JP2004525268A

JP2004525268A - Native protein mimic fibers, fiber networks and fabrics for medical applications

Info

Publication number: JP2004525268A
Application number: JP2001578015A
Authority: JP
Inventors: エリオットエル．チャイコフ，; ビンセントコンティセロ，; レイフアン，; カーシクナガプディ，
Original assignee: エモリーユニバーシテイ
Priority date: 2000-04-20
Filing date: 2001-04-20
Publication date: 2004-08-19
Also published as: WO2001080921A3; WO2001080921A2; EP1274469A2; AU2001255544A1; CA2406862A1

Abstract

本開示は、医療用途のための繊維、繊維ネットワ−クおよび不織織地に有用なタンパク質の紡績糸を提供する。これらの材料は、良好な成体適合性特性（例えば、ヒトまたは動物に移植された場合の血栓症および炎症に対する傾向が低い）により特徴付けられる。これらの材料は、ゼラチン、コラ−ゲンまたはエラスチン模倣タンパク質、前述の型の官能化タンパク質、前述の型の架橋されれた官能化タンパク質から作製され得る。そして非タンパク質性ポリマ−および／または治療タンパク質もしくは他の医薬化合物が組み込まれ得る。さらに、本発明の材料上にはコロニ−形成した生細胞が存在し得、または生細胞は、作製プロセスの間に組み込まれ得る。これらの材料は、医療用途（血管移植片、傷害組織の強化、創傷治癒、人工器官および組織、人工心臓弁および人工尿管が挙げられるが、これらに限定されない）において用いられ得る。The present disclosure provides spun yarns of proteins useful in fibers, fiber networks and nonwoven fabrics for medical applications. These materials are characterized by good adult compatibility properties (eg, a low propensity for thrombosis and inflammation when implanted in humans or animals). These materials can be made from gelatin, collagen or elastin mimetic proteins, functionalized proteins of the type described above, cross-linked functionalized proteins of the type described above. And non-proteinaceous polymers and / or therapeutic proteins or other pharmaceutical compounds can be incorporated. In addition, colonized live cells may be present on the materials of the invention, or the live cells may be incorporated during the production process. These materials can be used in medical applications, including, but not limited to, vascular grafts, strengthening of injured tissue, wound healing, prostheses and tissues, artificial heart valves and artificial ureters.

Description

【０００１】
（連邦研究支持体の肯定応答）
Ｎａｔｉｏｎａｌからの公債投資については、一部の最少で、本発明は作られた学会の健康体、国立科学財団およびＮＡＳＡ研究エ−ジェンシ−。したがって、米国政府は、本発明の特定の権利を有することができる。
【０００２】
（発明の背景）
本発明は繊維（合成のエラスチン−擬態性タンパク、メタクリル酸エステルを勘定に入れているｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄされたエラスチン擬態性タンパク質類、ｖｉｎｙｌ−ｏｒアクリレ−ト−改質エラスチン−擬態性タンパク、アクリレ−トのようなｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄされたコラ−ゲン、ｖｉｎｙｌ−ｏｒかメタクリル酸エステル改質コラ−ゲン、前述のタンパクに類似した方法において、改められるｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄされたゼラチン、コラ−ゲン繊維、ゼラチン繊維、橋かけコラ−ゲン、ゼラチンかエラスチン擬態の繊維およびネットワ−クおよびファブリックがこれらの材料を運用する作った繊維から、部分的には少なくとも形成されるファイバ−ネットワ−クおよびファブリック）に関する。
【０００３】
アテロ−ム性動脈硬化は、予防措置および薬理学的治療の進行にもかかわらず羅病率および死亡の重篤原因である。ほぼ７００、０００血管の外科の手続きは、いくつかの１０万周辺装置および冠状血管血管形成術によって、米国において、毎年執行される。補綴の迂回路は収賄する。そして、より最近、動脈のステントおよび他のｅｎｄｏｖａｓｃｕｌａｒ人工器官はこれらのｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｖｅな手続きに関連して役立たせられた。大きい直径血管が収賄する、−、内の６ｍｍの直径ポリマ−（例えばポリ四フッ化エチレンおよびテレフタル酸ポリエチレン）から、うまく開発する耐久性があるスモ−ルダイアメ−タの製作未解決の人工器官（＜内の６ｍｍの直径）遺骨。さらに、収賄している補綴の迂回路が合理的短期の成功を有するｉｎｆｒａｉｎｇｕｉｎａｌな分類学的位置において、執行されることができると共に、５５年以内で、これらの移植の６０％に対する３０％は故障する。同様にｒｅｓｔｅｎｏｓｉｓおよび／または滅却５０％ぐらいの６ヵ月の、疾患の部位およびエクステントによって、ステント配置の範囲内の全部患者の発生する。
【０００４】
多数人工血管の失敗に対する有害事象リ−ディングが血液−材料てｔｉｓｓｕｅｍａｔｅｒｉａｌな界面で、ｍａｌａｄａｐｔｉｖｅな生体反応に関すると認識される。移植およびステントは、アルブミン、ヘパリンまたはプロスタサイクリン・アナログ（それは凝固しているカスケ−ドおよび血小板反応性を抑制する）を有するまたは比較的非活性の材料（例えばポリエチレンオキシド）を有する被覆であった。互生の方法は導管構成物が培養内皮細胞を運用して原因となられる組織工学技術原理、平滑筋細胞（ＳＭＣ）および繊維芽細胞を基礎として動脈の代用を設計することになっていた。そして、それは、それぞれ、人為の内膜、培地および周膜を生むためにｒｅｆｏｒｍｕｌａｔｅｄされる。この戦略を役立たせている原基検査は、ぎっしり詰まるＳＭＣ／コラ−ゲン管形の構成物の内腔に、種入れ血管内皮細胞を勘定に入れた。この方法は周囲のダクロン・エンクロ−ジャのための必要条件により規制された。そして、のが成功した生体内の卵着床のための適切な引張強さを規定することが、必要であった。より強い力学的性質を有する細胞の構成物は、平滑筋細胞の発育シ−トおよびそれからマンドレルの上へころの上を動かされて、最高１２週のピリオドの上のインビトロを完成できる組織培養フラスコの繊維芽細胞によって、作り出された。冷凍乾燥させたコラ−ゲンの更改された管形のシ−トによって、結合のときに、バ−スト強さは２０００ミリメ−トル水銀柱。８週以上の試験管内のプレコンディショニングのための必然性は、ＳＭＣがいずれであったか懸垂足場が種をまいた内のポリグリコ−ル酸（ＰＧＡ）の資化にもかかわらず報告された。このように、ｂｉｏｅｎｇｉｎｅｅｒｅｄされた血筋の生成で請求の範囲に含まれる全ての現在の組織工学技術方法は、ピリオド、周囲の合成の多因子の外筒または内の合成の生体分解性の懸垂足場をあらかじめ調整している数個月の間の稽留の必要条件により規制されるままである。かなり、ダクロンまたはＰＧＡメッシュの使用は、ネイティブの血筋のｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌな形質の要点を繰り返さない。さらに、これらの合成の材料は、卵着床の後、一様に患者の望ましくない炎症性反応を引き起こす。
【０００５】
血筋、心臓弁、靭帯、けんおよび、閉じている創傷および／または治癒を容易にするそれらの材料および常駐の組織が強化から利するところと同じく、補綴の材料を負っている他負荷を含むが、これに限定されるものではなくなっている器官代用の医用および獣医の使用のための耐久性がある材料用の技術のｌｏｎｇｆｅｌｔニ−ズが、あるそこにおいて、血栓症、引火および他の有害な生理学的な反作用が引き起こされないように、それらの材料は人間および動物生理学によって、互換性がある。補綴の材料を必要とする患者の卵着床の前に、冗長なプレコンディショニング・ピリオドを必要としない耐久性があって生物学上互換性がある材料が存在することは、また、重要である。
【０００６】
（発明の開示）
現在のｉｎｖｅｎｔｉｏｎｐｒｏｖｉｄｅｓ生物学上互換性があるタンパク繊維、ファイバ−ネットワ−ク、ファブリックおよび医用および獣医の適用法に用いられる橋かけ繊維。これらの材料は、ひずみ（生物物質の天然タンパク質のそれに対する同様）の後、形状を得るために障害許容力、柔軟性、拡張性、引張強さ、機械強度および機能によって、特徴を表される。現在の材料（橋かけエラスチンを含む特にそれら）は、エラスチン擬態性タンパク（橋かけコラ−ゲンおよび／または橋かけゼラチン）を橋かけした特に、使用する部位に従い、引火を引き起こす多くの合成の材料および／または血栓症を通じて改正される生物学的な適合と同様に材料の物性の類似を原因として生じるので医学であるか獣医の領域に役立つ。機能的に改質エラスチン、エラスチン擬態性タンパク、コラ−ゲンおよびゼラチンは、また、本発明の材料を形成できる。あるいは、橋かけｐｒｏｔｅｉｎａｃｅｏｕｓｉｂｅｒｓ、ネットワ−クおよび不織布は、グルタ−ルアルデヒド処理によって、橋かけされるタンパクまたは材料、ｉ．ｅ．、柔軟性、ｅｎｔｅｎｓｉｂｉｌｉｔｙ、引張強さなどの望ましい物性を維持する技術にとって公知の他の手段のフォ−ムでありえる。
【０００７】
本発明は、エラスチン擬態性タンパクを規定して、繊維、ファイバ−ネットワ−ク、ファブリックおよび管を作られる材料を橋かけした。繊維が細いフィラメントの形であることがありえる。そして、ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇしている条件に従う約２００〜約３０００ナノメ−トルからのファイバ直径については、以下に教示されて、繊維または構造のようなリボンに玉をつけられる。これらの材料は、任意に繊維形成である、しかし、薬理学的に治療のタンパクまたは他のような材料および再び（任意に）生物学上活性材料に身体的な若干の強さに化合物を提供するポリ（エチレンオキサイド）のような架橋を調停できる官能基を勘定に入れない少なくとも一つの追加の材料を勘定に入れることができる。多糖は、また、取り入れられることが可能である。繊維形態および物性は、繊維形成溶液のＰＥＯの相対的な総計によって、と同様にＰＥＯ分子量により影響される。ＰＥＯは生理学的条件の下で比較的ゆっくり解散する。そして、それは追加の材料（ｓ）のリリ−スを提供できる。創傷治ゆまたは組織回復および抗腫瘍因子を刺激する消炎剤および／または成育因子は、ある２、３のの生物学上、そして、薬理学的に、本発明の材料の含有物用の技術の当業者に発生する作因。熟練職人は、材料が運用される人間またはアニマル患者のニ−ズに従う治療のタンパクまたは他化合物を選定する方法を知っている。繊維は、使用、架橋のイニシエ−タ、ｅの前に橋かけされることになっている。ｇ．（光重合開始剤）イニシエ−タがそれから繊維の範囲内であるという結果、そのために、繊維が紡がれる溶液に取り入れることができる。
【０００８】
本発明は、更に医用および獣医の使用のための改正された補綴の材料を規定する。これらの材料は、光重合開始剤（フリ−ラジカルおよび温度に関する比較的温和な条件の下で、ｉ．ｅ．）およびｐｈｏｔｏｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎを運用して橋かけされた機能的に改質エラスチン擬態性繊維および／または橋かけされるコラ−ゲンまたはゼラチン繊維の中で形成される。限界、人工血管のための管、輸尿管、食道、膀胱、小腸なしで、補綴の材料は、害された組織（軟骨、けん、心臓弁、心筋、膀胱、食道、靭帯、その中に、胃）を補強する際の使用のための、そして、使用のための局所の様に、心臓プレ−ナ材料を勘定に入れることができる外傷の後、創傷治ゆを助成するためのまたはヘルニアの外科の切開術（限定されるものではないが腸管のａｎａｓｔｏｍｅｓｅｓまたは肺生検を勘定に入れること）または改善の治癒を容易にする際の材料を行使する。各々のタンパク産卵鶏を加算するかまたは橋かけすることは起こることができたあと、多層材料が作り出されたあと、橋かけすることを、実行できる。外科の適用法において、運用される所で、親水性多糖および／またはｇｌｙｃｏｐｏｌｙｍｅｒｓは外科のサイトに材料を配置することによって、外科の介入の後、接着発生を減軽するために取り入れられることが可能である。
【０００９】
本発明の範囲内でハイブリッド・エラスチン／コラ−ゲン材料（それは、エラスチンまたはエラスチン擬態性タンパクの互層構造を寄託することにより形成されることができる）がタンパク繊維として天然タンパク質および／またはエラスチン擬態のタンパクおよびコラ−ゲンのキャストフィルムまたはｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄされたコラ−ゲンとしてあること。不織布は、本発明の特に役立つ産物である。
一旦改正された安定度のための不織布、溶解に対する耐性および改正された物性を作られるならば、機能的に改質エラスチンかエラスチン擬態のタンパクおよび／またはコラ−ゲンは橋かけされることができる。有利な本発明の態様は、コラ−ゲン産卵鶏にはさまれるエラスチン擬態性産卵鶏のｌａｍｅｌｌａｒ反複である。本発明の本態様の不織布は、１つのｌａｍｅｌｌａｒから約１万の順番に層にされたｌａｍｅｌｌａｒ反複まで、反複を有することができる。各々のｌａｍｅｌｌａｒ反複産卵鶏の厚さは、産物の最後の物性に影響する。
【００１０】
本発明の更なる見方は、エラスチン、エラスチン擬態性、エラスチン擬態性／コラ−ゲン・ハイブリッド、ゼラチンまたは生細胞から更に成るコラ−ゲン不織布を提供することである。生細胞は、平滑筋細胞、繊維芽細胞、幹細胞、軟骨細胞、骨芽細胞または関心のタンパクを作り出すために遺伝子工学によった人間であるか動物のセルのうちの、血管内皮細胞に規制される否定以外の、少なくとも１つでありえる。関心のタンパクは創傷治ゆを助成してもよい成育因子でありえる、または、人工臓器のコンテクストまたは抗腫瘍の適用法、その他において、運用されるａｎｔｉａｎｇｉｏｇｅｎｉｃなタンパクのインシュリンのようなペプチドホルモンは従来技術において、当業者に直ちに発生する。生細胞はｌａｍｅｌｌａｒ反複ユニットの間で取り入れられることが可能である。そして、細胞は電気的付着および沈降を含むがこれに限らず技巧により寄託されることができる。
【００１１】
本発明の材料はダクトの形で運用されることができる、または、プレ−ナ・シ−トまたはそれらは凹み管を形成するロ−リングによって、または回転マンドレルまたは他フォ−ムの上の順次沈着または糸状菌によって、他形状を作られることが可能である。
【００１２】
（発明の詳細な説明）
本願において、運用される略記号は、以下を勘定に入れる：
ＰＥＯ、ポリ、エチレンオキサイド；ＰＧＡ（ポリグリコ−ル酸）；ＡＭＥ、アクリレ−トはエラスチン（またはエラスチン擬態性）を改めた；ＤＯＦ（機能付与の次数）；ＤＣＣ（ジシクロヘキシルカルボジイミド）；ＤＤＧ、２、３−ｄｉｃｈｌｏｒｏ−５、６−ｄｉｃｙａｎｏ１、４−ベンゾキノン；ＤＭＡＰ（ｌ％Ｎ−ジメチルアミノピリジン）；ＥＹ（エオシンＹ）；ＦＩＴＣ（ＦＩＴＣ）；ＮＨＳ−ビオチン（Ｎ−ｈｙｄｒｏｘｙｓｕｃｃｉｎｉｍｉｄｏｂｉｏｔｉｎ）；ＥＭＣ−ｍａｌｅｉｍｉｄｏｃａｐｒｏｙｌ；ＥＭＣＳ（−ｍａｌｅｉｍｉｄｏｃａｐｒｏｙｌスクシンイミド）；ＰＭＢ（ｐ−メトキシベンジル）；Ｔｒｏｃ−アミド、２、２、２ｔｒｉｃｈｌｏｒｏｅｔｈｏｘｙａｍｉｄｅ；ＰＥＵ、ポリ、エ−テル・ウレタン尿素；ＰＦＴＥ（ポリ四フッ化エチレン）；ｅＰＦＴＥ（発泡させたポリ四フッ化エチレン）；ＨＥＡ（２−ヒドロキシエチルアクリラ−ト）；ＡＯＤ、３−ａｃｒｙｌｏｙｌ−ｅ−３−、Ｎ、Ｎｄｉｏｃｔａｄｅｃｙｌｃａｒｂａｍｏｙｌプロピオナ−ト；ＡＡＰＤ、２、２’−アゾビス（２−ｍｅｔｈｙｌｐｒｏｐｉｏｎａｍｉｄｉｎｅ）二塩化水素化物；ＡＩＢＮ、２、２’−アゾビスイソブチロニトリル；ＳＳ（スチリル・スルホン酸エステル）。標準の１文字および３文字略記号２０自然に発生している、ブロック・アミノ酸が本願明細書において、運用されることを造っているタンパク。
【００１３】
擬生化学材料および組織工学技術の我々のプログラムの一部として、我々は成分構造の会合体に基づく人工血管の設計のための構造モデルとして、動脈壁のいくつかの元素を目標とした。他組織および器官系統の代表としての動脈壁は、関連した力学的性質を有するｆｉｂｅｒｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄされた複合材料として、一般項において、タンパク質ファイバ−ネットワ−クの主に帰結と考えられることが可能である。さらに、血管壁の範囲内のロ−カルな機械的生育環境は、順番に構成細胞の機能上のレスポンスに影響できる。
【００１４】
生体親和性（または生物学的製剤適合）は生身組織、化合物および流体のインタラクションに委託する。そして、いかなる植設されたか接触材料（生体材料）も有する血液（その他）を勘定に入れる。生物学的適合性の生体材料は、例えば、例えば血管移植および医療用具の卵着床において、人工臓器、人工弁、人工関節、カテ−テルおよびさまざまな他の補綴の装置を勘定に入れているいかなる生医学的適用法にもおいて非常に重要であるに、または、肉塊上の。良好な生体親和性を有する生体材料は人間を有する卵着床または接触または動物組織の後、炎症反応の引き金を引かないし、それらは血栓症に対する易発性である界面を規定しない。
【００１５】
本発明のコンテクストにおいて、ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄされたタンパクは、それに共有結合した、ポリメリゼ−ションを調停する少なくとも一つの部分または同じ化学構造の他の部分を有する架橋を有するものである。ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄされたエラスチン擬態性タンパク、エラスチン、コラ−ゲンまたは本発明のゼラチンは最も少なく一つのｐｏｌｙｍｅｒｉｚａｂｌｅな単遺伝子性の基で含むｅ。ｇ．（ａｃｒｙｌｏｙｌｏｘｙ基）メタクリル、ジエニル、ｓｏｒｂｙｌ、スチリル、アクリルアミド、アクリロニトリル、Ｎ−ビニル・ピロリドン、その他。そして、それは、基はタンパクに接続される共有結合でである。そして、それは同様にｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄされたタンパク間の架橋を調整する。望ましく、タンパクに対する最小化損傷に対する温度およびラジカル発生の温和条件の下で、ｐｈｏｔｏｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎは適切な光重合開始剤がある場合には、架橋反応を調停する。それから成るタンパク超格子構造の望ましい機械的で構造上の性状が一般に維持されるために、タンパクの機能付与は実行される。架橋反応のための条件およびイニシエ−タは、技術にとって周知である。
【００１６】
ここで使用しているように、エラスチン擬態性タンパクはアミノ酸配列を有するものである。そして、二次構造はネイティブの（自然に、発生している）エラスチンから基づいた。Ａｓが本願明細書において、特に公証されて、エラスチン擬態性タンパクは大腸菌において、ｒｅｃｏｍｂｉｎａｎｔｌｙに作り出される。そして、それはマクミランほか（１９９９の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３２に記載されている：３６４３−３６４８．
このエラスチン擬態性タンパク封じ込め３９の反複ｏｆｔｈｅアミノ酸は、４（Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−ＬｙｓＧｌｙに）（ＳＥＱＩＤＮＯ：４）を順番付ける（Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｖａｌ−Ｇｌｙに）。また、ホワンほか（２０００の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３３を参照する：２９８９−２９９７およびマクミランほか（２０００の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３３：４８０９−４８２１．ｓｕｐｒａｍｏｌｅｃｕｌａｒ構造（例えば繊維、ファイバ−ネットワ−クおよび不織布）にアセンブルされるときに、それがそれらのエラスチンにエラストマ特性および引張強さ同様を有することは、危険である。
【００１７】
エラストマのタンパクは、動物種の多種多様範囲およびそれらが特異的な生物学的な機能を執行するために正確な構造を展開した組織の中で広く分散される。これらのタンパク。そして、それは、例えば、ａｂｄｕｃｔｉｎに勘定に入れる［Ｃａｏその他（１９９７）Ｃｕｒｒ．生物学７：Ｒ６７７−８］、トロポエラスチン［灰色のほか（１９７３の）ネイチャ−２４６：４６１−６；Ｓａｎｄｂｅｒｇほか（１９８１の）Ｎ．Ｅｎｇｌ．Ｊ．ｍｅｄ．３０４：５６６−５７９；ＵｒｒｙほかＥｄ．（Ｂｉｒｋｈａｕｓｅｒ）：ボストン、１９９７、ｐｐ１３３−１７７］、ｂｙｓｕｓｓ［デミング（Ｔ．Ｊ．（１９９９の）Ｃｕｒｒ．Ｏｐｉｎ．化学Ｂｉｏｌ．３：１００−５）］は絹状光沢を呈する［ハヤシほか（１９９９の）Ｉｎｔ．Ｊ．Ｂｉｏｌ．Ｍａｃｒｏｍｏｌ．２４：２７１−５；ハヤシ（Ｃ．Ｙ．およびルイス）Ｒ．Ｖ．（１９９８の）Ｊ．Ｍｏｌ．Ｂｉｏｌ．２７５：７７３−８４］、そして、タイチン全部は、ゴム状弾性を具備する、破断のない高量変位を経験すること、変位に関係している記憶エネルギ−、そうすると、応力があるそれらの常態に対する回復中は、取った。それらの機能（例えば真理または仮想ネットワ−クの発生を書き取らせるタンパク・セルフアセンブリおよび他分子間相互作用）に関する穴として、ゴム状弾性を見せるタンパクの機能は、それらの初等・中等構造に対する両方とも話す。エラストマの材料は、２つの基準を果たさなければならない。
第１に、印加フォ−スに急速に応答するために、モノマ−（エラストマのタンパクのそれは概して反復的なＧの豊富なペプチド・モティ−フから成る）は可撓性でなければならなくてｃｏｎｆｏｒｍａｔｉｏｎａｌｌｙに自由でなければならない。第２に、エラストマの巨大分子は、ネットワ−クを形成するために橋かけされなければならない。特徴として、弾性タンパク質はエラストマのドメインをフォ−ム・コバレントまたは非共有が橋かけするドメインと組み合わせる。このように、緊張弾性のドメインおよび架橋度の大きさおよび性状は、タンパクに基づく材料の緊張弾性の起居に影響する。引張強さは、特定の適用法において、重要でコラ−ゲンでゼラチンで、改質コラ−ゲンが引張強さを改正するアクリレ−トを橋かけした人造繊維、ファイバ−ネットワ−ク、そして、ファブリックなど。
【００１８】
エラスチン（それは可溶な前駆体トロポエラスチンから誘導される）は、脊椎動物組織において、広く分散される。エラスチン・タンパクは、フォ−ムが橋かけするＡの豊富な、Ｋを含有するドメインと交替する可変長の反復的なＧの豊富な疎水エラストマのドメインから成る［Ｓａｎｄｂｅｒｇその他（１９８１）。Ｎ．Ｅｎｇｌ．Ｊ．ｍｅｄ．３０４：５６６−５７９；Ｕｒｒｙ．ほか（Ｅｄ．）Ｂｉｒｋｈａｕｓｅｒ：ボストン、１９９７、ｐｐ１３３−１７７；Ｓａｎｄｂｅｒｇその他（１９８１）。Ｎ．Ｅｎｇｌ．Ｊ．ｍｅｄ．３０４：５６６−５７９；Ｕｒｒｙほか（Ｅｄ．）Ｂｉｒｋｈａｕｓｅｒ：ボストン、１９９７、ｐｐ１３３−１７７］。ネイティブのエラスチンの内因性の難溶性は、主に浄化されるその容量を規制して、生医学的であるか産業の応用に適しているフォ−ムに起訴した。最近、一つには、この限界は、主にエラストマのドメインの構造キャラクタリゼ−ションにより克服された。具体的には、総合配列解析は、共有項ｔｅｔｒａ−（ＶＰＧＧ）の存在を見せたペンタ（ＶＰＧＶＧ）、そして、ヘキサペプチド（ＡＰＧＶＧＶ）反複モティ−フ‖［灰色のほか（１９７３の）ネイチャ−２４６：４６１−６；Ｕｒｒｙほか（１９７５の）Ｂｉｏｃｈｉｍ．Ｂｉｏｐｈｙｓ．公式記録３９３：２９６−３０６；Ｓａｎｄｂｅｒｇほか（１９７７の）Ａｄｖ．Ｅｘｐ．Ｍｅｄ．生物学７９：２７７−８４；Ｋｈａｌｅｄされたほか（１９７６の）Ｊ．Ａｍ。化学協会９８：７５４７−５３；Ｒａｐａｋａその他国際（１９７８の）Ｊ．Ｐｅｐｔ．タンパク物件。１１：１０９−２７；Ｕｒｒｙほか国際（１９８６の）Ｊ．Ｐｅｐｔ．タンパクＲｅｓ．６：２８，６４９−６６０；Ｂｒｏｃｈほか（１９９８の）Ｂｉｏｍｏｌ．Ｓｔｒｕｃｔ．Ｄｙｎ．１５：１０７３−１０９１］．ＶＰＧＧ、ＶＰＧＶＧおよびＡＰＧＶＧＶは、ＳＥＱエスＮｏにおいて、与えられる：１（ＳＥＱエスＮｏ）：２およびＳＥＱエスＮｏ：それぞれ、３。ペンタペプチドのポリマ−は、生来エラスチンのそれらと整合している分光学的機能（Ｐ−一回転および疎ならせんのＰ−螺旋の非常に移動性のバックボ−ンおよび存在を勘定に入れること）を有する弾性材料起居を見せる［Ｕｒｒｙほか（１９７４の）Ｂｉｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ１３：６０９−１６；Ｕｒｒｙほか（１９８５の）Ｂｉｏｐｏｌｙｍｅｒｓ２４：２３４５−２３５６］．このように‖ペンタペプチド配列（ＶＰＧＶＧ）（ＳＥＱＩＤＮｏ：２）タンパク・ポリマ−の合成のための基準形成する標準溶液および固相ケミカル方法論によって、そして、より最近、遺伝子操作戦略によって、エラストマのドメイン［マクファ−ソンほか（１９９２の）ＢｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙＰｒｏｇｒｅｓｓ８：３４７−３５２；マクファ−ソンほか（１９９６の）ＰｒｏｔｅｉｎＥｘｐｒｅｓｓｉｏｎＰｕｒｉｆｉｃａｔｉｏｎ７：５１−５７；Ｐａｎｉｔｃｈほか（１９９９の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３２：１７０１−１７０３；マクミランほか（１９９９の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３２：３６４３−３６４８；マクミランＲ．Ａ．およびＣｏｎｔｉｃｅｌｌｏ（Ｒ．Ｐ．（２０００の）巨大分子３３）：４８０９−４８２１］．
組織（例えば動脈血容器）のそこにおいて、エネルギ−および形状回収は臨界パラメ−タである、エラスチン・ネットワ−クは低い株力学応答を支配する。動脈盤疲労および失敗の取り消しはエラスチンの障害許容力への被支配頂である。そして、それは熱として送信された拍動のエネルギ−の散逸を遮断する。エラスチン繊維が構造的に複合していて、グリコプロテインおよびグリコサミノグリカンを包含できる一方、ネットワ−クの物性が主に可溶な前駆体トロポエラスチンから作り出されるエラスチン・タンパク質成分に帰されて、［Ｄｅｂｅｌｌｅほか（１９９９の）Ｉｎｔｅｒｎａｔ．Ｊ．生化学細胞生物学３１：２６１２７２］．さらに、Ｕｒｒｙおよび他によって、示量検査［Ｕｒｒｙほか（１９８５の）Ｂｉｏｃｈｅｍ．Ｂｉｏｐｈｙｓ．物件。Ｃｏｍｍｕｎ．１３０：５０−５７；ト−マスほか（１９８７の）Ｂｉｏｐｏｌｙｍｅｒｓ２６：９２１−９３４；Ｕｒｒｙ（Ｄ．Ｗ．（１９８８の）Ｊ．新教徒）化学７：１−３４；チャンほか（１９８８の）化学物理学会報１４７：３９５−４００；Ｕｒｒｙほか（１９８９の）Ｂｉｏｐｏｌｙｍｅｒｓ２８：８１９−８３３；チャンほか（１９８９の）Ｊ．Ｂｉｏｍｏｌｅｃ．ｓｔｒｕｃｔ。Ｄｙｎ．６：８５１−８５８；Ｕｒｒｙ（Ｄ．Ｗ．（１９９３の）Ａｎｇｅｗ．）化学ｉｎｔ．編集Ｅｎｇｌ．３２：８１９−８４１；Ｕｒｒｙほか（１９９５の）Ｃｉｂａ財団Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ１９２：４−３０；ＵｒｒｙほかＥｄ．Ｂｉｒｋｈａｕｓｅｒ：ボストン、１９９７、ｐｐ１３３１７７；Ｓａｎｄｂｅｒｇほか（１９７７の）Ｊ．Ａｄｖ．Ｅｘｐ．Ｍｅｄ．生物学７９：２７７；フォスタ−ほか（１９７３の）Ｊ．生物学化学２４：２８７６；Ｓａｎｄｂｅｒｇほか（１９８５の）Ｐａｔｈｏｌ．生物学３３：２６６−２７４；Ｗａｓｓｅｒｍａｎのほか（１９９０の）Ｂｉｏｐｏｌｙｍｅｒｓ２９：１６１３−１６２８］ｍｉｄ−１９７０ｓがより多くの規則構造へのトロポエラスチンの分子状フォ−ルディングおよび／またはセルフアセンブリがそのエラストマの天性と同じくペンタペプチド・ユニットの頻出によることを明らかにした、（Ｖ−ＰｒｏｌｉｎｅＧｌｙｃｉｎｅＶａｌｉｎｅ−Ｇｌｙｃｉｎｅ；ＳＥＱエスＮｏ：１）．天然タンパク質バックボ−ンに沿ったリジン残基の存在は橋かけしている分子間を容易にする。そして、それは更にエラスチン・ファイバ−ネットワ−クの力学応答に影響する。ペンタペプチド配列に基づくモデル高分子は、溶液化学および固相方法により合成された［Ｕｒｒｙほか（１９８５の）Ｓｙｎｔｈｅｓｅｓ、Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎｓ、そして、ＰｏｌｙｐｅｎｔａｐｅｐｔｉｄｅのＭｅｄｉｃａｌＵｓｅｓのエラスチン、そして、その類似体；ウィリアムＤ．Ｆ．編集ＣＲＣプレス：ボカラトン、ＦＬ］、そして、最近そばにより効率的な組換え型遺伝子操作方法論‖［マクファ−ソンほか（１９９２の）ＢｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙＰｒｏｇｒｅｓｓ８：３４７−３５２；マクファ−ソンほか（１９９６の）ＰｒｏｔｅｉｎＥｘｐｒｅｓｓｉｏｎＰｕｒｉｆｉｃａｔｉｏｎ７：５１−５７；Ｐａｎｉｔｃｈほか（１９９９の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３２：１７０１−１７０３；マクミランほか（１９９９の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３２：３６４３−３６４８］。これらのタンパク・ポリマ−は、タンパク溶液［Ｕｒｒｙその他（１９９７）以前に］の化学で、酵素でｙ−照射調停された架橋によって、シ−トを勘定に入れているさまざまなフォ−ムおよび管形の構成物のエラストマのヒドロゲルに処理された。これらのポリマ−は、また、薄膜を生成する際に運用された。例えば、Ｐａｎｉｔｃｈほか（１９９９）は、以前にフィブロネクチンＣＳ５ドメインを結合している周期的に間隔を置かれた細胞を包含しているエラスチンのようなタンパク・ポリマ−を作り出した。別非接着剤基質の上へ、溶液から投げられるときに、これらのポリマ−は細胞接着および成長を助成した。
効率的な処理戦略（生来構造を模倣する繊維およびネットワ−クにそれはエラスチン・ペプチド・ポリマ−を変換できる）は、これらの材料のユ−ティリティを高める。
【００１９】
タンパク溶液からの繊維の生産は、概して湿気または乾式紡糸プロセスの使用に依存した［ＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇしているイワツバメほかおよびＰｒｏｔｅｉｎＰｏｌｙｍｅｒｓのＣｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ；ＭｃＧｒａｔｈ、Ｋ．、そして、カプラン（Ｄ．）編集Ｂｉｒｋｈａｕｓｅｒ：ボストン、１９９７、ｐｐ．３３９−３７０；ハドソン。Ｓ．Ｍに、繊維への絹のようなタンパクの紡績；ＭｃＧｒａｔｈ、Ｋ．およびカプラン（Ｄ．）Ｅｄ．Ｂｉｒｋｈａｕｓｅｒ：ボストン、１９９７、ｐｐ．３１３−３３７］。湿式紡糸（より共通して使う）は酸の塩凝固している溶液に、紡糸口金によるタンパク溶液の追放を巻き込む。そして、それは通常水溶硫酸アンモニウム、酢酸、イソプロパノ−ルまたはアセトンを包含する。あるいは、乾式紡糸は蒸気化の気圧に追放から成る。両方の方法は、天然タンパク質ファイバの形態学的性質を模倣しない大きい直径繊維を生む。さらに、両方の戦略は、雑種タンパク質−細胞構成物のリアルタイムの製作を除外する生物学上有毒な溶媒システムに依存する。Ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることは、タンパク繊維を生成するために最近役立たせられた三分の一方法である［Ｒｅｎｅｋｅｒほか（１９９６の）Ｎａｎｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ７：２１６−２２３；Ｄｏｓｈｉほか（１９９５の）Ｊ．Ｅｌｅｃｔｒｏｓｔａｔｉｃｓ３５：１５１−１６０］。この技巧において、ポリマ−溶液はぶら下がった液滴の表層上の電荷の累積を引き起こす電界に従属する。相互の電荷相反は、直接表面張力によって、作り出されるそれに異議を申し立てるフォ−スの原因となる。電界の強さの危険値で、反発的電気力は、表面張力フォ−スを越える、そして、溶液の課せられたジェットは、放出される。
特徴としていくつかの十または何百ものナノメ−タの目の上にある直径の範囲で、ジェットは一連の素晴らしい花糸に傾斜する。これらのｎａｎｏｆｉｂｅｒｓの体積糧食に高い曲面積を与えられて、外界温度および圧力で水溶液により行使するときでも、溶媒蒸発は比較的急速に発生する。技巧をｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇする適用法によって、作り出されるタンパクｎａｎｏｆｉｂｅｒｓのいくつかの実例は、報告された。アンダ−ソンその他は、ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎを有する蟻酸から一連の絹のようなタンパク・ポリマ−、そして、下にある固形基質の細胞接着剤形質を改質するそれらの能力を研究した［アンダ−ソンほかは、ＳｉｌｉｃｏｎＤｅｖｉｃｅｓ上のＳｉｌｋのようなＰｒｏｔｅｉｎＰｏｌｙｍｅｒＦｉｌｍｓをＢｉｏａｃｔｉｖｅする；Ａｌｐｅｒ、Ｍ．、Ｂａｙｂｙ、Ｈ．、カプラン、Ｄ．、そして、Ｎａｖｉａ（Ｍ．）編集；材料研究社会：ピッツバ−グ（ＰＡ）；１９９４、第３３０巻、ｐｐ．１７１−１７７。
【００２０】
我々は、コラ−ゲンからの、そして、ゼラチンからの自然型エラスチン（組換え型エラスチン擬態性ポリペチド）から、本願明細書において、繊維発生を記述する。技巧をＥｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることは、合成の８１ｋＤエラスチン・ペプチド・ポリマ−を役立たせているネイティブのエラスチン・ファイバ直径がエラスチン−擬態性繰返しに、基礎をおいた模倣者が４（Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｌｙｓ−Ｇｌｙに）（ＳＥＱＩＤＮＯ：４）を順番付ける（Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−ＶａｌなＧｌｙに）フォ−ムの繊維を作り出すために雇われた。溶液粘度を勘定に入れている繊維形態、移動比、電界の強さおよび紡糸口金先端および収集界面間の遠位上のプロセスパラメ−タの効果は、定義された。加えて、このエラスチン・アナログに基づく不織布は作り出された、そして、ファイバ直径および指向の分配を勘定に入れて、成分繊維性状は特徴を表された。骨組は、構造上の特色および単一体タンパク繊維の力学的性質および不織布として公式化されるファイバ−ネットワ−ク上の繊維プロセシングの影響を研究するために置かれた。結果として、機械的で生物学的なプロパティがタンパク・ネットワ−クの階層的な排列に基づく構成物のようなエンジニア組織に対する容量は、かなり高められた。
【００２１】
原基検査は、エラスチン・アナログの水溶液から提案するかまたはジェット発生を止めるために電位必然的を定義することに集中した。全体的、ＶｓｔａｒｔおよびＶｓｔｏｐのための値は、釣り合って溶液および対応する粘性（図１）のペプチドの濃縮に関した。開始は、６より大きかった。試験される全ての濃縮のための４ｋＶおよび外広がりのものが、２５ｋＶより上の不安定であるとわかった。したがって、１８ｋＶは、次の繊維発生検査のための選ばれた磁界の強さであった。フォ−ム繊維に対する添付の不能性については、ジェット不安定は、２０重量部より上に濃縮で観察された。紡糸口金先端および収集プレ−ト間の遠位の繊維形態上の影響の系統学の学習は、１５ｃｍが繊維発生のための最適の遠位であることを明らかにした。
【００２２】
繊維形態の主要な決定因子は、溶液濃縮および移動比である。質量流量に関係なく、５つの重量％溶液から形成される繊維は、短くて、壊れていて、三角形の紡錘糸形づくられた玉をつけられた形態（図２）によって、特徴を表した。２５のセンチポイズ（図３）より大きい溶液粘度と一致した１０重量部より上に、長い一様な繊維は、溶液濃縮で生成された。ファイバ直径は、三角形形の分岐で繊維分裂のまれな除外を有する形態のほとんど変異でテストされない全ての移動比の上の３００および４００ナノメ−トルの間で変動する。フロ−で、１００の中でｚｌ／最小値の評価を得る、１５００メ−トルの細いフィラメントが生成されたペル・マイニュ−トであると見積もられた。１５て２０重量部の溶液濃縮で、新規な形態学的パタ−ンは、強調された：時おり、応訴した平らにされたリボン形づくられた繊維は、紡績および蒸着過程（図４、５）の間、ねじれた。２０の重量％溶液からのリボン形づくられた繊維の発生は、ほぼ３の平均の繊維広さを有する比較的一般の発生であった。
０（ｕｍ．）しかし、特にこの溶液からの繊維が低水流出レ−トで形成されるときに、細いフィラメント（２５０−６００のｎｍ）およびより広いリボンのような構造（−３ｕｍ）は一緒に観察された。分子レベル・ミクロ構造はエラスチンのようなリボンの界面に観察された。そして、明らかな体高を有する整列配置された軸方向に指向の背および１０〜２０ナノメ−トル（図６）の広さによって、特徴を表された。ねじれたリボンがまた、トリエチレンメラミンにより検察されたにもかかわらず、追加のより高い目構造上の特色は観察されなかった。
【００２３】
フォングほか（１９９９の）Ｐｏｌｙｍｅｒ４０：４５８５−４５９２、少なくとも５００のセンチポイズの溶液粘度が高分子量ポリ（エチレンオキサイド）（ＭＷ９００ｋＤ）の水溶液から、非玉をつけられた繊維の効果的ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇのために必要とされたと報告した。対照的に、エラスチン・ペプチド・ポリマ−の比較的低い粘性溶液（２５のセンチポイズ）は、均一直径のｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ繊維を生んだ。この現象は、エラスチン・アナログのために手術で、このことにより、それぞれ、低くて高い溶液濃縮での細いフィラメントおよびリボン発生の重要な決定因子であってもよい分子の自己組立てプロセスに関連があると考えられる。Ｕｒｒｙその他（１９８８）以前に、そして、以前に（１９８９）ペンタペプチド反複（Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｖａｌ−Ｇｌｙに）（ＳＥＱＩＤＮＯ：２）のｃｅｎｔｒａｌ「Ｐｒｏ−Ｇｌｙ」ｅｌｅｍｅｎｔが型ＩＩ逆タ−ン構造を可決することを注意する、可撓性のヘリックスを形成する、または」−、ｓｐｉｒａｌｏｎタンデムは、反復を順番付ける。具体的には、ランダムからの配座の再配列は丸くなるために、構造が強調された螺旋は立体感を与えるポリ（ＶＰＧＶＧ）（ＳＥＱＩＤＮｏ：２）ポリマ−の相分離上のペプチド。このコンフォメ−ション両方のｉｎｔｒａ−ａｎｄ分子間疎水的相互作用を助成して、エラスチンのエラストマの回復力の基礎をなす。したがって、ｎａｎｏｆｉｂｅｒ発生のプロセスの間、進行期の溶剤減失はおそらくペプチド溶液の逆位の遷移温度を減軽する。そして、ｈｙｄｒｏｐｈｏｂｉｃａｌｌｙな調停されたポリペチド・フォ−ルディングおよび分子状セルフアセンブリを容易にする。適当な条件インビトロの下で、トロポエラスチン分子は、細いフィラメントに凝集する周知の傾向を有する。同様に、生体内、より大きいエラスチン繊維のベ−シック細胞構築物として、エラスチン花糸の発生は、原子のフォ−ス鏡検および高解像度ｃｒｙｏｅｌｅｃｔｒｏｎ鏡検により観察された［Ｐａｓｑｕａｌｉ−Ｒｏｎｃｈｅｔｔｉほか（１９９５の）Ｃｉｂａ財団Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ１９２：３１−５０；Ｐａｓｑｕａｌｉ−Ｒｏｎｃｈｅｔｔｉほか（１９９８の）ＭａｔｒｉｘＢｉｏｌｏｇｙ１７：７５−８３］。これらの学習は、ネイティブのエラスチン繊維が繊維の方向に指向される広い７ナノメ−トルの花糸の三次元束状構造に議決されることができることを証明した。ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎエラスチン繊維の高解像度ＳＥＭは、繊維の方針に並列を実行している広い花糸のような１０ナノメ−トルの界面ひだの存在を見せた。報告されたｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇしている株が１０４のｓ−ｌの目に評価されると仮定すると、延伸流動が伸長の方向にポリマ−分子の指向およびセルフアセンブリを助成することは考えられて、［Ｒｅｎｅｋｅｒほか（１９９５の）牡牛座Ａｍ。Ｐｈｙｓ．協会４０：３５１］。
不織布は、１５０の流速で、ポリペチド溶液の１５１重量部から生成される繊維から形成された、ｕｌ／ｍｌ（図７）。上記したように、短い時間フレ−ム沈着学習は、これらの条件がほぼ４００ナノメ−トルの直径を有する一様な、薄い繊維の最も高い比例を産出することを証明した。不織布の画像分析は、４５０ナノメ−トル（図８）の観察された平均直径を有するファイバ直径の単峰形分布を見せた。
このネットワ−クの範囲内の繊維指向の分配は、等方性の不織布（図９）の結論生成を有する繊維沈着のランダムパタ−ンに続いた。一軸応力−株性状は乾性不織布において、特徴を表された、そして、代表的なデ−タ・セットは図１０において、具体的に説明される。サンプルの最大抗張力は、３５のＭＰａおよび材料剰余１であった。８つのＧＰａ．水和およびペプチド架橋は、これらの性状を調整する。
【００２４】
Ｕｒｒｙその他は、Ｖａｌｉｎｅ４のための非貯蔵剤アミノ酸置換がＰ−螺旋構造のディスラプションなしで執行されることができることを証明した［Ｕｒｒｙほか（１９８５）以前に；ト−マスほか（１９８７）以前に；Ｕｒｒｙその他（１９８９）以前に；以前にチャンほか（１９８９）］。このように、４（Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｌｙｓ−Ｇｌｙに）（ＳＥＱＩＤＮＯ：４）が空間的に許すエラスチン−擬態性反復配列（Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｖａｌ−Ｇｌｙに）のペンタペプチドおよび次の合成の４つの分類学的位置のＫの移入は、化学であるか酵素の架橋を規制した［マクミランその他（２０００）以前に；Ｋａｇａｎのほか（１９８０の）Ｊ．Ｂｉｏｌ．化学２５５：３６５６］。
【００２５】
概してネイティブの構造タンパク質から誘導される設計に基づく合成ペプチド・ポリマ−の遺伝子操作は、親植物タンパクから組換え型ポリペチドまで臨界構造性質を知らせる反復的なオリゴペプチド配列の移入を必要とする。進行中に、天然タンパク質の構造−機能性状を研究するためのモデル系は、生成される。さらに、遺伝子操作ベ−スの戦略は、生物学的製剤を調整する追加の官能基またはオリゴペプチド・ユニット、熱力学的およびペプチド・ポリマ−の力学的性質の序文と同様にペプチド鎖長（共有項反復配列）の修正を容易にする。例えば、ペプチド配列の適当な選択肢は、ｔｈｅｒｍｏｒｅｖｅｒｓｉｂｌｅへのｓｅｌｆ−ａｓｓｅｍｂｌｅがゲル化する［Ｐｅｔｋａほか（１９９８の）サイエンス２８１：３８９−３９２］組換え型タンパク質類の現像、ｌｙｏｔｒｏｐｉｃなスメクチック液晶相［Ｙｕほか（１９９７の）ネイチャ−３８９：１６７−１７０］およびｌａｍｅｌｌａｒ結晶子［Ｋｒｅｊｃｈｉほか（１９９４の）サイエンス２６５：１４２７−１４３２］に至った。この方法によって、仕遂げられる巨大分子構造の一様性は肉眼のポリマ−性状の上の精巧コントロ−ルを規定する。そして、進行可能を勘定に入れる。エラスチン−擬態性ペプチド・ポリマ−からの繊維の成功した生成は、設計上の目のより高いレベルを有する構造と同様に単一線維の生理化学的で生物学的なプロパティの特徴を表す唯一機会を規定した。特に、タンパク・ポリマ−型および網構造の慎重な選択肢に基づく繊維−補強された複合性の作成は、高められた臨床のパフォ−マンスケイパビリティを有する完全に合成の人工臓器と同様に改正された人体組織構成物の工学技術を許す。
【００２６】
エラスチン−擬態性タンパク繊維およびファイバ−ネットワ−クは、反復配列（Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｖａｌ−Ｇｌｙに）に基づく遺伝子工学による８１ｋＤペプチド・ポリマ−の水溶液をｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることによって、作り出された４（Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｌｙｓ−Ｇｌｙに）（ＳＥＱＩＤＮＯ：４の反複）。繊維は外界温度で生成された、そして、最適の繊維発生を有する圧力は紡糸口金およびプレ−ト捕集剤の間で、１８ｋＶの電界および１５ｃｍの遠位の使用によって、観察した。高解像度ＳＥＭおよびトリエチレンメラミンは、繊維形態が主に溶液濃縮および質量流量により影響されると確認した。特徴として、ファイバ直径は２００−３０００のｎｍの間を変化した、そして、三形態学的パタ−ンは強調された：玉をつけられた繊維、細いフィラメントおよび広いリボンのような構造。１０重量部より上の溶液濃縮で、長い一様な繊維は、主に観察された。１５重量部の溶液濃縮から作り出される不織布の画像分析は、４５０ナノメ−トルの平均ファイバ直径を有する個体繊維の等方性の指向を見せた。
これらの不織布の最大抗張力は３５のＭＰａであった、そして、材料剰余は１であった。
８つのＧＰａ．
そのネイティブのフォ−ムの、エラスチンがあること残余が基づく有効リジンで、橋かけされる弾性繊維のネットワ−クがＡの豊富な領域を散在させたように、［ロビン（Ｓ．Ｐ．）（１９８２の）手段生化学肛門。２８：３２９−３７９；三好ほか（１９７６の）Ｊ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．（東京）７９：１２３５−１２４３；Ｆｒａｎｚｂｌａｕほか（１９７７の）Ａｄｖ．Ｅｘｐ．Ｍｅｄ．生物学７９：３１３−３２７；アカガワ（Ｍ．およびスヤマ）Ｋ．（２０００の）Ｃｏｎｎｅｃｔ．ＴｉｓｓｕｅＲｅｓ．４１：１３１−１４１］。特徴として、橋かけすることは固体物理のもので起こる；すなわち、ロ−カル繊維沈着を有するトロポエラスチンの細胞の分泌の後。
このやり方において、エラスチンのｂｉｏｓｔａｂｉｌｉｔｙは高められる。そして、その力学的性質は変調した。対照的に、合成のエラスチン−擬態性タンパク・ポリマ−の架橋は、主にいずれのｙ−イラディエ−ション［チャンほか（１９８９の）Ｊ．Ｐｒｏｔｅｉｎ化学８（１７３−１８２）］も運用している溶液相系、ケミカルまたは酵素のベ−スの方法において、研究された［Ｋａｇａｎのほか（１９８０の）Ｊ．Ｂｉｏｌ．化学２５５：３６５６−３６５９］．Ｕｒｒｙその他は、ｙ−照射調停された架橋［Ｕｒｒｙほか（１９９７）以前に］およびウェルシュによる管形のヒドロゲルその他を生成する実現可能性の証拠となったエラスチン−擬態性タンパク薄皮を橋かけするグルタ−ルアルデヒドを運用する［ウェルシュ、Ｅ．Ｒ．およびＴｉｒｒｅｌｌ（Ｄ．Ａ．（２０００の）Ｂｉｏｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ１）：２３−３０；マクミランほか（２０００の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３３：４８０９−４８２１］．これらの方法がある程度の架橋度の上のコントロ−ルを規定する一方、架橋の化学の天性および所在はしばしば不明確である。さらに、これらの反応スキ−ムのどれも、個体構成要素の中の架橋度か別を逆に実行されることができる構造の範囲内で、元素を組み入れるために制御するニ−ズが意図的でない副反応によって、あってもよい不均質多元系に適当でない。気象概況において、現在まで記述された方法は、様々な環境要因の下のｂｉｏｅｌａｓｔｉｃな系の生理化学的な起居への重要な洞察を規定して、ドラッグデリバリ−およびほかの応用のためのエラストマのヒドロゲルの原因となるための新しい処理戦略に、鉛を有する。しかし、我々は人体組織および人工臓器の工学技術のための意味がある構成物の生成が繊維へのエラストマのタンパク・ポリマ−およびタンパク・ポリマ−が橋かけネットワ−クを形成するファブリックのプロセシングを必要とすると思う。このように、中で効率的である架橋戦略を役立たせることは、望ましいｓｏｌｉｄｓｔａｔｅする、天性および架橋度の上の正確なコントロ−ルを仕遂げて、そして、反応過程の上の間隙で時間コントロ−ルを容易にする。
【００２７】
我々は、均一ｎａｎｏｆｉｂｅｒｓ、ｄ＜１、ｕｍを作り出すｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇしているプロセスおよび３９、３９がＳＥＱＩＤＮＯの中で反覆するエラスチン・タンパク・ポリマ−・ポリ（４、ＶａｌＰｒｏ−Ｇｌｙ−Ｌｙｓ−Ｇｌｙに）、Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｖａｌ−Ｇｌｙにの不織布を最適化した：４．特に、ペンタペプチドの四分の一分類学的位置のアミノ酸置換は、Ｐ−螺旋の発生に影響しない［ホワン（２０００の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３３：２９８９；ト−マスほか（１９８７の）Ｂｉｏｐｏｌｙｍｅｒｓ２６：９２１−９３４；チャンほか（１９８９の）Ｊ．Ｂｉｏｍｏｌｅｃ．Ｓｔｒｕｃｔ．Ｄｙｎ．６：８５１−８５８；Ｕｒｒｙほか（１９８９の）Ｂｉｏｐｏｌｙｍｅｒｓ２８：８１９−８３３］。そして、それは、エラスチン・アナログのｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌな起居のための臨界である。ＳＥＱＩＤＮＯの反複の範囲内の分類学的位置２４での統合されたＫ基：４（Ｌｙｓ−２４）は、橋かけしているポリマ−のために便利に役立たせられることが可能であるアミノ機能性を規定する。実に、マクミランその他は、最近二機能性カルボン酸の具体的には、Ｎ−ｈｙｄｒｏｘｙｓｕｃｃｉｎｉｍｉｄｅエステルを運用している構造的にはっきりした橋かけエラスチン−擬態性ヒドロゲルの発生を報告したｄｉｓｕｃｃｉｎｉｍｉｄｙｌスベリン酸塩、溶液位相の利用できるアミノ基の橋かけ剤に［マクミランほか（１９９９の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３２：９０６７−９０７０］．本願明細書において、ＵＶか見える軽い活性光重合開始剤を運用している特定地域向けの固体物理のｐｈｏｔｏｃｒｏｓｓｌｉｎｋｉｎｇを容易にするタンパク・ポリマ−・バックボ−ンに、我々は官能基の移入を記述する。かなり、この方法は、架橋反応の上の間隙で時間コントロ−ルを提供する。橋かけエラスチン−擬態性繊維および薄皮の生成は報告される。そして、力学的性質は特徴を表した。
【００２８】
アクリレ−ト−改質エラスチン−擬態性ｐｏｌｙｐｅｎｔａｐｅｐｔｉｄｅの合成は果たされた。エラスチン−擬態性タンパク・ポリマ−のｌＨＮＭＲスペクトルおよびＤ２０の室温で記録されるそのａｃｒｙｌａｔｅｍｏｄｉｆｉｅｄされたアナログ（ＡＭＥ）は図１１Ａ−１１Ｂに示す。
改質材料の抗菌スペクトルは、５の間で広がった。０および５。７ｐｐｍは、図１１Ａのインセットに示される。抗菌スペクトルは、５時に明らかにピ−クによる二重結合の移入を開示する。３（ヘクタ−ル）および５。６ｐｐｍ（Ｈｂ）。図１１Ｂは、２との間に、スペクトルの発泡させたバ−ジョンである。６および３。１ｐｐｍ．アクリレ−ト一時変異は、約０に結果としてなる。アミノ基（ＩＴ）に対するメチレンプロトンαのための２５ｐｐｍの（Ｈｄ）低磁場転位。この転位は、直接機能付与（ＤＯＦ）の次数を確かめるために用いることがありえる。３ｐｐｍの面積強度の比率は、面積強度の合計にピ−クに達する３、そして、２。ｐｐｍがピ−クまで上げる７５は、ＤＯＦを定義する。
その上、ＩＲ分光学は、ＤＯＦを鑑定するために用いることがありえる。機能付与を有する３５００のｃｍ−１つの減少でのＮＨ２バンド。
【００２９】
ＤＯＦは、ペプチド・ポリマ−のアミノ基に、メタクリロイル無水物のモルの反応物比率を変更することによって、変化できる。図１２は、１ＨのＮＭＲ抗菌スペクトルのピ−ク輝度の変更によって、証拠となられるように、仕遂げられることが可能であるＤＯＦの変異である。変更されていない材料において、３ｐｐｍのピ−クは、不在である。無水物のモル比が増加するように、３ｐｐｍのピ−クの輝度が費用で増加して、の２。機能付与の増加する次数を開示して、７５ｐｐｍのピ−ク。ＤＯＦは、１からフィ−ド比率を変更することによって、３３％から８８％まで変化できる：１〜３：１．このように、同じ反応スキ−ムを使用して、多種多様なＡＭＥｓは、作り出されることができる、広範囲にわたる機械的性質（橋かけすることに続く）を有する材料に結果としてなること。討論の剰余のために、ＡＭＥｓは大かっこのそれらのそれぞれのＤＯＦにより表示される。
【００３０】
エラスチン−擬態性およびアクリレ−ト−改質アナログの逆位の温度トランジション（Ｔｔ）は、分析された。ポリマ−および溶剤の相互適合は、広く研修されて、しばしばニ−ズを処理するための臨界である。Ｕｒｒｙｅｔ．ア−ル。ＶＰＧＶＧ（ＳＥＱＩＤＮＯ：２）に基づくポリマ−が反覆するタンパクの一系統が逆位の温度トランジション［Ｕｒｒｙほか（１９８５の）Ｂｉｏｐｏｌｙｍｅｒｓ２４：２３４５−５６］を経験することを示す。遷移温度より上に温度を下記から増やすとすぐに、タンパクが相分離を有するタンパク質の折畳みによって、分子集合体を経験するとわかった。例えば、ポリ（ＧＶＧＶＰ）は２５のＣの下で全ての比例の水によって、混合できる、しかし、２５のＣより上に温度を増やすとすぐに、溶液は完全相分離を有する濁りになる。このように、温度−被支配頂濁り測定計測は、使って逆位の遷移温度の量を定める。
【００３１】
エラスチン上の濁り測定計測およびｄｄＨ２０のアクリレ−ト−改質エラスチン材料の結果は、図１３に示す。０．５の最大の濁度に対応する温度は、Ｔｔと考えられることが可能である。デ−タはアクリレ−ト−一時変異がアミノ基の８８％の遺伝子変換を有する逆位の温度トランジションの還元の原因となることを証明する。そして、約５０のＣ（Ｔｔ２３Ｃ）によって、遷移温度の還元を作り出す。この還元は、Ｕｒｒｙｅｔ．ア−ルにより開発されるＴｔに基づく疎水性スケ−ルと整合している。［Ｕｒｒｙほか（１９８５の）Ｂｉｏｐｏｌｙｍｅｒｓ２４：２３４５−５６］．それらの検査は、四分の一分類学的位置での置換の結果として、モデルタンパク質ポリマ−の疎水性の増加が熱力学的に遷移温度の減少を有するオフセットであると確証した。Ｔの計測は我々の学習の事項重要性を負担する。−その理由は、次のことにある。繊維発生のための処理温度はＴｔによって、書き取る。Ｔｔより上に発生しているフェ−ズはく離現象は、繊維発生を除外する。例えば、原則として、繊維は室温で、ＡＭＥ（３３）およびＡＭＥ（６５）の水溶液から紡がれることができる。そして、それはＴｔの下の穴である。しかし、濁度の開始期は、ＡＭＥ（８８）のための室温の近くに開始する。
このように、水（ペ−ハ−７）の１０−１５の重量％ＡＭＥ（８８）からの繊維は、遠心している（約５つのＣで）低温室を必要とした。
【００３２】
アクリレ−ト部分の架橋は、光重合開始剤で調停される。ｐｈｏｔｏｃｒｏｓｓｌｉｎｋｉｎｇするための機構は、広く再審された［イ−トン（Ｐｈｏｔｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ１３：４２７−４８７のＤ．Ｆ．（１９８６の）Ａｄｖａｎｃｅｓ）］。遠心している繊維が水溶液から管理されるので、水溶性の光重合開始剤は望ましい。２つの光重合開始剤は、研究された：エオシンＹ／トリエタノ−ルアミン／ビニルｐｙｒｉｌｌｉｄｏｎｅ系、そして、ＩＲＧＡＣＵＲＥ２９５９（Ｉｒｇａｃｕｒｅ２９５９は、１−である［４−ヒドロキシエトキシ）−ｐｈｅｎｙ］−２−ｈｙｄｒｏｘｙ−２−ｍｅｔｈｙｌ−１−ｐｒｏｐａｎｅ−１−ｏｎｅ；チバガイギ−）、いずれがあったか両方とも、水に基づく系の光重合開始剤として運用した［バンＤｅｎＢｕｌｃｋｅほか（２０００の）Ｂｉｏｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ１：３１；巡航ほか（１９９８の）Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ．Ｂｉｏｅｎｇ．５７：６５５−６５］．両方の光重合開始剤が効率を橋かけすることを見つけるため検査された一方、報告された機械的結果はＥＹに基づく系のためにある。温度の、そして、タンパク損傷に主任弁護人となるフリ−ラジカルのレベルを作り出すことのない温和条件の下で機能を果たす他光重合開始剤を、運用できる。そして、光波長の選抜および波長および官能基の特定の化合のための温度は従来技術において、かなりよく理解されている。
【００３３】
図１４および図１５は実施例４にて説明したように、５０の１／ｍｉｎの移動比で１０の１５の重量％溶液から作り出される繊維のＳＥＭ顕微鏡写真を示す。両方のケ−スにおいて、長い一様な繊維は、作り出された。１０の重量％溶液から紡がれる繊維において、時々の三角形を有する３００−５００のｎｍの間で値域を定められる平均直径は、強調される分岐を形づくった。対照的に、１５の重量％溶液から紡がれる繊維は、非共存を有する平地またはリボン型形態を見せられた三角形の分岐。変更されていないエラスチン−擬態性繊維の我々の前の検査と比較して、紡糸液に対する光重合開始剤のアクリレ−ト−一時変異も添加も、繊維形態に対するいかなるかなりの影響も有しなかった。
【００３４】
水の溶解性は、橋かけする効率を決定するために単一の検査として運用された。
光重合開始剤を包含しなかったエラスチン・サンプルが水において、完全に解散した一方、それらの包含しているＥｏｓｉｎＹまたはＩｒｇａｃｕｒｅは水の不溶であった。橋かけするエクステントおよび天性は、より正確に固体物理の１３ＣＮＭＲを運用して決定された。その固有の構造特異性のために、固体物理のＮＭＲが橋かけした後に続いて起こっている化学変化を研修するために過去において、広く運用されたこと［オドンネル、Ｊ．Ｈ．およびホイッテカ−（Ａ．Ｋ．（１９９２の）Ｒａｄｉａｔ．）物理学化学３６：２０９；オドンネル、Ｊ．Ｈ．およびホイッテカ−（Ａ．Ｋ．（１９９２の）Ｊ．Ｐｏｌｙｍ．）化学編集３０：１８５］．図１６は、エラスチン、エラスチン・メタクリルアミドおよび橋かけエラスチン・メタクリルアミドの固体物理の１３ＣＭＡＳ／ＴＯＳＳＮＭＲスペクトルを興行する。ｍｅｔｈａｃｒｙｌｏｙｌａｔｉｏｎを経たエラスチンに対する二重結合の添加は、ピ−クＣａの外観およびエラスチン・メタクリルアミドの抗菌スペクトルのＣｂによって、明らかに立証される。透明度のために、二重結合領域は、拡大されて、エラスチン・メタクリルアミド抗菌スペクトルとともにインセットとして示される。サンプルのためのスペクトルは、二重結合の完全な消失および光重合開始剤に対応する新規なピ−クの外観がａｓ＊と分類したＥｏｓｉｎＹまたはＩｒｇａｃｕｒｅ印によるどちらでも橋かけした」。雇われる照射時間のために、固体物理のＮＭＲスペクトルは、橋かけしている完全を確かめる。橋かけする証明は、光重合開始剤の非存在下で検出されなかった。
照射時間上のタンパク架橋の依存関係は、１５の重量％ＡＭＥ（８８）／ＥＹ系のための詳細において、研究された。サンプルは、最高６０のマイニュ−ト（暗闇に凍結乾燥される）のために照らされて、固体物理のＮＭＲ解析の前に露光量を回避するためにａｔ−２０Ｃを褐色徳利に格納した。二重結合領域（ピ−クＣａおよびＣｂ）は各々のサンプルのために統合された、そして、統合した二重結合領域はｕｎｉｒｒａｄｉａｔｅｄされたサンプルのそれに関して正規化された。図１８は、照射時間の機能としての架橋度である。可視光線照射の時間の後、架橋プロセスは、完全であった。橋かけするより高い次数で獲得される実験デ−タの増加する多様性は、統合した領域の信号対雑音比を減少することに帰された。
【００３５】
橋かけものおよびｕｎｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄされたサンプルは、橋かけする機械的効果を決定する張力のテストに対する事項であった。図１７は、２つのサンプルの代表的な応力−歪曲線である。ｕｎｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄされた材料（エラスチン・メタクリルアミド）は、０の剰余を有した。７＋０．１６の１５のＧＰａおよび引張強さ。２＋６．３つのＭＰａ橋かけサンプルが１の剰余を有すると共に。８０．４３の４つのＧＰａおよび引張強さ。
３＋５．２つのＭＰａ．Ａｓは予期した − 橋かけすることは３から失敗まで株の共働の減少を有するヤング率および引張強さを高めた。９０．２に対する２％。１０．３５％．乾式の状態において、架橋によって、サンプルがより固くてｕｎｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄされたサンプルと比較すると、よりもろくなる。図１８は、ＡＭＥ（６５）の乾性および水和する橋かけサンプルの比較応力−株起居である。水和に続く明らかにゴム緊張弾性の起居は、続いて起こる。水和するサンプルは、０の平均剰余を有した。４５０．１０５の＋８つの％の失敗に対する０８ＭＰａおよび株。特に、イデアル・ゴム弾性理論から概算される架橋度は、穴を固体物理のＮＭＲから得られるそれと比較する。７５％ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ−＞較正ｃｕｒｖｅ−＞×０の４５の最小値。６５気象概況において、エラスチン−擬態性繊維の固体物理の架橋を処理しているポストは、研究された。有効リジン残余で、エラスチン−擬態性タンパク・ポリマ−は、アクリレ−ト部分を組み入れるために改められた。アクリレ−ト機能付与の次数は、エラスチンに無水物の反応物比率を変更することによって、変化してもよい。ＡＭＥのものが、変更されていないサンプルより低い逆位の遷移温度を有するとわかった。これは、アクリレ−ト基の序文を有するサンプルの疎水性の増加に帰された。逆位の遷移温度は、順番に繊維発生のための温度を書き取らせた。ＡＭＥの繊維およびファブリック・サンプルは、適当な温度でｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることにより調製された。溶液（３００ナノメ−トルから１まで変動している直径を有する繊維）の濃縮に左右されること。５、ｕｍは作り出された。繊維は、ｐｈｏｔｏｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎを運用して、その後橋かけされた。
【００３６】
水の結果として生じるサンプルの難溶性は、固体物理の１３ＣＮＭＲによって、確かめられる完全架橋を有する高度な架橋を開示した。剰余および引張強さが橋かけすると、即座に、増加したという点で、サンプルの力学的性質は予想されるそれに相応していた。さらに、水和するサンプルは、高量拡張性を有するゴムのような起居を表示した。このように、アクリレ−ト一時変異は、エラスチン−擬態性タンパクに基づく材料の固体物理の架橋のための成育可能なル−トを規定する。
橋かけエラスチン−擬態性ファブリックの生産については、組織のような構成物を設計する能力は、かなり高められた。
【００３７】
コラ−ゲンは生体分解性で、生物学的適合性で非免疫原の構造タンパク質である。そして、それはそれに様々な生医学的適用法のための適切な化合物を作る。実例は、骨成長を助成するｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅなマトリックスとしての整形外科学において、組織拡大のための、そして、慢性非治癒創傷および熱傷の処理のための局所的作因としてのプラスチックおよび一般外科の注射可能な化合物としてまたは組織回帰のための鋳型として化粧品および泌尿器科の外科のコラ−ゲン使用を勘定に入れる。成体結合組織（例えば皮ふ、けんおよび硬骨）から単離されるコラ−ゲンの最も多量のフォ−ムは、タイプＩコラ−ゲンである。特徴として、それは三重ヘリックスとして編成されて、水素結合によって、主に安定させられる２ｃｄの（Ｉ）連鎖および１つのａ２（Ｉ）連鎖（各々の僅かに１０００以上のアミノ酸経線）で構成される。タイプＩコラ−ゲンの単一分子は、２８５ｋＤの分子状量を有する、広さｏｆ１４Ａ、そして、長さｏｆ３０００Ａ．生体材料として、コラ−ゲンは乾燥粉末またはスラリ−（橋かけしている溶液位相の後のヒドロゲル）にまたは凍結乾燥の後の他成分の添加の有無にかかわらない多孔性のマトリックスとして起訴した後に主に運用された。しかし、生来結合組織において、タイプＩコラ−ゲン分子は、ｆｉｂｒｉｌｌａｒ元素（ア−キテクチャを変化させるタンパク・ネットワ−クに組織される直径の数百ナノメ−タに対する２０）を形成する。機能的に、コラ−ゲン繊維ネットワ−クは、高い株変位に抵抗して、進行中にフォ−スを伝送するために作用して、エネルギ−を消して、熟前の組織機械的失敗を遮断する。これらのファイバ−ネットワ−クは様々なａｃｅｌｌｕｌａｒの原理構造要素を他組織がマトリックスを誘導したようにｂｉｏｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃな組織代用（例えば豚の心臓弁およびウシの動脈異種移植）もと指令する。そして、豚のｓｕｂｉｎｔｅｓｔｉｎａｌな粘膜下組織およびウシの心膜を勘定に入れる。天然タンパク質ネットワ−クとして使われるときに、組織工学への応用のための懸垂足場としてのコラ−ゲンの可転性はかなり高められる。現在まで、組織をｒｅｆｏｒｍｕｌａｔｅする試みはタンパク質ファイバ−ネットワ−クに生来コラ−ゲンを抽出した、そして、ファブリックは規制された。
ＰＥＯは、非毒性（化学的に酸性液において、安定している）であるそして、そのとき、充分な分子量の、ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ繊維を形成できる。かなり、繊維は水溶液の１−２つの重量％純粋のコラ−ゲンから、形成されてはならなくて、ＰＥＯの添加の後、観察された。高解像度ＳＥＭは、コラ−ゲン（溶液伝導度および移動比と同様に）に、ＰＥＯのウェイトレ−ショの関数として、ユニ−クな形態学的機能の証拠となった。溶液粘度表ＩおよびＩＩ．を溶液伝導度上のナトリウム塩素濃度の含量および効果が要約されるＰＥＯと関係づけたコラ−ゲンの効果：引張強さおよび剰余上のＰＥＯ比率は、表ＩＩＩに示される。ＰＥＯの濃縮を増やすことは均一繊維の収率を増やした、その一方で、ビ−ド発生を減軽した。ビ−ドは、１０のコラ−ゲン−ＰＥＯウェイトレ−ショで優れていた：１および５：１の比率で強調される珍しいビ−ドだけについては、１：１およびいずれも、１のコラ−ゲン−ＰＥＯ比率で観察しなかった：２．この条件の下で、均一繊維は、５０−１５０のｎｍの間で変動している直径によって、作り出された。ビ−ドの発生はジェット不安定に帰された。そして、それは高分子量ＰＥＯの添加のために溶液粘度を増やすと、即座に、還元したと信じられる。同様に、溶液伝導度が、また、繊維発生に影響するとわかった。電界が電解液を含有する水のポリマ−溶液に行使されるときに、フィ−ルド誘導されたイオン運動は追加のねばっこい抵抗力によって、溶液を持ち歩く。この現象は、ジェット安定度を高めて、結果として、ビ−ド発生を減軽する。繊維一様性が塩化ナトリウムの添加によって、増加した一方、結晶発生は高塩濃度（図１９Ａ−１９Ｆ）で観察された。最後に、我々は移動比の小さい変更がコラ−ゲン／ＰＥＯ繊維形態に対する指示された衝撃を有することに気がついた。１００の下で、ｕＬ／最小値が発生に玉をつけることこのレベルより上の移動比でポリマ−溶液の限られた揮発度が外界温度および圧力の状態の下で、適切な繊維乾燥を遮断すると共に、ますます言い渡した。トリエチレンメラミン画像化は、ＨＲＳＥＭ解析を確かめて、いかなる追加の内の構造上の特色も見せなかった。図１９Ａ−１９Ｄを参照する。
【００３８】
我々は、固体物理のＮＭＲによって、コラ−ゲン−ＰＥＯ混合物のｍｉｃｒｏｐｈａｓｅ構造を決定した。ｄｉｐｏｌａｒ磁化トランスファ方式は、サンプル全体の磁化傾きの原因となって、それからそれが傾きの作成に続いて発生するためにスピン平衡化と考える時間を監視するとすぐに左右される。この平衡化時間は系のドメインサイズに左右される。そして、スピン拡散係数は各々の位相によって、共同した。共役差積領域の拡散係数および拡散処理の次元の数が周知のアプリオリである場合、系のドメインサイズはシミュレ−トされた拡散プロフィルを実験デ−タに係着させることにより抽出されることができる。シミュレ−トされたプロファイルは、適当な原基および境界条件を有する拡散方程式を数値的に解くことにより獲得されることができる。拡散率が等方性の場合、スピン平衡化の確立のための最短路がこの方針に沿って成立した時から、最小ドメイン遠位だけが徹底調査されることは、また、明白である‖（Ｄ．Ｌ．Ｖａｎｄｅｒｈａｒｔ（１９９０の）Ｍａｋｒｏｍｏｌ．化学（マクロモル）。Ｓｙｍｐ．３４：１２５）．運用しているのを見られることが可能であるドメイン遠位は、約２ナノメ−トルから１００ナノメ−トルまで拡散範囲を紡ぐ。磁化極性化を観察することが可能である時間に、観測できるドメイン遠位のための上限は、左右される。これは、サンプルのプロトンの縦緩和により決定される。最大ドメイン遠位観察可能上の限界があるにもかかわらず、研究されることができる目のドメインを見せる多くの多重フェ−ズ重合体系がスピン拡散技巧によって、ある。例えば、多数ブロックコポリマ−の半結晶性重合体およびドメインサイズの経線ピリオドは、スピン拡散によって、検出の範囲の範囲内で穴を倒す［Ｋ．Ｊ．パッカ−ほか（１９８４の）Ｊ．Ｐｏｌｙｍ．科学：Ｐｏｌｙｍ．物理学２２：５８９；キムラその他（１９９２の）Ｐｏｌｙｍｅｒ３３：４９３；Ｃａｉほか（１９９３の）Ｐｏｌｙｍｅｒ３４：２６７］。
【００３９】
コラ−ゲン繊維は紡がれた、そして、コラ−ゲンを運用している繊維にリンクされるかけ合せはフッ化溶剤において、解散するかまたは水−フッ化混合溶媒において、解散した。コラ−ゲン繊維が水の１−２つの重量％溶液から、作り出されてはならないにもかかわらず、温度を変更することか溶媒システムを改正するは純粋のコラ−ゲン繊維を作り出すことができる。増加することによって、コラ−ゲン繊維の３６のＣ発生に対する温度は、強調された。フッ素化アルコ−ル／水混合液は、コラ−ゲン繊維を作り出す互生の溶剤システムとして役立つことができる。
例えば、３００−８００のｎｍ直径範囲のコラ−ゲン繊維の生産は、この種のフッ化溶剤のコラ−ゲンの１０−１５重量部を紡ぐことから仕遂げられてもよい。使用する溶媒組成は、以下であった：（ａ）１０のｍｏｌｅ％トリフルオロエタノ−ル（ＴＦＥ）／９０のｍｏｌｅ％水および％ヘキサフルオロイソプロパノ−ル（ＨＦＩＰ）／９０のｍｏｌｅ％が給水する１０（ｂ）モル。遠心しているコラ−ゲンは、また、他フッ素化アルコ−ルを有する水の化合から実行されることができる。
【００４０】
スピン拡散実験の最も重要な段は、磁化傾きの作成である。磁化傾きは、適当な選抜配列を運用することによって、通常換価される。構成要素位相間の移動度の大きい傾きを表示する多相システムのために、スピン−スピン緩和（Ｔ２）に基づく単一の濾過器は、選択的により移動性のフェ−ズの磁化を保つために用いることがありえる。例えば、２つの成分Ａの混合物および異なって異なるＴ２のものを有するＢを酌量する。Ａが１００のＴ２を有する、我々、そして、Ｂ１ｍｓ、Ｔ２を有する７００のＴ２濾過器を行使することによって、その時、我々、一つＡの磁化を駆除することができて、そして、このことにより磁化傾きの原因となって、Ｂの磁化を選択的に保つことができる。これはそれのゴ−ルドマン−シェン試験および多数変異の基準である。そして、ポリマ−ブレンド［ＵＳ特許番号５、９１１、９４２（１９９９）］のドメイン遠位を徹底調査するために用いた。考慮中の系、２つの成分、ＰＥＯおよびコラ−ゲンのための、非常に異なるＴｇのものを有すること（ｔｇ．（１２５ＣＣｏｌｌａｇｅｎ〜およびＴｇ）ＰＥＯ−６５のＣ）、そして、移動度に基づく方法を経た検査のために快く従いそれゆえに、ある。単一のＴ２濾過器は、ｄｉｐｏｌａｒ濾過器選抜配列により改任された。それがより大きい可同調性を規定して、起訴された時から、短いスピン拡散時間［野鳥採卵業者ほか（１９９２の）Ｊ．出願Ｐｏｌｙ．科学４４：２８９］で一般的である多重量子効果によって、スペクトルのひずみを克服できる技巧が作り出したように、ｄｉｐｏｌａｒ濾過器は選択された。
【００４１】
図２１は、１のＣＰ／ＭＡＳ／ＴＯＳＳおよびコラ−ゲン、ＰＥＯおよびｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎファブリックのＤＰ／ＭＡＳスペクトルである。２つのコラ−ゲン／ＰＥＯ。それがコラ−ゲンおよびＰＥＯから共振を興行するという点で、コラ−ゲン／ＰＥＯファブリックのＣＰ抗菌スペクトルはコラ−ゲンおよびＰＥＯのＣＰスペクトルの単一の重合せであるように見える。
ＤＰスペクトルは、サンプルのより剛性領域に対して、概して区別する。コラ−ゲン（図示せず）のＤＰ抗菌スペクトルは、それが検温（２４のＣ）で、非常に剛体ことを示す。乾性コラ−ゲンの報告されたガラス転移は、室温で、コラ−ゲン強固を言い渡しているほぼ１２５のＣである。ＰＥＯ（図示せず）のＤＰ抗菌スペクトルは、ＰＥＯが室温で、非常に移動性の、ｔｇ．、ＰＥＯ−６５のＣことを示す。コラ−ゲン／ＰＥＯファブリックの場合ＤＰ抗菌スペクトルは、コラ−ゲンと比較してＰＥＯが非常に移動性であることを明らかに示す。コラ−ゲンおよびＰＥＯ間の移動度のこの巨大な差は、ファブリックのドメインサイズについて情報を規定するためにａ’Ｈｄｉｐｏｌａｒ磁化移動試験に関して違法に使用されることができる。
【００４２】
スピン拡散実験の最も重要な段は、初期の磁化傾きの確立である。図２２Ａは、ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ１の１Ｈのスペクトルである。ｄｉｐｏｌａｒ濾過器の適用法の前後の２つのコラ−ゲンＰＥＯファブリック。濾過器の適用法の前に取得される抗菌スペクトルは、広い部分（強固）および狭い（移動性の）成分の重合せである。濾過器の適用法の後、取得される抗菌スペクトルは、磁化が強固領域によって、共同したことを濾過器が駆除したことを示している狭い成分だけに明らかにする。濾過器の適用法の後、選択される領域の化学の識別を確かめるために、ＣＰ／ＭＡＳ配列は、実験的切片にて説明したように、スピン拡散配列に追加された。１３ＣＣＰ／ＭＡＳスペクトルは、図２２Ｂに示される。より剛性コラ−ゲン領域の磁化を駆除すると共に、濾過器が選択的により移動性のＰＥＯ領域の磁化を保つことは、ＣＰ／ＭＡＳスペクトルから明白である。このように、選ばれた濾過器パラメ−タは、サンプルの磁化傾きの効率的な確立に結果としてなる。同様結果は、獲得された１：１つのファブリック・サンプル。
【００４３】
１のためのスピン拡散デ−タ：１および１：混合物が示される２つのファブリック図２３。図７のインセットは、初期の時間デ−タを興行する。インセットから供与源位相の磁化がより遅いシンク位相に中で接触することは明白であること１：１混合物の１：２混合物（原基は、曲線の中で財産を分与する１：それが線形である間、１つの混合物はＳ字状である１：２混合物）。これは、界面の存在を中で表す１：
そこで、非常に小さいか中で界面でない間、１は混ざる１：
２は、混ざる。
界面のその場合は発生の１：
ポテンシャルがＰＥＯのエ−テル酸素およびコラ−ゲンのアミノ基のプロトン間の水素結合のために現存した時から、１つの混合物は驚くべきでない。
結合インタラクションの存在は、ポリマ−ブレンドの位相混合を作り出すために知っていた。このように、初期の時間デ−タの単なる目視は、機械的により強いファブリックが作り出されてもよいことを示唆する１：１は、界面の存在のために混ざる。
【００４４】
図の点線は、スピン拡散の理論上の（期待される）エンドバリュ−を表示する。
Ａｓは、理論的エンドバリュ−を予想した１：２混合物（０．７４）大きい１：１混合物（０．５９）移動層のより多くが選抜に中で利用できる、１：２は、混ざる。これらの理論値は、全てのＰＥＯ位相が選抜に利用できると仮定して確かめられる。しかし、ＰＥＯが混合物において、結晶できることを心に留めておかれなければならない。ＰＥＯの結晶化は、スピン拡散の観察されて期待されるエンドバリュ−間の差のために勘定する。供与源位相の結晶化は、期待されるエンドバリュ−の低下に結果としてなる。観察されたエンドバリュ−からそれが顕性になることその１：２つの混合物は、より高い結晶化度を有する１：１は、混ざる。実に、ファブリックがそれに結晶化度を示すｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎに、ＤＳＣ試験は、管理した１：２つの混合物は、約３６％である中でそれ１：１つの混合物は、１２％である。これらのデ−タから結晶化が区切りが発生するフェ−ズを引き起こしたと推測できること１：２は、実質的な界面の発生を除外することを混合する。
【００４５】
不織布はｌＯＯＬ／ｍＬの流速で、タイプＩコラ−ゲン−ＰＥＯ溶液の２１重量部から生成されるコラ−ゲン／ＰＥＯ繊維から形成された、そして、一軸応力−株性状は乾式の状態において、特徴を表した。純粋のＰＥＯファブリック・サンプルは、９０のＫＰａの最低引張強さおよび７つのＭＰａの剰余を有した。引張強さ、そして、剰余の１：２つのコラ−ゲン−ＰＥＯ混合物は、２７０のＫＰａおよび、それぞれ、８つのＭＰａであった。最高値は、観察された１：１は、３７０のＫＰａの引張強さおよび１２のＭＰａの剰余に混ざる。報告されるように、ＮＭＲ解析は上部の力学的性質がウェイトレ−ショ１のコラ−ゲン−ＰＥＯ混合物のために観察することを示唆した：１は、ＰＥＯおよびコラ−ゲン成分間の分子間相互作用の極大化によった。
【００４６】
タイプＩコラ−ゲン−ＰＥＯ繊維および不織布ファイバ−ネットワ−クは、ラット尾けんから浄化される凍結乾燥されたコラ−ゲンの弱酸溶液をｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることによって、作り出された。繊維は外界温度で生成された、そして、最適の繊維発生を有する圧力は紡糸口金およびプレ−ト捕集剤の間で、１８ｋＶの電界および１５ｃｍの遠位の使用によって、観察した。繊維形態は、溶液粘度、伝導度および移動比により影響された。高解像度のＳＥＭおよびトリエチレンメラミンによって、定まる、直径を有する非常に一様な繊維が１００−１５０の中で変動することナノメ−トル・コラ−ゲン−ＰＥＯの２つの重量％溶液から作り出した（１：１ウェイトレ−ショ、３４ｍＭのＮａＣＩ）フロ−で１００の中でｕＬ／分の評価を得る結果として生じる不織布の最大抗張力は、１２のＭＰａの弾性係数を有する３７０のＫＰａであった。
【００４７】
人造繊維にコラ−ゲンを処理する努力は規制された、そして、通常、方法は現在まで湿式紡糸方法論に限定された。湿式紡糸は酸の塩凝固している溶液に、紡糸口金によるタンパク溶液の追放を巻き込む。そして、それは通常水溶硫酸アンモニウム、酢酸、イソプロパノ−ルまたはアセトンを包含する。
エチルアルコ−ルおよびアセトン溶液の更なる処理は、繊維脱水のためにしばしば必要とされる。
この方法の限界は雑種タンパク質−細胞構成物（たぶん天然タンパク質構成の有意配座変化を引き起こす条件と同様に）のリアルタイムの製作を除外する生物学上有毒な溶媒システムの使用を勘定に入れる。そして、蛋白質変性を勘定に入れる。最後に、湿式紡糸は主に直径十から何百ものミクロンまで変動する繊維の生成に限られる。対照的に、本願明細書において、概説されるプロセスは、生成のための便利な、非毒性、非変性方法に医学で獣医の人工器官、人工臓器、創傷治ゆおよび組織工学技術の、そして、止血薬としての適用法を有するコラ−ゲンを含有するｎａｎｏｆｉｂｅｒｓおよび不織布を提供する。
【００４８】
さまざまなアミノ酸側鎖残基の操作を巻き込んでいるＢｉｏｃｏｎｊｕｇａｔｅな技巧は、現代の生化学において、平凡になった。我々の戦略は、Ｋおよびヒドロキシリシン側鎖にアクリレ−ト部分のコバレント付着を巻き込んだ。求核攻撃を経て、メタクリロイル無水物は、Ｋおよびヒドロキシリシン残基のＥアミノ基をアシル化するために用いた。一旦改められると、ゼラチンはエオシン−Ｙ／ｔｒｉｅｔｈａｎｏｌａｍｉｎｅ／１−ビニル２−ピロリドン・フリ−ラジカルｐｈｏｔｏｉｎｉｔｉａｔｉｏｎ［巡航ほか（１９９８）以前に］を運用して橋かけされた。
【００４９】
ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇする技巧を運用することによって、［よりＲｅｎｅｋｅｒに（１９９６；以前に；以前にホワン（２０００）］、我々は繊維を直径により形成したナノメ−タ範囲（＜１ナノメ−トル）。これらの大きさは、密接に終わった繊維形態に非常に細胞間マトリックスの外へ近づくと報告された。さまざまな構成物にアクリレ−ト−改質ゼラチンを紡いでいる［カバノキ（１９９１の＆ｎｕｍ；１０）］Ｂｙ（ｉ．ｅ。シ−ト、そして、チュ−ブ）、そして、次の架橋、統合した基質タンパク質構造は、手早くて正確な方法において、形成されることができる。
【００５０】
図２４は、ゼラチン・メタクリルアミドの系の二重結合の４５のＣ．社で記録されるＤ２０のゼラチンてアクリレ−ト改質ゼラチンの１ＨのＮＭＲスペクトルが、抗菌スペクトルの２つの新規なピ−クの存在から推定されることができるである。二重結合領域を統合することは、機能付与（ＤＯＦ）の次数の計測を規定する。アミノ部分の比率が機能付与の前にゼラチンのアミノ部分の合計数にｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄしたように、ＤＯＦは定義された。ＤＯＦが確かめられたというこの場合において、約７３％である。ＤＯＦがゼラチン比率にメタクリロイル無水物を変更することによって、変化してもよいことは、ＶａｎｄｅＢｕｌｃｋｅｅｔ．ア−ル（下記参照）によって、すでに示された。異なるＤＯＦのものを有するゼラチンに基づく材料の範囲は、この反作用を運用して獲得されることができる。
【００５１】
アクリレ−トｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄされたゼラチンは、力学的性質上の架橋の効果を検察するために薄皮に処理された。学習のための薄皮サンプルは、以下に概説される手続きにより調製された。光重合開始剤濃縮の効果および架橋プロセス上の照射時間は、研究された。これらの学習の結果は、それから繊維生産の間、架橋条件を最適化するために用いることがありえた。それらが繊維サンプルよりプロセスに非常に容易であった時から、架橋最適化検討は薄皮サンプルに執行された。
【００５２】
第１の学習のために、三サンプルは、調製された。光重合開始剤濃縮が標準から高量まで変化すると共に、ゼラチン・メタクリルアミドの濃縮は各々の三サンプルの同じものであった。溶剤は蒸発することができた、そして、薄皮サンプルは形成された。乾式の薄皮は、７０ｍＷ／ｃｍ２でＤｙｎａＬｕｍｅ可視光源を運用しているイラディエ−ションの時間に陳列された。サンプルは、張力のテストのためのストリップへのカットであった。学習は、それから水和するサンプルに執行された。
８つのサンプルは、各々の光重合開始剤濃縮用に試験された。
【００５３】
図２５は、光重合開始剤濃縮を変化させることに関する橋かけゼラチン・メタクリルアミド薄皮のための応力−株デ−タである。かなり、失敗に株を減少すると共に、標準から中間の光重合開始剤濃縮への行くことは剰余の適度な増加を規定する。しかし、培地から高い光重合開始剤濃縮への行くことは、僅かに剰余を減少した。Ｈｕｂｅｌｌｅｔ．ア−ルは、光重合プロセスがＴＥＡの濃縮を増加することによって、逆に影響されることができると以前に報告した。増加するＴＥＡ濃縮は生成されているより多くのラジカルに主任弁護人となると考えられる。そして、これらのラジカルは順番に反応することができて、プロセスを止めることができる。しかし、ＶＰ濃縮を増やすことは、フォト生成されたラジカルが攻撃できるより多くの部位を規定することによって、ＴＥＡ濃縮を増やす効果を否定する。増加するＴＥＡ濃縮の潜在的に陰の効果は、中間の光重合開始剤濃縮で増加するＶＰ濃縮により克服される。しかし高濃縮条件、効果が支配するＴＥＡ、剰余の減少に対するリ−ディングで。標準から培地濃縮まで行く際に、剰余の利得は、かなりでなかった。
さらに、橋かけする求められたレベルを光重合開始剤で仕遂げるのが、できるだけ小さく扱うことは、望ましい。したがって、それは学習の剰余のための標準濃縮を運用すると決定された。
【００５４】
架橋度上の照射時間の効果を研修するために、７つの５つの重量％ゼラチン・メタクリルアミド溶液試料は、調製された。各々のサンプルは、１／２時間から３つの１／ａ時間まで時間始動の長さを変化させるための可視光源によって、照らされた。図２６は、照射時間の最大抗張力、剰余および機能としての水和するサンプルの失敗に対する株である。失敗に対する株が減少すると共に、最大抗張力および剰余は照射時間の増加と共に増加した。力学的性質の有意変更は、イラディエ−ションの観察された過去２つの時間でない。機械的既知数は、２時間の可視光線照射が本願明細書において、記述される条件の架橋反応を補充するのに十分なことを示す。
【００５５】
反作用が完了へ行ったかどうか確認するために、張力のテストのために使われて、運用された同じバッチから、固体物理の１３ＣＮＭＲスペクトロスコピ−は、サンプルに管理された。橋かけサンプルは、２つの時間照らされた。ゼラチン・メタクリルアミドおよび橋かけゼラチン・メタクリルアミドの１３ＣＣＰ／ＭＡＳ／ＴＯＳＳスペクトルは、図２７に示される。ゼラチン・メタクリルアミド抗菌スペクトルは、二重結合炭素のために２つの共振を興行する。しかし、橋かけ材料の抗菌スペクトルにおいて、これらの共振は完全に消えた。そして、架橋反応が完了へ行ったことを示した。ＮＭＲデ−タが機械的デ−タと連動してされるときに、決定的に、架橋が２つの時間の与えられたＤＯＦのための完全であることは興行する。時間がかかるにもかかわらず、固体物理のＮＭＲは照射時間の関数として、架橋度をマップするために用いることがありえる。接近させる架橋度は、ゴム弾性理論を運用して確かめられることが可能である。Ｅが剰余であるＥ＝３つのｐＲＴ／Ｍｃによって、剰余が与えられる理論によれば、ｐが記録密度であること、Ｒ気体定数、温度およびＭｃｔｈｅが分子量を平均するＴは、橋かけする。ｍｃは測定された剰余（張力のテスト試験から）から確かめられることが可能である。そして、この数量は架橋度に反比例する。このように、架橋度は材料の剰余に正比例する。このように、剰余計測は、また、架橋度の概算を規定するために用いることがありえる。エラスチンが剰余を有する自然型は、０と境を接する。９〜約１。１つのＭＰ＊．約５０〜約７５％がリンクすることを横断する計算印が、ネイティブの動脈のエラスチンの弾性係数を模倣するために橋かけ改質エラスチンまたはエラスチン擬態性において、必要である。特にメタクリルアミド−ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄされたエラスチンが約５３〜６４％で、橋かけ結合（Ｐｅａｋ逆畳込みに基づく）の％の推定値に導いた１６５０−１６８０のｃｍ〜’ｏｆでのＣ＝Ｃ範囲に関して、ＩＲ分光分析。
【００５６】
Ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることは、また、橋かけゼラチンのアクリレ−ト改質繊維およびファブリック・ネットワ−クを作り出すために用いた。器具の説明は、前の切片の詳細において、規定された。磁界の強さ、沈着遠位および移動比は、それぞれ１８ｋＶ、１０ｃｍおよび３０分に定常的にしておかれた、ｕＬ／ｍｉｎ。１８ｋＶの磁界の強さおよび１０ｃｍの沈着最高繊維を規定することは傾斜するようだった、その一方で、３０を越えて移動比を増やした、液滴の発生に対するｕＬ／最小値鉛。上記のパラメ−タを運用している変更されていないゼラチンおよびアクリレ−ト改質ゼラチンから形成される繊維は、それらの形態を描くために走査電子顕微鏡学により分析された。溶液のゼラチンの濃縮が、繊維形態に影響している主要な変数であるとわかった。
【００５７】
２００−５００のｎｍ直径の均一繊維が値域を定める２５の重量％溶液印からの変更されていないゼラチン繊維ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎのＳＥＭ顕微鏡写真は、作り出された。光重合開始剤の標準濃縮を包含しているａｃｒｙｌａｔｅｄされたゼラチンの１５の２０の重量％溶液から紡がれる繊維のＳＥＭ吟味のために、１５の重量％溶液から形成される繊維は、有意ビ−ズを興行した。ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ繊維のビ−ズは、望ましくなくて痩せた力学的性質に鉛である。Ｒｅｎｅｋｅｒｅｔ．ア−ルが、溶液混合液に対するＮａＣｌの添加がｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇ．の間、形成されるビ−ドを減少すると報告したしかし、１５の重量％溶液から形成される繊維と比較してゼラチン・メタクリルアミドの２０の重量％溶液から形成される繊維はより小さい性向がビ−ドを形成することを示した。紡績試験がａｃｒｙｌａｔｅｄされたゼラチンの２５の重量％溶液に、実行されなかったにもかかわらず、水の２５の重量％変更されていないゼラチンから形成される繊維は濃度増大がＮａＣｌまたは他のいかなる塩もの添加のためのニ−ズを不要にしている非玉をつけられた繊維を生むことを示唆する。改質サンプルがあったアクリレ−トの場合にはファイバ直径５００〜１５００ナノメ−トルの直径は、値域を定める。ａｃｒｙｌａｔｅｄされた繊維のファイバ直径の有意増加は、ビ−ド発生による。
【００５８】
その延長期間の間Ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることは、ナノ−直径繊維から成る不織布ネットワ−クを生む。しかし、回転マンドレルがプレ−トの代わりに運用される場合、橋かけゼラチンの織ってないチュ−ブは作り出されることができる。図２９Ａは、橋かけゼラチン、長さの５ｃｍおよび１４ｍｍ直径の織ってないチュ−ブである。チュ−ブの直径は、マンドレルの大きさを増減することによって、変化できる。図２９Ｂもは、水和する状態、ｉ．ｅ．、水において、浸漬されるのチュ−ブである。チュ−ブは水の持続性の液浸の後、さえその形状を保つ。そして、架橋反応が完了へ進んだことを示す。このように、概説されたものが形成し始めることができるｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇしている手段および化学を運用することは開設する。そして、それは医療分野の適用法を有することができる。
【００５９】
不織布のネットワ−ク気孔率は、パルス磁場こう配ＮＭＲスペクトロスコピ−（ＰＦＧＮＭＲ）を運用して測定された。ブラウン運動による自由拡散の場合、パルスの種類を初めに有している濃度勾配は、時間とともに段階的にガウスになる。しかし、出産または細孔の拡散の濃度断面が起こらない場合に備えて、限界に対するガウシアン料金は細孔境界によって、押し付けた。一度に、細孔の拡散プロフィルが時間から独立しているようになるときに、流体の自己拡散係数（Ｄ）が周知のアプリオリである場合、それは細孔半径または大きさの度量衡単位になる。
ＰＦＧＮＭＲは、細孔径の計測のためのこの概念を役立たせる。
【００６０】
図２９Ａは、時間の長さを変化させるための磁場勾配強さ（Ｇ）の関数として、測定される拡散プロフィルである。８００のミリ秒および１０００のミリ秒で測定されるプロファイルがほとんど拡散プロフィルが時間とともに釣り合ったことを示している同様であることを、観察できる。このように、１０００ｍｓ拡散プロフィルは、細孔径を決定するために用いることがありえる。図の２９Ｂ、正規化された輝度は、パラメ−タの関数として、企てられる２、ｆｚ２＝／６つのＧ５によって、与えられるそこにおいて、ｙ〜ｉｓ磁気回転比、磁気ものはフィ−ルド分けするＧ傾き、そして、６、時間は傾きの間にある。その場合はそこにおいて、細孔径は一様である、ａ２対正規化された輝度のプロットは細孔径に関する傾きを有する線形である。プロットが細孔径の分配を勧告している非線形であることは、図から明らかに見られる。決定するために、平均細孔径１は、現実的で、デ−タ穴に合ういかなる分配も運用できる。この場合、我々は細孔径のガウス分布を雇った。細孔径のガウス分布の場合拡散プロフィルおよび細孔半径間の数理類縁はキャラハンｅｔ．ア−ルによって、すでに決定された。ｌ（Ｇ＝０）２、Ｒｏが平均の細孔半径であるところおよび２は二度である分配の分散。図１０（ｂ）は、１０００ｍｓデ−タに（１）を運用しているフィットを興行する。Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａソフトウェアの非線形最適化部は、フィットのために運用された。フィット（７３の平均細孔径）から。３３の標準偏差を有する午前４時。６、ｕｍは得た。
【００６１】
特定のタンパクとともに特に化学反応することは関係させるモノクロ−ナルまたはポリクロ−ナル抗体（好ましくはモノクロ−ナル）は、公知技術の手段によって、製造できる。参照する。ｅに、ｇ．、ハ−ロ−、そして、Ｌａｎｅ（１９８８の）Ａｎｔｉｂｏｄｉｅｓ：実験室マニュアル（コ−ルドスプリングハ−バ−実験室）；Ｇｏｄｉｎｇする（１９８６）こと単クロ−ン抗体：原理、そして、Ｐｒａｃｔｉｃｅ（２ｄの編集）アカデミック・プレス、ニュ−ヨ−ク。
【００６２】
クロ−ン化、デオキシリボ核酸単離、増幅および、ＤＮＡリガ−ゼを巻き込んでいる酵素反応、ＤＮＡポリメラ−ゼ、限定エンドヌクレア−ゼなどのために、純化のための標準技巧、そして、さまざまな区切り技巧は、公知のそれらであって、当業者によって、共通に雇った。多くの標準技巧は、ＣｌｏｎｉｎｇしているＳａｍｂｒｏｏｋほか（１９８９の）Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ、ＳｅｃｏｎｄＥｄｉｔｉｏｎ、コ−ルドスプリングハ−バ−Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙに記載されている、Ｐｌａｉｎｖｉｅｗ（ニュ−ヨ−ク）；Ｍａｎｉａｔｉｓほか（１９８２の）分子クロ−ニング（コ−ルドスプリングハ−バ−実験室）Ｐｌａｉｎｖｉｅｗ，Ｎｅｗヨ−ク；呉語（編集）（１９９３の）メセドリン。Ｅｎｚｙｍｏｌ．２１８（パ−ト１）；呉語（編集）（１９７９の）メセドリンＥｎｚｙｍｏｌ．６８；呉語ほか（編集）（１９８３）メソジストＥｎｚｙｍｏｌ．１００および１０１；グロスマンおよびＭｏｌｄａｖｅ（編集）メセドリン。Ｅｎｚｙｍｏｌ．６５；ミラ−（編集）（１９７２）は、分子遺伝学、コ−ルドスプリングハ−バ−実験室、コ−ルドスプリングハ−バ−、ニュ−ヨ−クで実験する；遺伝子の操作、カリフォルニア大学プレス、バ−クレ−の古いサクラソウ（１９８１の）原理；分子生物学のＳｃｈｌｅｉｆてＷｅｎｓｉｎｋ（１９８２の）実用法；第Ｉ巻およびＩＩのクロ−ンをつくっているグラバ−（編集）（１９８５の）ＤＮＡ、ＩＲＬプレス、オックスフォ−ド、英国；
故郷、そして、ヒギンズ（編集）（１９８５の）ＮｕｃｌｅｉｃＡｃｉｄハイブリダイゼ−ション（ＩＲＬプレス）オックスフォ−ド（英国）；そして、ＳｅｔｌｏｗおよびＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇしてＧｅｎｅｔｉｃなＨｏｌｌａｅｎｄｅｒ（１９７９）：原理および手段（ｖｏｌ）１−４、プレナム・プレス、ニュ−ヨ−ク。雇われる所で、略記号および名称集は場の標準とみなされて、本願明細書において、引証されるそれらのようなプロのジャ−ナルにおいて、共通して使う。
【００６３】
現在の出願の全ての引用された文献は、それらが現在の告知と一致していなくないというほどに、本願明細書において、引用したものとする。
【００６４】
本願明細書において、主張されるように、以下の実例は提供された図示する目的であって、本発明の有効範囲を規制することを目的としない。熟練職人に発生する公証された論文のいかなる変異も、本発明の範囲内になることを目的とする。
【００６５】
（実施例）
実例１：合成のエラスチンの生産
エラスチン−擬態性合成のタンパク（、−Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｖａｌ−Ｇｌｙ−）４、−Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ｇｌｙ−Ｌｙｓ−Ｇｌｙ−、分子量のうちの３９は、８１ｋＤａ、組換え型遺伝子操作手段により総合されたいずれが他の場所で報告されたか、詳細［マクミランほか（１９９９の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３２：３６４３−３６４８；マクミラン、Ｒ．Ａ．およびＣｏｎｔｉｃｅｌｌｏ（Ｒ．Ｐ．（２０００の）巨大分子３３）：４８０９−４８２１；マクミランほか（１９９９の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３２：９０６７−９０７０］。３０００の塩基対のｃｏｎｃａｔａｍｅｒｉｃな合成遺伝子は、エラスチン−擬態性配列の３９の反複を含んでいる反復的なポリペチドをコ−ド化する。タンパク・ポリマ−は、イソプロピルＰ−ｔｈｉｏｇａｌａｃｔｏｐｙｒａｎｏｓｉｄｅ誘起を有するラックプロモ−タの制御調節の下で、大腸菌株ＢＬＲ（ＤＥ３）の組換えプラスミドｐＲＡＭｌから急送された。それは、細胞溶菌液から可逆性の、温度−起因性沈降によって、高収率（６４のｍｇ／Ｌ）に浄化された。タンパク・ポリマ−の配列は、特定地域向けのタンパク質分解開裂フラグメントのオ−トメ−ション化したエドマン分解およびＭＡＬＤＩ−ＴＯＦ質量スペクトロスコピ−によって、確かめられた。この組換え型タンパクの構造解析は、また、ＳＤＳポリアクリルアミドゲル電気泳動を勘定に入れた。そして、そのことは１Ｈおよび１３ＣＮＭＲとして湧き出る‖［マクミランほか（１９９９の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３２：３６４３−３６４８；マクミラン（Ｒ．Ａ．およびＣｏｎｔｉｃｅｌｌｏ）Ｒ．Ｐ．（２０００の）巨大分子３３：４８０９４８２１］。
【００６６】
（実例２：他のＭａｔｅｒｉａｌｓ）
Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社をＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇしているＢｒｏｏｋｆｉｅｌｄからのＬｏｗ分子量シリコンオイルは、溶液粘度の計測のための標準として運用された。
【００６７】
受け取られるように、メタクリロイル無水物、エオシンＹ、ＥＹ、水の５重量部、トリエタノ−ルアミン（ＴＥＡ）および１−ビニル−２−ピロリドン（ＶＰ）はオ−ルドリッチ、ミルウォ−キ−、ＷＩから得られて、運用された。ＵＶ知覚し得るラジカル光重合開始剤１−（４−（２−ヒドロキシエトキシ）フェニ−ル）−、２−ｈｙｄｒｏｘｙ−２ｍｅｔｈｙｌ−ｌ−ｐｒｏｐａｎ−１−ｏｎｅ（Ｉｒｇａｃｕｒｅ２９５９）はＣｉｂａＳｐｅｃｉａｌｉｔｙＣｈｅｍｉｃａｌｓ、Ｔａｒｒｙｔｏｗｎ、ＮＹによって、優しく供給された。潅流は、Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃな、ウェスト・チェスタ−、ＰＡＶＷＲから、Ｓｐｅｃｔｒａ／得られたプロ・メンブレン（ＭＷＣＯ６０００−８０００）を運用して管理された。
【００６８】
９００ｋＤの名目上分子量を有するポリ（エチレンオキサイド）（ＰＥＯ）は、オ−ルドリッチから得られた。それに対する同様がＢｒｉｅｆｌｙにＳｉｌｖｅｒおよびＴｒｅｌｓｔａｄ．ｌ９によって、記述した、けん繊維が抜き出されたプロトコルを運用している２５０〜３５０のグラムの間で、ワイヤ・ストリッパ−を運用しているラット・テイルの重さになっているＳｐｒａｇｕｅＤａｗｌｅｙラットから獲得される腱が１０ｍＭのＨＣ１において、浸漬した残りかすから、酸−可溶コラ−ゲンは、誘導された（ペ−ハ−２。０；１００ｍＬにつき１０繊維）、そして、室温で、４つの時間かき混ぜられる。可溶な成分は、３０の最小値のための４つのＣでの３０、０００ｇでの遠心の後の不溶解性の一部から切り離されて、それから順番に０をろ過した。６５および０。４５、ｕｍ濾過器（ミリポア社、ベッドフォ−ド、ＭＡ）。ＮａＣｌは、０の塩濃度を獲得するために濾過液に添加された。７Ｍ．混合液はそれから１つの時間撹拌することができた、そして、沈降物は３０、０００ｇおよび４つのＣで１時間の遠心の後、取り立てた。ペレットは、１０ｍＭのＨＣ１のオ−バ−ナイトを解散することができた（ペ−ハ−２。０）そして、２０ｍｍのリン酸緩衝液に対して透析する（ペ−ハ−７でのリン酸水素二ナトリウム。４）少なくとも８つの時間室温で。第２の潅流は、それから４つのＣで少なくとも４つの時間の２０ｍＭのリン酸緩衝液解に対して執行された。透析物は３０、１つの時間の４つのＣでの０００ｇおよびペレットで遠心分離された。そして、１０ｍＭの溶液に対するそれから透析されたオ−バ−ナイトはＨＣ１であった（ペ−ハ−２。０）１０のｍｇ／ｍｌ．の終濃度で、コラ−ゲン溶液を獲得する溶液は、４つのＣで格納された。
【００６９】
凍結乾燥されたコラ−ゲンは蒸留された、消イオンされた水、１８のＭＱｃｍ、ヨ−ロッパ大陸のに対して、コラ−ゲン溶液オ−バ−ナイトを透析することにより獲得された。そして、凍結乾燥が続いた。使用の前に、凍結乾燥されたコラ−ゲンは、１つの時間の室温で１０ｍＭのＨＣ１において、解散された。コラ−ゲン・サンプルの識別および純度は、ポリアクリルアミドゲル電気泳動によって、確かめられた。
【００７０】
ゼラチン（型Ａ−Ｐｏｒｃｉｎｅ皮ふ（３００の大増殖）；産物＆ｎｕｍ；Ｇ−２５００）、そして、２、２、２ｔｒｉｆｌｕｏｒｏｒｅｔｈａｎｏｌ‖ＳｉｇｍａＣｈｅｍｉｃａｌ社、セントルイス、ＭＯから購入した。
メタクリロイル無水物（９４％）（Ｅｏｓｉｎ−Ｙ５ｗｔ．）％水において、ｌ−ビニル２−ピロリドン（９９＋％）およびトリエタノ−ルアミン（９８％）は、オ−ルドリッチ・ケミカル社、ミルウォ−キ−、ＷＩから購入された。使用するリン酸緩衝液は、リン酸二水素ナトリウム、１水和物（Ｊ．Ｔ．ベ−カ−社、Ｐｈｉｌｌｉｐｓｂｕｒｇ、ＮＪ）およびリン酸水素二ナトリウム（漁師Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、フェアＬａｗｎ、ＮＪ）の水溶液であった。
【００７１】
（実例３：繊維Ｓｐｉｎｎｉｎｇ）
Ｅｌａｓｔｉｎ−擬態性ペプチド・ポリマ−をしているは、詳細などこか他の所として、ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇしている技巧を運用している繊維に紡がれた。簡潔に、ペプチド・ポリマ−溶液（１０−１５重量部）は限外濾過器でろ過されたグレ−ドにおいて、調製された。そして、蒸留された、４つのＣでの１２時間のための混合による脱イオン水、１８ＭＱｃｍ、ヨ−ロッパ大陸の。シリンジポンプ（ハ−ヴァ−ドＡｐｐａｒａｔｕｓ社、Ｈｏｌｌｉｓｔｏｎ、ＭＡ）を用いて、溶液が外界温度および圧力で押し出されて、明らかに課せられた金属による定義移動比で、チップされたニ−ドルを鈍くすること（２２Ｇｘ１．５インチ）。ニ−ドルは、Ｔｙｇｏｎ（サンディエゴＰｌａｓｔｉｃｓ社Ｎａｔｉｏｎａｌ市、ＣＡ、プラスチック管の商標）管を運用している１ｍＬの注射器に対する連結であった（１．６ｍｍのｉ．ｄ。）。繊維は、ニ−ドルの先端の下に位置する接地されたアルミニウム・プレ−トに集金された。高圧、低い現在の電源（ＥＳ３０Ｐ／ＤＤＰＭ、ＧａｍｍａＨｉｇｈＶｏｌｔａｇｅＲｅｓｅａｒｃｈ社、ＯｒｍａｎｄＢｅａｃｈ、ＦＬ）は、必要な電位の傾きを置くために役立たせられたそれ‖開示されるように、０および３０ｋＶの間で変化してあった。実在か負極性は、ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇしているプロセスを実行するために用いることがありえる。ＶｓｔａｒｔおよびＶｓｔｏｐ（それぞれ提案するかまたはジェット発生を止めるために電位必然的として定義される）は、エラスチン−擬態性ポリペチド溶液の共役差積濃縮のために決定された。
【００７２】
ファブリック・サンプルは、その延長期間の間の溶液をｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることによって、作り出された。器具は、以下を勘定に入れるために改められた：
ファブリック・サンプルを作り出す回転マンドレル。ファブリック・サンプルは、ニ−ドルの課せられた先端に関して、所定の水平距離で配置される接地されたマンドレルをくるまれるアルミ箔に集金された。
【００７３】
コラ−ゲン−ＰＥＯ溶液（１−２つのｗｔ％）は、１０ｍＭのＨＣ１において、調製された（ペ−ハ−２。０）外界温度で２つの時間混和することによって。
シリンジポンプ（ハ−ヴァ−ドＡｐｐａｒａｔｕｓ社）を用いて、溶液が外界温度および圧力で押し出されて、明らかに課せられた金属による定義移動比で、チップされたニ−ドルを鈍くすること（２２Ｇのｘ１。５インチ）。繊維は、ニ−ドルの先端の下に位置する接地されたアルミニウム・プレ−トに集金された。高圧、低い現在の電源（ＥＳ３０Ｐ／ＤＤＰＭ、ＧａｍｍａＨｉｇｈＶｏｌｔａｇｅＲｅｓｅａｒｃｈ、Ｉｎｃ）は、電位の傾き（開示されるように、それは０および３０ｋＶの間で変化した）を置くために役立たせられた。
【００７４】
（実例４：メタクリル酸エステル−改質エラスチンおよび繊維紡績の合成）
Ｖａｎ巣Ｂｕｌｃｋｅにより開発されるアミノを含有する化合物のアクリレ−ト一時変異のための手続きその他は、続かれた［バンＤｅｎＢｕｌｃｋｅほか（２０００の）Ｂｉｏｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ１：３１］．エラスチン−擬態性ｐｏｌｙｐｅｎｔａｐｅｐｔｉｄｅは、ペ−ハ−７において、解散された。５つのリン酸緩衝液解。溶液は５つのＣに冷やされた、そして、メタクリロイル無水物の過度は加えられた。反作用は、８つの時間手続きをすることができた。反応液は、薄められて、透析物溶液の頻回変更を有する４８の時間の室温で、蒸留水に対して透析された。透析物は、その後冷凍乾燥させていて、室温で、格納された。アミノ部分の比率が機能付与の前にエラスチンのアミノ部分の合計数にｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚｅｄしたように、機能付与（ＤＯＦ）の次数は定義された。ＤＯＦは、エラスチン比率にメタクリロイル無水物を変更することによって、変化してもよい。
【００７５】
Ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることは、水溶液からＡＭＥの繊維を紡ぐために用いた。溶液濃縮、移動比および動作電圧が、紡績プロセスに影響している臨界パラメ−タであるとわかった。技巧の詳細および平滑なｎａｎｏｆｉｂｅｒｓを生むプロセスパラメ−タの最適化は、以前のレポ−トの詳細において、審議された。［ホワンほか（２０００の）Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ３３、２９８９］。フリ−ラジカル橋かけ剤として、ｄｄＨ２０の１０−１５の重量％ＡＭＥ（６５の）ポリマ−の溶液は、トリエタノ−ルアミンの５重量部（タンパク・ポリマ−含量の）の添加により調製された。例えば、タンパク・ポリマ−、５ｍｇｓのトリエタノ−ルアミンまたはほぼ５０の各々の１００のｍｇｓにとって、株ＥＹ／ＴＥＡ／ＶＰ溶液のｕＬは、加えられた。１８ｋＶの磁界の強さは繊維発生のために選ばれた、そして、注射器先端および収集プレ−ト間の遠位は１５ｃｍで修正された。移動比は、５０の１／ｍｉｎであった。ＥＹ光重合開始剤の原液は、１０ｍＭのＥＹ、２２５ｍＭのＴＥＡおよび水の３７ｍＭのＶＰとして調製された。Ｉｒｇａｃｕｒｅ２９５９は、直接調製されたタンパク溶液に添加された。
【００７６】
１５の重量％ＡＭＥの学習４つのサンプルを橋かけするために、ｄｄＨ２Ｏの（６５の）溶液は、調製された。エオシンＹは第１の溶液（光重合開始剤の総計は、溶液のタンパクの３重量部と一致した）に添加された、そして、ＩＲＧＡＣＵＲＥ２９５９は秒（光重合開始剤の総計は、溶液のタンパクの６重量部と一致した）に添加された。光重合開始剤の均一ばらつきを確保するために、両方の溶液は、１２の時間暗闇にかき混ぜられた。光重合開始剤を包含しなかった追加資料は、照らされて、比較解析のために運用した。全てのサンプルは、２４の時間の減圧の下で乾燥した。乾燥に続き、それぞれ、サンプルを包含しているＥｏｓｉｎＹおよびＩｒｇａｃｕｒｅは、４５のマイニュ−トのための可視光および３０のマイニュ−トのための紫外線（３６５ナノメ−トル）の下で照らされた。
【００７７】
（実例５：不織布の製法は、ゼラチン・ファブリックをａｃｒｙｌａｔｅｄした）
アクリレ−トに改質ゼラチンを用意するために、ゼラチンの５−重量％溶液は、ｌＯｍＭリン酸緩衝液解（ペ−ハ−７）において、作られた。５．この溶液にとって、メタクリロイル無水物（標的アミノ酸残基に関して）の４つの時間過度は、溶液に添加された。反作用は、それから４つの時間の４０のＣでかき混ぜられた。溶液は、それからＳｐｅｃｔｒａ／Ｐｏｒメンブレンを運用して透析された（ＭＷＣＯ：６−８、０００）透析している溶液の一定の変化を有する４８時間のための４０のＣでのｄｄＨ２０の６０の体積に対して。溶液はそれから凍結乾燥された、そして、透析物は格納されたａｔ−３０Ｃであった。
【００７８】
５％の重量溶液（１２７８ｙＬｄｄＨ２０／２２２のａｃｒｙｌａｔｅｄされたゼラチンの１５０ｍｇ、ｕＬ写真イニシエ−タ溶液）は、調製されて、２９に塗布された。１４のｃｍ２ポリスチレン・ディッシュ。溶液は、標準で、中間で高い光重合開始剤調合品を運用して作られた。溶剤は、室温で、蒸発する、２４のＣ、４３％の相対湿度ことができた。乾燥の後、サンプルは３０のマイニュ−トから橋かけするための３１／２時間までさまざまなピリオドのための可視光源、Ｄｙｎａ−Ｌｕｍｅｄｙｎａｌｉｇｈｔ＆ｎｕｍ；２４０−３８０、７０ｍＷ／ｃｍ２にさらされた。薄皮は、それからその概略について述べましたように、より早く機械的テストのために調製された。
器具をｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇしているゼラチンは、シリンジポンプ（ハ−ヴァ−ドＡｐｐａｒａｔｕｓ）、注射器、１８のゲ−ジ・ブラントエンド・ニ−ドルから成った（ポッパ−、そして、Ｓｏｎｓ、社）、接地された回転金属的な１４ｍｍのＯ．Ｄ．マンドレル、チュ−ブの生産のための接地された１０ｃｍ、プレ−ト（扁平なファブリック生産のための）は１０ｃｍのアルミニウムによって、取材した電気マンドレル・ロ− −、
Ｄｙｎａ−Ｌｕｍｅｄｙｎａｌｉｇｈｔ＆ｎｕｍ；２４０−３８０、そして、高い電圧源‖（ガンマＨｉｇｈＶｏｌｔａｇｅ、ＨＶ電源、ｃ。ｆ．，図ｌ（ａ））。ゼラチンおよびａｃｒｙｌａｔｅｄされたゼラチン（１５０ｍｇｓ）の溶液は、高濃縮写真イニシエ−タ溶液の２２２ｔｅｌとともに、１０ｗｔ％からｄｄＨ２０の２５ｗｔ％まで濃縮において、調製された。ａｃｒｙｌａｔｅｄされたゼラチン／写真イニシエ−タ溶液を包含している注射器は、橋かけしている成熟前を遮断するために不透明なテ−プを有する紡績の間、シ−ルドされた。ニ−ドルは、ニ−ドルのゲル化を回避して、均一移動比を維持するために加熱灯を運用して加熱された。
注射器およびニ−ドル全体の温度プロフィ−ルは、型Ｋ熱電対により獲得された。
温度読みは、注射器の４つのポイント（図のＴ４によるＴ１にラベルをつけた）全体に獲得された。定常状態が仕遂げられたあと、プロファイルは測定された。熱ランプ上のセッティングを変化させることによって、ニ−ドルの温度は、求められたレベルに合ってもよい。温度は、４５の５５のＣの間で維持された。１８ｋＶの印加場および１０ｃｍの沈着遠位は、全ての実行のために定常的にしておかれた。フロ−は、３０の中でｚｚＬ／最小値の評価を得るｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることフロ−が３０の過度において、ｕＬ／最小生成された液滴の評価を得るので、の間、維持した。沈着上の繊維は紡績プロセスの全体にわたって光顕に陳列された、そして、追加の二つのために、遠心している繊維の後の時間は止んだ。はく離剤として機能するために、ポリエチレンオキシド（ＭＷ９００ｋＤａ）の産卵鶏は、取材している１００／ｍｉ体積型を仕遂げるためにアルミ箔に寄託された。ａｃｒｙｌａｔｅｄされたゼラチン繊維は、それからＰＥＯ産卵鶏の上に寄託された。沈着時間は、紡がれる材料の体積に従い変化した。
（実例６：不織布サンプルの影像捕獲およびファイバ直径および配向分布の解析）
Ｆａｂｒｉｃｓは、ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることにより生成された１５０、エラスチン−擬態性ペプチド・ポリマ−の１５の重量％溶液からのｕｌ／ｍｉｎ。検査材料は、直接ミラ−に配置されて、指向性照明排列を運用することを撮像したそこにおいて、光顕は、ディフュ−ザおよびビ−ムスプリッタから成るａｎｏｎ−ａｘｉｓｓｙｓｔｅｍを運用して視準される。光顕は、サンプルを通過して、ＣＣＤカメラへミラ−界面を離れて垂直に反映される。繊維界面からの正反射は、カメラに着かない。このように、ファブリックの範囲内のそれらの分類学的位置に関係なく、繊維は単に光顕をブロック化して、暗く見えて、焦点が合っているだけである。捕らえられた影像は、バックグラウンドから個体繊維を単離しなさいという分割ｏｒｔｈｒｅｓｈｈｏｌｄｉｎｇｉｎ命令を経た。このプロセスにおいて、ロ−カルなコントラスト強調手続きは、技巧をｔｈｒｅｓｈｏｌｄｉｎｇしている緩和および耳を勘定に入れて役立たせられた。解析も、影像ものピクセルに対応する広く、個体繊維のバックボ−ンが決定された影像の中で骸骨にすることを必要とした。骸骨にすることは、ａｄｉｓｔａｎｃｅｍａｐｏｆを生成することを必要とするバックグラウンドにオブジェクトに帰属している各々のピクセルから、最小距離を表示する影像。したがって、遠位変換影像の最も高い値はオブジェクト・センタと相関する。そして、ピ−ク・ラインはオブジェクトの軸または骨組と一致する。骨組を運用することによって、遠位を追うための案内が影像を変化させたように、繊維センタ−からバックグラウンドへの輝度（遠位）は骨組に沿って直径を全てのポイントと見積もるために決定されることができる。同様に、繊維指向は弦−トラッキングアルゴリズムを役立たせることによって、特徴を表される。そして、それは、トラックは個体繊維の小さいセグメントを修正した。不織布の形でファイバ−ネットワ−クに行使されるように、これらのオ−トメ−ション化した画像分析技巧の詳細が他の場所で規定されて［Ｐｏｕｒｄｅｙｈｉｍｉその他（１９９９の）ＴｅｘｔｉｌｅＲｅｓ．Ｊ．６９：２３３−２３６；Ｐｏｕｒｄｅｙｈｉｍｉその他（２００１の）ＴｅｘｔｉｌｅＲｅｓ．Ｊ．７１：１５７−１６４］．ファイバ直径および配向分布の解析は、少なくとも２つの分離したサンプルから得られる最低１０の影像場に基づいた。
（実例７：不織布の引張試験の応力−株性状）
Ｕｎｉａｘｉａｌは、ＴｅｘｔｅｃｈｎｏＦａｖｉｍａｔ、ハ−バ−ト・スタイン社社ＫＧ、ドイツ上の執行されたエラスチン−擬態性材料であった。乾性サンプルは、５ｍｍ／最小値の拡張速度および１０ｍｍの初期のゲ−ジ長で試験された。ロ−ドセルの最大通達範囲は、２１０ｃＮである。合計８つのサンプルは、分析された。
【００７９】
コラ−ゲン／ＰＥＯ材料の一軸張力のテストは、Ｍｉｎｉｍａｔ２０００に執行された（ミニチュアＭａｔｅｒｉａｌｓＴｅｓｔｅｒ（ＲｈｅｏｍｅｔｒｉｃなＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃな社）ＰｉｓｃａｔａｗａｙにＮＪ）。乾式のコラ−ゲン−ＰＥＯファブリック・サンプルは、２ｍｍ／最小値の拡張速度で、そして、８ｍｍの初期のゲ−ジ長で試験された。ロ−ドセルの最大通達範囲は、２０のＮである。合計６つのサンプルは、分析された。サンプル厚さは、サンプルに沿った共役差積ポイントおよび０の平均試料厚さでｐｒｏｆｉｌｏｍｅｔｅｒ（ＴｅｎｃｏｒＡｌｐｈａｓｔｅｐ５００）を用いて決定された。０５ｍｍは、獲得された。サンプルは、５ｍｍの広さでのカットであった。
【００８０】
ミニチュアの材料テスタＭｉｎｉｍａｔ２０００（ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃなＲｈｅｏｍｅｔｒｉｃ、ＰｉｓｃａｔａｗａｙにＮＪ）変更されていないものおよび改質エラスチン・ファブリックの張力の性状を決定するために用いた。マシンは、２０Ｎロ−ドセルを有する張力の変位モ−ドおよび１つのｍｍ／分の歪速度において、運用された。ファブリック・サンプル（１０ｍｍのｘ１。５ｍｍのｘ０。０５ｍｍ）８ｍｍ．のゲ−ジ長を有する試験用標本として運用する各々のサンプルのために、８つの検査材料は試験された、そして、平均剰余および引張強さ値は決定された。
【００８１】
（実例８：計装）
全ての１ＨＮＭＲスペクトルは、５００ＭＨｚの１Ｈの共振周波数で、ＢｒｕｋｅｒＡＭＸ５００の分光計オペレ−ティング上の室温で記録された。３２のスキャンは、シグナル−ｔｏ−ｎｏｉｓｅ平均するために取得された。３０の秒の再循環遅延は、量的スペクトルを確保するために用いた。みんなで、ケ−スＤ２０は内部標準として運用された、そして、１０のｍｇ／ｍｌの濃縮は雇われた。
【００８２】
全ての固体物理のＮＭＲ試験は、Ｂｒｕｋｅｒ二重共鳴ＭＡＳｐｒｏｂｅｈｅａｄの３００ＭＨｚのａ’Ｈ共振周波数で、ＢｒｕｋｅｒＤＳＸ３００の分光計オペレ−ティング上の室温で管理された。
標準の交差分極（ＣＰ）パルスシ−ケンスは、マジックアングルスピンニング（ＭＡＳ）の状態の下で、雇われた。５ｋＨｚの紡績速度は、雇われた。ＴＯＳＳ配列は、回転サイドバンドで自由な抗菌スペクトルを規定するためにＣＰと連動して運用された［ディクソン、Ｗ．Ｔ．（１９８２の）Ｊ．化学Ｐｈｙｓ．７７、１８００；ディクソンほか（１９８２の）Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．４９、３４１］。Ａ４。５、我々、スキャンがシグナルのために平均することを累算した５０００−１６０００によって、９０の９０のパルス、１ｍｓ接触時間、９ｓＳ１８０の１８０のパルスおよび３秒の再循環遅延は雇われた。
【００８３】
コラ−ゲン繊維の学習において、全てのｌＨＮＭＲスペクトルは、５００ＭＨｚのａ’Ｈ共振周波数でＢｒｕｋｅｒＡＭＸ５００の分光計オペレ−ティング上の室温で記録された。３２のスキャンはシグナル−ｔｏ−ｎｏｉｓｅ平均するために取得された、そして、３０の秒の再循環遅延は量的スペクトルを確保するために用いた。みんなで、１０のｍｇ／ｍＬの内部標準および濃縮が雇われたように、ケ−スＤ２０は運用された。
【００８４】
全ての固体物理のＮＭＲ試験は、Ｂｒｕｋｅｒ二重共鳴ＭＡＳｐｒｏｂｅｈｅａｄの３００ＭＨｚのａ’Ｈ共振周波数で、ＢｒｕｋｅｒＤＳＸ３００の分光計オペレ−ティング上の室温で管理された。標準の交差分極（ＣＰ）パルスシ−ケンスは、マジックアングルスピンニング（ＭＡＳ）の状態の下で、雇われた。５ｋＨｚの紡績速度は、雇われた。ＴＯＳＳ配列は、回転サイドバンドで自由な抗菌スペクトルを規定するためにＣＰと連動して運用された。
２０のＡ４。５−ｇｓ’Ｈ９０’ｐｕｌｓｅ（１ｍｓ接触時間）９−ｇｓＣ１８０’ｐｕｌｓｅ、そして、３秒の再循環遅延は、信号に平均するための５０００〜１６０００のスキャンの累積によって、雇われた。＊Ｄｉｒｅｃｔ極性化（ＤＰ）試験は、１ｓの再循環遅延により管理された１３Ｃ４の９０のパルス長。５、我々、そして、５ｋＨｚのＭＡＳ速度。ＤＰ試験のために、１０２４のスキャンは、取得された。
【００８５】
１Ｈのｄｉｐｏｌａｒ磁化移動試験は、静状態（マジック角サンプルスピニングなしで）の下で管理された。再循環は、５ｓの中で延期する、４の９０の９０のパルス幅。５、我々、そして、９の１８０１Ｈのパルス幅、我々運用した。スピン拡散パルスシ−ケンスのためのタイミング図は、他の場所で詳細であると報告された。２１のＡｄｉｐｏｌａｒは１０によって、切り離される１２の９０のパルスからなる選抜配列にフィルタ−をかける我々、遅延は初期の磁化傾きを置くために２０の連続輪状構造のために雇われた。３２のスキャンは、平均することおよびスピン拡散時間（ｔＳＤ）が１から増やされたという信号のために累算された８００のミリ秒に我々。スピン拡散時間の間のスピン格子緩和のための訂正は、取られる、＆ｎｕｍ；ｄｉｐｏｌａｒ濾過器回路、ｎ＝０選抜濾過器を有する試験を反覆することによって、仕遂げられた。選抜回路によって、そして、なしで取得されるデ−タは、最初ポイントおよび移動性のドメインに対応するスペクトル強度に関して正規化された。ＩＰＥＯ（選抜なしで）に対するＩＰＥＯ（選抜を有する）の比率は、ｔＳＤの関数として、スピン拡散デ−タを規定した。
【００８６】
ｄｉｐｏｌａｒ濾過器を運用して選択される成分の化学構造を検察するために、ＣＰ配列は、ｄｉｐｏｌａｒ濾過器配列に追加された。この試験（３秒の再循環遅延）のための４。５、我々、９０の９０のパルスおよび１ｍｓ接触時間は、運用された。試験は５ｋＨｚおよび１０の紡績速度を有するＭＡＳの状態の下で、管理された、スキャンが取得された０００は平均することにシグナルを出す。
【００８７】
温度−被支配頂濁り測定計測は、アマシャム・ファルマシアＢｉｏｔｅｃｈ社、Ｐｉｓｃａｔａｗａｙ、ＮＪから、プログラム可能なペルティエＣｅｌｌおよび温度制御装置を備えるＵｌｔｒｏｓｐｅｃ３０００のＵＶ／見える分光光度計において、記録された。エラスチン−擬態性ｐｏｌｙｐｅｎｔａｐｅｐｔｉｄｅおよびそのアクリレ−ト改質類似体の逆位の温度トランジションは、ｄｄＨ２０溶液において、監視された（０の濃縮。５−０．７ｍｇ／ｍｌ）２８０ナノメ−トルで。
【００８８】
インレンズ電界放出走査型電子顕微鏡（ＩＳＩＤＳ−１３０ＦＳｃｈｏｔｔｋｙＦｉｅｌｄ発光ＳＥＭ、ヨ−ク電子光学社、ヨ−ク、英国）運用される。そして、行使した‖５または２５ｋＶで。ロ−、〜１、０００ｘおよび培地で高量−デフィニション局在の影像、３０、０００ｘ拡大および高量解像力、そして、高い拡大影像１００、０００ｘ）非常に短いドウェル時間を有する。そして、ビ−ム起因性損傷なしでデジタル的に記録した。繊維サンプルは、ＳＥＭ学習のためのシリコンチップの上へ寄託された。シリコンチップは銀ペ−ストを有するアルミニウム検査材料スタブの上へその後マウントされた。そして、デントンＤＶ−６０２のＴｕｒｂｏＭａｇｎｅｔｒｏｎＳｐｕｔｔｅｒＳｙｓｔｅｍを運用しているクロム１ナノメ−トルの（Ｃｒ）極薄膜を有する３０のマイニュ−トおよび被覆のために脱ガスされた。
【００８９】
ＪＥＯＬ１２１０を撮像している透過電子顕微鏡（トリエチレンメラミン）のために、トリエチレンメラミンは７０ｋＶの電圧で行使された。繊維サンプルは精査のためのシリコンチップおよび炭素被覆格子の上へ寄託された、そして、それぞれ、伝染ＥＭは研修する。シリコンチップを包含しているサンプルは銀ペ−ストを有するアルミニウム検査材料スタブの上へその後マウントされた。そして、デントンＤＶ−６０２のＴｕｒｂｏＭａｇｎｅｔｒｏｎＳｐｕｔｔｅｒＳｙｓｔｅｍを運用しているクロム１ナノメ−トルの（Ｃｒ）極薄膜を有する３０のマイニュ−トおよび被覆のために脱ガスされた。
【００９０】
可視光線照射は、ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓから得られる熱シ−ルドを備えるＤｙｎａＬｕｍｅ石英ハロゲン照明器を運用して執行された。紫外線照射は、３６５ナノメ−トルで行使しているＵＶＰ８−ワット・ハンドヘルド・モデル（モデルＵＶＬ−１８）により執行された。
【００９１】
体積粘性はシリコンオイル粘性標準（Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社をＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇしているＢｒｏｏｋｆｉｅｌｄ）を運用して決定された、そして、溶液伝導度は伝導度流れセル（ＢＩＯＲＡＤ、ヘラクレス、ＣＡ）を運用することを決定した。
【００９２】
【表１】

【００９３】
【表２】

【００９４】
【表３】

【図面の簡単な説明】
【図１】
図１Ａ−１Ｂは、Ｖ、ｌａ、ｔおよびさまざまな溶液濃縮（図１Ａ）のためのＶｓｔｏｐを興行して、エラスチン−擬態性ペプチド水溶液の粘性（図１Ｂ）に該当する。
【図２】
図２Ａ−２Ｄは、５０のＡｌ（図２Ａ）、１００のＳｂｌ／ｍｌ（図２Ｂ）、１５０の１／ｍｌ（図２Ｃ）、２００ｕｌ／ｍｌで５つの重量％溶液から紡がれるエラスチン−擬態性ペプチド繊維のＳＥＭ顕微鏡写真を起訴する（図２Ｄ）移動比。
【図３】
図３Ａ−３Ｄは、５０のｕｌ／ｍｌ（図３Ａ）、１００ｌ／ｍｌ（図３Ｂ）、１５０ｌ／ｍｌ（図３Ｃ）、２００、ｌ／ｍｌで１０の重量％溶液から紡がれるエラスチン−擬態性ペプチド繊維のＳＥＭ顕微鏡写真を起訴する（図３Ｄ）移動比。
【図４】
エラスチン−擬態性ペプチド繊維の図４Ａ−４Ｄ現在のＳＥＭ顕微鏡写真は、５０のｕｌ／ｍｌ（図４Ａ）、１００ｌ／ｍｌ（図４Ｂ）、１５０ｌ／ｍｌ（図４Ｃ）、２００ｌ／ｍｌで１５の重量％溶液から遠心した（図４Ｄ）移動比。
【図５】
エラスチン−擬態性ペプチド繊維の図５Ａ−５Ｄ現在のＳＥＭ顕微鏡写真は、５０のｊｕｌ／ｍｌ（図５Ａ）、１００、ｕｌ／ｍｌ（図５３Ｂ）、１５０のＡｌ（図５３Ｃ）、２００、ｕｌ／ｍｌ（図５Ｄ）移動比で２０の重量％溶液から遠心した。
【図６】
図６Ａ−６Ｄはエラスチン−擬態性ペプチド繊維の顕微鏡写真が１００／ｌ／ｍｌ移動比で２０％の重量％溶液から、紡いだ高解像度ＳＥＭ（６Ａ図および６Ｂ）およびトリエチレンメラミン（６Ｃ図および６Ｄ）である。そして、それはねじれたリボンのような形態の証拠となる。
【図７】
図７Ａ−７Ｂは、１５０でエラスチン−擬態性ペプチドの１５％のｗｔ．溶液から紡がれる不織布のＳＥＭ顕微鏡写真（７Ａ図および７Ｂ）である、ｕｌ／ｍｌ。
【図８】
図８は、１５０のｌ／ｍｌでエラスチン−擬態性ペプチドの１５の重量％溶液から紡がれる不織布の範囲内のファイバ直径分配である。
【図９】
図９は、１５０の＠ｕｌ／ｍｌでのエラスチン−擬態性ペプチドの１５の重量％溶液から紡がれる不織布の範囲内の繊維指向の分配である。
【図１０】
図１０は、エラスチン−擬態性ペプチド繊維の不織布を乾燥させるための代表的な一軸応力−歪曲線である。
【図１１】
１１Ａがエラスチンおよびエラスチン・メタクリルアミドの１ＨのＮＭＲスペクトルが室温で、Ｄ２Ｏ（＊）において、測ったことを示す図。二重結合、ヘクタ−ル、Ｈｂに対応するプロトンの発泡させた領域は、また、エラスチン・メタクリルアミド抗菌スペクトルのために示される。図１１Ｂは、２間の図の発泡させたバ−ジョンである。６および３。１ｐｐｍ．スペクトルは、重要（Ｈ）でｍｅｔｈａｃｒｙｌｏｙｌａｔｉｏｎに続く（Ｈｄ）アミノ基に、メチレンプロトンｏｃの転位を開示する。図１２は、エラスチンおよびＡＭＥの１ＨのＮＭＲスペクトルである。
【図１２】
ＡＭＥのＤＯＦは、大かっこにおいて、規定される。２間のスペクトルの拡張された部分。６および３。１ｐｐｍ．ＤＯＦが増加するように、Ｈｄピ−クはＨ’ｐｅａｋの代価で輝度において、成長する。ＤＯＦは、ＨｃおよびＨｄピ−クの面積強度から計算されることができる。
【図１３】
図１３は、機能付与のエラスチンのための温度−被支配頂濁り測定デ−タおよび共役差積次数を有するａｃｒｙｌａｔｅｍｏｄｉｆｉｅｄされたエラスチンである。逆位の遷移温度（Ｔ）は、機能付与（ＤＯＦ）の次数の増加によって、減少する。ＤＯＦは、繊維が水溶液から形成されることができる温度（プロセシング・ウィンドウ）を書き取らせる。Ｔｔの左に対する温度ウィンドウは、繊維発生のために快く従う。
【図１４】
図１４は、室温で、１０の重量％ＡＭＥ（６５の）溶液から紡がれる繊維のＳＥＭ顕微鏡写真である。移動比＝５０、ｕｌ／ｍｉｎ、Ｐｈｏｔｏｉｎｉｔｉａｔｏｒ＝ＥＹ（タンパク含有量の３重量部）。長い一様な繊維は、時々の三角形型分岐によって、作り出される。３００−５００のｎｍからの直径範囲の繊維は、作り出された。
【図１５】
図１５は、室温で、１５の重量％ＡＭＥ（６５の）溶液から紡がれる繊維のＳＥＭ顕微鏡写真を起訴する。＝５０の１／ｍｉｎ、Ｐｈｏｔｏｉｎｉｔｉａｔｏｒ＝ＥＹ、タンパク含有量の３重量部をＦｌｏｗｒａｔｅする。長い一様な繊維は、平らにされたリボン形づくられた形態によって、作り出される。様々な直径範囲の繊維は、作り出される（概して３００のｎｍ−２（ｕｍ）から）。
【図１６】
図１６は、エラスチン−擬態性ｐｏｌｙｐｅｎｔａｐｅｐｔｉｄｅ、メタクリル酸エステル−改質エラスチンおよび室温で、記録される（２３のＣ）橋かけエラスチンの１３ＣＣＰ／ＭＡＳ／ＴＯＳＳスペクトルである。接触時間および紡績は、＝ｌｍｓ、５ｋＨｚ、＝の速度を上げる（ｒ／２Ｘ）。ピ−クＣａの消失および橋かけ材料のための抗菌スペクトルのＣｂは、３６５ナノメ−トルまたは可視光で照射の後、ＵＶに対するどちらでも橋かけしている完全を開示する。光重合開始剤（Ｉｒｇａｃｕｒｅ２９５９＆ｃｏｍｍａｔ；）からのピ−クｌａｂｅｌｅｄ＊ａｒｅは、橋かけするために雇った。
【図１７】
図１７は、照射時間の関数として、固体物理の１３ＣＮＭＲにより決定されるＡＭＥ（８８）の架橋度である。デ−タは、平均の標準偏差として起訴した。
【図１８】
図１８の（Ａ）は、乾式の状態のエラスチン・メタクリルアミドの橋かけてｕｎｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄされたファブリック・サンプルの応力−歪曲線である。橋かけすることは、サンプルの引張強さおよび剰余を増やす。図１８Ｂは、１ｍｍ／最小値室温で、のエラスチン・メタクリルアミドのファブリック・サンプルが歪速度で測った乾式で水和する橋かけ（Ｏ）ＡＭＥ（６５）の応力−歪曲線である。
【図１９】
図１９Ａ−１９Ｄは、１００Ｌ／最小値の流速で、そして、異なるＮａＣｌ濃縮で２ｗｔ％酸性溶液から紡がれるコラ−ゲン−ＰＥＯ（１：１）繊維のＳＥＭ顕微鏡写真である：図１９Ａ、１５ｍＭのＮａＣｌ、１０ｋＸ拡大；図１９Ｂ、２５ｍＭのＮａＣｌ、５ｋＸ拡大；１９Ｃ図、３４ｍＭのＮａＣｌ、２ｋＸ拡大；そして、図１９Ｄ、６８ｍＭのＮａＣｌ、５ｋＸ拡大。
【図２０】
図２０Ａ−２０Ｄは、コラ−ゲン−ＰＥＯのＳＥＭ顕微鏡写真である（１：１（ｗ／ｗ）３４ｍＭのＮａＣｌ）、繊維は共役差積移動比（ｕＬ／最小値）で、２ｗｔ％酸性溶液から遠心した：図２０Ａ（２５）；図２０Ｂ、７５；図２０Ｃ（１００）；そして、図２０Ｄ（１５０）。
【図２１】
図２１は、コラ−ゲン、ＰＥＯ、そして、１の１３ＣＭＡＳスペクトルである。２つのコラ−ゲン−ＰＥＯは、ファブリックを混合した。混合物のＣＰ抗菌スペクトルは、ＰＥＯ（＊）およびコラ−ゲン（Ｃ）のＣＰ抗菌スペクトルの単一の重合せであるように見える。混合物（ＤＰは、より剛性成分に対して区別する）のＤＰ抗菌スペクトルは、検温（２４のＣ）でのコラ−ゲンと比較してＰＥＯがサンプルにおいて、非常に移動性であることを示す。
【図２２】
図２２Ａは、１の１ＨのＮＭＲ抗菌スペクトルである。２つのコラ−ゲン−ＰＥＯファブリックは、ｄｉｐｏｌａｒ濾過器の適用法の前後で示される。ｄｉｐｏｌａｒ濾過器は、抗菌スペクトルの広い成分を削除して、狭い成分を保つ。図２２Ｂは、ｄｉｐｏｌａｒ濾過器の適用法の前後の１３ＣＣＰ／ＭＡＳ／ＴＯＳＳスペクトルである。選抜の後、ＰＥＯ共振だけは、移動性の成分の効果的選抜がｄｉｐｏｌａｒ濾過器を運用して仕遂げられたことを証明して保たれる。＋
【図２３】
図２３は、１のためのスピン拡散デ−タを規定する：１および１：２つのコラ−ゲン−ＰＥＯファブリック。時間に対応する９ｍｓ未満、曲線の初期の一部は、インセットに示される。デ−タは、界面の存在を具体的に説明する１：かなりの界面を興行しないと共に、１は混ざる１：２は、混ざる。点線は、１の場合にはスピン拡散のための理論的終点値を開示する：１（１）および１：２（ｚ）は、混ざる。
【図２４】
図２４は、ゼラチン・メタクリルアミドの系の二重結合の４５のＣ．社で記録されるＤ２０のゼラチンてアクリレ−ト改質ゼラチンの１ＨのＮＭＲスペクトルが、抗菌スペクトルの２つの新規なピ−クの存在から推定されることができるである。
【図２５】
図２５は、図２５は、光重合開始剤濃縮を変化させることに関する橋かけゼラチン・メタクリルアミド薄皮のための応力−ひずみデ−タである。
【図２６】
図２６は、照射時間の最大抗張力、剰余および機能としての水和するサンプルの失敗に対するひずみである。
【図２７】
図２７は、１３ＣＣＰ／ＭＡＳ／ＴＯＳＳにゼラチン・メタクリルアミドおよび橋かけゼラチン・メタクリルアミド（ＭＡＳ速度＝６ｋＨｚ）の固体物理のスペクトルを提供する。
インセットは、重複の炭素から共振を興行する（ｂ）。２つの時間の可視光の下で照らされた薄皮サンプルに、橋かけサンプルの抗菌スペクトルは、集金された。
二重結合の消失は、サンプルの完全架橋を開示する。
【図２８】
図２８Ａ−２８Ｂは、水和より前のゼラチン・メタクリルアミド（図２８Ａ）の、そして、水和する状態の（図２８Ｂ）織ってない橋かけチュ−ブを表す。１４の５ｃｍのｍｍチュ−ブは、示される。
【図２９】
図２９Ａは、磁場勾配の拡散時間を変化させるための計測が機能として見せられるＰＦＧＮＭＲから得られる拡散プロフィルである。図２９Ｂは、パラメ−タ＆＃９４５；２（５）の（ａ）の１０００ｍｓプロファイルが、＆＃９４７；２＃２Ｇ２＆＃９４５；２つの＝機能として正規化された輝度を興行してリメイクされたである。デ−タは、細孔径のガウス分布に係着した。
【図３０】
図３０Ａ−３０Ｂは自然分類間のデ−タの比較を規定する。そして、ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎファブリックはラ−プ酵素において、作り出した。図３０Ａは、人間骨動脈、ＲｏａｃｈＭ．Ｒ．からのデ−タおよびバ−トンＡ．Ｌ．（１９５７の）Ｃａｎ．Ｊ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．Ｐｈｙｓｉｏｌの応力−株起居である。３５：６８１，１９５７．図３０Ｂは橋かけコラ−ゲンの応力−株起居を興行する。そして、エラスチン・ファブリックはｅｌｅｃｔｒｏｓｐｉｎｎｉｎｇすることによって、作り出した。偽造された材料の力学的挙動は、質的に自然型動脈の起居を模倣する。[0001]
(Federal research supporter acknowledgment)
For public debt investment from National, in some minimal respects, the present invention was created by the Society of Health, the National Science Foundation and the NASA Research Agency. Accordingly, the United States government may have certain rights in the invention.
[0002]
(Background of the Invention)
The present invention relates to fibers (synthetic elastin-mimetic proteins, functionized elastin-mimetic proteins that account for methacrylates, vinyl-or acrylate-modified elastin-mimetic proteins, acrylates). Such functionized collagen, vinyl-or methacrylate modified collagen, modified functionized gelatin, collagen fibers, gelatin fibers, cross-linked collagen in a manner similar to the aforementioned proteins. Gen, gelatin or elastin mimic fibers and networks and fabrics which are formed at least in part from fibers made from these materials.
[0003]
Atherosclerosis is a serious cause of morbidity and mortality despite the progress of precautionary measures and pharmacological treatment. Nearly 700,000 vascular surgical procedures are performed annually in the United States with several 100,000 peripheral devices and coronary angioplasty. Prosthetic detours are bribed. And, more recently, arterial stents and other endovascular prostheses have been helpful in connection with these restructive procedures. Large diameter vessels bridge-from a 6 mm diameter polymer (eg, polytetrafluoroethylene and polyethylene terephthalate) to a durable small-diameter meter that has been successfully developed. <6 mm diameter inside) ashes. In addition, bridging prosthetic detours can be performed in infrainguinal taxonomic locations with reasonably short-term success, and within 55 years, 30% of these transplants will be 30% of 60% Break down. Similarly, restenosis and / or the extent and extent of disease at six months, about 50% of extermination, occur in all patients within stent deployment.
[0004]
It is recognized that adverse event readings for the failure of multiple vascular prostheses are related to maladaptive biological reactions at tissue-material and blood-material interfaces. Implants and stents were coated with albumin, heparin or prostacyclin analogs (which inhibit coagulating cascades and platelet reactivity) or with relatively inert materials (eg, polyethylene oxide) . An alternate method was to design an artery substitute based on tissue engineering principles, smooth muscle cells (SMCs) and fibroblasts, where the conduit composition was driven by operating cultured endothelial cells. It is then reformulated to produce an artificial intima, media and peritoneum, respectively. A primordium test that has helped this strategy has seeded vascular endothelial cells into the lumen of a compact SMC / collagen tubular construct. This method was regulated by the requirements for the surrounding Dacron enclosure. It was then necessary to define a suitable tensile strength for successful in vivo egg implantation. A composition of cells with stronger mechanical properties can be moved over the growth sheet of smooth muscle cells and then the rollers onto the mandrel to complete a tissue culture flask up to 12 weeks in vitro. Produced by fibroblasts. A modified tubular sheet of freeze-dried collagen provides a burst strength of 2000 millimeters of mercury when bonded. The necessity for preconditioning in vitro for more than eight weeks was reported despite the utilization of polyglycolic acid (PGA) within the suspended scaffold seeding what SMC was. Thus, all current tissue engineering techniques claimed in the generation of bioengineered blood muscle include a period, a surrounding synthetic multi-factor outer cylinder or an internal synthetic biodegradable suspension scaffold. It remains regulated by training requirements for several months that have been adjusted in advance. Significantly, the use of Dacron or PGA mesh does not repeat the gist of the biomechanical trait of native blood muscle. In addition, these synthetic materials uniformly cause an undesirable inflammatory response in the patient after egg implantation.
[0005]
Including the blood muscles, heart valves, ligaments, tendons, and other materials that bear the material of the prosthesis, as well as those materials that facilitate closed wounds and / or healing and the resident tissue benefits from reinforcement. There is a longfelt need in the art for durable materials for medical and veterinary use in organ replacement, which is no longer limited to this, where there is thrombosis, inflammation and other harmful Those materials are compatible with human and animal physiology, so that no physiological reactions are caused. It is also important that there be durable, biologically compatible materials that do not require redundant preconditioning periods prior to implantation of the patient in need of prosthetic materials .
[0006]
(Disclosure of the Invention)
Current invitation provisions biologically compatible protein fibers, fiber networks, fabrics and crosslinked fibers used in medical and veterinary applications. These materials are characterized by resilience, flexibility, expandability, tensile strength, mechanical strength and function to obtain shape after strain (similar to that of natural proteins of biological matter) . Current materials (especially those containing cross-linked elastin) are many synthetic materials that cause ignition, especially according to the site of use, which cross-link elastin mimetic proteins (cross-linked collagen and / or cross-linked gelatin). It is useful in the medical or veterinary realm because it arises due to the similarity in physical properties of the material as well as the biological compatibility as amended through thrombosis. Functionally modified elastin, elastin mimetic proteins, collagen and gelatin can also form the materials of the present invention. Alternatively, the crosslinked proteinaceous ibers, networks and nonwovens may be a protein or material that is crosslinked by glutaraldehyde treatment, i. e. It can be a form of other means known in the art for maintaining desired physical properties such as flexibility, entensibility, tensile strength, and the like.
[0007]
The present invention defined elastin mimetic proteins and bridged the materials from which fibers, fiber networks, fabrics and tubes were made. The fibers can be in the form of fine filaments. And for fiber diameters from about 200 to about 3000 nanometers according to the electrospinning conditions, the ribbons such as fibers or structures are beaded as taught below. These materials are optionally fiber forming, but provide the compound with some physical strength to materials such as pharmacologically therapeutic proteins or other and again (optionally) biologically active materials. At least one additional material that does not account for functional groups capable of mediating crosslinking, such as poly (ethylene oxide), can be accounted for. Polysaccharides can also be incorporated. Fiber morphology and properties are affected by the relative total of PEO in the fiber-forming solution, as well as by the PEO molecular weight. PEO dissolves relatively slowly under physiological conditions. And it can provide additional material (s) release. Anti-inflammatory and / or growth factors that stimulate wound healing or tissue healing and anti-tumor factors are a few biologically and pharmacologically useful techniques for inclusion of the materials of the present invention. Factors that occur to those skilled in the art. The skilled artisan knows how to select a protein or other compound for treatment according to the needs of the human or animal patient for whom the material is to be applied. The fiber is to be crosslinked before the use, the initiator of crosslinking, e. g. (Photoinitiator) As a result of the fact that the initiator is in the range of the fibers, it can then be incorporated into the solution in which the fibers are spun.
[0008]
The present invention further provides for revised prosthetic materials for medical and veterinary use. These materials include photoinitiators (ie, under relatively mild conditions of free radicals and temperature, ie) and functionalized modified elastin mimetic fibers bridged using photoirradiation. Formed in collagen or gelatin fibers to be crosslinked. Without limitation, tubes for vascular prostheses, ureters, esophagus, bladder, small intestine, prosthetic material can be damaged tissue (cartilage, tendon, heart valve, myocardium, bladder, esophagus, ligament, in stomach) For use in augmenting and for topical use, such as for topical use, cardiac planar material can be accounted for following wound healing or for hernia surgery. The incision (but not limited to accounting for intestinal anastomes or lung biopsy) or the use of materials in facilitating the healing of the improvement. Adding or bridging each protein laying hen can take place, after the multilayer material has been created, bridging can be performed. Where applicable in surgical applications, hydrophilic polysaccharides and / or glycopolymers can be incorporated after surgical intervention to reduce the occurrence of adhesion by placing the material at the surgical site. It is.
[0009]
Within the scope of the present invention, the hybrid elastin / collagen material, which can be formed by depositing an alternating layer of elastin or an elastin mimetic protein, is used as a protein fiber for natural protein and / or elastin mimetic. Being a cast film of protein and collagen or a functionized collagen. Nonwovens are a particularly useful product of the present invention.
Functionally modified elastin or elastin mimetic proteins and / or collagen can be crosslinked once a nonwoven for modified stability, resistance to dissolution and modified physical properties are created. . An advantageous embodiment of the invention is a lamellar replica of an elastin mimetic laying hen sandwiched between collagen laying hens. The nonwoven fabric of this aspect of the invention can have a repeat from one lamellar to approximately 10,000 lamellar repeats. The thickness of each lamellar anti-overlaying hen will affect the final physical properties of the product.
[0010]
A further aspect of the present invention is to provide a collagen nonwoven further comprising elastin, elastin mimetic, elastin mimetic / collagen hybrid, gelatin or living cells. Living cells are regulated by vascular endothelial cells, of smooth muscle cells, fibroblasts, stem cells, chondrocytes, osteoblasts or human or animal cells that have been genetically engineered to produce a protein of interest. Other than negation. The protein of interest may be a growth factor that may aid wound healing, or in the context of artificial organ contexts or anti-tumor applications, etc., peptide hormones such as antiangiogenic protein insulin, which are used in the prior art. , Occur immediately to those skilled in the art. Living cells can be taken up between lamellar replication units. Cells can then be deposited by techniques including, but not limited to, electroadhesion and sedimentation.
[0011]
The material of the present invention can be operated in duct form, or by planar sheets or rolling, which form a concave tube, or sequentially on a rotating mandrel or other form. Other shapes can be created by deposition or filamentous fungi.
[0012]
(Detailed description of the invention)
In this application, the abbreviations that are applied take into account the following:
PEO, poly, ethylene oxide; PGA (polyglycolic acid); AME, acrylate modified elastin (or elastin mimetic); DOF (order of function addition); DCC (dicyclohexylcarbodiimide); DDG; 3-dichro-5, 6-dicyano1, 4-benzoquinone; DMAP (1% N-dimethylaminopyridine); EY (eosin Y); FITC (FITC); NHS-biotin (N-hydroxysuccinimidiobiotin); (-Maleimidocaproyl succinimide); PMB (p-methoxybenzyl); Troc-amide, 2,2,2 trichloroethoxyamide; PEU, poly, ether. Urethane urea; PFTE (polytetrafluoroethylene); ePFTE (expanded polytetrafluoroethylene); HEA (2-hydroxyethyl acrylate); AOD, 3-acryloyl-e-3-, N, Ndioctadecylcarbamoyl propiona -A; AAPD, 2,2'-azobis (2-methylpropionamidine) dichloride; AIBN, 2,2'-azobisisobutyronitrile; SS (styryl sulfonic acid ester). Standard One-Letter and Three-Letter Abbreviations 20 Naturally occurring, block amino acids that are made available in this application.
[0013]
As part of our program of pseudobiochemical materials and tissue engineering techniques, we targeted several elements of the arterial wall as structural models for the design of vascular prostheses based on aggregates of component structures. The arterial wall, as a representative of other tissues and organ systems, can be considered in the general term as a predominant consequence of protein fiber networks, as a fiber-reinforced composite with related mechanical properties. Furthermore, the local mechanical growth environment within the vessel wall can in turn influence the functional response of the constituent cells.
[0014]
Biocompatibility (or biologic compatibility) entrusts the interaction of living tissues, compounds and fluids. Then count the blood (other) that has any implanted or contact material (biomaterial). Biocompatible biomaterials account for artificial organs, artificial valves, artificial joints, catheters and various other prosthetic devices, for example, in vascular implantation and implantation of medical devices. Very important in any biomedical application law or on meat mass. Biomaterials with good biocompatibility do not trigger an inflammatory response after implantation or contact or animal tissue with humans, and they do not define an interface that is prone to thrombosis.
[0015]
In the context of the present invention, a functionalized protein is one that has a cross-link having at least one moiety that mediates polymerization or another moiety of the same chemical structure covalently linked thereto. The functionalized elastin mimetic protein, elastin, collagen or the gelatin of the present invention comprises at least one polymerizable monogenic group e. g. (Acryloyloxy group) methacryl, dienyl, sorbyl, styryl, acrylamide, acrylonitrile, N-vinylpyrrolidone, and others. And it is a covalent bond where the group is connected to a protein. And it also regulates the cross-linking between the functionized proteins. Desirably, under the conditions of minimizing damage to the protein and mild conditions of radical generation, photoirradiation mediates the cross-linking reaction if a suitable photoinitiator is present. Functionalization of the protein is carried out in order to generally maintain the desired mechanical and structural properties of the protein superlattice structure comprising it. Conditions and initiators for the crosslinking reaction are well known in the art.
[0016]
As used herein, an elastin mimetic protein has an amino acid sequence. And the secondary structure was based on native (naturally occurring) elastin. As elaborated herein, in particular, the elastin mimetic protein is produced recombinantly in E. coli. And it is described in MacMillan et al. (1999) Macromolecules 32: 3643-3648.
The repeat ofthe amino acids in this elastin mimetic protein containment 39 sequence 4 (to Val-Pro-Gly-LysGly) (SEQ ID NO: 4) (to Val-Pro-Gly-Val-Gly). See also Hwan et al. (2000) Macromolecules 33: 2989-2997 and Macmillan et al. (2000) Macromolecules 33: 4809-4821. When assembled into supramolecular structures (e.g., fibers, fiber networks and nonwovens), it is dangerous for them to have the same elastomeric properties and tensile strength in their elastins.
[0017]
Elastomeric proteins are widely distributed in a wide variety of animal species and in tissues where they have evolved the precise structure to perform their specific biological functions. These proteins. And it is counted, for example, in abductin [Cao et al. (1997) Curr. Biology 7: R677-8], tropoelastin [grey besides (1973) Nature-246: 461-6; Sandberg et al. Engl. J. med. 304: 566-579; Ury et al., Ed. (Birkhauser): Boston, 1997, pp 133-177], bysuss [Deming (TJ (1999) Curr. Opin. Chemical Biol. 3: 100-5)] has a silky luster [Hashiyashi et al. 1999) Int. J. Biol. Macromol. 24: 271-5; Hayashi (C.Y. and Lewis) R.H. V. J. (1998). Mol. Biol. 275: 773-84], and all of the Titins have a rubbery elasticity, undergo a high amount of unbreakable displacement, the memory energy involved in the displacement, and thus stress to their normal state Taken during recovery. As a hole for their function (eg, protein self-assembly and other intermolecular interactions that dictate the occurrence of truth or virtual networks), the function of proteins that exhibit rubbery elasticity is both for their primary and secondary structures. Also speak. Elastomer materials must meet two criteria.
First, in order to respond quickly to the applied force, the monomer (which generally consists of a repetitive G-rich peptide motif of the elastomeric protein) must be flexible. Must be conformally free. Second, the macromolecules of the elastomer must be bridged to form a network. Characteristically, elastic proteins combine an elastomeric domain with a form-covalent or non-covalently bridging domain. Thus, the magnitude and nature of the domains of tonic elasticity and the degree of cross-linking influence the origin of the tonic elasticity of the protein-based material. Tensile strength is important in certain applications, collagen and gelatin, and modified collagen crosslinked acrylate-modified artificial fibers, fiber networks, and Fabric and so on.
[0018]
Elastin, which is derived from the soluble precursor tropoelastin, is widely dispersed in vertebrate tissues. Elastin protein consists of a variable length, repetitive G-rich hydrophobic elastomeric domain that alternates with an A-rich, K-containing domain that the form bridges [Sandberg et al. (1981). N. Engl. J. med. 304: 566-579; Ury. (Ed.) Birkhauser: Boston, 1997, pp 133-177; Sandberg et al. (1981). N. Engl. J. med. 304: 566-579; Ury et al. (Ed.) Birkhauser: Boston, 1997, pp 133-177]. The endogenous poor solubility of native elastin mainly regulated its capacity to be purified and prosecuted forms that were suitable for biomedical or industrial applications. Recently, in part, this limitation has been overcome, mainly by the structural characterization of elastomeric domains. Specifically, comprehensive sequence analysis showed that penta (VPGVG) showed the presence of the shared term tetra- (VPGG) and hexapeptide (APGVGV) repetition motif {[grey plus Nature (246)). : 461-6; Urry et al. (1975) Biochim. Biophys. Official Record 393: 296-306; Sandberg et al. (1977) Adv. Exp. Med. Biology 79: 277-84; Khaled et al. (1976). Am. Chemical Society 98: 7547-53; Rapaka et al. Pept. Protein property. 11: 109-27; Ury et al., International (1986) J. Am. Pept. Protein Res. 6:28, 649-660; Broch et al. (1998) Biomol. Struct. Dyn. 15: 1073-1091]. VPGG, VPGVG and APGVGV are given in SEQ S No: 1 (SEQ S No): 2 and SEQ S No: 3, respectively. The pentapeptide polymers have spectroscopic features consistent with those of elastin (counting the highly mobile backbone and presence of P-turns and helical P-helices). [Ury et al. (1974) Biochemistry 13: 609-16; Urry et al. (1985) Biopolymers 24: 23445-2356]. Thus, the pentapeptide sequence (VPGVG) (SEQ ID No: 2) is the domain of the elastomer by reference standard and solid phase chemical methodologies for the synthesis of protein polymers, and more recently by genetic engineering strategies. [McPherson et al. (1992) Biotechnology Progress 8: 347-352; McPherson et al. (1996) Protein Expression Purification 7: 51-57; Panitch et al. (1999) Macromolecules 32: 1701-1703; Macromolecules 32: 3643-3648; A. And Conticello (RP (2000) macromolecule 33): 4809-4821].
There, energy and shape recovery are critical parameters of tissue (eg, arterial blood vessels), elastin networks dominate the low strain dynamic response. Cancellation of atherosclerotic fatigue and failure is a dependent on elastin's resilience. And it blocks the dissipation of pulsatile energy transmitted as heat. While the elastin fibers are structurally complex and can include glycoproteins and glycosaminoglycans, the physical properties of the network are mainly attributed to the elastin protein component made from the soluble precursor tropoelastin. [Debelle et al. (1999) Internat. J. Biochemical Cell Biology 31: 261272]. Further, by Ury and others, a weighing test [Ury et al. (1985) Biochem. Biophys. Property. Commun. 130: 50-57; Thomas et al. (1987) Biopolymers 26: 921-934; Urry (DW (1988) J. Recruit) Chemistry 7: 1-34; Chang et al. (1988) Chemistry Journal of the Physical Society 147: 395-400; Urry et al. (1989) Biopolymers 28: 819-833; Chang et al. Biomolec. struct. Dyn. 6: 851-858; Urry (DW (1993) Angew.) Chemical int. Edit Engl. 32: 819-841; Urry et al. (1995) Ciba Foundation Symposium 192: 4-30; Urry et al. Ed. Birkuhauser: Boston, 1997, pp 133177; Sandberg et al. Adv. Exp. Med. Biology 79: 277; Foster et al. Biological Chemistry 24: 2876; Sandberg et al. (1985) Pathol. Biology 33: 266-274; Wasserman et al. (1990) Biopolymers 29: 1613-1628] mid-1970s has a molecular folding and / or self-assembly of tropoelastin into a more ordered structure. (V-Proline Glycine Valine-Glycine; SEQ ID NO: 1). The presence of lysine residues along the natural protein backbone facilitates bridging molecules. And it further affects the dynamic response of the elastin fiber network. Model macromolecules based on pentapeptide sequences were synthesized by solution chemistry and solid-phase methods [Ury et al. (1985) Syntheses, Characterizations, and Elastin from Medical Uses of Polypentapeptide, and analogs; F. Edited CRC Press: Boca Raton, FL], and recently more efficient recombinant genetic engineering methodology {[McPherson et al. (1992) Biotechnology Progress 8: 347-352; McPherson et al. (1996) Protein] Expression Purification 7: 51-57; Panitch et al. (1999) Macromolecules 32: 1701-1703; Macmillan et al. (1999) Macromolecules 32: 3643-3648]. These protein polymers are produced in various forms and tubes accounting for sheets by enzymatic y-irradiation mediated cross-linking in the chemistry of protein solutions [prior to Ury et al. (1997)]. The shaped components were processed into elastomer hydrogels. These polymers have also been used in producing thin films. For example, Panitch et al. (1999) have previously created a protein polymer such as elastin that contains periodically spaced cells binding the fibronectin CS5 domain. When thrown from solution onto another non-adhesive substrate, these polymers promoted cell adhesion and growth.
Efficient processing strategies, which can convert elastin peptide polymers into fibers and networks that mimic the native structure, increase the utility of these materials.
[0019]
The production of fibers from protein solutions has generally relied on the use of a wet or dry spinning process [Characterization of Processing Swallows et al. And Protein Polymers; McGrath, K .; And Kaplan (D.) Edited Birkhauser: Boston, 1997, pp. 146-64. 339-370; Hudson. S. M., spinning of silky proteins into fibers; McGrath, K .; And Kaplan (D.) Ed. Birkuhauser: Boston, 1997, pp. 139-157. 313-337]. Wet spinning (more commonly used) involves the expulsion of a protein solution by a spinneret into a solution where the acid salt is coagulated. And it usually includes aqueous ammonium sulfate, acetic acid, isopropanol or acetone. Alternatively, dry spinning consists of expulsion to the vaporization pressure. Both methods produce large diameter fibers that do not mimic the morphological properties of natural protein fibers. Furthermore, both strategies rely on biologically toxic solvent systems that preclude real-time production of hybrid protein-cell constituents. Electrospinning is a recently used one-third method to produce protein fibers [Reneker et al. (1996) Nanotechnology 7: 216-223; Doshi et al. (1995). Electrostatics 35: 151-160]. In this technique, the polymer solution is subject to an electric field which causes the accumulation of charge on the surface of the hanging droplet. Mutual charge reciprocity causes the objecting force to be created by direct surface tension. At the critical value of the strength of the electric field, the repulsive electrical force exceeds the surface tension force, and the imposed jet of solution is released.
In a range of diameters above the eyes of some tens or hundreds of nanometers characteristically, the jet tilts into a series of fine threads. Given the high curvature area of these nanofibers bulk foods, solvent evaporation occurs relatively rapidly even when exercised with aqueous solutions at ambient temperature and pressure. Some examples of the proteins nanofibers created by the application of electrospinning techniques have been reported. Anderson et al. Studied a series of silky protein polymers from formic acid with electrospun and their ability to modify the cell adhesive traits of the underlying solid substrate [Anderson et al. Bioactive Protein Polymer Films, such as Silk on Silicon Devices; Alper, M .; Bayby, H .; Kaplan, D. And Navia (M.); Materials Research Society: Pittsburgh (PA); 1994, Vol. 171-177.
[0020]
We describe herein fibrogenesis from native elastin from collagen and from gelatin (recombinant elastin mimetic polypeptide). Electrospinning craftsmanship means that the native elastin fiber diameter utilizing a synthetic 81 kD elastin peptide polymer has an elastin-mimetic repeat, and the underlying mimic is 4 (Val-Pro-Gly- (Lys-Gly) (SEQ ID NO: 4) Sequencer (Val-Pro-Gly-Val Gly) was hired to create the fibers of the foam. The effects of fiber morphology, transfer ratio, electric field strength and process parameters on the distal end between the spinneret tip and collection interface, accounting for solution viscosity, were defined. In addition, a nonwoven based on this elastin analog was created, and the component fiber properties were characterized, accounting for fiber diameter and distribution of orientation. The scaffold was laid to study the structural features and mechanical properties of monolithic protein fibers and the effects of fiber processing on a fiber network formulated as a nonwoven. As a result, the capacity for engineer organizations, such as those whose mechanical and biological properties are based on a hierarchical arrangement of protein networks, has been significantly increased.
[0021]
Primordium testing focused on proposing from an aqueous solution of an elastin analog or defining the potential necessity to stop jetting. Overall, the values for Vstart and Vstop were in proportion to the concentration of the solution and the peptide of the corresponding viscosity (FIG. 1). Onset was greater than 6. The 4 kV and outer spreads for all enrichments tested were found to be unstable above 25 kV. Therefore, 18 kV was the selected field strength for the next fiber development test. With regard to the impossibility of attachment to foam fibers, jet instability was observed at concentrations above 20 parts by weight. A phylogenetic study of the effects on distal fiber morphology between the spinneret tip and the collection plate revealed that 15 cm was the optimal distal for fiber development.
[0022]
The major determinants of fiber morphology are solution concentration and transfer ratio. Irrespective of the mass flow rate, the fibers formed from the 5% by weight solution were characterized by a short, broken, triangular spindle-shaped beaded configuration (FIG. 2). Above 10 parts by weight, consistent with a solution viscosity of greater than 25 centipoise (FIG. 3), long uniform fibers were produced upon solution concentration. Fiber diameters vary between 300 and 400 nanometers above all migration ratios that are not tested with little variation in morphology with triangular branches and rare exclusion of fission. On the flow, it was estimated that 1500 filaments of fine filaments were produced, giving a rating of zl / minimum in 100. At a concentration of 15 to 20 parts by weight of the solution, a new morphological pattern was emphasized: at times the conformed flattened ribbon-shaped fibers were spun and deposited (FIGS. 4, 5). During the twist. The emergence of ribbon-shaped fibers from a 20% by weight solution was a relatively common occurrence with an average fiber breadth of approximately 3.
However, fine filaments (250-600 nm) and wider ribbon-like structures (-3 um) are combined together, especially when fibers from this solution are formed at a low water effluent rate. Was observed. Molecular microstructure was observed at the interface of elastin-like ribbons. It was characterized by an aligned axially oriented spine with apparent body height and a width of 10-20 nanometers (FIG. 6). Even though the twisted ribbon was also prosecuted by triethylene melamine, no additional higher eye structural features were observed.
[0023]
Fong et al. (1999) Polymer 40: 4585-4592, a solution viscosity of at least 500 centipoise from an aqueous solution of high molecular weight poly (ethylene oxide) (MW 900 kD) for effective electrospinning of non-beaded fibers. Reported that it was needed. In contrast, a relatively low viscosity solution (25 centipoise) of the elastin peptide polymer yielded electrospun fibers of uniform diameter. This phenomenon is an operation for elastin analogs, which is related to the process of self-assembly of molecules, which may be important determinants of thin filament and ribbon development at low and high solution concentrations, respectively. it is conceivable that. Urry et al. (1988) before and (1989) pentapeptide repetition (Val-Pro-Gly-Val-Gly) (SEQ ID NO: 2) with a central "Pro-Gly" element of type II inverse. Note that a helical structure is adopted, forming a flexible helix, or "-, spiralon tandem sequence repeats. Specifically, a conformational helix gives a three-dimensional effect because the conformational rearrangement from random is rounded. Poly (VPGVG) (SEQ ID No: 2) Peptide on phase separation of polymer. This conformation supports both intra-and intermolecular hydrophobic interactions and underlies the elastomeric resilience of elastin. Thus, during the process of nanofiber generation, progressive solvent loss probably reduces the inversion transition temperature of the peptide solution. And it facilitates hydrophobally arbitrated polypeptide folding and molecular self-assembly. Under suitable conditions in vitro, tropoelastin molecules have a well-known tendency to aggregate into thin filaments. Similarly, as a basic cell construct of larger elastin fibers in vivo, the development of elastin filaments was observed by atomic force microscopy and high-resolution cryoelectron microscopy [Pasquali-Ronchetti et al. (1995). ) Ciba Foundation Symposium 192: 31-50; Pasquali-Ronchetti et al. (1998) Matrix Biology 17: 75-83]. These studies have demonstrated that native elastin fibers can be resolved into a three-dimensional bundle of broad 7 nanometer florets oriented in the direction of the fibers. High-resolution SEM of electrospun elastin fibers showed the presence of 10 nanometer interfacial folds, such as wide thread, running in parallel to the fiber orientation. Assuming that the reported electrospinning strain is evaluated at an eye of 104 sl, it is believed that stretch flow will favor the orientation and self-assembly of polymer molecules in the direction of elongation, [Reneker Also (1995) Taurus Am. Phys. Association 40: 351].
The nonwoven was formed from fibers produced from 151 parts by weight of the polypeptide solution at a flow rate of 150, ul / ml (FIG. 7). As noted above, short-time frame deposition learning has demonstrated that these conditions yield the highest proportion of uniform, thin fibers having a diameter of approximately 400 nanometers. Image analysis of the nonwoven showed a unimodal distribution of fiber diameters with an observed average diameter of 450 nanometers (FIG. 8).
The fiber-oriented distribution within this network was followed by a random pattern of fiber deposition with the consequent generation of an isotropic nonwoven (FIG. 9). The uniaxial stress-strain property was characterized in a dry nonwoven, and a representative data set is illustrated in FIG. The maximum tensile strength of the sample was 35 MPa and a material residue of 1. Eight GPa. Hydration and peptide crosslinking regulate these properties.
[0024]
Urry et al. Have demonstrated that non-storage agent amino acid substitutions for Valine 4 can be performed without disruption of the P-helical structure [Urry et al. (1985) or earlier; Thomas et al. (1987) or earlier] Prior to Ury et al. (1989); previously to Chang et al. (1989)]. Thus, the pentapeptide of 4 (to Val-Pro-Gly-Lys-Gly) (to SEQ ID NO: 4) elastin-mimicking repeat sequence (to Val-Pro-Gly-Val-Gly) And the transfer of K at the four taxonomic positions of the following synthesis controlled chemical or enzymatic cross-linking [prior to Macmillan et al. (2000); Kagan et al. (1980); Biol. Chem 255: 3656].
[0025]
Genetic engineering of synthetic peptide polymers, generally based on designs derived from native structural proteins, requires the repetitive transfer of oligopeptide sequences that signal critical structural properties from the parent plant protein to the recombinant polypeptide. In progress, model systems for studying the structure-function properties of the native protein are generated. In addition, the genetic engineering-based strategy is based on additional functional groups or oligopeptide units that regulate biologics, peptide chain length (shared) as well as a introduction to the thermodynamic and mechanical properties of peptide polymers. (Term repetition sequence). For example, suitable choices for peptide sequences include self-assembly into thermoreversible gels [Petka et al. (1998) Science 281: 389-392] Development of recombinant proteins, lyotropic smectic liquid crystalline phases [Yu et al. (1997) Nature-389: 167-170] and lamellar crystallites [Krejchi et al. (1994) Science 265: 1427-1432]. By this method, the uniformity of the macromolecular structure achieved will define an elaborate control over the polymer properties of the naked eye. Then, the possible progress is counted. The successful generation of fibers from elastin-a mimetic peptide polymer-is the only opportunity to characterize the physiochemical and biological properties of single fibers as well as structures with higher levels of design eye Stipulated. In particular, the creation of fiber-reinforced composites based on careful choice of protein-polymer types and networks has been revised as well as fully synthetic artificial organs with enhanced clinical performance capabilities. Allows engineering of human body tissue components.
[0026]
Elastin-mimetic protein fibers and fiber networks were created by electrospinning an aqueous solution of a 81 kD peptide polymer by genetic engineering based on repetitive sequences (Val-Pro-Gly-Val-Gly). (Val-Pro-Gly-Lys-Gly) (Repeat of SEQ ID NO: 4). The fibers were produced at ambient temperature, and the pressure with optimal fiber generation was observed between the spinneret and the plate collector by using an electric field of 18 kV and a distal use of 15 cm. High resolution SEM and triethylene melamine confirmed that fiber morphology was mainly affected by solution concentration and mass flow. Characteristically, the fiber diameter varied between 200-3000 nm, and the trimorphological pattern was emphasized: beaded fibers, thin filaments, and broad ribbon-like structures. At solution concentrations above 10 parts by weight, long uniform fibers were mainly observed. Image analysis of the nonwoven fabric produced from 15 parts by weight of the solution showed an isotropic orientation of solid fibers with an average fiber diameter of 450 nanometers.
The maximum tensile strength of these nonwovens was 35 MPa and the material surplus was 1.
Eight GPa.
As in the native form, an effective lysine based on the presence of elastin, the network of crosslinked elastic fibers was interspersed with A-rich regions [Robin (SP) (1982) means biochemical anal. 28: 329-379; Miyoshi et al. Biochem. (Tokyo) 79: 1235-1243; Franzblau et al. (1977) Adv. Exp. Med. Biology 79: 313-327; Akagawa (M. and Suyama) (2000) Connect. Tissue Res. 41: 131-141]. Characteristically, crosslinking occurs in solid state physics; that is, after secretion of cells of tropoelastin with local fiber deposition.
In this manner, elastin's biostability is increased. And its mechanical properties were modulated. In contrast, the cross-linking of synthetic elastin-mimicking protein polymers is mainly due to any y-irradiation [Chang et al. Protein chemistry 8 (173-182)] was also studied in a solution phase system, chemical or enzymatic based method [Kagan et al. Biol. Chem. 255: 3656-3659]. Ury et al. Describe a gluta bridging elastin-mimetic protein skin that has proved the feasibility of producing y-irradiated mediated cross-links [prior to Ury et al. (1997)] and Welsh tubular hydrogels et al. -Operate aldehydes [Welsh, E .; R. And Tirrel (DA (2000) Biomacromolecules 1): 23-30; Macmillan et al. (2000) Macromolecules 33: 4809-4821]. While these methods define a control over some degree of crosslinking, the nature and location of the crosslinking chemistry is often unclear. In addition, any of these reaction schemes requires the intention to control the incorporation of elements within a structure that can be implemented to reverse the degree of crosslinking or otherwise in the solid components. Not suitable for heterogeneous multi-component systems that may be present due to non-reactive side reactions. In meteorological contexts, the methods described to date have provided important insights into the physiochemical origins of bioelastic systems under a variety of environmental factors, and the use of elastomers for drug delivery and other applications. Lead is a new processing strategy to account for hydrogels. However, we have found that the production of meaningful constituents for the engineering of human tissues and artificial organs involves the processing of the elastomeric protein polymer into fibers and the fabric in which the protein polymer forms a cross-linked network. I think you need it. Thus, serving a cross-linking strategy that is efficient in achieves the desired solid state, natural and precise control over the degree of cross-linking, and time control over the gaps in the reaction process. -Facilitates
[0027]
We describe an electrospinning process that produces uniform nanofibers, d <1, um, and elastin protein polymer poly (39, 39) repeat in SEQ ID NO (4, Val Pro-Gly-Lys-Gly). 3.), the non-woven fabric of Val-Pro-Gly-Val-Gly was optimized: In particular, amino acid substitutions at one-quarter taxonomic position of the pentapeptide do not affect the formation of the P-helix [Whahn (2000) Macromolecules 33: 2989; Thomas et al. (1987) Biopolymers 26: 921- 934; Chang et al. Biomolec. Struct. Dyn. 6: 851-858; Ury et al. (1989) Biopolymers 28: 819-833]. And it is critical for the biomechanical origin of elastin analogs. An integrated K group: 4 (Lys-24) at taxonomic position 24 within the repeat of SEQ ID NO can be conveniently served for the bridging polymer. Defines amino functionality. Indeed, Macmillan et al. Recently reported the generation of a structurally well-defined crosslinked elastin-mimetic hydrogel operating a bifunctional carboxylic acid, specifically an N-hydroxysuccinimide ester, disuccinimidyl suberate, solution Amino group-crosslinking agents that can be used in the phase [Macmillan et al. (1999) Macromolecules 32: 9067-9070]. Herein, we describe the transfer of functional groups into a protein polymer backbone that facilitates photocrosslinking of site-specific solid-state physics operating UV-visible light active photoinitiators. . Indeed, this method provides a time control at the gap above the crosslinking reaction. The formation of crosslinked elastin-mimicking fibers and skins is reported. And the mechanical properties were characteristic.
[0028]
The synthesis of acrylate-modified elastin-mimetic polypentapeptide was accomplished. The 1H NMR spectrum of elastin-mimetic protein polymer and its acrylated analog (AME) recorded at room temperature at D20 are shown in FIGS. 11A-11B.
The antimicrobial spectrum of the modified material broadened between five. 0 and 5.7 ppm are shown in the inset of FIG. 11A. The antimicrobial spectrum clearly discloses the transfer of the double bond by a peak at 5 o'clock. 3 (hectare) and 5.6 ppm (Hb). FIG. 11B is a foamed version of the spectrum between 2. 6 and 3.1 ppm. Acrylate mutations result in about zero. 25 ppm (Hd) downfield rearrangement for methylene proton α to amino group (IT). This dislocation can be used to ascertain the order of direct functionalization (DOF). A 3 ppm area intensity ratio peaks at the sum of the

area intensities

3, and 2. The 75 that ppm raises to the peak defines the DOF.
Moreover, IR spectroscopy can be used to identify DOF. NH2 band at 3500 cm-1 reduction with functionalization.
[0029]
DOF can be changed by changing the reactant ratio in moles of methacryloyl anhydride to amino groups of the peptide polymer. FIG. 12 is a DOF mutation that can be achieved, as evidenced by altering the peak brightness of the 1H NMR antimicrobial spectrum. In the unmodified material, the 3 ppm peak is absent. The brightness of the 3 ppm peak is increased at a cost, such that the molar ratio of the anhydride is increased. 75 ppm peak, disclosing increasing order of functionalization. The DOF can be changed from 33% to 88% by changing the feed ratio from 1: 1 to 3: 1. Thus, using the same reaction scheme, a wide variety of AMEs can result in materials having a wide range of mechanical properties (following bridging). Because of the remainder of the debate, AMEs are denoted by their respective DOF in brackets.
[0030]
Inverted temperature transitions (Tt) of the elastin-mimic and acrylate-modified analogs were analyzed. The compatibility of polymers and solvents is widely trained and is often critical to treating needs. Ury et. Art. It shows that one line of the polymer-repeat protein based on VPGVG (SEQ ID NO: 2) experiences an inverted temperature transition [Ury et al. (1985) Biopolymers 24: 2345-56]. As soon as the temperature was increased above the transition temperature from the following, it was found that the protein experiences molecular assembly by protein folding with phase separation. For example, poly (GVGVP) can be mixed with all proportional water below 25 C, but as soon as the temperature is increased above 25 C, the solution becomes cloudy with complete phase separation. Thus, the temperature-controlled turbidity measurement measurement is used to determine the amount of inversion transition temperature.
[0031]
The turbidity measurements on elastin and the results for the acrylate-modified elastin material of ddH20 are shown in FIG. The temperature corresponding to a maximum turbidity of 0.5 can be considered as Tt. The data demonstrate that acrylate-temporal mutations cause the reduction of inverted temperature transitions with 88% gene conversion of amino groups. Then, a transition temperature reduction is created by about 50 C (Tt 23C). This reduction is described in Ury et. Consistent with Tt-based hydrophobic scale developed by Earl. [Ury et al. (1985) Biopolymers 24: 2345-56]. These tests confirmed that the increased hydrophobicity of the model protein polymer was a thermodynamically offset with a decreased transition temperature as a result of the substitution at the quarter taxonomic position. Measuring T bears the importance of our learning. -The reasons are as follows. The processing temperature for fiber generation is dictated by Tt. Phase detachment occurring above Tt excludes fiber generation. For example, in principle, the fibers can be spun from an aqueous solution of AME (33) and AME (65) at room temperature. And that is the hole under Tt. However, the onset of turbidity starts near room temperature for AME (88).
Thus, fibers from 10-15 wt% AME (88) in water (Peha-7) required a centrifuged (at about 5 C) cold room.
[0032]
Crosslinking of the acrylate moiety is mediated by a photopolymerization initiator. The mechanism for photocrosslinking has been widely reviewed [Eaton (Photochemistry 13: 427 (487) DF (1986) Advances)]. A water-soluble photoinitiator is desirable because the fiber being centrifuged is managed from the aqueous solution. Two photoinitiators have been studied: the eosin Y / triethanolamine / vinyl pyrillidone system, and IRGACURE 2959 (Irgacure 2959 is 1- [4-hydroxyethoxy) -pheny] -2-hydroxy-. 2-methyl-1-propane-1-one; Ciba-geigy-), both of which were operated as water-based photopolymerization initiators [Van Den Bucke et al. (2000) Biomacromolecules 1:31; Cruise et al. (1998) Biotechnol. Bioeng. 57: 655-65]. While both photoinitiators were examined to find a bridge in efficiency, the reported mechanical results are for an EY based system. Other photoinitiators that operate under mild conditions that do not create levels of free radicals that are the primary counsel for temperature and for protein damage can be operated. And the temperature for the selection of light wavelengths and the specific combination of wavelengths and functional groups is fairly well understood in the prior art.
[0033]
FIGS. 14 and 15 show SEM micrographs of fibers produced from a 10/15 wt% solution with a transfer ratio of 50/1 / min as described in Example 4. In both cases, long uniform fibers were created. In fibers spun from a 10% by weight solution, the average diameter ranged between 300-500 nm with occasional triangles formed a pronounced branch. In contrast, fibers spun from a 15% by weight solution are triangular branches that are shown in plain or ribbon-shaped morphology with no coexistence. Compared to our previous examination of unmodified elastin-mimic fibers, there was no acrylate-temporary addition or addition of the photoinitiator to the spinning solution and had any significant effect on fiber morphology .
[0034]
Water solubility was operated as a single test to determine bridging efficiency.
Elastin samples that did not include the photoinitiator dissolved completely in water, while their containing Eosin Y or Irgacure were insoluble in water. The bridging extent and nature were more accurately determined using 13C NMR of solid state physics. Due to its inherent structural specificity, it has been widely used in the past to train the chemical changes that have taken place after NMR of solid state physics has bridged [O'Donnell, J. et al. H. And Whitteka (A.K. (1992) Radiat.) Physics Chemistry 36: 209; O'Donnell, J.M. H. And Whitteka (A.K. (1992) J. Polym.) Chem. 30: 185]. FIG. 16 presents the 13C MAS / TOSS NMR spectra of the solid state physics of elastin, elastin methacrylamide and crosslinked elastin methacrylamide. The addition of a double bond to elastin via methacryloylation is clearly evidenced by the appearance of peak Ca and Cb in the antibacterial spectrum of elastin methacrylamide. For clarity, the double bond region is expanded and shown as an inset with the elastin methacrylamide antimicrobial spectrum. The spectrum for the sample was bridged by either Eosin Y or Irgacure markings where the complete disappearance of the double bond and the appearance of the new peak corresponding to the photoinitiator were classified as *. " Because of the irradiation time employed, the NMR spectrum of solid state physics confirms bridging integrity. No evidence of crosslinking was detected in the absence of photoinitiator.
The dependence of protein cross-linking on irradiation time was studied in the details for the 15% by weight AME (88) / EY system. Samples were illuminated for up to 60 mins (lyophilized in the dark) and at-20C was stored in brown to avoid exposure prior to solid state NMR analysis. Double bond regions (peaks Ca and Cb) were integrated for each sample, and the integrated double bond region was normalized with respect to that of the unirradiated sample. FIG. 18 shows the degree of crosslinking as a function of irradiation time. After a period of visible light irradiation, the crosslinking process was complete. The increasing diversity of experimental data obtained at higher orders of bridging has been attributed to reducing the signal-to-noise ratio of the integrated region.
[0035]
The crosslinked and uncrosslinked samples were items for tension testing to determine the mechanical effect of crosslinking. FIG. 17 is a representative stress-strain curve for two samples. The uncrosslinked material (elastin methacrylamide) had a remainder of 0. 7 + 0.16 GPa of 0.16 and tensile strength. 2 + 6.3 With the three MPa bridged samples having a remainder of one. 8 Four GPa of 0.43 and tensile strength.
3 + 5.2MPa. As expected-bridging increased Young's modulus and tensile strength with reduced co-operation of the strains from 3 to failure. 2% to 90.2. 10.35%. In the dry state, crosslinking causes the sample to be more brittle as compared to the harder and uncrosslinked sample. FIG. 18 is a comparative stress-strain of dry and hydrated crosslinked samples of AME (65). The apparent rise in rubber tonicity following hydration follows. The hydrating sample had an average residue of zero. 45 0.105 + 08 MPa for 8% failure and strain. In particular, the degree of cross-linking estimated from ideal rubber elasticity theory compares the holes with those obtained from solid state NMR. 75% irradiation-> calibration curve-> x0 45 minimum. 65 In a meteorological context, a post treating the solid-state physical crosslinking of elastin-mimicking fibers was studied. With an effective lysine residue, the elastin-mimetic protein polymer was modified to incorporate an acrylate moiety. The order of the acrylate function may be varied by changing the reactant ratio of elastin to anhydride. AME's were found to have lower inversion transition temperatures than the unmodified sample. This was attributed to the increased hydrophobicity of the sample with the introduction of the acrylate group. The transition temperature of the inversion caused the temperature for fiber generation to be dictated in turn. AME fiber and fabric samples were prepared by electrospinning at the appropriate temperature. Depends on the concentration of the solution (fibers with diameters varying from 300 nanometers to 1). 5, um was created. The fiber was run photoirradiation and subsequently crosslinked.
[0036]
The poor solubility of the resulting sample in water disclosed a high degree of crosslinking with complete crosslinking as confirmed by 13C NMR of solid state physics. The mechanical properties of the sample were commensurate with those expected, in that, as soon as the residual and tensile strengths were bridged, they increased. In addition, the hydrating sample displayed a rubber-like appearance with high expandability. Thus, acrylate mutations define a viable route for solid-state physical crosslinking of elastin-mimetic protein-based materials.
For the production of crosslinked elastin-mimetic fabrics, the ability to design compositions such as tissues has been significantly enhanced.
[0037]
Collagens are biodegradable, biocompatible and non-immunogenic structural proteins. And it makes it a suitable compound for various biomedical applications. Examples are plastic and general surgical injectables in orthopedic surgery as an implantable matrix to support bone growth, for tissue expansion and as a local agent for the treatment of chronic non-healing wounds and burns The use of cosmetic and urological surgical collagen as a novel compound or as a template for tissue regression is accounted for. The most abundant form of collagen isolated from adult connective tissue (e.g., skin, tendon and bone) is a type I collagen. Characteristically, it is organized as a triple helix and is composed of a 2cd (I) linkage and one a2 (I) linkage (each of only over 1000 amino acid meridians) that are primarily stabilized by hydrogen bonding. A single molecule of type I collagen has a molecular weight of 285 kD, a width of 14 A and a length of 3000 A. As a biomaterial, collagen is charged in dry powders or slurries (hydrogels after the bridging solution phase) or as a porous matrix with or without the addition of other components after lyophilization. Mainly operated. However, in the native connective tissue, type I collagen molecules form fibrillar elements (20 for hundreds of nanometers in diameter organized into an architecture-changing protein network). Functionally, the collagen fiber network acts to resist high strain displacement, transmit force in the process, dissipate energy, and eliminate premature tissue mechanical failure. Cut off. These fiber networks direct various acellular principle structural elements as bioprosthetic tissue substitutes (such as porcine heart valves and bovine artery xenografts) as other tissues have induced matrices. Then, pig subtestinal submucosa and bovine pericardium are counted. When used as a natural protein network, the reversibility of collagen as a suspension scaffold for tissue engineering applications is significantly enhanced. To date, attempts to reformulate tissue have naturally extracted collagen into protein fiber networks and fabrics have been regulated.
PEO is non-toxic (stable in chemically acidic liquids) and can then form electrospun fibers of sufficient molecular weight. Significantly, the fibers must not be formed from 1-2% by weight pure collagen in the aqueous solution and were observed after the addition of PEO. High-resolution SEM provided evidence of unique morphological function to collagen (as well as solution conductivity and transfer ratio) as a function of PEO weight ratio. Solution viscosity tables I and II. The effect of collagen in relation to the content and effect of sodium chloride concentration on solution conductivity and PEO is summarized in Table III: PEO ratio on tensile strength and excess. Increasing the PEO concentration increased the uniform fiber yield, while reducing bead generation. The beads were excellent with a collagen-PEO weight ratio of 10: 1 and only 1: 1 for each of the rare beads highlighted in a 5: 1 ratio. Not observed in the Gen-PEO ratio: 2. Under this condition, uniform fibers were created with diameters varying between 50-150 nm. Bead generation was attributed to jet instability. And it is believed that it reduced immediately upon increasing the solution viscosity due to the addition of high molecular weight PEO. Similarly, solution conductivity was also found to affect fiber generation. When an electric field is exerted on the polymer solution of water containing the electrolyte, the field-induced ionic motion carries the solution with additional sticky drag. This phenomenon increases jet stability and consequently reduces bead generation. While fiber uniformity was increased by the addition of sodium chloride, crystallization was observed at high salt concentrations (FIGS. 19A-19F). Finally, we have noticed that small changes in the transfer ratio have the indicated impact on collagen / PEO fiber morphology. Under 100, uL / minimum ball generation At limited transfer rates above this level the limited volatility of the polymer solution blocks proper fiber drying under conditions of ambient temperature and pressure And more and more. Triethylene melamine imaging confirmed HRSEM analysis and did not show any additional structural features. Referring to FIGS. 19A-19D.
[0038]
We have determined the microphase structure of the collagen-PEO mixture by solid state NMR. The dipolar magnetization transfer scheme is responsible for monitoring the time that accounts for the magnetization tilt of the entire sample and then considers spin equilibration to occur following the creation of the tilt. This equilibration time depends on the domain size of the system. And, the spin diffusion coefficient was coordinated by each phase. If the diffusion coefficient of the conjugated difference product region and the number of dimensions of the diffusion process are known a priori, the domain size of the system can be extracted by associating the simulated diffusion profile with experimental data. it can. A simulated profile can be obtained by numerically solving a diffusion equation with appropriate primordia and boundary conditions. It is also evident that if the diffusivity is isotropic, only the distal end of the minimal domain will be probed since the shortest path for establishing spin equilibrium has been established along this path. D. L. Vanderhart (1990) Makromol.Chemistry (macromoles. Symp. 34: 125). The domain distal, which can be seen operating, spins the diffusion range from about 2 nanometers to 100 nanometers. The upper limit for observable domain distal depends on the time at which magnetization polarization can be observed. This is determined by the longitudinal relaxation of the protons in the sample. Despite the limitations of maximum domain distal observability, there are many multi-phase polymer systems by spin-diffusion techniques that exhibit eye domains that can be studied. For example, semi-crystalline polymers of multi-block copolymers and meridional periods of domain size kill holes within the range of detection by spin diffusion [K. J. Packer et al. Polym. Science: Polym. Physics 22: 589; Kimura et al. (1992) Polymer 33: 493; Cai et al. (1993) Polymer 34: 267].
[0039]
Collagen fibers were spun and the cross linked to collagen operating fibers dissolved in a fluorinated solvent or in a water-fluorinated mixed solvent. Changing the temperature or revising the solvent system can produce pure collagen fibers, even though the collagen fibers must not be produced from a 1-2% by weight solution of water. By increasing, the temperature for the 36 C evolution of collagen fibers was emphasized. The fluorinated alcohol / water mixture can serve as an alternating solvent system that produces collagen fibers.
For example, the production of collagen fibers in the 300-800 nm diameter range may be achieved by spinning 10-15 parts by weight of such fluorinated solvent collagen. The solvent composition used was: (a) 10 mole% trifluoroethanol (TFE) / 90 mole% water and 90% hexafluoroisopropanol (HFIP) / 90 mole% water feed. 10 (b) mol. Centrifuging collagen can also be performed from the combination of water with other fluorinated alcohols.
[0040]
The most important step in the spin diffusion experiment is the creation of the magnetization gradient. The magnetization tilt is usually traded off by operating an appropriate selection arrangement. For multi-phase systems displaying large gradients of mobility between component phases, a single filter based on spin-spin relaxation (T2) can selectively preserve the magnetization of the more mobile phase. May be used. For example, a mixture of two components A and B having different T2s are taken into account. By exercising a 700 T2 filter with A1 having a T2 of 100 and B 1 ms, a T2, we can then extinguish one A's magnetization and this Thus, the magnetization of B can be selectively maintained as a cause of the magnetization inclination. This is its Goldman-Schen test and the basis for multiple mutations. It was then used to probe the distal domain of the polymer blend [US Patent No. 5,911,942 (1999)]. Having very different Tg's for the system under consideration, the two components, PEO and collagen (tg. (125C Collagen and Tg) PEO-65 C) and based on mobility Therefore, there is a willingness to follow for inspections through the method. The single T2 filter was replaced by a dipolar filter selection array. Short spin-diffusion times from when it was charged, defining a greater tunability [Wild Bird Egger et al. Application Poly. The dipolar filter was chosen as a technique that could overcome spectral distortions was created by the multiple quantum effect that is common in Science 44: 289].
[0041]
FIG. 21 is a DP / MAS spectrum of one CP / MAS / TOSS and collagen, PEO and electrospun fabric. Two collagen / PEO. The CP antimicrobial spectrum of the collagen / PEO fabric appears to be a single superposition of the collagen and PEO CP spectra in that it raises resonance from collagen and PEO.
The DP spectrum generally distinguishes against the more rigid regions of the sample. The DP antimicrobial spectrum of the collagen (not shown) shows that it is very rigid at thermometry (24 C). The reported glass transition of the dry collagen is, at room temperature, approximately 125 C, which prescribes collagen robustness. The DP antimicrobial spectrum of PEO (not shown) shows that PEO is very mobile at room temperature, tg. , PEO-65. In the case of collagen / PEO fabric, the DP antimicrobial spectrum clearly shows that PEO is very mobile compared to collagen. This huge difference in mobility between collagen and PEO can be used illegally with respect to the a'H dipolar magnetization transfer test to define information about the domain size of the fabric.
[0042]
The most important step in spin diffusion experiments is the establishment of the initial magnetization gradient. FIG. 22A is the 1H spectrum of electrospun 1. Two collagen PEO fabrics before and after application of dipolar filter. The antimicrobial spectrum acquired prior to filter application is a polymerization of broad (strong) and narrow (mobile) components. After the filter application method, the acquired antimicrobial spectrum reveals only the narrow components that indicate that the filter has dislodged that the magnetizations have joined together by the tight region. After the filter application method, the CP / MAS array was added to the spin diffusion array as described in the experimental section to confirm the identity of the chemistry in the selected area. The 13C CP / MAS spectrum is shown in FIG. 22B. It is evident from the CP / MAS spectrum that the filter filters out the magnetization in the more rigid collagen region, while retaining the magnetization in the selectively more mobile PEO region. Thus, the selected filter parameters result in an efficient establishment of the sample magnetization gradient. A similar result is a 1: 1 fabric sample obtained.
[0043]
Two fabrics showing spin diffusion data for 1: 1 and 1: mixture FIG. 23. The inset of FIG. 7 provides initial time data. It is clear from the inset that the magnetization of the source phase contacts the slower sink phase in the 1: 2 mixture of the 1: 1 mixture (the primordium dispenses property in the curve 1: it One mixture is sigmoidal while is linear (1: 2 mixture). This represents the presence of the interface in 1:
So, while very small or not at the interface, 1 mixes 1:
2, mix.
In that case the occurrence of interface 1:
One mixture is not surprising since the potential existed due to hydrogen bonding between the proton oxygen of the ether oxygen of the PEO and the amino group of the collagen.
The existence of bonding interactions was known to create a phase blend of the polymer blend. Thus, a mere visual inspection of the initial time data suggests that a mechanically stronger fabric may be created, but the 1: 1 mixes due to the presence of the interface.
[0044]
The dotted line in the figure indicates the theoretical (expected) end value of spin diffusion.
As predicted theoretical end value 1: 2 mixture (0.74) Large 1: 1 mixture (0.59) More of the moving bed is available for selection, 1: 2 mix. These theoretical values are confirmed assuming that all PEO phases are available for selection. However, it must be kept in mind that PEO can crystallize in a mixture. The crystallization of PEO counts because of the observed expected difference in end value of spin diffusion. Crystallization of the source phase results in an expected decrease in end value. It becomes apparent from the observed end value that 1: 2 mixture mixes 1: 1 with higher crystallinity. Indeed, the DSC test shows that the fabric shows its crystallinity in the electrospun, the controlled 1: 2 mixture is about 36%, while the 1: 1 mixture is 12%. It can be inferred from these data that crystallization caused the phase in which breaks occurred, 1: 2 mixing eliminating substantial interface generation.
[0045]
The nonwoven fabric was formed from collagen / PEO fibers produced from 21 parts by weight of a type I collagen-PEO solution at a flow rate of lOOL / mL, and the uniaxial stress-strain properties were in the dry state, Characterized. The pure PEO fabric sample had a minimum tensile strength of 90 KPa and a remainder of 7 MPa. The tensile strength and the remainder of the 1: 2 collagen-PEO mixture were 270 KPa and 8 MPa each. The highest value observed, 1: 1 mixes with a tensile strength of 370 KPa and a remainder of 12 MPa. As reported, NMR analysis suggested that the upper mechanical properties were observed for the collagen-PEO mixture of weight ratio 1: 1 indicates the intermolecular interaction between the PEO and collagen components. It depends on maximizing the action.
[0046]
Type I collagen-PEO fibers and nonwoven fiber networks were created by electrospinning a lyophilized collagen weak acid solution that was purified from rat tail tendon. The fibers were produced at ambient temperature, and the pressure with optimal fiber generation was observed between the spinneret and the plate collector by using an electric field of 18 kV and a distal use of 15 cm. Fiber morphology was affected by solution viscosity, conductivity and transfer ratio. High-resolution SEM and triethylene melamine produced a very uniform fiber with a defined diameter varying from 100-150 from two weight percent solutions of nanometer collagen-PEO ( The maximum tensile strength of the resulting nonwoven fabric with a 1: 1 weight ratio, 34 mM NaCl) flow and a uL / min rating of 100 in 100 was 370 KPa with a modulus of 12 MPa.
[0047]
Efforts to process collagen into man-made fibers have been regulated, and methods have usually been limited to wet spinning methodologies to date. Wet spinning involves the expulsion of a protein solution by a spinneret into an acid salt coagulated solution. And it usually includes aqueous ammonium sulfate, acetic acid, isopropanol or acetone.
Further treatment of the ethyl alcohol and acetone solutions is often required for fiber dewatering.
The limitations of this method take into account the use of biologically toxic solvent systems that preclude the real-time production of hybrid protein-cell components (perhaps as well as conditions that cause significant conformational changes in the native protein composition). Then, account for protein denaturation. Finally, wet spinning is primarily limited to the production of fibers varying in diameter from tens to hundreds of microns. In contrast, the process outlined herein is a convenient, non-toxic, non-denaturing method for the production of medical and veterinary prostheses, artificial organs, wound healing and tissue engineering techniques, and Nanofibers and nonwovens containing collagen having a method of application as a hemostat are provided.
[0048]
The bioconjugate technique involving manipulation of various amino acid side chain residues has become mediocre in modern biochemistry. Our strategy involved covalent attachment of the acrylate moiety to the K and hydroxylysine side chains. After nucleophilic attack, methacryloyl anhydride was used to acylate the E-amino group of K and hydroxylysine residues. Once modified, the gelatin was crosslinked using eosin-Y / triethanolamine / 1-vinyl 2-pyrrolidone free radical photoinitiation [prior to Cruise et al. (1998)].
[0049]
By manipulating the techniques of electrospinning [more to Reneker (1996; before; previously; previously (2000)], we have a nanometer range in which fibers are formed by diameter (<1 nanometer). It has been reported that the intimately finished fiber morphology comes very close to the extracellular matrix, spinning acrylate-modified gelatin into various constructs [birch (1991 &num; 10)]. By (ie sheet and tube) and subsequent cross-linking, the integrated substrate protein structure can be formed in a quick and accurate manner.
[0050]
FIG. 24 shows 45 C.I. of double bonds in the gelatin methacrylamide system. The 1H NMR spectrum of the D20 gelatin and acrylate modified gelatin recorded by the company can be deduced from the presence of two new peaks in the antimicrobial spectrum. Integrating the double bond region defines a measure of functionalization (DOF) order. DOF was defined as the ratio of amino moieties was functionized to the total number of amino moieties of the gelatin prior to functionalization. In this case that the DOF was confirmed, it is about 73%. That DOF may be altered by altering the methacryloyl anhydride to the gelatin ratio, see Van de Bulke et. This has already been indicated by an alert (see below). A range of gelatin-based materials with different DOF's can be obtained using this reaction.
[0051]
Acrylate functionized gelatin was processed into skins to detect the effect of crosslinking on mechanical properties. Skin samples for learning were prepared according to the procedure outlined below. The effect of photoinitiator concentration and irradiation time on the crosslinking process was studied. The results of these learnings could then be used during fiber production to optimize the crosslinking conditions. Crosslink optimization studies were performed on skin samples since they were much easier to process than fiber samples.
[0052]
For the first learning, three samples were prepared. The concentration of gelatin methacrylamide was the same for each of the three samples as the photoinitiator concentration varied from standard to high. The solvent was allowed to evaporate, and a skin sample was formed. The dry skin was displayed at 70 mW / cm 2 at the time of irradiation using a Dyna Lume visible light source. Samples were cut into strips for tension testing. Learning was then performed on the hydrated sample.
Eight samples were tested for each photoinitiator concentration.
[0053]
FIG. 25 is stress-strain data for crosslinked gelatin methacrylamide skins for varying photoinitiator concentration. Going from standard to intermediate photoinitiator enrichment defines a modest increase in surplus, with considerable failure to reduce strains. However, going from the medium to high photoinitiator enrichment slightly reduced the surplus. Hubbell et. Earl previously reported that the photopolymerization process could be adversely affected by increasing the concentration of TEA. Increasing TEA enrichment is believed to be the primary attorney for more radicals being generated. These radicals can then react in turn, stopping the process. However, increasing VP enrichment negates the effect of increasing TEA enrichment by defining more sites that photogenerated radicals can attack. The potentially negative effect of increasing TEA concentration is overcome by increasing VP concentration at intermediate photoinitiator concentrations. However, under high concentration conditions, TEA dominated by effects, and reading against the reduction of surplus. When going from standard to medium enrichment, the surplus gain was not significant.
Further, it is desirable to achieve the required level of crosslinking with the photoinitiator to be as small as possible. Therefore, it was decided to operate a standard enrichment for the learning remainder.
[0054]
To train the effect of irradiation time on the degree of cross-linking, seven 5% by weight gelatin methacrylamide solution samples were prepared. Each sample was illuminated by a visible light source to vary the length of the time start from 1/2 hour to three 1 / a hours. FIG. 26 is the strain against hydration sample failure as a maximum tensile strength of irradiation time, remainder and function. As strains to failure decreased, maximum tensile strength and remainder increased with increasing irradiation time. A significant change in mechanical properties is not the last two times observed for irradiation. A known mechanical number indicates that 2 hours of visible light irradiation is sufficient to replenish the crosslinking reaction under the conditions described herein.
[0055]
From the same batch run and used for tension testing to determine if the reaction had gone to completion, solid state 13C NMR spectroscopy was run on the sample. The crosslinked sample was illuminated for two hours. The 13C CP / MAS / TOSS spectra of gelatin methacrylamide and cross-linked gelatin methacrylamide are shown in FIG. The gelatin methacrylamide antimicrobial spectrum exhibits two resonances due to the double bond carbon. However, in the antimicrobial spectrum of the crosslinked material, these resonances completely disappeared. This indicated that the crosslinking reaction had gone to completion. Definitively, when NMR data is interlocked with mechanical data, cross-linking is perfect for a given DOF for two hours. Although time consuming, solid state NMR can be used to map the degree of crosslinking as a function of irradiation time. The degree of cross-linking approach can be ascertained by applying rubber elasticity theory. According to the theory that the remainder is given by E = 3 p R T / Mc where E is a remainder, according to the theory that p is the recording density, R gas constant, temperature and T where Mcthe averages the molecular weight are bridged. I do. mc can be ascertained from the measured remainder (from a tension test test). This quantity is inversely proportional to the degree of crosslinking. Thus, the degree of crosslinking is directly proportional to the remainder of the material. Thus, surplus measurement can also be used to define an estimate of the degree of crosslinking. The natural form in which elastin has a remainder borders on zero. 9 to about 1. One MP *. A computational mark that traverses about 50 to about 75% linking is required in cross-linked modified elastin or elastin mimetic to mimic the elastic modulus of native arterial elastin. In particular, for the C = C range from 1650-1680 cm to 'of, where the methacrylamide-functionalized elastin was about 53-64%, leading to an estimate of% cross-linking (based on Peak deconvolution). , IR spectroscopy.
[0056]
Electrospinning was also used to create crosslinked gelatin acrylate modified fibers and fabric networks. A description of the instrument was defined in the section details above. The field strength, deposition distal and transfer ratios were kept constant at 18 kV, 10 cm and 30 min, respectively, in uL / min. Defining a field strength of 18 kV and a deposited maximum fiber of 10 cm appeared tilted, while increasing the transfer ratio beyond 30, uL / minimum lead for droplet generation. Fibers formed from unmodified gelatin and acrylate-modified gelatin utilizing the above parameters were analyzed by scanning electron microscopy to delineate their morphology. The concentration of gelatin in the solution was found to be the main variable affecting fiber morphology.
[0057]
SEM micrographs of the unmodified gelatin fiber electrospun from a 25 wt% solution mark with uniform fibers of 200-500 nm diameter bounded were produced. For SEM examination of fibers spun from a 15-20% by weight solution of acrylated gelatin containing a standard concentration of photoinitiator, the fibers formed from the 15% by weight solution had significant bead. Was performed. The bead of the electrospun fibers is lead due to undesirable and poor mechanical properties. Reneker et. The addition of NaCl to the solution mixture was performed by electrospinning. However, fibers formed from a 20% by weight solution of gelatin methacrylamide have a smaller propensity to produce as compared to fibers formed from a 15% by weight solution. It was shown to form beads. Even though the spinning test was not performed on a 25% by weight solution of the acrylated gelatin, the fibers formed from the 25% by weight unmodified gelatin in water had a concentration increase of NaCl or any other salt. It suggests producing a non-beaded fiber which eliminates the need for addition. In the case of acrylates with modified samples, the fiber diameter of 500-1500 nanometers defines the range. The significant increase in fiber diameter of the acrylated fibers is due to bead generation.
[0058]
Electrospinning for that extended period creates a nonwoven network of nano-diameter fibers. However, if a rotating mandrel is used instead of the plate, a tube without cross-linked gelatin can be produced. FIG. 29A is a non-woven tube of crosslinked gelatin, 5 cm in length and 14 mm in diameter. The diameter of the tube can be changed by increasing or decreasing the size of the mandrel. FIG. 29B also shows the hydrated state, i. e. , Immersed in water. The tube retains its shape even after sustained immersion in water. This indicates that the crosslinking reaction has proceeded to completion. In this way, operating electrospinning means and chemistry the outline of which can begin to form opens up. And it can have applicable law in medical field.
[0059]
The network porosity of the nonwoven was measured using a pulsed magnetic field gradient NMR spectroscopy (PFGNMR). In the case of free diffusion due to Brownian motion, the concentration gradient initially having the type of pulse becomes Gaussian in steps over time. However, the Gaussian charge against the limit was imposed by the pore boundaries, in case no birth or concentration cross section of pore diffusion would occur. At one time, when the diffusion profile of a pore becomes time-independent, if the self-diffusion coefficient (D) of the fluid is a known a priori, it will be a unit of measure of pore radius or size.
PFGNMR makes use of this concept for pore size measurement.
[0060]
FIG. 29A is the measured diffusion profile as a function of magnetic field gradient strength (G) for varying the length of time. It can be observed that the profiles measured at 800 milliseconds and 1000 milliseconds are almost similar, indicating that the diffusion profiles have balanced over time. Thus, a 1000 ms diffusion profile can be used to determine pore size. FIG. 29B, normalized brightness is given by 2, fz2 = / 6 G5s contemplated as a function of parameters, where y-is gyromagnetic ratio, magnetic field G slope to divide, and 6, time is between the slopes. In that case, where the pore size is uniform, the plot of a2 versus normalized brightness is linear with a slope relative to the pore size. It can be clearly seen from the figure that the plot is non-linear, recommending pore size distribution. To determine, the average pore size 1 is realistic and can operate any distribution that fits the data holes. In this case, we employed a Gaussian distribution of pore sizes. In the case of a Gaussian distribution of pore diameters, the mathematical analogy between the diffusion profile and the pore radius is described by Charahan et. It has already been determined by Earl. 1 (G = 0) 2, where Ro is the average pore radius and 2 is the variance of the distribution, which is twice FIG. 10B shows a fit using (1) for 1000 ms data. The nonlinear optimizer of the Mathematicala software was run for the fit. From fit (average pore size of 73). 4:00 am with a standard deviation of 33. 6, um was obtained.
[0061]
Monoclonal or polyclonal antibodies (preferably monoclonal) that are specifically related to reacting specifically with a particular protein can be produced by known techniques. refer. e. g. Halo and Lane (1988) Antibodies: Laboratory Manual (Cold Spring Harbor Lab); Goding (1986) Monoclonal Antibodies: Principle and Practice (2d) Editing) Academic Press, New York.
[0062]
Standard techniques for purification and various sections for cloning, deoxyribonucleic acid isolation, amplification and enzymatic reactions involving DNA ligase, DNA polymerase, limited endonuclease, etc. The arts are those known and commonly employed by those skilled in the art. Many standard techniques are described in Cloning, Sambrook et al. (1989), Molecular, Second Edition, Cold Spring Harbor Laboratory, Plainview (New York); Maniatis et al. (1982). ) Molecular Cloning (Cold Spring Harbour Laboratory) Plainview, New York; Wugo (ed.) (1993) Mesedrine. Enzymol. 218 (Part 1); Wugo (edited) (1979) Mesedrine Enzymol. 68; Wu et al. (Edited) (1983) Methodist Enzymol. 100 and 101; Grossman and Moldave (edited) Mesedrine. Enzymol. 65; Miller (ed.) (1972), Molecular Genetics, Cold Spring Harbor Laboratory, Cold Spring Harbor, New York; Manipulation of Genes, California. University Press, Berkeley's Old Primrose (1981) Principle; Schleif and Wensink (1982) Practical Methods in Molecular Biology; Grabber Making Clones in Volumes I and II (1985) DNA), IRL Press, Oxford, UK;
Home and Higgins (ed.) (1985) Nucleic Acid Hybridization (IRL Press) Oxford (UK); and Setlow and Engineering and Generic Hollaender (1979): Principles and Means (vol) 1- 4. Plenum Press, New York. Where employed, abbreviations and names are considered standard in the field and are commonly used in professional journals such as those referenced herein.
[0063]
All cited references in the current application are cited herein as if they were inconsistent with the current announcement.
[0064]
As set forth herein, the following examples are provided for illustrative purposes only and are not intended to limit the scope of the invention. Any variation in a notarized paper that occurs in the skilled artisan is intended to be within the scope of the present invention.
[0065]
(Example)
Example 1: Production of synthetic elastin
Elastin-protein of mimetic synthesis (-Val-Pro-Gly-Val-Gly-) 4, -Val-Pro-Gly-Lys-Gly-, 39 of molecular weight is 81 kDa, recombinant gene manipulation means Details reported elsewhere [Macmillan et al. (1999) Macromolecules 32: 3643-3648; Macmillan, R .; A. And Conticello (RP (2000) Macromolecule 33): 4809-4821; Macmillan et al. (1999) Macromolecules 32: 9067-9070]. A 3000 base pair concatameric synthetic gene encodes a repetitive polypeptide containing 39 repeats of the elastin-mimetic sequence. The protein polymer was dispatched from the recombinant plasmid pRAMl of the E. coli strain BLR (DE3) under the control of a lac promoter with isopropyl P-thiogalactopyranoside induction. It was purified from the cell lysate by reversible, temperature-induced precipitation in high yield (64 mg / L). The sequence of the protein polymer was confirmed by automated Edman degradation of site-specific proteolytic cleavage fragments and MALDI-TOF mass spectroscopy. Structural analysis of this recombinant protein also included SDS polyacrylamide gel electrophoresis. And that wells up as 1H and 13C NMR {[Macmillan et al. (1999) Macromolecules 32: 3643-3648; Macmillan (RA and Conticello) R .; P. (2000) macromolecule 33: 48094821].
[0066]
(Example 2: Other Materials)
Low molecular weight silicone oil from Brookfield Engineering Laboratories, Inc. served as the standard for measuring solution viscosities.
[0067]
As received, methacryloyl anhydride, eosin Y, EY, 5 parts by weight of water, triethanolamine (TEA) and 1-vinyl-2-pyrrolidone (VP) were obtained from Aldrich, Milwaukee, WI. It was operated. The UV-perceivable radical photopolymerization initiator 1- (4- (2-hydroxyethoxy) phenyl)-, 2-hydroxy-2methyl-1-propan-1-one (Irgacure 2959) is available from Ciba Specialty Chemicals, Tarrytown, Supplied gently by NY. Perfusion was managed from a Scientific, West Chester, PAVWR operating a Spectra / obtained pro-membrane (MWCO 6000-8000).
[0068]
Poly (ethylene oxide) (PEO) having a nominal molecular weight of 900 kD was obtained from Aldrich. A similar thereto is described in Brieffly in Silver and Trelstad. Sprague Dawley rats weighing rat tails operating wire strippers between 250-350 grams operating tendon extracted protocol as described by I9. The acid-soluble collagen was induced (Pha-2.0; 10 fibers per 100 mL), since the tendon obtained from 10 mM HCl was soaked in 10 mM HC1 and at room temperature for 4 hours. Stir for two hours. The soluble components were cut off from the insoluble portion after centrifugation at 30,000 g at 4 C for a minimum of 30 and then filtered in turn to zero. 65 and 0.45, um filter (Millipore, Bedford, MA). NaCl was added to the filtrate to obtain a salt concentration of zero. 7M. The mixture was then allowed to stir for one hour, and the sediment was collected after centrifugation at 30,000 g and 4 C for 1 hour. The pellet was able to dissolve 10 mM HC1 overnight (Pha-2.0) and dialyzed against 20 mm phosphate buffer (phosphorus in Pha-7). Disodium hydrogen oxy.4) At room temperature for at least 8 hours. A second perfusion was then performed at 4 C on a 20 mM phosphate buffer solution for at least 4 hours. The dialysate was centrifuged at 30, 000 g and pellet at 4 C for 1 hour. And the dialyzed overnight against a 10 mM solution was HC1 (Pha-2.0) 10 mg / ml. The solution to obtain the collagen solution at a final concentration of 4 was stored at 4C.
[0069]
Lyophilized collagen was obtained by dialysis of collagen solution overnight against distilled, deionized water, 18 MQcm, continental Europe. And freeze-drying continued. Prior to use, lyophilized collagen was dissolved in 10 mM HCl at room temperature for one hour. The identity and purity of the collagen samples were confirmed by polyacrylamide gel electrophoresis.
[0070]
Gelatin (type A-Porcine skin (large growth of 300); product &num; G-2500) and purchased from 2,2,2 trifluorescent ethanol @ Sigma Chemical Company, St. Louis, MO.
Methacryloyl anhydride (94%) (Eosin-Y 5 wt.)% In water, 1-vinyl 2-pyrrolidone (99 +%) and triethanolamine (98%) were obtained from Oldrich Chemical Company, Milwaukee, Purchased from WI. The phosphate buffer used was an aqueous solution of sodium dihydrogen phosphate, monohydrate (JT Baker, Phillipsburg, NJ) and disodium hydrogen phosphate (fisherman Scientific, Fair Lawn, NJ) Met.
[0071]
(Example 3: Fiber Spinning)
Elastin-mimicking peptide polymers have been spun into fibers operating electrospinning techniques, as detailed elsewhere. Briefly, peptide polymer solutions (10-15 parts by weight) were prepared in graded ultrafiltered grades. And distilled, deionized water with mixing for 12 hours at 4 C, 18 MQ cm, in Europe. Using a syringe pump (Harvard Apparatus, Holliston, Mass.), The solution is extruded at ambient temperature and pressure to blunt the tipped needle at a defined imposed metal transfer ratio. (22G x 1.5 inches). The Needle was a connection to a 1 mL syringe running a Tygon (Trademark of Plastic Tubes, San Diego Plastics, Inc., National City, Calif.) (Id of 1.6 mm). The fibers were collected on a grounded aluminum plate located under the tip of the needle. The high voltage, low current power supply (ES30P / DDPM, Gamma High Voltage Research, Orm Beach, FL) was used to help set the required voltage gradients—between 0 and 30 kV as disclosed. Had changed. Real or negative polarity could be used to carry out the process of electrospinning. Vstart and Vstop (respectively proposed or defined as potential consequents to stop jet generation) were determined for conjugated differential product concentration of elastin-mimetic polypeptide solutions.
[0072]
Fabric samples were created by electrospinning the solution during its extension period. The fixtures have been revised to account for:
A rotating mandrel that produces fabric samples. Fabric samples were collected on aluminum foil wrapped around a grounded mandrel located at a predetermined horizontal distance with respect to the charged tip of the needle.
[0073]
Collagen-PEO solution (1-2 wt%) was prepared in 10 mM HCl (Pha-2.0) by mixing for 2 hours at ambient temperature.
Using a syringe pump (Harvard Apparatus), the solution is extruded at ambient temperature and pressure, dulling the tipped needle at a defined imposed metal transfer ratio (22G). X 1.5 inches). The fibers were collected on a grounded aluminum plate located under the tip of the needle. A high voltage, low current power supply (ES30P / DDPM, Gamma High Voltage Research, Inc) was used to set the potential slope (as disclosed, it varied between 0 and 30 kV).
[0074]
Example 4: Synthesis of methacrylate-modified elastin and fiber spinning
Procedures for acrylate mutations of amino-containing compounds developed by Van Nest Bulke et al. Followed [Van Den Bulke et al. (2000) Biomacromolecules 1:31]. Elastin-mimetic polypentapeptide was dissociated in Pha-7. Five phosphate buffer solutions. The solution was cooled to 5 C and an excess of methacryloyl anhydride was added. The reaction was able to do eight time procedures. The reaction was diluted and dialyzed against distilled water at room temperature for 48 hours with frequent changes of dialysate solution. The dialysate was then lyophilized and stored at room temperature. The order of functionalization (DOF) was defined such that the ratio of amino moieties was functionized to the total number of amino moieties of elastin prior to functionalization. DOF may be changed by changing methacryloyl anhydride to elastin ratio.
[0075]
Electrospinning was used to spin AME fibers from aqueous solution. Solution concentration, transfer ratio and operating voltage were found to be critical parameters affecting the spinning process. The details of the craft and the optimization of the process parameters that yield smooth nanofibers were discussed in the details of the previous report. [Hwan et al. (2000) Macromolecules 33, 2989]. As a free radical crosslinking agent, a solution of 10-15% by weight AME (of 65) polymer in ddH20 was prepared by the addition of 5 parts by weight (of a protein polymer content) of triethanolamine. For example, for the protein polymer, 5 mgs of triethanolamine or approximately 50 mg of 100 mg each, uL of strain EY / TEA / VP solution was added. A field strength of 18 kV was chosen for fiber generation and the distal tip between the syringe tip and the collection plate was corrected at 15 cm. The transfer ratio was 50/1 / min. Stock solutions of EY photoinitiator were prepared as 10 mM EY, 225 mM TEA and 37 mM VP in water. Irgacure 2959 was added to the directly prepared protein solution.
[0076]
Learning of 15 wt% AME A solution of ddH2O (65) was prepared to bridge the four samples. Eosin Y was added to the first solution (total photoinitiator was equal to 3 parts by weight of solution protein) and IRGACURE 2959 was added to the second (total photoinitiator was the protein content of the solution). 6 parts by weight). Both solutions were agitated in the dark for 12 hours to ensure uniform variation of the photoinitiator. Additional material that did not include the photoinitiator was lit and operated for comparative analysis. All samples were dried under reduced pressure for 24 hours. Following drying, Eosin Y and Irgacure containing samples, respectively, were illuminated under visible light for 45 mins and ultraviolet light (365 nanometers) for 30 mins. .
[0077]
(Example 5: Nonwoven fabric manufacturing method acrylated gelatin fabric)
To prepare the modified gelatin in the acrylate, a 5-wt% solution of the gelatin was made in a 10 mM phosphate buffer solution (Peak-7). 5. For this solution, four time transients of methacryloyl anhydride (with respect to the target amino acid residue) were added to the solution. The reaction was then stirred at 40 C for 4 hours. The solution was then dialyzed using a Spectra / Por membrane (MWCO: 6-8,000) 60 volumes of ddH20 at 40 C for 48 hours with constant changes of the dialyzing solution. Against. The solution was then lyophilized and the dialysate was stored at-30C.
[0078]
A 5% weight solution (1278yL ddH20 / 222 of 150mg of acrylated gelatin, uL photographic initiator solution) was prepared and applied to 29. 14 cm2 polystyrene dish. The solution was made using a standard, medium high photoinitiator formulation. The solvent was allowed to evaporate at room temperature, 24 C, 43% relative humidity. After drying, the samples were exposed to a visible light source for various periods, Dyna-Lume dyna light &num; 240-380, 70 mW / cm2 from 30 mins to 31/2 hours for bridging. The skin was then prepared for mechanical testing sooner, as outlined.
The gelatin spinning device consisted of a syringe pump (Harvard Apparatus), a syringe, 18 gauge blunt-end needles (Popper and Sons, Inc.), grounded. 14 mm O.D. D. Mandrel, grounded 10cm for tube production, plate (for flat fabric production) 10cm aluminum, electric mandrel low, covered by aluminum,
Dyna-Lume dyna light &num; 240-380, and high voltage source ‖ (gamma High Voltage, HV power supply, c.f., FIG. 1 (a)). Solutions of gelatin and acylated gelatin (150 mgs) were prepared in a concentration from 10 wt% to 25 wt% of ddH20 with 222 tel of a highly concentrated photographic initiator solution. The syringe containing the acylated gelatin / photographic initiator solution was shielded during spinning with an opaque tape to block the cross-linking premature. The needle was heated by operating a heating lamp to avoid gelling of the needle and maintain a uniform transfer ratio.
The temperature profile of the entire syringe and needle was obtained with a type K thermocouple.
Temperature readings were taken across four points of the syringe (labeled T1 by T4 in the figure). After steady state was achieved, the profile was measured. By varying the settings on the heat lamp, the temperature of the needle may be adjusted to the required level. The temperature was maintained between 45 and 55 C. An 18 kV applied field and a 10 cm deposition distal were kept stationary for all runs. The flow was maintained during electrospinning to obtain a rating of zzL / minimum within 30, as the flow gained a rating of uL / minimum generated droplets in excess of 30. The fibers on the deposit were displayed on the light microscope throughout the spinning process, and for two additional times the time after the centrifuging fibers stopped. To function as a release agent, laying hens of polyethylene oxide (MW 900 kDa) were deposited on aluminum foil to achieve the 100 / mi volume type that was being covered. The acrylated gelatin fibers were then deposited on PEO laying hens. The deposition time varied according to the volume of material being spun.
(Example 6: Image capture of nonwoven fabric sample and analysis of fiber diameter and orientation distribution)
Fabrics are 150, ul / min from a 15% by weight solution of elastin-mimetic peptide polymer produced by electrospinning. The inspection material was placed directly on the mirror and imaged to operate a directional illumination array, where the light microscope collimated using an an-axis system consisting of a diffuser and a beam splitter. Is done. Light microscopy passes through the sample and is reflected vertically off the mirror interface to the CCD camera. Specular reflection from the fiber interface does not reach the camera. Thus, irrespective of their taxonomic position within the fabric, the fibers simply block the light microscope, appear dark and are in focus. The captured image went through a split or thresholding in instruction to isolate the individual fibers from the background. In this process, a local contrast enhancement procedure was used to account for mitigation and ear thresholding skills. The analysis also required that the skeleton be skeletal in the image where the image and the backbone of the individual fibers corresponding to the pixels of the image were determined. Skeletoning requires generating a distance map of an image displaying the minimum distance from each pixel belonging to the object in the background. Thus, the highest value of the distal transform image correlates with the object center. The peak line then coincides with the axis or skeleton of the object. By manipulating the skeleton, the brightness from the fiber center to the background (distal) can be used to estimate the diameter all points along the skeleton, just as the guidance to follow the distal has changed the image. Can be determined. Similarly, fiber orientation is characterized by utilizing a string-tracking algorithm. And it tracks modified small segments of solid fiber. The details of these automated image analysis techniques have been defined elsewhere, as exercised on fiber networks in the form of nonwovens [Pourdayhimimi et al. (1999) Textile Res. J. 69: 233-236; Pourdayhimi et al. (2001) Textile Res. J. 71: 157-164]. Analysis of fiber diameter and orientation distribution was based on a minimum of 10 image fields obtained from at least two separate samples.
(Example 7: Stress in a tensile test of a nonwoven fabric-stock properties)
Uniaxial was an executed elastin-mimicking material on Texttechno Favimat, Harvard Stein AG KG, Germany. Dry samples were tested with a 5 mm / minimum expansion rate and an initial gage length of 10 mm. The maximum coverage of the load cell is 210 cN. A total of eight samples were analyzed.
[0079]
The uniaxial tension test of collagen / PEO material was performed on a Minimat 2000 (NJ to Miniature Materials Tester (Rheometric Scientific) Piscataway). The dry collagen-PEO fabric samples were tested at an expansion rate of 2 mm / minimum and with an initial gage length of 8 mm. The maximum coverage of the load cell is 20 N. A total of six samples were analyzed. Sample thickness was determined using a profilometer (Tencor Alphastep 500) with a conjugated difference product point along the sample and an average sample thickness of 0. 05 mm was obtained. The sample was a 5 mm wide cut.
[0080]
A miniature material tester Minimat 2000 (Rheometric, Scientific, NJ to Piscataway) was used to determine the tensile properties of the unmodified and modified elastin fabrics. The machine was operated in a tension displacement mode with a 20N load cell and a strain rate of 1 mm / min. Fabric sample (10 mm x 1.5 mm x 0.05 mm) 8 mm. Eight test materials were tested for each sample serving as a test specimen having a gage length of 1.0 and the average residue and tensile strength values were determined.
[0081]
(Example 8: instrumentation)
All 1H NMR spectra were recorded at room temperature on a Bruker AMX 500 spectrometer operating at a 1H resonance frequency of 500 MHz. 32 scans were taken for signal-to-noise averaging. A recirculation delay of 30 seconds was used to ensure a quantitative spectrum. In all, Case D20 was run as an internal standard, and a concentration of 10 mg / ml was hired.
[0082]
All solid state NMR studies were controlled at room temperature on a Bruker DSX 300 spectrometer operating at a Bruker double resonance MAS probehead a 300 MHz a'H resonance frequency.
A standard cross-polarization (CP) pulse sequence was employed under the conditions of Magic Angle Spinning (MAS). A spinning speed of 5 kHz was hired. The TOSS array was operated in conjunction with the CP to define a free antimicrobial spectrum in the rotating sideband [Dickson, W. et al. T. J. (1982). Chemical Phys. 77, 1800; Dickson et al. Magn. Reson. 49, 341]. A 4.5, we have a 90-1 pulse of 90, a 1 ms contact time, a 180 pulse of 9sS 180 and a re-circulation delay of 3 seconds, with 5000-16000 accumulated scan averaging for the signal. I was
[0083]
In learning collagen fibers, all 1H NMR spectra were recorded at room temperature on a Bruker AMX 500 spectrometer operating at an a′H resonance frequency of 500 MHz. Thirty-two scans were obtained for signal-to-noise averaging, and a 30 second recirculation delay was used to ensure a quantitative spectrum. In all, Case D20 was operated as if a 10 mg / mL internal standard and concentrate had been hired.
[0084]
All solid state NMR studies were controlled at room temperature on a Bruker DSX 300 spectrometer operating at a Bruker double resonance MAS probehead a 300 MHz a'H resonance frequency. A standard cross-polarization (CP) pulse sequence was employed under the conditions of Magic Angle Spinning (MAS). A spinning speed of 5 kHz was hired. The TOSS array was operated in conjunction with the CP to define a free antimicrobial spectrum with rotating sidebands.
An A of 20 4.5-gs'H 90 'pulse (1 ms contact time) 9-gs C 180' pulse, and a 3 second recirculation delay is due to the accumulation of 5000-16000 scans to average to the signal. Hired. * Direct Polarization (DP) test, 90 pulse length of 13C4 controlled by 1 s recirculation delay. 5, we and the 5 kHz MAS speed. For the DP test, 1024 scans were acquired.
[0085]
The 1H dipolar magnetization transfer test was controlled under static conditions (without magic angle sample spinning). Recirculation is postponed within 5 s, 4 90 90 pulse width. 5, we and 9 pulse widths of 180 1H, we operated. The timing diagram for the spin diffusion pulse sequence was reported elsewhere in detail. 21 A dipolar filters a select array of 12 90 pulses separated by 10, we delay was employed for 20 continuous loops to set the initial magnetization gradient. We scan 32 scans to 800 milliseconds accumulated for averaging and the signal that the spin diffusion time (tSD) was increased from one. Corrections for spin lattice relaxation during spin diffusion time were achieved by repeating the test with &num; dipolar filter circuit, n = 0 selection filter. The data obtained by and without the selection circuit was initially normalized with respect to the spectral intensity corresponding to the point and mobile domains. The ratio of IPEO (with selection) to IPEO (without selection) defined the spin diffusion data as a function of tSD.
[0086]
The CP sequence was added to the dipolar filter array in order to operate the dipolar filter to detect the chemical structure of the selected component. 4.5, We, 90 90 pulses and 1 ms contact time for this test (3 second recirculation delay) were operated. The test, under conditions of MAS with 5 kHz and spinning speed of 10, 000 controlled, scans taken signal to average.
[0087]
Temperature-controlled top turbidity measurements were recorded from an Amersham Pharmacia Biotech, Piscataway, NJ on an Ultraspec 3000 UV / visible spectrophotometer equipped with a programmable Peltier Cell and temperature controller. Inverted temperature transition of elastin-mimetic polypentapeptide and its acrylate-modified analog was monitored at 280 nanometers in ddH20 solution (concentration of 0; 5-0.7 mg / ml).
[0088]
Operated with an in-lens field emission scanning electron microscope (ISI DS-130FSchottky Field emission SEM, Yoke Electron Optics, Yoke, UK). And at exercised $ 5 or 25kV. (B), image of high-definition localization in 〜1,000 × and medium, 30,000 × magnification and high resolution, and high magnification image 100,000 ×) with very short dwell time. And digitally recorded without beam-induced damage. Fiber samples were deposited on silicon chips for SEM learning. The silicon chip was then mounted on an aluminum test material stub with silver paste. It was then degassed for 30 mines and coatings with a chromium 1 nanometer (Cr) ultra-thin film operating a Turbo Magnetron Sputter System of Denton DV-602.
[0089]
For transmission electron microscopy (triethylene melamine) imaging JEOL 1210, triethylene melamine was exercised at a voltage of 70 kV. Fiber samples were deposited on silicon chips and carbon-coated grids for scrutiny, and infectious EM training, respectively. The sample containing the silicon chip was then mounted on an aluminum test material stub with silver paste. It was then degassed for 30 mines and coatings with a chromium 1 nanometer (Cr) ultrathin film operating a Denton DV-602 Turbo Magnetron Sputter System.
[0090]
Visible light irradiation was performed using a DynaLume quartz halogen illuminator equipped with a heat shield obtained from Scientific Instruments. UV irradiation was performed by a UVP 8-Watt handheld model (model UVL-18) exercising at 365 nanometers.
[0091]
Bulk viscosity was determined using a silicone oil viscosity standard (Brookfield, Engineering Laboratories) and solution conductivity was determined to operate a conductivity flow cell (BIORAD, Hercules, CA).
[0092]
[Table 1]

[0093]
[Table 2]

[0094]
[Table 3]

[Brief description of the drawings]
FIG.
1A-1B show V, la, t and Vstop for various solution concentration (FIG. 1A) and correspond to the viscosity of an aqueous solution of elastin-mimetic peptide (FIG. 1B).
FIG. 2
Figures 2A-2D show elastin-mimicking spun from 5 wt% solutions at 50 Al (Figure 2A), 100 Sbl / ml (Figure 2B), 150 1 / ml (Figure 2C), 200 ul / ml. Prosecute SEM micrographs of peptide fibers (FIG. 2D) Migration ratio.
FIG. 3
Figures 3A-3D show elastin-mimicking spun from 10 wt% solutions at 50 ul / ml (Figure 3A), 100 l / ml (Figure 3B), 150 l / ml (Figure 3C), 200, l / ml. Prosecute SEM micrographs of peptide fibers (FIG. 3D) Migration ratio.
FIG. 4
4A-4D current SEM micrographs of elastin-mimetic peptide fibers are 50 ul / ml (FIG. 4A), 100 l / ml (FIG. 4B), 150 l / ml (FIG. 4C), and 15 at 200 l / ml. Centrifugation from wt% solution (FIG. 4D) Transfer ratio.
FIG. 5
5A-5D current SEM micrographs of elastin-mimetic peptide fibers are 50 jul / ml (FIG. 5A), 100, ul / ml (FIG. 53B), 150 Al (FIG. 53C), 200, ul / ml. The solution was centrifuged from a 20% by weight solution at a ml (FIG. 5D) transfer ratio.
FIG. 6
FIGS. 6A-6D show high resolution SEM (FIGS. 6A and 6B) and triethylene melamine (FIG. 6C and FIG. 6C) micrographs of elastin-mimetic peptide fibers spun from a 20% wt. 6D). And it is evidence of a twisted ribbon-like form.
FIG. 7
7A-7B show a 150% wt. Of 150% elastin-mimetic peptide. Ul / ml, SEM micrographs (Figures 7A and 7B) of a nonwoven spun from solution.
FIG. 8
FIG. 8 is a fiber diameter distribution within a nonwoven fabric spun from a 15% by weight solution of elastin-mimetic peptide at 150 l / ml.
FIG. 9
FIG. 9 is a fiber-oriented distribution within a nonwoven fabric spun from a 15% by weight solution of elastin-mimetic peptide at 150 μul / ml.
FIG. 10
FIG. 10 is a representative uniaxial stress-strain curve for drying a nonwoven fabric of elastin-mimetic peptide fibers.
FIG. 11
FIG. 11A is a diagram showing that 1H NMR spectra of elastin and elastin methacrylamide measured at room temperature in D2O (*) for 11A. The foamed region of the proton corresponding to the double bond, hectare, Hb is also shown for the elastin methacrylamide antimicrobial spectrum. FIG. 11B is a foamed version of the diagram between the two. 6 and 3.1 ppm. The spectrum discloses the rearrangement of the methylene proton oc to the (Hd) amino group following the methacrylylation at the significance (H). FIG. 12 is the 1 H NMR spectra of elastin and AME.
FIG.
The AME DOF is specified in brackets. An extended part of the spectrum between the two. 6 and 3.1 ppm. As the DOF increases, the Hd peak grows in brightness at the price of H'peak. DOF can be calculated from the area intensity of Hc and Hd peaks.
FIG. 13
FIG. 13 is an acrylic-modified elastin with temperature-dependent top turbidity measurement data and conjugated difference product order for functionalized elastin. The inversion transition temperature (T) decreases with increasing order of functionalization (DOF). DOF dictates the temperature at which fibers can be formed from the aqueous solution (the processing window). The temperature window to the left of Tt follows easily for fiber generation.
FIG. 14
FIG. 14 is a SEM micrograph of fibers spun from a 10% by weight AME (65) solution at room temperature. Transfer ratio = 50, ul / min, Photoinitiator = EY (3 parts by weight of protein content). Long uniform fibers are created by occasional triangular branching. Fibers in the diameter range from 300-500 nm have been created.
FIG.
FIG. 15 prosecutes SEM micrographs of fibers spun from a 15% by weight AME (of 65) solution at room temperature. Flowrate: = 1 / min of 50, Photoinitiator = EY, 3 parts by weight of protein content. Long uniform fibers are created by a flattened ribbon shaped form. Fibers of various diameter ranges are produced (generally from 300 nm-2 (um)).
FIG.
FIG. 16 is a 13C CP / MAS / TOSS spectrum of elastin-mimetic polypentapeptide, methacrylate-modified elastin and (23C) crosslinked elastin recorded at room temperature. Contact time and spinning speed = lms, 5 kHz, = (r / 2X). The Cb of the antimicrobial spectrum for the disappearance of peak Ca and the cross-linking material discloses complete cross-linking to either UV or 365 UV after irradiation with visible light. Peak labeled * are from a photoinitiator (Irgacure 2959 &commat;) was hired to bridge.
FIG.
FIG. 17 is the degree of cross-linking of AME (88) as determined by 13C NMR of solid state physics as a function of irradiation time. The data was charged as the standard deviation of the mean.
FIG.
FIG. 18 (A) is a stress-strain curve of a fabric sample uncrosslinked with a bridge of elastin methacrylamide in the dry state. Cross-linking increases the tensile strength and remainder of the sample. FIG. 18B is a stress-strain curve for a dry hydrated (O) AME (65) hydrated elastin methacrylamide fabric sample at 1 mm / minimum room temperature measured at strain rate.
FIG.
19A-19D are SEM micrographs of collagen-PEO (1: 1) fibers spun from a 2 wt% acidic solution at a flow rate of 100 L / minimum and with different NaCl concentrations: FIG. 19A, 15 mM FIG. 19B, 25 mM NaCl, 5 kX magnification; FIG. 19C, 34 mM NaCl, 2 kX magnification; and FIG. 19D, 68 mM NaCl, 5 kX magnification.
FIG.
FIGS. 20A-20D are SEM micrographs of collagen-PEO (1: 1 (w / w) 34 mM NaCl), with fibers in conjugated differential product transfer ratio (uL / minimum) of 2 wt% acidic solution. 20A (25); 20B, 75; 20C (100); and 20D (150).
FIG. 21
FIG. 21 is a 13C MAS spectrum of collagen, PEO and 1. Two collagen-PEO mixed fabrics. The CP antimicrobial spectrum of the mixture appears to be a single polymerization of the CP antimicrobial spectra of PEO (*) and collagen (C). The DP antimicrobial spectrum of the mixture (DP distinguishes against the more rigid components) indicates that PEO is very mobile in the sample compared to collagen at thermometry (24 C).
FIG.
FIG. 22A is a 1 1 H NMR antimicrobial spectrum. Two collagen-PEO fabrics are shown before and after the dipolar filter application. The dipolar filter removes the broader component of the antimicrobial spectrum and keeps the narrower component. FIG. 22B is a 13C CP / MAS / TOSS spectrum before and after the dipolar filter application method. After the selection, only the PEO resonance is retained, proving that an effective selection of the mobile components was achieved using a dipolar filter. +
FIG. 23
FIG. 23 defines the spin diffusion data for 1: 1 and 1: 2 collagen-PEO fabrics. The initial part of the curve, less than 9 ms corresponding to time, is shown in the inset. The data specifically illustrates the existence of the interface 1: no significant interface, 1 is mixed 1: 2 is mixed. The dashed line discloses the theoretical endpoint value for spin diffusion in the case of 1, 1 (1) and 1: 2 (z) intermingle.
FIG. 24
FIG. 24 shows 45 C.I. of double bonds in the gelatin methacrylamide system. The 1H NMR spectrum of the D20 gelatin and acrylate modified gelatin recorded by the company can be deduced from the presence of two new peaks in the antimicrobial spectrum.
FIG. 25
FIG. 25 is stress-strain data for crosslinked gelatin methacrylamide skins for varying photoinitiator concentration.
FIG. 26
FIG. 26 shows the maximum tensile strength of the irradiation time, the residual and the strain to failure of the hydrated sample as a function.
FIG. 27
FIG. 27 provides 13C CP / MAS / TOSS solid state physics spectra of gelatin methacrylamide and cross-linked gelatin methacrylamide (MAS rate = 6 kHz).
The inset performs resonance from the overlapping carbon (b). The antimicrobial spectrum of the crosslinked sample was collected on a skin sample illuminated under visible light for two hours.
The disappearance of the double bond indicates complete crosslinking of the sample.
FIG. 28
Figures 28A-28B depict a non-woven cross-linked tube of gelatin methacrylamide (Figure 28A) prior to hydration and in a hydrated state (Figure 28B). Fourteen 5 cm mm tubes are shown.
FIG. 29
FIG. 29A is a diffusion profile obtained from PFGNMR in which measurement for changing the diffusion time of the magnetic field gradient is shown as a function. FIG. 29B shows that the 1000 ms profile of (a) of parameter α 2 (5) remakes γ 2 # 2G2 α It was done. The data was tied to a Gaussian distribution of pore sizes.
FIG. 30
FIGS. 30A-30B specify a comparison of data between natural classes. And, an electrospun fabric was created in the wrap enzyme. FIG. 30A shows a human bone artery, Roach M. et al. R. Data from Barton L. (1957) Can. J. Biochem. This is Physiol's stress-strain. 35: 681, 1957. FIG. 30B shows the stress-straining of the cross-linked collagen. The elastin fabric was created by electrospinning. The mechanical behavior of the forged material qualitatively mimics the origin of a natural artery.

Claims

A fiber, fiber network or nonwoven fabric comprising at least one crosslinked protein selected from the group consisting of elastin, elastin mimetic protein, gelatin and collagen.

The fiber, fiber network or non-woven fabric of claim 1, further comprising a synthetic polymer.

The fiber, fiber network or non-woven fabric according to claim 2, wherein said synthetic polymer is a water-soluble polymer.

The fiber, fiber network or non-woven fabric according to claim 3, wherein said water-soluble polymer is poly (ethylene oxide).

The fiber according to any one of claims 1 to 4, wherein the crosslinked protein is formed from a functionalized protein, and the functional group is selected from the group consisting of an acrylamide moiety, a methacrylamide moiety, and a vinyl group. Network or non-woven fabric.

6. The fiber, fiber network or non-woven fabric according to claim 5, wherein the functional moiety is a vinyl group or methacrylamide, and the crosslinking is mediated by a photoinitiator and light irradiation.

The fiber, fiber network or non-woven fabric according to claim 4 or 5, wherein the crosslinking is mediated by glutaraldehyde.

6. The fiber, fiber network or non-woven fabric according to claim 5, wherein said fibers are present as alternating layers of cross-linked collagen and cross-linked gelatin.

6. The fiber, fiber network or non-woven fabric of claim 5, wherein the fibers are present as alternating layers of cross-linked collagen and cross-linked elastin or cross-linked elastin mimetic protein.

11. The fiber, fiber network or non-woven fabric of claim 10, wherein the protein is cross-linked after layering the cross-linked collagen and cross-linked gelatin.

11. The fiber, fiber network or non-woven fabric according to claim 10, further comprising living cells.

The living cells are selected from the group consisting of endothelial cells, smooth muscle cells, fibroblasts, stem cells, chondrocytes, osteoblasts, or human or animal cells transformed or transfected to produce a protein of interest. 12. The fiber, fiber network or non-woven fabric of claim 11, which is selected.

The fiber, fiber network or non-woven fabric according to claim 3, wherein the fiber is composed of cross-linked collagen and poly (ethylene oxide).

14. The fiber, fiber network or nonwoven fabric of claim 13, further comprising at least one therapeutic compound.

15. The fiber, fiber network or nonwoven fabric of claim 14, wherein said at least one therapeutic compound promotes wound healing.

16. The fiber, fiber network or non-woven fabric according to any of claims 4 to 15, wherein said fiber network or non-woven fabric is made as a planar sheet or tubular conduit.

Use of a fiber, fiber network or non-woven fabric according to any of claims 2 to 16 in making a medical implant or wound dressing having improved biocompatibility over non-living material implants.

18. The use according to claim 17, wherein the medical implant is a skin, vein, artery, ureter, bladder, esophagus, intestine, stomach, heart valve, myocardial or tendon graft.

18. The use according to claim 17, wherein the implant is used to enhance closure of a surgical incision.

18. The use according to claim 17, wherein the surgical incision is associated with a lung biopsy or intestinal anastomosis.