JP2003533276A - 生物医学的適用のための電気伝導性ナノ複合材料 - Google Patents
生物医学的適用のための電気伝導性ナノ複合材料Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 整形外科又は歯科用のインプラントの上での骨芽細胞の増殖を促進する方法を開発する。
【解決手段】 整形外科/歯科用のインプラントでありうる伝導性のナノ複合体の上の骨芽細胞を電気刺激に曝すと、その上の骨芽細胞の増殖を促進する。この伝導性ナノ複合物は、伝導性ナノスケール物質、及び好ましくはポリ乳酸である生体適合性ポリマー及び/又は好ましくはアルミナ、チタン又はヒドロキシアパタイトである生体適合性セラミックを含む。。該電気伝導性のナノスケール物質は、好ましくは炭素ナノチューブ、無機ナノチューブ、金属ナノ線材、セラミックナノ線材、複合物ナノ線材、金属ナノフィラメント、セラミックナノフィラメント、複合物ナノフィラメント及びこれらの組合せを含む。
Description
【0001】
発明の背景
電気刺激は、機械的に載せられた骨に電位が存在するという1950年代後期
の発見の直ぐ後以来、損傷を受けた骨組織の治療として開発されてきた。種々の
動物モデルにより、電気刺激が骨の回復を促進するという証拠が与えられた。例
えば、動物モデルの骨切断に対し5〜20μAの電流を14日間連続的に適用す
ると新たな骨の形成が増加することが報告された[ フリーデンブルグら「種々の
量の直流に対する骨の反応」Gynecological Obstetrics 131, 894-899 (1970)]
。しかしながら、これらの事象の背後にあるメカニズムについては今なお十分に
は理解されていない。
の発見の直ぐ後以来、損傷を受けた骨組織の治療として開発されてきた。種々の
動物モデルにより、電気刺激が骨の回復を促進するという証拠が与えられた。例
えば、動物モデルの骨切断に対し5〜20μAの電流を14日間連続的に適用す
ると新たな骨の形成が増加することが報告された[ フリーデンブルグら「種々の
量の直流に対する骨の反応」Gynecological Obstetrics 131, 894-899 (1970)]
。しかしながら、これらの事象の背後にあるメカニズムについては今なお十分に
は理解されていない。
【0002】
電流(動物研究で使用される直流電気刺激などの)は、金属(特に、ステンレ
ススチール、白金、及びチタン)電極により骨に送達されるのが通常であった。
この処理プロセスの終期に、骨の修復が起こった後に、埋め込まれた金属電極は
新たに修復された骨組織の部位から外科的手法で取り除かれた。埋め込み部位で
の感染や新たに形成された骨組織に与える損傷(特に金属電極が並置された骨組
織に一体化及び/又は結合された場合)などの手術の合併症の危険はこのアプロ
ーチの主な短所である。第2の短所は損傷した骨に送達できる電流の範囲に限界
があることである。骨の新たな形成は電極先端の近くでのみ起こり、損傷及び/
又は骨折した骨組織の範囲をカバーしなかった。
ススチール、白金、及びチタン)電極により骨に送達されるのが通常であった。
この処理プロセスの終期に、骨の修復が起こった後に、埋め込まれた金属電極は
新たに修復された骨組織の部位から外科的手法で取り除かれた。埋め込み部位で
の感染や新たに形成された骨組織に与える損傷(特に金属電極が並置された骨組
織に一体化及び/又は結合された場合)などの手術の合併症の危険はこのアプロ
ーチの主な短所である。第2の短所は損傷した骨に送達できる電流の範囲に限界
があることである。骨の新たな形成は電極先端の近くでのみ起こり、損傷及び/
又は骨折した骨組織の範囲をカバーしなかった。
【0003】
埋め込まれた金属電極に加え、培養した細胞や動物の四肢に電気刺激を送達し
ようとする幾つかの孤立した試みがなされたが、(精々)部分的にしか成功しな
かったため、これらの方法はさらに追い求められることも、広く実施されること
もなかった。容量結合された電場は、培養した細胞に電流を送達するのに適する
が、より大きな動物の脚を収容するために必要なプレート・ギャップの距離の増
加を伴う高電圧(1000ボルトを越える)のため、より大きな動物モデルでは
使用が限定された。逆に、直流電気刺激は、イン・ビボの適用には適するが、培
養した細胞を電流に曝すために用いる電極の上に電荷を持った化学物質(上清培
地内に含まれる)の蓄積から生ずるイン・ビトロでの欠点を有し、電極上のタン
パク質の形成は電気刺激の量を減少させ、従って骨修復を目的とするこの方法の
有効性を制限する。
ようとする幾つかの孤立した試みがなされたが、(精々)部分的にしか成功しな
かったため、これらの方法はさらに追い求められることも、広く実施されること
もなかった。容量結合された電場は、培養した細胞に電流を送達するのに適する
が、より大きな動物の脚を収容するために必要なプレート・ギャップの距離の増
加を伴う高電圧(1000ボルトを越える)のため、より大きな動物モデルでは
使用が限定された。逆に、直流電気刺激は、イン・ビボの適用には適するが、培
養した細胞を電流に曝すために用いる電極の上に電荷を持った化学物質(上清培
地内に含まれる)の蓄積から生ずるイン・ビトロでの欠点を有し、電極上のタン
パク質の形成は電気刺激の量を減少させ、従って骨修復を目的とするこの方法の
有効性を制限する。
【0004】
これらの理由のために、臨床的適用において骨折を治療するために電気刺激を
使用することは制限されてきた。従って、新たな電流伝導性物質の処方を利用す
る方法が必要である。
使用することは制限されてきた。従って、新たな電流伝導性物質の処方を利用す
る方法が必要である。
【0005】
生体物質の慎重な設計は、生物医学用のインプラントの成功の比率及び生体修
復能の改善に重要である。これらのインプラントのための物質は、それらの生体
適合性(とりわけ、細胞の接着、増殖及び特殊な機能)を高め、且つそれらの望
ましい機械的及び生物物理学的特性(電気的、圧電的、及び磁気的特性など)を
示し及び/又は高める特殊な性質を必要とする。従って、細胞適合性を改善しそ
して特殊な細胞機能を改善する新たな生体物質に対する必要がある。
復能の改善に重要である。これらのインプラントのための物質は、それらの生体
適合性(とりわけ、細胞の接着、増殖及び特殊な機能)を高め、且つそれらの望
ましい機械的及び生物物理学的特性(電気的、圧電的、及び磁気的特性など)を
示し及び/又は高める特殊な性質を必要とする。従って、細胞適合性を改善しそ
して特殊な細胞機能を改善する新たな生体物質に対する必要がある。
【0006】
発明の概要
意外にも、本発明の電気伝導性ナノ複合物が細胞適合性を改善しそして特殊な
細胞機能を改善できるということが発見された。ナノスケール物質は本明細書で
は少なくとも1次元でナノスケールの範囲を有する任意の物質と定義される。ナ
ノスケールの範囲は、一般に0.1nmより大きい原子の直径付近で始まり、そ
して約100nmで終わる。このナノスケールの範囲は約0.5〜1nmで始ま
ることが好ましい。
細胞機能を改善できるということが発見された。ナノスケール物質は本明細書で
は少なくとも1次元でナノスケールの範囲を有する任意の物質と定義される。ナ
ノスケールの範囲は、一般に0.1nmより大きい原子の直径付近で始まり、そ
して約100nmで終わる。このナノスケールの範囲は約0.5〜1nmで始ま
ることが好ましい。
【0007】
従って、本発明は、電気伝導性ナノスケール物質及び生体適合性ポリマー及び
/又は生体適合性セラミックを含む電気伝導性ナノ複合物に関する。この電気伝
導性ナノスケール物質は、炭素ナノチューブ、無機ナノチューブ、金属ナノ線材
、セラミックナノ線材、複合物ナノ線材、金属ナノフィラメント、セラミックナ
ノフィラメント、複合物ナノフィラメント、又はそれらの組合せでありうる。と
りわけ、それは炭素ナノチューブでありうる。電気伝導性ナノ複合物がナノスケ
ール電気伝導性物質及び生体適合性ポリマーを含む場合、該ポリマーは生物分解
性であっても生物非分解性であってもよい。場合によっては、好ましい生体適合
性ポリマーは生物分解性である。特に該ポリマーはポリ乳酸でありうる。有用な
電気伝導性ナノ複合物には、炭素ナノチューブ及びポリ乳酸が挙げられる。電気
伝導性ナノ複合物がナノスケール電気伝導性物質及び生体適合性セラミックを含
む場合は、該セラミックは1〜100nmのグレーンサイズを有しうる。とりわ
け、該セラミックはアルミナ、チタン又はヒドロキシアパタイトでありうる。
/又は生体適合性セラミックを含む電気伝導性ナノ複合物に関する。この電気伝
導性ナノスケール物質は、炭素ナノチューブ、無機ナノチューブ、金属ナノ線材
、セラミックナノ線材、複合物ナノ線材、金属ナノフィラメント、セラミックナ
ノフィラメント、複合物ナノフィラメント、又はそれらの組合せでありうる。と
りわけ、それは炭素ナノチューブでありうる。電気伝導性ナノ複合物がナノスケ
ール電気伝導性物質及び生体適合性ポリマーを含む場合、該ポリマーは生物分解
性であっても生物非分解性であってもよい。場合によっては、好ましい生体適合
性ポリマーは生物分解性である。特に該ポリマーはポリ乳酸でありうる。有用な
電気伝導性ナノ複合物には、炭素ナノチューブ及びポリ乳酸が挙げられる。電気
伝導性ナノ複合物がナノスケール電気伝導性物質及び生体適合性セラミックを含
む場合は、該セラミックは1〜100nmのグレーンサイズを有しうる。とりわ
け、該セラミックはアルミナ、チタン又はヒドロキシアパタイトでありうる。
【0008】
別の一側面では、本発明は電気伝導性整形外科/歯科用のインプラントの2次元
基板又は3次元足場の内部の表面での骨芽細胞の増殖を促進する方法に関する。
この方法は該インプラントを骨芽細胞と接触させる工程、及び該インプラントを
通して電流を通過させることにより該骨芽細胞を電気刺激に曝す工程を含む。特
に、該電流は交流でありうる。
基板又は3次元足場の内部の表面での骨芽細胞の増殖を促進する方法に関する。
この方法は該インプラントを骨芽細胞と接触させる工程、及び該インプラントを
通して電流を通過させることにより該骨芽細胞を電気刺激に曝す工程を含む。特
に、該電流は交流でありうる。
【0009】
発明の詳細な説明
本発明の電気伝導性ナノ複合物は電気伝導性ナノスケール物質、及び生体適合
性ポリマー又は生体適合性セラミックの少なくとも一つを含む。該電気伝導性ナ
ノスケール物質は炭素ナノチューブ、無機ナノチューブ、金属ナノ線材、セラミ
ックナノ線材、複合物ナノ線材、金属ナノフィラメント、セラミックナノフィラ
メント、複合物ナノフィラメント、又はそれらの組合せでありうる。とりわけ、
該電気伝導性ナノスケール物質は炭素ナノチューブでありうる。該生体適合性ポ
リマーは任意の細胞適合性ポリマー又は生体適合性ポリマーでありうる。それは
生体吸収可能性及び/又は生物腐食性であり、そして毒性が無く、発癌性も無く
、有害な免疫学的応答を惹き起こさないことが好ましい。代表的な有用物質とし
ては、ポリフマル酸、ポリラクチド、ポリグリコリド、ポリカプロラクトン、ポ
リアンヒドリド、メチルピロリドンなどのピロリドン、カルボキシメチルセルロ
ースなどのセルロース性ポリマー、メタクリレート、ゼラチンなどのコラゲン、
グリセリン及びポリ乳酸が挙げられる。例えば、エポキシ樹脂、ポリカーボネー
ト、シリコン、ポリエステル、ポリエーテル、ポリオレフィン、合成ゴム、ポリ
ウレタン、ナイロン、ポリビニルアロマティクス、アクリル樹脂、ポリアミド、
ポリイミド、フェノール樹脂、ポリビニルハライド、ポリフェニレンオキシド、
ポリケトン及びそれらの共重合体及び混合物などの合成ポリマー樹脂も使用しう
る。共重合体には、ランダム共重合体とブロック共重合体の両方が含まれる。ポ
リオレフィン樹脂には、ポリブチレン、ポリプロピレン及び低密度ポリエチレン
、中密度ポリエチレン、高密度ポリエチレンなどのポリエチレン、及びエチレン
共重合体が含まれ、ポリビニルハライド樹脂には塩化ポリビニルポリマー及び共
重合体及び塩化ポリビニリデンポリマー及び共重合体及びフルオロポリマーが含
まれ、ポリビニルアロマティクス樹脂にはポリスチレンポリマー及び共重合体及
びポリα−メチルスチレンポリマー及び共重合体が含まれ、アクリル酸樹脂には
アクリル酸エステル及びメタクリル酸エステルのポリマー及び共重合体が含まれ
、ポリアミド樹脂には、ナイロン6、ナイロン11、及びナイロン12、並びに
ポリアミド共重合体及びそれらの混合物が含まれ、ポリエステル樹脂にはポリエ
チレンテレフタレート及びポリブチレンテレフタレート並びにポリエステル共重
合体などのポリアルキレンテレフタレートが含まれ、合成ゴムにはスチレン−ブ
タジエン及びアクリロニトリル−ブタジエン−スチレン共重合体が含まれ、ポリ
ケトンにはポリエーテルケトン及びポリエーテルエーテルケトンが含まれる。こ
のポリマーはポリ乳酸であることが好ましい。生体適合性ポリマーは生物分解性
ポリマーでありうる。適切な生物分解性ポリマーには、例えば、ポリグリコール
酸などのポリグリコリド(PGA)、グリコリドの共重合体、グリコリド/L−
ラクチド共重合体(PGA/PLLA)、ラクチド/トリメチレンカーボネート
共重合体(PLA/TMC)、グリコリド/トリメチレンカーボネート共重合体
(PGA/TMC)、ポリ乳酸などのポリラクチド(PLA)、PLAのステレ
オ共重合体、ポリ−L−ラクチド(PLLA)、ポリ−DL−ラクチド(PDL
LA)、L−ラクチド/DL−ラクチド共重合体、PLAの共重合体、ラクチド
/テトラメチルグリコリド共重合体、ラクチド/α−バレロラクトン共重合体、
ラクチド/ε−カプロラクトン共重合体、ヒアルロン酸及びその誘導体、ポリデ
プシぺプチド、PLA/ポリエチレンオキシド共重合体、非対称3,6−置換ポ
リ−1,4−ジオキサン−2,5−ジオン、ポリ−β−ヒドロキシ酪酸(PHB
A)、HBA/β−ヒドロキシバレレート共重合体(PHBA/HVA)、ポリ
−p−ジオキサノン(PDS)、ポリ−α−バレロラクトン、ポリ−ε−カプロ
ラクトン、メタクリレート−N−ビニル−ピロリドン共重合体、ポリエステルア
ミド、蓚酸のポリエステル、ポリジヒドロピラン、ポリアルキル−2−シアノア
クリレート、ポリウレタン、ポリビニルアルコール、ポリペプチド、ポリ−B−
リンゴ酸(PMLA)、ポリ−B−アルカノン酸、ポリブチレンオキザレート、
ポリエチレンアジペート、ポリエチレンカーボネート、ポリブチレンカーボネー
ト、及びシリルエーテル、アセタール、又はケタール、アルギン酸塩を含む他の
ポリエステル、及び前記のポリマーの混合物又は他の組合せが含まれる。前記の
脂肪族連結ポリマーに加えて、他の脂肪族ポリエステルも芳香族/脂肪族ポリエ
ステル共重合体を製造するのに適している。これらには、蓚酸塩、マロン酸塩、
コハク酸塩、グルタル酸塩、アジピン酸塩、ピメリン酸塩、スベリン酸塩、アゼ
リン酸塩、セバシン酸塩、ノナネジオン酸塩(nonanedioate) 、グリコール酸塩
、及びそれらの混合物からなる群より選択される脂肪族ポリエステルが含まれる
。これらの物質は組織や器官の再形成の間一時的支持体を必要とする適用におけ
る生物分解性支持体膜として有用である。とりわけ、ポリ乳酸は生体適合性ポリ
マーの複合物及び電気伝導性ナノスケール物質に使用しうる。
性ポリマー又は生体適合性セラミックの少なくとも一つを含む。該電気伝導性ナ
ノスケール物質は炭素ナノチューブ、無機ナノチューブ、金属ナノ線材、セラミ
ックナノ線材、複合物ナノ線材、金属ナノフィラメント、セラミックナノフィラ
メント、複合物ナノフィラメント、又はそれらの組合せでありうる。とりわけ、
該電気伝導性ナノスケール物質は炭素ナノチューブでありうる。該生体適合性ポ
リマーは任意の細胞適合性ポリマー又は生体適合性ポリマーでありうる。それは
生体吸収可能性及び/又は生物腐食性であり、そして毒性が無く、発癌性も無く
、有害な免疫学的応答を惹き起こさないことが好ましい。代表的な有用物質とし
ては、ポリフマル酸、ポリラクチド、ポリグリコリド、ポリカプロラクトン、ポ
リアンヒドリド、メチルピロリドンなどのピロリドン、カルボキシメチルセルロ
ースなどのセルロース性ポリマー、メタクリレート、ゼラチンなどのコラゲン、
グリセリン及びポリ乳酸が挙げられる。例えば、エポキシ樹脂、ポリカーボネー
ト、シリコン、ポリエステル、ポリエーテル、ポリオレフィン、合成ゴム、ポリ
ウレタン、ナイロン、ポリビニルアロマティクス、アクリル樹脂、ポリアミド、
ポリイミド、フェノール樹脂、ポリビニルハライド、ポリフェニレンオキシド、
ポリケトン及びそれらの共重合体及び混合物などの合成ポリマー樹脂も使用しう
る。共重合体には、ランダム共重合体とブロック共重合体の両方が含まれる。ポ
リオレフィン樹脂には、ポリブチレン、ポリプロピレン及び低密度ポリエチレン
、中密度ポリエチレン、高密度ポリエチレンなどのポリエチレン、及びエチレン
共重合体が含まれ、ポリビニルハライド樹脂には塩化ポリビニルポリマー及び共
重合体及び塩化ポリビニリデンポリマー及び共重合体及びフルオロポリマーが含
まれ、ポリビニルアロマティクス樹脂にはポリスチレンポリマー及び共重合体及
びポリα−メチルスチレンポリマー及び共重合体が含まれ、アクリル酸樹脂には
アクリル酸エステル及びメタクリル酸エステルのポリマー及び共重合体が含まれ
、ポリアミド樹脂には、ナイロン6、ナイロン11、及びナイロン12、並びに
ポリアミド共重合体及びそれらの混合物が含まれ、ポリエステル樹脂にはポリエ
チレンテレフタレート及びポリブチレンテレフタレート並びにポリエステル共重
合体などのポリアルキレンテレフタレートが含まれ、合成ゴムにはスチレン−ブ
タジエン及びアクリロニトリル−ブタジエン−スチレン共重合体が含まれ、ポリ
ケトンにはポリエーテルケトン及びポリエーテルエーテルケトンが含まれる。こ
のポリマーはポリ乳酸であることが好ましい。生体適合性ポリマーは生物分解性
ポリマーでありうる。適切な生物分解性ポリマーには、例えば、ポリグリコール
酸などのポリグリコリド(PGA)、グリコリドの共重合体、グリコリド/L−
ラクチド共重合体(PGA/PLLA)、ラクチド/トリメチレンカーボネート
共重合体(PLA/TMC)、グリコリド/トリメチレンカーボネート共重合体
(PGA/TMC)、ポリ乳酸などのポリラクチド(PLA)、PLAのステレ
オ共重合体、ポリ−L−ラクチド(PLLA)、ポリ−DL−ラクチド(PDL
LA)、L−ラクチド/DL−ラクチド共重合体、PLAの共重合体、ラクチド
/テトラメチルグリコリド共重合体、ラクチド/α−バレロラクトン共重合体、
ラクチド/ε−カプロラクトン共重合体、ヒアルロン酸及びその誘導体、ポリデ
プシぺプチド、PLA/ポリエチレンオキシド共重合体、非対称3,6−置換ポ
リ−1,4−ジオキサン−2,5−ジオン、ポリ−β−ヒドロキシ酪酸(PHB
A)、HBA/β−ヒドロキシバレレート共重合体(PHBA/HVA)、ポリ
−p−ジオキサノン(PDS)、ポリ−α−バレロラクトン、ポリ−ε−カプロ
ラクトン、メタクリレート−N−ビニル−ピロリドン共重合体、ポリエステルア
ミド、蓚酸のポリエステル、ポリジヒドロピラン、ポリアルキル−2−シアノア
クリレート、ポリウレタン、ポリビニルアルコール、ポリペプチド、ポリ−B−
リンゴ酸(PMLA)、ポリ−B−アルカノン酸、ポリブチレンオキザレート、
ポリエチレンアジペート、ポリエチレンカーボネート、ポリブチレンカーボネー
ト、及びシリルエーテル、アセタール、又はケタール、アルギン酸塩を含む他の
ポリエステル、及び前記のポリマーの混合物又は他の組合せが含まれる。前記の
脂肪族連結ポリマーに加えて、他の脂肪族ポリエステルも芳香族/脂肪族ポリエ
ステル共重合体を製造するのに適している。これらには、蓚酸塩、マロン酸塩、
コハク酸塩、グルタル酸塩、アジピン酸塩、ピメリン酸塩、スベリン酸塩、アゼ
リン酸塩、セバシン酸塩、ノナネジオン酸塩(nonanedioate) 、グリコール酸塩
、及びそれらの混合物からなる群より選択される脂肪族ポリエステルが含まれる
。これらの物質は組織や器官の再形成の間一時的支持体を必要とする適用におけ
る生物分解性支持体膜として有用である。とりわけ、ポリ乳酸は生体適合性ポリ
マーの複合物及び電気伝導性ナノスケール物質に使用しうる。
【0010】
該生体適合性セラミックは、ケイ素、ジルコニウム、アルミニウム、マグネシ
ウム、及びイットリウムの酸化物、窒化物、ホウ化物、及びカーバイド、SiA
lONなどの複雑なセラミック化合物を含む如何なる生体適合性セラミックであ
ってもよい。このようなセラミック構成物の例としては、窒化ケイ素、炭化ケイ
素、ジルコニア、アルミナ、チタニア、ムライト、シリカ、スピネル、SiAl
ON、及びそれらの混合物が挙げられる。生体適合性セラミックはヒドロキシア
パタイト、アルミナ又はチタニアであることが好ましい。該生体適合性セラミッ
クはそれ自体1〜100nmの範囲のグレーンサイズを有するナノスケール物質
でありうる。
ウム、及びイットリウムの酸化物、窒化物、ホウ化物、及びカーバイド、SiA
lONなどの複雑なセラミック化合物を含む如何なる生体適合性セラミックであ
ってもよい。このようなセラミック構成物の例としては、窒化ケイ素、炭化ケイ
素、ジルコニア、アルミナ、チタニア、ムライト、シリカ、スピネル、SiAl
ON、及びそれらの混合物が挙げられる。生体適合性セラミックはヒドロキシア
パタイト、アルミナ又はチタニアであることが好ましい。該生体適合性セラミッ
クはそれ自体1〜100nmの範囲のグレーンサイズを有するナノスケール物質
でありうる。
【0011】
該複合物における電気伝導性ナノスケール物質の量は該複合物に電気伝導性を
付与する程に十分高くすべきである。通常、伝導性はナノチューブ、ナノフィラ
メント、又はナノ線材の連続的な、又はほぼ連続的な配置を必要とする。とりわ
け、電気伝導性ナノスケール物質は生体適合性ポリマー又は生体適合性セラミッ
クのマトリックス内で相互に入り組んだネットワークを形成しうる。電気伝導性
ナノスケール物質の量は容量比で0.1から90部までに及び、生体適合性ポリ
マー又は生体適合性セラミックの量は容量比で10から99.9部までに及ぶ。
特に、電気伝導性ナノスケール物質の量は容量比で約10から25部までに及び
そして生体適合性ポリマー又は生体適合性セラミックの量は容量比で約75から
約90部までに及ぶ。一つの実施態様では、本発明の電気伝導性ナノ複合物は炭
素ナノチューブ及びポリ乳酸を含む。このナノ複合物では、炭素ナノチューブの
量は重量比で約20から25部までに及び、ポリ乳酸の量は重量比で約70から
80部までに及びうる。
付与する程に十分高くすべきである。通常、伝導性はナノチューブ、ナノフィラ
メント、又はナノ線材の連続的な、又はほぼ連続的な配置を必要とする。とりわ
け、電気伝導性ナノスケール物質は生体適合性ポリマー又は生体適合性セラミッ
クのマトリックス内で相互に入り組んだネットワークを形成しうる。電気伝導性
ナノスケール物質の量は容量比で0.1から90部までに及び、生体適合性ポリ
マー又は生体適合性セラミックの量は容量比で10から99.9部までに及ぶ。
特に、電気伝導性ナノスケール物質の量は容量比で約10から25部までに及び
そして生体適合性ポリマー又は生体適合性セラミックの量は容量比で約75から
約90部までに及ぶ。一つの実施態様では、本発明の電気伝導性ナノ複合物は炭
素ナノチューブ及びポリ乳酸を含む。このナノ複合物では、炭素ナノチューブの
量は重量比で約20から25部までに及び、ポリ乳酸の量は重量比で約70から
80部までに及びうる。
【0012】
別の一実施態様では、本発明はナノスケール物質及び生体適合性ポリマー又は
生体適合性セラミックの少なくとも一つを含む電気伝導性ナノ複合物に関する。
ここで該ナノスケール物質、該ポリマー及び該セラミックのうちの少なくとも一
つは電気伝導性である。電気伝導性ナノスケール物質は上に記述してある。電気
伝導性ポリマー及び電気伝導性セラミックは知られており、従ってここではさら
に説明することはしない。
生体適合性セラミックの少なくとも一つを含む電気伝導性ナノ複合物に関する。
ここで該ナノスケール物質、該ポリマー及び該セラミックのうちの少なくとも一
つは電気伝導性である。電気伝導性ナノスケール物質は上に記述してある。電気
伝導性ポリマー及び電気伝導性セラミックは知られており、従ってここではさら
に説明することはしない。
【0013】
さらに別の一実施態様では、本発明は、電気伝導性の整形外科/歯科用のイ
ンプラントの2次元基板又は3次元足場の表面での骨芽細胞の増殖を促進する方
法に関する。この方法は、骨芽細胞を該インプラントと接触させる工程、及び該
インプラントを通して電流を通過させる工程を含む。この方法により、該骨芽細
胞は電気刺激に曝される。この電流は該インプラントとの直接接触によりパルス
/関数発生器により形成され、又はパルス状の電磁場によりその中に誘導される
。該インプラントは一時的でも、短期間又は長期間であってもよい。さらに、骨
芽細胞が電気刺激に曝される領域での骨修復が改善されうる。
ンプラントの2次元基板又は3次元足場の表面での骨芽細胞の増殖を促進する方
法に関する。この方法は、骨芽細胞を該インプラントと接触させる工程、及び該
インプラントを通して電流を通過させる工程を含む。この方法により、該骨芽細
胞は電気刺激に曝される。この電流は該インプラントとの直接接触によりパルス
/関数発生器により形成され、又はパルス状の電磁場によりその中に誘導される
。該インプラントは一時的でも、短期間又は長期間であってもよい。さらに、骨
芽細胞が電気刺激に曝される領域での骨修復が改善されうる。
【0014】
本発明の電気伝導性ナノ複合物は、イン・ビトロ又はイン・ビボの組織工学処
理した足場又は基板として使用しうる。このような基板又は足場は2次元でも3
次元でもよく、そして多孔性でも非多孔性でもよい。骨物質は電気刺激を受けた
足場の上で形成されうる。この物質は、例えば、骨充填材として組織修復のため
に使用しうる。電気伝導性ナノ複合物は、ヒト又は動物の細胞、組織、器官、又
は身体の部分に制御された電気刺激を与えるシステムの一部としても使用しうる
。とりわけ、診断手法の中で使用するためのイン・ビトロ又はイン・ビボのバイ
オセンサーとして使用しうる。電気伝導性ナノ複合物は、ヒト又は動物の細胞、
組織、器官、又は身体の一部を検査し、置換し、修復し又は再形成するためにも
、イン・ビトロ又はイン・ビボで使用しうる。該組織は中枢神経組織でも、末梢
神経組織でもよく、又はそれは骨組織でもよい。
理した足場又は基板として使用しうる。このような基板又は足場は2次元でも3
次元でもよく、そして多孔性でも非多孔性でもよい。骨物質は電気刺激を受けた
足場の上で形成されうる。この物質は、例えば、骨充填材として組織修復のため
に使用しうる。電気伝導性ナノ複合物は、ヒト又は動物の細胞、組織、器官、又
は身体の部分に制御された電気刺激を与えるシステムの一部としても使用しうる
。とりわけ、診断手法の中で使用するためのイン・ビトロ又はイン・ビボのバイ
オセンサーとして使用しうる。電気伝導性ナノ複合物は、ヒト又は動物の細胞、
組織、器官、又は身体の一部を検査し、置換し、修復し又は再形成するためにも
、イン・ビトロ又はイン・ビボで使用しうる。該組織は中枢神経組織でも、末梢
神経組織でもよく、又はそれは骨組織でもよい。
【0015】
電気伝導性ナノ複合物は付加的に充填材を含んでもよい。該充填材は色素、無
機固体、金属、又は有機物でもよい。典型的な色素には、酸化チタン、カーボン
ブラック、及びグラファイトが含まれる。他の無機充填材には、タルク、炭酸カ
ルシウム、シリカ、酸化アルミニウム、種々の粒子サイズのガラス球(中空又は
固体)、シリカ又はアルミナのナノメータ・サイズの粒子、マイカ、コランダム
(corundum) 、珪灰石、窒化珪素、窒化ホウ素、窒化アルミニウム、炭化珪素、
ベリリア(beryllia)、及び粘土が含まれる。金属充填材には、銅、アルミニウム
、ステンレススチール、及び鉄が含まれる。有機充填材には、ワックス及び架橋
ゴム粒子が含まれる。充填材は、費用、熱的性質、及び望ましい機械的性質に基
づいて選択される。充填材の粒子サイズはナノスケール範囲から0.01から1
00ミクロンまでに及んでもよい。
機固体、金属、又は有機物でもよい。典型的な色素には、酸化チタン、カーボン
ブラック、及びグラファイトが含まれる。他の無機充填材には、タルク、炭酸カ
ルシウム、シリカ、酸化アルミニウム、種々の粒子サイズのガラス球(中空又は
固体)、シリカ又はアルミナのナノメータ・サイズの粒子、マイカ、コランダム
(corundum) 、珪灰石、窒化珪素、窒化ホウ素、窒化アルミニウム、炭化珪素、
ベリリア(beryllia)、及び粘土が含まれる。金属充填材には、銅、アルミニウム
、ステンレススチール、及び鉄が含まれる。有機充填材には、ワックス及び架橋
ゴム粒子が含まれる。充填材は、費用、熱的性質、及び望ましい機械的性質に基
づいて選択される。充填材の粒子サイズはナノスケール範囲から0.01から1
00ミクロンまでに及んでもよい。
【0016】
実施例 実施例1 ポリ乳酸(PLA)/炭素ナノチューブ(CNT)複合物
電気アーク法(アジャヤン「炭素からナノチューブ」Chemical Reviews 99, 1
787-1799 (1999))を用いて製造された複数壁面炭素ナノチューブ(0.1g)を
PLA(分子量100,000)ペレット(0.35g)の4mLクロロホルム乳濁液に
添加した。次にこのポリマー/炭素ナノチューブのスラリーを15分間音波処理
し、48時間風乾した。溶媒の完全な蒸発を確実にするため、PLA/CNT複
合物のそれぞれを室温で24時間真空乾燥し、130℃に加熱し、そして室温で
冷却させた。この方法は、非多孔性のPLA/CNTディスク(それぞれ直径4
0mmで厚さ1mm)を生じた。
787-1799 (1999))を用いて製造された複数壁面炭素ナノチューブ(0.1g)を
PLA(分子量100,000)ペレット(0.35g)の4mLクロロホルム乳濁液に
添加した。次にこのポリマー/炭素ナノチューブのスラリーを15分間音波処理
し、48時間風乾した。溶媒の完全な蒸発を確実にするため、PLA/CNT複
合物のそれぞれを室温で24時間真空乾燥し、130℃に加熱し、そして室温で
冷却させた。この方法は、非多孔性のPLA/CNTディスク(それぞれ直径4
0mmで厚さ1mm)を生じた。
【0017】
PLA/CNT複合物の典型的な断面を、金でスパッター被覆し、そして標準
的な手順(スクワイアら「整形外科/歯科用インプラント金属の上の骨芽細胞ミ
ネラル沈着物の分析」Biomaterials 17, 725-733 (1996))を用いる走査電子顕微
鏡(JEOL JSM T-300) により検討した。代表的な試料断面の顕微鏡写真を骨折表
面の上方から取った。さらに、ユニバーサルプローブ(ジャンデル・エンジニア
リング)及び製造者の説明書を用いて、PLA/CNT複合物の電気抵抗を測定
した。
的な手順(スクワイアら「整形外科/歯科用インプラント金属の上の骨芽細胞ミ
ネラル沈着物の分析」Biomaterials 17, 725-733 (1996))を用いる走査電子顕微
鏡(JEOL JSM T-300) により検討した。代表的な試料断面の顕微鏡写真を骨折表
面の上方から取った。さらに、ユニバーサルプローブ(ジャンデル・エンジニア
リング)及び製造者の説明書を用いて、PLA/CNT複合物の電気抵抗を測定
した。
【0018】
本研究に用いられた平板なPLA/CNT複合物の表面は均質で滑らかで非多
孔性であることが分かった。炭素ナノチューブはこの複合物基板のポリマー相の
全体にわたって分布していた。
孔性であることが分かった。炭素ナノチューブはこの複合物基板のポリマー相の
全体にわたって分布していた。
【0019】
本研究に用いられた基板の電気抵抗は3点プローブを用いて測定した。ポリ乳
酸は絶縁体であり、電気を伝えない。反対に、本研究で試験した80/20%(
w/w)PLA/CNT複合物は200オームの限定された抵抗を持つ伝導性の
物質であった。
酸は絶縁体であり、電気を伝えない。反対に、本研究で試験した80/20%(
w/w)PLA/CNT複合物は200オームの限定された抵抗を持つ伝導性の
物質であった。
【0020】実施例2−4 実験手法 細胞培養
骨芽細胞は、確立された手法(プレオら「整形外科用インプラントへの骨芽細
胞の応答」J. Biomed. Mat. Res. 25, 725-733 (1996) に従ってスプラーグ−ド
ーレーラットの頭蓋冠のコラゲナーゼ逐次消化により単離し、10%ウシ胎児血
清を補足したダルベッコ改変イーグル培地(DMEM)中で、標準的細胞培養条
件(即ち、滅菌、37℃、加湿、5%CO2 /95%空気環境)の下で培養した
。これらの細胞の骨芽細胞表現型は、アルカリホスファターゼ、オステオポンチ
ン、オステオネクチン、オステオカルシン、及びI型コラゲンに対する遺伝子の
発現により、並びに細胞外マトリックス中のカルシウムミネラルの存在により決
定された。
胞の応答」J. Biomed. Mat. Res. 25, 725-733 (1996) に従ってスプラーグ−ド
ーレーラットの頭蓋冠のコラゲナーゼ逐次消化により単離し、10%ウシ胎児血
清を補足したダルベッコ改変イーグル培地(DMEM)中で、標準的細胞培養条
件(即ち、滅菌、37℃、加湿、5%CO2 /95%空気環境)の下で培養した
。これらの細胞の骨芽細胞表現型は、アルカリホスファターゼ、オステオポンチ
ン、オステオネクチン、オステオカルシン、及びI型コラゲンに対する遺伝子の
発現により、並びに細胞外マトリックス中のカルシウムミネラルの存在により決
定された。
【0021】
骨芽細胞は本研究の実験では、2〜3回の継代が用いられた。
【0022】交流システム
PLA/CNT複合物基板それぞれの表面の上で細胞を培養するために、必要
な細胞培養培地を保持し無菌条件を維持するための特殊な容器が構築された。各
チューブの外周に沿ってシリコン接着剤のビーズを用いて、個々の中空のポリプ
ロピレンシリンダー(直径が1.5cm、長さが3cm、フィッシャー)を各P
LA/CNT複合物基板のトップ表面の上に糊付けした。これらのウェルを70
%エタノール中で20分間滅菌し、細胞実験で使用前に5分間滅菌PBS中です
すいだ。
な細胞培養培地を保持し無菌条件を維持するための特殊な容器が構築された。各
チューブの外周に沿ってシリコン接着剤のビーズを用いて、個々の中空のポリプ
ロピレンシリンダー(直径が1.5cm、長さが3cm、フィッシャー)を各P
LA/CNT複合物基板のトップ表面の上に糊付けした。これらのウェルを70
%エタノール中で20分間滅菌し、細胞実験で使用前に5分間滅菌PBS中です
すいだ。
【0023】
骨芽細胞は、特注の実験室システムを用いて電流刺激に曝した。このシステム
では、ステンレススチール電極が、個々の電流伝導性PLA/CNT複合物基板
の表面の上で培養された細胞から0.5cmの距離にある上清培地中に浸漬され
た。別法では、電流はPLA/CNT複合物基板を通過させた。HP8110A
パルス/関数発生器は、50%デューティ周期を持つ10Hzの周波数での10
μAの交流からなる電気刺激を与えた。
では、ステンレススチール電極が、個々の電流伝導性PLA/CNT複合物基板
の表面の上で培養された細胞から0.5cmの距離にある上清培地中に浸漬され
た。別法では、電流はPLA/CNT複合物基板を通過させた。HP8110A
パルス/関数発生器は、50%デューティ周期を持つ10Hzの周波数での10
μAの交流からなる電気刺激を与えた。
【0024】実施例2 骨芽細胞の増殖
DMEM(10%ウシ胎児血清を含む)中に懸濁した骨芽細胞を、PLA/C
NT複合物基板表面積の平方cm当たり2500細胞の密度で準コンフルエント
に播種し、滅菌、37℃、加湿、5%CO2 /95%空気の環境で24時間接着
させた。次いで、この細胞を2日間連続で毎日6時間電気刺激(10Hzで10
μA)に曝した。対照は並行して行なわれ、同様な細胞培養条件の下で維持され
たが、電気刺激には一切曝されなかった骨芽細胞の増殖実験であった。
NT複合物基板表面積の平方cm当たり2500細胞の密度で準コンフルエント
に播種し、滅菌、37℃、加湿、5%CO2 /95%空気の環境で24時間接着
させた。次いで、この細胞を2日間連続で毎日6時間電気刺激(10Hzで10
μA)に曝した。対照は並行して行なわれ、同様な細胞培養条件の下で維持され
たが、電気刺激には一切曝されなかった骨芽細胞の増殖実験であった。
【0025】
予め定められた期間の終了時に、接着した細胞をPBSですすぎ、10%ホル
マリンで固定し、10-6Mヘキスト No. 33258で染色し、そして蛍光顕微鏡(365
nm励起/400nm放射、オリンパス) を用い、基板当たり5回の無作為視野でそ
のまま数えた。
マリンで固定し、10-6Mヘキスト No. 33258で染色し、そして蛍光顕微鏡(365
nm励起/400nm放射、オリンパス) を用い、基板当たり5回の無作為視野でそ
のまま数えた。
【0026】
この細胞増殖実験は3連で行い、4回の別の時期に反復した。
【0027】
骨芽細胞の増殖は、対照(電気刺激なし)の条件の下でのPLA/CNT複合
物基板の上の、15,810±4,813(平均±SEM)細胞から、2連続日
の間毎日6時間の電気刺激(10Hzで10μA)に曝した後の31,574±
7,076(平均±SEM)細胞まで有意に(p<0.03)増加した。この結
果は電気刺激に曝した後に骨芽細胞の増殖における46%の増加があったことを
表す。
物基板の上の、15,810±4,813(平均±SEM)細胞から、2連続日
の間毎日6時間の電気刺激(10Hzで10μA)に曝した後の31,574±
7,076(平均±SEM)細胞まで有意に(p<0.03)増加した。この結
果は電気刺激に曝した後に骨芽細胞の増殖における46%の増加があったことを
表す。
【0028】実施例3 細胞外マトリックスにおけるカルシウム含有ミネラル
DMEM(10%のウシ胎児血清、50μg/mLのアスコルビン酸、及び1
0mMのβ−グリセロリン酸塩を補足した)に懸濁した骨芽細胞をPLA/CN
T複合物基板表面積の平方cm当たり75,000細胞の密度で播種した。これ
らのコンフルエント骨芽細胞を無菌状態、37℃、加湿、5%CO2 /95%空
気環境の下で48時間培養した後、該細胞を21連続日の間毎日6時間交流電流
の刺激に曝した。対照は同様の細胞培養条件で維持されたが、一切電気刺激に曝
されなかった骨芽細胞であった。全ての試料の上清培地は実験の期間中4日毎に
交換した。
0mMのβ−グリセロリン酸塩を補足した)に懸濁した骨芽細胞をPLA/CN
T複合物基板表面積の平方cm当たり75,000細胞の密度で播種した。これ
らのコンフルエント骨芽細胞を無菌状態、37℃、加湿、5%CO2 /95%空
気環境の下で48時間培養した後、該細胞を21連続日の間毎日6時間交流電流
の刺激に曝した。対照は同様の細胞培養条件で維持されたが、一切電気刺激に曝
されなかった骨芽細胞であった。全ての試料の上清培地は実験の期間中4日毎に
交換した。
【0029】
21日の期間の終了時に、細胞培養をカルシウム無し/マグネシウム無しのP
BSで2回すすぎ、4℃で6時間振盪することにより0.5N塩酸で溶解した。
遠心分離(500×g,5分間)の後、この上清のカルシウム濃度を、カルシウ
ムキット#587(シグマ)を用い、製造者の指示に従って、測定した。カルシ
ウム含有試料の光吸光度を分光学的に測定した(575nm)。総カルシウム(
mg/dL)は、カルシウム試料(電気刺激に曝した骨芽細胞と対照、即ち電気
刺激無しの条件の下で維持された骨芽細胞の両方からの試料と並行して検定され
た)の既知の濃度(特に、5、10、及び15mg/dL)に対する吸光度の標
準曲線から計算された。細胞外マトリックスにおけるカルシウム濃度を定量する
実験は3連で行い、3回の別の時期に反復された。
BSで2回すすぎ、4℃で6時間振盪することにより0.5N塩酸で溶解した。
遠心分離(500×g,5分間)の後、この上清のカルシウム濃度を、カルシウ
ムキット#587(シグマ)を用い、製造者の指示に従って、測定した。カルシ
ウム含有試料の光吸光度を分光学的に測定した(575nm)。総カルシウム(
mg/dL)は、カルシウム試料(電気刺激に曝した骨芽細胞と対照、即ち電気
刺激無しの条件の下で維持された骨芽細胞の両方からの試料と並行して検定され
た)の既知の濃度(特に、5、10、及び15mg/dL)に対する吸光度の標
準曲線から計算された。細胞外マトリックスにおけるカルシウム濃度を定量する
実験は3連で行い、3回の別の時期に反復された。
【0030】
対照(電気刺激無し)条件の下でのPLA/CNT複合物基板の上で培養され
た骨芽細胞により合成され細胞外マトリックス中に沈着した45±9(平均±S
EM)μgのカルシウムに比べ、21連続日の間毎日6時間10Hzで10μA
の電気刺激に骨芽細胞を曝した後のカルシウムの量は138±19(平均±SE
M)μgまで有意に(p<0.01)増加した。この結果はカルシウム含量にお
ける307%の増加を表す。
た骨芽細胞により合成され細胞外マトリックス中に沈着した45±9(平均±S
EM)μgのカルシウムに比べ、21連続日の間毎日6時間10Hzで10μA
の電気刺激に骨芽細胞を曝した後のカルシウムの量は138±19(平均±SE
M)μgまで有意に(p<0.01)増加した。この結果はカルシウム含量にお
ける307%の増加を表す。
【0031】実施例4 選択した遺伝子発現の半定量のための逆転写−ポリメラーゼ連鎖反応
DMEM(10%のウシ胎児血清、50μg/mLのアスコルビン酸、及び1
0mMのβ−グリセロリン酸塩を補足した)に懸濁した骨芽細胞を、PLA/C
NT複合物試料の表面の上に、基板表面積の平方cm当たり75,000細胞の
密度で播種した。これらのコンフルエント細胞を無菌状態、37℃、加湿、5%
CO2 /95%空気環境の下で48時間培養した後、該細胞を1日又は21日の
いずれかの間毎日6時間交流電流の刺激に曝した。対照は同様の細胞培養条件で
維持されたが、電気刺激に曝されなかった骨芽細胞であった。
0mMのβ−グリセロリン酸塩を補足した)に懸濁した骨芽細胞を、PLA/C
NT複合物試料の表面の上に、基板表面積の平方cm当たり75,000細胞の
密度で播種した。これらのコンフルエント細胞を無菌状態、37℃、加湿、5%
CO2 /95%空気環境の下で48時間培養した後、該細胞を1日又は21日の
いずれかの間毎日6時間交流電流の刺激に曝した。対照は同様の細胞培養条件で
維持されたが、電気刺激に曝されなかった骨芽細胞であった。
【0032】
所定の期間の終了時に、該骨芽細胞をカルシウム無し/マグネシウム無しの
PBSで2回すすぎ、そして細胞の総RNAを標準の手順を用いトリゾール試薬
(ライフ・テクノロジーズ)で抽出した。逆転写キット(ライフ・テクノロジー
ズ)及びオリゴ(dT)プライマーを用い、公表された技法〔アルラナンダムら
「鼻腔内インターロイキン12送達により粘膜及び全身免疫の調節」Vaccine 17
, 252-260 (1999)] に従って、総RNAの1μgをcDNAに逆転写した。25
℃で10分間、及び42℃で60分間インキュベートした後、得られるcDNA
を、特異的プライマーとしてアルカリホスファターゼ、オステオポンチン、オス
テオカルシン、I型コラゲン、オステオネクチン、オステオプロテゲリン、及び
骨シアロプロテインを用い、対照としてヒポキサンチン・ホスホリボシル・トラ
ンスフェラーゼ(HPRT)プライマーを用いて増幅した。PCR増幅は、PC
Rコアキット(ライフ・テクノロジーズ)で2μlのcDNAを処理することに
より行ない、得られた混合物を次の増幅プロフィールに付した。即ち、95℃で
1分間の変性(全てのプライマーについて)、56℃で1分間のアニーリング(
アルカリホスファターゼ、オステオポンチン、及びHPRTプライマーについて
)、又は65℃で(オステオカルシン及びI型コラゲンプライマーについて)、
及び72℃で1分間の伸長(全てのプライマーについて)で28サイクル。PC
R増幅の次に、72℃で10分間の最後の伸長を行なった。PCR生産物は2.
5%アガロースゲル上で分離し、エチジウムブロミドで染色し、UV透過法によ
り可視化した。
PBSで2回すすぎ、そして細胞の総RNAを標準の手順を用いトリゾール試薬
(ライフ・テクノロジーズ)で抽出した。逆転写キット(ライフ・テクノロジー
ズ)及びオリゴ(dT)プライマーを用い、公表された技法〔アルラナンダムら
「鼻腔内インターロイキン12送達により粘膜及び全身免疫の調節」Vaccine 17
, 252-260 (1999)] に従って、総RNAの1μgをcDNAに逆転写した。25
℃で10分間、及び42℃で60分間インキュベートした後、得られるcDNA
を、特異的プライマーとしてアルカリホスファターゼ、オステオポンチン、オス
テオカルシン、I型コラゲン、オステオネクチン、オステオプロテゲリン、及び
骨シアロプロテインを用い、対照としてヒポキサンチン・ホスホリボシル・トラ
ンスフェラーゼ(HPRT)プライマーを用いて増幅した。PCR増幅は、PC
Rコアキット(ライフ・テクノロジーズ)で2μlのcDNAを処理することに
より行ない、得られた混合物を次の増幅プロフィールに付した。即ち、95℃で
1分間の変性(全てのプライマーについて)、56℃で1分間のアニーリング(
アルカリホスファターゼ、オステオポンチン、及びHPRTプライマーについて
)、又は65℃で(オステオカルシン及びI型コラゲンプライマーについて)、
及び72℃で1分間の伸長(全てのプライマーについて)で28サイクル。PC
R増幅の次に、72℃で10分間の最後の伸長を行なった。PCR生産物は2.
5%アガロースゲル上で分離し、エチジウムブロミドで染色し、UV透過法によ
り可視化した。
【0033】
骨芽細胞を21連続日までの間毎日6時間10Hzで10μAの電気刺激に曝
すと、種々の遺伝子の発現に差別的に影響を与えた。特に、アルカリホスファタ
ーゼ又は骨シアロプロテインのいずれについても、試験した如何なる条件、時点
でも検出可能な遺伝子発現はなかった。対照と比較して、オステオポンチンは6
時間の電気刺激に曝した細胞では僅かに低いレベルに調節された。しかしながら
、21連続日の後、オステオポンチンの発現は対照及び電気刺激を受けた骨芽細
胞における発現と同様であった。オステオネクチンmRNAは、骨芽細胞が対照
の条件に維持された場合に発現したが、これらの細胞が6時間の電気刺激に曝さ
れた場合には発現しなかった。対照とは逆に、オステオネクチンの発現は21連
続日の間毎日6時間電気刺激を受けた骨芽細胞では高レベルに調節された。
すと、種々の遺伝子の発現に差別的に影響を与えた。特に、アルカリホスファタ
ーゼ又は骨シアロプロテインのいずれについても、試験した如何なる条件、時点
でも検出可能な遺伝子発現はなかった。対照と比較して、オステオポンチンは6
時間の電気刺激に曝した細胞では僅かに低いレベルに調節された。しかしながら
、21連続日の後、オステオポンチンの発現は対照及び電気刺激を受けた骨芽細
胞における発現と同様であった。オステオネクチンmRNAは、骨芽細胞が対照
の条件に維持された場合に発現したが、これらの細胞が6時間の電気刺激に曝さ
れた場合には発現しなかった。対照とは逆に、オステオネクチンの発現は21連
続日の間毎日6時間電気刺激を受けた骨芽細胞では高レベルに調節された。
【0034】
対照の条件の下又は6時間の電気刺激の下のいずれでも骨芽細胞におけるオス
テオカルシンの検出可能な遺伝子発現はみられなかった。しかし、対照と比べ、
21連続日の間毎日6時間電気刺激を受けた細胞では、オステオカルシンの遺伝
子は高レベルで調節された。対照条件の下で維持された骨芽細胞でのI型コラゲ
ンの発現は検出できなかった。これに反し、6時間の電気刺激の後、及び21連
続日の間の毎日6時間の電気刺激の後の両方で、I型コラゲン遺伝子の有意の発
現があった。
テオカルシンの検出可能な遺伝子発現はみられなかった。しかし、対照と比べ、
21連続日の間毎日6時間電気刺激を受けた細胞では、オステオカルシンの遺伝
子は高レベルで調節された。対照条件の下で維持された骨芽細胞でのI型コラゲ
ンの発現は検出できなかった。これに反し、6時間の電気刺激の後、及び21連
続日の間の毎日6時間の電気刺激の後の両方で、I型コラゲン遺伝子の有意の発
現があった。
【0035】
オステオプロテゲリンの遺伝子発現は対照と6時間の電気刺激を受けた細胞の
両方で同様であった。しかしながら、オステオプロテゲリンの遺伝子発現は、骨
芽細胞が21連続日の間毎日6時間電気刺激を受けた場合、有意に高レベル調節
を受けた。
両方で同様であった。しかしながら、オステオプロテゲリンの遺伝子発現は、骨
芽細胞が21連続日の間毎日6時間電気刺激を受けた場合、有意に高レベル調節
を受けた。
【0036】
ハウスキーピング遺伝子であるHPRTは、対照条件の下で維持された骨芽細
胞及び1及び21の連続日の間毎日6時間電気刺激を受けた骨芽細胞で同等に発
現した。HPRTは、この技法の一貫性を監視するという品質確認の目的で使用
された。
胞及び1及び21の連続日の間毎日6時間電気刺激を受けた骨芽細胞で同等に発
現した。HPRTは、この技法の一貫性を監視するという品質確認の目的で使用
された。
【0037】
絶縁体であるポリ乳酸(及び大部分の他のポリマー)とは対照的に、本研究で
調製された新規な80/20%(w/w)PLA/CNT複合物は伝導性物質で
ある。これらの新規な物質の組成及び十分に特性決定された細胞モデルの入手可
能性は、細胞レベル/分子レベルでの交流電流刺激の効果に関する一連の研究を
可能にした。ヒト及び動物における骨の修復、回復、及び再形成は、骨組織形成
における主要な変化を含むから、本研究は新たな骨形成に関する側面に焦点を絞
った。イン・ビトロのモデルについて、本研究は骨芽細胞の増殖並びに骨マトリ
ックスの化学的成分の合成を含んだ。
調製された新規な80/20%(w/w)PLA/CNT複合物は伝導性物質で
ある。これらの新規な物質の組成及び十分に特性決定された細胞モデルの入手可
能性は、細胞レベル/分子レベルでの交流電流刺激の効果に関する一連の研究を
可能にした。ヒト及び動物における骨の修復、回復、及び再形成は、骨組織形成
における主要な変化を含むから、本研究は新たな骨形成に関する側面に焦点を絞
った。イン・ビトロのモデルについて、本研究は骨芽細胞の増殖並びに骨マトリ
ックスの化学的成分の合成を含んだ。
【0038】
電気刺激が骨芽細胞の増殖を促進するという証拠は文献に提供された。例えば
、ブライトンら「容量結合された電場に対するイン・ビトロでの骨細胞応答」 C
lin. Orhto. Related Res. 285, 255-262 (1992)を参照。しかしながら、本研究
は、電流伝導性PLA/CNT複合物上で培養された骨芽細胞が交流電流刺激に
曝された場合に、その増殖が46%増加したことを報告した最初のものである。
、ブライトンら「容量結合された電場に対するイン・ビトロでの骨細胞応答」 C
lin. Orhto. Related Res. 285, 255-262 (1992)を参照。しかしながら、本研究
は、電流伝導性PLA/CNT複合物上で培養された骨芽細胞が交流電流刺激に
曝された場合に、その増殖が46%増加したことを報告した最初のものである。
【0039】
これらの研究全ての結果の直接比較は可能ではない。何故なら、電気刺激を送
達する方法に相違があるからである。例えば、文献で報告された条件と比べ、本
研究は量において10倍低い電流を使用したが、細胞増殖では同様の増加が得ら
れた。逆に、他の研究者により行なわれた研究は、容量結合された電場及び直流
電気刺激を用いて、骨芽細胞及び/又は骨芽様細胞をより短い時間電気刺激に曝
した。
達する方法に相違があるからである。例えば、文献で報告された条件と比べ、本
研究は量において10倍低い電流を使用したが、細胞増殖では同様の増加が得ら
れた。逆に、他の研究者により行なわれた研究は、容量結合された電場及び直流
電気刺激を用いて、骨芽細胞及び/又は骨芽様細胞をより短い時間電気刺激に曝
した。
【0040】
カルシウム含有ミネラルの生産及び沈着、即ち、骨の無機相(骨総量のほぼ6
5%を占める)を直接担う骨芽細胞の機能は、交流電気刺激に曝した骨芽細胞で
は3倍強化された。これらのイン・ビトロ研究で観察されたカルシウム含有ミネ
ラルの増加は、電気刺激を用いる治療を受けた骨切断術又は骨折を受けた幾つか
の動物モデルで観察された回復の促進に説明を与えるかも知れない。
5%を占める)を直接担う骨芽細胞の機能は、交流電気刺激に曝した骨芽細胞で
は3倍強化された。これらのイン・ビトロ研究で観察されたカルシウム含有ミネ
ラルの増加は、電気刺激を用いる治療を受けた骨切断術又は骨折を受けた幾つか
の動物モデルで観察された回復の促進に説明を与えるかも知れない。
【0041】
本研究をこれまでの文献の報告から明確に区別するものは、交流電気刺激が骨
マトリックス組成及びホメオスタシスに関連のある遺伝子の転写に影響を与える
分子応答を誘導するという証拠である。第一に、そして真先に、I型コラゲン(
骨の有機相の主要な、ほぼ90%の成分)遺伝子の高レベル調節が、交流電気刺
激を受けた僅か6時間で明らかになり、そして21連続日(毎日6時間)の後に
も高レベル調節が維持された。さらに、骨の細胞外マトリックスのミネラル化に
役割を有する二つの他のタンパク質、具体的にはオステオネクチン及びオステオ
ポンチンの遺伝子も、本研究において試験された条件の下で高レベルに調節され
た。これらの結果は、カルシウム沈着のための核となる点の創成に関与するリン
タンパク質であるオステオネクチンの高レベル調節、並びに専ら骨に見出され結
晶の成長を調節すると提唱されているγ−カルボキシグルタミン酸含有タンパク
質であるオステオカルシンの高レベル調節が、交流電気刺激の下での細胞外マト
リックス形成及びミネラル化のメカニズムの一部でありうることを示唆する。
マトリックス組成及びホメオスタシスに関連のある遺伝子の転写に影響を与える
分子応答を誘導するという証拠である。第一に、そして真先に、I型コラゲン(
骨の有機相の主要な、ほぼ90%の成分)遺伝子の高レベル調節が、交流電気刺
激を受けた僅か6時間で明らかになり、そして21連続日(毎日6時間)の後に
も高レベル調節が維持された。さらに、骨の細胞外マトリックスのミネラル化に
役割を有する二つの他のタンパク質、具体的にはオステオネクチン及びオステオ
ポンチンの遺伝子も、本研究において試験された条件の下で高レベルに調節され
た。これらの結果は、カルシウム沈着のための核となる点の創成に関与するリン
タンパク質であるオステオネクチンの高レベル調節、並びに専ら骨に見出され結
晶の成長を調節すると提唱されているγ−カルボキシグルタミン酸含有タンパク
質であるオステオカルシンの高レベル調節が、交流電気刺激の下での細胞外マト
リックス形成及びミネラル化のメカニズムの一部でありうることを示唆する。
【0042】
さらに、本研究は、交流電気刺激が骨のミネラル吸収に関連のある破骨細胞の
機能を調節する役割を提唱された骨芽細胞により生産される二つのタンパク質に
影響を与えるという最初の分子レベルの証拠を提供した。細胞外マトリックスへ
の破骨細胞の付着は、それらがカルシウム含有ミネラルのその後に起こる吸収の
ための前提条件であるから、オステオポンチンの生産の減少はミネラル化した細
胞外マトリックスへ破骨細胞の付着を阻害する際に決定的に重要な意味を有しう
る。さらに、受容体の腫瘍壊死因子ファミリーのメンバーであるオステオプロテ
ゲリンは、破骨細胞の分化及び活性化を阻害するから、観察された骨芽細胞の遺
伝子の高レベル調節は、破骨細胞の骨吸収活性を制御する別の可能なメカニズム
を示唆する。この側面で、電気刺激を受けた動物モデルで観察された骨形成の促
進は選択的な骨芽細胞機能の強化及びそれと同時に選択的な破骨細胞の機能の制
御の結果でありうる。
機能を調節する役割を提唱された骨芽細胞により生産される二つのタンパク質に
影響を与えるという最初の分子レベルの証拠を提供した。細胞外マトリックスへ
の破骨細胞の付着は、それらがカルシウム含有ミネラルのその後に起こる吸収の
ための前提条件であるから、オステオポンチンの生産の減少はミネラル化した細
胞外マトリックスへ破骨細胞の付着を阻害する際に決定的に重要な意味を有しう
る。さらに、受容体の腫瘍壊死因子ファミリーのメンバーであるオステオプロテ
ゲリンは、破骨細胞の分化及び活性化を阻害するから、観察された骨芽細胞の遺
伝子の高レベル調節は、破骨細胞の骨吸収活性を制御する別の可能なメカニズム
を示唆する。この側面で、電気刺激を受けた動物モデルで観察された骨形成の促
進は選択的な骨芽細胞機能の強化及びそれと同時に選択的な破骨細胞の機能の制
御の結果でありうる。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(51)Int.Cl.7 識別記号 FI テーマコート゛(参考)
A61C 8/00 A61C 8/00 Z
(81)指定国 EP(AT,BE,CH,CY,
DE,DK,ES,FI,FR,GB,GR,IE,I
T,LU,MC,NL,PT,SE,TR),OA(BF
,BJ,CF,CG,CI,CM,GA,GN,GW,
ML,MR,NE,SN,TD,TG),AP(GH,G
M,KE,LS,MW,MZ,SD,SL,SZ,TZ
,UG,ZW),EA(AM,AZ,BY,KG,KZ,
MD,RU,TJ,TM),AE,AG,AL,AM,
AT,AU,AZ,BA,BB,BG,BR,BY,B
Z,CA,CH,CN,CR,CU,CZ,DE,DK
,DM,DZ,EE,ES,FI,GB,GD,GE,
GH,GM,HR,HU,ID,IL,IN,IS,J
P,KE,KG,KP,KR,KZ,LC,LK,LR
,LS,LT,LU,LV,MA,MD,MG,MK,
MN,MW,MX,MZ,NO,NZ,PL,PT,R
O,RU,SD,SE,SG,SI,SK,SL,TJ
,TM,TR,TT,TZ,UA,UG,US,UZ,
VN,YU,ZA,ZW
(72)発明者 ビジオス,リーナ
アメリカ合衆国、ニューヨーク州 12180、
トロイ、コンウェー コート 10番地
(72)発明者 アジャヤン,パリケル
アメリカ合衆国、ニューヨーク州 12065、
クリフトン パーク、オールド コーチ
ロード 109番地
(72)発明者 シーゲル,リチャード
アメリカ合衆国、ニューヨーク州 12204、
メナンズ、マイトン レーン 7番地
Fターム(参考) 4C059 AA08
4C081 AA14 AB02 AC03 BA12 BA13
BB08 BC02 CA171 CB011
CC01 CF031 CF111 CF141
CF151 CF161 CG01 DA04
DB08
Claims (22)
- 【請求項1】 電気伝導性のナノスケール物質及び生体適合性ポリマー又は
生体適合性セラミックの少なくとも一つを含む電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項2】 請求項1記載の電気伝導性ナノ複合物であって、該電気伝導
性のナノスケール物質が炭素ナノチューブ、無機ナノチューブ、金属ナノ線材、
セラミックナノ線材、複合物ナノ線材、金属ナノフィラメント、セラミックナノ
フィラメント、複合物ナノフィラメント及びこれらの組合せを含むものである電
気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項3】 該ナノスケール物質が炭素ナノチューブである、請求項1記
載の電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項4】 ナノスケールの電気伝導性物質及び生体適合性ポリマーを含
む請求項1記載の電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項5】 該生体適合性ポリマーが生物分解性である、請求項4記載の
電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項6】 該生体適合性ポリマーがポリ乳酸である、請求項5記載の電
気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項7】 炭素ナノチューブ及びポリ乳酸を含む、請求項1記載の電気
伝導性ナノ複合物。 - 【請求項8】 ナノスケールの電気伝導性物質及び生体適合性セラミックを
含む、請求項1記載の電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項9】 該セラミックが1〜100nmのグレーンサイズを持つもの
である、請求項8記載の電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項10】 該セラミックがアルミナ、チタン又はヒドロキシアパタイ
トである、請求項8記載の電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項11】 請求項1記載の電気伝導性ナノ複合物であって、 電気伝導性ナノスケール物質の約0.1〜90部(容量比)、及び 生体適合性ポリマー又は生体適合性セラミックの少なくとも一つの約10〜
99.9部(容量比)、 を含む電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項12】 請求項11記載の電気伝導性ナノ複合物であって、 電気伝導性ナノスケール物質の約10〜25部(容量比)、及び 生体適合性ポリマー又は生体適合性セラミックの少なくとも一つの約75〜
90部(容量比)、 を含む電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項13】 請求項12記載の電気伝導性ナノ複合物であって、 炭素ナノチューブ、及び ポリ乳酸、 を含む電気伝導性ナノ複合物。
- 【請求項14】 請求項13記載の電気伝導性ナノ複合物であって、 炭素ナノチューブの20〜25部(重量比)、及び ポリ乳酸の75〜80部(重量比)、 を含む電気伝導性ナノ複合物。
- 【請求項15】 電気伝導性の整形外科/歯科用インプラントの2次元基板
若しくは3次元足場の内部表面上で骨芽細胞の増殖を促進する方法であって、 インプラントを骨芽細胞と接触させる工程、及び 該インプラントを通して電流を流し、それにより骨芽細胞が電気刺激に曝さ
れる工程、 を含む方法。 - 【請求項16】 該電流が、該インプラントに直接連結されたパルス/関数
発生器により形成されるものである、請求項15記載の方法。 - 【請求項17】 該電流が、パルス電磁場によりインプラント内に誘導され
るものである、請求項15記載の方法。 - 【請求項18】 該電流が交流である、請求項15記載の方法。
- 【請求項19】 ナノスケール物質及び生体適合性ポリマー又は生体適合性
セラミックの少なくとも一つを含む電気伝導性ナノ複合物であって、該ナノスケ
ール物質、該ポリマー及び該セラミックの少なくとも一つが電気伝導性である電
気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項20】 該ナノスケール物質が電気伝導性である、請求項19記載
の電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項21】 該生体適合性ポリマーが電気伝導性である、請求項19記
載の電気伝導性ナノ複合物。 - 【請求項22】 該生体適合性セラミックが電気伝導性である、請求項19
記載の電気伝導性ナノ複合物。
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