JP5782029B2 - 細胞でコーティングされた移植可能デバイス - Google Patents
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Description
技術分野
本発明は、一般的に、細胞でコーティングされた移植可能医学的デバイスに、そして特に、血液と接触する表面が内皮前駆細胞(EPC)でコーティングされている移植可能医学的デバイスに関する。好ましい態様において、医学的デバイスは、チタンまたはチタン合金に基づくデバイスである。
本発明の特定の側面を、以下の限定されない実施例中に、より詳細に記載する。
本発明の細胞(例えばEPC)コーティング方法論を適用可能なステント送達系には、例えば、BardによるFluencyステント送達系、およびev3によるProtegeステント送達系が含まれる。例として図10に示すのは、Bardによるステント用のFluency送達系である。この原理的な設計は、限定されるわけではないが、冠動脈、胆管、血管および気管気管支ステントを含む、異なるステント製造者に渡って、非常に類似である。
チタンチューブ内表面上にEPCを植え付けるため、チューブ、ポンプまたは任意の他の中空デバイスの内表面上がどのように細胞の集密層で裏打ち可能であるかを示すのに役立つ、特別な植え付けデバイス/バイオリアクターを設計した。植え付けデバイス/バイオリアクターは、細胞培地が満たされた植え付けチャンバー(改造したピペットボックス)内部でチタンチューブを回転させる(図14を参照されたい)。モーター(Synchronous Timingモーター、Herbach and Rademan、ニュージャージー州モレスタウン)を、ステンレススチール軸を介し、赤いゴムストッパーを通じて、ポリスルホンディスクに連結する。ステンレススチール突起は、回転ポリスルホンディスクへのオートクレーブ可能なシラスティックチュービング片内に装填された、Tiチューブを保護するのを可能にした。Tiチューブ内部にEPC溶液を保持するため、シラスティックチュービングの末端は、丸い透析膜(Spectra/Por Biotechセルロースエステル透析膜、MWCO 1x106、Spectrum Laboreatorises、カリフォルニア州ランチョドミンゲス)で塞ぎ、これはOリングで覆われたアルミニウム挿入物に対してネジ止めされたポリスルホン隔壁フィッティング内部に保持される。全植え付けチャンバーに細胞培地を満たし、回転するチタンチューブが、細胞植え付けプロセス中、完全に浸るようにする。チタンチューブのどちらかの端の透析膜は、気体および培地交換を可能にする。植え付けチャンバーはまた、細胞植え付けプロセス中、例えば漏れのために、培地レベルが低下した場合には警報を誘発する、滅菌可能浮きプローブも装備する。さらに、滅菌温度プローブ(Mon−a−therm、Tyco Healthcare、カリフォルニア州プレザントン)を通じて、温度を監視する。ラミナフローフード(sterilGARD、メイン州サンフォード)下でチャンバー全体を組み立て、そして次いで、37℃および5%CO2の水ジャケット・インキュベーターに入れる。植え付けチャンバー上部を半透膜(AeraSeal、EXCEL Scientific、カリフォルニア州ライトウッド)で覆い、インキュベーター内部で気体交換が生じうるが、細菌混入が不可能であるようにする。
図22は、チュービングを通じて、異なる区画に連結された密封回転装置を伴う、植え付けデバイスチャンバー内部に吊されたLVADを外側から示す。
広い表面(例えばMCADのもの)をEPCの集密な裏打ちで覆おうとする場合に好適でありうるように、チタン表面上でのEPC拡散速度を増加させるため、培地組成を変化させた(血清飢餓EPC培地を用いることによる)効果、および細胞外マトリックスタンパク質(例えばフィブロネクチン(FN))で表面をプレコーティングする効果の評価を行った。チタンおよびチタン合金は、マトリックス分子、例えばFNのコンホメーションおよび配向に影響を及ぼし、そしてより小さいΔD/Δfおよびより大きいフットプリントによって示されるように、これらがよりコンパクトなコンホメーションを、そしてそれとともに、RGDインテグリン結合部位の異なる立体化学配置を取るようにする(Hemmersamら, J. Colloid Interface Sci. 320:110−116(2008))。血清飢餓およびFNプレコーティングはどちらも、植え付け後の最初の数時間の間、EPC拡散を加速しうることが見出された。
異なるプレコーティング上でのEPC拡散の統計分析
多重線形回帰モデルを行い、ここで、実験条件、実験数、および2つの間の相互作用が予測変数であり、そして表面積が結果であった。
上記実験で用いるチタン試料の表面粗度の研究を行った。細胞拡散および接着に関する最適な結果は、非常に滑らかな表面で達成された。
以下のように、平均粗度350μM(図51を参照されたい)の化合物純粋チタン(Ti)チューブを組み立て、そして移植用に調製した。Tiチューブを3つの長軸方向部分にあらかじめ切り、そして王水(1:3のモル比の濃硝酸および濃塩酸)中に5分間浸し、その後、石鹸溶液(Alconox粉末、1:100に希釈)中で5分間、超音波処理し、その後、脱イオン水中で5分間、超音波処理することによって清浄化した。脱イオン水でさらに30回リンスした後、ラミナフローフード下で、Ti部分を風乾した。酸化チタン・パーセントが高い純粋チタン表面に対して、EPC接着が最適である(X線光電子分光法によって評価した際)ことが見出されているため、チタン表面から環境由来炭素および窒素混入物を除去するために、極めて注意深い清浄化が必要である。塵のない環境において(ラミナフローフード下)、Ti片周囲に医学等級ポリ塩化ビニル(PVC)熱収縮チュービングを熱収縮させることによって、こうして清浄になったTi部分をTiチューブに組み立て直した。3つの個々のTi部分を心棒上に置くことによって、組み立てを容易にした。ヒートガンを用いて、PVCチュービングをTi周囲に熱収縮させた(図39を参照されたい)。
EPCは、Ti表面に著しくよく接着し、集密単層に増殖し、そして生理学的剪断ストレス下で保持される。これらの発見、ならびに迅速な(2〜3分間)細胞植え付けを可能にする、修飾ニチノールステント送達系の開発を上述する。
Claims (7)
- 細胞で医学的デバイスをコーティングするためのシステムであって、当該システムはポート、細胞含有溶液、細胞でコーティングされるステント、ならびに、内部鞘、外部鞘、及び、取り外し可能なキャップを伴うカテーテル、を含み、ここにおいて、
(a)細胞及び溶質を含む、前記細胞含有溶液、ここにおいて、細胞はシステム中のステントの表面に接触しコーティングするためのものである;
(b)ステントの表面はチタン又はチタン合金からなり;
(c)システム内の開口部を形成するポートを含む、前記カーテル、ここにおいて、開口部を通して細胞含有溶液はシステム内に導入されることができる;
(d)ステントを囲む外部鞘を伴う、ステントを移植するための前記カテーテル、ここにおいて、外部鞘は、流体がマイクロ孔を通して流れ出るように、複数のマイクロ孔を有しており、そして、細胞含有溶液がシステムに導入される際に、細胞はコーティングされるステントの表面上に接触する;
(e)キャップされた末端から細胞含有溶液が流れ出ることを防止するための、カテーテルの末端を覆う、前記取り外し可能なキャップ、ここにおいて、キャップは、ステントが血管に挿入されると、カテーテルから取り外し可能である
;
(f)ステントによって囲まれている内部鞘であって、内部カテーテルと、細胞によってコーティングされるステントの内部表面との間に空間を形成する、内部鞘、
である、前記システム。 - 前記内部鞘は、細胞含有溶液が内部鞘に導入される際に、マイクロ孔を通過して、コーティングされるステントの内部表面に接触する、のを可能にする、複数のマイクロ孔を含む、請求項1記載のシステム。
- 前記ポートが、内部鞘と、細胞でコーティングされるステントの表面との間に空間へ直接アクセスする開口部である、請求項1記載のシステム。
- マイクロ孔が、外部鞘の長さに沿って、そして、外部鞘の周囲を囲むように位置している、請求項1ないし3のいずれか1項に記載のシステム。
- 請求項1記載のシステムを用いてステントをコーティングする方法であって、ここにおいて、
細胞含有溶液がシステム内に導入され、そして、
外部鞘中のマイクロ孔によって溶媒引き込みが生じ、ここに、細胞含有溶液の流体が、外部鞘のマイクロ孔を通して周囲に流れ込み、そして、
細胞が、コーティングされるステントの内部表面に沿って、ステントに接触し、その結果、ステントが細胞でコーティングされる、
前記方法。 - 前記ポートが、内部鞘と細胞でコーティングされるステントの内部表面との間の空間に、細胞含有溶液が直接導入されるのを可能にするか、あるいは、前記ポートは、内部鞘の1つの末端の開口部であって、そして、細胞含有溶液が、内部鞘の孔を通して、内部鞘と細胞でコーティングされるステントの表面との間の空間に、流れ込まされる、請求項5記載の方法。
- 前記ポートは、内部鞘の1つの末端の開口部であって、そして、前記内部鞘は、細胞含有溶液が内部鞘に導入される際に、マイクロ孔を通過して、コーティングされるステントの内部表面に接触する、のを可能にする、複数のマイクロ孔を含む、請求項5記載の方法。
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