고, 유연하고, 비용-효율적이며 사용자에게 친숙한 의료 디바이스를 제공한다.
본 발명의 실시예는 그렇게 함으로써 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하는, 니팅된 실크 패브릭을 포함하는, 상면 및 저면을 갖는 제1층, 및 제1층의 저면의 적어도 부분에 융합되는 실크 필름 또는 스폰지를 포함하는 제2층을 가지는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스이다. 실크 필름 또는 스폰지는 폴리에틸렌 글리콜, 에틸렌 옥사이드, 프로필렌 옥사이드 블록 코폴리머, 히알루론산, 덱스트란 및 알기네이트 및 염들 및 이들의 조합들로 구성된 그룹으로부터 선택되는 화합물 및 실크를 포함할 수 있다. 추가적으로, 실크 필름 또는 스폰지는 내수성일 수 있고 실크 필름은 실크 필름 또는 스폰지를 실크 패브릭 상에 배치한 후 실크 필름 또는 스폰지를 건조함으로써 실크 패브릭에 융합될 수 있다.
본 발명의 추가적인 실시예들은 다양한 트위스트 레이트로 제조되는 1 내지 36 필라멘트 실크 얀을 사용하여 니팅되는, 구멍들을 갖거나 갖지 않는, 주입형 실크 의료 디바이스를 포함할 수 있고; 주입형 실크 의료 디바이스는 약 0.5 mm 내지 약 4 mm 두께이고; 주입형 실크 의료 디바이스는 상면 및 저면을 갖는 평평한 시트로서 니팅되고 여기서 하부는 낮은 프로필의, 항-점착 표면이며, 그리고; 적층, 주입형 실크 의료 디바이스는: (a) 니팅된 실크 패브릭을 포함하는, 상면 및 저면을 갖는 제1층; (b) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 패브릭을 포함하는, 제1층의 저면을 제2 접합층의 상면에 접합하고 제2 접합층의 저면을 제3 희생층의 상면에 접합하는 제2 접합층, 및; (c) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 패브릭을 포함하는 제3 희생층으로서, 제3 희생층의 상면은 제2층의 저면의 적어도 부분에 부착되는, 상기 제3 희생층을 포함함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하고, 제1층은 디바이스의 주입 후 약 1년 내지 약 3년 동안 생분해하고, 제2 접합층은 제2 접합층의 디바이스 생분해의 주입 후 약 10일 내지 30일 동안 생분해하고 그렇게 함으로써 제3 희생층을 제2 접합층을 통한 제1층에의 간접 부착으로부터 분리한다.
본 발명의 다른 실시예는 (a) 세리신 감손 실크로부터 패브릭을 니팅함으로써 상면 및 저면을 갖는 제1층을 제조하고, (b) 실크를 용제에 용해함으로써 실크 용액을 제조하고, (c) 실크 용액으로부터 실크 필름 또는 스폰지를 주조하고; (d) 실크 필름의 적어도 하나의 면이 내수성이도록 실크 필름 또는 스폰지를 처리함으로써, 제2층을 형성하며; 그리고 (e) 제2층을 제1층의 저면의 적어도 부분에 융합함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득함으로써 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 제조하기 위한 프로세스이다.
본 발명은 또한 조직 지지를 제공하고 디바이스를 이식하는 단계를 포함하는 복부 수술 방법을 포함하는, 디바이스를 이식하는 것에 의한 점착 형성을 감소시키기 위한 방법을 포함한다.
본 발명의 상세한 실시예는: (a) 내수성의, 비-점착 실크 필름을 포함하는, 상면 및 을 갖는 제1층, 및; (b) 제1층의 상면 상에 형성되거나 배치되는 수용성의, 점착 실크 필름 또는 스폰지를 포함하는 제2층을 포함함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스일 수 있다.
본 발명의 추가적인 실시예들은 2(6S) 3(3(Z)의 트위스트 레이트로 제조되는 6 또는 9 필라멘트 실크 얀을 사용하여 니팅되는, 약 4 mm x 약 4 mm의 평균 구멍 크기를 갖는 주입형 실크 의료 디바이스; 센티미터당 약 26 픽의 픽 밀도를 가지고 만들어지는 약 3 mm 내지 약 4 mm 두께인 주입형 실크 의료 디바이스; 상면 및 저면을 갖는 평평한 시트로서 니팅되고, 여기서 하부는 센티미터당 약 18 픽의 픽 밀도를 가지고 만들어지는 매끈한, 항-점착성 표면인 주입형 실크 의료 디바이스일 수 있고; 적층, 주입형 실크 의료 디바이스는: (a) 니팅된 실크 패브릭을 포함하는, 상면 및 저면을 갖는 제1층; (b) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 패브릭을 포함하는, 제1층의 저면을 제2 접합층의 상면에 접합하고 제2 접합층의 저면을 제3 희생층의 상면에 접합하는 제2 접합층, 및; (c) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 패브릭을 포함하는 제3 희생층으로서, 제3 희생층의 상면은 제2의 저면의 적어도 부분에 부착되는, 상기 제3 희생층을 포함함으로써 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하고, 제1층은 디바이스의 주입 후 약 1년 내지 약 3년 동안 생분해하고, 제2 접합층은 제2 접합층의 디바이스 생분해의 주입 후 약 30일 동안 생분하고 그렇게 함으로써 제3 희생층을 제2 접합층을 통한 제1층에의 간접 부착으로부터 분리한다.
본 발명은 또한 (a) 니팅된 실크 패브릭을 포함하는, 상면 및 저면을 갖는 제1 베이스 층; (b) 상면 및 저면을 갖는 니팅된 실크 패브릭을 포함하는, 제1층의 저면 상에 적어도 부분적으로 부착된 제2 항-점착층을 포함하고, 제1층 및 제2층은 디바이스의 주입 후 약 1년 내지 약 3년 동안 생분해하는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 포함한다. 본 발명은 또한 (a) 니팅된 실크 패브릭을 포함하는, 상면 및 저면을 갖는 제1 베이스 층; 및 (b) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 패브릭을 포함하는, 제1층의 저면 상에 적어도 부분적으로 부착된 제2 희생층을 포함하고, 제1층은 디바이스의 주입 후 약 1년 내지 약 3년 동안 생분해하고, 제2 희생층은 디바이스의 주입 후 약 10일 내지 약 30일 동안 생분해하는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 포함한다. 본 발명은 또한 (a) 니팅된 실크 패브릭을 포함하는, 상면 및 저면을 갖는 제1 베이스 층; (b) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 패브릭을 포함하는 제2 (중간) 층으로서, 제2 접합층은 제1층의 저면을 제2 접합층의 상면에 접합하고 제2 접합층의 저면을 제3 희생층의 상면에 접합하는, 상기 제2 (중간) 층, 및; (c) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 또는 실크 패브릭을 포함하는 제3 분리층으로서, 제3 희생층의 상면은 제2층의 저면의 적어도 부분에 부착되는, 상기 제3 분리층을 포함함으로써 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하고, 제1층은 디바이스의 주입 후 약 1년 내지 약 3년 동안 생분해하고, 제2 접합층은 주입 후 약 10일 내지 약 30일 동안 생분해하여, 디바이스의 주입 후 약 10일 내지 약 3년 동안 생분해하는 제3 희생층을 조직 부착으로부터 분리하는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 포함한다.
본 발명은 또한 (a) 니팅된 실크 패브릭을 포함하는, 상면 및 저면을 갖는 제1 베이스 층, 및; (b) 제1층의 저면의 적어도 부분에 융합되는 실크 필름 또는 스폰지를 포함하는 제2층을 포함함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하고, 실크 필름은 내수성이고, 실크 필름 또는 스폰지는 실크 패브릭 상에 실크 필름을 배치한 후 실크 필름 또는 스폰지를 건조함으로써 실크 패브릭에 융합되는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 포함한다.
본 발명은 또한 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 제조하기 위한 방법을 포함하고, 방법은 (a) 세리신 감손 실크로부터 패브릭을 니팅함으로써 상면 및 저면을 갖는 제1층을 제조하는 단계, 및; (b) 실크를 용제에 용해함으로써 실크 용액을 제조하는 단계; (c) 실크 용액으로부터 실크 필름 또는 스폰지를 주조하는 단계; (d) 실크 필름의 적어도 하나의 면이 내수성이도록 실크 필름 또는 스폰지를 처리함으로써, 제2층을 형성하는 단계; 및 (e) 제2층을 제1층의 저면의 적어도 부분에 융합함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하는 단계를 포함한다.
본 발명은 또한 (a) 내수성의, 비-점착 실크 필름 또는 스폰지를 포함하는, 상면 및 저면을 갖는 제1층, 및; (b) 제1층의 상면 상에 형성되거나 배치되는 수용성의, 점착 실크 필름 또는 스폰지를 포함하는 제2층을 포함함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하고, 실크 필름 또는 스폰지는 폴리에틸렌 글리콜, 에틸렌 옥사이드, 프로필렌 옥사이드 블록 코폴리머, 히알루론산, 덱스트란, 및 알기네이트 및 염들 및 이들의 조합들로부터 선택되는 실크 및 화합물을 포함하는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 포함한다.
본 발명의 측면들이 다음 도면들에 의해 예시된다.
도 1은 실크 용액으로부터 실크 형태를 주조함으로써 내수성 실크 필름을 제조하기 위한 절차를 예시한다. 도 1의 중간 도면은 피펫으로 제공된 실크 용액을 도시한다. 도 1의 “EtOH”는 실크 필름에의 에탄올의 인가를 의미한다.
도 2는 도 1의 공정에 의해 만들어진 내수성 실크 필름을 사용하여 멀티 적층 의료 디바이스를 제조하기 위한 절차를 예시한다. 도 2에서 내수성 실크 필름은 니팅된 실크 메시(사용된 특정한 니팅된 실크 메시는 캘리포니아, 어바인, 앨러간에서 입수가능한 SERI® 수술용 스캐폴드였다) 상에 융합되게 도시된다.
도 3은 x 축 상에 흡수 파장 (nm)을 그리고 y 축 상에 에탄올 용액에 의한 실크 필름 처리를 통한 베타 시트 유도를 확인하는 흡수(임의의 단위들 또는 AU)를 도시하는 FTIR을 사용하여 획득되는 그래프이다.
도 4는 도 4의 좌변 상에 도 1의 공정에 의해 만들어진 내수성 실크 필름의 측면 사진 및 도 4의 우변 상에 도 1의 공정에 의해 만들어진 내수성 실크 필름의 상면 사진을 도시한다.
도 5는 도 1의 공정에 의해 만들어진 실크 필름이 인접한 조직들로부터 건을 분리하기 위해 어떻게 건의 부분 주위를 둘러싸는데 사용될 수 있는지의 그림을 이용한 표현이다.
도 6 상부 - 도 6의 좌변 상에 니팅된 실크 패브릭에 융합되는 내수성 실크 필름을 포함하는 멀티 적층 의료 디바이스의 저면 사진("매끈한 면")을 도시한다. 도 6의 좌변은 멀티 적층 실크 디바이스의 상면 사진("거친 면")이다. 도 6 하부 - 니팅된 실크 패브릭에 융합되는 내수성 실크 필름으로 구성되는 디바이스를 니팅된 실크 패브릭에 융합되는 내수성 실크 스폰지로 구성되는 디바이스와 대조한다.
도 7은 도 7의 상부에 그림을 이용한 표현을 도시하고, 그리고 도 7의 하부에 사용된 니팅된 실크 패브릭(SERI® 수술용 스캐폴드)의 니트 특성들이다.
도 8은 복부 벽 복원 모델에서 수술-후 점착 방지를 위한 융합된 실크-필름 메시 의료 디바이스의 사용의 그림을 이용한 표현이다.
도 9는 이중층을 이룬 자가-점착 실크 필름의 주조 공정의 예시한다.
도 10은 x 축 상에 흡수 파장 (nm)을 그리고 y 축 상에 에탄올 용액에 의한 실크 필름 처리를 통한 베타 시트 유도를 확인하는 흡수 (AU)를 도시하는 FTIR을 사용하여 획득되는 그래프이다.
도 11은 좌변 사진에 페트리 접시의 상부에의 점착 그리고 우변 사진에 촉촉해진 니트릴 수술용 장갑에의 점착을 도시하는, 멀티 적층 (실크 필름의 두 개의 층) 의료 디바이스의 두 개의 사진을 나타낸다.
도 12는 젖거나 촉촉한 표면들에의 실크 필름 점착 메커니즘의 그림을 이용한 도면이다. 접촉 표면의 친수성은 가장 효과적으로 바람직한 상호 작용들을 촉진하기 위해 단백질의 친수성 및 소수성 영역들의 재배향으로 이어지는 실크 피브로인의 구조적 재배열들을 유발할 수 있다.
도 13은 두 개의 막대 그래프: 비색 MTS (3-(4,5-디메틸티아졸-2-일)-5-(3-카복시메톡시페닐)-2-(4-설포페닐)-2H-테트라졸륨) (테트라졸륨 염료) 분석에 의한 상이한 생체 적합 물질 제제들에 대한 48시간 배양 후(도 13의 상측 그래프) 및 6일 배양 후(도 13의 하측 그래프) 세포 수들의 평가를 나타낸다.
도 14는 상이한 생체 적합 물질 (제2층) 제제들에 대한 첨가제 용량 의존 세포 반응들(2x105 세포/웰로 24시간 배양)을 도시하는 다섯 개의 막대 그래프를 포함한다. 다섯 개의 도 14 그래프의 각각에서의 점선 박스는 해당 막대 그래프에 의해 제시되는 제제에 대한 바람직한 제2층을 도시한다.
도 15는 단일층(102) (베이스 층) 디바이스를 제조하기 위해 사용되는 니트 패턴을 도시하는 도해이다.
도 16은 도 15에 도시된 패턴으로 니팅된 단일층(102)(베이스 층) 디바이스의 구체적인 이면 및 구체적인 전면의 외관을 도시한다.
도 17은 새틴 디바이스들 - 항-점착 및 희생 (시제품들 SS-P02-02-01, SS-P02-02-02, SS-P02-02-04 및 SS-P02-02-10)을 제조하기 위해 사용되는 니트 패턴을 도시하는 도해이다.
도 18은 도 17에 도시된 패턴으로 니팅된 대표적인 항-점착 새틴 디바이스 (SS-P02-02-01)의 구체적인 이면 및 구체적인 전면의 외관을 도시한다.
도 19는 "셰그 카펫(shag carpet)" 디바이스들을 제조하기 위해 사용되는 니트 패턴을 도시하는 도해이다.
도 20은 도 19에 도시된 패턴으로 니팅된 대표적인 "셰그 카펫" 디바이스(SS-P02-03-09)의 구체적인 이면, 구체적인 전면 및 단면의 외관을 도시한다.
도 21은 도 17에 도시된 패턴으로 니팅된 대표적인 희생층 새틴 디바이스 (SS-P02-02-10)의 구체적인 이면 및 구체적인 전면의 외관을 도시한다.
도 22은 분리가능한 층 디바이스 컨셉의 도면이다.
도 23은 대표적인 분리가능한 층 디바이스들(SS-P04-01 및 SS-P04-02-0X)을 제조하기 위해 사용되는 니트 패턴을 도시하는 도해이다.
도 24는 대표적인 분리가능한 층 디바이스(SS-P04-03)의 구체적인 이면, 구체적인 전면 및 단면의 외관을 도시한다.
도 25는 SERI® 수술용 스캐폴드(“SERI® 표준") 및 여섯 개의 만들어진 디바이스의 밀리미터로 측정된 두께를 도시하는 막대 그래프이다.
도 26은 SERI® 수술용 스캐폴드(“SERI® 표준") 및 도 25에서 측정된 동일한 여섯 개의 디바이스의 (Mpa로) 측정된 파열 강도를 도시하는 막대 그래프이다.
도 27은 SERI® 수술용 스캐폴드(“SERI® 표준") 및 도 25에서 측정된 동일한 여섯 개의 디바이스의 (밀리미터당 뉴턴으로) 강성도를 도시하는 막대 그래프이다.
도 28은 SERI® 수술용 스캐폴드(“SERI® 표준") 및 도 25에서 측정된 동일한 여섯 개의 디바이스의 (봉합선당 뉴턴으로) 측정된 봉합선 인장 강도를 도시하는 막대 그래프이다.
도 29는 SERI® 수술용 스캐폴드(“SERI® 표준") 및 도 25에서 측정된 동일한 여섯 개의 디바이스에 대해 뉴턴으로 측정된 기계 (패브릭 길이) 방향에서의 최대 하중을 도시하는 막대 그래프이다.
도 30은 SERI® 수술용 스캐폴드(“SERI® 표준") 및 도 25에서 측정된 동일한 여섯 개의 디바이스에 대해 기계 (패브릭 길이) 방향에서의 측정된 퍼센트 파단 신장율을 도시하는 막대 그래프이다.
도 30은 SERI® 수술용 스캐폴드(“SERI® 표준") 및 도 25에서 측정된 동일한 여섯 개의 디바이스에 대해 뉴턴으로 코스 (패브릭 폭) 방향에서의 최대 하중을 도시하는 막대 그래프이다.
도 32는 SERI® 수술용 스캐폴드(“SERI® 표준") 및 도 25에서 측정된 동일한 여섯 개의 디바이스에 대해 코스 (패브릭 폭) 방향에서의 측정된 퍼센트 파단 신장율을 도시하는 막대 그래프이다.
본 발명은 인접한 조직들을 분리하고, 연 조직 지지를 제공하고 그리고/또는 점착들의 형성을 방지하기 위해 주입될 수 있는 적층 실크 의료 디바이스의 발견에 기초한다.
본 출원에 제시되는 실크 필름들 및 실크 패브릭들은 세리신이 실질적으로 감손된 누에 고치로 만들어질 수 있다. 원형 실크의 바람직한 소스는 누에 B. mori .에서 온다. 실크의 다른 소스들은 안테레아 페른니 ( Antheraea pernyi ), 안테레아 야마마이 (Antheraea yamamai ), 안테레아 밀리타 ( Antheraea mylitta ), 안테레아 아사 마 (Antheraea assama ), 및 필로사미아 신씨아 리시니 ( Philosamia cynthia ricini )를 포함하는 Bombycidae의 다른 스트레인들, 뿐만 아니라 Saturnidae , Thaumetopoeidae의 실크 생산 부재들, 및 Araneae의 실크 생산 부재들을 포함한다. 적합한 실크는 또한 다른 거미, 애벌레, 또는 재조합체 소스들에서 획득될 수 있다. 세리신 추출을 수행하기 위한 방법들은 계류 중인 미국 특허 출원 10/008,924, 미국 공보 2003/0100108, 조직 공학적으로 처리된 인대들, 건들 및 다른 조직의 생성을 위한 매트릭스에 설명되었다.
피브로인으로부터 세리신을 제거하기 위해 해당 기술분야에 공지된 것들 중에서 파파인을 포함하는 요소 용액, 온수, 효소 용액들과 같은 추출 용매는 또한 실크의 생성을 위해 허용가능할 수 있다. 기계적 방법들이 또한 실크 피브로인으로부터 세리신의 제거를 위해 사용될 수 있다. 이는 이에 제한되지는 않으나 초음파, 연마 스크러빙 및 유체 흐름을 포함한다. 추출-후 린스는 바람직하게는 현미경 및 솔루션 전기화학적 측정을 통해 모니터링되는 바와 같이 실크 상에 존재하는 실질적으로 임의의 이온성 오염 물질들, 가용성, 및 불용성 쇄설물을 제거하기 위해 격렬한 교반으로 수행된다. 기준은 추출 용매가 피브로인의 분자 구조를 상당히 위태롭게 하지 않고 소스 실크의 세리신 코팅을 예상대로 그리고 반복적으로 제거하는 것이다. 예를 들어, 추출은 질량 손실, 아미노산 함량 분석, 및 주사 전자 현미경을 통해 세리신 제거에 대해 평가될 수 있다. 피브로인 저하는 차례로 FTIR 분석, 표준 단백질 겔 전기영동 및 주사 전자 현미경에 의해 모니터링될 수 있다.
특정한 경우, 조성물을 제조하기 위해 이용되는 실크는 그것의 고유의 세리신 함량에서 실질적으로 감손될 수 있다(즉, 최종 추출된 실크에서의 ≤ 4% (w/w) 잔여 세리신). 대안적으로, 잔여 세리신의 보다 높은 농도가 추출 후 실크 상에 남겨질 수 있거나 추출 단계가 생략될 수 있다. 이 실시예의 바람직한 측면들에서, 세리신-감손된 실크 피브로인은 예를 들어 약 0% 내지 약 4% (w/w) 잔여 세리신을 가진다. 이 실시예의 가장 바람직한 측면들에서, 세리신-감손된 실크 피브로인은 예를 들어 약 1% 내지 약 3% (w/w) 잔여 세리신을 가진다.
특정한 경우, 본 발명의 범위 내 의료 디바이스의 생성을 위해 이용되는 실크는 그것의 고유의 세리신 함량이 완전히 없다. 본 출원에서 사용될 때, 용어 "완전히 없는(즉 "~로 이루어지는" 용어)은 사용된 도구 또는 공정의 검출 범위 내에서, 물질이 검출되지 않거나 그것의 존재가 확인될 수 없음을 의미한다.
수용성 또는 용해성 실크는 20% (w/v)의 실크 농도로 9.3 M 브롬화 리튬 수용액에 200 g/L의 농도의 순수 실크 피브로인의 60 ℃에서 4시간 가용화(용액에의 실크의 공정)에 의해 제조될 수 있다. 이 공정은 그것들이 9.3 M 브롬화 리튬 수용액에 200 g/L 농도의 순수 실크 피브로인의 60 ℃에서의 4시간 가용화에 의해 제공되는 것과 유사한 해리도를 내놓으면 다른 수단에 의해 수행될 수 있다. 이것의 주요 목적은 유사한 피브로인 용액 속성들 및, 이어서 디바이스 속성들을 보장하기 위해 균일하게 그리고 반복적으로 해리된 실크 피브로인 분자들을 생성하는 것이다. 실질적으로 덜 해리된 실크 용액은 상이한 최종 겔 속성들을 야기하는 변경된 겔화 역학을 가질 수 있다. 해리도는 푸리에 변환 적외 분광법(FTIR) 또는 x-선 회절(XRD) 및 단백질 구조를 양적으로 그리고 질적으로 측정하는 다른 양식들에 의해 표시될 수 있다. 추가적으로, 실크 피브로인 이합체의 무거운 그리고 가벼운 체인 영역들이 실크 공정 및 용해 후 손상되지 않게 유지됨을 확인할 수 있다. 이는 독립적인 실크 피브로인 영역들의 분자량을 평가하는 표준 단백질 소듐-도데실-설페이트 폴리아크릴아미드 겔 전기영동(SDS-PAGE)과 같은 방법들에 의해 달성될 수 있다.
실크의 초기 용해 시 변형될 수 있는 시스템 파라미터들은 이에 제한되는 것은 아니나 용제 유형, 실크 농도, 온도, 압력, 및 기계 파열역의 합성을 포함한다. 수용성 브롬화 리튬이 아닌 용제 유형들은 이에 제한되는 것은 아니나 수용액, 알코올 용액, 1,1,1,3,3,3-헥사플루오로-2-프로판올, 및 헥사플루오로아세톤, 1-부틸-3-메틸리미다졸륨을 포함할 수 있다. 이들 용제들은 브롬화 리튬, 염화 칼슘, 티오시안산 리튬, 염화 아연, 마그네슘 염들, 티오시안산 소듐을 포함하는 요소 또는 이온 종들의 첨가에 의해 더 향상될 수 있고 다른 리튬 및 칼슘 할로겐화물들이 그러한 용도에 유용할 수 있다. 이들 용제들은 또한 산성 또는 염기성 화합물들 중 어느 하나의 첨가에 의한 pH의 조절을 통해 변형될 수 있다.
본 출원에 개시된 의료 디바이스들은 바람직하게는 생분해성, 생침식성, 및/또는 생흡수성이다. 특정한 실시예에서 의료 디바이스(예를 들어 실크 필름과 같은)는 주입 후 약 10일 내지 약 120일 사이에 전체적으로 또는 실질적으로 생분해할 수 있다. 다른 실시예에서 의료 디바이스(예를 들어 실크 필름 및 니팅된 실크 패브릭 양자를 포함하는 적층 실크 디바이스와 같이 형성되는)는 주입 후 약 3년 또는 약 4년 사이의 시간의 기간 동안 전체적으로 또는 실질적으로 생분해할 수 있다.
본 명세서의 측면들은 부분적으로, 투명성 및/또는 반투명성을 갖는 실크 필름을 제공한다. 투명성(또한 투명도로 지칭되는)는 광이 물질을 통과하게 하는 물리적 속성인 한편, 반투명성(또한 반투명 또는 반투명도로 지칭되는)은 단지 광이 분산외더 통과하게 한다. 반대 속성은 불투명성이다. 투명한 물질들은 선명한 한편, 반투명한 물질들은 선명하게 보이지 않을 수 있다. 본 출원에서 개시된 실크 필름들은 투명성 및 반투명성과 같은 광학적 속성들을 나타낼 수 있거나, 나타내지 않을 수 있다. 예를 들어, 표층 라인 주입의 특정한 경우, 불투명한 실크 필름을 가지는 것이 바람직할 수 있다. 눈에 주입하기 위한 렌즈 또는 "체액"의 개발과 같은 다른 경우, 반투명한 실크 필름을 가지는 것이 바람직할 수 있다. 이들 속성들은 실크 필름의 구조적 분포에 영향을 미침으로써 변형될 수 있다. 히드로겔의 광학적 속성들을 제어하기 위해 사용되는 요인들은 제한 없이, 실크 피브로인 농도, 겔 결정도, 및 실크 균질성을 포함한다.
광이 물질에 충돌할 때, 그것은 몇몇 상이한 방식으로 그것과 상호작용할 수 있다. 이들 상호작용들은 광의 성질(그것의 파장, 주파수, 에너지 등) 및 물질의 성질에 의존적이다. 광파들은 반사도, 및 투과율의 굴절률과의 일부 조합에 의해 객체와 상호 작용한다. 이와 같이, 광학적으로 투명한 물질은 그것 위에 떨어진 많은 광이 투과되게 하며, 광은 거의 반사되지 않는다. 광의 투과를 가능하게 하지 않는 물질들은 광학적으로 불투명 또는 단순히 불투명으로 지칭된다.
일 실시예에서, 실크 필름은 광학적으로 투명하다. 이 실시예의 측면들에서, 실크 필름은 예를 들어, 광의 약 75% 내지 약 100%를 투과한다. 이 실시예의 일부 바람직한 측면들에서, 실크 필름은 예를 들어, 광의 약 80% 내지 약 90%를 투과한다. 이 실시예의 가장 바람직한 측면들에서, 실크 필름은 예를 들어, 광의 약 85% 내지 약 90%를 투과한다.
일 실시예에서, 실크 스폰지는 광학적으로 투명하다. 이 실시예의 측면들에서, 실크 스폰지는 예를 들어, 광의 약 75% 내지 약 100%를 투과한다. 이 실시예의 일부 바람직한 측면들에서, 실크 필름은 예를 들어, 광의 약 80% 내지 약 90%를 투과한다. 이 실시예의 가장 바람직한 측면들에서, 실크 스폰지는 예를 들어, 광의 약 85% 내지 약 90%를 투과한다.
본 명세서의 측면들은 부분적으로, 히알루론난을 포함하는 의료 디바이스를 제공한다. 본 출원에서 사용될 때, 용어 "히알루론산"은 "HA", "히알루론산"과 동의어이고, "히알루로네이트"는 이당류 단위들을 포함하는 비-황산화된 글리코사미노글리칸 폴리머를 나타내며, 이는 교번하는 β-1,4 및 β-1,3 글루코시드 결합들을 통해 함께 연결되는 D-글루쿠론산 및 D-N-아세틸글루코사민 모노머들 및 이들의 약학적으로 수용가능한 염들을 자체적으로 포함한다. 히알루론난은 동물 및 비-동물 소스들로부터 정제될 수 있다. 히알루론난의 폴리머는 크기가 약 5,000 Da 내지 약 20,000,000 Da 범위일 수 있다. 임의의 히알루론난은 히알루론난이 예를 들어, 수화 또는 탄력과 같은, 피부 상태를 향상시킨다는 조건 하에 본 출원에 개시된 조성물들에 유용하다. 히알루론난의 약학적으로 수용가능한 염들의 비-제한적인 예들은 소듐 히알루론난, 포타슘 히알루론난, 마그네슘 히알루론난, 칼슘 히알루론난, 및 이들의 조합들을 포함한다.
본 명세서의 측면들은 부분적으로, 가교된 매트릭스 폴리머를 포함하는 조성물을 제공한다. 본 출원에서 사용될 때, 용어 "가교된"은 개별적인 폴리머 분자들, 또는 모노머 체인들을, 겔과같은 보다 안정적인 구조로 연결하는 분자간 물리적 또는 화학적 결합들을 나타낸다. 이와 같이, 가교된 매트릭스 폴리머는 적어도 하나의 개별적인 폴리머 분자를 다른 폴리머 분자에 연결하는 적어도 하나의 분자 간 물리적 또는 화학적 결합을 가진다. 본 출원에 개시된 매트릭스 폴리머들은 제한 없이, 다기능 PEG-계 가교제들, 디비닐 설폰들, 디글리시딜 에테르, 및 비스-엑포시드를 포함하는 디알데히드 및 디설파이드 가교제들을 사용하여 화학적으로 가교될 수 있다. 히알루론난 가교제들의 비-제한적인 예들은 디비닐 설폰 (DVS), 1,4-부탄디올 디글리시딜 에테르 (BDDE), 1,2-비스(2,3-에폭시프로폭시)에틸렌 (EGDGE), 1,2,7,8-디에폭시옥탄 (DEO), 비스카르보디이미드 (BCDI), 펜타에리스리톨 테트라글리시딜 에테르 (PETGE), 아디프 디하이드라자이드 (ADH), 비스(설포석시니미딜)수베레이트 (BS), 헥사메틸렌디아민 (HMDA), 1-(2,3-에폭시프로필)-2,3-에폭시시클로헥산, 또는 이들의 조합들을 포함한다.
본 명세서의 측면들은 부분적으로, 가교도를 갖는 매트릭스 폴리머를 포함하는 조성물을 제공한다. 본 출원에서 사용될 때, 용어 "가교도"는 예를 들어, 히알루론난의 이당류 모노머 단위들과 같은, 가교제에 결합되는 매트릭스 폴리머 모노머 단위들의 비율을 나타낸다. 따라서, 4% 가교도를 갖는 가교된 매트릭스 폴리머를 갖는 조성물은 평균적으로 매 100 모노머 단위들에 대해 네 개의 가교 분자가 존재함을 의미한다. 동등한 다른 파라미터마다, 가교도가 클수록, 더 어렵게 겔화된다. 가교도의 비-제한적인 예들은 약 1% 내지 약 15%를 포함한다.
일 실시예에서, 조성물은 가교되지 않은 히알루론난을 포함하고 여기서 가교되지 않은 히알루론난은 약 20:1, 약 15:1, 약 10:1, 약 5:1, 약 1:1, 약 1:5 약 1:10, 약 1:15, 또는 약 1:20의 비의 높은 분자량 히알루론난 및 낮은 분자량 히알루론난 양자의 조합을 포함한다.
다른 실시예에서, 조성물은 가교되지 않은 히알루론난을 포함하고 여기서 가교되지 않은 히알루론난은 다양한 비의, 높은 분자량 히알루론난 및 낮은 분자량 히알루론난 양자의 조합을 포함한다. 본 출원에서 사용될 때, 용어 "높은 분자량 히알루론난"은 1,000,000 Da 이상의 분자량을 가지는 히알루론난 폴리머를 나타낸다. 높은 분자량 히알루론난의 비-제한적인 예들은 약 1,500,000 Da의 히알루론난, 약 2,000,000 Da의 히알루론난, 약 2,500,000 Da의 히알루론난, 약 3,000,000 Da의 히알루론난, 약 3,500,000 Da의 히알루론난, 약 4,000,000 Da의 히알루론난, 약 4,500,000 Da의 히알루론난, 및 약 5,000,000 Da의 히알루론난을 포함한다. 본 출원에서 사용될 때, 용어 "낮은 분자량 히알루론난"은 1,000,000 Da 미만의 분자량을 가지는 히알루론난 폴리머를 나타낸다. 낮은 분자량 히알루론난의 비-제한적인 예들은 약 200,000 Da의 히알루론난, 약 300,000 Da의 히알루론난, 약 400,000 Da의 히알루론난, 약 500,000 Da의 히알루론난, 약 600,000 Da의 히알루론난, 약 700,000 Da의 히알루론난, 약 800,000 Da의 히알루론난, 및 약 900,000 Da의 히알루론난을 포함한다.
이 실시예의 다른 측면들에서, 조성물은 가교된 히알루론난을 포함하고 여기서 가교된 히알루론난은 예를 들어, 약 1,000,000 Da, 약 1,500,000 Da, 약 2,000,000 Da, 약 2,500,000 Da, 약 3,000,000 Da, 약 3,500,000 Da, 약 4,000,000 Da, 약 4,500,000 Da, 또는 약 5,000,000 Da의 평균 분자량을 가진다. 이 실시예의 또 다른 측면들에서, 조성물은 가교된 히알루론난을 포함하고 여기서 가교된 히알루론난은 예를 들어, 적어도 1,000,000 Da, 적어도 1,500,000 Da, 적어도 2,000,000 Da, 적어도 2,500,000 Da, 적어도 3,000,000 Da, 적어도 3,500,000 Da, 적어도 4,000,000 Da, 적어도 4,500,000 Da, 또는 적어도 5,000,000 Da의 평균 분자량을 가진다. 이 실시예의 또 다른 측면들에서, 조성물은 가교된 히알루론난을 포함하고 여기서 가교된 히알루론난은 예를 들어, 약 1,000,000 Da 내지 약 5,000,000 Da, 약 1,500,000 Da 내지 약 5,000,000 Da, 약 2,000,000 Da 내지 약 5,000,000 Da, 약 2,500,000 Da 내지 약 5,000,000 Da, 약 2,000,000 Da 내지 약 3,000,000 Da, 약 2,500,000 Da 내지 약 3,500,000 Da, 또는 약 2,000,000 Da 내지 약 4,000,000 Da의 평균 분자량을 가진다.
이 실시예의 다른 측면들에서, 조성물은 가교되지 않은 히알루론난을 포함하고 여기서 가교되지 않은 히알루론난은 예를 들어, 약 1,000,000 Da, 약 1,500,000 Da, 약 2,000,000 Da, 약 2,500,000 Da, 약 3,000,000 Da, 약 3,500,000 Da, 약 4,000,000 Da, 약 4,500,000 Da, 또는 약 5,000,000 Da의 평균 분자량을 가진다. 이 실시예의 또 다른 측면들에서, 조성물은 가교되지 않은 히알루론난을 포함하고 여기서 가교되지 않은 히알루론난은 예를 들어, 적어도 1,000,000 Da, 적어도 1,500,000 Da, 적어도 2,000,000 Da, 적어도 2,500,000 Da, 적어도 3,000,000 Da, 적어도 3,500,000 Da, 적어도 4,000,000 Da, 적어도 4,500,000 Da, 또는 적어도 5,000,000 Da의 평균 분자량을 가진다. 이 실시예의 또 다른 측면들에서, 조성물은 가교되지 않은 히알루론난을 포함하고 여기서 가교되지 않은 히알루론난은 예를 들어, 약 1,000,000 Da 내지 약 5,000,000 Da, 약 1,500,000 Da 내지 약 5,000,000 Da, 약 2,000,000 Da 내지 약 5,000,000 Da, 약 2,500,000 Da 내지 약 5,000,000 Da, 약 2,000,000 Da 내지 약 3,000,000 Da, 약 2,500,000 Da 내지 약 3,500,000 Da, 또는 약 2,000,000 Da 내지 약 4,000,000 Da의 평균 분자량을 가진다. 추가 측면들에서, 조성물은 가교되지 않은 히알루론난을 포함하고 여기서 가교되지 않은 히알루론난은 예를 들어, 2,000,000 Da 초과 약 3,000,000 Da 미만, 2,000,000 Da 초과 약 3,500,000 Da 미만, 2,000,000 Da 초과 약 4,000,000 Da 미만, 2,000,000 Da 초과 약 4,500,000 Da 미만, 2,000,000 Da 초과 약 5,000,000 Da 미만의 평균 분자량을 가진다.
예들
다음 예들은 본 발명의 실시예들을 예시한다.
예 1
점착 장벽으로서 유용한 실크 기반 생체 적합 물질의 제조
점착 장벽으로서 유용한 실크 기반 생체 적합 물질을 제조하기 위해 본 예 1에서 사용된 물질들은: 수용성 실크 피브로인 용액 (7-12% w/v 농도의 실크); 무균 60-mm 페트리 접시 (주조 주형들로서 사용됨); 에탄올 용액 90% v/v, 및 니팅된 실크 패브릭 (사용된 특정한 니팅된 실크 패브릭은 SERI 수술용 스캐폴드임)을 포함하였다. SERI® 수술용 스캐폴드는 캘리포니아, 어바인, 앨러간 주식회사에서 입수가능하다). SERI® 수술용 스캐폴드는 미국 특허 출원 제13/715,872; 13/587,040; 13/843,519; 13/088,706, 및; 12/680,404호에 제시된 니팅된 실크 의료 디바이스들의 실시예이다.
수용성 실크 피브로인의 용액을 획득하기 위한 제1 단계로서, Bombyx Mori 실크 고치들 또는 Bombyx Mori 실크 고치들을 처리함으로써 만들어진 실크 피브로인 얀 중 어느 하나를 그렇게 함으로써 누에 실크 상에 자연적으로 존재하는 면역성 단백질 세리신을 제거하기 위해 따뜻한 염기성 용액에 담궜다. 그 후 세리신 감손 실크는 9.3M LiBr에 세리신 감손 실크를 용해함으로써 가수분해 (가용화)되고 뒤이어 수용액으로 투석되었다. Bombyx Mori 실크 피브로인의 아미노산 조성물은 소량의 아스파르트산/글루탐산 (카르복시기들), 훨씬 소량의 리신 (아민기들) 및 다량의 세리신 (히드록시기들)을 나타낸다. 실크 베타-시트 형성은 촉진제(pH, 온도, 와류, 초음파 분해, 에탄올 처리 등)에 의해 유도될 수 있다.
제1 디바이스는 다음과 같이 제조하였다. 실크 피브로인 용액 (1 ml)을 역전된 60 mm 페트리 접시의 하부 상에서 주조하였고 2 내지 12시간 동안 건조시켰다(도 1 참조). 그 후 건조된 필름들을 실크에서의 베타-시트 형성을 유도하기 위해 에탄올 용액에 2시간 동안 푹 담궜다.
제2 디바이스는 다음과 같이 제조하였다. 상기에서 설명된 바와 같이 주조된 실크 피브로인 필름들을 층류 후드(laminar flow hood)에서 50분 동안 건조시킨 후 표면이 완전히 건조되기 전에, 미리 잘라놓은 SERI® 수술용 스캐폴드 메시들 (4x5 cm)로 덮어씌웠다(도 2 참조). 필름을 2 내지 12시간 동안 메시와 융합시킨 후, 구성물을 베타 시트들을 통해 물리적 가교를 유도하기 위해 2시간 동안 에탄올 용액에 담궜다.
본 예 1에서 제조된 디바이스들 양자에 대해, 실크 분자들의 물리적 가교에 의해 내수성이 될 실크의 능력을 이용하였다. 이 가교 처리를 통해, 실크 피브로인 단백질은 베타-시트가 풍부한 형태로의 구조적 재배열들을 겪었다. 온도, pH, 이온 강도 및 알코올과 같은 분극제에 의한 처리가 그러한 구조적 전이들을 유도하는 것으로 공지된 모든 요인이다. 본 예 1에서 제조된 두 개의 디바이스에 대해, 베타 시트 형성은 에탄올 처리를 통해 유도되었다(도 3 참조).
제1 디바이스는 도 4에 의해 도시된 바와 같이, 단일층의 투명한 내수성 실크 필름이었다. 필름의 두께는 제어가능하고 실크 피브로인 용액 농도 및 주조 영역에 의존적이었다. 4.6 cm 직경 주형 상에서 주조된 8% w/v 실크 피브로인 용액은 50 ㎛ 틱 필름을 생성할 수 있음을 알았다. 필름은 양호한 기계적 통합성(50 ㎛ 두께 필름에 대해 8.8±1.9 N의 평균 최대 하중 대 SERI® 수술용 스캐폴드의 71.7±1.0 N의 평균 최대 하중)과 함께, 유연하고, 주형으로 만들 수 있고, 신축성이 있었고 타겟 조직(즉 건)을 감싸 그것이 비-특이적으로 점착할 수 있음에도 그것을 주위 조직으로부터 분리하기 위해 사용될 수 있다(도 5). 추가적으로, 제1 디바이스는 다른 디바이스들(메시들, 시트들)과 함께 사용될 수 있다. 더욱이, 디바이스 1의 투명성은 그것이 사용자가 조직 상에 디바이스 1 필름의 위치 결정을 정확하게 가늠하게 하기 때문에 편리한 특징이다.
본 예 1에서 제조된 제2 디바이스는 SERI® 수술용 스캐폴드와 융합되는 단일층 실크 필름으로 이루어졌다(도 6 참조). 실크의 메시와의 융합은 그것이 완전히 건조되기 전 실크 용액에 의한 메시 필라멘트들의 부분적 매입에 의해 유도되었다(도 7). 필름을 완전히 건조한 후 구성물을 에탄올 용액으로 처리하여 그것을 베타-시트 형성을 통해 내수성으로 만들었다. 이 제2 디바이스의 주요 피처들은: (a) - 일면 상의 그것의 매끈한 표면 및 (b) - 타면 상의 메시 구멍들에 의헤 제공되는 울퉁불퉁한 표면이었다. 예를 들어 복부 벽 복원의 경우, 매끈한 면은 장에 접촉하고 점착 형성들을 방지하도록 의도되는 한편, 울퉁불퉁한 표면은 복부 벽에 접할 것이고 세포들을 그것의 홈에 점착하게 촉진함으로써 주위 조직과 잘 일체화될 것이다(도 8).
디바이스 1 및 디바이스 2 양자는 양자 모두 전체적으로 실크 피브로인 기반의 이점을 갖는다. 이들 디바이스들 양자의 무균상태는 필름 주조를 위해 오토클레이브 처리된 실크 피브로인 용액을 사용(그리고 그것들은 디바이스 2에 대한 무균 메시와 융합)함으로써 또는 에틸렌 옥사이드 살균을 통해 보장될 수 있다. 더욱이, 디바이들을 양자는 바이크릴(Vicryl) 및 메르사일렌(Mersilene)와 같은 다양한 다른 메시 의료기기와 사용과 호환 가능하다. 이들 디바이스들은: (a) - 생체에 적합하고 많은 양들의 과학 문헌에 의해 이전에 규명된 바와 같이 세포 부착을 본질적으로 존재하게 하지 않고; (b) - 세포 부착을 더욱 저해하는 매끈한 표면을 제공하고; (c) - 임의의 "외부" 화학 작용제들을 포함하지 않고; (d) - 분자-내 그리고 분자-간 베타 시트들을 통해 물리적으로 가교되며; 그리고 (e) - 강력하고, 장식가능하며 핸들링하기에 용이하다.
예 2
자가 점착 실크 기반 생체 적합 물질들
본 예 2에서 사용된 물질들은: 예 2에서 제시되는 것과 동일한 방법들에 의해 제조되는 수용성 실크 피브로인 용액 (7-12% w/v); 무균 60-mm 페트리 접시들 (주조 주형들로서 사용됨), 및; 에탄올 용액 90% v/v를 포함하였다.
실크 피브로인 용액 (8% w/v, 1 ml)을 두 개의 역전된 60 mm 페트리 접시의 하부 상에서 주조하였고 2 내지 12시간 동안 건조시켰다. 그 후 필름들의 절반을 베타-시트 형성을 유도하기 위해 에탄올 용액에 2시간 동안 담궜다. 이어서, 에탄올 처리된 필름들을 탈 이온수로 린스하고 주형들 상에 재위치시켰다. 그 후 남은 필름들(비-처리된, 수용성 실크 필름들)을 젖은 에탄올 처리된 필름들의 상부 상에 증착하였고 이중층을 이룬 필름들을 2시간 내지 12시간 동안 공기 건조시켰다(도 9). 대안적으로, 실크 피브로인 용액의 제2층을 이중층을 이룬 자가-점착 필름들을 생성하기 위해, 에탄올 처리된 필름들의 상부 상에 증착시킨 후 건조시켰다.
본 예 2는 또한 물리적 가교를 통해 내수성으로 될 실크의 자연적 능력을 활용하였다. 이 처리를 통해, 실크 피브로인 단백질은 베타-시트가 풍부한 형태로의 구조적 재배열들을 겪는다. 온도, pH, 이온 강도 및 알코올과 같은 분극제에 의한 처리가 그러한 구조적 전이들을 유도하는 것으로 공지된 모든 요인이다. 본 예 2에서 제조된 디바이스에 대해, 베타 시트 형성은 에탄올 처리를 통해 유도되었다(도 10).
제조된 디바이스들은 방수의, 물리적으로 가교된 면 및 수용성의, 점착면으로 이루어진 매끈한, 이중층을 이룬, 자가-점착 실크 필름이었다. 수용성 실크 필름의 점착성은 그것이 에탄올 처리된 필름의 표면과 직접적으로 블렌딩되기 때문에 이중층을 이룬 구성물들의 응집성에 책임이 있다. 건조된 디바이스는 건조된 장갑들 또는 손들로 용이하게 핸들링될 수 있다. 젖거나 촉촉한 표면에 적용될 때, 구성물의 수용성 면은 다시 수화하고 접촉 표면에 단단히 점착한다(도 11). 그 후 에탄올 처리된 면은 베타 시트가 풍부한, 방수 장벽을 제공한다.
필름 점착 메커니즘은 단백질의 친수성 영역들이 접촉 표면의 소수성 영역들을 향해 배향되게 하고 그 영역들과 상호 작용하고, 유사하게, 단백질의 소수성 영역들이 에탄올 처리된 실크 필름의 친수성의, 베타 시트가 풍부한 계면을 향해 재-배향하게 하고 그 계면과 상호 작용하는 실크 피브로인의 구조적 재배열들을 시사할 수 있다(도 12).
디바이스는 예를 들어: (a) - 지혈 (그것을 부착함으로써 또는 그것을 혈관 출혈에 나란히 놓음으로써); (b) - 상처 드레싱 (그것을 부착함으로써 또는 그것을 표피 상의 상처들에 나란히 놓음으로써); (c) - 화상 드레싱들 (피부 이식들을 대체함으로써); (d) - 작은 결함 복원 패치 (고막 구멍들과 같은 작은 결함들을 패치함을써); (e) - 조직 강화/지지 패치 (조산을 방지하기 위해 그것을 약화된 조직들, 즉 자궁 경부에 대해 감쌈으로써); 또는 (f) - 수술 후 점착 장벽 (그것을 "끈적한' 면에 의해 변질된 조직에 부착한 후, 방수면이 주위 조직들에의 부착에 대해 장벽으로서 역할을 할 수 있음으로써)에서 사용될 수 있다. 이 디바이스의 다용성은 그것의 투명성 - 디바이스의 정확한 배치를 제어하는 능력을 향상할 수 있는; 살균의 용이함 - 그것은 오토클레이브된 실크 피브로인 용액으로부터 무균으로 제조될 수 있기 때문; 두께 및 기계적 강조에 대한 제어 - 이들 파라미터들이 주조 주형 영역 및 사용된 실크 용액의 농도에 의해 좌우될 수 있기 때문- 에 의해 더 강조된다.
예 3
복부 수술에서의 실크 의료 디바이스의 사용
간단히, 탈장은 복부의 근육들을 통해 장, 다른 장기, 또는 지방이 팽창되어 나온 것이며, 여기서 조직 구조 및 기능이 하중을 견디는 근육, 근 및 근막 층에서 소실된다. 따라서, 탈장은 내부 장기의 부분이 밀게 하는 근육 벽의 약화가 존재할 때 발생할 수 있다. 본 발명의 범위 내 실크 의료 디바이스는 개방 또는 복강경 기술을 사용하여, 서혜부 (내측 사타구니), 절개부 (절개에서 기인하는), 대퇴부 (외측 사타구니), 배꼽 (배꼽), 또는 열공 (상측 위) 탈장의 복원을 돕기 위해 사용될 수 있다. 복벽 탈장은 복부 탈장의 일 유형이다 - 그것은 복부 벽의 부분의 불완전한 폐쇄에서 기인하여, 출생 시 결함으로서 발달할 수 있거나, 복부 수술 동안 절개되었을 경우 발달하여, 절개가 적절히 치유되지 않을 때 발달할 수 있다.
본 발명의 범위 내 실크 의료 디바이스는 다음과 같이 복벽 탈장의 복원을 돕기 위해 개방 및 복강경 절차들에서 사용될 수 있다: 환자가 탈장의 위치에 따라, 등 또는 진구리 상에 평평하게, 수술대 상에 눕는다. 일부 환자들이 국부 또는 영역 마취를 받을 수 있지만, 탈장의 위치 및 복원의 복잡도에 따라, 보통 전신 마취가 행해진다. 소변를 제거하고 방광을 압축 해제하기 위해 카테터를 방광으로 삽입한다. 탈장이 위 근처이면, 위를 압축 해제하기 위해 위관 (코 또는 입 내지 위)을 삽입할 수 있다. 개방 절차에서, 탈장 근처 복부 벽으로부터 단지 지방 및 반흔 조직을 제거하기에 충분한 크기로 절개를 할 수 있다. 약화된 탈장 영역의 외측 에지들을 규정하고 그 이상의 조직을 영역 내에서 제거한다. 그 후 실크 의료 디바이스를 그것이 모든 방향으로 수 인치 (센티미터)만큼 약화된 영역을 덮도록 적용한다. 비-흡수되는 봉합선들은 복부 벽의 전체 두께 내로 배치한다. 봉합선들은 묶이고 매듭지어진다.
저-침습적 복강경 절차에서, 탈장 위치에 접근하기 위해 두 개 또는 세 개의 작은 절개가 이루어진다 - 조직을 제거하고 개방 절차에서와 동일한 방식으로 실크 의료 디바이스를 배치하기 위해 복강경을 하나의 절개부 및 다른 절개부들에서의 수술 도구들에 삽입한다. 훨씬 적은 복부 벽 조직이 복강경 복원시 제거된다. 외과 의사는 실크 의료 디바이스의 배치 및 봉합술을 가이드하기 위해 비디오 모니터 상의 전체 절차를 본다.
예 4
항-점착성 실크 의료 디바이스들
본 예 4는 우리가 다양한 멀티-구성, 멀티 층 또는 융합된 층들의 실크 (또는 실크 기반) 의료 디바이스들 ("디바이스" 또는 "디바이스들")을 제조하고 특성화하기 위해 수행한 실험들을 구체화한다. 우리가 제조한 디바이스들은 탈장 복원 수술 절차에서와 같은, 수술 또는 의료 절차에서, 다양한 연 조직의 복원 및/또는 지지를 돕기 위해, 그리고 주입된 디바이스들 또는 상에 또는 인접한 조직들에 점착 형성을 방지하거나, 적어도 실질적으로 감소하기 위해 사람들 또는 다른 동물들에 주입하도록 의도된다. 연 조직은 포유류 (및 특히 사람)의 몸의 다른 구조들 및 장기들, 이를테면 근들, 인대들, 근막, 피부, 섬유 조직, 지방, 활막들, 결합 조직, 근육들, 신경들, 혈관들, 뿐만 아니라 유방과 같은 다양한 연 조직 장기를 결합, 지지, 또는 둘러싸는 조직들 일 수 있다.
디바이스는 바람직하게는 평평한 시트로서 만들어진다. 디바이스는 물질의 하나의 층 또는 수 개의 층을 포함할 수 있다. 디바이스의 하나의 층 또는 하나의 면 (즉 전면)은 실크 또는 실크 기반으로 만들어진다, 예를 들어 그것은 세리신 추출된, 니팅된, 실크 피브로인 얀으로 만들어진다. 디바이스가 단지 물질의 하나의 층을 포함할 때 디바이스의 이면 또는 저면은 점착 속성을 가진다. 디바이스가 두 개의 층을 포함할 때, (제1층의 저면에 부착되거나 융합되는) 디바이스의 반대면 (즉 제2층의 이면) 상의 제2층은 항-점착 속성을 가진다. 제1층은 실크 패브릭, 이를테면 SERI® 수술용 스캐폴드 (캘리포니아, 어바인, 앨러간 주식회사에서 입수가능한)일 수 있고 바람직하게는 그러하다. 두 층의 디바이스의 제2층의 항-점착 속성은 장을 향하여 디바이스가 복부와 관련하여 주입될 때 (또는 제2층이 희생층인 디바이스의 주입에 이어) 제2층이 장에 부착하는 것 (또는 점착하는 것)을 방지한다.
두 층의 디바이스들은 다-단계 제조 공정에 의해 만들어지고, 실크 필름 또는 실크 패브릭 또는 메시 (적합한 그리고 바람직한 실크 패브릭은 디바이스의 제1층으로서, 제2층에 부착되는, SERI®수술용 스캐폴드)이며, 여기서 제2층은 항-점착 장벽층을 형성한다(제2층의 이 버전이 장을 향할 때 제2층은 세포 부착 및 급증을 촉진하지 않는 생체 적합 물질로 만들어진다)를 포함할 수 있다.
따라서, 위에서 설명된 바와 같이, 우리가 개발한 실크 의료 디바이스들은 제2층이 세포 부착 및 증식을 촉진하지 않기 때문에 또는 제2층이 희생층이기 때문에 항-점착 속성을 가진다.
본 예 4에서:
● 우리는 디바이스의 제2층으로서 사용하기 위해 다양한 생체 적합 물질 기질들의 특성들을 결정하기 위해 두 개의 체외 세포 스크리닝 분석을 수행하였다;
● 제2로서 산화 재생 셀룰로오스("ORC")를 포함하는 세 개의 디바이스가 제조되었고 체 내에서 특성화되었다;
● 우리는 14개의 디바이스를 제조하였다;
● 우리는 실크 필름 ("SF") 및 히알루론산 ("HA"), 알기네이트 ("ALG"), 덱스트란 설페이트 ("DS"), 폴리에틸렌 글리콜 ("PEG") 또는 플루로닉® F127 ("F127")로 구성된 체외 디바이스들을 시험하였다, 그리고;
● 우리는 필름 주조 및 스폰지 주조 기술들, 뿐만 아니라 전자-선 살균 기술을 활용하였다.
표 1은 우리가 검토한 제2층 물질들 (두 또는 멀티-층의 디바이스에 대한)을 나타낸다. 이들 물질들의 각각의 추가 세부사항들이 본 예 4에 제공된다.
Figure pct00001
표 1.검토된 항-점착 디바이스 제2층 물질들.
항- 점착층의 선택
체외 생체 적합 물질 스크리닝 실험이 수행되었다:
- 다수의 물질의 항-점착 성능들을 빠르게 평가하기 위해;
- 가장 효율적인 항-점착 물질들 확인하기 위해, 그리고;
- 생체 내 시험되는 디바이스들의 수를 한정하기 위해.
이 생체 내 스크리닝 공정은 상이한 생체 적합 물질들 상에서 배양될 때, 주요 사람의 섬유아세포(상해/수술 위치들에 존재하는 세포들과 유사한, "세포들")의 용도, 및 세포 부착성, 표현형, 증식 및 전반적인 세포 상태의 평가를 수반하였다. 따라서 적합한 항-점착 물질에 대한 우리의 스크리닝은 두 개의 주요 성분: (a) 세포들 및 (b) 기질 생체 적합 물질들 (제2층)을 수반하였다. 추가적으로, 스크리닝 공정은 세포들의 현미경 평가를 가능하게 하도록 설계되었다. 이 목적을 위해, 우리는 멀티-웰 조직 배양 플레이트들에서 주조되는, 얇은 필름들로서 선택된 생체 적합 물질들(제2층)을 제조하고 평가하도록 선택하였다. 일반적으로 기질들은 겔, 필름들, 스폰지들, 회전 타원체들 등과 같은 다양한 물리적 형태로 세포들에 존재할 수 있지만, 우리의 목적을 위해 그것은 얇은 필름들 상의 세포들의 평가가 다음과 같은 것으로 고려되었다:
● 제제 성분들에 대한 세포의 반응들을 반영
● 광선이 필름들을 용이하게 통과할 수 있기 때문에 현미경 세포 표현형 평가를 편리하게 가능하게 함
● 기질 유도 세포 변화들 사이를 구별함으로써 사전-스크리닝 공정의 목적을 달성
물질들 (균등한 물질들이 또한 사용될 수 있다)
● 70% (v/v) 에탄올 용액 (피셔 사이언티픽, 카테고리 # 25467025)
● 클로락스 브리치 (피셔 사이언티픽, 카테고리 # 509387879)
● 사람의 진피 섬유아세포들, 성체 (PCS-201-012, 아메리칸 타입 컬쳐 컬렉션 (ATCC))
● 섬유아세포 기본 배지 (ATCC, 카테고리 # PCS-201-030)
● 섬유아세포 성장 무-혈청-키트 (ATCC, 카테고리 # PCS-201-040)
● 소태아 혈청 (FBS) (ATCC, 카테고리 # 30-2021)
● 페니실린-스테렙토마이신-암포테리신 B 용액 (ATCC, 카테고리 # PCS-999-002)
● 둘베코스 인산 완충 식염수 1X (DPBS) (ATCC, 카테고리 # 30-2200)
● 에펜도르프 마이크로피페터 세트 (피셔 사이언티픽, 카테고리 # 13-684-251)
● 필터 탑 바틀즈 (VWR, 카테고리 # 154-0020)
● 킴와이프스 (피셔 사이언티픽, 카테고리 # 06-666-1A)
● 세포 배양 플라스크들 (T75 플라스크들, 피셔 사이언티픽, 카테고리 # 10-126-37)
● 세포 배양 멀티-웰 플레이트 (24 웰 플레이트들, 피셔 사이언티픽, 카테고리 # 08-772-4G)
● 무균 세로로지칼 피펫들, 1-50 ml (VWR, 카테고리 # 89130)
● 무균 흡인 피펫들, 2 ml (VWR, 카테고리 # 414004-265)
● 헤모사이토미터 (피셔 사이언티픽, 카테고리 # 02-672-5)
● 세포 해리 시약 (아큐타아제) (인비트로젠, 카테고리 # A1110501)
● 무균 원뿔형 튜브들 (50 ml) (피셔 사이언티픽, 카테고리 # 07201332)
● 포유류 세포들에 대한, LIVE/DEAD® 생존도/세포독성 키트 (인비트로젠, 카테고리 # L3224)
● 세포 증식 분석 (프로메가 셀타이터 96 수용성 일 세포 증식 MTS 분석) (피셔 사이언티픽, 카테고리 # PR-G3580)
● 무균 페트리 접시들 (60 mm 직경) (VWR)
● 탈 이온수 (지멘스 (US 필터) RO/DI 물 정제기)
● 파라필름® 랩 (VWR)
장비
● 가습 인큐베이터 (뉴저지, 브릿지포트, 뉴 브런스윅 엑셀라 E24R, VWR)
● 층류 후드(스테릴가드 III 바이오후드; 앨러간 # 0116)
● 무균 수술용 가위들 (VWR)
● 무균 포셉들 (VWR)
세포 배양
사람의 주요 성체 섬유아세포들 (HDF들)은 어메리칸 타입 컬쳐 컬렉션 (20110 미국 버지니아, 머내서스, ATCC)에서 획득되었고 세포 배양들은 제공된 ATCC 사양서에 따라 개시되었다. 간단히, 섬유아세포 특이 세포 배지를 층류 후드에서 제조한 후, 세포 바이알을 1분 동안 37℃로 수조에 해동하였다. 그 후 세포 부유액을 25 ml 배지를 함유한 T75 배양 플라스크에 수송하였다. 그 후 세포들을 37℃ 및 5% CO2에서 배양하였고 배지를 세포들이 분석들에 필요하거나 ~80% 융합도로 될 때까지 매 72시간 마다 갈았다. 융합할 때, 세포들을 새로운 플라스크들에 계대 배양하였다. 세포들을 연구의 지속 기간 전체에 걸쳐 최대 6 계대 동안 증식하였다 (HDF들은 최대 10 사이클 계대를 가진다).
생체 적합 물질 (제2층) 주조 방법들
생체 적합 물질 필름들을 표 3에 설명된 바와 같이, 살균 필터링된 용액으로부터 층류 후드에서 제조하였다. 사용된 용액의 농도들은 타당한 이유들에 기초하여 선택하였다:
● SF 제조 공정은 통상적으로 6-8% v/w의 실크 농도를 갖는 용액을 생성한다. 용액 농도가 보다 높은 실크가 추가 공정에 의해 획득될 수 있으나, 실크 피브로인 용액은 그것의 핸들링을 어렵게 만드는 8% v/v 초과 농도에서 급격하게 겔화한다.
● HA는 양호한 수성 용해도를 갖는 폴리머 물질이나, 2% w/v 초과 농도에서 용액은 매우 점성이 높아 그것들의 핸들링을 어렵게 만든다
● ALG는 HA와 유사하고, 따라서 우리는 2% w/v의 이들 다당류 양자를 사용하기로 선택했다
● DS 및 PEG는 10% w/v의 낮은 점도의 수용액을 생성하였다 - 보다 높은 농도는 살균 필터링될 수 없는 보다 점성인 용액을 생성할 수 있다
● F127은 20% w/v로 사용될 때 25℃의 임계 겔 전이 온도 가지고, 따라서 이를 스톡 농도(stock concentration)로서 선택하였다.
종합적으로, 이 실험의 의도는 피펫팅, 무균 여과 및 수송을 허용한 레벨의 점도를 유지하면서 가능한 농축되는 작용 용액(working solution)을 가지는 것이었다.
제제 스크리닝을 위해 선택된 용적비들은 베타 시트 상호 작용들을 통해 물리적으로 가교가능할 수 있는 실크 기반 용액 획득의 필요성에 기초하였다. 이 요건은 최종 스캐폴드들이 수용성 환경에 배치될 때 용이하게 용해될 수 없음 및 어떤 화학적 가교제도 본 공정에서 사용되지 않음을 보장한다.
필름 용적 (200 ㎕/웰)은 웰 면적에 기초하여 선택하였다 - 이 용적은 모세관의 인장 효과 (보다 두꺼운 필름 에지들, 얇은 필름 중심들)를 제거하면서 균일한 표면 커버리지를 보장한다. 그것은 또한 현미경 광선과의 최소 간섭을 제공하였다.
제조된 필름들의 가교는 에탄올로 수행하였다. 알기네이트 기반 필름들에 대해, 알기네이트가 Ca2 + 존재시 겔화하나 에탄올에 가용성임에 따라, CaCl2를 에탄올에 첨가하였다. HA, DS, PEG 및 F127은 또한 에탄올에 가용성이나, SF 가교 공정은 성분들의 상이한 용해도로 인해 일부 나노- 및 마이크로- 스케일의 불균질성이 필름들에서 발생하더라도 실크 망에 이들 고분자들을 트랩한다. 가교 용액 용적 (0.5 ml은 조직 배양 플레이트 웰들의 용적에 기초하여 선택하였다.
생체 적합 물질 필름들은 표 2에 제시된 바와 같이 제조하였다.
Figure pct00002
표 2. 사용된 항-점착성 디바이스들 및 주조 방법의 개발에 대해 스크리닝된 생체 적합 물질 제제들의 요약.
필름 표면 조사
생체 적합 물질 생물학적 효과의 스크리닝에 대해, 다음 생체 적합 물질 제제들을 평가하였다: SF; SF/HA (1:1; 2:1 및 3:1 v/v), ALG, SF/ALG (1:1; 2:1 및 3:1 v/v), SF/DS (8:1 v/v), SF/PEG (8:1 v/v), F127, SF/F127 (8:1 v/v). 1:1 비들이 SF 가교를 통해 잘 안정화되었다. 그러나, 제제에서의 보다 높은 SF 함유가 최종 제제에 보다 높은 수성 안정도를 제공한다. 이에 대해 우리는 점진적으로 증가하는 실크 양에 따라 제제들을 시험하였다. 위와 같이 주조된 필름들의 표면들을 현미경으로 100X 확대하여 조사하였다.
SF 필름들은 물리적 가교 공정 동안 비롯될 수 있는 매끈한 표면을 가졌다. SF/HA 제제는 HA가 에탄올에 불용성이고 실크의 물리적 가교 공정 동안 용액에서 빠져 나오는 경향이 있는 사실로 인해, 불균일한 표면을 나타냈다. ALG (알기네이트)는 Ca2 +의 존재시 가교를 거친다. 이는 필름이 웰의 에지들을 주름지게 하고 그것들에서 분리되게 하였다. 모든 웰의 유사한 처리를 보장하는데 그리고 또한 무균상태의 부가된 척도로서 필요한 에탄올의 존재로 인해, 소량의 알기네이트가 HA와 유사한, 용액에서 빠져나오는 것으로 보여졌다. SF/ALG 제제는 ALG가 에탄올에 불용성이고 실크의 물리적 가교 공정 동안 용액에서 빠져나오는 경향이 있다는 사실로 인해, 불균일한 표면을 나타냈다. SF/PEG 필름들은 물리적 가교 공정 동안 실크 분자들 간 분자-간 및 분자-내 장력을 감소시키고 가소제로서 역할을 하는, PEG의 존재로 인해 매끈했다. SF/DS 필름들은 SF 및 DS 간 용해도의 차이에 의해 발생될 수 있는, 일부 크레이터(crater)-형 불규칙성을 가지고 매끈하였다. 15% w/v 이상 농도의, F127 폴록사머는 실온에서 겔화하고 매끈한 표면을 나타냈다. 그러나 F127은 에탄올에 가용성이고 일부 물질은 에탄올 처리 동안 씻겨 없어졌다. SF/F127 필름 표면들은 불균일했다. F127은 가소제로서 역할을 하도록 기대되었으나, SF 및 F127 간 용해도의 차이는 관찰된 표면 불규칙성의 원인일 것이다.
세포 부착성 평가
항-점착 속성을 갖는 디바이스를 갖는 또는 이의 층을 갖는 디바이스의 개발의 상황 하에서, 디바이스 또는 층의 항-점착 효율의 주요 지표로서 세포 부착을 평가하였다 (세포 부착이 낮을 수록 생체 적합 물질의 항-점착 속성이 양호하다). 일차 사람의 진피 섬유아세포 (성체, HDF) 계대 5를 250(l 배지에서의 5000 세포/웰에 대응하는 2x105 세포/ml의 밀도로 만들어진 생체 적합 물질 필름들 상에서 배양하였다. 세포 씨딩 농도(seeding concentration)는 배양 표면적, 세포 베양 동안 관측된 HDF 증식 패턴 및 분석 기간에 기초하여 선택하였다 (느리게 증식하는 세포들은 높은 수로 씨딩될 것인 한편, 빠르게 증식하는 세포들은 24 h (시간)을 초과하는 분석 시점들에서 접촉 저해 이슈들을 회피하기 위해 낮은 수로 씨딩될 것이다). 세포 모폴로지 및 부착성이 24시간 및 6일 배양 후 시각적으로 평가되었다.
조직 배양 플레이트(“TCP”) 대조군 상에서, HDF들은 24시간 및 6일 양자에서, 섬유아세포 특이, 방추-형태의 모폴로지를 나타낸다. 6일 데이터는 양호한 증식으로 건강한 세포 표현형을 드러냈다. 이러한 데이터 세트는 TCP 표면이 세포 부착 및 생존가능성을 지지하고 촉진하도록 설계되기 때문에 (ATCC 동물 세포 배양 가이드) 우리의 양성 대조군을 나타냈다. 모든 우리의 항-점착 디바이스 제제에 대해, 우리는 TCP 상에서 관측된 것보다 낮은 세포 부착을 목표로 했다.
24시간 데이터 이미지들은 전체 필름 표면 상에서 관측된 표현형을 나타냈고 모든 제제에 대한 비전형적인 섬유아세포 표현형을 드러냈으며, SF, SF/PEG 및 SF/DS 필름들은 여전히 신장된, 다소 방추-같은 표현형들을 유도했으나, 전체 세포 모폴로지는 원하는 대로, 세포 부착이 손상을 입음을 나타내며 TCP 상에서와 상이했다. SF/HA 및 SF/ALG는 세포들이 라운딩되고 함께 무리지어진 지점에의 세포 부착을 방지했다.
6일 데이터는 추가 세포 변화들을 드러냈다. SF 상에서, 세포들은 표면을 고르지 않게 덮고 있었고 필름 표면에서의 균열들에 대응하는 적은 부착 지점들에 고정되었다. 이는 SF가 TCP와 비교하여 항-점착 속성을 향상시켰음을 나타냈다. SF/HA 상에서 일부 세포 확산이 주목되었으나, 표면 커버리지가 현미경 평가를 통해 추정된 바와 같이, TCP 대조군보다 적은 것으로 보였다. SF/ALG 및 SF/DS는 세포 확산을 방지했고 적은 라운딩된 세포 클러스터가 이들 생체 적합 물질들의 표면 상에서 관측되었다.
유의미하게, 우리가 제조하고 평가한 모든 생체 적합 물질 제제가 TCP 대조군과 비교할 때 감소된 세포 부착 및 표면 커버리지를 나타냈다. 이는 평가된 선택된 제2층 물질들의 각각이 디바이스의 항-점착층으로서 사용될 수 있음을 나타냈다. 제2층으로서 지칭되었으나, 사용된 생체 적합 물질들이 실제 사용된 실크 필름층 (SF)에 융합되었음을 주의하는 것이 중요하다. 대안적으로 항-점착 제2층이 실크 패브릭 또는 실크 메시의 형태인 제1층에 부착되거나 융합될 수 있다.
세포 생존력 분석
세포 부착 분석은 상이한 생체 적합 물질 제제의 바람직한 항-점착/세포-점착방지 속성들의 시각적인 평가를 제공했다. 이러한 피처에 추가하여, 세포 생존력에 대한 SF 및 제2층 물질들("첨가제들" 또는 "생체 적합 물질들")의 실제 효과들을 평가하는 것이 중요했다.
생체 적합 물질의 세포학적 혼화성은 48시간 및 6일 배양 기간 후 평가하였다. 이를 위해, LIVE/DEAD 세포 독성 키트를 사용하였다. 이 키트는 두 개의 성부: 플루오레세인 (그린 형광) - 손상되지 않은, 생 세포들의 막에 결합하는 염료; 및 에티듐 호모다이머 (레드 형광) - 손상을 입은/사멸 세포들의 핵에 결합하나, 건강한 세포들의 막에 침투할 수 없는 핵산 특이 염료를 갖는다.
플레이팅 후, 세포 부착 기간은 세포 유형 및 기질에 의존적이고, 완료하기 위해 24시간까지 걸릴 수 있다 (ATCC 동물 세포 배양 가이드). 따라서, 48시간 시점이 세포 부착이 발생한 후 기질 관련 세포 독성 작용의 평가를 가능하게 할 수 있는 최초의 시점이기 때문에 이를 선택하였다. 첨가제 침출의 잠재적 효과가 이 시점에서 검출가능할 것으로 예상되었기 때문에 기질의 보다 장기간의 세포학적 혼화성을 평가하기 위해 6일 시점을 선택하였다 (6일 후, 일부 기질 상의 세포들이 융합에 이르렀고, 따라서 우리는 이후 시점들을 조사하도록 선택하지 않았다). TCP 상의 세포 생존가능성을 양성 대조군으로서 사용하였다.
양 시점에서 우리가 제조했던 모든 제2층 필름은 최소한의 세포 독성 작용을 나타냈으며, 세포 생존가능성은 현미경 평가에 의해 결정된 바와 같이 95%를 초과했다. 세포 사멸을 유도하는 것으로 보이는 단지 제2층 물질은 단독 제제로서 플루로닉 F127이었다. 우리는 또한 기질 (제2층) 제제에 기초하여, 세포들이 상이한 표현형들 - 보다 라운딩된 외관은 보다 낮은 부착성을 나타내는 한편 방추-같은 표현형은 대조군관 필적할만한, 보다 높은 부착성을 나타냈다-을 가졌음을 주목하였다.
요약하면, 세포학적 혼화성 분석은 모든 시험된 제2층이 세포학적으로 혼화가능하고 세포 사멸을 유도하지 않았음을 나타냈다. 이는 SF 및 테스트된 첨가제 (제2층 물질)가 디바이스에서 사용될 수 있음을 나타냈다.
세포 증식 분석
우리가 표면에의 세포들의 친화도 및 세포-기질 상호 작용을 평가하기 위해 사용한 다른 방법은 세포 증식 분석 (MTS 분석)을 수행하는 것이었다. 이 분석은 이의 감소된, 착색된 포맷에의 가용성 메틸 테트라졸륨 염 (MTS)의 세포 매개성 효소 감소에 의존적이었고, 따라서 임의의 인위 구조들 또는 위정(false positive)의 가능성을 제거했다. 이 효소 감소 공정은 표면 상의 생 세포들의 수 및 감소된 MTS의 색 강도 간 직접 상관관계를 제공했다.
스크리닝된 생체 적합 물질 표면들 상에 존재하는 세포 수들을 배양 후 48시간 및 6일에 평가하였다. 48시간 시점은 필름들에의 세포 친화도의 조기 표지로서 선택하였으나, 분석은 전체 세포 수에 민감하고 이후 배양 시점들에 관찰된 것들과 같은, 보다 높은 세포 밀도들에 대해 보다 양호한 결과들을 내기 때문에 6일 판독이 보다 대표적이었다 (도 13). 48시간에서, A450 값들은 6일에 관찰된 것들보다 낮았다. 이는 부착성의 차이와 관련 있는 보다 낮은 초기 세포 수/웰과 일치했다. 시험 웰에서 부착된 세포들이 증식하고 그것들의 수가 증가함에 따라, 분석할 때, 6일에 보여지는 바와 같이, 비색 시약의 강도가 증가하고 이는 보다 높은 A450 값들로 변환한다. 그럼에도 불구하고, 48시간 및 6일 데이터 동향은 세포 부착이 TCP 대조군과 비교하여 모든 제제에 대해 ≤ 50% 미만이었기 때문에 모든 스크리닝된 생체 적합 물질 제제 (제2층)이 항-점착 잠재력을 보였음을 나타내는 초기 관찰과 잘 상호관련되었고 이를 지지했다.
디바이스 제제 스크리닝
앞서 언급한 세포 스크리닝 데이터의 결과들은 선택된 제제 (제2층 물질)가 바람직한 항-점착 피처를 가졌음을 나타냈다. 우리는 실크 (제1층) 특성 물리적 가교를 유지하기 위한 그리고 이것들이 그렇게 야기할 수 있는 임의의 잠재적인 또는 알려지지 않은 부정적인 상호 작용들을 방지하기 위한 첨가제의 양을 최소화하기 원했고 따라서 우리는 추가적으로 증가된 실크 함유량에 따라 제제 (제2층 물질)를 스크리닝했다. 다섯 개의 상이한 제2층 물질을 갖는 제1층으로서 SF에 대해, 표 3은 다섯 개의 테스트된 SF/첨가제를 요약하고 그 결과들이 도 14 다섯 개의 막대 그래프에 도시된다.
Figure pct00003
표 3. 생물학적 속성들을 유지하면서 첨가제의 양을 최소화하기 위해 테스트된 SF/첨가제 제제의 요약
생체 적합 물질 (제2층) 필름들을 위에서 설명된 바와 같이 제조하였다. HDF 세포들을 2x105 세포/웰의 밀도로 플레이팅하고 세포 수에 대해 분석(MTS 분석)하기 전 24시간 동안 배양하였다. 분석 감도를 최대화 하기 위해 이러한 단기 분석에 대해 보다 높은 세포 시딩 밀도를 선택하였다. SF/HA 제제에 대해, 데이터는 3:1 용적비가 최적의 생물학적 결과(최저 세포 농도와 동등한)를 냈고 제제에서 HA 양을 감소시키는 것이 세포 점착을 증가시킬 수 있음을 나타냈다. 그러나, 디바이스 주조 동안, 스폰지 표면은 러빙(rubbing) 시 벗겨지는 것으로 보였다. 따라서, 10:1 SF 대 HA 비를 그것이 강건한 스폰지 표면을 낸 최고 HA 함유 제제였기 때문에 디바이스 평가를 위해 선택하였다. SF/ALG에 대해 20:1 비는 보다 높은 ALG 비들과 유사한 생물학적 효과들을 냈고, 따라서 디바이스들을 20:1 SF 대 ALG로 제조하였다. SF/PEG에 대해 8:1 비는 최상의 생물학적 결과들을 생성했고, 따라서 디바이스들을 8:1 SF 대 PEG로 제조하였다. SF/F127에 대해, F127을 10% w/v 농도로 사용하였을 때, 세포 점착이 모든 제제에 대해 유사했다. 8:1 용적비로, 20% w/v F127을 사용했을 때, 세포 점착방지 효과들이 이의 10% w/v 대응물에 대한 것보다 유리했다. 그러나, 순수 F127이 씨딩된 세포들로부터 명백한 바와 같은 세포 독성 염려로 인해, 디바이스들은 8:1 SF 대 F127 (10% w/v)로 제조하였다. SF/DS에 대해, 테스팅된 제제는 명료한 용량 반응을 유발했으며, 세포 부착은 (8:1 SF/DS 제제에 대응하는) DS의 최대량의 존재시 최저였다. 우리의 분석에서 DS는 양호한 생체 적합성을 나타냈다. 모든 비가 SF 대조군보다 높은 항-점착성을 가졌기 때문에, 우리는 첨가제의 양을 최소화하나 유의미하게 증가된 항-점착 속성들을 유지하기 위해, 디바이스들을 15:1 SF 대 DS 비로 제조했다.
디바이스 제조
물질들
● SERI® 수술용 스캐폴드 (앨러간), 니팅된 실크 메시.
● 실크 피브로인 용액 (국제 특허 출원 WO/2010/123945에 제시된 바와 같이 제조됨; 상게서, 식별단락 [0011] 참조).
● 실크 얀 (9-필라멘트)
● HA, 고 분자량 (HMW) (내재 점도 2.84 m3/kg)
● HA, 저 분자량(HMW)(내재 점도 0.41 m3/kg)
● DS (HMW) (시그마, 카테고리 # 67578, 로트 #, MW 200 kDa)
● DS (LMW) (시그마, 카테고리 # 42867, 로트 # BCBK1677V, MW 40 kDa)
● 써지셀® 스노우 흡수가능 지혈제 ORC (참조 # 2083, 로트 ELB5821, 에티콘)
● 써지셀® 누니트 흡수가능 지혈제 ORC (참조 # 1946, 로트 # 3650291, 에티콘)
● 써지셀® 피브릴라 흡수가능 지혈제 ORC (참조 #1963, 로트 # 3653407, 에티콘)
● 써지셀® 오리지널 흡수가능 지혈제 ORC (참조 # 1952, 로트 # 3649196, 에티콘)
● ALG (노바매트릭스 프로노바, SLG100, 로트 # 271108/3)
● PEG (알파 에이사, 카테고리 # 43443, 로트 # J04Y009, MW 8 kDa)
● F127 (시그마, # P2443, 로트 # SLBC8439V). F127 및 플루로닉 F127은 에틸렌 옥사이드, 프로필렌 옥사이드 블록 공중합체이다.
● 원뿔형 튜브들 (50 ml, 피셔 사이언티픽, 카테고리 # 339653)
● 페트리 접시들 (100 mm 직경, VWR, 카테고리 # 25384-342)
● 사각 접시들 (110 mm x 15 mm, VWR, 100501-176)
● 옴니트레이 (눈크 86x128mm, 피셔 사이언티픽, 카테고리 # 242811)
● 클린룸 와이프들 (버크셔, DR670.1212.20)
● 에탄올 (100%, 피셔 사이언티픽, 카테고리 # 50-980-460)
장비
● 냉각기 (-80℃) (VWR 모델 5708)
● 동결 건조기 (버티스 모델 벤치탑 K)
● 수조 (써모 피셔 사이언티픽, 피셔 사이언티픽)
● 층류 흐름 후드 (스테릴가드 II 어드밴스, 더 베이커 컴퍼니)
● 배양기 (포르마 사이언티픽 모델 3326, 피셔 사이언티픽)
● 원심분리기 (에펠도르프 모델 5804, 피셔 사이언티픽)
● 냉장기 (노르레이크 사이언티픽, 피셔 사이언티픽)
● 명시야 현미경 (라이카 모델 DMI3000B)
● 진공 오븐 (WVR 모델 1410)
● 스테인리스 스틸 가위들 (VWR)
● 족집게들 (WVR)
● 리드 링들 (피셔 사이언티픽, 카테고리 # 22-260-103)
● 재봉틀 (쥬키 코포레이션 모델 DDL-5530N)
● 살균 파우치 메탈릭(MPPE) (필마스터 메디컬 패키징, 아이템 # 1854-024)
● 살균 파우치 포일(PPFP) (필마스터 메디컬 패키징, 아이템 # 1854-024)
● 파우치 밀봉기 (아큐-실 모델 630)
● 자가-밀봉 살균 파우치들 (VWR, 카테고리 # 89140-800)
● 다리미 (블랙 & 데커, 카테고리 # AS870 타입 I)
일반적인 고려사항들
디바이스들은 위에서 제시된 결과들에 기초하여 선택된 제2층들을 갖는다. 속성들에 따라, 일부 제제를 필름들로서 제조하고 일부는 스폰지들로서 제조하였다. 양호한 유연성을 가지고, 균일한 제제를 낸 생체 적합 물질 (제2층) 혼합체를 필름들(SF/PEG 및 SF/F127)로 주조하였지만, 동일한 고려사항들에 기초하여, 스폰지들이 SF/HA, SF/ ALG 및 SF/DS와 같은 불균일 물질들에 대해 보다 적합한 옵션인 것을 보였다. 실크 메시로 융합된 필름들은 필름들로서 용이하게 봉합되었고 투명하였으나, 실크 메시로 융합된 스폰지들은 핸들링 동안 보다 강건성을 가지는 것으로 보였다 (필름 디바이스들은 손으로 구겨질 때 얇은 층으로 갈라질 수 있으나, 구김은 제조된 스폰지들에 대해 이슈가 아니었다). 제조된 특정한 디바이스들에 대해 추가적인 조성물 조절이 그것들의 가공성을 개선하기 위해 이루어졌다.
살균을 위해, 일부 디바이스들을 에틸렌 산화물에 의해, 건조하게 가공되었으나, 다른 디바이스들은 전자-선 살균에 의해, 촉촉하게 가공되었다. 의도는 모든 샘플을 건조하게 살균하는 것이었으나, 필름 및 특정한 스폰지들에 대해, 건조는 스캐폴드의 컬링 및 균열을 야기했다. 이에 기초하여, 우리는 수분 장벽에 의해 파우치들에 밀봉되는, 필름들 및 스폰지들을 촉촉하게 가공하는 것으로 선택했다. 에틸렌 옥사이드는 그러한 파우치들로 사용될 수 없기 때문에, 샘플들은 전자-선 처리를 통해 가공되었다. 모든 디바이스의 살균을 표준 살균 사이클들 및 파라미터들로 수행하였고 어떤 추가적인 살균 제어도 디바이스들 중 임의의 디바이스에 대해 수행하지 않았다.
공정
디바이스 1
설명: 서지셀® 스노우와 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (ORC) (6x6 cm)
수행: 무균 SERI® 수술용 스캐폴드를 층류 흐름 후드에서 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단했다. 유사하게, 써지셀® 스노우를 층류 흐름 후드에서 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단했다. 오토클레이브된 실크 피브로인 용액 (c = 7.5% w/v)을 써지셀 스노우를 메시 상에 고정시키기 위해 사용했다. 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 그 후 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 메시를 써지셀 스노우 정방형 상으로 옮기고 1분 동안 무균 족집게들로 꽉 눌렀다. 그 후 모든 조립된 디바이스들을 층류 흐름 후드에서 1시간 동안 건조시킨 후 30분 동안 에탄올 처리(100% v/v)하였다. 그 후 에탄올을 증발시킨 후 디바이스들을 150 ml 무균 PBS로 개별적으로 세척했다. 세척 단계는 진공 여과 플라스크를 사용함으로써 행했다 - 디바이스는 필터 상부 상에 평평하게 놓았고, 필터는 진공에 연결하였으며 15 ml PBS를 디바이스 상에 부었다. 진공은 디바이스들로부터 대부분의 PBS를 제거하는 것을 도왔다. 그 후 시제품들을 부분적으로 커버된 무균 직사각형 플레이트들 (옴니트레이들)에서 12시간 동안 층류 흐름 후드 상에서 건조하였다.
살균: 이들 디바이스들을 무균 출발 물질들로부터 층류 흐름 후드에서 조립하였다. 어떤 추가적인 살균도 수행하지 않았다.
패키징/보관: 위에서와 같이 제조된 디바이스들을 오토클레이브드 컨테이너들에 두고 무균 PBS로 덮었다. 그것들은 사용 전 24시간 동안 주위 환경 하에 유지하였다.
테스팅: 디바이스 1을 수술 절차를 통합하기 위한 "습한 랩(web lab)" 물질로 사용하였다. 어떤 추가적인 테스팅도 수행하지 않았다.
관찰: 두 층의 부분적인 박리가 제조된 디바이스 1 샘플들 중 일부에서 관찰되었다.
디바이스 1A
설명: 써지셀® 스노우로 봉합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (ORC) (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 무균 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 유사하게, 써지셀® 스노우를 비-무균 환경하에서 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 각 디바이스에 대해 하나의 메시 정방형을 추출된 9-필라멘트 실크 얀을 사용함으로써 재봉틀에 의해 하나의 스노우 정방형으로 봉합하였다.
살균: 디바이스들을 살균된 에틸렌 옥사이드 (EO) 및 자가-밀봉 파우치들에 두었다.
패키징/보관: 제조된 디바이스들 1A를 자가-밀봉 살균 파우치들에 두고, EO 살균처리한 후 사용 전 적어도 3일 동안 공기가 통하게 했다. 통기 기간 동안, 디바이스들을 환경 상태하에서 유지하였다.
테스팅: 시제품 1A를 생체 내에서 테스팅하였다.
디바이스 2
설명: 써지셀® 누니트와 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (ORC) (6x6 cm)
수행: 무균 SERI® 수술용 스캐폴드를 층류 흐름 후드에서 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단했다. 유사하게, 써지셀® 누니트를 층류 흐름 후드에서 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단했다. 오토클레이브된 실크 피브로인 용액 (c = 7.5% w/v)을 써지셀 누니트 (한 면만 패터닝됨)를 메시 상에 고정시키기 위해 사용하였다. 특히, 1 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다 (메시의 2 ml 실크에의 침지가 누니트를 적시고 층들의 융합에 손상을 입혔기 때문에 이 경우 두 개의 층을 융합하기 위해 사용된 실크의 양을 1 ml로 감소하였다). 그 후 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 메시를 누니트 정방형 상으로 옮기고 페트리 접시의 하부를 옆으로 굴림으로써 꽉 눌렀다. 그 후 모든 조립된 디바이스들을 층류 흐름 후드에서 1시간 동안 건조시킨 후 30분 동안 에탄올 처리 (100% v/v)하였다. 그 후 에탄올을 증발시킨 후 디바이스들을 150 ml 무균 PBS로 개별적으로 세척했다. 세척 단계는 진공 여과 플라스크를 사용함으로써 행했다 - 디바이스는 필터 상부 상에 평평하게 놓았고, 필터는 진공에 연결하였으며 15 ml를 디바이스 상에 부었다. 진공은 디바이스들로부터 대부분의 PBS를 제거하는 것을 도왔다. 그 후 시제품들을 부분적으로 커버된 무균 직사각형 플레이트들 (옴니트레이들)에서 12시간 동안 층류 흐름 후드 상에서 건조하였다.
살균: 이들 디바이스들을 무균 출발 물질들로부터 층류 흐름 후드에서 조립하였다. 어떤 추가적인 살균도 수행하지 않았다.
패키징/보관: 위에서와 같이 제조된 디바이스들을 오토클레이브드 컨테이너들에 두고(상기 이미지 참조) 무균 PBS로 덮었다. 그것들은 사용 전 24시간 동안 주위 환경하에 유지하였다.
테스팅: 시제품 2를 수술 절차를 통합하기 위한 "습한 랩" 물질로 사용하였다. 어떤 추가적인 테스팅도 수행하지 않았다.
관찰: 두 층의 부분적인 박리가 디바이스 2 샘플들 중 일부에 대해 관찰되었다.
디바이스 2A
설명: 써지셀® 누니트로 봉합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (ORC) (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 무균 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 유사하게, 써지셀® 누니트를 비-무균 환경하에서 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. ORC의 타이트한 니트 패턴에 기초하여, 시제품 2A의 희생층은 시제품 1A의 그것보다 느리게 분해될 것으로 기대된다. 각 디바이스에 대해 하나의 메시 정방형을 추출된 9-필라멘트 실크 얀을 사용함으로써 재봉틀에 의해 하나의 누니트 정방형 (한 면만 패턴닝됨)으로 봉합하였다.
살균: 디바이스들을 살균된 에틸렌 옥사이드 (EO) 및 자가-밀봉 파우치들에 두었다.
패키징/보관: 제조된 디바이스들을 자가-밀봉 살균 파우치들에 두고, EO 살균처리한 후 사용 전 적어도 3일 동안 공기가 통하게 했다.
테스팅: 디바이스 2A를 생체 내에서 테스팅하였다.
디바이스 3
설명: 써지셀® 피브릴라 (2 시트) 및 써지셀® 오리지널로 봉합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (ORC) (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 무균 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 유사하게, 써지셀® 피브릴라 및 써지셀® 오리지널을 비-무균 환경하에서 무균 스테인리스 스틸 가위들에 의해 7 x 7 cm 정방형들로 절단하였다. 각 디바이스에 대해 하나의 메시 정방형을 재봉틀에 의해 써지셀® 피브릴라의 두 개의 시트로 봉합하고 추출된 9-필라멘트 실크 얀을 사용함으로써 써지셀® 오리지널의 하나의 층 위에 얹었다. 두 개의 ORC 물질의 조합은 디바이스 1A 또는 디바이스 2A의 것보다 느린 레이트로 잠재적으로 분해될 수 있는 보다 두꺼운 희생층을 보장했다. 그 후 조립된 디바이스를 6x6 cm 크기로 트리밍하였다.
살균: 디바이스들을 살균된 에틸렌 옥사이드 (EO) 및 자가-밀봉 파우치들에 두었다.
패키징/보관: 제조된 디바이스들을 자가-밀봉 살균 파우치들에 두고, EO 살균처리한 후 사용 전 적어도 3일 동안 공기가 통하게 했다.
테스팅: 디바이스 2A를 생체 내에서 테스팅하였다.
디바이스 4 및 디바이스 5는 실크 기반 제어 디바이스들 (SBR-202 및 SERI 3D)이었다.
디바이스 6
설명: SF/PEG 필름과 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 별도로, 실크 피브로인 용액 (c = 8.1 % w/v)을 8:1 용적비로 PEG (c = 10% w/v)와 혼합한 후 혼합체를 위아래로 피펫팅함으로써 균질화하였다. 용액 (8 ml)을 10 cm 정방형 페트리 접시 하부들에서 주조하고 18시간 동안 진공 오븐에서 건조하였다. 그 후 접시들에서 건조된 필름들을 5분 동안 6 ml 에탄올 (100% v/v)로 처리하였다. 그 후 필름들은 접시들로부터 제거하고 탈 이온수에 5초 침지하여 간단히 수화시킨 후 90% v/v 에탄올에 5초 침지하였다. 이어서, 필름들을 (건조 동안 공기에 노출되었던 면) 아래로 향하게 두고 100 mm 페트리 접시의 뚜껑 상에서 신장시킨 후 페트리 접시 하부 및 상부의 위에 있는 리드 링(lead ring)으로 평평하게 건조시킨다.
실크 피브로인 용액 (c = 8.1% w/v)을 메시를 필름들 상에 고정시키기 위해 사용하였다 ("c"는 "농도"를 의미한다). 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 그 후 메시를 건조된 필름 상에 부가하고 균일한 표면 부착을 보장하기 위해 장갑을 낀 손가락들로 다듬었다. 구성물들을 100mm 페트리 접시의 하부 및 상부에 얹혀 있는 리드 링으로 15분 동안 평평하게 건조시켰다. 그 후 디바이스들을 10분 동안 90% 에탄올에 두고, 닦아낸 후, 제1 세척을 위해 5분 동안 탈 이온수에 두었다. 제1 세척 후, 필름들을 6x6cm 크기의 메시로 트리밍한 후 5분 동안 제2 세척에 두었다. 디바이스들을 한 번 더 세척한 후 파우칭하였다.
살균: 디바이스들을 금속화된 박리가능한 폴리에스테르 폴리에틸렌 필름(MMPE) 및 페이퍼 폴리에틸렌 포일 폴리에틸렌 장벽(PPFP) 파우치들에 두고, 아큐-실 실러 모델 630을 사용하여 밀봉하며, 전자-빔 살균하였다.
패키징/보관: 위에서와 같이 제조된 디바이스들을 PPFP 파우치들에 두고, 가열 밀봉하며 전자-빔 살균하였다. 그 후 디바이스들을 파우치들에 유지하고 보관하였다.
테스팅: MMPE 및 PPFP 파우치들 내 디바이스들을 전반적인 통합성, 박리, 유연성 및 봉합성을 위해 살균 후 2주간 검사하였다.
관찰: 필름들을 살균 동안 그리고 그 후 촉촉하게 유지했다. 디바이스들은 양호한 유연성을 가지는 것으로 보였으나 손으로 구겨질 때, 필름들을 메시로부터 분리하였다. 디바이스들은 필름들이 투명하고 메시 구멍들이 선명하게 보이기 때문에 봉합하기에 용이했다.
디바이스 7
설명: SF/F127 필름과 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 별도로, 실크 피브로인 용액 (c = 8.1 % w/v)을 8:1 용적비로 F127 (c = 10% w/v)와 혼합한 후 혼합체를 위아래로 피펫팅함으로써 균질화하였다. 용액 (8 ml)을 10 cm 정방형 페트리 접시 하부들에서 주조하고 26시간 동안 벤치 탑 상에서 건조하였다.
실크 피브로인 용액 (c = 8.1% w/v)을 메시를 필름들 상에 고정시키기 위해 사용하였다. 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 그 후 메시를 건조된 필름 상에 부가하고 균일한 표면 부착을 보장하기 위해 장갑을 낀 손가락들로 다듬었다. 구성물을 45분 동안 벤치 탑 상에서 건조한 후, 45분 동안 90% 에탄올에 두었다. 이어서, 시제품을 1시간 동안 1L 탈 이온수에 둔 후 벤치 탑 상에서 건조하였다. 건조 공정은 필름들이 줄어들고, 컬링되며 메시로부터 분리되게 하였다. 일곱 개의 구성물이 제조된 후, 두 개가 잘 융합되고 매끈한 것으로 보이고 살균을 위해 보내졌다.
살균: 디바이스들을 살균된 에틸렌 옥사이드 (EO) 및 자가-밀봉 파우치들에 두었다.
패키징/보관: 무균 디바이스들을 환경 상태로 파우치들에 유지하였다.
테스팅: 파우치들을 층류 흐름 후드에서 개방하였고 시제품들을 통합성 및 체외 생물학적 속성들에 대해 평가하였다.
관찰: 디바이스들을 살균 동안 그리고 그 후 손상되지 않게 유지했고, 세포 부착에 대해 테스트할 때, 결과들은 EO 살균이 디바이스의 생물학적 속성들을 변경시키지 않음을 나타내는 사전-살균 데이터와 필적할만한 했다.
디바이스 7A
설명: SF/F127 필름과 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 별도로, 실크 피브로인 용액 (c = 8.1 % w/v)을 8:1 용적비로 F127 (c = 10% w/v)와 혼합한 후 혼합체를 위아래로 피펫팅함으로써 균질화하였다. 용액 (6 ml)을 10 cm 정방형 페트리 접시 하부들에서 주조하고 18시간 동안 진공 오븐에서 건조하였다. 그 후 접시들에서 건조된 필름들을 5분 동안 6 ml 에탄올 (100% v/v)로 처리하였다. 그 후 필름들은 접시들로부터 제거하고 탈 이온수에 5초 침지하여 간단히 수화시킨 후, 90% v/v 에탄올에 5초 침지하였다. 이어서, 필름들을 (건조 동안 공기에 노출되었던 면) 아래로 향하게 두고 100 mm 페트리 접시의 뚜껑 상에서 신장시킨 후 페트리 접시 하부 및 상부의 위에 있는 리드 링(lead ring)으로 평평하게 건조시킨다.
실크 피브로인 용액 (c = 8.1% w/v)을 메시를 필름들 상에 고정시키기 위해 사용하였다. 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 그 후 메시를 건조된 필름 상에 부가하고 균일한 표면 부착을 보장하기 위해 장갑을 낀 손가락들로 다듬었다. 구성물들을 100mm 페트리 접시의 하부 및 상부에 얹혀 있는 리드 링으로 15분 동안 평평하게 건조시켰다. 그 후 시제품들을 10분 동안 90% 에탄올에 두고, 닦아낸 후, 제1 세척을 위해 5분 동안 탈 이온수에 두었다. 제1 세척 후, 필름들을 6x6cm 크기의 메시로 트리밍한 후 5분 동안 제2 세척에 둔다. 시제품들을 한 번 더 세척한 후 파우칭하였다.
살균: 디바이스들을 금속화된 박리가능한 폴리에스테르 폴리에틸렌 필름 (MMPE) 및 페이퍼 폴리에틸렌 포일 폴리에틸렌 장벽(PPFP) 파우치들에 두고, 아큐-실 실러 모델 630을 사용하여 밀봉하며, 전자-빔 살균하였다
패키징/보관: 위에서와 같이 제조된 디바이스들을 PPFP 파우치들에 두고, 가열 밀봉하며 전자-빔 살균하였다. 그 후 디바이스들을 파우치들에 유지하고 보관하였다.
테스팅: MMPE 및 PPFP 파우치들 내 디바이스들을 전반적인 통합성, 박리, 유연성 및 봉합성을 위해 살균 후 2주간 검사하였다.
관찰: 필름들을 살균 동안 그리고 그 후 촉촉하게 유지했다. 디바이스들은 양호한 유연성을 가지나 손으로 구겨질 때, 필름들을 메시로부터 분리하였다. 디바이스들은 필름들이 투명하고 메시 구멍들이 선명하게 보이기 때문에 봉합하기에 용이했다.
디바이스 8
설명: SF와 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 별도로, 실크 피브로인 용액 (c = 8.1 % w/v)을 3:1 용적비로 HA (LMW, c = 2% w/v)와 혼합한 후 혼합체를 위아래로 피펫팅함으로써 균질화하였다. 스폰지-같은 생체 적합 물질을 획득하기 위해, 그 후 용액 (15ml)을 옴니트레이 뚜겅들에서 주조하고 2시간 동안 -80°C 냉각기에 넣었다. 냉각된 샘플들을 건조하기 위해 24시간 동안 동결 건조한 후, 45분 동안 15ml 에탄올 (100% v/v)로 처리했다. 그 후 스폰지들을 트레이에서 제거하고, 에지들을 절단한 후, 추가 30분 에탄올 배양을 위해 트레이로 돌려보냈다. 이어서, 스폰지들을 옴니트레이 뚜껑들 및 리드 링들로 평평하게 덮었다.
실크 피브로인 용액 (c = 8.1% w/v)을 메시를 필름들 상에 고정시키기 위해 사용하였다. 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 메시를 건조된 스폰지 상에 (냉각하면서 트레이에 접촉한 면에) 부가한 후 균일한 표면 부착을 보장하기 위해 장갑을 낀 손가락들로 다듬었다. 시제품들을 1시간 동안 건조한 후, 30분 동안 90% 에탄올에 두고 닦아냈다. 이어서, 구성물들을 제1 세척을 위해 5분 동안 탈 이온수에 두었다. 제1 세척 후, 스폰지들을 6x6cm 크기의 메시로 트리밍한 후 5분 동안 제2 세척에 두었다. 시제품들을 한 번 더 세척한 후 파우칭하였다.
살균: 디바이스들을 MMPE 및 PPFP 파우치들에 두고, 밀봉하며 전자-선 살균하였다.
테스팅: MMPE 및 PPFP 파우치들 내 디바이스들을 전반적인 통합성, 박리, 유연성 및 봉합성을 위해 살균 후 2주간 검사하였다.
관찰: 디바이스들을 살균 동안 그리고 그 후 촉촉하게 유지했다. 디바이스들은 양호한 유연성을 가지고 손으로 구겨질 때 얇은 층으로 갈라지지 않는다. 그러나, 스폰지 면은 장갑을 낀 손으로 러빙했을 때 벗겨지는 것으로 보였다. 디바이스들은 봉합하기에 용이했다.
디바이스 8A
설명: SF/HA 스폰지와 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 별도로, 실크 피브로인 용액 (c = 8.1 % w/v)을 10:1 용적비로 HA (LMW, c = 2% w/v)와 혼합한 후 혼합체를 위아래로 피펫팅함으로써 균질화하였다. 스폰지-같은 생체 적합 물질을 획득하기 위해, 그 후 용액 (15ml)을 옴니트레이 뚜겅들에서 주조하고 2시간 동안 -80°C 냉각기에 넣었다. 냉각된 샘플들을 건조하기 위해 24시간 동안 동결 건조한 후, 45분 동안 15ml 에탄올 (100% v/v)로 처리했다. 그 후 스폰지들을 트레이에서 제거하고, 에지들을 절단한 후, 추가 30분 에탄올 배양을 위해 트레이로 돌려보냈다. 이어서, 스폰지들을 옴니트레이 뚜껑들 및 리드 링들로 평평하게 덮었다. 스폰지는 필름의 특정한 유형 (스폰지 같은 필름)으로 간주될 수 있다.
실크 피브로인 용액 (c = 8.1% w/v)을 메시를 필름들 상에 고정시키기 위해 사용하였다. 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 메시를 건조된 스폰지 상에 (냉각하면서 트레이에 접촉한 면에) 부가한 후 균일한 표면 부착을 보장하기 위해 장갑을 낀 손가락들로 매만졌다. 시제품들을 1시간 동안 건조한 후, 30분 동안 90% 에탄올에 두고 닦아냈다. 이어서, 구성물들을 제1 세척을 위해 5분 동안 탈 이온수에 두었다. 제1 세척 후, 스폰지들을 6x6cm 크기의 메시로 트리밍한 후 5분 동안 제2 세척에 두었다. 디바이스들을 한 번 더 세척한 후 파우칭하였다.
살균: 디바이스들을 MMPE 및 PPFP 파우치들에 두고, 밀봉하며 전자-선 살균하였다.
패키징/보관: 그 후 디바이스들을 파우치들에 유지하고 환경 상태 하 플라스틱 빈(plastic bin)에 보관했다.
테스팅: MMPE 및 PPFP 파우치들 내 디바이스들을 전반적인 통합성, 박리, 유연성 및 봉합성을 위해 살균 후 2주간 검사하였다.
관찰: 디바이스들을 살균 동안 그리고 그 후 촉촉하게 유지했고, 양호한 유연성을 가지고 손으로 구겨질 때 얇은 층으로 갈라지지 않는다. 이 특정한 SF/HA 제제는 장갑을 낀 손으로 러빙했을 때 벗겨지지 않는 스폰지들을 생산했고 디바이스들은 봉합하기에 용이했다.
디바이스 9
설명: SF/DS 스폰지와 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 별도로, 실크 피브로인 용액 (c = 8.1 % w/v)을 15:1 용적비로 DS (LMW, c = 10% w/v)와 혼합한 후 혼합체를 위아래로 피펫팅함으로써 균질화하였다. 스폰지-같은 생체 적합 물질을 획득하기 위해 그 후 용액 (15ml)을 옴니트레이 뚜겅들에서 주조하고 2시간 동안 -80°C 냉각기에 넣었다. 냉각된 샘플들을 건조하기 위해 24시간 동안 동결 건조한 후, 45분 동안 15ml 에탄올 (100% v/v)로 처리했다. 그 후 스폰지들을 트레이에서 제거하고, 에지들을 절단한 후, 추가 30분 에탄올 배양을 위해 트레이로 돌려보냈다. 이어서, 스폰지들을 옴니트레이 뚜껑들 및 리드 링들로 평평하게 덮었다. 스폰지는 필름의 특정한 유형 (스폰지 같은 필름)으로 간주될 수 있다.
실크 피브로인 용액 (c = 8.1% w/v)을 메시를 필름들 상에 고정시키기 위해 사용하였다. 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 메시를 건조된 스폰지 상에(냉각하면서 트레이에 접촉한 면에) 부가한 후 균일한 표면 부착을 보장하기 위해 장갑을 낀 손가락들로 다듬었다. 시제품들을 1시간 동안 건조한 후, 30분 동안 90% 에탄올에 두고 닦아냈다. 이어서, 디바이스들을 제1 세척을 위해 5분 동안 탈 이온수에 두었다. 제1 세척 후, 스폰지들을 6x6cm 크기의 메시로 트리밍한 후 5분 동안 제2 세척에 두었다. 디바이스들을 한 번 더 세척한 후 파우칭하였다.
살균: 디바이스들을 금속화된 박리가능한 폴리에스테르 폴리에틸렌 필름 (MMPE) 및 페이퍼 폴리에틸렌 포일 폴리에틸렌 장벽 (PPFP) 파우치들에 두고, 아큐-실 실러 모델 630을 사용하여 밀봉하며, 전자-빔 살균하였다.
패키징/보관: 위에서와 같이 제조된 디바이스들을 PPFP 파우치들에 두고, 아큐-실 실러 모델 630을 사용하여 밀봉하며, 전자-빔 살균하였다. 그 후 디바이스들을 파우치들에 유지하고 주변 환경 하에서 보관하였다.
테스팅: MMPE 및 PPFP 파우치들 내 디바이스들을 전반적인 통합성, 박리, 유연성 및 봉합성을 위해 살균 후 2주간 검사하였다.
관찰: 디바이스들을 살균 동안 그리고 그 후 촉촉하게 유지했고, 양호한 유연성을 가지고 손으로 구겨질 때 얇은 층으로 갈라지지 않는다. 스폰지들은 장갑을 낀 손으로 러빙했을 때 벗겨지지 않고 디바이스들은 봉합하기에 용이했다.
디바이스 10
설명: SF/ALG 스폰지와 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 별도로, 실크 피브로인 용액 (c = 8.1 % w/v)을 20:1 용적비로 ALG (c = 2% w/v)와 혼합한 후 혼합체를 위아래로 피펫팅함으로써 균질화하였다. 스폰지-같은 생체 적합 물질을 획득하기 위해 그 후 용액 (15ml)을 옴니트레이 뚜겅들에서 주조하고 2시간 동안 -80°C 냉각기에 넣었다. 냉각된 샘플들을 건조하기 위해 24시간 동안 동결 건조한 후, 45분 동안 15ml 에탄올 (100% v/v)로 처리했다. 그 후 스폰지들을 트레이에서 제거하고, 에지들을 절단한 후, 추가 30분 에탄올 배양을 위해 트레이로 돌려보냈다. 이어서, 스폰지들을 옴니트레이 뚜껑들 및 리드 링들로 평평하게 덮었다. 스폰지는 필름의 특정한 유형 (스폰지 같은 필름)으로 간주될 수 있다.
실크 피브로인 용액 (c = 8.1% w/v)을 메시를 필름들 상에 고정시키기 위해 사용하였다. 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 메시를 건조된 스폰지 상에 (냉각하면서 트레이에 접촉한 면에) 부가한 후 균일한 표면 부착을 보장하기 위해 장갑을 낀 손가락들로 다듬었다. 시제품들을 1시간 동안 건조한 후, 30분 동안 90% 에탄올에 두고 닦아냈다. 이어서, 구성물들을 제1 세척을 위해 5분 동안 탈 이온수에 두었다. 제1 세척 후, 스폰지들을 6x6cm 크기의 메시로 트리밍한 후 5분 동안 제2 세척에 두었다. 디바이스들을 한 번 더 세척한 후 파우칭하였다.
살균: 디바이스들을 금속화된 박리가능한 폴리에스테르 폴리에틸렌 필름 (MMPE) 및 페이퍼 폴리에틸렌 포일 폴리에틸렌 장벽 (PPFP) 파우치들에 두고, 아큐-실 실러 모델 630을 사용하여 밀봉하며, 전자-빔 살균하였다.
패키징/보관: 위에서와 같이 제조된 디바이스들을 PPFP 파우치들에 두고, 아큐-실 실러 모델 630을 사용하여 밀봉하며, 전자-빔 살균하였다. 그 후 디바이스들을 파우치들에 유지하고 주변 환경 하에서 보관하였다.
테스팅: MMPE 및 PPFP 파우치들에서 전반적인 통합성, 박리, 유연성 및 봉합성을 위해 살균 후 2주간 검사하였다.
관찰: 디바이스들을 살균 동안 그리고 그 후 촉촉하게 유지했다. 디바이스들은 양호한 유연성을 가지는 것으로 보였고 손으로 구겨질 때 얇은 층으로 갈라지지 않는다. 스폰지들은 장갑을 낀 손으로 러빙했을 때 얇은 층으로 갈라지지 않는다. 디바이스들은 봉합하기에 용이했다.
디바이스 11
설명: SF 스폰지 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 무균 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 이어서, 스폰지-같은 생체 적합 물질을 획득하기 위해, 실크 피브로인 용액 (c = 8.1 % w/v) (7.5 ml)을 옴니트레이 뚜껑들에서 주조하고 2시간 동안 -80°C 냉각기에 넣었다. 냉각된 샘플들을 건조하기 위해 24시간 동안 동결 건조한 후, 45분 동안 15ml 에탄올 (100% v/v)로 처리했다. 그 후 스폰지들을 트레이에서 제거하고, 에지들을 절단하고, 뒤집었으며 추가 30분의 에탄올 배양을 위해 트레이로 돌려보냈다. 이어서, 스폰지들을 상부에 리드 링을 갖는 플라스틱 트레이 밑, 3개의 보푸라기가 없는 와이프 사이에서 평평하게 건조하였다. 스폰지는 필름의 특정한 유형 (스폰지 같은 필름)으로 간주될 수 있다.
실크 피브로인 용액 (c = 8.1% w/v)을 메시를 필름들 상에 고정시키기 위해 사용하였다. 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다 그 후 메시를 건조된 스폰지 상에 (냉각하면서 플레이트와 접촉했던 면에) 부가하고 균일한 표면 부착을 보장하기 위해 장갑을 낀 손으로 다듬었다. 시제품들은 1시간 동안 옴니트레이 뚜껑들 하에서 평평하게 건조시켰다. 건조할 때, 스폰지들을 대강 트리밍하고, 30분 동안 90% 에탄올에 두고, 닦아낸 후, 제1 세척을 위해 5분 동안 탈 이온수에 두었다. 제1 세척 후, 스폰지들을 6x6cm 크기의 메시로 트리밍한 후 5분 동안 제2 세척에 넣었다. 그 후 디바이스들을 옴니트레이들 및 리드 링들로 덮었다.
살균: 디바이스들을 살균된 에틸렌 옥사이드 (EO) 및 자가-밀봉 파우치들에 두었다.
패키징/보관: 제조된 디바이스들을 자가-밀봉 살균 파우치들에 두고, EO 살균처리한 후 사용 전 적어도 3일 동안 공기가 통하게 했다. 통기 기간 동안, 디바이스들을 환경 상태하에서 유지하였다.
테스팅: 샘플들을 통합성에 대해 시각적으로 평가했다.
관찰: 디바이스들은 살균 동안 그리고 그 후 이의 통합성을 유지했다. 파우칭된 디바이스들의 시각적 검사 시 어떤 박리, 색상 변경 또는 스폰지 균열도 보이지 않았다.
디바이스 11A
설명: SF 스폰지와 융합된 SERI® 수술용 스캐폴드 (6x6 cm)
수행: 비-무균 SERI® 수술용 스캐폴드들을 스테인리스 스틸 가위들에 의해 6 x 6 cm 정방형들로 절단하였다. 이어서, 스폰지-같은 생체 적합 물질을 획득하기 위해, 그 후 실크 피브로인 용액 (c = 8.1 % w/v) (15 ml)을 옴니트레이 뚜껑들에서 주조하고 2시간 동안 -80°C 냉각기에 넣었다. 냉각된 샘플들을 건조하기 위해 24시간 동안 동결 건조한 후, 45분 동안 15ml 에탄올 (100% v/v)로 처리했다. 그 후 스폰지들을 트레이에서 제거하고, 에지들을 절단한 후, 추가 30분 에탄올 배양을 위해 트레이로 돌려보냈다. 이어서, 스폰지들을 옴니트레이 뚜껑들 및 리드 링들로 평평하게 덮었다. 스폰지는 필름의 특정한 유형 (스폰지 같은 필름)으로 간주될 수 있다.
실크 피브로인 용액 (c = 8.1% w/v)을 메시를 필름들 상에 고정시키기 위해 사용하였다. 특히, 2 ml 실크 용액을 무균 100 cm 페트리 접시의 뚜껑에 부가하였고 무균 피펫 팁으로 고르게 분산시켰다. 메시를 이의 표면이 균일하게 젖을 때까지 접시에 두었다. 메시를 건조된 스폰지 상에(냉각하면서 트레이에 접촉한 면에) 부가한 후 균일한 표면 부착을 보장하기 위해 장갑을 낀 손가락들로 다듬었다. 시제품들을 1시간 동안 건조한 후, 30분 동안 90% 에탄올에 두고 닦아냈다. 이어서, 구성물들을 제1 세척을 위해 5분 동안 탈 이온수에 두었다. 제1 세척 후, 스폰지들을 6x6cm 크기의 메시로 트리밍한 후 5분 동안 제2 세척에 두었다. 디바이스들을 한 번 더 세척한 후 파우칭하였다.
살균: 디바이스들을 페이퍼 폴리에틸렌 포일 폴리에틸렌 장벽 (PPFP) 파우치들에 두고, 아큐-실 실러 모델 630을 사용하여 밀봉하며, 전자-빔 살균하였다.
패키징/보관: 위에서와 같이 제조된 디바이스들을 PPFP 파우치들에 두고, 아큐-실 실러 모델 630을 사용하여 밀봉하며, 전자-빔 살균하였다. 그 후 디바이스들을 파우치들에 유지하고 주변 환경 하에서 보관하였다.
테스팅: MMPE 및 PPFP 파우치들에서 전반적인 통합성, 박리, 유연성 및 봉합성을 위해 살균 후 2주간 검사하였다.
관찰: 디바이스들을 살균 동안 그리고 그 후 촉촉하게 유지했다. 디바이스들은 양호한 유연성을 가지는 것으로 보였고 손으로 구겨질 때 얇은 층으로 갈라지지 않는다. 스폰지들은 장갑을 낀 손으로 러빙했을 때 얇은 층으로 갈라지지 않는다. 디바이스들은 봉합하기에 용이했다.
디바이스 특성
물질들
● (위에서 제시된 바와 같이) 제조된 디바이스들
● SERI® 수술용 스캐폴드 (앨러간)
● 둘베코스 인산 완충 식염수 1X (DPBS) (ATCC, 카테고리 # 30-2200)
장비
● 두께 다이얼 게이지 (SNAP-004, 케이퍼 J100 타입 C)
● 기계적 테스팅 장비 (인스트론 모델 E3000)
● 기계적 테스팅 장비 (인스트론 모델 8871)
디바이스 팽창
팽창 특성은 디바이스의 수술 주입 후 디바이스가 디바이스 용적 증가로 인해 조직 또는 신경 압축을 야기하지 않아야 하기 때문에 주입형 디바이스들에 있어서 아주 중대하다. 제조된 항-점착 디바이스의 임의의 팽창의 정도를 결정하기 위해, 우리는 생리학적인 환경 하에서 배양되는 디바이스 샘플들의 두께와 건조 디바이스 샘플 두께를 비교하였다. 두께 측정을 두께 다이얼 게이지로 수행하였고 15번의 측정이 6x6 cm 디바이스마다 이루어졌다. 모조의 생리학적 환경으로, 디바이스들을 24시간 동안 50 rpm으로, 37℃의 DPBS에서 배양하였다. 결과들은 디바이스들 6, 7A, 8A, 9, 10이 생리학적 환경하에서 배양했을 때 팽창하지 않거나 미미하게 팽창하거나 분명히 실질적이지 않게 팽창함 (팽창하지 않거나 본질적으로 팽창하지 않음, 이는 + 또는 - 5%의 기준값을 가짐) (T 테스트, p > 0.05) 을 나타냈다. ORC는 물의 존재시 겔화하고 잘못된 측정을 낼 것이기 때문에 ORC 시제품들(P1A, P2A 및 P3)을 이 평가에 포함하지 않았다.
기계적 테스팅
디바이스들(디바이스들 1A, 2A, 3, 6, 7A, 8A, 9, 10 및 11A)의 기계적 속성들을 수술 연 조직 복원 절차들에서의 사용에 대한 이의 적합성을 평가하였다. SERI® 수술용 스캐폴드 (SERI 메시)를 기준 물질로 사용하였다. 인열 테스팅(tear testing) 및 파열 테스팅(burst testing) 양자를 수행하였다. 간단히, 샘플들을 파열 테스팅을 위해 40x40 mm로 그리고 인열 테스팅을 위해 10x60 mm로 절단하였고 실온에서 2시간 동안 PBS에 담궜다. 파열 테스팅을 위해, 샘플들을 검체 클램프 상에 고정하였고, 볼 파열 고정물을 샘플이 파단될 때까지 60mm/in의 일정한 레이트로 샘플에 대고 밀었다. 인열 테스팅을 위해, 샘플들을 클램프들에 부착하였고 샘플이 파단될 때까지 2400 mm/분의 일정한 레이트로 밀었다.
파열 강도 결과들은 필름들 또는 스폰지들의 SERI® 수술용 스캐폴드에의 융합이 기준의 내재하는 기계적 속성들을 악화시키고 개선되지 않음을 나타냈다. 모든 디바이스는 SERI® 수술용 스캐폴드 대조군의 파열 강도 값들에 필적할만하거나 매우 유사한 것(+ 또는 - 10%의 기준값)으로 보였다(t-테스트, p > 0.05).
디바이스들 1A, 2A, 3, 6, 7A, 8A, 9, 10 및 11A)의 인장 테스팅은 또한 모든 디바이스에 대해 획득되는 필적할만한(즉 + 또는 - 약 10%의 기준값) "파단 신장율: 값들을 갖는 대조군과 매우 유사한 것으로 나타냈다(t-테스트, p > 0.05). 그러나, 디바이스 10은 SERI 기준 제어군과 비교할 때 파단시 약 10% 초과의 인장 하중을 견딜 수 있었다(t-테스트 p = 0.02).
전반적으로, 이 예 4는 테스팅된 디바이스들의 팽창이 무시가능했고 그것들이 주입-후 주위 조직에 압축에 대한 어떠한 위험도 지우지 않을 것임을 나타냈다. ORC 물질들은 희생층이 수화될 때 겔화하고 붕괴되어 샘플 조작을 불가능하게 만들었기 때문에 테스팅할 수 없었다. 추가적으로, 테스팅된 디바이스들의 기계적 속성들은 디바이스들이 연 조직 복원을 돕기 위해 주입될 때 충분한 기계적 지지를 제공할 수 있음을 나타내는 SERI® 수술용 스캐폴드와 매우 유사했다.
예 5
단일층 및 두 층으로 이루어진 항-점착 표면 실크 의료 디바이스들
본 예 5는 우리가 제조하고 특성화한 실크 의료 디바이스들의 두 개의 유형을 개시한다. 우리가 제조한 디바이스들의 양 유형은 특정한 신규한, 니팅된 실크 메시(또는 스캐폴드)를 포함했다. 우리가 제조한 디바이스의 제1 유형은 항-점착 (즉 개방 공간 또는 구멍들의 완전한 커버리지로 매끈하거나 편평한 프로필을 갖는) 표면을 갖는 디바이스의 적어도 하나의 표면 또는 면으로 제조된 특정한 니팅된 실크 메시 (또는 스캐폴드)였다. 이 제1 유형의 디바이스의 이 실크 메시는 주입 후 1년 내지 3년에 걸쳐 생체에 재흡수된다. 우리가 제조한 제2 유형의 디바이스는 또한 제1 디바이스, 및 제2 디바이스의 제1 니팅된 메시층의 일면에 부착되거나 융합되는 희생 (제2) 층에 의해 제공되는 항-점착 속성과 같이, 제1층의 니팅된 실크 메시 (스캐폴드)를 포함했다. 희생층은 전체적으로 또는 주로 보다 빠르게 (바람직하게는 적어도 약 10일 및 약 30일 이하에 걸쳐) 생체에 재흡수가능한 얀으로 이루어진다. 따라서 이 두 층의, 제2 유형의 디바이스는 니팅된 실크 메시(항-점착 속성을 가지지 않음)로 만들어진 전면 또는 상면, 및 항-점착성, 희생층에 의해 형성되는 이면 또는 저면을 갖고, 여기서 희생증은 PGA, PLGA 및/또는 ORC 파이버들과 같은, 빠르게 생체에 재흡수되는 파이버들로 만들어질 수 있다. 제1 유형의 디바이스 또는 제2 유형의 디바이스 중 어느 하나의 항-점착 속성은 장 조직 또는 복부 내장과 접촉하여 배치되는 디바이스의 (이 또는 저)면에의 조직(예를 들어 장 조직 및/또는 복부 내장) 부착을 방지하거나 감소한다. 디바이스의 (상 또는 전)면이 디바이스의 니팅된 실크 메시층이며 여기서 디바이스의 상면 또는 전면이 항-점착 속성을 가지지 않음을 주의하는 것이 중요하고, 실제로 (제1 및 제2 유형의 디바이스 양자에 대해) 디바이스의 상면 또는 전면 상의 구멍들은 디바이스의 전면 또는 상면 상으로 그리고 내로의 조직 내성장(tissue ingrowth)을 가능하게 한다. 이런 식으로 SERI® 수술용 스캐폴드와 같은, 디바이스는 새로운 결합 조직이 주입된 디바이스의 느리게 생체 분해하는 상면 또는 전면 상으로 그리고 내로 형성됨에 따라 연 조직 기계적 지지 및 연 조직 부하 지탱 기능을 제공한다.
따라서 본 예 5에서 제조되는 양 유형의 디바이스들은 항-점착 속성을 가지고 추가적으로 단일 단계 제조 (직물 니팅) 공정을 사용하여 만들어졌다.
따라서 우리는 이의 항-점착 속성으로 인해 실크 기반 디바이스들이 디바이스의 항-점착면 상에의 수술-후 점착 형성에 저항하거나 방지할 수 있는 탈장 복원 절차들에서를 포함하여, 다양한 의료 및 수술 절차들에서 사용하기 위한 신규 실크 기반 의료 디바이스들(니팅된 실크 메시층을 갖는)을 개발하였다.
물질들
만들어진 우리의 발명의 실시예들에 대해 우리가 사용한 네 개의 유형의 얀은 다음이다:
● 6 필라멘트, 낮은 꼬임의, 세리신 추출된 실크 얀.
● 9 필라멘트, 높은 꼬임의, 세리신 추출된 실크 얀.
● 45D PGA 얀(예를 들어 텔레플렉스 메디컬에 의해 Deknatel®로서 만들어짐). 이는 18 필라멘트, 45 데니어, 바이올렛, 물-세척가능한 방사 마감제(4% w/w 이하)로 가공된 폴리글리콜산(PGA) 파이버.
● 128D PGA 얀(예를 들어 또한 Deknatel® 브랜드명으로 텔레플렉스 메디컬에 의해 만들어짐). 이는 48 필라멘트, 128 데니어, 염색되지 않은, 물-세척가능한 방사 마감제(4% w/w 이하)로 가공된 폴리글리콜산(PGA) 파이버.
실크 얀은 제1 유형의 디바이스를 제조하기 위해 또는 제2 유형의 디바이스의 전면층의 상측을 제조하기 위해 사용하였다. PGA (비-실크) 얀들은 제2 유형의 디바이스의 희생층을 제조하기 위해 사용하였다. 광유(어밴터에서 입수가능한 무거운, 백색의, 광유와 같은)를 이의 니팅을 가능하게 하기 위해 얀들을 코팅하는데 사용하였다. 잔여 오일을 이후에 소킹(soaking) (세척) 및/또는 이산화탄소 처리를 포함하는 다양한 방법에 의해 얀들로부터 그리고/또는 니팅된 디바이스로부터 제거하였다.
장비
사용된 백와인더(backwinder)는 SIMET에 의해 모델 넘버 SE-01로서 제조되었다.
사용된 니팅 기계는 COMEZ에 의해 모델 넘버 EL-800-8B로서 제조되었다. 이는 두 개의 긴 스로우 바(throw bar)를 포함하는 8개의 바 성능을 갖는 이중 니들 베드(needle bed) 워프 니터(warp knitter )이다.
두께 게이지는 케이퍼에 의해 모델 넘버 J-100 C로서 제조하였다.
우리가 사용한 테스팅 장비는 인스트론에 의해 모델 넘버 E3000 (인장 테스터)로서 제조되었다.
위에서 제시된 바와 같이 우리는 본 예 5에서 두 유형의 실크 기반 의료 디바이스를 제조하였다. 제조된 모든 디바이스는 예를 들어 베이스 층으로서, 적어도 니팅된 실크 메시 (스캐폴드)를 포함하였다. 제조된 제1 유형의 디바이스는 단지 편평한 프로필, 낮은 시어(sheer), 완전한 커버리지, 항-점착 속성 (즉 새틴 니트)을 갖는 일면을 갖는 니팅된 실크 메시를 포함하였다. 이 제1 유형의 실크 디바이스는 주입 후 약 1년 내지 3년에 걸쳐 생체에 재흡수되도록 제조되었다. 우리가 제조한 제2 유형의 실크 디바이스는 제2, 항-점착, 희생 니팅된 비-실크 파이버 층에 부착되거나 융합되는 제1 층의 니팅된 실크 메시를 포함함였다. 희생층은 전체적으로 또는 주로 보다 빠르게 (약 10일 이상 약 30일 미만에 걸쳐) 생체에 재흡수가능한 비-실크 파이버들을 포함하였다.
희생층이 없는 디바이스들(베이스 층 메시들)
희생층을 갖거나 항-점착성을 갖는 우리가 제조한 디바이스들의 베이스 층 메시에 대해 우리는 그렇게 함으로써 장에의 자극을 제거하거나 최소화하고 그로 인해 디바이스의 면(즉 장 조직에 접하는 매끈한 면) 상으로의 점착 형성을 제거하거나 실질적으로 제거하기 위해 물질에 편평한 프로필의 (매끈한) 표면을 제공하는 니트 패턴을 사용하는 낮은 데니어, 낮은 꼬임의 얀을 사용하는 단일층을 개발하였다. 그러한 적합한 디바이스의 우리가 제조한 실시예를 우리는 "단일 베드 102"로 또는 "SBR 202"로서 지칭한다. SBR 202 디바이스들은 6 필라멘트 메시 디바이스들이다.
특히, 단일 베드 102 디바이스들은 “SS-P01-0X” 디바이스들의 시리즈로서 제조되었고, 여기서 X는 정수 1 이상이다(디바이스들을 디바이스들 P01-01-0X의 시리즈로서 지칭하였다). 따라서 이 디바이스의 몇몇 버전이 제조되었다(즉 SS-P01-01-0X 디바이스 버전들). 이 디바이스는 SERI 수술용 스캐폴드에 대해 사용된 스티치 밀도 약 절반을 갖는 단일 베드 (전면 베드) 니팅 기계 상에서 제조된 면에 접하는 장 위에 편평한 프로필의 (매끈한) 표면을 가져, 보다 얇은, 낮은 시어, 완전한 커버리지의 니팅된 실크 패브릭 및 낮은 (매끈한) 루프 프로필을 야기한다.
사용된 바들의 수: 03 (바들 # 4, 5, 및 7)
니팅 베드들: 단지 전면 (10 게이지).
베드 간격:0.8 mm
픽 밀도(Pick density): 18 픽/cm
사용된 니들의 유형: 래치 니들 (코메즈 부품 #61326, 그로쯔-베커르트 부품 # SN-S 51.60 G01)
사용된 니들의 수: 25
패턴 길이: 12
크릴(creel) 셋업:
전면 크릴: 바 # 7에 대해 좌측 상에 28 말단 (레이-인(lay-in))
바 # 5에 대해 우측 상에 25 말단 (필러 스티치)
이면 크릴: 바 # 4에 대해 좌측 상에 28 말단 (필러 스티치)
공급 로울러 셋업:
공급기 # 18: 바 # 4에 25 말단 공급
공급기 # 20: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들에 대해 말단들)
공급기 # 21: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들로부터 세컨드-인)
공급기 # 22: 바 # 5에 25 말단 공급
공급기 # 23: 바 # 7에 24 말단 공급 (레이-인의 벌크)
바 스윙 셋업: 중앙 스윙으로 15.5 mm
체인 연결 및 바 스레딩
9-9, 9-9, 7-7, 7-7, 9-9, 9-9, 1-1, 1-1, 3-3, 3-3, 1-1, 1-1로서 바 # 7 (레이-인) 풀 세트
(3-1, 1-1, 1-3, 3-3) × 3로서 바 #5 (필러) 풀 세트
(1-3, 3-3, 3-1, 1-1) × 3로서 바 #4 (필러) 풀 세트
도 15는 단일 베드 102 메시 디바이스에 대한 니트 패턴 도해를 도시하고
도 16을 단일 베드 102 디바이스의 외관을 도시한다.
항-점착 니팅된 (새틴) 디바이스들
이 디바이스에 대해, 항-점착층 (장에 접하는 면)을 SS-P01-01 (단일 베드 102 디자인)에 조합되는 새틴 니트 패턴 및 실크 얀을 사용하여 제조하였다. 새틴 니팅은 하나보다 많은 니들에 따라 앞뒤로 교차하는 얀의 긴 스트라이드(stride)로 이루어진다. 이러한 얀의 앞뒤 모션은 새틴 패브릭들의 윤기가 흐르는 외관 및 "매끈한" 감촉 특성을 초래하는 패브릭 코스 방향을 따라 이어지는 "우드 스택" 유형의 디자인을 생산한다. 표면의 퍼센트 커버리지는 교차각 및 소정의 시간에 교차하는 얀의 양에 의해 제어될 수 있다. 교차각은 얀이 교차하는 니들의 수에 의해 제어되고 얀의 양은 가이드당 스레드의 수 및 얀 데니어에 의해 제어된다 (참조 번호 새틴 시리즈: SS-P02-02-0X).
사용된 바들의 수: 04 (바들 # 2, 4, 5, 및 7)
니팅 베드들: 단지 전면 (10 게이지).
베드 간격: 1.0 mm
픽 밀도: 18 픽/cm
사용된 니들의 유형: 래치 니들 (코메즈 부품 #61326, 그로쯔-베커르트 부품 # SN-S 51.60 G01)
사용된 니들의 수: S-P02-02-01 내지 03에 대해 25
S-P02-02-08 내지 13에 대해 30
패턴 길이: SS-P02-02-01, 02, 03, 및 10에 대해 12
SS-P02-02-13에 대해 08
SS-P02-02-08, 및 09에 대해 04
크릴 셋업: 이하 설정들은 30개의 니들로 만들어진 패턴들에 대한 것이다.
전면 크릴: 바 # 7에 대해 좌측 상에 33 말단 (레이-인)
바 # 5에 대해 우측 상에 30 말단 (필러)
이면 크릴: 바 # 4에 대해 좌측 상에 30 말단 (필러)
바 # 2에 대해 좌측 상에 N×(30-C) 말단 (새틴)
여기서 N은 가이드당 말단들/스레드들의 수이다. C는 새틴 얀이 각 스트라이드에서 교차하는 니들의 수이다.
공급 로울러 셋업:
공급기 # 17: 바 # 2에 N×(30-C) 말단 공급
공급기 # 18: 바 # 4에 30 말단 공급
공급기 # 20: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들에 대해 말단들)
공급기 # 21: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들로부터 세컨드-인)
공급기 # 22: 바 # 5에 30 말단 공급
공급기 # 23: 바 # 7에 29 말단 공급 (레이-인의 벌크)
바 스윙 셋업: 중앙 스윙으로 15.5 mm.
바 # 7 (레이-인) 풀 스레딩: 9-9, 9-9, 7-7, 7-7, 9-9, 9-9, 1-1, 1-1, 3-3, 3-3, 1-1, 1-1
바 #5 (필러) 풀 스레딩: (3-1, 1-1, 1-3, 3-3) × 3
바 #4 (필러) 풀 스레딩: (1-3, 3-3, 3-1, 1-1) × 3
바 # 2 (새틴) 풀 스레딩: (3-1, 5-5, 9-11, 5-5) × 3
도 17은 새틴 디바이스들에 대한 니트 패턴 도해를 도시하고
도 18은 실크 기반 새틴 디바이스의 외관을 도시한다.
희생층을 갖는 디바이스
본 예 5에서 우리가 제조한 제2 유형의 디바이스들은 희생층을 갖는다. 복부 벽 또는 근육 영역에 접하는 (상 또는 전)면은 주로 또는 전체적으로 니팅된 실크(다공성이고 기계적으로 강함)로 만들어졌고 조직 통합을 촉진한다. 장에 접하는 (저 또는 이)면을 희생층을 포함한다. 이러한 저면 또는 이면 층은 희생층에의 일시적인 조직 점착이 일어나게 하는 물질 또는 합성물로 만들어진다. 주입 직후(주입 후 약 10일 내지 약 30일 내), 희생층은 생체 분해되고 생체에 재흡수됨으로써 기계적으로 절충되어 점착 조직(즉 장 조직)의 디바이스로부터의 분리를 초래한다. 디바이스들을 포함하는 희생층은 생체에 적합하고, 꼬기, 되감기, 및 워트 니팅 공정에 의해 얀들을 니팅 (직물 기계)함으로써 만들어지며, 주의된 바와 같이 예를 들어 그러한 희생층을 갖는 디바이스의 주입 후 10일 내지 30일 내에 이의 통합성 또는 강도의 적어도 50%를 소실할 수 있다. 우리는 희생층을 포함하기에 적합한 물질들은 폴리글리콜산 (PGA), 폴리-락틴-코-글리콜산 (PLGA), 산화 재생 셀룰로오스 (ORC), 카복시메틸셀룰로오스 (CMC) 및 이들의 조합들의 니팅가능한 비-실크 파이버들일 수 있음을 측정하였다. 구현된 실시예의 희생층들은 45D PGA 얀을 사용하여 제조되었으나 또한 PGA, PLGA, ORC, CMC 또는 이들의 조합의 다양한 데니어를 사용하여 제조될 수 있다.
디바이스들을 포함하는 희생층의 실시예들을 제조하였다 :
1. 셰그 카펫 디바이스(이 셰그 카펫의 몇몇 버전이 S-P02-02-0X 및 SS-P02-03-0X 디바이스 버전들로서, 제조되었다). 이들 디바이스들은 희생층 (장에 접하는 면)으로서의 역할을 하는 돌출 루프들(protruding loops)을 갖는 셰그 카펫 같은 구조를 갖는다. 셰그 카펫 디바이스들은 두 개의 요소 또는 층으로 이루어졌다. 제1은 외부 기계력을 받을 때 전반적인 패브릭 통합성 및 부하 분산을 제공한 (니팅된 실크) 패브릭의 베이스 층이었다. 제2층은 베이스 패브릭 면에서 수직으로 돌출하는 연장된 루프들을 형성하는 루즈한 (비-실크) 니팅된 얀이었고, 그로 인해 패브릭에 이의 특유의 루프 또는 셰그 같은 직물을 제공한다. 표면의 퍼센트 루프 커버리지는 루프 길이(공급 레이트에 의해 제어됨), 루프당 루즈해진 얀의 양(공급 레이트, 얀 카운트, 및 카운트당 스레드들의 수에 의해 제어됨), 및 표면 영역당 루프들의 수(사용된 기계 게이지 및 패턴에 의해 제어됨)에 의해 제어될 수 있다.
설명된 디바이스들의 경우, 루프들은 높은 공급 레이트로 인접한 니들 사이에서 앞뒤로 스윙하는 단순한 폐쇄된 (또는 개방된) 트리콧 스티치를 사용함으로써 베이스 실크 패브릭(디바이스 SS-P01-01) 상에서 형성될 수 있다.
사용된 바들의 수: 04 (바들 # 2, 4, 5, 및 7)
니팅 베드들: 단지 전면 (10 게이지)
베드 간격: 1.0 mm
픽 밀도: 18 픽/cm
사용된 니들의 유형: 래치 니들 (코메즈 부품 #61326, 그로쯔-베커르트 부품 # SN-S 51.60 G01)
사용된 니들의 수: SS-P02-02-05 및 06 및 SS-P02-03-02 내지 09에 대해 25
SS-P02-02-06, 07, 및 12에 대해 30
패턴 길이: SS-P02-02-12에 대해 04 SS-P02-02-12 외에 대해 12
크릴 셋업: 이하 설정들은 30개의 니들로 만들어진 패턴들에 대한 것이다.
전면 크릴: 바 # 7에 대해 좌측 상에 33 말단 (레이-인)
바 # 5에 대해 우측 상에 30 말단 (필러)
이면 크릴: 바 # 4에 대해 좌측 상에 30 말단 (필러)
바 # 2에 대해 좌측 상에 29 말단 (루프들)
공급 로울러 셋업:
공급기 # 17: 바 # 2에 29 말단 공급 (루프들)
공급기 # 18: 바 # 4에 30 말단 공급 (필러)
공급기 # 20: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들에 대해 말단들)
공급기 # 21: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들로부터 세컨드-인)
공급기 # 22: 바 # 5에 30 말단 공급 (필러)
공급기 # 23: 바 # 7에 29 말단 공급 (레이-인의 벌크)
바 스윙 셋업: 중앙 스윙으로 15.5 mm
SS-P02-02-12를 제외한 모든 '셰그 카펫' 디바이스들에 대한 패턴은 다음이었다;
9-9, 9-9, 7-7, 7-7, 9-9, 9-9, 1-1, 1-1, 3-3, 3-3, 1-1, 1-1로서 바 # 7 (레이-인) 풀 스레딩
(3-1, 1-1, 1-3, 3-3) × 3로서 바 #5 (필러) 풀 스레딩
(1-3, 3-3, 3-1, 1-1) × 3로서 바 #4 (필러) 풀 스레딩
(3-1, 3-3, 3-5, 3-3) × 3로서 바 # 2 (새틴) 풀 스레딩
디바이스 SS-P02-02-12에 대한 패턴은 다음이었다:
9-9, 9-9, 1-1, 1-1로서 바 # 7 (레이-인) 풀 스레딩
3-1, 1-1, 1-3, 3-3로서 바 #5 (필러) 풀 스레딩
1-3, 3-3, 3-1, 1-1로서 바 #4 (필러) 풀 스레딩
3-1, 3-3, 3-5, 3-3로서 바 # 2 (새틴) 풀 스레딩
가이드 (잉아) 스레딩: 모든 시제품들에 대해, 바들 # 4, 5, 및 7은 단일 스레딩되었다(잉아당 하나의 말단). 바 # 2에 대해, 다음 스레딩을 사용하였다:
SS-P02-03-02 내지 09 및 SS-P02-02-05에 대해 단일
SS-P02-02-06에 대해 이중
SS-P02-02-07에 대해 삼중 45D PGA 바이올렛
SS-P02-02-12에 대해 삼중 45D PGA 바이올렛.
도 19는 대표적인 셰그 카펫 디바이스에 대한 패턴 도해 및 체인 연결을 도시한다.
도 20은 대표적인 니팅된 패브릭 (셰그 카펫) 디바이스의 외관을 도시한다.
2. 제조된 디바이스를 포함하는 희생층의 다른 실시예는 새틴 시리즈 참조 번호 SS-P02-02-0X였다. 이들 디바이스들에 대해, 희생, 비-실크층 (장에 접하는 면, 및 PGA, PLGA, ORC, CMC 또는 이들의 조합들로 이루어짐)을 SS-P01-01 (단일 베드 102 디자인)에 조합되는 '새틴' 니트 패턴을 사용하여 제조하였다. '새틴'은 하나보다 많은 니들에 따라 앞뒤로 교차하는 비-실크 얀의 긴 스트라이드로 이루어진다. 이러한 얀의 앞뒤 모션은 '새틴' 패브릭들의 윤기가 흐르는 외관 및 매끈한 감촉 특성을 초래하는 패브릭 코스 방향을 따라 이어지는 '우드 스택' 유형의 디자인을 생산한다. 표면의 퍼센트 커버리지는 소정의 시간에 교차각 및 교차하는 얀의 양에 의해 제어될 수 있다. 교차각은 얀이 교차하는 니들의 수에 의해 제어되고 얀의 양은 가이드당 스레드의 수 및 얀 데니어에 의해 제어된다.
사용된 바들의 수: 04 (바들 # 2, 4, 5, 및 7)
니팅 베드들: 단지 전면 (10 게이지).
베드 간격: 1.0 mm
픽 밀도: 18 픽/cm
사용된 니들의 유형: 래치 니들 (코메즈 부품 #61326, 그로쯔-베커르트 부품 # SN-S 51.60 G01)
사용된 니들의 수: S-P02-02-01 내지 03에 대해 25
S-P02-02-08 내지 13에 대해 30
패턴 길이: SS-P02-02-01, 02, 03, 및 10에 대해 12
SS-P02-02-13에 대해 08
SS-P02-02-08, 및 09에 대해 04
크릴 셋업: 이하 설정들은 30개의 니들로 만들어진 패턴들에 대한 것이다.
전면 크릴: 바 # 7에 대해 좌측 상에 33 말단 (레이-인)
바 # 5에 대해 우측 상에 30 말단 (필러)
이면 크릴: 바 # 4에 대해 좌측 상에 30 말단 (필러)
바 # 2에 대해 좌측 상에 N×(30-C) 말단 (새틴)
여기서 N은 가이드당 말단들/스레드들의 수이다. C는 '새틴' 얀이 각 스트라이드에서 교차하는 니들의 수이다.
공급 로울러 셋업:
공급기 # 17: 바 # 2에 N×(30-C) 말단 공급
공급기 # 18: 바 # 4에 30 말단 공급
공급기 # 20: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들에 대해 말단들)
공급기 # 21: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들로부터 세컨드-인)
공급기 # 22: 바 # 5에 30 말단 공급
공급기 # 23: 바 # 7에 29 말단 공급 (레이-인의 벌크)
바 스윙 셋업: 중앙 스윙으로 15.5 mm.
바 # 7 (레이-인) 풀 스레딩: 9-9, 9-9, 7-7, 7-7, 9-9, 9-9, 1-1, 1-1, 3-3, 3-3, 1-1, 1-1
바 #5 (필러) 풀 스레딩: (3-1, 1-1, 1-3, 3-3) × 3
바 #4 (필러) 풀 스레딩: (1-3, 3-3, 3-1, 1-1) × 3
바 # 2 (새틴) 풀 스레딩: (3-1, 5-5, 9-11, 5-5) × 3
도 21은 새틴 디바이스를 포함하는 대표적인 희생층의 외관을 도시한다.
분리가능한 층들을 갖는 디바이스들(이 디바이스의 몇몇 버전은 SS-P04-0X 분리가능한 층 버전 시리즈로서, 제조되었다)
새틴 및 셰그 카펫 디바이스들과 달리, 이 디바이스에서의 비-실크 희생층은 베이스 니팅된 실크 패브릭과 통합되지 않았다. 대신 그것은 주입의 30일 내에 베이스 패브릭에서 박리된 독립층이 되었다. 그것은 통상적으로 작은 구멍 크기 (70 미크론 내지 200 미크론 직경)를 갖는 타이트한 니트 비-실크 패브릭이었다. 도 22에 도시된 바와 같이. 비-실크 희생층 및 니팅된 실크 기반 패브릭은 그에 따라 기계적으로 두 층의 분리를 초래하여 파단할 조립의 제1 요소인 것으로 디자인된 빠르게 재흡수되고/분해하는 얀을 사용하여 함께 연결된다.
그렇게 하기 위해, 이중 니들 베드가 필요했다. 전면 베드는 실크로 만들어진 SS-P01-01 (바들 # 4, 5, 및 7)에서와 같은 베이스 패브릭을 니팅하기 위해 사용하였고 복부 벽 조직과 통합하며 주요 분산 운반체로서의 역할을 한다. 그동안, 뒷 베드는 희생층 (바 # 1)을 니팅하기 위해 사용하였다. 이 층은 느리게 생체에 재흡수되는 물질 같은 실크 또는 빠르게 재흡수되는 물질 같은 PGA 또는 ORC를 사용하여 제조될 수 있다. 마지막으로, 양 패브릭들 (층들)을 연결하기 위해 사용된 얀은 전용 바 (바 # 2)를 통해 스레딩하였고 양 베드들 상에서 니팅한다. 이 얀은 낮은 데니어 PGA 또는 임의의 다른 빠르게 재흡수/분해되는 얀, 예를 들어 PLGA (90-10) 및 ORC 얀들로 이루어졌다.
분리가능한 (삼중) 층을 이룬 디바이스들(분리가능한 층을 이룬 디바이스들의 참조 번호: SS-P04-0X): 새틴 및 "셰그 카펫" 디바이스들과 달리, 이들 실시예들은 두 개의 직물층(베이스 층 및 분리층)을 독립적으로 니팅한 후 그것들을 빠르게 재흡수/분해되는 얀으로 함께 니팅한다(세 층을 이룬 디바이스를 야기한다). 중간층은 주입의 10일 내지 30일 내에 분해되었고 그에 따라 두 개의 외층으로 분리되었으며 (도 21 참조), 그에 따라 조직을 분리층으로 덮히게 유지하면서 베이스 층에의 조직의 점착을 방지하였다. 분리층은 작은 구멍 크기 (70 미크론 내지 200 미크론 직경)를 갖는 타이트한 니트 비-실크 패브릭으로 이루어졌다. 이중 니들 베드 니터를 사용하였다. 전면 베드는 SS-P01-01 (바들 # 4, 5, 및 7)에서와 같은 베이스 패브릭을 니팅하기 위해 사용하였다. 그동안, 뒷 베드는 분해층 (바 # 1)을 니팅하기 위해 사용하였다. 이 층은 느리게 생체에 재흡수되는 물질 같은 실크 또는 빠르게 재흡수되는 물질 같은 PGA, PLGA 또는 ORC를 사용하여 제조될 수 있다. 마지막으로, 양 패브릭들 (층들)을 연결하기 위해 사용된 얀은 전용 바 (바 # 2)를 통해 스레딩하였고 양 베드 상에서 니팅한다(중간층이 된다). 이 얀은 낮은 데니어 PGA 또는 임의의 다른 빠르게 재흡수/분해되는 얀, 예를 들어 PLGA (90-10) 및 ORC 얀들로 이루어졌다.
표면의 퍼센트 커버리지는 뒷 베드 상에서 사용되는 게이지, 교차각, 및 소정의 시간에 교차하는 얀의 양에 의해 제어될 수 있다. 교차각은 얀이 교차하는 니들의 수에 의해 제어되고 얀의 양은 가이드당 스레드의 수 및 얀 데니어에 의해 제어되었다. 양 패브릭 층 간 웨프트(weft) 삽입은 표면 커버리지를 증가시키고 실크 (베이스 패브릭에서의) 및 장 표면 간 직접 노출을 가리기 위한 추가적인 옵션이었다. 도 22는 이 세 층 디바이스를 도시하고 도 23은 그러한 디바이스의 실시예에 대해 사용된 패턴 도해 및 체인 연결을 도시한다.
사용된 바들의 수: 05 (바들 # 1, 2, 4, 5, 및 7)
웨프트 삽입: SS-P04-01에 대해 없음
SS-P04-02-01 및 03에 대해 단일 45D PGA
SS-P04-02-02에 대해 삼중 45D PGA
주의: 웨프트 삽입 바는 바 위치 # 3에 두었다
니팅 베드들: 전면 (10 게이지) 및 이면 (20 게이지) 베드들
베드 간격: 1.0 mm
픽 밀도: 22 픽/cm
사용된 니들의 유형: 래치 니들(코메즈 부품 #61326, 그로쯔-베커르트 부품 # SN-S 51.60 G01)
사용된 니들의 수: 30
패턴 길이: 12
크릴 셋업: 설정들은 30개의 니들로 만들어진 패턴들에 대한 것이다
전면 크릴: 바 # 7에 대해 좌측 상에 33 말단 (레이-인 - 베이스 패브릭)
바 # 5에 대해 우측 상에 30 말단 (필러 - 베이스 패브릭)
이면 크릴: 바 # 4에 대해 좌측 상에 30 말단 (필러 - 베이스 패브릭)
바 # 2에 대해 우측 상에 30 말단 (필러 - 링커)
바 # 1에 대해 우측 상에 60 말단 (트리콧 - 희생 패브릭)
웨스트 삽입에 대해 중간에서의 1 말단 내지 4 말단
공급 로울러들 셋업: 공급기 # 16: 바 # 1에 60 말단 공급
공급기 # 17: 바 # 2에 30 말단 공급
공급기 # 18: 바 # 4에 30 말단 공급
공급기 # 20: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들에 대해 말단들)
공급기 # 21: 바 # 7에 02 말단 공급 (최외곽 에지들로부터 세컨드-인)
공급기 # 22: 바 # 5에 30 말단 공급
공급기 # 23: 바 # 7에 29 말단 공급 (레이-인의 벌크)
바 스윙 셋업: 중앙 스윙으로 3.5 mm
바 # 7 (레이-인) 풀 10gg 스레딩: 9-9, 9-9, 7-7, 7-7, 9-9, 9-9, 1-1, 1-1, 3-3, 3-3, 1-1, 1-1
바 #5 (필러) 풀 10gg 스레딩: (3-1, 1-1, 1-3, 3-3) × 3
바 #4 (필러) 풀 10gg 스레딩: (1-3, 3-3, 3-1, 1-1) × 3
바 # 2 (링커) 풀 10gg 스레딩: (1-3, 3-1) × 6
바 # 2 (트리콧) 풀 20gg 스레딩: (3-3, 1-3, 3-3, 5-3) × 3
주의: '분리가능한 층 개념의 변형들이 폐쇄된 것으로부터 개방된 루프들로 바 # 1 상에서 체인 연결들을 변경함으로써 그리고 스윙당 교차되는 니들의 수 (C)를 변경함으로써 이루어질 수 있다.
가이드 (잉아) 스레딩: 모든 시제품들에 대해, 바들 # 4, 5, 및 7은 SUB-YN09E-001을 사용하여 단일 스레딩되었다 (잉아당 하나의 말단).
바 # 2에 대해 다음 스레딩을 사용하였다:
SS-P04-01에 대해 단일
SS-P04-02-0X에 대해 단일 45D PGA 바이올렛
바 # 1에 대해 다음 스레딩을 사용하였다:
SS-P04-03에 대해 단일
SS-P04-02-01 및 02에 대해 이중 45D PGA 바이올렛
도 24는 니팅된 패브릭의 외관을 도시한다
디바이스 테스팅 및 특성
모든 디바이스 테스팅은 n = 15의 샘플 크기로 수행하였다.
두께
디바이스 (n =15) 두께는 J-100 케이퍼 두께 게이지를 사용하여 측정하였다. 평균 두께 값들 ± 하나의 표준 편차가 이하 도 25 그래프에 도시된다. 모든 SS-P0X 디바이스는 SERI 수술용 스캐폴드 (또한 표준 102로서 또는 SERI® 표준으로도 공지됨)보다 22% 내지 37% 퍼센트 얇았다. 이는 낮은 픽 밀도를 가지고 단일 베드 상에서 니팅하는 것에서 생성되는 보다 얇은 프로필을 확인했다. 비-루핑 코스 디자인에 따른 보다 얇은 프로필은 보다 매끈한 패브릭(감촉 느낌)을 야기했다. SS-P01-01-01은 패브릭의 이면에 임의의 부가된 물질 (예를 들어 PGA, ORC 등의 부재와 상관되는 최저 두께 값을 가졌다.
파열 강도
디바이스 파열 테스팅을 수행하였다. 평균 파열 강도 및 강성도 값들 ± 하나의 표준 편차가 도 26 및 도 27에 도시된다.
SS-P01-01-01을 제외하고, 모든 다른 테스팅된 SS-P0X 시리즈는 SERI® 표준과 비교할 때 시간 0에서 파열 강도 및 강성도의 10% 내지 150% 증가를 갖는다. SS-P01-01-01에 대해 기록된 보다 낮은 값들은 시제품을 제조하기 위해 사용된 실크의 최저 밀도 및 이면, 즉 PGA에 부착되는 임의의 다른 얀들의 부족에 의해 설명될 수 있다.
복부 벽 재구성을 위한, 최대 해부학적(복강-내) 압력은 약 20 kPA이다. 이를 견디기 위해, 디바이스는 약 0.11 MPa 의 최소 파열 강도를 가진다 이들 고려사항들에 기초하여, 실크/PGA 시제품들에 대해 측정된 파열 강도 값들은 그것들이 복부 재구성 절차들에 적합했음을 나타냈다. 파열 강성도 측면에서, SERI® 이상의 강성도 값을 갖는 임의의 디바이스가 복부 벽 재구성에 적합할 수 있다.
봉합선 인장
디바이스 봉합선 인장 테스팅을 수행했다. 평균 봉합선 인장 강도 값들 ± 하나의 표준 편차가 도 28에 보고된다.
모든 SS-P0X 시제품들에 대한 봉합선 인장 강도는 시간 0에서 SERI® 표준의 것 이상이었다(SS-P02-02-10의 경우 70%까지 초과했다). SERI® 표준 봉합선 인장 강도가 복부 벽 복원 절차들과 양립할 수 있음을 고려하면, 모든 SS-P0X 시제품들은 복부 설정에 적절하게 수행할 수 있다.
인장 테스팅
디바이스 인장 테스팅을 웨일(wale) 및 코스 방향들 양자로 수행하였다. 인장 테스팅 (파단할 단일 인장)을 패브릭 형성의 방향으로 그리고 패브릭 폭 (코스) 방향으로 수행하였다. 평균 인장 강도, % 파단 신장율, 및 값들 ± 하나의 표준 편차가 도 29 내지 도 32에 기록된다. 도 29는 기계 (패브릭 길이) 방향에서의 최대 하중을 나타낸다. 도 30은 기계 (패브릭 길이) 방향에서의 퍼센트 파단 신장율을 나타낸다. 도 31은 코스 (패브릭 폭) 방향에서의 최대 하중을 나타낸다. 도 32는 코스 (패브릭 폭) 방향에서의 퍼센트 파단 신장율을 나타낸다.
이들 결과들에 기초하여, 모든 SS-P0X는 기계 방향에서 SERI® 표준보다 77% 내지 150% 강했다. 그러나, 패브릭 폭에 따른, 강도는 SERI® 표준보다 절반 강도 (SS-P01-01-01)에서 2배 반 더 강한 강도 (SS-P02-02-08)까지 다양했다. 추가적으로, 디바이스 구멍 크기를 3x로 감소하는, 새틴 디바이스들에 대해 설명된 패턴 변경은, 패브릭 폭을 따라 강도의 3배 증가를 초래했다. 이는 단위 길이당 코스들의 3배 증가의 결과이다(SS-P02-02-02 및 SS-P02-02-08). 이들 결과들은 니팅된 디바이스들의 기계적 속성들이 니트 디자인을 제어함으로써 어떻게 조절될 수 있는지를 예시한다.
끝맺음으로, 본 명세서의 측면들은 다양한 실시예들을 참조하여 설명하였지만, 해당 기술분야의 통상의 기술자는 개시된 특정한 예들이 본원에 개시된 청구 대상의 원리들의 단지 예시임을 용이하게 인식할 것임이 이해되어야 한다. 따라서, 개시된 청구 대상은 본원에 개시된 특정한 방법론, 프로토콜, 및/또는 시약 등에 결코 제한되지 않음이 이해되어야 한다. 이와 같이, 개시된 청구 대상에 대한 모든 변형들 또는 변경들 또는 대안적인 구성들이 본 명세서의 사상에서 벗어나지 않고 본원에서의 교시에 따라 이루어질 수 있다. 마지막으로, 본원에 사용된 용어는 단지 특정한 실시예들을 설명하기 위한 목적이고, 본 발명의 범위를 제한하는 것으로 의도되지 않으며, 이는 청구항들에 의해 단지 정의된다. 따라서, 본 발명은 도시되고 설명된 바와 같이 정확하게 제한되지 않는다.
본 발명의 특정한 실시예들은 본 발명을 수행하기 위해 발명자들에게 공지된 최상의 모드를 포함하여, 본 출원에서 설명된다. 물론, 이들 설명된 실시예들에 대한 변형들은 앞에서의 설명을 읽을 때 해당 기술 분야에서의 통상의 기술자들에게 명백해질 것이다. 본 발명자는 숙련된 기술자들이 적절하게 그러한 변형예들을 채용하도록 기대하고, 본 발명자들은 본 발명이 본 출원에서 구체적으로 설명된 바와 다르게 실시되도록 의도한다. 따라서, 본 발명은 준거법에 의해 허용되는 바와 같이 본 출원에 첨부된 청구항들에 열거된 청구 대상의 모든 변형예 및 균들물을 포함한다. 더욱이, 그것의 모든 가능한 변형예에서의 상기-설명된 요소들의 임의의 조합은 본 출원에서 다르게 표시되거나 문맥에 의해 명백하게 부정되지 않는 한 본 발명에 의해 포함된다.
본 출원에 개시된 본 발명의 대안적인 요소들 및 실시예들의 그룹화는 제한들로서 간주되어서는 안 된다. 각 그룹의 원소는 개별적으로 또는 그룹의 다른 원소들 또는 본 출원에서 발견되는 다른 요소들과의 임의의 조합으로 지칭되고 청구될 수 있다. 그룹의 하나 이상의 원소가 편리함 및/또는 특허성을 이유로 그룹에 포함되거나, 이에서 제거됨이 예상된다. 임의의 그러한 포함 또는 삭제가 발생할 때, 명세서는 변형되고 따라서 첨부된 청구항들에서 사용된 모든 마쿠쉬 그룹들의 기록된 설명을 충촉하는 것으로서의 그룹을 포함하는 것으로 간주된다.
다르게 표시되지 않는 한, 본 명세서 및 청구항들에서 사용된 분자량, 반응 조건 등과 같은 성분들, 속성들을의 양을 나타내는 모든 수는 모든 경우 용어 "약"에 의해 변경되는 것으로 이해되어야 한다. 본 출원에서 사용될 때, 용어 "약"은 그렇게 정량된 아이템, 파라미터 또는 용어가 언급된 아이템, 파라미터 또는 용어의 값 플러스 또는 마이너스 10 퍼센트 초과 및 미만의 범위를 포함함을 의미한다. 따라서, 반대로 표시되지 않는 한, 본 명세서 및 첨부된 청구항들에 제시된 수치 파라미터들은 본 발명에 의해 획득될 것으로 발견되는 바람직한 속성들에 따라 달라질 수 있는 근사치들이다. 적어도, 그리고 청구항들의 범위에 대한 균등록의 적용을 제한하는 시도로서가 아니라, 각 수치 파라미터는 기록된 유효 숫자들의 수를 고려하여 그리고 보통의 라운딩 기법들을 적용함으로써 적어도 해석되어야 한다. 본 발명의 넓은 범위를 제시하는 수치 범위들 및 파라미터들이 근사치들임에도 불구하고, 본 명세서 예들에 제시되는 수치값들은 가능한 정확히 기록된다. 그러나, 임의의 수치값은, 본질적으로 이의 각각의 테스팅 측정에서 발견되는 표준 편차로부터 필수적으로 기인하는 특정한 에러들을 포함한다.
본 발명을 설명하는 문맥 하(특히 다음 청구항들의 문맥 하)에서의 단수 표현 용어들 및 유사한 언급들은 본 출원에 다르게 표시되거나 문맥에 의해 명백하게 부정되지 않는 한, 단수 및 복수 양자를 망라하도록 간주되어야 한다. 본 출원에서의 값들의 범위들의 나열은 단지 범위 내에 들어가는 각 개별 값을 개별적으로 언급하는 속기 방법으로 역할하는 것으로 의도된다. 본 출원에서 다르게 표시되지 않는 한, 각 개별 값은 그것이 본 출원에서 개별적으로 나열된 것처럼 본 명세서 내에 통합된다. 본 출원에서 설명된 모든 방법은 본 출원에서 다르게 표시되지 않거나 문맥에 의해 다르게 명백하게 부정되지 않는 한 임의의 적합한 순서로 수행될 수 있다. 본 출원에 제공된 임의의 및 모든 예, 또는 대표적인 언어(예를 들어, "이를테면/~와 같은")의 사용은 다르게 청구되지 않는 한 단지 본 발명을 보다 양호하게 예시하도록 의도되고 본 발명의 범위에 대한 제한을 두지 않는다. 본 명세서에서의 어떤 언어도 본 발명의 실시에 본질적인 것으로 임의의 비-청구된 요소를 표시하는 것으로 간주되지 않아야 한다.
본 출원에서 개시된 특정한 실시예들은 이루어진 또는 본질적으로 이루어진의 언어를 사용하여 청구항들에서 더 제한될 수 있다. 청구항들에서 사용될 때, 출원되거나 보정시 부가되었는지에 관계없이, 연결 용어 "이루어진"은 청구항들에 명시되지 않은 임의의 요소, 단계, 또는 성분을 배제한다. 연결 용어 "본질적으로 이루어진"은 청구항의 범위를 명시된 물질들 또는 단계들 및 기본 및 신규 특성(들)에 물질적으로 영향을 미치지 않는 것들로 제한한다. 본 발명의 실시예들은 본 출원에서 본질적으로 또는 분명하게 설명되고 가능하게 된다.
모든 특허, 특허 공개, 및 본 명세서에서 참조되고 확인된 다른 간행물들은 본 발명과 관련하여 사용될 수 있는 그러한 간행물들에서 설명되는 조성물들 및 방법론들을 설명하고 개시하는 목적으로 그 전체가 참조로서 본 출원에 개별적으로 그리고 분명하게 원용된다. 이들 간행물들은 본 출원의 출원일 전 이의 개시 내용에 대해 단지 제공된다. 이것과 관련하여 어떤 것도 본 발명자들이 선 발명에 의해 또는 임의의 다른 이유로 그러한 개시 내용보다 선행하는 권리를 주지 않는 자백으로서 간주되어서는 안 된다. 이들 문서들의 모든 날짜에 대한 서술 또는 내용에 대한 표현은 본 출원인들에 이용가능한 정보에 기초하고 이들 문서들의 날짜들 또는 내용의 단정에 대한 임의의 자백으로 되지 않는다.

Claims (11)

  1. 적층, 주입형 실크 의료 디바이스로서,
    (a) 니팅된 실크 패브릭(knitted silk fabric)을 포함하는 제1 베이스 층으로서, 상면 및 저면을 갖는, 제1층, 및;
    (b) 상기 제1층의 상기 저면의 적어도 부분에 융합되는 실크 필름 또는 스폰지를 포함하는 제2층을 포함함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스.
  2. 청구항 1에 있어서, 상기 실크 필름이 내수성인 의료 디바이스.
  3. 청구항 1에 있어서, 상기 실크 필름 또는 스폰지가 상기 실크 패브릭 상에 상기 실크 필름을 배치한 후 상기 실크 필름 또는 스폰지를 건조함으로써 상기 실크 패브릭에 융합되는 의료 디바이스.
  4. 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 제조하기 위한 방법으로서,
    (a) 세리신 감손 실크(sericin depleted silk)로부터 패브릭을 니팅함으로써 상면 및 저변을 갖는 제1층을 제조하는 단계, 및;
    (b) 용제에 실크를 용해함으로써 실크 용액을 제조하는 단계;
    (c) 상기 실크 용액으로부터 실크 필름 또는 스폰지를 주조하는 단계;
    (d) 상기 실크 필름의 적어도 일면이 내수성이도록 상기 실크 필름 또는 스폰지를 처리함으로써, 제2층을 형성하는 단계; 및
    (e) 상기 제1층의 상기 저면의 적어도 일부에 상기 제2층을 융합함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하는 단계를 포함하는 방법.
  5. 조직 지지를 제공하고 점착 형성을 감소하기 위한 방법으로서, 청구항 1의 상기 디바이스를 주입하는 단계를 포함하는 방법.
  6. 청구항 1의 상기 디바이스를 주입하는 단계를 포함하는 복부 수술 방법.
  7. 적층, 주입형 실크 의료 디바이스로서,
    (a) 내수성의, 비-점착성 실크 필름 또는 스폰지를 포함하는 제1층으로서, 상면 및 저면을 갖는, 상기 제1층, 및;
    (b) 상기 제1층의 상기 상면 상에 형성되거나 배치되는 내수성의, 점착성 실크 필름 또는 스폰지를 포함하는 제2층을 포함함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스.
  8. 청구항 7에 있어서, 상기 실크 필름 또는 스폰지는 폴리에틸렌 글리콜, 에틸렌 옥사이드, 프로필렌 옥사이드 블록 코폴리머, 히알루론산, 덱스트란 및 알기네이트 및 염들 및 이들의 조합들로 구성된 그룹으로부터 선택되는 화합물 및 실크를 포함하는 디바이스.
  9. 적층, 주입형 실크 의료 디바이스로서,
    (a) 니팅된 실크 패브릭을 포함하는 제1 베이스 층으로서, 상면 및 저면을 갖는, 제1층;
    (b) 상면 및 저면을 갖는 니팅된 실크 패브릭을 포함하는 제2 항-점착층으로서, 상기 제1층의 상기 저면 상에 적어도 부분적으로 부착되는, 상기 제2 항-점착층을 포함하고, 상기 제1층 및 상기 제2층은 상기 디바이스의 주입 후 약 1년 내지 약 3년에 걸쳐 생분해되는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스.
  10. 적층, 주입형 실크 의료 디바이스로서,
    (a) 니팅된 실크 패브릭을 포함하는 제1 베이스 층으로서, 상면 및 저면을 갖는, 제1층;
    (b) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 패브릭을 포함하는 제2 희생층으로서, 상기 제1층의 상기 저면 상에 적어도 부분적으로 부착되는, 상기 제2 희생층을 포함하고, 상기 제1층은 상기 디바이스의 주입 후 약 1년 내지 약 3년에 걸쳐 생분해되며, 상기 제2 희생층은 상기 디바이스의 주입 후 약 10일 내지 30일에 걸쳐 생분해되는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스.
  11. 적층, 주입형 실크 의료 디바이스로서,
    (a) 니팅된 실크 패브릭을 포함하는 제1 베이스 층으로서, 상면 및 저면을 갖는, 제1층;
    (b) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 패브릭을 포함하는 제2 (중간) 층으로서, 상기 제1층의 상기 저면을 제2 접합층의 상기 상면에 접합하고 상기 제2 접합층의 상기 저면을 제3 희생층의 상면에 접합하는, 상기 제2 접합층, 및;
    (c) 상면 및 저면을 갖는 니팅된, 비-실크 또는 실크 패브릭을 포함하는 상기 제3 희생층으로서, 상기 제3 희생층의 상기 상면은 제2층의 상기 저면의 적어도 부분에 부착되는, 상기 제3 희생층을 포함함으로써, 적층, 주입형 실크 의료 디바이스를 획득하고, 상기 제1층은 상기 디바이스의 주입 후 약 1년 내지 약 3년에 걸쳐 생분해되고, 상기 제2 접합층은 주입 후 약 10일 내지 30일에 걸쳐 생분해되어, 조직 부착으로부터 상기 제3 희생층을 분리하고, 상기 제3 희생층은 상기 디바이스의 주입 후 약 10일 내지 약 3년에 걸쳐 생분해되는 적층, 주입형 실크 의료 디바이스.
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