JPH0622579B2 - 細胞侵入性医用材料 - Google Patents
細胞侵入性医用材料Info
- Publication number
- JPH0622579B2 JPH0622579B2 JP63053837A JP5383788A JPH0622579B2 JP H0622579 B2 JPH0622579 B2 JP H0622579B2 JP 63053837 A JP63053837 A JP 63053837A JP 5383788 A JP5383788 A JP 5383788A JP H0622579 B2 JPH0622579 B2 JP H0622579B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- collagen
- denatured
- atelocollagen
- solution
- medical material
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Landscapes
- Materials For Medical Uses (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は細胞侵入性医用材料に関する。
さらに詳しくは本発明は担体にヘリックス含量が０〜８
０％である変性コラーゲンを結合あるいは被覆した細胞
侵入性医用材料に関する。
０％である変性コラーゲンを結合あるいは被覆した細胞
侵入性医用材料に関する。
本発明の医用材料は生体内に埋入されて生体組織と同化
され、あるいは創傷面に被覆されて真皮組織に変換され
るので医学および生物学の分野において人工皮膚、人工
血管等として利用される。
され、あるいは創傷面に被覆されて真皮組織に変換され
るので医学および生物学の分野において人工皮膚、人工
血管等として利用される。
［従来の技術］ 生体組織に何らかの異常が生じた場合、自己の他部位の
組織あるいは、親族など免疫原性の少ない個体からの同
種移植が好ましいがその様な供給が困難な場合には人工
物をもってそれに代替するという発想は古くから存在し
ていた。しかし、当然免疫拒絶反応の対象となるケース
が多く、そのため組織や免疫系細胞から不感作であるよ
うな、いわゆる組織反応が低い物質を求める努力が続け
られている。ポリウレタンを代表とする合成高分子を、
より疎水化させる方向の研究などはその一例である。ま
た、これとは全く正反対に、免疫反応を引き起こす前に
速やかに物質が組織と同化してしまうことにより器官と
しての機能を付与するという考え方がある。人工物とし
ては生体由来材料であるコラーゲン等を選択し、線維芽
細胞等組織修復機能を持った細胞を早期に侵入させて、
結合組織用の組織を構築させて目的の組織をおおわせ免
疫反応を免れる考え方で、後者の方がより理想に近い形
である。
組織あるいは、親族など免疫原性の少ない個体からの同
種移植が好ましいがその様な供給が困難な場合には人工
物をもってそれに代替するという発想は古くから存在し
ていた。しかし、当然免疫拒絶反応の対象となるケース
が多く、そのため組織や免疫系細胞から不感作であるよ
うな、いわゆる組織反応が低い物質を求める努力が続け
られている。ポリウレタンを代表とする合成高分子を、
より疎水化させる方向の研究などはその一例である。ま
た、これとは全く正反対に、免疫反応を引き起こす前に
速やかに物質が組織と同化してしまうことにより器官と
しての機能を付与するという考え方がある。人工物とし
ては生体由来材料であるコラーゲン等を選択し、線維芽
細胞等組織修復機能を持った細胞を早期に侵入させて、
結合組織用の組織を構築させて目的の組織をおおわせ免
疫反応を免れる考え方で、後者の方がより理想に近い形
である。
コラーゲンを用いた人工材料は生体由来であるため、確
かに細胞組織に対する親和性は大きいと考えられるもの
の、生体内でコラゲナーゼにより容易に分解・吸収され
るものである。そこで使用するにあっては、何らかの手
段で架橋を導入し、物性面の強化をはかる必要がある。
架橋法としては加熱による脱水架橋、薬品を用いる化学
的架橋等を採用し得る。このうち熱脱水架橋は薬品処理
に比べ安全性が高いが、物性的にコラゲナーゼ酵素に対
する耐性が化学的架橋に対して低い。そこで、化学的架
橋を熱架橋と併用させたり、化学的架橋単独で用いる手
段が選択される。これを実施すると、物性面での性質向
上が著しい。例えば、１１０℃の温度で真空下に２４時
間置いて熱的な架橋を導入した場合には、コラゲナーゼ
３unit/ml中に３７℃下で静置すると１日以内に溶解す
るのに対し、イソシアネート系架橋のみを施した場合に
はコラゲナーゼ１００unit/ml中に３７℃で７日静置し
ても形態に変化が見られない。ところが、かかる強固な
架橋を導入すると、導入前にコラーゲンが有していた細
胞、組織に対する親和性が大幅に低下し、細胞侵入が阻
止される傾向が出現する。つまり物性面の強化と、細
胞、組織に対する親和性という生物学的性能の向上と
は、両立が困難な相反する事象であり、満足する材料は
従来求め得なかった。
かに細胞組織に対する親和性は大きいと考えられるもの
の、生体内でコラゲナーゼにより容易に分解・吸収され
るものである。そこで使用するにあっては、何らかの手
段で架橋を導入し、物性面の強化をはかる必要がある。
架橋法としては加熱による脱水架橋、薬品を用いる化学
的架橋等を採用し得る。このうち熱脱水架橋は薬品処理
に比べ安全性が高いが、物性的にコラゲナーゼ酵素に対
する耐性が化学的架橋に対して低い。そこで、化学的架
橋を熱架橋と併用させたり、化学的架橋単独で用いる手
段が選択される。これを実施すると、物性面での性質向
上が著しい。例えば、１１０℃の温度で真空下に２４時
間置いて熱的な架橋を導入した場合には、コラゲナーゼ
３unit/ml中に３７℃下で静置すると１日以内に溶解す
るのに対し、イソシアネート系架橋のみを施した場合に
はコラゲナーゼ１００unit/ml中に３７℃で７日静置し
ても形態に変化が見られない。ところが、かかる強固な
架橋を導入すると、導入前にコラーゲンが有していた細
胞、組織に対する親和性が大幅に低下し、細胞侵入が阻
止される傾向が出現する。つまり物性面の強化と、細
胞、組織に対する親和性という生物学的性能の向上と
は、両立が困難な相反する事象であり、満足する材料は
従来求め得なかった。
［問題点を解決するための手段］ 本発明の目的は生体内に埋入または創傷面に被覆した際
に生体内の分解酵素に対して抵抗性を有し、一定期間必
要な機械的強度を保持し、かつ細胞、組織に対する親和
性が良好で増殖した細胞が容易にその内部に入り込みや
すい医用材料を提供することにある。
に生体内の分解酵素に対して抵抗性を有し、一定期間必
要な機械的強度を保持し、かつ細胞、組織に対する親和
性が良好で増殖した細胞が容易にその内部に入り込みや
すい医用材料を提供することにある。
かかる本発明の目的は以下の構成によって達成される。
１）担体にヘリックス含量が０〜８０％である変性コラ
ーゲンを結合または被覆したことを特徴とする細胞侵入
性医用材料。
ーゲンを結合または被覆したことを特徴とする細胞侵入
性医用材料。
２）担体が生体吸収材料である１項の医用材料。
３）生体吸収材料がコラーゲンである１または２項の医
用材料。
用材料。
４）コラーゲンが熱脱水架橋あるいは化学架橋されてい
る１〜３項のいずれかの項に記載の医用材料。
る１〜３項のいずれかの項に記載の医用材料。
５）コラーゲンおよびヘリックス含量が０〜８０％であ
る変性コラーゲンを混合し、フィルムまたは多孔体を形
成させた後架橋されたことを特徴とする細胞侵入性医用
材料。
る変性コラーゲンを混合し、フィルムまたは多孔体を形
成させた後架橋されたことを特徴とする細胞侵入性医用
材料。
６）架橋されたコラーゲンフィルムあるいは多孔体をヘ
リックス含量０〜８０％である変性コラーゲン溶液で被
覆したことを特徴とする細胞侵入性医用材料。
リックス含量０〜８０％である変性コラーゲン溶液で被
覆したことを特徴とする細胞侵入性医用材料。
本発明のヘリックス含量０〜８０％の変性コラーゲン
は、牛真皮由来のコラーゲンを酸またはアルカリ処理
し、得られた三重鎖ヘリックスを有するコラーゲンを水
の存在下で５０〜１２５℃好ましくは９０〜１２１℃で
２０分〜２４時間加熱することによって得られる。ヘリ
ックス含量とはコラーゲン特有の三重鎖ヘリックスの含
量を意味し、変性コラーゲンではこのヘリックスがラン
ダムコイル化しているためヘリックス含量が変性度に対
応する。このヘリックス含量は円偏光２色性分光計（Ｃ
Ｄ）や赤外分光光度計（１Ｒ）で測定することができる
〔Ｐ．Ｌ．Ｇｏｒｄｅｎ ｅｔａｌ．Ｍａｃｒｏｍｏｌ
ｅｃｕｌｅｓ，１（６）９５４（１９７４）〕． 本発明の変性コラーゲンのヘリックス含量は０〜８０％
であり、より好ましくは０〜５０％である。原料コラー
ゲンは酸またはアルカリ処理したコラーゲンをさらにプ
ロクターゼまたはベプシンによりその分子末端のテロペ
プチドを消化除去し、抗原性を無くしたものが望まし
い。
は、牛真皮由来のコラーゲンを酸またはアルカリ処理
し、得られた三重鎖ヘリックスを有するコラーゲンを水
の存在下で５０〜１２５℃好ましくは９０〜１２１℃で
２０分〜２４時間加熱することによって得られる。ヘリ
ックス含量とはコラーゲン特有の三重鎖ヘリックスの含
量を意味し、変性コラーゲンではこのヘリックスがラン
ダムコイル化しているためヘリックス含量が変性度に対
応する。このヘリックス含量は円偏光２色性分光計（Ｃ
Ｄ）や赤外分光光度計（１Ｒ）で測定することができる
〔Ｐ．Ｌ．Ｇｏｒｄｅｎ ｅｔａｌ．Ｍａｃｒｏｍｏｌ
ｅｃｕｌｅｓ，１（６）９５４（１９７４）〕． 本発明の変性コラーゲンのヘリックス含量は０〜８０％
であり、より好ましくは０〜５０％である。原料コラー
ゲンは酸またはアルカリ処理したコラーゲンをさらにプ
ロクターゼまたはベプシンによりその分子末端のテロペ
プチドを消化除去し、抗原性を無くしたものが望まし
い。
上記変性コラーゲンが結合または被覆される担体は、生
体内の分解酵素によって分解されず一定の期間、機械的
強度を有し、生体に受容されるものが使用される。この
ような担体の例としてポリエステル、ポリウレタン、塩
化ビニルのような合成樹脂をあげることができるが好適
には、コラーゲン、フィブロイン、ポリ乳酸のような生
体吸収材料が使用される。
体内の分解酵素によって分解されず一定の期間、機械的
強度を有し、生体に受容されるものが使用される。この
ような担体の例としてポリエステル、ポリウレタン、塩
化ビニルのような合成樹脂をあげることができるが好適
には、コラーゲン、フィブロイン、ポリ乳酸のような生
体吸収材料が使用される。
最も好ましくは、コラーゲンを加熱処理または架橋剤で
処理した架橋コラーゲンが使用される。コラーゲンの架
橋は常法に従ってコラーゲンを加熱処理するか架橋剤で
処理することによって実施される。
処理した架橋コラーゲンが使用される。コラーゲンの架
橋は常法に従ってコラーゲンを加熱処理するか架橋剤で
処理することによって実施される。
加熱処理による場合は、コラーゲンを真空下で１１０℃
に２時間以上保持して脱水するのが望ましい。
に２時間以上保持して脱水するのが望ましい。
架橋剤で処理する場合は架橋剤には特に制限はなく、グ
ルタルアルデヒドのようなアルデヒド系架橋剤、ヘキサ
メチレンジイソシアネートのようなイソシアネート系架
橋剤、１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピ
ル）カルボジイミド塩酸塩のようなカルボジド系架橋剤
等が使用される。
ルタルアルデヒドのようなアルデヒド系架橋剤、ヘキサ
メチレンジイソシアネートのようなイソシアネート系架
橋剤、１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピ
ル）カルボジイミド塩酸塩のようなカルボジド系架橋剤
等が使用される。
架橋度が低すぎると医用材料としての十分な物理的強度
が得られず、逆に高すぎるとコラーゲンの構造、性質が
損われるので避けるべきである。０．０１〜５％(w/
v)、好ましくは１〜３％(w/v)架橋剤濃度で架橋させる
と適当な架橋度のコラーゲンが得られる。
が得られず、逆に高すぎるとコラーゲンの構造、性質が
損われるので避けるべきである。０．０１〜５％(w/
v)、好ましくは１〜３％(w/v)架橋剤濃度で架橋させる
と適当な架橋度のコラーゲンが得られる。
架橋が導入されるべきコラーゲンは三重鎖ヘリックスを
有する分散状の水溶性のものでは架橋しても物性があま
り向上しないので分散状コラーゲンを３７℃でりん酸系
の緩衝液を用いて中和処理し、生体内にあるような周期
性線維構造をもつ再構成された線維コラーゲンの形にす
ることが好ましい。これにより架橋処理との相乗効果で
物性が飛躍的に向上する。
有する分散状の水溶性のものでは架橋しても物性があま
り向上しないので分散状コラーゲンを３７℃でりん酸系
の緩衝液を用いて中和処理し、生体内にあるような周期
性線維構造をもつ再構成された線維コラーゲンの形にす
ることが好ましい。これにより架橋処理との相乗効果で
物性が飛躍的に向上する。
本発明において担体としてコラーゲンを使用する場合細
胞侵入性医用材料は次の方法によって作製される。
胞侵入性医用材料は次の方法によって作製される。
１） コラーゲン水溶液を調製し、これを２分して一方
はそのまま放置し他方はこのコラーゲン水溶液を加熱処
理して変性させることにより変性コラーゲンとする。両
溶液を混合した後、ソルベントキャスティング法により
フィルムを、凍結乾燥法により多孔性スポンジをそれぞ
れ作製した後、該フィルムあるいは多孔性スポンジに熱
架橋あるいは化学架橋を形成させることにより本発明の
医用材料を作製する。
はそのまま放置し他方はこのコラーゲン水溶液を加熱処
理して変性させることにより変性コラーゲンとする。両
溶液を混合した後、ソルベントキャスティング法により
フィルムを、凍結乾燥法により多孔性スポンジをそれぞ
れ作製した後、該フィルムあるいは多孔性スポンジに熱
架橋あるいは化学架橋を形成させることにより本発明の
医用材料を作製する。
２） コラーゲン水溶液を作製した後、ソルベントキャ
スティング法によりフィルムあるいは凍結乾燥法により
多孔性スポンジを作製する。その後、熱架橋反応あるい
は化学架橋反応を行なう。一方、変性コラーゲンはコラ
ーゲン水溶液を加熱処理によって変性させることにより
別途作製する。該架橋コラーゲンフィルムあるいは多孔
体スポンジを該変性コラーゲン溶液に浸漬した後、取り
出し自然あるいは真空あるいは凍結乾燥することにより
本発明の医用材料を作製する。
スティング法によりフィルムあるいは凍結乾燥法により
多孔性スポンジを作製する。その後、熱架橋反応あるい
は化学架橋反応を行なう。一方、変性コラーゲンはコラ
ーゲン水溶液を加熱処理によって変性させることにより
別途作製する。該架橋コラーゲンフィルムあるいは多孔
体スポンジを該変性コラーゲン溶液に浸漬した後、取り
出し自然あるいは真空あるいは凍結乾燥することにより
本発明の医用材料を作製する。
コラーゲン以外の担体を使用する場合にも上記と同様の
方法により変性コラーゲンの水溶液に浸漬して担体に変
性コラーゲンを被覆または結合させる。
方法により変性コラーゲンの水溶液に浸漬して担体に変
性コラーゲンを被覆または結合させる。
担体に対する変性コラーゲンの組成はおよそ５〜８０％
(w/w)であり、より好ましくは１０〜５０％(w/w)であ
る。
(w/w)であり、より好ましくは１０〜５０％(w/w)であ
る。
次に実施例および試験例を示して本発明をさらに具体的
に説明する。
に説明する。
実施例 １ アテロコラーゲン−変性アテロコラーゲ
ンマトリックスの調製 アテロコラーゲン（ＡＣ）１．０ｇをpH３．０の希塩酸
に溶解させた。
ンマトリックスの調製 アテロコラーゲン（ＡＣ）１．０ｇをpH３．０の希塩酸
に溶解させた。
この溶液を６０℃の恒温槽で３０分間保持したのち、室
温下で２時間放置して変性アテロコラーゲン（ＨＡＣ）
の溶液を得た。このようにして得られた変性アテロコラ
ーゲンのヘリックス含量は約４０％であった。０．３w/
v%アテロコラーゲン（pH３．０）溶液を攪拌しながら、
０．３w/v%変性アテロコラーゲン溶液を添加し混合し
た。この溶液をステンレスバットに注入し、そのまま−
３０℃に急速凍結し、十分凍結した後、−４０℃／０．
１トール未満の真空下で凍結乾燥した。さらに生成物を
５０ミリトール未満の真空下１１０℃、２４時間処理し
て熱脱水架橋した。
温下で２時間放置して変性アテロコラーゲン（ＨＡＣ）
の溶液を得た。このようにして得られた変性アテロコラ
ーゲンのヘリックス含量は約４０％であった。０．３w/
v%アテロコラーゲン（pH３．０）溶液を攪拌しながら、
０．３w/v%変性アテロコラーゲン溶液を添加し混合し
た。この溶液をステンレスバットに注入し、そのまま−
３０℃に急速凍結し、十分凍結した後、−４０℃／０．
１トール未満の真空下で凍結乾燥した。さらに生成物を
５０ミリトール未満の真空下１１０℃、２４時間処理し
て熱脱水架橋した。
比較例 １ アテロコラーゲンマトリックスの調製 アテロコラーゲン（ＡＣ）１．０ｇを０．３w/v%の濃度
になるようにpH３．０の希塩酸に溶解させた。この溶液
を上記の方法で凍結乾燥し、さらに熱脱水架橋した。
になるようにpH３．０の希塩酸に溶解させた。この溶液
を上記の方法で凍結乾燥し、さらに熱脱水架橋した。
試験例１ アテロコラーゲン−変性アテロコラーゲン
マトリックスのｉｎ ｖｉｔｒｏ細胞侵入性試験 上記実施例１、および比較例１で得られたマトリックス
について、ラットの皮膚線維芽細胞を用いてｉｎ ｖｉ
ｔｒｏで培養実験を行ない細胞侵入性の評価を行なっ
た。
マトリックスのｉｎ ｖｉｔｒｏ細胞侵入性試験 上記実施例１、および比較例１で得られたマトリックス
について、ラットの皮膚線維芽細胞を用いてｉｎ ｖｉ
ｔｒｏで培養実験を行ない細胞侵入性の評価を行なっ
た。
６０mm滅菌シャーレ〔テルモ（製）〕に直径３．５cm片
のコラーゲンスポンジを置き、線維芽細胞を１×１０６
個の／mlの濃度で１ml、スポンジ上に滴下し、２４時間
３７℃下培養する。さらに１０％ＦＢＳを含むＤＭＥ培
地を３ml入れ、３７℃下で６日間培養した。
のコラーゲンスポンジを置き、線維芽細胞を１×１０６
個の／mlの濃度で１ml、スポンジ上に滴下し、２４時間
３７℃下培養する。さらに１０％ＦＢＳを含むＤＭＥ培
地を３ml入れ、３７℃下で６日間培養した。
１０％中性緩衝ホルマリン液で固定後染色を施し、光学
顕微鏡で観察し評価した。評価の結果を表−１に示し
た。
顕微鏡で観察し評価した。評価の結果を表−１に示し
た。
表−１から、ＡＣ単独のマトリックスに対し、ＨＡＣを
混合したマトリックスでは、大幅に細胞の侵入性が向上
することが判った。但し、スポンジの形状維持の観点か
らは、ＨＡＣの重量％が８０未満であることが好ましい
といえる。
混合したマトリックスでは、大幅に細胞の侵入性が向上
することが判った。但し、スポンジの形状維持の観点か
らは、ＨＡＣの重量％が８０未満であることが好ましい
といえる。
比較例 ２ 線維化アテロコラーゲンの調製 アテロコラーゲン１．０ｇをpH３．０の希塩酸に溶解し
て０．３w/v%にした。この溶液を４℃の恒温槽に入れ攪
拌しながら、りん酸緩衝液を加え、終濃度が０．１％(w
/v)アテロコラーゲン、３０ｍＭりん酸−２−ナトリウ
ム、１００ｍＭ ＮａＣｌであるコラーゲン溶液を調製
した。ついで３７℃の恒温槽に１日浸漬し、線維化コラ
ーゲン（ＦＣ）液を得た。この液を遠心分離（５０００
ｒ．ｐ．ｍ．，１０分）して、濃縮し、０．３％(w/v)
線維化アテロコラーゲン（ＦＣ）溶液を調製した。この
溶液を−３０℃で急速凍結した後、凍結乾燥を行ないス
ポンジを作製した。その後このスポンジを真空下１１０
℃、２時間処理し熱脱水架橋した。
て０．３w/v%にした。この溶液を４℃の恒温槽に入れ攪
拌しながら、りん酸緩衝液を加え、終濃度が０．１％(w
/v)アテロコラーゲン、３０ｍＭりん酸−２−ナトリウ
ム、１００ｍＭ ＮａＣｌであるコラーゲン溶液を調製
した。ついで３７℃の恒温槽に１日浸漬し、線維化コラ
ーゲン（ＦＣ）液を得た。この液を遠心分離（５０００
ｒ．ｐ．ｍ．，１０分）して、濃縮し、０．３％(w/v)
線維化アテロコラーゲン（ＦＣ）溶液を調製した。この
溶液を−３０℃で急速凍結した後、凍結乾燥を行ないス
ポンジを作製した。その後このスポンジを真空下１１０
℃、２時間処理し熱脱水架橋した。
実施例 ２ 線維化アテロコラーゲン−変性アテロコ
ラーゲンマトリックスの調製 上記で調製した０．３％(w/v)線維化アテロコラーゲン
（ＦＣ）と１％(w/v)変性アテロコラーゲン（ＨＡＣ）
を３７℃で混合し、１時間攪拌した。この溶液を−３０
℃で急速凍結した後、凍結乾燥を行ないスポンジを作製
した。その後、このスポンジを真空下１１０℃、２時間
処理し、熱脱水架橋した。
ラーゲンマトリックスの調製 上記で調製した０．３％(w/v)線維化アテロコラーゲン
（ＦＣ）と１％(w/v)変性アテロコラーゲン（ＨＡＣ）
を３７℃で混合し、１時間攪拌した。この溶液を−３０
℃で急速凍結した後、凍結乾燥を行ないスポンジを作製
した。その後、このスポンジを真空下１１０℃、２時間
処理し、熱脱水架橋した。
試験例 ２ 線維化アテロコラーゲン−変性アテロコ
ラーゲンマトリックスのｉｎ ｖｉｔｒｏ細胞侵入性試
験 上記実施例２、および比較例２で得られたマトリックス
について、試験例１と同様の操作でラットの線維芽細胞
を用いてｉｎ ｖｉｔｒｏで培養実験を行ない、細胞侵
入性を評価した。
ラーゲンマトリックスのｉｎ ｖｉｔｒｏ細胞侵入性試
験 上記実施例２、および比較例２で得られたマトリックス
について、試験例１と同様の操作でラットの線維芽細胞
を用いてｉｎ ｖｉｔｒｏで培養実験を行ない、細胞侵
入性を評価した。
評価の結果を表−２に示した。
表−２から、ＦＣを基材とするマトリックスは、全てス
ポンジの形態維持が良く、安定性に優れていた。細胞の
侵入では、ＦＣ単独でも若干の偏在的細胞侵入が見られ
たものの、ＨＡＣ添加系では非常に多くの細胞が、しか
も均一に分散して侵入しており、スポンジの形状もｉｎ
ｖｉｔｒｏ培養実験系でありながらｉｎ ｖｉｖｏの
生体組織に近い様相を呈していた。
ポンジの形態維持が良く、安定性に優れていた。細胞の
侵入では、ＦＣ単独でも若干の偏在的細胞侵入が見られ
たものの、ＨＡＣ添加系では非常に多くの細胞が、しか
も均一に分散して侵入しており、スポンジの形状もｉｎ
ｖｉｔｒｏ培養実験系でありながらｉｎ ｖｉｖｏの
生体組織に近い様相を呈していた。
試験例 ３ 線維化アテロコラーゲン−変性アテロコ
ラーゲンマトリックスのｉｎ ｖｉｖｏ皮下埋入試験 実施例２、および比較例２で作製したマトリックスをラ
ット皮下に埋入し、病理学的に組織像を検索する。
ラーゲンマトリックスのｉｎ ｖｉｖｏ皮下埋入試験 実施例２、および比較例２で作製したマトリックスをラ
ット皮下に埋入し、病理学的に組織像を検索する。
皮下埋植（埋入）には、約２００ｇのｗｉｓｔａｒ−Ｋ
Ｙ系、雌性ラットを用いる。埋入前に、５倍希釈ネンブ
タールで麻酔後ラットの背面を手術用のイソジン液（明
治製菓(株)製）で漏らし、毛刈り用カミソリで毛の刈り
残しがないように、背面を注意深く剃毛する。その後、
剃られた背面をイソジンとエタノールで消毒する。各々
の切り込みから、ラットの皮筋下の疎性結合織内に空隙
を作るように切り込みを広げる（ただし、隣接する切り
込み同志は連絡しないように配慮する。）。この空隙に
検体をさし込み、検体全体が平らに横たわるようにす
る。角針付ナイロン糸で切り口を縫合する。切り口は３
針縫う。同じ検体を別のラットにも同様にして埋入す
る。
Ｙ系、雌性ラットを用いる。埋入前に、５倍希釈ネンブ
タールで麻酔後ラットの背面を手術用のイソジン液（明
治製菓(株)製）で漏らし、毛刈り用カミソリで毛の刈り
残しがないように、背面を注意深く剃毛する。その後、
剃られた背面をイソジンとエタノールで消毒する。各々
の切り込みから、ラットの皮筋下の疎性結合織内に空隙
を作るように切り込みを広げる（ただし、隣接する切り
込み同志は連絡しないように配慮する。）。この空隙に
検体をさし込み、検体全体が平らに横たわるようにす
る。角針付ナイロン糸で切り口を縫合する。切り口は３
針縫う。同じ検体を別のラットにも同様にして埋入す
る。
埋入後３，２８日目に動物をエーテルあるいは２倍希釈
ネンブタールを用いて殺す。埋入検体が組織中に留まっ
ているようにして、ラットの背筋上の皮膚組織を８cm×
１２cmあるいはそれ以上の大きさに切り取る。この組織
を１０％中性緩衝ホルマリン溶液中に置き、一昼夜放置
し固定後、病理組織検索を施す。
ネンブタールを用いて殺す。埋入検体が組織中に留まっ
ているようにして、ラットの背筋上の皮膚組織を８cm×
１２cmあるいはそれ以上の大きさに切り取る。この組織
を１０％中性緩衝ホルマリン溶液中に置き、一昼夜放置
し固定後、病理組織検索を施す。
病理組織検索は組織からの検体の切り出しに始まる。検
体が確実に含まれるように、組織を０．５cm×２．５cm
程度のたんざく状に切り出す。これをエタノール、次に
キシレンで透徹し、最後にパラフィンに置換する。置換
後、固型パラフィンの加熱溶解液に、検体を含む組織を
置き、急冷してパラフィン包埋を完了する。包埋された
組織は、ヤマト(株)製回転式ミクロトームにて薄切を行
ない、厚さ４μｍのパラフィン切片とする。これを脱パ
ラフィンした後、任意の染色法で病理組織染色を行な
い、プレパラートを完成する。病理組織染色として、ヘ
マトキシリン−エオジン（Ｈ・Ｅ）染色、アザン染色、
レゾルシン−フクシン染色等を採用できる。結果を表−
３に示した。
体が確実に含まれるように、組織を０．５cm×２．５cm
程度のたんざく状に切り出す。これをエタノール、次に
キシレンで透徹し、最後にパラフィンに置換する。置換
後、固型パラフィンの加熱溶解液に、検体を含む組織を
置き、急冷してパラフィン包埋を完了する。包埋された
組織は、ヤマト(株)製回転式ミクロトームにて薄切を行
ない、厚さ４μｍのパラフィン切片とする。これを脱パ
ラフィンした後、任意の染色法で病理組織染色を行な
い、プレパラートを完成する。病理組織染色として、ヘ
マトキシリン−エオジン（Ｈ・Ｅ）染色、アザン染色、
レゾルシン−フクシン染色等を採用できる。結果を表−
３に示した。
ＦＣだけでは、３日目においては好中球浸潤が強くかつ
線維芽細胞の侵入は中等度であり、２８日目において
は、出来上がった肉芽細胞が萎縮している。それに対
し、ＨＡＣが１０ないし２０重量％はいる事により３日
目における好中球浸潤は弱く、逆に線維芽細胞侵入は、
一層良好となる。さらに２８日目における肉芽組織の萎
縮も著しく緩和される事が明らかである。
線維芽細胞の侵入は中等度であり、２８日目において
は、出来上がった肉芽細胞が萎縮している。それに対
し、ＨＡＣが１０ないし２０重量％はいる事により３日
目における好中球浸潤は弱く、逆に線維芽細胞侵入は、
一層良好となる。さらに２８日目における肉芽組織の萎
縮も著しく緩和される事が明らかである。
実施例 ３ 変性コラーゲンを被覆した架橋コラーゲ
ンの調製 比較例２で得た線維化アテロコラーゲン（ＦＣ）凍結乾
燥スポンジを０．０１％および１％ヘキサメチレン−イ
ソシアネート（ＨＤＩ）＝エタノール溶液に一昼夜浸漬
し、化学架橋を導入した。それぞれのスポンジに実施例
１で得られた変性コラーゲン（ＨＡＣ）水溶液を３０ml
添加し、十分浸漬後再び凍結乾燥してスポンジ化し、そ
れぞれを真空下、１１０℃で２時間加熱処理、および２
４時間加熱処理を施し、熱脱水架橋を導入した。こうし
て、変性コラーゲン（ＨＡＣ）を被覆したコラーゲンマ
トリックスを得た。最終的な組成比はＨＡＣが１０重量
％となるようにした。
ンの調製 比較例２で得た線維化アテロコラーゲン（ＦＣ）凍結乾
燥スポンジを０．０１％および１％ヘキサメチレン−イ
ソシアネート（ＨＤＩ）＝エタノール溶液に一昼夜浸漬
し、化学架橋を導入した。それぞれのスポンジに実施例
１で得られた変性コラーゲン（ＨＡＣ）水溶液を３０ml
添加し、十分浸漬後再び凍結乾燥してスポンジ化し、そ
れぞれを真空下、１１０℃で２時間加熱処理、および２
４時間加熱処理を施し、熱脱水架橋を導入した。こうし
て、変性コラーゲン（ＨＡＣ）を被覆したコラーゲンマ
トリックスを得た。最終的な組成比はＨＡＣが１０重量
％となるようにした。
比較例 ３ 架橋コラーゲンの調製 実施例３のうち、変性コラーゲン（ＨＡＣ）水溶液の添
加の過程を省いた、単独の線維化アテロコラーゲン（Ｆ
Ｃ）のみの凍結乾燥スポンジ（架橋の導入は実施例３と
同一）を比較例３として用意した。
加の過程を省いた、単独の線維化アテロコラーゲン（Ｆ
Ｃ）のみの凍結乾燥スポンジ（架橋の導入は実施例３と
同一）を比較例３として用意した。
比較例 ４ 変性コラーゲン被覆架橋コラーゲンマト
リックスフのｉｎ ｖｉｖｏ皮下埋入試験 実施例３および比較例３で作製したマトリックスを、試
験例３の手法に準じてラット皮下に埋入し、病理・組織
学的検索に付す。但し、試料は７日後、１４日後に取り
出した。結果を表−４に示した。
リックスフのｉｎ ｖｉｖｏ皮下埋入試験 実施例３および比較例３で作製したマトリックスを、試
験例３の手法に準じてラット皮下に埋入し、病理・組織
学的検索に付す。但し、試料は７日後、１４日後に取り
出した。結果を表−４に示した。
それぞれ比較例として置いたＦＣは、一部好中球等の浸
潤もあるものの、細胞成分自体の浸潤が、炎症性および
網内系細胞を含め、極めて悪い。それに比して、それぞ
れＨＡＣを被覆したＦＣは、細胞成分の浸潤が甚だ良好
で、それに伴って一部自己組織化も行なわれており、中
には異物反応がやや強いものもあるものの、特にＨＡＣ
被覆ＦＣ０．０１％ＨＤＩ架橋＋熱架橋２時間の試料に
至っては好中球浸潤する既に少ない極めて真皮に近い構
造を試料の部位に再構築しており、当発明の目的等を考
えても最も理想に近いマトリックスであると言える。
潤もあるものの、細胞成分自体の浸潤が、炎症性および
網内系細胞を含め、極めて悪い。それに比して、それぞ
れＨＡＣを被覆したＦＣは、細胞成分の浸潤が甚だ良好
で、それに伴って一部自己組織化も行なわれており、中
には異物反応がやや強いものもあるものの、特にＨＡＣ
被覆ＦＣ０．０１％ＨＤＩ架橋＋熱架橋２時間の試料に
至っては好中球浸潤する既に少ない極めて真皮に近い構
造を試料の部位に再構築しており、当発明の目的等を考
えても最も理想に近いマトリックスであると言える。
実施例 ４ シリコーン膜含有コラーゲンスポンジの
調製 テフロン上に５０％ ｓｉｌａｓｔｉｃシリコーン接着
剤型Ａ（Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ社製）のヘキサン溶液
を精密被覆用具（アプリケータ−）を用いて塗布し製膜
した。塗布した直後に実施例３によって製造したスポン
ジをのせ、室温で１０分放置した後、６０℃で少なくと
も１時間オーブンで硬化させた。
調製 テフロン上に５０％ ｓｉｌａｓｔｉｃシリコーン接着
剤型Ａ（Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ社製）のヘキサン溶液
を精密被覆用具（アプリケータ−）を用いて塗布し製膜
した。塗布した直後に実施例３によって製造したスポン
ジをのせ、室温で１０分放置した後、６０℃で少なくと
も１時間オーブンで硬化させた。
試験例 ５ 皮膚欠損創への移植試験 実施例４により製造したスポンジを使用して、ラットの
皮膚欠損創への移植試験を行なった。ラット背部皮膚に
皮下筋膜を創面とする全創皮膚欠損創（２cm×２cm）を
作製し、シリコーン膜を表層に付与した検体を結紮縫合
した。動物は移植後４週目に殺し、移植物と傷床を切り
取り、病理検索を施した。４週目では創収縮はあまり見
られず、良好な肉芽組織が形成し、表皮再生が見られ
た。
皮膚欠損創への移植試験を行なった。ラット背部皮膚に
皮下筋膜を創面とする全創皮膚欠損創（２cm×２cm）を
作製し、シリコーン膜を表層に付与した検体を結紮縫合
した。動物は移植後４週目に殺し、移植物と傷床を切り
取り、病理検索を施した。４週目では創収縮はあまり見
られず、良好な肉芽組織が形成し、表皮再生が見られ
た。
［発明の効果］ 本発明の医用材料は、担体にヘリックス含量が０〜８０
％である変性コラーゲンを結合または被覆したものから
なるため、生体内に埋入あるいは創傷面に被覆された際
にコラゲナーゼに対して抵抗性を有し、一定期間必要と
される機械的強度を保持することができるとともに、生
体適合性に優れ、その内部に増殖した細胞が容易に入り
込むことができる。アテロコラーゲンを原料として得ら
れる医用材料は抗原性を有しないので特に望ましい。
％である変性コラーゲンを結合または被覆したものから
なるため、生体内に埋入あるいは創傷面に被覆された際
にコラゲナーゼに対して抵抗性を有し、一定期間必要と
される機械的強度を保持することができるとともに、生
体適合性に優れ、その内部に増殖した細胞が容易に入り
込むことができる。アテロコラーゲンを原料として得ら
れる医用材料は抗原性を有しないので特に望ましい。
従って本発明の医用材料は埋入型人工臓器例えば生体内
留置人工心臓、人工血管等や深度熱傷時の人工被覆材と
して利用される。
留置人工心臓、人工血管等や深度熱傷時の人工被覆材と
して利用される。
フロントページの続き (72)発明者 大崎 健一 静岡県富士市大淵2656番地の１ テルモ株 式会社内 (72)発明者 片倉 健男 静岡県富士市大淵2656番地の１ テルモ株 式会社内 (72)発明者 森 有一 静岡県富士市大淵2656番地の１ テルモ株 式会社内
Claims (6)
- 【請求項１】担体にヘリックス含量が０〜８０％である
変性コラーゲンを結合または被覆したことを特徴とする
細胞侵入性医用材料。 - 【請求項２】担体が生体吸収材料である請求項１の医用
材料。 - 【請求項３】生体吸収材料がコラーゲンである請求項１
または２の医用材料。 - 【請求項４】コラーゲンが熱脱水架橋あるいは化学架橋
されている請求項１〜３のいずれかの項に記載の医用材
料。 - 【請求項５】コラーゲンおよびヘリックス含量が０〜８
０％である変性コラーゲンを混合し、フィルムまたは多
孔体を形成させた後架橋されたことを特徴とする細胞侵
入性医用材料。 - 【請求項６】架橋されたコラーゲンフィルムあるいは多
孔体をヘリックス含量０〜８０％である変性コラーゲン
溶液で被覆したことを特徴とする細胞侵入性医用材料。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63053837A JPH0622579B2 (ja) | 1988-03-09 | 1988-03-09 | 細胞侵入性医用材料 |
| AU32126/89A AU632273B2 (en) | 1988-03-09 | 1989-03-09 | Medical material permitting cells to enter thereinto and artificial skin |
| EP89903232A EP0403650B1 (en) | 1988-03-09 | 1989-03-09 | Medical material permitting cells to enter thereinto and artificial skin |
| PCT/JP1989/000257 WO1989008465A1 (en) | 1988-03-09 | 1989-03-09 | Medical material permitting cells to enter thereinto and artificial skin |
| US07/576,493 US5263983A (en) | 1988-03-09 | 1989-03-09 | Medical material and prosthetic skin in which cells can invade |
| DE68915540T DE68915540T2 (de) | 1988-03-09 | 1989-03-09 | Für zellen eindringbares medizinisches material und kunsthaut. |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63053837A JPH0622579B2 (ja) | 1988-03-09 | 1988-03-09 | 細胞侵入性医用材料 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01230366A JPH01230366A (ja) | 1989-09-13 |
| JPH0622579B2 true JPH0622579B2 (ja) | 1994-03-30 |
Family
ID=12953898
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63053837A Expired - Lifetime JPH0622579B2 (ja) | 1988-03-09 | 1988-03-09 | 細胞侵入性医用材料 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0622579B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013105665A1 (ja) | 2012-01-12 | 2013-07-18 | 株式会社ニッピ | コラーゲン構造体、およびコラーゲン構造体の製造方法 |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3603179B2 (ja) | 1999-09-09 | 2004-12-22 | グンゼ株式会社 | 心血管系組織培養用基材および組織再生法 |
| WO2003094985A1 (fr) * | 2002-05-14 | 2003-11-20 | Hokkaido Technology Licensing Office Co., Ltd. | Matrice extracellulaire artificielle et procede de fabrication associe |
| US20080176206A1 (en) | 2007-01-18 | 2008-07-24 | Toshiharu Shinoka | Cardiovascular tissue culture substrate |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5230885A (en) * | 1975-07-15 | 1977-03-08 | Massachusetts Inst Technology | Crosslinked polymer consisting of collagen and mucopolysaccharide |
| JPS5558163A (en) * | 1978-10-24 | 1980-04-30 | Unitika Ltd | Material for treating wounded portion |
| JPS61191364A (ja) * | 1985-02-21 | 1986-08-26 | 工業技術院長 | 抗血栓性材料 |
| JPS6226230A (ja) * | 1985-07-25 | 1987-02-04 | Koken:Kk | 架橋化医用品 |
| JPS62127056A (ja) * | 1985-11-27 | 1987-06-09 | 宇部興産株式会社 | 創傷カバ−材 |
| JPS62194854A (ja) * | 1985-11-19 | 1987-08-27 | メリドン・サ−ビセズ・プロプライエタリ−・リミテツド | 生物適合性、長期生物分解性網状布 |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0425131Y2 (ja) * | 1986-03-27 | 1992-06-16 |
-
1988
- 1988-03-09 JP JP63053837A patent/JPH0622579B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5230885A (en) * | 1975-07-15 | 1977-03-08 | Massachusetts Inst Technology | Crosslinked polymer consisting of collagen and mucopolysaccharide |
| JPS5558163A (en) * | 1978-10-24 | 1980-04-30 | Unitika Ltd | Material for treating wounded portion |
| JPS61191364A (ja) * | 1985-02-21 | 1986-08-26 | 工業技術院長 | 抗血栓性材料 |
| JPS6226230A (ja) * | 1985-07-25 | 1987-02-04 | Koken:Kk | 架橋化医用品 |
| JPS62194854A (ja) * | 1985-11-19 | 1987-08-27 | メリドン・サ−ビセズ・プロプライエタリ−・リミテツド | 生物適合性、長期生物分解性網状布 |
| JPS62127056A (ja) * | 1985-11-27 | 1987-06-09 | 宇部興産株式会社 | 創傷カバ−材 |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013105665A1 (ja) | 2012-01-12 | 2013-07-18 | 株式会社ニッピ | コラーゲン構造体、およびコラーゲン構造体の製造方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01230366A (ja) | 1989-09-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5263983A (en) | Medical material and prosthetic skin in which cells can invade | |
| Koide et al. | A new type of biomaterial for artificial skin: Dehydrothermally cross‐linked composites of fibrillar and denatured collagens | |
| Suzuki et al. | Experimental study of a newly developed bilayer artificial skin | |
| EP2543398B1 (en) | Cell support and bone regeneration material | |
| Ruszczak | Effect of collagen matrices on dermal wound healing | |
| DE602004000323T2 (de) | Zubereitungen zur Wiederherstellung und Regeneration humaner Dura Mater | |
| DE68928754T2 (de) | Kollagen-polymer-konjugate | |
| JP2001503299A (ja) | ジェニピンによる生物医学的材料の化学改変 | |
| Kim et al. | Fabrication of duck’s feet collagen–silk hybrid biomaterial for tissue engineering | |
| KR20160110935A (ko) | 조직 재생용 조직 지지체 재료 및 그 제조방법 | |
| AU2015353653A1 (en) | Process for preparing tissue regeneration matrix | |
| CN1179758C (zh) | 组织工程用胶原/壳聚糖多孔支架的制备方法 | |
| KR102194155B1 (ko) | 온도 감응성 폴리머가 접합된 홍합 접착 단백질을 포함하는 온도 감응성 생체 소재 | |
| KR101602797B1 (ko) | 평면견을 이용한 인공 생체막 및 이의 제조방법 | |
| EP3365036B1 (en) | Vascular patch using silk matrix and method of manufacturing the same | |
| JPH0622579B2 (ja) | 細胞侵入性医用材料 | |
| JP5839814B2 (ja) | Ｄａｎｃｅタンパク質含有徐放基材及び該徐放基材の製造方法 | |
| KR20130083596A (ko) | 콜라겐 및 히알루론산을 함유하는 창상 치료용 진피 대체물의 제조방법 및 이로부터 제조된 진피 대체물 | |
| Rouabhia et al. | In vivo evaluation of whey protein-based biofilms as scaffolds for cutaneous cell cultures and biomedical applications | |
| JP2610471B2 (ja) | 細胞侵入性医用材料およびその製造法 | |
| KR100644078B1 (ko) | 양막과 생분해성 고분자로 구성된 이식용 진피대체물,이의 제조방법 및 용도 | |
| KR20020017552A (ko) | 중화 키토산 및/또는 중화 콜라겐 스폰지를 이용한인공진피 및 이의 제조방법 | |
| JP2000262610A (ja) | 表皮再生を目的とした自家抜去毛包移植用の人工真皮 | |
| JPH08196618A (ja) | 細胞侵入性コラーゲン製剤、および人工皮膚、およびそれらの製造方法 | |
| RU2722744C1 (ru) | Органоспецифический биопластический материал на основе растворимой формы стабилизированного внеклеточного матрикса |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080330 Year of fee payment: 14 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |