液体 - コーナンクリアビュー株式会社

液体

Volume sulle comunicazioni sulla natura

Nature Communications volume 13、記事番号: 5035 (2022) この記事を引用

7817 アクセス

10 件の引用

134 オルトメトリック

メトリクスの詳細

非圧縮性出血は、外傷による高い死亡率の原因となる、まだ解決されていない臨床課題です。出血中の急速な加圧血流は、止血剤の機能と完全性、および生体接着性シーラントの接着を損ないます。今回我々は、機能性液体を注入したマクロ多孔質の強靱なキセロゲルで形成された、生体からインスピレーションを得た微細構造生体接着剤の設計と性能を報告する。キセロゲルは全血などの界面液を迅速に吸収して血液凝固を促進する一方、注入された液体は界面の結合、密閉、および抗菌機能を促進します。それらの相乗効果により、生体接着剤は、圧縮を必要とせずに、生体外のヒトおよびブタの組織および多様な人工表面に強固な接着を形成し、オンデマンドの即時除去および保存安定性を実現します。我々は、非構造化対応品や市販製品と比較して、ラットとブタにおける止血効果と生体適合性が大幅に向上していることを実証しました。この研究は、生体接着剤および止血シーラントの開発に新たな道を開きます。

制御不能な出血は外傷による死亡の 30% 以上を占めています 1,2。多大な研究努力にもかかわらず、創傷部位から急速に加圧された血流が生じる非圧縮性の深く狭い出血の治療には重大な課題が残されています3,4。トロンビンやカオリンなどの止血剤のみに依存して血液凝固を促進する一般的な戦略は、凝固速度の遅さや凝固障害によって制限されます5。代替戦略は、出血部位を物理的にブロックする生体接着性シーラントです6、7、8、9、10。界面流体の除去は、生体接着剤の接着形成とシール性能にとって重要です11。しかし、既存の生体接着剤は、その非多孔質構造およびナノ多孔質構造のため、界面で加圧された血液を急速に除去するのに時間がかかり、効果がありません 12、13。ポイントオブケアや緊急治療室では、使いやすさや保管の安定性など、見落とされがちな他の要件も課せられます1。これらの課題に対処するには、非圧縮性出血に対する新しい設計と材料が必要です。

自然界では、一部の海洋生物は、微細構造構造と注入された液体を特徴とする接着剤を使用して、生物汚れが付着した表面に付着します。例としては、微多孔構造を備えたイガイのプラーク 14 や、接着性液体の貯蔵と送達のための腺チャネルを備えた扁形動物 (図 1a) 15 が挙げられます。これらの微細構造生体接着剤は、多孔質構造や浸潤液体を持たないシアノアクリレート、フィブリン接着剤、ヒドロゲルベースの生体接着剤などの臨床で使用される生体接着剤とは対照的です。ムール貝からヒントを得たカテコールベースの接着剤は、適度な湿潤接着力を形成しますが、多孔質構造を模倣するものでもありません14。これらの非構造化/均質な設計は、漏れを回避し、密封に有利になる可能性がありますが、その結果、界面流体を吸収して操作する能力が制限されます。このような制限は、急速に加圧された血液が止血剤を洗い流し、本質的に脆い形成不良の血栓を破壊する可能性があるため、出血状態では有害です17、18、19。界面流体は材料の接着を阻害しますが、非構造化生体接着剤は、たとえ乾燥マトリックスや疎水性の反発液体が使用されたとしても、遅い拡散プロセスと多量の血液成分のため、これらの流体を迅速に除去することができません8,20。したがって、加圧された血流を吸収して抵抗することは、非圧縮性出血の治療における止血技術にとって極めて重要です。

a 接着性と液体試薬の輸送のために相互接続された微細孔を含む海洋生物の概略図。 b 血液にさらされた基材に接着する LIMB の概略図。 c LIMBが界面液を取り込み、機能性液体を分泌し、血液を凝固させ、それによって接着、止血、および封止機能を提供できることを示す概略図。 d 部分的にFITC標識キトサン機能性液体（緑色）で満たされた、微小孔を含むローダミン標識LIMB（赤色）の共焦点画像。 e 2 M または 5 M PAAm を含む LIMB の表面および内部細孔のサイズ。 f – h PAAm含有量を変化させたLIMBの応力-伸張曲線（f）、破壊エネルギー（g）、および破面凝集長（h）。 e、g、h の値は平均 ± sd を表します (e では、2M-LIMB 表面では n = 40、2M-LIMB 内部では 20、および e では 5M-LIMB 表面および内部では 30、n = 4 in g、h、実験は独立して 3 回繰り返され、d) についても同様の結果が得られました。

自然界の微細構造接着剤から着想を得て、ここでは非圧縮性出血を止めるための液体注入微細構造生体接着剤 (LIMB) をベースとしたシーラントを提案します。このような生体接着剤は、圧縮を必要とせずに強力な生体接着を形成しながら、全血を迅速に吸収して凝固させることができ、血圧に抵抗し、出血部位を密閉します（図 1b ～ d）。これらは、既存の非構造化生体接着剤 (NB) とは異なり、マクロ多孔性止血キセロゲルに機能性液体を注入することによって形成されます。止血キセロゲルは丈夫で生分解性があり、血液凝固を促進する作用があります。そのマクロ細孔は、急速な対流と全血などの界面流体の効率的な除去を促進します。機能液を配合することにより、汎用的な粘着性、抗菌機能、保存安定性を実現し、容易に導入することが可能です。我々は、臨床で使用されている対応物と比較して、ラットおよびブタにおけるLIMBの止血効果と生体適合性が大幅に改善されていることを実証します。 LIMB は、再出血を引き起こすことなく、オンデマンドで即座に取り外すこともできます。

LIMB の設計基準には次のものが含まれます。 (i) マトリックスには、赤血球などの血液成分の寸法 (6 ～ 8 μm) を超えるマクロ孔 (約 100 μm) が含まれている必要があります。 (ii) マトリックスは細孔に耐えられるほど丈夫であり、界面液を自発的に吸収できるように乾燥している必要があります。 (iii) 注入された液体は、生体接着のための強力な界面結合を促進し、繰り返しの使用および保管のためにマトリックス内で安定した状態を維持する必要があります。これらの設計基準に従って、LIMB マトリックスとしてマクロ多孔質の強靱なキセロゲルを合成し、テストします。モデルのキセロゲルは、共有結合で架橋されたポリアクリルアミド (PAAm) と物理的に架橋されたキトサン 21 で、凍結乾燥を使用して形成されます。 PAAm は酵素的に分解可能なメタクリル酸ゼラチン (GelMA) で架橋されていることに注意してください 22、23、24。 PAAm は伸縮性のあるネットワークを提供し、物理的に架橋されたキトサンは変形時にエネルギーを散逸できます。凍結乾燥後のキセロゲルは乾燥し、キトサン、N-(3-ジメチルアミノプロピル)-N'-エチルカルボジイミド (EDC)、および N-ヒドロキシスクシンイミド (NHS) を含む接着機能液が部分的に注入され、キセロゲルとのアミド結合形成を促進します。組織（補足図1）。特定の用途のニーズに応じて、注入された液体には、細菌感染を避けるための抗菌剤などの他の機能成分も含まれる場合があります。製品はすぐに展開されるか、使用前に -80 °C で保管されます。

最初の設計基準を満たすために、ポリマー濃度とゲル化条件を最適化することで LIMB の微細構造を設計します。キトサンを 1.5% w/v に固定していますが、PAAm 濃度を 0.5 M (2.1% w/v) から 5 M (21% w/v) まで変化させます。得られた生成物は、xM PAAm濃度に従って「xM-LIMB」と表示されます。走査型電子顕微鏡（SEM）イメージングにより、得られたキセロゲルの表面と内部構造が明らかになり、-20°Cの凍結および凍結乾燥後のLIMB内に相互接続されたマクロ細孔の存在が確認されました（補足図2a）。 2M-LIMBの細孔サイズは約200μmで、5M-LIMBの細孔サイズより10〜50倍大きく（図1e）、PAAm濃度と細孔サイズの間に反比例の関係があることを示しています。 2M-LIMB の多孔質構造はマトリックス全体で均一ですが、5M-LIMB にはバルクよりもはるかに小さな表面細孔が含まれています（図 1e）。注目すべきことに、断面図は5M-LIMBの中心に不均一な相分離を示しています（補足図2b）。これらの発見は、5M-LIMB の高い剛性と固形分含有量、および表面での急速な冷却により、氷結晶の成長とその結果生じる細孔サイズが制限されることに起因すると考えられます。

マクロ多孔質構造は多くの場合破裂しやすいですが、丈夫で細孔の影響を受けにくいマトリックスによって回避できる可能性があります 25,26。この点をテストするために、純粋なせん断テストを実行して、LIMB の靭性と細孔感度を特徴付けます。リン酸緩衝食塩水（PBS）中での平衡後、LIMBは1500 J m-2を超える高い破壊エネルギーと大きな変形性（伸び限界>6）を示します（図1f、gおよび補足図3）。高い靭性は、最大210％ひずみまでの繰り返し引張試験下での大きなヒステリシスループでも確認されます（補足図4）。 LIMB が部分的に脱水された場合でも散逸特性は維持されます。これらの特性は、軟骨や血管などの軟組織/臓器や、以前の研究で完全に膨潤した強靭な接着剤を超えています12、27、28。キセロゲルの機械的性能は、水素結合がかなりのエネルギーを散逸させ、膨潤に抵抗する二重ネットワーク設計に起因すると考えられます 21,25。

欠陥としての細孔に対する感受性をさらに定量化するために、破壊靱性 (Γ) を公称応力下の面積である破壊仕事 (\({W}_{f}\) で割ることにより、きず感受性の臨界長を推定します。 -ストレッチカーブ）29． LIMBの臨界長さは約5 mm（図1h）であり、内蔵マクロ孔のサイズよりも1桁以上大きくなります。この結果は、LIMB がマクロ細孔や破壊の影響を受けず、2 番目の設計基準を満たしていることを意味します。

もう 1 つの重要な機械的特性は剛性であり、組織表面に対する LIMB の適合性を決定します。キセロゲルは水和に敏感であるため、さまざまな量の粘着性機能液を注入して LIMB を形成し、ヤング率をテストします。 25％の水和（つまり、LIMBの25％の体積が注入された液体）の場合、2M-LIMBは5M-LIMB（100〜200 kPa）よりもはるかに低いヤング率（20〜70 kPa）を示します（補足図4）。。弾性率が 100 kPa 未満の場合、柔らかい材料はより粘着性になるという Dahlquist の基準に従って、さらなる調査のために 2M-LIMB をデフォルト構成として選択します。

LIMB のマクロ多孔質で脱水された性質により、界面流体の取り込みが可能になり、加速される可能性があります。 LIMB と NB の界面流体吸収の速度と容量を特徴付けます。 LIMBは、乾燥状態または湿潤状態のいずれかでのNBの拡散支配メカニズムと比較して、大きな細孔からの毛細管吸引により液体を急速に吸収します（図2a）。細孔径と体液の取り込みとの相関関係は、ウォッシュバーンの法則 11 に従って理解できます。 LIMB が界面流体を吸収する時間は次の式で求められます。

ここで、 \(h\) は流体層の厚さ、 \(\eta\) は流体の粘度、 \(\gamma\) は流体の表面張力、 \(\theta\) は接触角、 \(\varPhi\) と \(R\) は、それぞれマトリックスの気孔率と細孔サイズです。測定結果から \(\varPhi \propto {R}^{1/5}\) (補足図 5) がわかるように、液体を吸収する時間は \({R}^{-7/5}\ に比例します) ）。細孔が大きくなると液体の取り込みが加速するという指摘は、我々の結果とよく一致します。

a 液体吸収動態。 b 接着形成速度論。 c NB と LIMB の実効拡散率。 d 全血を吸収した後の異なる表面細孔サイズを持つ LIMB を示すデジタル写真と赤色シグナル分布 (挿入写真)。 e 全血を吸収する前後の LIMB を示す SEM 画像。 f 表面細孔サイズの関数として表した、血液露出表面上の接着エネルギー。 g LIMB および NB に配置された全血の凝固動態。指数値が低いほど、血液凝固の程度が高くなります。 h 肝臓の表面と内部のさまざまな湿潤シナリオを示す概略図。 i 圧力を加えない状態での、乾いた肝臓表面（カプセル）と濡れた肝臓内部（実質）における NB と LIMB の接着エネルギー。 j 圧力を加えない場合の、血液に露出した肝臓表面上の接着エネルギー。 a、b、f、g、i、j の値は平均 ± sd を表します（a、b では n = 3、f、i、j では n = 4、g の NB では n = 6、LIMB では 4。実験は独立して 4 回繰り返され、e) についても同様の結果が得られました。統計的有意性および P 値は、両側 t 検定によって決定されました。

接着に対する界面流体の影響をさらにベンチマークするために、界面での PBS の厚さを変化させながら、コラーゲンケーシング上の LIMB の接着エネルギーを測定します。コラーゲンのケーシングは組織表面を模倣しており、生理学的関連性を考慮して粘液の厚さに合わせて界面液を正確に制御できます 31。接着を開始する時間 (\({t}_{{{{{{\rm{ad}}}}}}\)) は、界面流体の厚さ (\ ({H}_{{{{{\rm{if}}}}}}\)) ～ 250 μm。 \({H}_{{{{{{\rm{if}}}}}}}\) が ~750 μm まで増加すると、\({t}_{{{{{{\rm{ad}} }}}}}\) は 130 秒まで延長されました (図 2b)。対照的に、NB は 420 秒以内に接着を形成しません。接着は界面流体の除去時に開始されるため、有効拡散率は次のように推定できます。

LIMBの拡散率は〜4.2\(\times\)10−9 m2/sであり、NBの拡散率よりも30倍高いです（図2c）。

全血は血球や凝固能力の点で他の体液とは異なるため、LIMB と血液の間の物理的および止血的な相互作用を研究します。まず、血液吸収能力を表面細孔径の関数として調べます。予想どおり、より大きな孔を持つ 2M-LIMB は全血を吸収しますが、5M-LIMB は小さな孔と血球間の立体相互作用により血漿のみを吸収します。この発見は、赤血球 (RBC) の指標である赤色信号を 2 つのテスト条件間で比較することによって裏付けられます (図 2d)。 SEMイメージングにより、RBCが多孔質マトリックスの深さ全体にわたって2M-LIMBに存在することが明らかになりました（図2eおよび補足図6）。血液吸収の下流効果は、2M-LIMBが肝臓によりよく接着するという事実によって確認されます（図2f）。これらの結果は、大きな開いた細孔が血球を効果的に吸収し、生体接着を促進できるという我々の仮説を裏付けています。

LIMB のもう 1 つの利点は、LIMB マトリックス付近およびその内部で血液凝固を促進できることです。この凝固能力は、以前に報告されたプロトコル 2,32,33,34 に従って、血栓内にない遊離 RBC の量を反映する血液凝固指数で定量化されます。血液凝固指数は、血栓形成の程度と反比例します。 LIMBと全血が接触すると数秒以内に凝固が起こることがわかりました（図2g）。止血機能が知られている同じキトサンポリマーが存在するにもかかわらず、この現象はNBでは見られません。したがって、我々は、吸収された血液中の赤血球および血小板と接触して濃縮し、したがって凝固カスケードを実質的に加速する、LIMBマトリックスの多孔性および脱水特性の違いに寄与する35。止血以外にも、後で示すように、血栓形成は LIMB 内の孔を塞いでシール性能の膜貫通漏出を回避するのに役立つ可能性があります。凝固能力により、LIMB は、従来の研究における物理的バリア効果のみに依存する生体接着性シーラントと区別されます 7,8。

多くの組織表面は、粘液や血液などの生物学的物質で汚れたり覆われたりしているため、生体接着剤の性能が損なわれます。肝臓を例に挙げてみましょう。外側の部分であるグリッソン嚢は、外傷性および外科的条件下では血液で覆われている可能性がありますが、その内側の部分である実質は粘性のある間質液で層になっています（図2h）。圧縮なしでこれらの表面上で LIMB の生体接着性能をテストし、NB と比較します（補足図 7）。乾燥した器官カプセル表面では、LIMBの接着エネルギーはNBの接着エネルギーの2.4倍です（図2i）。湿潤実質ではより高いコントラストが見られ、LIMB の接着エネルギー約 40 J m-2 は、NB の約 9 J m-2 より 4 倍以上高くなっています。器官被膜よりも実質上の接着力が弱いのは、実質がより脆弱であるためである可能性があることに注意してください。表面が血で汚れている場合も、同様の結論が得られます。血液成分がNBと組織との接触を阻害すると、NBの性能が低下します。 LIMB では、上に示したように血液を効果的に吸収して除去できるため、そのような減少は観察されません (図 2j)。

肝臓以外にも、LIMB はさまざまな表面で圧縮することなく、強力かつ普遍的な接着を実現できます。たとえば、LIMBとブタの皮膚の間の接着は、加えられた圧力（0〜8 kPa）に依存しません（図3a）。同様の接着性能は、圧力の有無にかかわらず、ヒトの大動脈やブタの心臓などの他の組織でも見られます（図3b）。実証として、LIMBは、圧縮を必要とせずに、血液にさらされたブタの心臓に安定した接着を形成します（補足図8および動画1）。組織に加えて、LIMB はヒドロゲルやエラストマーに対しても非圧力接着力を示します (図 3b)。圧力をかけなくても、LIMB はフィブリン糊や医療用テープを上回る強力な接着力 (10 ～ 20 J m-2) を達成できます 21,27。試験したヒドロゲルの中で、ゼラチンヒドロゲルはもろすぎるため、接着形成のための圧縮に耐えることができません。強固な非圧力接着力は、LIMB の独特な構造によるものです。キセロゲルマトリックスは界面流体を自発的に吸収し、注入された液体の助けにより基材との緊密な接触と強力な結合を形成します。この機能により、さまざまな医療および工学環境で LIMB を幅広く活用できるようになります。

LIMB は、低圧力範囲では圧力の影響を受けません。 b 初期接着力を形成するために圧力 (約 60 kPa) を加えた場合と加えなかった場合の、さまざまな基材に対する接着性能。組織サンプルが入手できないため、圧力によるヒト大動脈の癒着は測定されませんでした。 c 水和状態の関数としての接着エネルギー。 d 抗菌機能液としての塩化ベンザルコニウム (BZK) は、緑膿菌および黄色ブドウ球菌の LIVE/DEAD アッセイで証明されているように、抗菌機能を備えた LIMB を可能にします。 e 生存率および f LIMB と BZK を負荷した LIMB の間の生細胞付着の比較。 g 異なる接着剤中で保存した場合の EDC 半減期。 h 注入液にはリザーバー効果があり、繰り返し接着が可能です。 i 注入された液体は LIMB 内で低温で保管できるため、保存期間を長くすることができます。 a〜c、e〜iの値は平均±sdを表します（a〜c、g〜iの場合はn = 4、e、fの場合はn = 12）。統計的有意性および P 値は、2 つのグループ間の比較については両側 t 検定によって決定され、複数のグループ間の比較については事後 Tukey 検定による一元配置分散分析によって決定されました。

LIMB のパフォーマンスと機能は、注入する液体によって調整できます。界面流体の取り込みが接着に影響を与えることが上で示されたように、注入された液体の量または水和状態が LIMB の接着性能に影響を与える可能性があると仮説を立てています。湿ったブタの心臓に、異なる量（0〜100％）の接着機能液をLIMBにロードしてテストします（図3c）。 0%水和LIMBの場合、最初は乾燥したLIMBの表面に粘着性機能液を塗布し、すぐに組織に塗布します。予想通り、接着エネルギーは水和状態に反比例します (図 3c)。同様の相関関係が接着形成速度と水和状態の間に見られ、0％水和LIMBは接触すると濡れたティッシュと即座に接着を形成しますが、100％水和LIMBはそうではありません（補足図9）。接着機能液の粘度は接着性能を損なうように見えますが、その役割は機能液の配合量に比べてそれほど重要ではありません（補足図10）。

注入された液体は、LIMB を機能化することもできます。我々は、多くの手術環境で求められる抗菌機能を実現するために、LIMB に抗菌剤である 5% 塩化ベンザルコニウム (BZK) をロードすることでこの可能性を実証します 36 (図 3d)。 BZKを含むLIMBを2つのモデル病原性細菌である緑膿菌と黄色ブドウ球菌に曝露することにより、抗菌機能と防汚機能をテストします。元のLIMBと比較して、BZK-LIMBはより顕著な細菌死滅効果と付着阻害効果を示します（図3e、f）。結果は、液体浸透設計による LIMB の調整可能性とモジュール性を示しています。

LIMB のユニークな設計は、使いやすさとストレージに関する重要な変換上の考慮事項に対処するのにも役立ちます。液体とマトリックス間の化学反応を最小限に抑えることは、LIMB の使用期間を延長し、安定性を長持ちさせるための前提条件です。この目的を達成するために、LIMB のマトリックスと注入液は両方ともキトサン (第一級アミンが豊富) をベースに選択されています。したがって、カルボジイミド反応は起こりません。この点をテストするために、比較のためにアルギン酸塩 (カルボン酸が豊富) から作られた別の LIMB も準備します。キトサンおよびアルギン酸ベースの LIMB には、同じ粘着機能液体 (キトサン、EDC、および NHS) が充填され、密閉容器内で 4 °C で保管されます。我々は、ブタ皮膚上の LIMB の接着エネルギーを保存期間の関数として特徴付けます。キトサンベースのLIMBは、24時間後でも接着性を維持します（補足図11）。保管温度が上昇すると、LIMB の安定性が低下する傾向があります。室温で保管された LIMB の接着エネルギーは保管期間とともに減少しますが、これは EDC などの接着剤の加水分解と関連している可能性があります。それにもかかわらず、保存された LIMB は 6 時間にわたってかなりの接着性を維持し (補足図 12)、ほとんどの外科手術を満足します。比較すると、アルギン酸ベースのLIMBは、注入された液体がカルボジイミド反応を介してアルギン酸ベースのマトリックスと反応するため、はるかに短い半減期を示します（図3g）。 NB の場合、粘着力の低下は粘着試薬の不足に起因すると考えられます。

適合性が確認されたことにより、LIMBは貼り直しや長期保存においても粘着力を維持できることが期待されます。一方で、マクロ細孔に蓄えられた接着剤が表面に補充され、繰り返し接着が可能になります。再配置シナリオを模倣して、同じ 50% 水和 LIMB を新鮮なブタ肝臓に 3 回連続して付着させて接着エネルギーを測定します。 LIMB は、すべての繰り返しでかなりの接着力 (>30 J m-2) を維持します。対照的に、3回目の試行におけるNBの接着エネルギーは、1回目の試行時の接着エネルギーの1/6に減少します（図3h）。このような顕著な特徴により、最適な配置のために LIMB の位置を修正することができます。一方、LIMB は、治療薬や化学薬品の保管に一般的に使用される -80 °C で長期間保管できます。低温により接着剤の劣化が抑制され、LIMB 内での安定性がさらに向上します。この可能性をテストするために、圧縮を加えずに血液にさらされた肝カプセル上で保管した後の25％水和LIMBの接着性能を調べたところ、LIMBが90日間にわたって高い接着性を維持していることがわかりました（図3i）。これらの集合的な属性は、LIMB の利便性と使いやすさをサポートします。

当社では、一連の in vitro 試験と in vivo 試験を組み合わせて、出血制御における LIMB の安全性と有効性を評価しています。 LIMB には親水性 PAAm が含まれていますが、物理的に架橋されたキトサンネットワークによりハイブリッドネットワークの膨張を効果的に抑制できます。その結果、LIMBはPBSに浸漬してもほとんど膨潤を示さなくなりました（図4aおよび補足図13）。 PAAm ネットワークと生分解性キトサンに分解性架橋剤を組み込むことにより、LIMB は生分解性になります。生理学的レベルでリゾチームとコラゲナーゼを含む酵素溶液に曝露すると、LIMBの安定した分解プロファイルが観察されます（図4b）。生分解性は、切除や二次手術の必要性を避けるための止血用途に不可欠です 23,37。また、国際標準化機構 (ISO) 10993-5:試験管内細胞毒性標準に従って LIMB の細胞適合性も評価します。不死化ヒト声帯線維芽細胞（hVFF）が使用されます。インビトロ細胞培養は、7日間の培養を通じて98％を超える細胞生存率を示し、LIMBの細胞適合性を証明しています（図4c）。

a PBS での LIMB の腫れ。 b ヒドロゲルを PBS および酵素 (コラゲナーゼおよびリゾチーム) を含む PBS に曝露した場合の、経時的な残留ヒドロゲル重量。 c コントロールおよび LIMB の細胞の LIVE/DEAD アッセイ。コントロール: 標準的な 96 ウェルプレート上の細胞培養。 d 移植後 3 日、7 日、および 28 日後のインプラントとその近傍の組織を示す概略画像および組織学的画像。ここで使用したLIMBは、体積の25%に粘着機能液を注入した2M-LIMBです。 e 28日間にわたる主要臓器におけるLIMBからの分解産物の生体内分布。 FITC 標識 LIMB を使用して蛍光を示しました。 f 生体内分布からの経時的な平均蛍光強度。 e 破裂圧力の測定を示す概略図。 f 液体を注入した場合と注入しない場合の LIMB の破裂圧力。液体が注入されていない LIMB は目立ったシール機能を示さないのに対し、液体が注入された LIMB は妥当な破裂圧力で流れが通過するのに抵抗します。 g 硬い裏地を使用した場合と使用しない場合の 25% 水和 LIMB の破裂圧力。 a-c、f、h、i の値は平均±標準偏差を表します（a-c、h は n = 4、e、f は n = 2 匹の生物学的に独立した動物、注入液なしの場合は n = 5、注入ありの場合は 6） i 中の液体; 実験は独立して 4 回繰り返され、d) についても同様の結果が得られました。統計的有意性および P 値は、両側 t 検定によって決定されました。

LIMB の in vivo 生体適合性は、ラットに 28 日間皮下移植して検査され、NB と比較されます。外植片は移植後も物理的完全性を維持します（補足図14および図15）。組織学的切片には、組織とすべてのインプラントの間の界面にまれな異物型巨細胞を含む非常に薄いカプセルが示されています（図4d）。活動性または慢性炎症またはアレルギー性好酸球反応の証拠はありません。細胞適合性試験と一致して、結果は、LIMB と NB が in vivo で同等の最小限の炎症反応を引き起こすと結論付けています。 EDC の毒性は濃度に依存します。低濃度で使用した場合、EDC は重篤な毒性を誘発しないことがわかっています 23,27,38,39,40 (補足表 1)。 EDC の強力な接着効果と密閉効果を考慮すると、生命を脅かす状況の治療における EDC の利点は局所的な細胞毒性を上回ります。 EDC は、生体適合性があり、LIMB を生体組織に結合できると考えられているトランスグルタミナーゼ 41、酸化多糖 42、カテコール修飾生体高分子 43 などの他の生体接着剤で置き換えられる可能性があることも注目に値します。プラットフォーム技術としての LIMB は、さまざまな接着剤に対応するようにカスタマイズできます。

また、生体内での生分解を調査し、分解生成物の毒性を評価します。 FITC標識LIMBとIVIS生体内分布イメージングを使用することにより、28日間にわたるLIMBのクリアランス経路を計画します（図4e）。予想通り、クリアランスは主に肝臓と腎臓を介して行われます（図4f）。サイズのゆっくりとした安定した変化も観察されます（補足図15）。組織学的分析によると、28日目の時点で主要臓器に対する系統的毒性の兆候は見られず（補足図16）、長期移植に対するLIMBの安全性が示唆されています。

止血性能と生体接着性能の組み合わせにより、LIMB は体液の側方および膜貫通の流れをシールすることができます。マクロ多孔質構造は漏れを懸念しますが、LIMB 内に粘着性機能液が浸透すると、液体ゲート効果が得られ、確実にシールできる可能性があります 44,45。この点を証明するために、液体浸透の関数として LIMB の破裂圧力をテストします。細孔の25％に液体が注入されると、25％-LIMBは約66 mmHgの高い破裂圧力を示しますが、液体が注入されていないLIMBはほとんど密閉されません（図4g、h）。適切な密閉は、血液の漏れに対してマクロ孔を閉じる注入された液体によるものと考えられます。心臓組織でテストした場合、25%-LIMB は、剛性の裏当てサポートがある場合とない場合で、それぞれ約 95 mmHg と約 308 mmHg の破裂圧力を達成し、優れたシール性能を示します (図 4i)。 PBS に 8 日間以上浸漬した後でも組織への付着が持続することが示されているように、シールは延長されます (補足ムービー 2)。

市販の吸収性止血ゼラチンスポンジ SURGIFOAM (Ethicon) と比較して、生理学的関連性を備えたさまざまな動物モデルにおける LIMB の安全性と有効性を評価します。たとえば、小火器の発砲によって生じた入り口が小さい深い傷は、止血剤と出血血管との直接接触を制限します46。結果として生じる非圧縮性出血は、現在の止血技術では治療効果が限られています2,32。ラット肝臓容積欠損モデル（直径4 mm、深さ3 mm）を使用して、非圧縮性出血を止めるための移植可能な止血剤としてのLIMBの有効性を評価します（図5aおよび補足図17）。肝欠損には同じサイズのLIMBまたはSURGIFOAMを投与します。 LIMB の止血効果は、失血量の少なさ (99.8 mg) と止血までの時間の速さ (31.5 秒) で明らかです。 SURGIFOAM の 517.1 mg および 165.8 秒と比較して、当社の材料は両方の基準において全体で 5 倍の改善を達成しています (図 5b、c)。

a 圧力を加えないラットの肝臓容積欠損非圧縮性出血モデルの図。 b 失血と c 止血までの時間の比較。 d 2週間後のインプラントを示す組織像。「三角形」の記号は異物型巨大細胞を指します。「矢印」記号はリンパ球を指します。「星」の記号は好酸球を指します。 e-h 免疫応答の比較。 i ラット肝臓の深切開出血のイラスト。 j、失血、k、異なる止血剤間の止血までの時間の比較。 l ~120秒での止血後の接着強度の比較。 m 豚肝臓の深切開出血のイラスト。 n 失血と o、止血までの時間の比較。 b、c、e–h、i–l、n、o の値は平均±標準偏差を表します（b、c では n = 4、e–h では SURGIFOAM では n = 6、LIMB では 7、Gauze では n = 5）、コンバットガーゼ、および j、k の NB に対して LIMB および 6; l において n = NB に対して 6 および LIMB に対して 4; n、o においてガーゼに対して n = 7 および LIMB に対して 6; 独立したサンプル）。統計的有意性と P 値は、b、c、e – h、i – l については両側 t 検定、n、o については片側 t 検定によって決定されました。

急性反応に加えて、止血後 2 週間移植された材料を検査することによって、in vivo での長期生体適合性が評価されます (図 5d)。線維性被膜 (FC) の厚さ、異物反応の巨細胞密度、炎症反応のリンパ球密度、アレルギー反応の好酸球密度を含む、潜在的な免疫応答の 4 つの指標が使用されます。統計分析により、測定されたすべての指標において SURGIFOAM に対する LIMB のかなりの利点が実証されました。より具体的には、LIMB は薄い FC (約 53 μm)、非常に軽度の異物反応、最小限の炎症、およびアレルギー反応を誘発します。比較すると、SURGIFOAM は厚い FC (約 431 μm) と高度な異物反応と炎症反応を引き起こします。アレルギー反応は中等度ですが、LIMB の反応よりもかなり高いです (図 5e-h)。全体として、LIMB は、非圧縮性出血を止めるための埋め込み型止血剤として使用される可能性が非常に高いことが実証されています。

さらに、深切開出血の治療用に LIMB をテストします。ラットとブタの両方の肝臓切開モデルが使用されます。比較用にNB、標準ガーゼ、市販のコンバットガーゼ（QuickClot）も載せています。圧力非感受性止血をテストするために、止血鉗子を出血部位に安定して配置し、圧力を加えないでください。ラットモデルの場合、肝臓に長さ 7 mm、深さ 3 mm の切開を作成します。結果として生じる失血量は、NB、標準ガーゼ、コンバットガーゼなどの他の止血剤と比較して、LIMBの方が大幅に低くなります（図5i、jおよび補足図18）。半透明の外観のため、LIMB の止血までの正確な時間を測定することは困難です。テストされたすべての LIMB は 120 秒以内のチェックポイントで止血し、他の製品よりもはるかに迅速に止血しました (図 5k)。「プルオフ」テストを使用して、化学結合が形成される前の約120秒における出血肝臓へのLIMBの接着強度を測定します。 LIMBは毛細管吸引のみに基づいて損傷した肝臓にしっかりと付着し、NBよりも著しく高い接着強度を示します（図5l）。癒着の形成は、LIMB が界面血液をうまく除去したことを示しています。ブタモデルの場合、肝臓に長さ15 mm、深さ10 mmの切開が作成されます（図5mおよび補足図19）。ガーゼと LIMB の平均失血量は、それぞれ 69.5 mL と 17.1 mL です (図 5n)。また、両グループの 10 分間のカットオフタイム内の止血までの時間も観察します。成功した止血イベントは点で示され、失敗した止血は×で示されます（図5o）。 LIMB で治療した豚の傷害 6 件中 4 件は 10 分以内に止血しましたが、普通のガーゼで治療した豚の傷害 7 件中 2 件だけが成功しました。止血成功率はLIMBで66.7%、ガーゼで28.6%と2.3倍以上向上しました。総合的な結果は、深い切開部の出血を止める上での LIMB の有効性を証明しています。

LIMB はオンデマンドで即座かつ安全に除去できますが、これは既存の生体接着剤では満たされていないニーズです。 LIMB の接着には 2 つの段階があります。第 1 段階、つまり配置後のほぼ最初の 2 分間では、接着は主に LIMB の乾燥した細孔からの毛細管吸引によって生じます。これらの物理的相互作用は、LIMB を生理食塩水 (0.9% NaCl) で濡らすことで簡単に無効にすることができます。濡れた直後に傷ついた肝臓からLIMBを安全に剥がすことができることを示します（補足図20および動画3）。同様に、この方法は通常 1 ～ 2 分以内に決定される位置変更手順にも適用されます。 LIMB は水に濡らすと表面から簡単に剥がすことができ、また直接剥がすこともできます。

この時間枠を超えても、界面で形成された結合を切断する除去剤を使用して LIMB を除去することができます。 EDC により共有結合が 2 分後に現れ、約 10 分でプラトーになるため、除去剤が必要です。化学結合が形成されると、LIMB は単に濡らすだけでは組織から簡単に剥がれることはありません (補足ムービー 4)。酢酸溶液 (0.1 M) とリゾチーム溶液 (75 mg/mL) の 2 つの除去剤を示します。酢酸はこれらの結合を急速に破壊し、濡れた接着の原因となる界面および LIMB 内のキトサンネットワークを溶解することさえあります (補足ムービー 5)。使用した酢酸溶液は低濃度であり、その後生理食塩水ですぐに中和できることに注意してください。あるいは、リゾチームはハサミのように働き、キトサン鎖を切断します。リゾチームに 10 分間曝露すると、LIMB と損傷した肝臓の間の接着が著しく弱まります (補足ムービー 6)。注目すべきことに、酢酸またはリゾチームのいずれかを使用して LIMB を除去した後、再出血が観察されませんでした。インビトロ実験では、オンデマンドのLIMB除去に対する除去剤の有効性も確認されました（補足図21）。この現象は、出血部位を物理的にブロックするだけの既存の生体接着性シーラントよりも優れている、LIMB の凝固促進能力によるものであると考えられます。

この記事では、生体からインスピレーションを得た構造、強靭な接着剤、および液体浸潤を活用した、微細構造の止血生体接着剤の設計について説明しました。結果として得られる微細構造生体接着剤は、圧縮を必要とせずに、生物汚れが付着した表面に対して即座に強力な接着を形成することができます。生体接着剤は生分解性があり、実装が簡単で、長期保存でも安定しています。接着剤の機能は、注入された機能液によって容易に調整できます。これらの生体適合性と止血効果は、小型動物モデルおよび大型動物モデルにおける非圧縮性出血および深く狭い出血における失血量の減少によって実証されているように、いくつかの既存の止血剤および生体接着剤を上回っています。また、オンデマンドで即座に安全に削除することもできます。私たちは、報告された設計原理と材料システムが、出血を管理するための生体接着剤と止血材料の開発と応用を活性化すると期待しています。

すべての化学物質は購入し、さらに精製せずに使用しました。ヒドロゲル合成用の材料には、アクリルアミド (AAm、Sigma、A9099)、N,N'-メチレンビスアクリルアミド (MBAA、Sigma-Aldrich、M7279)、過硫酸アンモニウム (APS、Sigma-Aldrich、A3678)、テトラメチルエチレンジアミン (TEMED、Sigma- Aldrich、T7024)、キトサン (脱アセチル化度、DDA: 95%、中高分子量、Lyphar Biotech)、アルギン酸塩 (高分子量、I-1G、KIMICA Corporation)、重炭酸ナトリウム (Fisher Scientific、S233)、ナトリウム一塩基性リン酸塩 (NaH2PO4、Sigma-Aldrich、S8282)、二塩基性リン酸ナトリウム (Na2HPO4、Sigma-Aldrich、S7907)、酢酸 (Sigma-Aldrich、A6283)、塩化ベンザルコニウム (BZK、Fisher Scientific、AA4133914)。メタクリル酸ゼラチン (GelMA) は、以前に報告されたプロトコル 47 に従って合成され、分解性架橋剤として使用されました。接着実験用の材料には、N-(3-ジメチルアミノプロピル)-N'-エチルカルボジイミド塩酸塩 (EDC、Sigma-Aldrich、03450)、N-ヒドロキシスクシンイミド (NHS、Sigma-Aldrich、130672)、コラーゲンケーシング (Weston)、および VHB が含まれます。 (3メートル)。ブタの肝臓、心臓、皮膚の組織は地元の食料品店から購入しました。蛍光標識ヒドロゲルを合成するための材料には、フルオレセイン-5 イソチオシアネート (Thermo Fisher、F1907)、ローダミン B イソチオシアネート (Cayman Chemical、20653)、無水メタノール (Fisher Scientific、A412-1)、0.22 µm PES フィルター (Fisher Scientific、13100106) が含まれます。）、および 3.5 K MWCO 透析チューブ（Fisher Scientific、PI88244）。

まず、アクリルアミド粉末とキトサン粉末の両方を、それぞれ 3.3 mol/L および 2.5% で 0.2 M 酢酸に溶解しました。 GelMA を分解性架橋剤として AAm-キトサン溶液に 0.11% w/v の濃度で添加しました。キトサンの物理的架橋を誘導するためのゲル化溶液は、まず 0.1 M Na2HPO4 と 0.1 M NaH2PO4 を体積比 50:3 で混合し、続いて重炭酸ナトリウムを最終濃度 0.306 M まで添加することによって調製しました。APS を添加しました。開始剤として０．２２５％の濃度でゲル化溶液に添加する。両方の溶液を脱気し、体積比 3:2 (前駆体溶液対ゲル化溶液) で素早く混合し、ガラス型に注いで室温で一晩ゲル化させました。

まず、上記のプロトコールに基づいてNBを調製した。細孔を生成するために、まず NB を脱イオン (DI) 水中で 1 日間透析し、未反応の試薬を除去しました。 2M-キセロゲルは、まず透析したNBを-20℃の冷凍庫に24時間入れて氷の結晶を形成し、その後凍結乾燥することによって完成しました。 5M-キセロゲルの場合、前駆体溶液中のアクリルアミドの初期濃度が 8.3 M であったことを除いて、同じ手順が適用されました。0.5M-キセロゲルの場合、アクリルアミドとキトサンの両方の粉末が最初に 0.2 M 酢酸に 0.83 mol/L で溶解されました。それぞれ2.5%と2.5%です。 GelMA を AAm-キトサン溶液に 0.11% w/v で添加しました。次いで、ＴＥＭＥＤを０．５％の濃度でポリマー溶液に添加した。 APSを0.625%の濃度で脱イオン水に溶解して、開始剤溶液を形成した。溶液を４℃に冷却して、凍結する前に重合を遅らせた。次に、溶液を 3:2 の体積比 (前駆体溶液対開始剤溶液) で素早く混合し、あらかじめ冷却した (-20 °C) ガラス型に注ぎました。 -20℃で24時間のインキュベーション期間後、ゲルを型から取り出し、予冷(4℃)した0.306M重炭酸ナトリウム溶液中で解凍した。次にゲルを最初に脱イオン水中で 1 日間透析して未反応試薬を除去し、その後凍結乾燥して LIMB マトリックスに使用するためのキセロゲルを形成しました。

アルギン酸塩ベースのキセロゲルは、まずアクリルアミドとアルギン酸塩の粉末を脱イオン水に溶解して、それぞれ 2 mol/L と 2.256% の濃度に達するように調製しました。ＭＢＡＡを０．０００６：１（ＭＢＡＡ対アクリルアミドの重量）の重量比でＡＡｍ－アルギネート溶液に添加して、前駆体溶液を形成した。ゲル化溶液は、6.87% CaSO4 および 3.58% APS を脱イオン水に溶解することによって調製されました。次いで、ポリマー前駆体とゲル化溶液を２つのシリンジに別々に移した。前駆体溶液とゲル化溶液の体積比は２４：１であった。どちらの溶液も使用前にシリンジ内で脱気しました。ＴＥＭＥＤを、混合する前に、０．００２８：１（ＴＥＭＥＤ対アクリルアミドの重量）の重量比で、脱気した前駆体シリンジに添加した。 2 つの溶液をシリンジコネクタで素早く混合し、ガラス製の型に注ぎました。次いで、架橋ヒドロゲルを-20℃の冷凍庫に24時間移し、その後少なくとも48時間凍結乾燥してアルギン酸キセロゲルを形成した。

接着機能液を得るために、最初に 2% キトサンを最終 pH 5 になるまで 0.14 M 酢酸に溶解しました。溶液は使用前に一晩撹拌されました。次いで、ＥＤＣおよびＮＨＳをそれぞれ２０ｍｇ／ｍＬでキトサン溶液に添加した。抗菌機能液を得るために、5% BZK を水に溶解し、一晩撹拌して室温で透明な溶液を生成しました。

LIMBは、機能性液体をキセロゲルに注入することによって調製されました。具体的には、まず室温でキセロゲルの片面に機能液を塗布した。機能性液体の体積は、キセロゲルの特定の体積分率に合わせて正確に制御されました。ピペットチップなどのアプリケーターを使用して、機能液体をキセロゲル表面に均一に分配しました。機能性液体は、介入なしにキセロゲルに自然に吸収されました。 5 ～ 10 分後、LIMB は使用できる状態になるか、長期保存のために -80 °C の冷凍庫に移されます。

全体として、キトサンを８０ｍＭの酢酸に溶解することによって、１重量％のキトサンを最初に調製した。溶液は、使用前に０．２２ｍｍのＰＥＳフィルターを通して滅菌した。等量の無水メタノールを濾過したキトサン溶液に添加し、室温で３時間撹拌した。使用前に混合物を脱気した。ローダミン B と FITC をそれぞれ 2 mg mL-1 と 1 mg mL-1 で無水メタノールに溶解しました。染色溶液をキトサン／メタノール混合物に撹拌しながら一滴ずつ加えた。反応媒体中の蛍光色素の最終濃度は、標識とD-グルコサミン残基の比率が1:50となるように制御した。反応は、暗所、室温で、ローダミン B 標識キトサンについては 18 時間、FITC 標識キトサンについては 1 時間持続しました。次に、ＮａＯＨ溶液（１ｍｏｌ／Ｌ）を使用して、溶液からキトサンを沈殿させた。沈殿物を収集し、脱イオン水に対して４日間透析した。

サンプルの多孔質構造は、電界放射型走査型電子顕微鏡 (F50、FEI) を使用してさまざまな倍率で画像化されました。 LIMB は、表面の導電性を高めるために、高解像度スパッタコータ (ACE600、Leica) を使用して 4 nm Pt でコーティングされました。細孔サイズは、ImageJ の測定ツールを使用して、サンプルの種類ごとに少なくとも 20 個の細孔を測定することによって分析されました。空隙率は、最初に SEM 画像をバイナリ画像に変換し、白いピクセルの数を黒いピクセルの数で割ることによって計算されました。血液吸収後のサンプルを画像化するために、SEM イメージングの前に、最初に CO2 超臨界点乾燥機 (CPD030、Leica) を使用してサンプルを脱水し、元の形態を保存しました。

ヒドロゲルの破壊靱性は、純粋なせん断試験を使用して測定されました。各試験では、一対のサンプル (幅 80 mm、厚さ 1.5 mm) を硬質アクリル製クランプに接着しました。 1 つのサンプルにはノッチがあり、もう 1 つはエッジノッチがありました。試験片の高さ (\(H\)) (つまり、2 つのアクリル製クランプ間の距離) は 5 mm でした。ノッチのないサンプルを、1 kN ロードセルを備えた Instron 機械 (モデル 5965) でひずみ速度 2 min-1 で引っ張り、応力-伸び (\(S-\lambda\)) 曲線を測定しました。ノッチ付きサンプルの場合、かみそりの刃によってサンプルの端に約 30 mm のノッチ長さが導入されました。ノッチ付きサンプルを破断するまで引っ張り、臨界伸長 (\({\lambda }_{{{{{\rm{c}}}}}}\)) を取得しました。以前の研究 48,49 に従って、破壊エネルギーはノッチのないサンプルの \(S-\lambda\) 曲線から次のように計算されました。

繰り返し荷重下での引張挙動を測定するために、キセロゲルを長さ 35 mm、幅 5 mm、厚さ 1.5 mm のストリップに切断し、Instron 機械 (10 N ロードセル) でテストしました。変位速度は１００ｍｍ／分であった。公称（工学的）応力は、力を初期断面積で割ることによって得られます。公称（工学的）ひずみは、長さの変化を元の長さで割ることによって得られます。

接着剤と基材を長さ 80 mm、幅 15 mm、厚さ 1.5 mm のストリップに切断しました。ある状況下で、150 μL のウサギ全血を基板上に均一に分配しました。接着剤をさまざまな基材と接触させ、密閉容器内で室温または 4 °C で 30 分間インキュベートした後、インストロン機械 (10 N または 1 kN ロードセル) を使用して剥離試験を行いました。試験前に、瞬間接着剤 (Krazy Glue) を使用して、硬質ポリエチレン (PET) フィルム (厚さ 100 μm) を基板の裏面と接着剤にそれぞれ接着しました。 90°剥離試験の場合、変位速度は 50 mm min-1 でした。試験片の接着エネルギーは、プラトーにおける平均力 (\({F}_{{{{{\rm{avg}}}}}}\)) を試験片の幅で割ることによって計算されました。

T 剥離試験の場合、変位速度は 100 mm min-1 でした。試験片の接着エネルギーは、\({F}_{{{{{\rm{avg}}}}}}}\) の 2 倍を試験片の幅で割ることによって計算されます。

人間の大動脈に関する癒着試験の場合、サンプルはマギル倫理委員会の承認後に Transplant Québec から提供されました。合計 4 つの下行胸部大動脈サンプルが 2 人の臓器提供者から抽出されました。ドナーの 1 人は、体重 86 kg、身長 162 cm の 66 歳の男性でした。死因は頭部外傷だった。ドナーは健康で病気もありませんでした。もう一人のドナーは、体重92kg、身長188cmの47歳男性でした。死因は脳卒中だった。

LIMB、NB、および乾燥 NB (風乾) の膨潤速度は、片面のみが液体と接触するようにサンプルを貯水器の表面に置くことによって測定されました。接触時間は室温で 1 ～ 7200 秒の範囲で変化しました。サンプル重量あたりの吸水率は \(\frac{{m}_{1}-{m}_{0}}{{m}_{0}}\) によって計算されました。ここで \({m}_{ 1}\) は吸収後の測定サンプル質量、\({m}_{0}\) は初期サンプル質量です。

NB および 25% 水和 LIMB の接着動力学は、修正されたラップせん断セットアップを使用して特性評価されました。接着剤とコラーゲンのケーシングは両方とも、最初に硬質の PET 基材に接着されました。次いで、ＰＢＳを平面上のコラーゲンケーシングに均一にコーティングして、液体バリア層を形成した。ＰＢＳを添加する前に、薄いパラフィルムをコラーゲンに貼り付けることによって、重なり合う領域の前面に１ｍｍの最初の亀裂を残した。 PBS の厚さは液体の体積によって制御されました。次いで、裏打ち付き接着剤を、圧力を加えずに、液体バリア層で覆われたコラーゲンケーシングと接触させた。接着剤とコラーゲンケーシングの重なり面積（幅×長さ）は20×20mm2となるように制御した。事前に決められた時間に、重ねせん断試験を実行して、線力 \(F\) (荷重力/幅) および公称ひずみ \(\バレプシロン\) (変位/長さ) 曲線を測定しました。接着エネルギーは次のように計算されました。

ここで \({\varepsilon }_{{{\max }}}\) は \(F\) が最大値に達したときの変位です。

凝固時間アッセイは、以前に報告されたプロトコールに従って実施されました2、32、33、34。このアッセイは、凝固中の赤血球の形状変化により、血栓内の赤血球は遊離赤血球に比べて高張状態で壊れにくいという事実に基づいています50。ＬＩＭＢおよびＮＢは、いずれも高さ５ｍｍ、直径１０ｍｍの円柱状に作製した。５０μＬの再石灰化ヒト全血（ＢｉｏＩＶＴから購入、ヒト血液１００μＬ当たり８μＬの０．２ＭＣａＣｌ２を添加）を遠心分離管中のサンプルに添加した。各サンプルは、15、30、60、90、120、および 150 秒間血液と反応しました。次いで、１０ｍＬの脱イオン水を加えて反応を停止させ、遊離ＲＢＣからのヘモグロビンを溶解した。遠心分離管内の５０μＬの再石灰化全血を含む陰性対照は、基準値を与えた。溶液中のヘモグロビンの含有量は、マイクロプレートリーダー（Synergy HTX、Agilent）を使用して、540 nmでの上清の吸光度によって測定されました。各条件について 6 回の反復を実行しました。血液凝固指数 (BCI) は次の方程式を使用して計算されました。

ここで、\({I}_{s}\) はサンプルの吸光度、\({I}_{r}\) は参照値 (ネガティブコントロール) の吸光度、\({I}_{ 0}\) は脱イオン水の吸光度です。

LIMB マトリックスの細胞毒性は、国際標準化機構 (ISO) 10993-5: インビトロ細胞毒性試験に従って、不死化ヒト声帯線維芽細胞を使用して評価されました。 LIMB マトリックス 200 mg ごとに、抽出のために 1 mL のダルベッコ改変イーグル培地 (DMEM) を加えました。一方、ウェルあたり 20,000 個の細胞を 96 ウェルプレートに播種しました。 24 時間のインキュベーション期間後に抽出物を収集し、1% の非必須アミノ酸、1% のペニシリン - ストレプトマイシン、および 10% のウシ胎児血清を補充しました。次に、96 ウェルプレート内の培地を、補充された LIMB マトリックス抽出物と置き換えました。完成した未使用の DMEM をコントロールとして使用しました。次に、細胞をインキュベーター内で、37 °C、相対湿度 95%、CO2 5% の環境で 24 時間培養しました。細胞生存率は、メーカーのプロトコールに従って、Live/Dead viability kit (Invitrogen、L3224) を使用して評価しました。研究には共焦点レーザー走査顕微鏡 (Zeiss、LSM710) を使用しました。生細胞は緑色で、死細胞は赤色で視覚化されました。

すべての LIMB サンプルを同じサイズで調製し、0 日目に重量を測定しました。その後、50 μg/mL コラゲナーゼ (MP Biomedicals、1951091)、50 μg/mL リゾチーム (MP Biomedicals、100831)、および 0.01% からなる酵素溶液を加えました。ＰＢＳ中のアジ化ナトリウム（ＮａＮ３、Ｓｉｇｍａ、Ｓ２００２）をゲルに添加した。サンプルを 75 rpm で穏やかな機械的刺激を加えながら 37 °C で 35 日間インキュベートしました。酵素溶液は一日おきに交換した。所定の時間間隔で、酵素溶液を除去した。次いで、サンプルを脱イオン水で３回（各洗浄５分間）洗浄した。次いでサンプルを凍結乾燥し、残ったポリマーの乾燥重量を測定した。ポリマーの残存率は、残存ポリマー乾燥重量をゲルの初期乾燥重量で割ることにより計算した。

まず、LIMB をディスク形状 (直径 5 mm、高さ 1.5 mm) に準備し、次に密閉したペトリ皿内の PBS 内に完全に浸しました。サンプルを 75 rpm で穏やかな機械的刺激を加えながら 37 °C で 7 日間インキュベートしました。膨潤率は、測定された直径を乾燥状態での初期ゲルの直径で割ることによって計算された。

LIMB は、まずキセロゲルに異なる量の粘着性機能液体を注入することによって調製され、密封された袋内に保管されました。次に、LIMB は、テストの保管条件に応じて、室温で保管するか、4 °C の冷蔵庫または -80 °C の冷凍庫に移しました。所定の保管期間の後、LIMB を袋から取り出し、接着力をテストしました。 -80 °C で保存した場合、LIMB は使用前にバッグ内で 5 分間室温で解凍しました。剥離試験用のサンプル調製中に圧縮は使用されませんでした。

この研究では、グラム陰性菌である緑膿菌（PAO1）とグラム陽性菌である黄色ブドウ球菌（ATCC 25923）をモデル細菌株として使用しました。新鮮な細菌培養物は、最初に-80℃のグリセロールストックから栄養寒天上で調製されました。次に、単一コロニーを寒天プレートからルリアベルターニブロスに移し、培地を 37 °C および 200 rpm でインキュベートすることによって細菌懸濁液を調製しました。細菌が指数関数的増殖期に達したら、それらを回収し、4000×gで遠心分離しました(Thermo Scientific、Heraeus Multifuge X3R)。上清を捨てた後、細胞をPBSに懸濁した。 600 nm での細菌の光学密度 (OD600) は、UV 分光光度計 (Thermo Scientific、Biomate 3S) を使用して 0.2 に設定されました。抗菌特性は、12 ウェルマイクロタイタープレート内の 2 mL 細菌懸濁液中でサンプルを 30 分間インキュベートすることによって評価されました。未処理の LIMB マトリックスと 5% BZK 水溶液を注入した LIMB をテストしました。その後、サンプルを新鮮な PBS で穏やかにすすぎ、緩く付着した細胞を除去しました。次いで、製造業者のプロトコールに従って調製したＢａｃＬｉｇｈｔ染色（ＭｏｌｅｃｕｌａｒＰｒｏｂｅｓ）を添加することによって、サンプルに付着したままの細胞の生存率をアッセイした。 BacLight キットには、無傷の膜を持つ細胞 (生細胞) で蛍光緑色 (励起 483 nm/発光 503 nm) を生成する SYTO 9 と、細胞に蛍光赤色 (励起 535 / 発光 617 nm) を与えるヨウ化プロポデウムが含まれています。膜が損傷している (死細胞/瀕死の細胞)。汚れの存在下で 15 分間インキュベートした後、サンプルを共焦点レーザー走査顕微鏡 (Zeiss、LSM710) で観察し、さまざまな場所の各基板について少なくとも 12 枚の画像を取得しました。細菌の生存率は、生細胞数を細胞の総数で割ることによって計算されました。

ASTM F2392: 外科用シーラントの破裂強度の標準試験方法に従って、破裂チャンバーを製造しました。ブタの心臓組織を円形(直径30 mm、厚さ約2 mm)にトリミングした。次に、生検パンチを使用して、円形の組織サンプルの中心に直径 3 mm の穴を作成しました。キセロゲルを円盤状（直径１５ｍｍ、厚さ１．５ｍｍ）に調製した。裏打ちのある LIMB の場合、円形の PET フィルム (厚さ 100 μm) を瞬間接着剤を使用してキセロゲルの片面に貼り付けました。まず、粘着機能液をキセロゲル (25% 水和) に注入して LIMB を形成しました。封止を開始するには、圧縮を加えずに、LIMB と欠損組織を接触させて欠損領域を完全に覆いました。試験前に、試験片を加湿環境内で 4 °C に一晩保管しました。テスト中、注射器を使用してバーストチャンバーに水を供給し、欠陥に到達させました。圧力計を供給管に接続して、液圧を監視した。破裂圧力としては、欠陥からの水漏れや破裂を引き起こすピーク圧力を使用した。

この実験はマギル大学動物管理委員会 (プロトコル # 2019-8098) によって承認され、カナダ動物管理評議会のガイドラインに従って実行されました。動物実験のサンプルサイズは、同様の評価に関する出版された文献に基づいて選択されます8、22、33。雌の Sprague Dawley ラット (250 ～ 300 g、Charles River Laboratories) をすべての in vivo ラット研究に使用しました。移植前に、NB と LIMB (接着機能液で 25% 水和) の両方を、無菌技術を使用してディスク形状に準備しました。大きさは直径5mm、厚さ2mmでした。背側皮下空間に移植するために、導入チャンバー内でイソフルラン（酸素中４％イソフルラン）を使用してラットを麻酔した。手術中はノーズコーンを使用して麻酔を2%イソフルランで維持した。 1 mL の生理食塩水を皮下注射しました。毛を除去し、手術中ラットを加熱パッドの上に置いた。ラットの背中のインプラントごとに1cmの皮膚切開によって皮下空間にアクセスした。鈍的切開を切開点からラットの肩甲骨に向かって実行し、移植のための皮下空間を作成した。 NB と LIMB を皮下空間に移植しました。ラット当たり最大 4 つのインプラントを配置しました。皮膚切開部を縫合糸で閉じた。 3 日目、7 日目、および 28 日目に、5% イソフルラン誘導とそれに続く CO2 吸入によってラットを安楽死させました。対象となる皮下の領域を切除し、組織学的分析のために 4% パラホルムアルデヒド溶液で 48 時間固定しました。

in vivo 生分解では、FITC 標識 LIMB を生体内分布イメージングに使用しました。生体適合性実験のためのサンプル採取中に、ラットの主要臓器 (肝臓、腎臓、肺、心臓、脾臓) が同時に採取され、IVIS 分光蛍光光度計を使用して画像化され、クリアランス経路が示されました。

この実験はマギル大学動物管理委員会 (プロトコル # 2019-8098) によって承認され、カナダ動物管理評議会のガイドラインに従って実行されました。肝臓容積損傷を止血するために、導入チャンバー内でイソフルラン（酸素中４％イソフルラン）を使用してラットを麻酔した。手術中はノーズコーンを使用して麻酔を2%イソフルランで維持した。 1 mL の生理食塩水を皮下注射しました。腹部の毛を除去し、手術の間、ラットを加熱パッドの上に置いた。開腹術により肝臓を露出させた。生検パンチを使用して肝臓に直径 4 mm、深さ 3 mm の容積損傷を加えました。直径５ｍｍ、深さ４ｍｍの円筒形のＳＵＲＧＩＦＯＡＭ（Ｅｔｈｉｃｏｎ）またはＬＩＭＢを直ちに創傷に挿入した。止血に達するまでの失血量と止血までの時間を各グループについて記録した。止血シールが確認された後、切開部を縫合糸を使用して閉じた。移植の 2 週間後、ラットを 5% イソフルラン誘導とそれに続く CO2 吸入によって安楽死させました。インプラントを含む肝臓を切除し、組織学的分析のために 4% パラホルムアルデヒド溶液で 48 時間固定しました。

この実験はマギル大学動物管理委員会 (プロトコル # 2019-8098) によって承認され、カナダ動物管理評議会のガイドラインに従って実行されました。深切開肝損傷を止血するために、導入チャンバー内でイソフルラン（酸素中４％イソフルラン）を使用してラットを麻酔した。手術中はノーズコーンを使用して麻酔を2%イソフルランで維持した。 1 mL の生理食塩水を皮下注射しました。腹部の毛を除去し、手術の間、ラットを加熱パッドの上に置いた。開腹術により肝臓を露出させた。＃１１メスを使用して肝臓に長さ７ｍｍ、深さ３ｍｍの裂傷を形成した。ガーゼで血液を拭き取った直後に、あらかじめ秤量したLIMB、NB、または市販の止血剤を病変部位に塗布しました。止血鉗子は、創傷に圧迫を加えずに、いくつかの条件下で手で所定の位置に保持された。止血に達するまでの失血量と止血までの時間を各グループについて記録した。 LIMB の出血時間は 2 分後のみチェックされ、その前にはチェックされませんでした。手術後、ラットは 5% イソフルラン導入とそれに続く CO2 吸入によって安楽死させられました。

この実験は、ブリティッシュコロンビア大学動物管理委員会 (プロトコル #A18–0348) によって承認され、カナダ動物管理評議会のガイドラインに従って実行されました。すべての手順は全身麻酔下で動物を用いて行われました。雌豚（生後 3 か月、40 ～ 50 kg）に 4% イソフルランを投与し、気管内挿管し、10 ～ 12 呼吸/分で機械換気しました。麻酔は、プロポフォール (2 ～ 7 mg/kg/h) およびミダゾラム (0.4 ～ 0.7 mg/kg/h) と組み合わせた 1 ～ 3% イソフルランで維持されました。薬物と液体の投与のために、長い中央の IV カテーテルが両耳に配置されました。侵襲的血圧測定のために動脈内カテーテルを両方の後脚の足の動脈に配置し、これらのカテーテルを所定の位置にテープで固定し、包帯を巻いて回復期間中の採血を可能にしました。温度は加熱パッドで 38.5 ～ 39.5 °C に維持し、直腸温度プローブを使用して監視しました。水分補給は、イソライト溶液中の 1.25% ブドウ糖を 3 ～ 5 ml/kg/hr で静脈内投与することで維持されました。

動物を背臥位にして、開腹術を行った。長さ 1.5 cm、深さ 1 cm の肝臓裂傷をメスを使用して作成しました。追加の手による圧迫を行わずに、普通のガーゼまたは LIMB を損傷部位にそっと適用しました。失血量は、あらかじめ計量したガーゼを腹腔内に置き、ガーゼの質量の変化を測定することによって定量化されました。止血までの時間を測定した。モニタリング期間は 10 分間続き、その後、豚にさらなる傷害を与える可能性があるため、手動圧迫を使用して出血を確実に止めました。各ブタの負傷の数を最大 3 つまで、または後脚の足の動脈からの侵襲的な血圧測定値が正常範囲を下回るまで、どちらか先に起こるまで最大化しようとしました。

固定された組織サンプルは 70% エタノールに入れられ、マギル大学の組織学コアでの組織学的処理と H&E 染色に提出されました。 Z.-HG はブリティッシュコロンビア大学の主任病理学者であり、すべての組織切片を検査しました。各グループの代表的な画像を対応する図に示しました。

すべての実験にはサンプルサイズ N ≥ 3 が使用されました。データは平均値±標準偏差として示されています。統計分析は、多重比較には一元配置分散分析および事後テューキー検定を、または 2 つのグループ間の比較にはスチューデントの t 検定を使用して実行されました (Prism 9)。 P 値 < 0.05 は統計的に有意であるとみなされました。

研究デザインの詳細については、この記事にリンクされている Nature Research レポートの概要をご覧ください。

この研究の結果を裏付けるすべてのデータは、記事とその補足情報で入手できます。研究中に生成された追加の生データセットは大きすぎて公に共有できませんが、合理的な要求に応じて対応する著者から入手できます。

Guo, B.、Dong, R.、Liang, Y.、Li, M. 創傷治癒用途のための止血材料。ナット。Ｒｅｖ．Ｃｈｅｍ． 5、773–791 (2021)。

記事 CAS Google Scholar

Zhao, X.、Guo, B.、Wu, H.、Liang, Y. & Ma, PX 非圧縮性出血および創傷治癒のための急速な形状回復を備えた注射可能な抗菌性導電性ナノ複合クライオゲル。ナット。共通。 9、2784 (2018)。

論文 ADS PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Hon, C.、Olsen, BD & Hammond, PT 非圧縮性胴体出血 (NCTH) および内出血の治療法のレビュー。バイオマテリアル 283、121432 (2022)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Jiang, S.、Liu, S.、Lau, S. & Li, J. 非圧縮性出血を止める止血生体材料。 J. メーター。化学。 B https://doi.org/10.1039/D2TB00546H (2022) 。

Hickman, DA、Pawlowski, CL、Sekhon, UDS、Marks, J. & Gupta, AS 出血の止血管理のためのバイオマテリアルと先進技術。上級メーター。 30、1700859 (2018)。

記事 CAS Google Scholar

タボアダGM 他組織接着剤の並進障壁を克服します。ナット。メーター牧師。 5、320–329 (2020)。

記事 ADS Google Scholar

ホン、Ｙら。動脈および心臓の出血を修復するための強力な粘着性の止血ハイドロゲル。ナット。共通。 2060年10日（2019年）。

論文 ADS PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Yuk、H.ら。フジツボ接着剤をヒントにしたペーストによる、凝固に依存しない迅速な止血シール。ナット。バイオメッド。工学 5、1131–1142 (2021)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Guo、Y.ら。可視光によって架橋されたヘビ抽出物を含む止血生体接着ゲル。科学。上級 7、eabf9635 (2021)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Liu、Y.ら。高度に絡み合った疎水性高分子流体のゲル化により、水中でその場での超強力な高速組織接着が実現します。科学。上級 8、eabm9744 (2022)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

ミシェル、R.ら。界面流体輸送はヒドロゲルの生体接着の鍵です。手順国立アカデミー。科学。 USA 116、738–743 (2019)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Ma, Z.、Bao, G. & Li, J. 組織接着剤の多面的な設計と新たな応用。上級メーター。 33、2007663 (2021)。

記事 CAS Google Scholar

Teng、L.ら。調整可能な接着力と微多孔構造を備えた生体模倣糖ポリペプチドヒドロゲルにより、迅速な止血と高効率の創傷治癒が可能になります。上級機能。メーター。 31、2105628 (2021)。

記事 CAS Google Scholar

フィリッピディ、Ｅ．ら。イガイ（Mytilus）接着斑の微細な網目構造。 JR協会インターフェース 12、20150827 (2015)。

論文 PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Lengerer, B. & Ladurner, P. 海洋生物および淡水生物の一時的な接着システムの特性。 J.Exp. バイオル。 221、jeb182717 (2018)。

論文 PubMed Google Scholar

バオ、G.ら。多孔質粘弾性ヒドロゲルの微細孔形成バイオプリンティングを開始しました。メーター。ホリズ。 7、2336–2347 (2020)。

論文 CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

ベイリス、JR 他流れる血液を通じて貨物を輸送し、出血を止める自走式粒子。科学。上級 1、e1500379 (2015)。

論文 ADS PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

チャン、KYT 他創傷における血栓の接着は止血に寄与し、凝固第 XIII 因子によって強化されます。科学。議員 10、20116 (2020)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Liu, S.、Bao, G.、Ma, Z.、Kastrup, CJ & Li, J. 血栓の破壊力学: 靭性と限界長スケールの測定。極限。メカ。レット。 48、101444 (2021)。

記事 Google Scholar

Wu、SJ、Yuk、H.、Wu、J.、Nabzdyk、CS、Zhao、X. 低侵襲組織シール用の多機能折り紙パッチ。上級メーター。 33、2007667 (2021)。

記事 CAS Google Scholar

バオ、G.ら。本質的に多機能性を備えたイオントロニック強靭接着剤。 ACS アプリケーションメーター。インターフェース 13、37849–37861 (2021)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Yuk、H.ら。ウェットティッシュや機器の接着用の乾いた両面テープです。ネイチャー 575、169–174 (2019)。

論文 ADS CAS PubMed Google Scholar

BR フリードマンら。分解可能で取り外し可能な強粘着ヒドロゲル。上級メーター。 33、2008553 (2021)。

記事 CAS Google Scholar

Yang, Z.、Ren, X. & Liu, Y. N-ハラミン修飾セリアナノ粒子: 3D プリントされた足場を介した抗菌応答と創傷治癒の促進への応用。コンポ。工学部B 227、109390 (2021)。

記事 CAS Google Scholar

タヘリ、S.ら。極度の生体力学的な刺激に耐える、注射可能、細孔形成性、灌流可能な二重ネットワークヒドロゲル。上級科学。 9、2102627 (2022)。

記事 CAS Google Scholar

Sedlačík、T. 他繰り返しの冷凍ゲル化による、丈夫な二重および三重ネットワーク超マクロ多孔質ヒドロゲルの調製。化学。メーター。 32、8576–8586 (2020)。

記事 CAS Google Scholar

リー、J.ら。さまざまな濡れた表面に適した強靭な接着剤。サイエンス 357、378–381 (2017)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Ni, X.、Yang, Z. & Li, J. 強靭な粘着性ヒドロゲルの破壊特性のスケーリング挙動。 ACS マクロレット。 10、180–185 (2021)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Yang, C.、ying, T. & Suo, Z. ポリアクリルアミドヒドロゲル。 I. ネットワークの不完全性。Ｊ．Ｍｅｃｈ．物理学。ソリッド 131、43–55 (2019)。

記事 ADS CAS Google Scholar

Paul、CW 感圧接着剤 (PSA)。『Handbook of Adhesion Technology』（ダ・シルバ編、LFM編、A.オクスナー編、RD編、アダムス編）341–372（シュプリンガー・ベルリン・ハイデルベルク、2011年）。

Atuma, C.、Strugala, V.、Allen, A. & Holm, L. 付着性胃腸粘液ゲル層: 生体内での厚さと物理的状態。午前。Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．胃腸検査。肝臓生理学。 280、G922–G929 (2001)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Huang、Y.ら。分解性ゼラチンベースの IPN クリオゲル止血剤で、深部の非圧縮性出血を迅速に止め、同時に創傷治癒を改善します。化学。メーター。 32、6595–6610 (2020)。

記事 CAS Google Scholar

Du、Xら。非圧縮性出血を治療し、創傷治癒を促進するマイクロチャネル化アルキル化キトサンスポンジ。ナット。共通。 12、4733 (2021)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Zhang、Z.ら。化学療法と止血を組み合わせたサンドイッチ状繊維/スポンジ複合体で、腫瘍の再発と転移を効果的に術後予防します。上級メーター。 30、1803217 (2018)。

記事 CAS Google Scholar

Klokkevold, PR、Fukayama, H.、Sung, EC & Bertolami, CN ヘパリン投与ウサギの舌止血に対するキトサン (ポリ-N-アセチルグルコサミン) の効果。 J. オーラル。マキシロファク。外科。 57、49–52 (1999)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

イン、M.ら。優れた抗菌特性を備えた止血材としての新規四級化N-ハラミンキトサンとポリビニルアルコールのナノファイバー膜。炭水化物。ポリム。 232、115823 (2020)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

Yang, H.、Li, C.、Tang, J. & Suo, Z. ハイドロゲルの強力で分解可能な接着力。 ACS アプリケーションバイオメーター。 2、1781–1786 (2019)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

BR フリードマンら。粘着面と高い薬物充填能力を備えた丈夫なヒドロゲルにより、腱の治癒が促進されます。ナット。バイオメッド。工学 https://doi.org/10.1038/s41551-021-00810-0 (2022)。

ブラックロウ、SO et al. 生体からインスピレーションを得た機械的に活性な接着包帯で、創傷閉鎖を促進します。科学。上級 5、eaaw3963 (2019)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Liu, K. et al. 臓器移植のための接着吻合。バイオアクト。メーター。 13、260–268 (2022)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

ハオ、R.ら。自己組織化短鎖ペプチドとo-カルボキシメチルキトサンの相乗効果により、迅速な止血効果が得られます。 ACS アプリケーションメーター。インターフェイス 12、55574 ～ 55583 (2020)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

リュー、C.ら。迅速な止血のための高効率の現場湿潤接着性デキストラン誘導体スポンジ。バイオマテリアル 205、23–37 (2019)。

論文 ADS CAS PubMed Google Scholar

キム、Ｋら。凝固障害に依存しない生体由来の止血材料: 前臨床モデルからヒト臨床試験までの完全な研究ストーリー。科学。上級 7、eabc9992 (2021)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Hou, X.、Hu, Y.、Grinthal, A.、Khan, M. & Aizenberg, J. 調整可能な多相選択性と防汚挙動を備えた液体ベースのゲート機構。 Nature 519、70–73 (2015)。

論文 ADS CAS PubMed Google Scholar

Howell, C.、Grinthal, A.、Sunny, S.、Aizenberg, M. & Aizenberg, J. 医療用途のための液体注入表面の設計: レビュー。上級メーター。 30、1802724 (2018)。

記事 CAS Google Scholar

Devlin、JJ、Kircher、S.、Kozen、BG、Littlejohn、LF & Johnson、AS 出血の制御における ChitoFlex®、CELOXTM、および QuikClot® の比較。Ｊ．Ｅｍｅｒｇ．医学。 41、237–245 (2011)。

PubMed Google Scholar

Ravanbakhsh、H. et al. すぐに使える組織の製造と保管のための自由形状細胞を含むクライオバイオプリンティング。問題 5、573–593 (2022)。

論文 CAS PubMed Google Scholar

サン、J.-Y. 他。伸縮性に優れた強靭なハイドロゲル。ネイチャー 489、133–136 (2012)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Zhao, X. 強靱なヒドロゲルのマルチスケール・マルチメカニズム設計: 伸縮性のあるネットワークへの散逸の構築。ソフトマター 10、672–687 (2014)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Tutwiler, V. et al. 血栓収縮中の赤血球の形状変化と多角体細胞の構造。科学。議員番号 8、17907 (2018)。

論文 ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

リファレンスをダウンロードする

この研究は、新フロンティア研究基金 - 探査 (助成金 NFRFE-2018-00751、JL および CK)、カナダ保健研究研究所 (助成金 PJT-180232、JL)、カナダ自然科学工学研究評議会によって支援されました。 (助成金 RGPIN-2018-04146、JL)、国立聴覚障害およびその他のコミュニケーション障害研究所 (助成金 R01-DC018577、LM、R01-DC005788、LM、および R01-DC014461、LM)。内容は著者のみの責任であり、必ずしも国立衛生研究所の公式見解を表すものではありません。著者らは、マギル倫理委員会の承認後にヒト大動脈を提供したTransplant Québec社に感謝している。著者らはまた、hVFFを提供してくれたSusan Thibeault博士（ウィスコンシン大学マディソン校）、細菌培養についてのNathalie Tufenkji博士（マギル大学）、動物実験の支援についてLih Jiin Juang（ブリティッシュコロンビア大学）、Li Liに感謝する。 (マギル大学) は顕微鏡検査の支援を提供し、Advanced BioImaging Facility (ABIF、マギル大学) はイメージング施設へのアクセスを提供しました。

カナダ、モントリオール、マギル大学機械工学科

Guangyu Bao、Qiman Gao、Mitchell Strong、Shuaibing Jiang、Zhen Yang、Zhenwei Ma、Marco Amabili、Luc Mongeau、Jianyu Li

マギル大学歯学部、モントリオール、ケベック州、カナダ

キマン・ガオ

Michael Smith Laboratories、ブリティッシュコロンビア大学、バンクーバー、BC、カナダ

マッシモ・カウ、ナビル・アリ＝モハメッド、クリスチャン・カストラップ

カナダ、モントリオール、マギル大学化学工学部

アミン・ヴァリエ

ブリティッシュコロンビア大学、カナダ、ブリティッシュコロンビア州バンクーバーの病理学および検査医学部門

ズーファ・ガオ

血液研究所、バーシティ、ミルウォーキー、ウィスコンシン州、米国

クリスチャン・カストラップ

米国ウィスコンシン州ミルウォーキー、ウィスコンシン医科大学外傷・救急外科部門外科

クリスチャン・カストラップ

米国ウィスコンシン州ミルウォーキー、ウィスコンシン医科大学生化学教室

クリスチャン・カストラップ

米国ウィスコンシン州ミルウォーキーのウィスコンシン医科大学生物医工学部

クリスチャン・カストラップ

米国ウィスコンシン州ミルウォーキーのウィスコンシン医科大学薬理学・毒性学科

クリスチャン・カストラップ

カナダ、モントリオール、マギル大学生物医工学部

李建宇

マギル大学外科（カナダ、モントリオール）

李建宇

PubMed Google Scholar でこの著者を検索することもできます

JL と GB がこのアイデアを考案し、研究を設計しました。 GB、MS、SJ、AV は in vitro 実験を実施しました。 QG、GB、MC、および NA は in vivo 研究を実施しました。 ZM、MA、CK はリソースと実験を手伝ってくれました。 GB、ZY、SJ、ZH.G.、LM、CK、JL が結果を分析し、解釈しました。 GB と JL は、すべての著者からの意見を取り入れて原稿を書きました。

クリスチャン・カストラップまたはジャンユー・リーとの通信。

マギル大学は、ここに記載されている材料と方法に関する特許保護を申請しており、GB、JL、LM、QG、および MS がこの特許の発明者として指名されています。 CK、MC、および NA は、CoMotion Drug Delivery Systems, Inc. を通じて止血製品に関連する商品化活動に携わっています。残りの著者は競合する利害関係を宣言していません。

Nature Communications は、この研究の査読に貢献してくれた Xuehong Ren と匿名の査読者に感謝します。

発行者注記 Springer Nature は、発行された地図および所属機関の管轄権の主張に関して中立を保っています。

オープンアクセスこの記事はクリエイティブコモンズ表示 4.0 国際ライセンスに基づいてライセンスされており、元の著者と情報源に適切なクレジットを表示する限り、あらゆる媒体または形式での使用、共有、翻案、配布、複製が許可されます。クリエイティブコモンズライセンスへのリンクを提供し、変更が加えられたかどうかを示します。この記事内の画像またはその他のサードパーティ素材は、素材のクレジットラインに別段の記載がない限り、記事のクリエイティブコモンズライセンスに含まれています。素材が記事のクリエイティブコモンズライセンスに含まれておらず、意図した使用が法的規制で許可されていない場合、または許可されている使用を超えている場合は、著作権所有者から直接許可を得る必要があります。このライセンスのコピーを表示するには、http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/ にアクセスしてください。

転載と許可

Bao、G.、Gao、Q.、Cau、M. 他。液体を注入した微細構造の生体接着剤が非圧縮性出血を止めます。 Nat Commun 13、5035 (2022)。 https://doi.org/10.1038/s41467-022-32803-1

引用をダウンロード

受信日: 2022 年 1 月 7 日

受理日: 2022 年 8 月 17 日

公開日: 2022 年 8 月 26 日

DOI: https://doi.org/10.1038/s41467-022-32803-1

次のリンクを共有すると、誰でもこのコンテンツを読むことができます。

申し訳ございませんが、現在この記事の共有リンクは利用できません。

Springer Nature SharedIt コンテンツ共有イニシアチブによって提供

コメントを送信すると、利用規約とコミュニティガイドラインに従うことに同意したことになります。虐待的なもの、または当社の規約やガイドラインに準拠していないものを見つけた場合は、不適切としてフラグを立ててください。

DNAではなく細胞が生命のマスターアーキテクトである

テクノパックポリマーの IPO が 11 月 2 日にオープン: 利益予測、評価、財務実績をチェック

ニュース

液体