JP2001204807A - 組織培養基材及びこれによる医用材料 - Google Patents
組織培養基材及びこれによる医用材料Info
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Abstract
移植に耐えうる強度を有する医用材料およびその製造方
法を提供する。 【解決手段】スポンジ状または不織布状の高分子材料成
型物からなる骨格の内部に、細胞が分散したゲルを有す
る医用材料;スポンジ状または不織布状の高分子材料成
型物からなる骨格の内部に細胞分散ゾルを導入し、該ゾ
ルをゲル化させることを特徴とする医用材料の製造方
法。
Description
の製造方法に関わる。
培養する、いわゆるハイブリッド型の人工臓器の開発が
進められている(細胞工学、14(12)、1995)。例えば、
コラーゲンにヒト皮膚細胞を培養してなる人工皮膚など
は、既に幾多の臨床実験がなされ、実用化の目処が立ち
つつある(M. L. Sabolinski, et al.: Cultured skina
s a ‘smart material’ for healing wounds: experie
nce in venous ulcers,Biomaterials, 17: 311-320, 19
96)。
当たっては、高分子材料と細胞との複合化が問題とな
る。複合化の方法としては、例えば、スポンジ状に成型
した高分子材料に細胞を播種し、細胞の材料への親和性
を利用して接着させる方法がある。しかし、この方法の
場合、細胞がスポンジ内に侵入するためにはその孔径を
充分に大きくする必要がある。孔径が細胞径よりも大き
くなければ細胞はスポンジ内へは侵入しえず、複合化で
きない。ところが、孔径を大きくすると、細胞は侵入し
て複合化はできる一方、高分子材料に付着しなかった細
胞は生存しえず、スポンジから脱離する。その結果、細
胞はスポンジの大きな孔の高分子材料骨格部分にのみ点
在する形になり、スポンジ内の細胞密度を充分に確保す
ることが出来ない(E. Wintermantel, et al.: Tissue
engineering scaffolds using superstructures, Bioma
terials, 17: 83-91, 1996)。かかる複合材料では充分
に人工臓器としての役割を果たしえない。
用いる方法がある。例えば、コラーゲンゾルの溶液中に
細胞を懸濁させた後にゲル化させる方法などが挙げられ
る(榎並淳平ほか: コラーゲン・ゲル培養法(I)、組
織培養、13: 26-30, 1987)。この方法の場合は、充分
な細胞密度を得ることが可能である。ところが、これら
のゲルは強度が低く柔軟なものしか作製できないため、
生体内に移植した場合には、圧迫や衝撃によって破損し
てしまうことが多く、使用可能な部位が限定される。さ
らに、このようなゲルは細胞の力によって収縮すること
が多く、所期の形の人工臓器を得ることは困難である。
密度を有し、成型が簡単で、しかも移植に耐えうる強度
を有する医用材料およびその製造方法を提供することを
目的とする。
有するスポンジ状あるいは不織布状の高分子材料成型物
に、ゾルに懸濁ないし分散させた細胞を流し込み、しか
る後にゲル化させることによって得られる医用材料およ
びその製造方法に関わるものである。
人工臓器は、スポンジ状成型物の内腔部ないし不織布状
成型物の繊維の間隙にまで細胞が詰まった構造であり、
ゲル中の細胞濃度を調節することにより、自由に高い細
胞充填率を実現することが可能である。
ポンジ状あるいは不織布状高分子材料成型物が芯材とな
ることによって解決される。しかも、芯材によりゲルの
収縮も抑えられるため、高分子材料骨格の形を整えるこ
とにより、自由な大きさ、形状の医用材料、特に人工臓
器を得ることが出来る。
を用いることにより、生体に移植され所望の期間経過
後、組織が再生された後は分解吸収され自己組織と置換
される。
は特に限定されないが、移植後に分解吸収されることか
らポリグリコール酸、ポリ乳酸(D体、L体、DL
体)、ポリε−カプロラクトン、ポリ(p−ジオキサノ
ン)(PDS)、ポリ(β−ヒドロキシ酪酸)(PHB)、ポリ酸
無水物、吸収性ポリカーボネートあるいはそれらの共重
合体などが選択できる。また、形状もゾルを含浸できる
構造であればよいが、スポンジ、発泡体、織布(2次元
ないし3次元)、不織布(2次元ないし3次元)が挙げ
られる。スポンジ状を選択する場合には、細胞が侵入で
きるよう平均孔径10μm以上、望ましくは100〜300μmの
ものが良い。すなわち、このスポンジ状成型物に細胞を
分散させたゾルを含浸させることで、スポンジの孔の表
面のみならず、内腔部分にも細胞を充填させることがで
きる。このスポンジ状成型物の製造方法は、特に制限さ
れないが、一態様として例示すると、高分子材料の溶液
を所望の型枠に入れ、凍結後、真空乾燥させることによ
って所望の形態のスポンジ状成型物を得ることができ
る。あるいは作製したスポンジを適当な形にカットする
ことにより成型することも可能である。
選択する場合には、細胞が侵入・付着できるよう、平均
繊維径は10〜100μm程度、繊維間距離は10μm以上、
望ましくは100〜300μm程度のものがよい。すなわち、
この不織布状成型物に細胞を分散させたゾルを含浸させ
ることで、不織布の各繊維の表面のみならず、繊維の間
隙部分にも細胞を保持させることができる。この不織布
状成型物の製造方法は、特に限定されないが、ニードル
パンチ法などを選択することができ、これを適当な形状
にカットしたり、縫い合わせたりすることにより所望の
形状に成型することができる。
ま封入できるものであればよい。すなわち、温度として
は0℃以上から40℃程度の範囲内でゾル−ゲル転移でき
るものが望ましい。また、溶媒が水であるもの、すなわ
ちハイドロゲルを用いるのが最も望ましい。さらに、そ
の水のpHおよび浸透圧は生理的条件、すなわちpHは中性
(pH=7)付近、浸透圧は200から300mOsmであることが
望ましい。以上のような細胞の生存可能な条件下で、流
動性を有するゾル状態の材料に細胞を分散させる。この
細胞分散液を上記の高分子材料骨格に対し、上部から滴
下もしくは内部に注入することで含浸させる。次いで、
高分子材料骨格内部に細胞分散ゾルが充分にかつ均一に
入った後に、ゾルをゲル化させる。その結果、高分子材
料骨格内がゲルで充填され、さらにそのゲル内に細胞が
均一に分散した、細胞−ゲル−高分子材料骨格複合体を
得ることができる。以上の条件を満たすゲル材料とし
て、具体的にはコラーゲン、アルギン酸、アガロースな
どのような天然高分子材料、ポリ(メタクリル酸−2−
ヒドロキシエチル)などのような合成高分子材料が例示
できる。特にコラーゲンは中性水溶液で、4℃付近の低
温でゾル状態のものが、生体温度(37℃)付近でゲル化
する性質を有すること、アガロースは20℃付近の温度
でゲル化する性質を有すること、アルギン酸は+2価の
金属イオン(Ca2+、Mg2+など)を添加するとゲル化
する性質を有すること、ならびに特にコラーゲン、アル
ギン酸、ポリ(メタクリル酸−2−ヒドロキシエチル)
は移植後に分解吸収される性質を有することから、有効
である。なお、ゲル材料としてアルギン酸またはその塩
(例えばナトリウム塩)を用いた場合、ゲル化は細胞分
散ゾルを高分子材料成型物からなる骨格の内部に導入し
た後、+2価の金属イオン(例えばカルシウムイオン)
の溶液に浸漬させて行うことができる。
定されないが、角化細胞、繊維芽細胞、軟骨細胞、骨芽
細胞、筋細胞、肝細胞、膵ランゲルハンス島、脂肪細胞
などが例示できる。特に機械的強度を要求される人工軟
骨や人工骨を得るために軟骨細胞、骨芽細胞と組み合わ
せることが考えられる。また、適度な弾性や柔軟性が要
求される筋組織(骨格筋、内臓筋、心筋)の再生のため
に、各種の筋細胞と複合化させること、また人工皮膚と
して角化細胞と組み合わせることが考えられる。さら
に、肝臓や膵臓などのように複雑で高度な機能を有して
いる臓器を再建するためには、肝細胞や膵ランゲルハン
ス島を高密度に培養する必要があり、本願発明を利用す
るのに適している。
mlの1, 4-ジオキサン(和光純薬社製)に入れ、40℃で
撹拌溶解した。これをガラス製型枠に流延し、-12℃冷
凍庫に入れ、凍結させた後、40℃、24時間真空凍結乾燥
した。以上の操作により、平均孔径200μmのスポンジ
状の高分子材料が得られた。 (2)軟骨細胞の採取 Lewis系4週齡雄性ラット肋骨軟骨を無菌的に採取し、
付着する軟組織を可及的に除去し、取り出した軟骨組織
を細片化した。次いで、酵素液[第一液:0.25%トリプ
シン−EDTA(ギブコ社製)/PBS(−)(和光純薬社
製)、第二液:0.1%コラゲナーゼ(和光純薬社製)/P
BS(+)(ギブコ社製)]をそれぞれ入れた試験管中に
この軟骨組織を入れ、37℃でそれぞれ1時間、3時間振
盪した。処理した軟骨組織を培養液中[ダルベッコ改変
イーグル培地(D-MEM、ギブコ社製)+10%ウシ胎児血
清+ペニシリン+ストレプトマイシン+ファンギゾン]
に入れ、コンフルエント状態になるまで、約3週間、37
℃、5%CO2下で培養した。次いで、0.05%トリプシン
−EDTA/PBS(−)で5分間処理して、1,000rpmで5分
間遠心分離し、軟骨細胞を回収した。 (3)細胞分散液の調製 細胞を分散させるためのコラーゲンゾルを調製するた
め、以下のA、B、Cの溶液をそれぞれ用意し、氷中で
冷却した。 A.0.15%コラーゲン溶液(滅菌済、pH=3.0、新田ゼラ
チン社製) B.5倍濃度培地(D-MEMに重炭酸ナトリウムを加えな
いで、通常用いる際の5倍濃度の液を作り、ろ過滅菌し
たもの) C.再構成用緩衝液[100mlの0.05N水酸化ナトリウム水
溶液(和光純薬社製)に対し、2.2gの重炭酸ナトリウム
(ギブコ社製)、4.77gのHEPES(ギブコ社製)を溶解さ
せ、ろ過滅菌したもの] 冷却しながら、上記A、B、C液を7:2:1の割合
で、AとBをよく混合した後にCを加え、よく混合し
た。得られたコラーゲン混合溶液に、上記方法(2)に
て採取した軟骨細胞を低温下で分散させた。 (4)細胞の播種 上記方法(1)にて作製したスポンジ状高分子材料(直
径12mm、厚さ2mm)に、上記方法(3)にて調製した軟
骨細胞分散コラーゲンゾルを1×105cells/500μlの濃
度で播種し、4℃下で30分間放置し、スポンジ状高分子
材料に軟骨細胞分散コラーゲンゾルを充分に含浸させ
た。次いで、37℃、5%CO2インキュベーター内に移し
て2時間培養し、コラーゲンゾルをゲル化させ、軟骨細
胞−ゲル−スポンジ状高分子材料複合体を作製した。な
お、比較例として、コラーゲンゾルを用いずに同じ濃度
で軟骨細胞を培地に分散させ、軟骨細胞−スポンジ状高
分子材料複合体を作製した。 実験例1 細胞充填状態の観察 実施例1で作製した軟骨細胞−ゲル−スポンジ状高分子
材料複合体を37℃、5%CO2下で、培地を1ml追加してさ
らに3日間培養した後、カルセインAM染色を行い、落射
蛍光顕微鏡(オリンパス社製BX60、励起波長:495nm、
蛍光波長:520nm)下で観察した。その結果、ゲルを用
いずに作製した軟骨細胞−スポンジ状高分子材料複合体
(比較例)では、カルセインAMにより緑色蛍光に染色さ
れた軟骨細胞がスポンジを構成する高分子材料骨格に沿
ってのみ接着しており、内部に細胞が存在しない空隙が
あることが認められた(図1参照)。これに対し、軟骨
細胞−ゲル−スポンジ状高分子材料複合体(実施例)で
は、複合体内に均一に軟骨細胞が存在していることが認
められた(図2参照)。
分子材料複合体中の軟骨細胞充填状態をカルセインAM染
色で示す図面代用写真である。
状高分子材料複合体中の軟骨細胞充填状態をカルセイン
AM染色で示す図面代用写真である。
Claims (8)
- 【請求項1】スポンジ状または不織布状の高分子材料成
型物からなる骨格の内部に、細胞が分散したゲルを有す
る医用材料。 - 【請求項2】高分子材料成型物が生体吸収性材料である
請求項1に記載の医用材料。 - 【請求項3】ゲルが生体吸収性材料である請求項1に記
載の医用材料。 - 【請求項4】人工軟骨、人工骨、人工皮膚または人工筋
肉である請求項1に記載の医用材料。 - 【請求項5】スポンジ状または不織布状に成型した高分
子材料成型物からなる骨格の内部に細胞分散ゾルを導入
し、該ゾルをゲル化させることを特徴とする医用材料の
製造方法。 - 【請求項6】細胞分散ゾルがコラーゲンゾルに細胞を分
散されたものであり、細胞分散ゾルのゲル化を37℃付
近の温度に上昇させて行う請求項5に記載の医用材料の
製造方法。 - 【請求項7】細胞分散ゾルがアガロースゾルに細胞を分
散されたものであり、細胞分散ゾルのゲル化を20℃付
近の温度に上昇させて行う請求項5に記載の医用材料の
製造方法。 - 【請求項8】細胞分散ゾルがアルギン酸ゾルに細胞を分
散されたものであり、細胞分散ゾルのゲル化を+2価の
金属イオンを添加して行う請求項5に記載の医用材料の
製造方法。
Priority Applications (1)
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---|---|---|---|
JP2000020577A JP2001204807A (ja) | 2000-01-28 | 2000-01-28 | 組織培養基材及びこれによる医用材料 |
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JP (1) | JP2001204807A (ja) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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JP2004194944A (ja) * | 2002-12-19 | 2004-07-15 | Gunze Ltd | 軟骨培養用基材及びその製造法 |
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JP2010529998A (ja) * | 2007-06-13 | 2010-09-02 | エフ エム シー コーポレーション | アルギネート被覆多糖ゲル含有発泡体複合物、その製法および用途 |
-
2000
- 2000-01-28 JP JP2000020577A patent/JP2001204807A/ja active Pending
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