JP5815926B2 - スキャフォールド材料およびそれを用いた三次元構造体 - Google Patents

Description

本発明は、スキャフォールド材料およびそれを用いた三次元構造体に関する。詳しくは、人工歯根、人工骨、細胞培養基盤、細胞フィルターなどの医用製品に用いられるスキャフォールド材料あるいは三次元構造体に関する。

医用の発達とともに様々な医用器具、医用製品が開発されており、それらに用いられる材料が注目されている。
なかでも生体適合性が高い、チタン、チタン合金などの金属、アパタイトなどのセラミックスが知られている。

特許文献１では、１００μｍ未満のチタン繊維を絡合させて層状に形成した金属不織布からなる三次元構造体を開示している。この特許文献１には、その三次元構造体の立体構造が骨芽細胞の誘導を促進させ、着床し、材料と細胞とが一体となるオステオインテグレーションを形成すると記載されている。さらに、特許文献１には、この三次元構造体がインプラント材料、細胞培養増殖用リアクターなどに利用することができると記載されている。さらに、特許文献２、特許文献３にも金属不織布を用いた三次元構造体についての記載がある。
また、特許文献４には、繊維状の非生体分解吸収性合成高分子をコラーゲンからなるスポンジ中に存在させた細胞培養に用いる足場材料が開示されている。

一方、特許文献５には、人工歯根インプラントのネジ溝に線材を巻着固定したものが開示されている。これにより、表面積を拡大し、顎骨部への埋入を容易に、かつ、確実にしている。

国際公開公報ＷＯ２００４／０１２７８１ 特開２０００−１９２１０８号公報 特開２００４−０１８９５１号公報 特開２００５−２２９８７１号公報 特開２００６−３１４７６０号公報

しかし、特許文献１〜４のように金属繊維あるいは合成樹脂繊維を絡合して形成される三次元構造体では、不織布内の孔径が一定とならない。細胞には侵入に際して侵入に好む径があることが知られており、孔の広い部位には細胞が留まらず、孔の狭い部位には細胞が誘導されない。そのため、細胞が不織布内に播種されても成長しやすい領域が限られ、細胞の誘導効率にばらつきがでる。
また、特許文献５では、細胞が好む十分な三次元構造体が形成されない。
本発明は、細胞が好む径を有する隙間を全体に備えた三次元構造体およびそれを構成するスキャフォールド材料を提供することを目的としている。

本発明のスキャフォールド材料は、播種させた細胞を培養させてコンフレントの状態にしたとき、培養液が内部と連通可能な連通路を確保できる内腔や隙間を持つコイル形状を
有することを特徴としている。ここで「コイル」には、一巻き、あるいは、二巻き以上のもの、さらには、リング状のものが含まれる。
本発明のスキャフォールド材料の第２の態様は、藩種させた細胞を増殖することにより、見かけ上内外を遮断するような内腔や隙間を持つコイル形状を有することを特徴としている。

本発明の診断・評価材料・再生医療材料は、本発明のスキャフォールド材料からなる基材と、その基材に設けられた一層または多層構造の細胞層とからなることを特徴としている。ここで診断材料とは、例えば、生体の細胞を取得して基材に播種させ、培養した後、成長した細胞を用いて診断するものであり、生体の細胞を取得して薬剤の効果を確認するオーダーメイドの治療に用いる材料として好適に用いることができる。また、評価材料とは、例えば、生体の細胞を取得して基材に播種させ、培養した後、化粧品の開発や創薬に使うために薬剤の効果を成長した細胞に加えて検証するための材料である。このように薬剤のような化学的な刺激による反応を見るためのものだけでなく、力学的や電気的のような物理的刺激による反応をみるためのものでもある。
本発明の三次元構造体は、本発明のスキャフォールド材料を並べる、重ねる、１本以上を巻きつける、あるいは、１本以上を渦巻き状にすることにより形成されたことを特徴としている。
本発明の三次元構造体は、人工歯根、人工骨、細胞培養基盤、細胞フィルターなどに用いることができる。

（１）本発明のスキャフォールド材料は、播種させた細胞を培養させてコンフレントの状態にしたとき、培養液が内部と連通可能な連通路を確保できる内腔や隙間を持つコイル形状を有するため、細胞を培養する場合には、内部と外部とが連通路によって連通可能な状態でコンフレント状態まで成長するため、栄養等を内部にまでいきわたらせることができ、安定した状態で細胞を保持できる。一方、このスキャフォールド材料を体内に埋入して使う場合、生体内の細胞の足場となり、かつ細胞組織の他、必要な栄養等を運ぶ血管等も十分に入る隙間があるため、安定した組織の修復材料（再生医療材料）となる。また、細胞の種類に合わせてコイル形状の内腔を決めることにより、細胞の誘導、着床の促進、あるいは、複数の細胞層および細胞塊が形成されるように制御ができる。また生体内では、組織に応じた隙間を有する形状に変えることができ、かつ３次元的な曲げ応力や伸び収縮が伴う力が働くが、コイル構造で弾性を有しているため、柔軟に対応する。さらに、曲げや伸縮といった力に対して、コイル構造であるため、線状構造のものに比べて、応力集中が起こりにくく、耐疲労性が高い。さらに、適正な隙間に制御することで、効率よく細胞を液体から分離させることができるだけでなく、複数の細胞が混ざった血液などの細胞分離にも適用できる。

（２）（３）コイルを構成する線材の径が５０ｎｍ〜１ｍｍであり、コイルの内腔が１０〜２０００μｍとなるように巻かれている場合、または、前記内腔が１０〜５００μｍである場合、細胞の誘導、着床の促進が一層計れる。
（４）コイルを構成する線材間の隙間が０〜１０００μｍである場合、細胞の大きさに合わせて隙間を決めることにより、一層、細胞の誘導、着床の促進ができる。特に、その隙間が２０〜３００μｍとなるものが好ましい。
（５）コイルを構成する線材が、複数本の素線を撚りあわせたもの、あるいは、複数本の素線を束にしたものであり、素線の径が５ｎｍ〜１ｍｍである場合、コイル線の表面起伏が大きくなり濡れ性が向上し、表面積が増大するため、細胞付着性が向上する。
（６）（７）コイルを構成する線材が異なる隙間を備えるように巻かれている場合、あるいは、前記線材が異なる径を備えるように巻かれている場合、増殖形態を変えることができる。また、隙間の異なるゾーンを2つ以上つくることで、同じ状態で細胞に適した隙間
を一度に評価することができる。さらに、隙間の違いにより、必要な細胞を必要なところに誘導することができる。
（８）前記線材の表面が粗面化されている場合、線材の表面積を大きくすることができ、かつ細胞の接着性が変わることで、細胞の播種および成長を一層促進できる。

（９）藩種させた細胞を増殖することにより、見かけ上内外を遮断するような内腔や隙間を持つコイル形状を有するため、細胞単体では形成できなかった大きさを持つ中実の細胞塊を形成できる。また、周りは見かけ上細胞で内外を遮断しているが、内部には空間を残した状態の細胞塊も形成できる。
（１０）コイルを構成する線材が金属製である場合、強度を向上させることができる。

（１１）本発明の診断・評価材料は、本発明のスキャフォールド材料からなる基材と、その基材に設けられた一層または多層構造の細胞層とからなるため、複数の細胞と薬等との化学的刺激に対する関係および効果を確認することができる。また、力学的や電気的のような物理的刺激による反応をみることもできる。
さらに、本発明のスキャフォールド材料からなる基材と、その基材に設けられた一層または多層構造の細胞層を利用した体に埋入する組織修復材料（再生医療材料）として用いることもできる。

（１２）本発明の三次元構造体は、本発明のスキャフォールド材料を並べる、重ねる、１本以上巻きつける、あるいは、１本以上を渦巻き状にすることにより形成しているため、様々な立体形状ができる。
（１３）このような三次元構造体であって、異なる内腔または隙間を有するコイルからなるスキャフォールド材料を備えたものは、一つの三次元構造体で異なる細胞の培養ができる。
（１４）（１５）本発明の人工歯根、人工骨は、本発明の三次元構造体を用いているため、それぞれの組織に適した隙間を提供でき、組織の再生が安定、また促進されるため、生体内に安定して維持できる。

（１６）本発明の細胞培養基盤は、本発明の三次元構造体を細胞培養足場として用いているため、細胞の生理活動を活性化し、より生体内に近い状態の細胞の増殖と産生が可能である。特に均一な構造とすることができ、効率よく培養を行うことができる。
（１７）本発明の細胞フィルターは、本発明の三次元構造体を用いているため、必要に応じた隙間を提供でき、効率よく細胞を液体から分離させることができる。また、複数の細胞が混ざった血液などの分離にも適用できる。

図１ａ、ｂは本発明の医用コイルの一実施形態を示す側面図、正面図であり、図１ｃ、ｄ、ｅ、ｆはそれぞれ本発明の三次元構造体の一実施形態を示す側面図、断面図、断面図、断面図である。 図２ａ、ｂは本発明の医用コイルの他の実施形態を示す正面図、側面図であり、図２ｃは本発明の医用コイルのさらに他の実施形態を示す側面図であり、図２ｄ、ｅは本発明の医用コイルのさらに他の実施形態を示す正面図、側面図であり、図２ｆ、ｇは本発明の医用コイルのさらに他の実施形態を示す側面図、正面図であり、図２ｈ、ｉ、ｊ、ｋ、ｌはそれぞれ本発明の三次元構造体の他の実施形態を示す断面図である。 図３ａ、ｂはそれぞれ本発明の医用コイルのさらに他の実施形態を示す側面図である。 図４ａ、ｂは本発明の人工歯根の一実施形態を示す平面図、側面図である。 図５ａは本発明の細胞培養基盤の一実施形態を示す側面断面図であり、図５ｂは本発明の細胞フィルターの一実施形態を示す側面断面図であり、図５ｃ、ｄ、ｅは細胞培養基盤の他の実施形態を示す平面図である。 本発明の人工骨の一実施形態を示す側面断面図である。 本発明の医用コイルに細胞を成長させたものの顕微鏡写真図である。 本発明の医用コイルの一実施形態の表面を示す顕微鏡写真図である。 従来のスキャフォールド材料であるチタンウエブに細胞を成長させたものの顕微鏡写真図である。

次に本発明を図面を用いて説明する。図１ａ、ｂのコイル１０は、径が５ｎｍ〜１ｍｍ、特に５μｍ〜１００μｍの線材１１からなり隙間１２が０〜１０００μｍ、特に２０〜３００μｍとなっている。また、コイルの内腔は１０〜２０００μｍ、好ましくは、１０〜５００μｍ、特に好ましく５０〜３００μｍとなっている。コイルの隙間および内腔は、対象とする細胞の大きさと同じあるいは若干大きいものがよい。
また、コイルの内腔を線材の隙間より大きくしてもよい。この場合、長軸上に延びるコイル内腔に細胞が生きるための血管などを導入することができる。このとき細胞自身は、外部からコイル内腔までの侵入距離が短い隙間からコイル内腔へ侵入し、そしてコイル内腔内の細胞は、外部からコイル内腔までの侵入距離が短い隙間から栄養を受けることができる。
コイル１０の巻き数は、１〜２００巻き、１〜１００巻きが特に好ましく、その長さは、線材径幅〜２ｃｍ、特に線材径幅〜１ｃｍが使い勝手がよく好ましい。

線材の径が５ｎｍ〜１ｍｍであるため、空隙率の高い三次元構造体を構成することができる。また、このような径の素線が構成する幾何学的空間は、細胞、特に骨芽細胞が好んで成育すること知られており、スキャフォールド材料として好ましい。
また、表面の起伏が大きな線材、あるいは、複数本の素線を撚り合わせた線材とすることにより、濡れ性が向上し、表面積が増大するため、細胞付着性が各段に向上する。
また、線材の表面に化学研磨したり、プラズマ処理をして粗面としてもよい。この場合、線材の表面積を大きくすることができ、細胞の接着性を変え、細胞の播種および成長を一層促進できる。

コイルの内腔が１０〜２０００μｍであるため、コイル内の空間に細胞が好んで侵入してき、内腔を用いて細胞を誘導することができ、特に１０〜５００μｍの場合顕著である。
隙間１２が０〜１０００μｍであるため、細胞の大きさに合わせて、細胞の誘導、分離を選択的に行わせることができる。
コイル１０の隙間とコイルの内腔の値は、実質的に同じ値としてもよい。さらに、複数のコイル間の隙間も、隙間１２および内腔の値と実質的に同じ値とすることにより、コイルの線材同士の間が一定となる二次元あるいは三次元構造体を形成することができる。

この線材１１として、生体親和性が高いものが好ましく、チタン（純チタン、６Ａｌ−４Ｖチタン、ベータチタンなど）、ステンレス、ニチノール、金、白金、それらの合金等の金属、ポリプロピレン、ポリエステル、ポリエチレンテレフタレート、ポリテトラフルオロエチレン、ポリ乳酸等の合成樹脂、シリコンゴム、さらには、カーボン、カーボン繊維などが挙げられる。

また、金属製の線材１１からなるコイル１０では、三次元構造体を構成した後、焼結することによりその形状あるいは構造を固定することができる。合成樹脂等からなるコイル１０では、溶融接着または接着剤接合により三次元構造体の形状を固定する。

本発明のコイル１０の表面上に播種した細胞は、培養により増殖させることができる。
播種した細胞の種類によっては、培養し増殖することによりコイル上で塊状となって成長する。そして、コイル上で成長した複数層からなる細胞によって形成される細胞塊（スフェロイド）が、コイルに沿って形成される。さらに、コイルの内腔または隙間を制御することにより、成長した複数の細胞層からなる細胞塊によっても埋まらない内部と連通可能な連通路を備えるように成長させることができる。その場合、細胞塊のついたコイル１０の内部と外部とは内腔によって連通可能な状態で成長するため、栄養等を十分に細胞へいきわたらせることができ、細胞の培養と保持が安定する。
さらに、コイルの内腔または隙間を制御することにより、単層の細胞層となるように、または、複数の細胞層が積層するように成長させることができる。このように細胞層を成長させることにより、診断・評価材料として用いることができる。また、体に埋入する組織修復材料（再生医療材料）として用いることもできる。

このコイル１０には、生体を構成する任意の細胞を成長させることができる。そのような細胞として、例えば、上皮細胞、線維芽細胞、癌細胞、幹細胞、骨芽細胞、肝細胞、骨髄細胞、神経細胞、ｉＰＳ細胞、ＥＳ細胞、角膜細胞などのヒトおよび動物由来の細胞が挙げられる。
また、同様にコイルの内腔または隙間を制御することにより、培養した細胞で見かけ上、コイル１０の内外を遮断するように成長させることもできる。
コイル１０を使い体内に埋入する場合は、生体内の細胞の足場となり、かつ細胞組織の他、必要な栄養等を運ぶ血管等も十分に入る隙間に制御でき、安定した組織の修復材料となる。

このコイル１０から様々な三次元構造体が形成される。例えば、図１ｃのようにコイル１０を並べた平板状の構造体１０ａとしてもよく、図１ｄのように複数の平板状の構造体１０ａの内腔方向を同じにして重ねた積層型の構造体１０ｂとしてもよく、また、図１ｅのように上下に隣り合う平面状の構造体１０ａの内腔方向が垂直となるようにして重ねた積層型の構造体１０ｃとしてもよい。三次元構造体の構成はこれらに限定されるものではなく、複数のコイル１０をランダムに並べたり、ランダムに重なり合うように並べたり、１本のコイルをランダムに重ねたりしてもよい。
構造体１０ａ〜ｃは焼結することにより強固なものにできる。
また、図１ａの平板状の構造体１０ａを焼結し、その形状を固定した後、図１ｆのように、平面方向で切断したカット型の構造体１０ｄとしてもよい。さらに、複数のコイル１０を撚った構造体としてもよい。

このような構造体１０ａ〜１０ｄの空隙率は、１５〜９９％、特に５０〜９０％となるようにするのが好ましい。

図２ａ、ｂのコイル１５ａは、図１ａのコイル１０の一つ巻き部分のみからなるチップである。また、図２ｃのように円状のコイル１５ｂとしてもよい。図２ｄ、ｅのコイル１５ｃは、コイル１０の３巻きに相当するチップである。これらは、例えば、任意の形状の容器に複数のコイル１５ａおよび／またはコイル１５ｂを充填し、焼結することにより構造体とすることができる。このときの構造体は、空隙率を図１の構造体１０ａ〜１０ｄと同様にするのが好ましい。これらのコイル１５ａ、ｂ、ｃの素線径、素線材料、内径（内腔）、隙間の長さは図１のコイル１０と実質的に同じである。

さらに、図２ｆ、ｇのコイル１６は、コイル１０をプレスによって扁平にした断面楕円形のものである。コイル１６の扁平度は、任意に設定することができる。理論上素線径の２倍の厚みが最薄の状態だが、プレスにより素線が変形することがあり、これ以下とすることもできる。たとえば、図２ｈ、ｉの構造体１６ａ、１６ｂのように、扁平にしたコイル１６を並べたり、重ねたりすることにより平板状あるいは積層状に形成することができ
る。この場合も内腔の形状は一定となる。また、コイル１６の内腔を利用し、空隙の配列方向を制御することができる。図２ｊの構造体１６ｃは、異なる内腔を有するコイル１５ｄ、１５ｅを並べたものである。この場合、異なる細胞に対応できる。さらに、図２ｋの構造体１６ｄは、コイル１０を渦巻き状にしたものであり、図２ｌの構造体１６ｅはコイル１０をランダムに並べたものである。

図３ａのコイル１５ｇは、線材間の隙間が異なる部分を連続させたものであり、３つの隙間Ｐ１（中）、Ｐ２（小）、Ｐ３（大）からなる部位Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３が連続している。このように異なる隙間からなる部分を設けることにより、増殖形態を変えることができる。また、それぞれ異なる細胞が好む三次元構造を形成するため、同じ状態で細胞に適した隙間を一度に評価することができる。さらに、隙間の違いにより、必要な細胞を必要なところに誘導することができる。
図３ｂのコイル１５ｈは、異なるコイル径Ｄ１、Ｄ２の部位Ｙ１、Ｙ２が連続したものである。この場合も、コイル径およびコイルの内腔を備えさせることにより、それぞれの部位Ｙ１、Ｙ２に異なる細胞を誘導させたり、隙間を変えたときと同様の効果を得ることができる。

前述のコイル１０は、例えば三次元構造体として人工歯根、細胞培養基板、フィルター、人工歯根等の様々な医用製品へ利用することができる。

図４は、コイル１０を利用した人工歯根２０である。人工歯根２０は、円柱状のロッド２１と、そのロッドの外周にコイル１０を密に巻いた導入層２２とからなる。
ロッド２１は、円柱体２３と、その上端に形成された外方に向いたフランジ部２４とからなり、円柱体２３の下端２３ａは下方に突出するように湾曲しており、上面には人工歯と係合する係合部２１ａを有している。図４では円柱体のロッドを用いているが、角柱、円筒形であってもよい。
ロッド２１としては、生体適合性の高い金属、例えば、チタン、チタン合金、ステンレススチール、コバルト合金、または、アルミナ、ジルコニア、窒化チタン、炭化チタンなどのセラミックスなどが用いられる。

導入層２２は、フランジ部２４の下から円柱体２３を覆うように設けられている。導入層２２は、コイル１０を所定の隙間で巻いたものであるため、内腔および隙間が一定であり、骨細胞の侵入を促進し、かつ、骨細胞と絡むことにより骨細胞を定着させる。また、導入層２２の外周は平滑で滑らかであり、素線の端部が突出したとげなどによる歯茎の損傷を防止することができる。このコイル１０による導入層２２は、本発明の三次元構造体に該当する。

また導入層２２としては扁平なコイル１６を用いて良い。また、あらかじめ所定の長さ、幅に形成した平板状の構造体１０ａ、１６ａあるいはカット型１０ｄをロッド２１に巻きつけてもよく、さらに、積層型の構造体１０ｂ、１０ｃ、１６ｂをロッド２１に巻きつけてもよい。

ロッド２１と導入層２２のコイル１０の材料として同じ金属、例えばチタンあるいはチタン合金等を用いることにより、人工歯根２０を成形後、焼結すると、ロッド２１と導入層２２とを強固に固定することができる。

図５ａは、図１ａのコイル１０を用いた細胞培養基盤２５である。
細胞培養基盤２５は、底部を有する円筒状の枠体２６ａと、その枠体内に積層状態で収容される平板状の構造体１０ａからなる培養層２６ｂとを備えている。平板状の構造体１０ａは焼結されていてもよい。平板状の構造体１０ａの代わりに、積層型やカット型の構
造体１０ｂ、１０ｃ、１０ｄ、１６ａ、１６ｂを収容してもよい。またコイル１０等は、図５ｃのように整列させて並べても良く、図５ｄのようにランダムに並べても良く、あるいは、図５ｅのように１本のコイルを渦巻き状にして並べても良い。ここでは、全ての実施形態に枠体２６ａを設けているが、枠体を用いず培養層２６ｂのみ（たとえば、シャーレ上に培養層２６ｂを配置させる）で形成させ、培養を行っても良い。
細胞を大量に培養する場合、Ａ４サイズで実施する場合もあるが、細胞培養基盤は、径が５〜１５ｍｍの円盤状のものが好ましい。

この細胞培養基盤２５は、上記コイル１０あるいは構造体１０ａからなる培養層２６ｂを形成し、枠体２６ａに挿入してもよく、また、枠体２６ａ内に構造体を敷き詰めて培養層２６ｂを形成してもよい。
焼結したコイルを円盤状に切り抜いて培養層２６ｂを形成する場合、あるいは、コイルを図５ｃのように整列させて円盤の培養層２６ｂを形成する場合、円周部位の配置されたコイルの長さが短くなるという問題がある。一方、培養層２６ｂを１層で構成する場合、曲がりに対する強度が弱くなる場合がある。図５ｅのようにコイルを渦巻き状にして培養層を構成したものは曲げなどの外力に対しては安定した構造体となる。

枠体２６ａの材料としては、チタン、チタン合金、ステンレススチール、コバルト合金、または、アルミナ、ジルコニア、窒化チタン、炭化チタンなどのセラミックス、あるいは、ポリプロピレン、ポリエステル、ポリエチレンテレフタレート、フッ素樹脂、ポリスチレン、ポリウレタン、アクリル樹脂等の合成樹脂などが用いられる。

この培養層２６ｂのコイル材料としては、図１のコイル１０と同じものが挙げられるが、チタンあるいはチタン合金の金属素線を用いることが好ましい。これは、合成樹脂繊維やゴム繊維を用いると毛細血管などが入り込みにくい組織となる場合があり、栄養補給が得られにくくなることがある。また、初期は線維芽細胞間にコラーゲンが産出されるが、細胞血管の形成が少ないと栄養補給不足になりコラーゲンは減少し、線維芽細胞のみの組織となり、細胞の収縮が起こる。そして、スキャフォールド材料の強度が低ければ、その細胞の収縮に伴い基材収縮が起きる。そして、基材収縮を起こすと細胞はそれ以上成長できず、血管の成形もされず、栄養補給されない状態となり、瘢痕組織となる。強度の弱い合成樹脂繊維やゴム繊維は、この現象が起こりやすい。しかし、チタンあるいはチタン合金の金属素線を用いることにより、強固なスキャフォールド材料を実現できるため、この基材収縮を防止することができる。

図５ｂは、コイル１０を用いた細胞フィルター２７である。
細胞フィルター２７は、図１ｃに示す三次元構造体１０ａからなる分離層２８ａと、その外周を保持するリング状ないし枠状の保持部材２８ｂとからなる。このものも構造体１０ａの代わりに、他の構造体１０ｂ、１０ｃ、１０ｄ、１０ｅ、１０ｆを用いても良い。

細胞フィルター２７として用いる場合、細胞より若干小さい内径（内腔）および素線間の隙間と決めることにより、細胞の分離効率を上げることができる。また、細胞より内腔が大きくても、培養と循環とを交互に行うことにより、細胞の播種、成長が起こり、徐々に隙間は小さくなるため、目的は達成できる。
なお、保持部材２８ｂの材料としては、チタン、チタン合金、ステンレススチール、コバルト合金などの金属、または、アルミナ、ジルコニア、酸化チタン、窒化チタン、炭化チタンなどのセラミックス、あるいは、ポリプロピレン、ポリエステル、ポリエチレンテレフタレート、フッ素樹脂、ポリスチレン、ポリウレタン、アクリル樹脂等の合成樹脂などが挙げられる。

図６は、コイル１０を用いた人工骨３０である。
人工骨３０は、支柱ロッド３１と、その上下面に設けられるコイル１０からなる導入層３２とを有している。導入層３２は、コイル１０を密に設けたものであり、構造体１０ａ等を密に設けてもよい。また、符号Ｂ１、Ｂ２は繋ぎ合わせる骨である。

支柱ロッド３１の材料としては、チタン、チタン合金、ステンレススチール、コバルト合金などの金属、または、アルミナ、ジルコニア、酸化チタン、窒化チタン、炭化チタンなどのセラミックス、あるいは、ポリプロピレン、ポリエステル、ポリエチレンテレフタレート、フッ素樹脂、ポリスチレン、ポリウレタン、アクリル樹脂等の合成樹脂などが用いられる。

この人工骨３０は、当該骨の外形あるいは円筒となるように支柱ロッド３１を形成し、そして、その支柱の上下面に導入層３２を形成されているため、この人工骨３０を繋ぎ合わせる骨Ｂ１、Ｂ２の間に、導入層３２が骨Ｂ１、Ｂ２と接するように挿入する。これにより、骨芽細胞は導入層３２に誘導され、着床し、さらに支柱ロッド３１へと拡がり、支柱ロッド３１と結合する。骨芽細胞と導入層３２とが強固に結合することで早期治癒が可能となる。

初めに、外径が０．６４ｍｍ、内径が０．４７ｍｍであり、隙間が０．０５ｍｍであり、４０巻きのチタン製コイルを用意する。
次に、前記コイルを置いた２４ｗｅｌｌプレートに、１０％の血清が入ったＤ-ＭＥＭ培地を１．２ｍｌ入れる。次に、ＨＥＫ２９３Ｔ細胞を1Ｘ10⁴ｃｅｌｌｓ／ｃｍ^２の濃度となるように細胞懸濁液を滴下し、ＣＯ_２インキュベーターに入れて培養を開始する。３日後、コンフレント状態が確認されたので、コイルを培地を入れた新しい２４ｗｅｌｌプレートに移した。移した後、さらに１０日間培養した。図７にそのコイルに形成された細胞の顕微鏡写真図を示す。ＨＥＫ２９３Ｔ細胞は、コイル全体を細胞塊として覆うとともに中心孔を残すように成長した。

ＴＷ（チタンウエブ）やチタンコイル上で培養された細胞は、細胞の複層化といった明らかに２次元（シャーレ上）の状態とは異なる３次元培養の特長的な形態を示している。細胞の複数層化に関しては、同じ培養日数でもＴＷ上では部分的（図９参照）であるのに対し、チタンコイル上で培養された細胞は、図７に示されているように複数層からなる細胞の領域がＴＷと比較して広く、形成速度も速い。
コイルの方が短期間で高密度な複数細胞層が得られるので、診断材料に用いる等の場合、迅速な治療が容易になる。

チタン線を化学研磨剤で化学研磨を施した。そのチタン線を使いコイルを作製した。その顕微鏡写真を図８に示す。コイルの線材表面に細かい凹凸が形成されているのがわかる。このようなコイルは、線材の表面積が大きくなり、細胞の接着性がよくなる。

１０ コイル
１０ａ、ｂ、ｃ、ｄ 構造体
１１ 素線
１２ 隙間
１５ａ、ｂ、ｃ コイル
１６ コイル
１６ａ、ｂ 構造体
２０ 人工歯根
２１ ロッド
２２ 導入層
２３ 円柱体
２３ａ 下端
２４ フランジ部
２５ 細胞培養基盤
２６ａ 枠体
２６ｂ 培養層
２７ 細胞フィルター
２８ａ 分離層
２８ｂ 保持部材
３０ 人工骨
３１ 支柱ロッド
３２ 導入層
Ｂ１、Ｂ２ 骨

Claims (2)

1. コイルと、
   前記コイル上に培養によって形成された細胞塊とを有し、
   前記コイルは、前記コイルを構成する線材間の隙間が所定の隙間を有するように形成され、
   前記細胞塊は、コイルに沿って形成され、前記隙間に介在され、コイル全体を覆うとともに、前記コイルの内部と連通可能な連通路を備えるように成長されており、
   前記細胞塊の細胞と薬との化学的刺激に対する関係及び効果の確認、または、力学的若しくは電気的な物理的刺激による反応の確認のために用いられる
   診断・評価材料。
2. コイルと、
   前記コイル上に培養によって形成された細胞塊とを有し、
   前記コイルは、前記コイルを構成する線材間の隙間が所定の隙間を有するように形成され、
   前記細胞塊は、コイルに沿って形成され、前記隙間に介在され、コイル全体を覆うとともに、前記コイルの内部と連通可能な連通路を備えるように成長されており、
   前記細胞塊の細胞への薬剤の効果を確認するための診断に用いられる
   診断材料。