WO2023176501A1 - 生体適合部材、およびその製造方法 - Google Patents

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WO2023176501A1
WO2023176501A1 PCT/JP2023/007998 JP2023007998W WO2023176501A1 WO 2023176501 A1 WO2023176501 A1 WO 2023176501A1 JP 2023007998 W JP2023007998 W JP 2023007998W WO 2023176501 A1 WO2023176501 A1 WO 2023176501A1
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WO
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fibers
biocompatible member
biocompatible
liquid
aggregate
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PCT/JP2023/007998
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剛 木村
陽子 徳野
晶夫 岸田
健哉 内田
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国立大学法人 東京医科歯科大学
株式会社 東芝
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    • A61L27/58—Materials at least partially resorbable by the body

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a biocompatible member and a method for manufacturing the same.
  • Biocompatible members used in the medical field have been proposed.
  • Biocompatible members are used, for example, in vivo or as scaffolds for cell culture.
  • biocompatible members have high biocompatibility and gradually disappear due to reactions within the living body. If the biocompatible member disappears due to an in-vivo reaction, inhibition of cell proliferation and tissue regeneration can be suppressed.
  • the biocompatible member it may be preferable that it remain in the in vivo environment (for example, 37° C.) for a certain period of time and have less decrease in mechanical strength such as compressive elastic modulus. Therefore, it has been desired to develop a technology that can improve survivability in the in vivo environment and maintain mechanical strength.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a biocompatible member that can improve survivability in the in-vivo environment and maintain mechanical strength, and a method for manufacturing the same.
  • the biocompatible member according to the embodiment is a biocompatible member having a plurality of fibers containing a biocompatible material. Adjacent fibers are covalently bonded to each other at multiple locations in the direction in which the fibers extend.
  • FIG. 1 is a schematic diagram for illustrating an electrospinning apparatus. It is a schematic diagram for illustrating cutting out of a deposited body. It is a schematic diagram for illustrating the process of manufacturing a biocompatible member using a deposited body. It is a schematic diagram for illustrating the process of manufacturing a biocompatible member using a deposited body. It is a schematic diagram for illustrating the process of manufacturing a biocompatible member using a deposited body. It is a schematic diagram for illustrating the process of manufacturing a biocompatible member using a deposited body. It is a schematic diagram for illustrating the process of manufacturing a biocompatible member using a deposited body.
  • FIG. 2 is a schematic diagram for illustrating hydrostatic pressure treatment. It is a schematic diagram for illustrating a pressure reduction process.
  • FIGS. 1A and 1B are schematic diagrams illustrating the biocompatible member 100.
  • FIG. FIG. 1(a) is a schematic perspective view of the biocompatible member 100
  • FIG. 1(b) is a diagram of the biocompatible member 100 in FIG. 1(a) viewed from the Z direction.
  • FIGS. 1A and 1B are schematic diagrams conceptually showing the configuration of the biocompatible member 100, and do not necessarily match the actual configuration.
  • the diameter of the fibers 6 is very small compared to the thickness of the biocompatible member 100, but the fibers 6 are drawn larger than they actually are to make the diagram easier to read. The same applies to other figures described later.
  • arrows X, Y, and Z in the figure represent three directions orthogonal to each other.
  • the thickness direction of the biocompatible member 100 (the direction perpendicular to the main surface of the biocompatible member 100) is the Z direction.
  • one direction perpendicular to the thickness direction is defined as the Y direction, and a direction perpendicular to the Z direction and the Y direction is defined as the X direction.
  • the biocompatible member 100 has a plurality of fibers 6.
  • the diameter of the fiber 6 is, for example, about 60 nm to 3 ⁇ m.
  • the fiber 6 can be formed using, for example, an electrospinning method.
  • the directions in which the fibers 6 extend are substantially aligned in a predetermined region in the Z direction (thickness direction). That is, in the biocompatible member 100, the fibers 6 extend in approximately the same direction in a predetermined region in the Z direction. Furthermore, in the biocompatible member 100, a first region in which the fibers 6 extend in a first direction and a second region in which the fibers 6 extend in a second direction intersecting the first direction are laminated. .
  • the fibers 6 extend in the X direction in the surface area of the biocompatible member 100. Furthermore, below the surface area, there are provided an area where the fibers 6 extend in the Y direction and an area where the fibers 6 extend in a direction intersecting the X and Y directions.
  • FIGS. 1(a) and 1(b) the case where four regions in which the fibers 6 extend in different directions are provided overlappingly in the Z direction is illustrated, but the direction in which the fibers 6 extend, and the direction in which the fibers 6 extend
  • the number of laminated layers in different regions can be changed as appropriate depending on the use of the biocompatible member 100 and the like.
  • regions in which the fibers 6 extend in the X direction and regions in which the fibers 6 extend in the Y direction may be alternately stacked in the Z direction (for example, see FIG. 3). Further, regions in which the fibers 6 extend in the same direction may be laminated in the Z direction.
  • the direction in which the fibers 6 extend and the number of layers in regions where the fibers 6 extend in different directions can be changed depending on the structure of the part of the living body where the biocompatible member 100 is used. In this way, the biocompatibility of the biocompatible member 100 can be further improved.
  • the biocompatible member 100 when used for a tendon of a living body, one region in which the fibers 6 extend in the same direction can be provided. In this way, the biocompatibility of the biocompatible member 100 with respect to the tendons of a living body can be improved.
  • a plurality of regions in which the fibers 6 extend in different directions can be provided in the Z direction. In this way, the biocompatibility of the biocompatible member 100 with respect to the skin of a living body can be improved.
  • the fibers 6 are drawn apart from each other in order to show that the directions in which the fibers 6 extend are almost the same in a predetermined region in the Z direction. , adjacent fibers 6 are almost in close contact with each other.
  • adjacent fibers 6 atoms in the biocompatible material (linear polymer) contained in the fibers 6 are directly covalently bonded to each other.
  • the biocompatible member 100 does not contain a chemical crosslinking component, and the adjacent fibers 6 are thermally crosslinked.
  • adjacent fibers 6 are covalently bonded to each other at a plurality of locations. Therefore, adjacent fibers 6 are connected linearly. Note that adjacent fibers 6 exist not only in the X direction or the Y direction but also in the Z direction.
  • covalent bonding between adjacent fibers 6 occurs not only within regions where the fibers 6 extend in the same direction, but also at the boundaries between laminated regions.
  • covalent bonds also occur between fibers 6 adjacent to each other in the stacking direction (Z direction) at the boundaries between stacked regions.
  • the boundary between the laminated regions for one fiber 6, there are a plurality of fibers 6 adjacent to each other in the lamination direction. Therefore, at the boundary between the laminated regions, a plurality of fibers 6 adjacent to each other in the lamination direction are covalently bonded to one fiber 6. As a result, it is possible to suppress the bonding force from becoming weak at the boundaries between the stacked regions.
  • Covalent bonding between adjacent fibers 6 can be achieved by crosslinking.
  • the biocompatible material may be denatured or become toxic, resulting in a decrease in biocompatibility.
  • adjacent fibers 6 are simply covalently bonded to each other by thermal crosslinking (also referred to as thermal dehydration crosslinking, heat dehydration crosslinking, etc.), the surface of the fibers 6 is modified (for example, oxidized), resulting in biocompatibility. may decrease.
  • Biocompatible member 100 according to this embodiment does not contain a chemical crosslinking component. That is, adjacent fibers 6 are not covalently bonded to each other by chemical crosslinking.
  • the adjacent fibers are thermally crosslinked.
  • degeneration of the surface of the fibers 6 is suppressed during thermal crosslinking. Therefore, the bonding force between adjacent fibers 6 can be increased, and high biocompatibility can be obtained. Note that details regarding thermal crosslinking will be described later.
  • the fibers 6 are almost in close contact with each other, so even if the biocompatible member 100 is observed under a microscope, each fiber 6 may not be distinguishable. Furthermore, boundaries between stacked regions cannot always be clearly observed.
  • voids having a diameter of 10 ⁇ m or more may be provided on the surface of the biocompatible member 100 at a density of 1 void/mm 2 or more.
  • voids with a diameter of 10 ⁇ m or more are provided on the surface of the biocompatible member 100 at a density of 1 void/mm 2 or more.
  • the biocompatible member 100 can contain a liquid whose main component is water.
  • Liquids containing water as a main component include, for example, pure water, physiological saline, serum such as fetal bovine serum (FBS), various liquid media, aqueous solutions containing proteins, RNA, DNA, and substrates, suspensions of cells, etc. Body fluid, blood.
  • FBS fetal bovine serum
  • Body fluid blood.
  • a liquid containing water as a main component is held between the fibers 6 . If the biocompatible member 100 contains a liquid containing water as a main component, the structure can be approximated to that of the living tissue in which the biocompatible member 100 is placed.
  • the content of the liquid whose main component is water can be 40% by mass or more and 90% by mass or less.
  • the liquid content in the biocompatible member 100 can be brought close to the liquid content in living tissue, so the biocompatibility of the biocompatible member 100 can be further improved.
  • the biocompatible member 100 contains a liquid whose main component is water, it can be placed in a living body as it is or used as a scaffold for cell culture without any hydrous treatment.
  • the biocompatible member 100 contains a liquid whose main component is water, the flexibility of the biocompatible member 100 will be increased. Therefore, it becomes easy to cut the biocompatible member 100 with scissors or a scalpel. Further, when the biocompatible member 100 is placed in a living body, damage to surrounding cell tissues can be suppressed.
  • the fiber 6 includes a biocompatible material.
  • the biocompatible material is, for example, a material derived from a living body.
  • the bio-derived material is, for example, a material produced by life activities or a material obtained by processing the same.
  • the biocompatible material does not have to be a bio-derived material.
  • the biocompatible material may be a synthetic polymer, a functional protein obtained by artificial synthesis, a synthetic polypeptide, or the like.
  • biocompatible materials include proteins such as collagen, laminin, and gelatin, nucleic acids such as deoxyribonucleic acid (DNA) and ribonucleic acid (RNA), and polysaccharides such as chitosan, chitin, hyaluronic acid, alginic acid, and heparin. .
  • proteins such as collagen, laminin, and gelatin
  • nucleic acids such as deoxyribonucleic acid (DNA) and ribonucleic acid (RNA)
  • RNA ribonucleic acid
  • polysaccharides such as chitosan, chitin, hyaluronic acid, alginic acid, and heparin.
  • synthetic polymers as biocompatible materials include, for example, polyethylene (PE), polypropylene (PP), polymethyl methacrylate (PMMA), poly(2-hydroxyethyl methacrylate) (PHEMA), poly(N-isopropyl (acrylamide) (PNIPAAm), polyvinyl alcohol (PVA), polycyanoacrylate, polyethylene terephthalate (PET), nylon 66, polyurethane (PU), polyethylene glycol (PEG), polyethylene oxide (PEO), polylactic acid (PLA) , polyhydroxy acids such as polyglycolic acid and polycaprolactone, and silicones such as polydimethylsiloxane (PDMS) and polydimethylsiloxane (PDMS).
  • PE polyethylene
  • PP polypropylene
  • PMMA polymethyl methacrylate
  • PHEMA poly(2-hydroxyethyl methacrylate)
  • PNIPAAm poly(N-isopropyl (acrylamide)
  • PVA polyvinyl alcohol
  • PVA poly
  • the biocompatibility of the biocompatible member 100 can be improved. If biocompatibility can be improved, for example, even if the biocompatible member 100 is placed in a living body, it will not exhibit toxicity. In addition, rejection reactions such as inflammation in the living body can be suppressed. In this case, if the biocompatible member 100 is formed of fibers 6 containing high-dimensional collagen, rejection reactions can be suppressed more effectively. Therefore, in the following, a case will be described as an example in which the fibers 6 include high-dimensional collagen, that is, collagen with a three-dimensional structure. The structure of a general collagen molecule is a triple helix structure, and the high-dimensional collagen contained in the fibers 6 also has a triple helix structure.
  • the biocompatible member 100 has, for example, a sheet shape.
  • the planar dimensions and planar shape of the biocompatible member 100 can be changed as appropriate depending on the use of the biocompatible member 100 and the like.
  • the thickness of one region where the fibers 6 extend in the same direction is, for example, about 5 ⁇ m to 500 ⁇ m.
  • the thickness of the biocompatible member 100 can be changed as appropriate depending on the number of laminated layers. As described above, the number of laminated layers can be changed as appropriate depending on the use of the biocompatible member 100.
  • the thickness of the biocompatible member 100 is, for example, about 0.03 mm to 50 mm.
  • the biocompatible member 100 is solid and has no fluidity. Furthermore, the biocompatible member 100 containing a liquid whose main component is water is a soft elastic body. Therefore, the biocompatible member 100 can be easily cut with scissors or a scalpel. For example, in a medical field, the biocompatible member 100 can be processed by being held with tweezers and cut with scissors or a scalpel, or by being bent to fit the shape of a wound. That is, the biocompatible member 100 according to this embodiment is easy to handle.
  • the biocompatible member 100 is, for example, transparent or translucent. If the biocompatible member 100 is transparent or translucent, it becomes easy to arrange the biocompatible member 100 in accordance with the tissue damage area or the space after tumor resection.
  • the directions in which the fibers 6 extend are almost the same. Further, adjacent fibers 6 are substantially in close contact with each other, and adjacent fibers 6 are covalently bonded to each other. Therefore, by having a dense structure in which the fibers 6 are arranged at high density in a predetermined region, the compressive elastic modulus of the sheet material can be increased.
  • the compressive elastic modulus Em of the biocompatible member 100 in the Z direction can be set to 5 kPa or more.
  • the storage modulus E' is higher than the loss modulus E'' in the range from room temperature (for example, 23°C) to 90°C.
  • the compressive elastic modulus of the biocompatible member 100 becomes low, for example, when the biocompatible member 100 contains a liquid containing water as a main component, the biocompatible member 100 becomes brittle and may not be able to maintain its shape. For example, if the content of the liquid is set to a value close to that of living tissue, the biocompatible member 100 becomes gel-like, making it difficult to handle the biocompatible member 100.
  • the biocompatible member 100 has a compressive elastic modulus of 5 kPa or more and a storage elastic modulus higher than a loss elastic modulus, that is, a so-called elastic body, the biocompatible member 100 contains a liquid whose main component is water. It can be said that it has the property of being able to maintain its shape. Moreover, even if the biocompatible member 100 is picked up with tweezers or the like, it can maintain its shape. Therefore, handling of the biocompatible member 100 becomes easy.
  • the fibers 6 are formed from a bio-derived material and the biocompatible member 100 including the fibers 6 is placed in a living body, the bio-derived material is consumed along with the metabolism of the living body, so the fibers 6 become unraveled.
  • the joining force between adjacent fibers 6 will be weakened. If the bonding force between adjacent fibers 6 is weak, the biocompatible member 100 is likely to disappear due to reactions within the living body.
  • the biocompatible member 100 may be preferable for the biocompatible member 100 to disappear quickly; In some cases, it is preferable for the metal to remain and maintain its mechanical strength.
  • scaffolds for cell culture and the like preferably remain in the in vivo environment for a relatively long period of time and maintain mechanical strength.
  • pressure or heat may be applied to the biocompatible member 100 from surrounding living tissue. In this case, if the bonding force between adjacent fibers 6 is weak, gaps are likely to occur between the laminated regions. If a gap occurs between the laminated regions, the biocompatible member 100 will easily disappear. However, even when the biocompatible member 100 is placed in a living body, it may be preferable that the biocompatible member 100 remain for a relatively long period of time and maintain mechanical strength.
  • adjacent fibers 6 are covalently bonded to each other at a plurality of locations inside the biocompatible member 100. Therefore, since the bonding force between adjacent fibers 6 can be increased, it is possible to suppress the fibers 6 from unraveling even if the biocompatible member 100 is placed in an in-vivo environment. As a result, it is possible to improve the survivability of the biocompatible member 100 and maintain the mechanical strength of the biocompatible member 100 in the in-vivo environment. For example, as described below, the biocompatible member 100 can maintain its shape even if it is immersed in a 37° C. culture medium for 6 days.
  • the biocompatible member 100 has high compatibility with surrounding cellular tissues. Therefore, for example, if the biocompatible member 100 is placed in a tissue damaged area or a space after tumor excision, it can be used as a scaffold for cell proliferation, and can promote wound healing and tissue reconstruction. Furthermore, the biocompatible member 100 may be used as a covering material when implanting an artificial object or a drug into the body. By using the biocompatible member 100 as a covering material, inflammation within the body can be suppressed. Furthermore, when growing cells/tissues outside a living body, the biocompatible member 100 may be used as a scaffold. By using the biocompatible member 100 as a scaffold, cells and tissues can be grown and cultured efficiently or three-dimensionally. Even in these applications, it may be preferable that the biocompatible member 100 remain for a relatively long period of time and maintain mechanical strength.
  • the biocompatible member 100 according to the present embodiment can be suitably used for such applications.
  • the fibers 6 are formed using the electrospinning device 101, and the formed fibers 6 are deposited to form the deposited body 7. Further, when depositing the formed fibers 6, the fibers 6 are mechanically pulled in one direction so that the directions in which the fibers 6 extend in the stack 7 are aligned as much as possible. Also, the distance between the fibers 6 is made as small as possible.
  • FIG. 2 is a schematic diagram illustrating the electrospinning apparatus 101.
  • the electrospinning device 101 is provided with a nozzle 102, a power source 103, and a collecting section 104.
  • the power supply 103 applies a voltage to the nozzle 102 to charge the raw material liquid 110.
  • the raw material liquid 110 is a biocompatible material dissolved in a solvent.
  • the biocompatible material is, for example, collagen. Examples of the solvent include water and alcohols.
  • the collection unit 104 has, for example, a cylindrical shape and rotates in one direction. Further, a voltage having a polarity opposite to that applied to the nozzle 102 may be applied to the collection unit 104.
  • the charged raw material liquid 110 is drawn toward the collection unit 104 by electrostatic force.
  • the drawn raw material liquid 110 is stretched, the solvent contained in the raw material liquid 110 is volatilized, and the fibers 6 are formed.
  • the molecules of the biocompatible material contained in the raw material liquid 110 are arranged so that they are aligned to some extent in the longitudinal direction of the fibers.
  • the formed fibers 6 are deposited on the rotating collector 104. At this time, since the fibers 6 are mechanically pulled in one direction, the directions in which the fibers 6 extend in the stack 7 are aligned to some extent. Furthermore, the distance between the fibers 6 can be reduced.
  • FIG. 3 is a schematic diagram illustrating cutting out of the deposits 7a to 7c.
  • the stack 7a includes fibers 6 extending in the X direction.
  • the stack 7b includes fibers 6 extending in the Y direction.
  • the stack 7c includes fibers 6 extending at an angle of 45 degrees with respect to the X direction.
  • the biocompatible member 100 is manufactured using the deposited bodies 7a and 7b is demonstrated below as an example.
  • FIG. 4 to 7 are schematic diagrams illustrating the steps of manufacturing the biocompatible member 100 using the deposits 7a and 7b.
  • deposits 7a and 7b are alternately stacked on a base material 112.
  • the composition and shape of the base material 112 are not particularly limited, but preferably have a composition and shape that provide good adhesion to the stacked deposits 7a, 7b.
  • the material of the base material 112 is, for example, polystyrene (PS), polyethylene (PE), polypropylene (PP), polymethyl methacrylate (PMMA), polylactic acid (PLA), polyethylene oxide (PEO), polyvinyl alcohol (PVA), Synthetic polymers such as polyacrylonitrile (PAN), polyethylene terephthalate (PET), polycarbonate (PC), polyurethane (PU), silicone, natural polymers such as collagen, gelatin, laminin, chitosan, chitin, stainless steel, titanium, aluminum metals such as silicon dioxide, ceramics such as alumina, titania, and zirconia, decellularized tissues, and living tissues such as human skin, teeth, and organs.
  • PS polystyrene
  • PE polyethylene
  • PP polypropylene
  • PMMA polymethyl
  • the already manufactured biocompatible member 100 may be used.
  • a member such as a substrate formed by molding the biocompatible member 100, cloth, a sphere, a rod, a tube, or the like may be used.
  • artificial biological structures such as artificial blood vessels, artificial valves, artificial joints, artificial teeth, artificial mini-organs such as organoids, and artificial meat such as cultured meat and plant meat may be used.
  • the base material 112 may contain drugs, cells, blood, body fluids, serum, and the like.
  • a volatile liquid is permeated into the stacked deposit bodies 7a and 7b.
  • the volatile liquid is not particularly limited, but it is preferable to use one that does not dissolve the fibers 6 as much as possible.
  • water, alcohols ethanol, methanol, isopropyl alcohol, butanol, etc.
  • alcohol aqueous solutions ketones (acetone, ethyl methyl ketone, etc.), etc. are used.
  • a cloth 113 impregnated with ethanol is placed on the deposits 7a and 7b placed on the base material 112. Then, the ethanol contained in the waste cloth 113 permeates into the deposits 7a and 7b.
  • the amount of ethanol permeation can be adjusted so that minute bubbles (spaces not filled with volatile liquid) are formed inside the deposits 7a, 7b. Once a predetermined amount of ethanol has permeated into the deposits 7a and 7b, the rag 113 can be removed.
  • a base material 112b similar to the base material 112 and a weight 114 are placed on the deposits 7a, 7b, and while compressing the deposits 7a, 7b in the stacking direction, the permeated volatilization
  • the aggregate 17 can also be formed by volatilizing the liquid. By doing so, it is possible to form an integrated body 17 with improved adhesion in the stacking direction while suppressing shrinkage in the planar direction, as shown in FIG. Note that the deposits 7a and 7b may be volatilized and dried without placing the base material 112b or the weight 114 on top of them.
  • the fibers 6 included in the deposits 7a and 7b extend in the same direction to some extent, and the distance between the fibers 6 is also small to some extent. Therefore, when the volatile liquid evaporates, capillary force of the liquid tends to act between adjacent fibers 6. Adjacent fibers 6 come into close contact with each other due to the capillary force of the liquid. In this case, the fibers 6 are partially bonded to each other, for example, by non-covalent interaction.
  • Non-covalent interactions include, for example, intermolecular forces, hydrophobic interactions, hydrogen bonds, and the like.
  • the fibers 6 are three-dimensionally accumulated. Furthermore, if the aforementioned minute bubbles are formed in the deposits 7a and 7b, voids can be formed in the aggregate 17 after the volatile liquid evaporates.
  • the thickness of the aggregate 17 in close contact with the base material 112 is about 2/3 to 1/5 of the thickness of the deposits 7a and 7b before the volatile liquid is permeated therein. Moreover, the aggregate 17 becomes transparent or translucent.
  • the aggregate 17 adjacent fibers 6 are partially bonded to each other by non-covalent interaction. Therefore, as described above, it is difficult to increase the bonding force between adjacent fibers 6. If the bonding force between adjacent fibers 6 cannot be increased, the aggregate 17 may disappear in a relatively short period of time in the in vivo environment, or the mechanical strength of the aggregate 17 may decrease within a relatively short period of time. I do things.
  • adjacent fibers 6 are covalently bonded to each other.
  • Covalent bonding between adjacent fibers 6 can be achieved by thermal crosslinking. However, if thermal crosslinking is simply performed, the surface of the fibers 6 may be modified (for example, oxidized), resulting in a decrease in biocompatibility.
  • the aggregate 17 is subjected to thermal crosslinking treatment (so-called vacuum thermal crosslinking treatment) in an environment lower than atmospheric pressure.
  • thermal crosslinking treatment in an environment with a pressure lower than atmospheric pressure can be performed, for example, by exposing the aggregate 17 to an atmosphere with a pressure of 10 Pa or less and a temperature of about 100° C. to 200° C. for about 10 minutes to 48 hours. .
  • thermal crosslinking in an environment at a pressure lower than atmospheric pressure is a dehydration condensation reaction due to amino groups constituting collagen
  • the liquid used to form the aggregate 17 is a volatile liquid
  • the aggregate 17 can also be dried by natural drying, for example.
  • the surface of the fibers 6 may be denatured. Therefore, if necessary, the aggregate 17 may be subjected to a dry air drying process, a vacuum drying process, a freeze drying process, etc. before the thermal crosslinking process. For example, after freezing the aggregate 17 by immersing it in liquid nitrogen or the like, the ice may be sublimated in a high vacuum.
  • thermal crosslinking becomes more likely to occur as the distance between the crosslinked portions of the fibers 6 becomes smaller. Therefore, for example, even if thermal crosslinking treatment is directly applied to the deposits 7a to 7c created by mechanically pulling the fibers 6, it is difficult to increase the number of locations where adjacent fibers 6 are covalently bonded (Fig. 10 ).
  • adjacent fibers 6 are almost in close contact with each other due to the capillary force of the liquid.
  • adjacent fibers 6 are partially bonded to each other by non-covalent interaction. Therefore, if the aggregate 17 is subjected to thermal crosslinking treatment in an environment with a pressure lower than atmospheric pressure, adjacent fibers 6 can be covalently bonded to each other at more locations by low temperature or short-time heat treatment. As the number of covalently bonded parts increases, the bond strength increases, so as mentioned above, it is possible to improve the survivability of the biocompatible member 100 in the in vivo environment and maintain the mechanical strength of the biocompatible member 100. can be achieved.
  • the fiber 6 contains adsorbed water and bound water.
  • the integrated body 17 has minute voids inside.
  • the moisture released by the thermal dehydration reaction or the gas (for example, air) contained in the voids thermally expands. Therefore, for example, the state of close contact between the adjacent fibers 6 and the stacks 7a and 7b can be adjusted so that the generated gas escapes from the inside of the aggregate 17 to the outside.
  • the aggregate 17 can be subjected to a hydrostatic pressure treatment and a freeze drying treatment.
  • the thermally crosslinked aggregate 17a can be peeled off from the base material 112 and used as the biocompatible member 100, or can be used as the biocompatible member 100 while being integrated with the base material 112.
  • the biocompatible member 100 (the aggregate 17a subjected to thermal crosslinking treatment) can be manufactured in the manner described above.
  • the biocompatible member 100 manufactured as described above is in a dry state. Therefore, the biocompatible member 100 can be easily stored and transported.
  • the biocompatible member 100 is impregnated with a liquid whose main component is water. Therefore, if necessary, the aggregate 17a that has been subjected to the thermal crosslinking treatment can be subjected to a hydrous treatment.
  • the hydrous treatment includes, for example, immersing the aggregate 17a in a liquid whose main component is water and leaving it to stand, supplying a liquid whose main component is water to the aggregate 17a, or adding a liquid whose main component is water to the aggregate 17a. This can be done by making it into a mist and spraying it onto the aggregate 17a.
  • the liquid containing water as a main component penetrates into the voids and gaps between the fibers 6, and the fibers 6 absorb water and swell.
  • the aggregate 17a swells 2 to 5 times in an environment at room temperature.
  • vacuum treatment, hydrostatic pressure treatment, ultrasonic treatment, etc. can be performed.
  • the biocompatible member 100 containing a liquid whose main component is water can be manufactured.
  • FIG. 8 is a schematic diagram for illustrating hydrostatic pressure treatment. As shown in FIG. 8, the thermally crosslinked aggregate 17a and a liquid 116 whose main component is water are sealed in a sealed bag 117. A sealed bag 117 containing the aggregate 17a and the liquid 116 is placed inside a chamber 119 to which a pump 118 is connected.
  • the pump 118 supplies air 120 to the inside of the chamber 119 to increase the internal pressure of the chamber 119.
  • liquid 116 and aggregate 17a are pressurized via sealed bag 117.
  • a piston can also be used instead of pump 118.
  • a liquid pressure medium such as water or propylene glycol can also be used.
  • the internal pressure of the chamber 119 can be, for example, 5 MPa or more and 1 GPa or less, preferably 100 MPa or more and 1 GPa or less.
  • the liquid 116 isotropically permeates into the voids and gaps between the fibers 6.
  • the air existing between the fibers 6 is discharged from the aggregate 17a.
  • the aggregate 17a that has been subjected to the thermal crosslinking treatment can be subjected to a hydrostatic pressure treatment (hydration treatment).
  • hydrostatic pressure treatment By applying hydrostatic pressure treatment, swelling of the aggregate 17a can be promoted. Further, if the hydrostatic pressure treatment is performed, the hydration of the fibers 6 can be promoted and the liquid 116 can be contained in the aggregate 17a more efficiently than the above-mentioned hydrous treatment. Further, by performing hydrostatic pressure treatment, the number of bacteria contained in the biocompatible member 100 (aggregate 17a) is reduced. If the biocompatible member 100 is sterilized, the biocompatibility of the biocompatible member 100 will be improved.
  • FIG. 9 is a schematic diagram for illustrating the pressure reduction process.
  • a thermally crosslinked aggregate 17a and a liquid 116 containing water as a main component are housed inside a chamber 121.
  • the pressure inside the chamber 121 is reduced using a vacuum pump or the like.
  • the internal pressure of the chamber 121 is set to less than 1 atmosphere.
  • the pressure of the liquid 116 the air existing between the fibers 6 is discharged from the aggregate 17a, and the liquid 116 permeates between the fibers 6.
  • the aggregate 17a that has been subjected to the thermal crosslinking treatment can be subjected to a reduced pressure treatment (hydration treatment). Note that the above-described hydrostatic pressure treatment may be performed after the depressurization treatment.
  • the method for manufacturing biocompatible member 100 can include the following steps.
  • the process of infiltrating the deposit with a volatile liquid The process of volatilizing the liquid that has permeated the deposit.
  • the fibers are pulled in one direction to align the extending directions of the stacked fibers.
  • the distance between adjacent fibers is narrowed by capillary force acting between adjacent fibers.
  • the fibers whose distance has been narrowed are covalently bonded at multiple locations.
  • the step of permeating the volatile liquid a space that is not filled with the volatile liquid can be formed in the deposited body.
  • it may further include a step of performing a hydrostatic pressure treatment and a step of performing a freeze drying treatment.
  • the method may further include a step of subjecting the deposited body that has been subjected to the thermal crosslinking treatment to a hydrostatic pressure treatment.
  • test example Next, test examples will be explained.
  • collagen which is a biologically derived material, was used as the biocompatible material.
  • Ethanol was used as the volatile liquid.
  • the biocompatible member 100 was manufactured using the method for manufacturing the biocompatible member 100 described above.
  • FIG. 10 is a SEM photograph of the surface of the deposit 7a. Note that the same applies to the deposit bodies 7b and 7c.
  • the deposit 7a is cut out from the deposit 7 formed by electrospinning.
  • the fibers 6 are mechanically pulled in one direction to align the directions in which the fibers 6 extend as much as possible. Also, the distance between the fibers 6 is made as small as possible.
  • FIGS. 11(a) and 11(b) are SEM photographs of the surface of the deposited body 7a after treatment with ethanol.
  • the treatment was performed by strengthening the adhesion between the deposit 7a and the base material 112b
  • the treatment was performed by weakening the adhesion between the deposit 7a and the base material 112b. This is the case.
  • the fibers 6 included in the stack 7a extend in the same direction to some extent, and the distance between the fibers 6 is also small to some extent. Therefore, when ethanol volatilizes, capillary force of ethanol tends to act between adjacent fibers 6.
  • Non-covalent interactions include, for example, intermolecular forces, hydrophobic interactions, hydrogen bonds, and the like.
  • the direction in which the long axis of the molecule extends (molecular axis) tends to be the direction in which the polymer material (fiber) extends. Therefore, by examining the direction in which the long axes of molecules on the surface of the biocompatible member 100 extend, the direction in which the fibers 6 extend can be estimated, and it can be determined whether the fibers 6 are oriented or not. Note that when the fibers 6 extend in approximately the same direction, the fibers 6 are referred to as being "oriented.”
  • the direction in which the long axis of the molecule extends can be determined by a structure determining means depending on the type of polymer material.
  • a structure determining means depending on the type of polymer material.
  • Raman spectroscopy can be used
  • polyimide polarized light absorbance analysis
  • a case where the polymer material is an organic compound having an amide group such as collagen will be explained as an example.
  • organic compounds having an amide group for example, polarized FT-IR-ATR (Fourier Transform-Infrared Spectroscopy- Attenuated Total Reflectance), which is a type of infrared spectroscopy, is used. can be used to determine the direction in which the long axis of the molecule extends.
  • the analysis method using the polarized FT-IR-ATR method will be explained below.
  • T1 is the absorption intensity in a direction perpendicular to the direction in which the long axis of the molecule extends.
  • T2 is the absorption intensity in the direction in which the long axis of the molecule extends. Therefore, if the absorbance ratio (T1/T2) in a predetermined polarization direction becomes small, it can be seen that there are many molecules extending in that polarization direction.
  • the absorbance ratio (T1/T2) of the sample obtained by freeze-drying the biocompatible member 100 after the hydrous treatment is measured while changing the angle with the polarization direction.
  • R1 be the absorbance ratio that gives the maximum value
  • R2 be the absorbance ratio that gives the minimum value.
  • the orientation of the biocompatible member 100 that provides the absorbance ratio R2 is rotated by 90 degrees with respect to the orientation of the biocompatible member 100 that provides the absorbance ratio R1.
  • the ratio (R1/R2) is set as an orientation degree parameter. The larger the orientation degree parameter (R1/R2), the higher the degree of orientation.
  • the value of the degree of orientation parameter (R1/R2) was about 1.10. In this manner, it was confirmed that the fibers 6 were oriented in the biocompatible member 100 after the hydrous treatment.
  • FIGS. 12(a) and 12(b) are SEM photographs of the surface of the aggregate 17 subjected to hydrostatic pressure treatment and freeze-drying treatment. As can be seen from FIGS. 12(a) and 12(b), voids with a diameter of 10 ⁇ m or more were formed at a density of 1/mm 2 or more on the surface of the biocompatible member 100 after the hydrous treatment.
  • FIG. 13 is a table showing the measurement results of the compressive elastic modulus of the biocompatible member 100 according to this test example. As shown in FIG. 13, in the measurement results of the three samples (Examples 1 to 3), the compressive elastic modulus E0 at strain of 0 to 10% was 0.35 to 0.55 kPa. The compressive elastic modulus Em at strains of 42 to 48% was 8.5 to 11.3 kPa.
  • the viscoelasticity of the biocompatible member 100 was measured by underwater dynamic viscoelasticity in compression mode.
  • the thickness of the biocompatible member 100 was 3 mm
  • the temperature increasing range was from room temperature (for example, 24° C.) to 90° C.
  • the temperature increasing rate was 2° C./min
  • the viscoelasticity was measured while increasing the temperature.
  • the immersion liquid was either distilled water or physiological saline. Distilled water for high-performance liquid chromatography manufactured by Fuji Film Wako Pure Chemical Industries, Ltd. was used as distilled water, and physiological saline solution PL "Fuso" manufactured by Fuso Pharmaceutical Industries was used as physiological saline.
  • a sinusoidal force was applied to the biocompatible member 100, the storage modulus E' and the loss modulus E'' at a strain of 0.17% to 7% were measured, and the complex modulus E * was calculated.
  • the frequency of the sinusoidal force was 1 Hz.
  • FIG. 14(a) is a graph showing the results of measurements performed in distilled water.
  • the storage modulus and loss modulus-temperature curves of the biocompatible member 100 according to this test example are shown with temperature on the horizontal axis and storage modulus and loss modulus on the vertical axis.
  • FIG. 14(b) is a graph showing the results of measurements performed in physiological saline. It is a graph showing the storage modulus and loss modulus-temperature curve of the biocompatible member 100 according to the present test example, with frequency on the horizontal axis and storage modulus and loss modulus on the vertical axis.
  • the biocompatible member 100 showed a smaller decrease in elastic modulus over the entire temperature range of 37°C or higher, compared to the comparative example that was not subjected to vacuum thermal crosslinking treatment. .
  • the variation in the distance between chucks of the apparatus corresponding to the sample thickness at the time of measurement was stable within ⁇ 10% from the start of measurement to the end of measurement.
  • Comparative Examples 1 to 4 a decrease in the distance between chucks was observed in the region of 40° C. or higher, and the distance between chucks at the end of the measurement was approximately 43 to 46% of the initial distance. It is presumed that softening occurred due to heating, and data for temperatures above 40°C are not listed.
  • FIG. 15 is a table summarizing the results of the underwater dynamic viscoelasticity measurements at a temperature of 37° C. in FIGS. 14(a) and 14(b). At 37°C, the storage modulus was higher than the loss modulus. Therefore, the biocompatible member 100 maintained its properties as an elastic body.
  • the thickness maintenance rate of the sample at the time of measurement was estimated from the distance between the chucks at the time of measurement, and was 95 to 98%.
  • the aggregate 17 that has been treated with ethanol but not thermally crosslinked and the aggregate 17a (biocompatible member 100) that has been treated with ethanol and then thermally crosslinked are treated with MilliQ water.
  • test pieces with a diameter of 8 mm were punched out. This test piece was immersed in a medium and stored at a temperature of 37°C, and the progress was observed. 700 ⁇ L of DMEM (1% PS, 10 FBS) was used as the medium.
  • the survivability of the aggregates 17 and 17a was evaluated by visual inspection, phase contrast microscope, and stereomicroscope.
  • the weight of the aggregate 17a after the thermal crosslinking treatment, after water absorption, and after the immersion test was measured using an electronic balance to determine the water content weight fraction.
  • FIG. 16 is a table showing the results of the immersion test for the aggregates 17 and 17a. Those that maintained their shape and remained after immersion for 6 days are marked as ⁇ , those that showed shrinkage but remained after immersion are marked as ⁇ , and those that were difficult to observe and disappeared after immersion are marked as ⁇ . did. The aggregate 17 that was not subjected to thermal crosslinking treatment disappeared in about one day. The thermally crosslinked aggregate 17a maintained the shape of a test piece even after 6 days.
  • the biocompatible member 100 (thermally crosslinked aggregate 17a) was implanted subcutaneously into a rat, and its condition was visually observed 1 day, 4 days, and 7 days later.
  • the number of N was set to 3.
  • the biocompatible member 100 did not become gel-like and remained even 4 days after transplantation. Even 6 days after transplantation, one out of three remained in shape.
  • the biocompatible member 100 remained without becoming gel-like even one day after transplantation. It had disappeared 4 days after transplantation. During this period, no rejection reactions such as inflammation were observed.

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Abstract

実施形態に係る生体適合部材は、生体適合材料を含む複数の繊維を有する生体適合部材である。前記繊維が延びる方向において、隣接する前記繊維同士が複数の箇所で共有結合している。

Description

生体適合部材、およびその製造方法
　本発明の実施形態は、生体適合部材、およびその製造方法に関する。
　例えば、医療分野において用いられる生体適合部材が提案されている。生体適合部材は、例えば、生体内において使用したり、細胞培養用足場として使用したりする。一般的に、生体適合部材は、高い生体適合性を有すると共に、生体内の反応によって徐々に消失する様になっている。生体適合部材が、生体内の反応によって消失すれば、細胞の増殖や組織の再生が阻害されるのを抑制することができる。
　ところが、生体適合部材の用途によっては、生体内環境（例えば、３７℃）において、ある程度の期間残存し、圧縮弾性率などの機械的な強度の低下が少ない方が好ましい場合がある。
　そこで、生体内環境における残存性の向上と、機械的な強度の維持とを図ることができる技術の開発が望まれていた。
特開２０２１－１２２５５７号公報
　本発明が解決しようとする課題は、生体内環境における残存性の向上と、機械的な強度の維持とを図ることができる生体適合部材、およびその製造方法を提供することである。
　実施形態に係る生体適合部材は、生体適合材料を含む複数の繊維を有する生体適合部材である。前記繊維が延びる方向において、隣接する前記繊維同士が複数の箇所で共有結合している。
（ａ）、（ｂ）は、生体適合部材を例示するための模式図である。 エレクトロスピニング装置を例示するための模式図である。 堆積体の切り出しを例示するための模式図である。 堆積体を用いて生体適合部材を製造する工程を例示するための模式図である。 堆積体を用いて生体適合部材を製造する工程を例示するための模式図である。 堆積体を用いて生体適合部材を製造する工程を例示するための模式図である。 堆積体を用いて生体適合部材を製造する工程を例示するための模式図である。 静水圧処理を例示するための模式図である。 減圧処理を例示するための模式図である。 堆積体の表面のＳＥＭ写真である。 （ａ）、（ｂ）は、集積体の表面のＳＥＭ写真である。 （ａ）、（ｂ）は、静水圧処理と凍結乾燥処理を行った集積体の表面のＳＥＭ写真である。 本試験例に係る生体適合部材１００の圧縮弾性率の測定結果を示す表である。 （ａ）は、蒸留水中で行った測定結果を示すグラフである。（ｂ）は、生理食塩水中で行った測定結果を示すグラフである。 水中動的粘弾性測定について、温度３７℃における結果をまとめた表である。 集積体の浸漬試験の結果を示す表である。
　以下、図面を参照しつつ、実施の形態について例示をする。なお、各図面中、同様の構成要素には同一の符号を付して詳細な説明は適宜省略する。
　（生体適合部材）
　図１（ａ）、（ｂ）は、生体適合部材１００を例示するための模式図である。
　図１（ａ）は生体適合部材１００の模式斜視図、図１（ｂ）は図１（ａ）における生体適合部材１００をＺ方向から見た図である。
　なお、図１（ａ）、（ｂ）は、生体適合部材１００の構成を概念的に現した模式図であり、実際の構成とは必ずしも一致していない。例えば、後述するように、繊維６の直径は、生体適合部材１００の厚みに比べて非常に小さいが、図を見やすくするために、繊維６を実際よりも大きく描いている。後述する他の図についても、同様である。
　また、図中における矢印Ｘ、Ｙ、Ｚは互いに直交する三方向を表している。例えば、生体適合部材１００の厚み方向（生体適合部材１００の主面に垂直な方向）をＺ方向としている。また、厚み方向に対して垂直な１つの方向をＹ方向とし、Ｚ方向とＹ方向とに垂直な方向をＸ方向としている。
　図１（ａ）、（ｂ）に示すように、生体適合部材１００は、複数の繊維６を有する。繊維６の直径は、例えば、６０ｎｍ～３μｍ程度である。後述するように、繊維６は、例えば、エレクトロスピニング法を用いて形成することができる。
　生体適合部材１００においては、Ｚ方向（厚み方向）における所定の領域において、繊維６が延びる方向がほぼ揃っている。すなわち、生体適合部材１００においては、Ｚ方向における所定の領域において、繊維６が大体同じ方向に延びている。
　また、生体適合部材１００においては、繊維６が第１の方向に延びる第１の領域と、繊維６が第１の方向と交差する第２の方向に延びる第２の領域とが積層されている。
　例えば、図１（ａ）、（ｂ）に例示をした生体適合部材１００の場合には、生体適合部材１００の表面領域においては繊維６がＸ方向に延びている。また、表面領域の下方においては、繊維６がＹ方向に延びる領域と、繊維６がＸ方向およびＹ方向に交差する方向に延びる領域とが設けられている。
　なお、図１（ａ）、（ｂ）においては、繊維６が延びる方向が異なる４つの領域がＺ方向に重ねて設けられる場合を例示したが、繊維６が延びる方向、および繊維６が延びる方向が異なる領域の積層数は、生体適合部材１００の用途などに応じて適宜変更することができる。
　例えば、繊維６がＸ方向に延びる領域と、繊維６がＹ方向に延びる領域とが、交互に、Ｚ方向に積層されていてもよい（例えば、図３を参照）。
　また、繊維６が延びる方向が同じ領域が、Ｚ方向に積層されていてもよい。
　例えば、生体適合部材１００が用いられる生体の部位の構造に合わせて、繊維６が延びる方向、および繊維６が延びる方向が異なる領域の積層数を変更することができる。この様にすれば、生体適合部材１００の生体適合性をさらに高めることができる。
　例えば、生体適合部材１００が、生体の腱などに用いられる場合には、繊維６が延びる方向が揃っている領域を１つ設けることができる。この様にすれば、生体の腱などに対する生体適合部材１００の生体適合性を向上させることができる。
　例えば、生体適合部材１００が、生体の皮膚などに用いられる場合には、繊維６が延びる方向が異なる領域をＺ方向に複数設けることができる。この様にすれば、生体の皮膚などに対する生体適合部材１００の生体適合性を向上させることができる。
　なお、図１（ａ）、（ｂ）においては、Ｚ方向における所定の領域において、繊維６が延びる方向がほぼ揃っていることを表すため、繊維６と繊維６を離隔させて描いているが、隣接する繊維６同士はほぼ密着している。
　また、隣接する繊維６同士においては、繊維６に含まれている生体適合材料（線状の高分子）中の原子同士が、直接共有結合している。後述するように、生体適合部材１００には、化学架橋成分が含まれておらず、隣接する繊維６が熱架橋されている。また、例えば、繊維６が延びる方向において、隣接する繊維６同士が複数の箇所で共有結合している。そのため、隣接する繊維６同士が直線状に結合されている。なお、隣接する繊維６は、Ｘ方向またはＹ方向のみならず、Ｚ方向にもある。
　また、隣接する繊維６同士の共有結合は、繊維６が延びる方向が同じ領域の内部のみならず、積層された領域同士の境界においても生じている。例えば、共有結合は、積層された領域同士の境界において、積層方向（Ｚ方向）に隣接する繊維６同士においても生じている。
　この場合、共有結合している箇所が多くなれば、結合力が強くなる。１つの領域の内部においては、繊維６が延びる方向がほぼ揃っている。そのため、１つの領域の内部においては、１つの繊維６と、これに隣接する１つの繊維６との間における共有結合している箇所が多くなる。
　これに対し、積層された領域同士の境界においては、一方の領域に含まれる繊維６が延びる方向と、他方の領域に含まれる繊維６が延びる方向とが交差している。そのため、積層された領域同士の境界においては、積層方向に隣接する１つの繊維６と、これに隣接する１つの繊維６との間における共有結合している箇所が少なくなる。しかしながら、積層された領域同士の境界においては、１つの繊維６に対して、積層方向に隣接する繊維６が複数ある。そのため、積層された領域同士の境界においては、１つの繊維６に対して、積層方向に隣接する複数の繊維６が共有結合されている。その結果、積層された領域同士の境界において結合力が弱くなるのを抑制することができる。
　隣接する繊維６同士の共有結合は、架橋により行うことができる。この場合、隣接する繊維６同士を化学架橋によって共有結合させると、生体適合材料が変性したり、毒性をもったりして生体親和性が低下するおそれがある。また、隣接する繊維６同士を、単に、熱架橋（熱脱水架橋、加熱脱水架橋などとも称される）によって共有結合させると、繊維６の表面が変性（例えば、酸化）して、生体親和性が低下するおそれがある。
　本実施の形態に係る生体適合部材１００には、化学架橋成分が含まれていない。すなわち、隣接する繊維６同士を化学架橋によって共有結合させていない。また、隣接する前記繊維は熱架橋されている。ただし、本実施の形態に係る生体適合部材１００においては、熱架橋を行う際に、繊維６の表面が変性するのを抑制している。そのため、隣接する繊維６同士の結合力を高めることができるとともに、高い生体親和性を得ることができる。なお、熱架橋に関する詳細は後述する。
　また、生体適合部材１００においては、繊維６同士はほぼ密着しているため、生体適合部材１００を顕微鏡で観察しても、それぞれの繊維６が識別できるとは限らない。また、積層された領域同士の境界も、明瞭に観察できるとは限らない。
　また、生体適合部材１００の表面などには、直径が１０μｍ以上のボイドが、１個／ｍｍ２以上の密度で設けられていてもよい。
　例えば、生体適合部材１００の表面に、直径が１０μｍ以上のボイドが、１個／ｍｍ２以上の密度で設けられていれば、生体適合部材１００を生体内に配置したときに、生体の細胞がボイド内に進入しやすくなる。そして、ボイド内に進入した細胞を足場にして、生体適合部材１００の内部に細胞がさらに進入していく。そのため、生体適合部材１００の生体適合性をさらに高めることができる。
　またさらに、生体適合部材１００は、水を主成分とする液体を含むことができる。水を主成分とする液体は、例えば、純水、生理食塩水、ウシ胎児血清（ＦＢＳ）などの血清、各種液体培地、タンパク質やＲＮＡ、ＤＮＡ、基質を含む水溶液、細胞などの懸濁液、体液、血液である。例えば、水を主成分とする液体は、繊維６と繊維６との間に保持されている。水を主成分とする液体が、生体適合部材１００に含まれていれば、生体適合部材１００が配置される生体組織の構成に近づけることができる。
　例えば、水を主成分とする液体の含有率は、４０質量％以上、９０質量％以下とすることができる。この様にすれば、生体適合部材１００における液体の含有率を、生体組織における液体の含有率に近づけることができるので、生体適合部材１００の生体適合性をさらに高めることができる。
　また、生体適合部材１００が水を主成分とする液体を含んでいれば、含水処理などをしなくても、そのまま生体内に配置したり、細胞培養用足場として使用したりすることができる。
　また、生体適合部材１００が水を主成分とする液体を含んでいれば、生体適合部材１００の柔軟性が高くなる。そのため、生体適合部材１００をハサミやメスで切断するのが容易となる。また、生体適合部材１００を生体内に配置したときに、周囲の細胞組織が損傷するのを抑制することができる。
　繊維６は、生体適合材料を含む。生体適合材料は、例えば、生体由来材料である。生体由来材料は、例えば、生命活動によって生成された材料、または、これを加工して得られた材料である。また、生体適合材料は、生体由来材料でなくてもよい。例えば、生体適合材料は、合成高分子、人工合成で得られた機能性タンパク質や合成ポリペプチド等であってもよい。
　例えば、生体適合材料は、コラーゲン、ラミニン、ゼラチンなどのタンパク質、デオキシリボ核酸（ＤＮＡ）、リボ核酸（ＲＮＡ）等の核酸、及び、キトサン、キチン、ヒアルロン酸、アルギン酸、ヘパリンなどの多糖類等である。また、生体適合材料としての合成高分子は、例えば、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）、ポリ（メタクリル酸２－ヒドロキシエチル）（ＰＨＥＭＡ）、ポリ（Ｎ－イソプロピルアクリルアミド）（ＰＮＩＰＡＡｍ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリシアノアクリル酸エステル、ポリエチレンテレフタラート（ＰＥＴ）、ナイロン６６、ポリウレタン（ＰＵ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリエチレンオキシド（ＰＥＯ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸、ポリカプロラクトンなどのポリヒドロキシ酸類、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）などのシリコーンである。
　前述した様に、繊維６が、生体適合材料を含んでいれば、生体適合部材１００の生体適合性を向上させることができる。生体適合性を向上させることができれば、例えば、生体適合部材１００を生体内に配置しても、毒性を示すことがない。また、生体における炎症等の拒絶反応を抑制できる。
　この場合、高次元のコラーゲンを含む繊維６により生体適合部材１００が形成されていれば、拒絶反応をより効果的に抑制できる。
　そのため、以下においては、一例として、繊維６が、高次元のコラーゲン、すなわち、立体構造のコラーゲンを含む場合を説明する。一般的なコラーゲン分子の構造は３重らせん構造であり、繊維６に含まれる高次元のコラーゲンも、３重らせん構造を有している。
　生体適合部材１００の形態は、例えば、シート状である。生体適合部材１００の平面寸法および平面形状は、生体適合部材１００の用途などに応じて適宜変更することができる。
　繊維６が延びる方向が揃っている１つの領域の厚みは、例えば、５μｍ～５００μｍ程度である。生体適合部材１００の厚みは、積層数に応じて適宜変更することができる。前述した様に、積層数は、生体適合部材１００の用途などに応じて適宜変更することができる。一般的には、生体適合部材１００の厚みは、例えば、０．０３ｍｍ～５０ｍｍ程度である。
　生体適合部材１００は、固体であり、流動性はない。また、水を主成分とする液体を含む生体適合部材１００は、軟質な弾性体である。そのため、生体適合部材１００を、ハサミやメスで容易に切断することができる。例えば、医療現場において、生体適合部材１００をピンセットでつまみつつ、ハサミやメスで切断したり、傷口の形状に合わせて折り曲げたりして加工することができる。すなわち、本実施の形態に係る生体適合部材１００は取り扱いが容易である。
　また、繊維６が高次元のコラーゲンを含む場合は、生体適合部材１００は、例えば、透明または半透明である。生体適合部材１００が、透明又は半透明であれば、組織損傷部や腫瘍切除後の空間に合わせて生体適合部材１００を配置するのが容易となる。
　前述した様に、Ｚ方向における所定の領域において、繊維６が延びる方向はほぼ揃っている。また、隣接する繊維６同士はほぼ密着するとともに、隣接する繊維６同士が共有結合している。そのため、所定の領域において、繊維６が高密度に配置された緻密な構造を持つことで、シート材料としての圧縮弾性率を高くすることができる。
　例えば、生体適合部材１００が、繊維６がＸ方向とＹ方向の二方向に延びる領域を有する場合には、Ｚ方向における生体適合部材１００の圧縮弾性率Ｅｍを５ｋＰａ以上とすることができる。
　また、動的粘弾性法により、粘弾性－温度曲線の測定を行うと、室温（例えば、２３℃）から９０℃の領域において貯蔵弾性率Ｅ'は損失弾性率Ｅ''よりも高くなる。
　生体適合部材１００の圧縮弾性率が低くなると、例えば、水を主成分とする液体を生体適合部材１００に含有させたときに、生体適合部材１００が脆弱化し、形状を維持できなくなる場合がある。例えば、液体の含有率を生体組織に近い値にすると、生体適合部材１００がジェル状になるなどして、生体適合部材１００の取り扱いが困難となる。
　この場合、生体適合部材１００の圧縮弾性率が５ｋＰａ以上であり、貯蔵弾性率が損失弾性率よりも高い、いわゆる弾性体であれば、生体適合部材１００は水を主成分とする液体を含有しても、形状を維持することができる性質を有しているといえる。また、生体適合部材１００を、ピンセット等でつまんで持ち上げても形状を維持することができる。そのため、生体適合部材１００の取り扱いが容易となる。
　ここで、繊維６を生体由来材料により形成し、繊維６を含む生体適合部材１００を生体内に配置すると、生体の代謝に伴って生体由来材料が消費されるので、繊維６がほぐれていく。この場合、隣接する繊維６同士が、分子間力、疎水性相互作用、水素結合などの非共有結合的相互作用により接合されていると、隣接する繊維６同士の接合力が弱くなる。隣接する繊維６同士の接合力が弱いと、生体内の反応によって生体適合部材１００が消失し易くなる。
　この場合、生体適合部材１００の用途によっては、生体適合部材１００が早期に消失する方が好ましい場合もあるが、生体適合部材１００が、生体内環境（例えば、３７℃）において、比較的長い期間残留し、且つ、機械的な強度を維持している方が好ましい場合もある。
　例えば、細胞培養用足場などは、生体内環境において、比較的長い期間残存し、且つ、機械的な強度を維持していることが好ましい。
　また、生体適合部材１００を生体内に配置した際に、圧力や熱が、周囲の生体組織から生体適合部材１００に加えられる場合がある。この場合、隣接する繊維６同士の接合力が弱いと、積層させた領域同士の間に隙間が生じ易くなる。積層させた領域同士の間に隙間が生じると、生体適合部材１００が消失し易くなる。しかしながら、生体適合部材１００を生体内に配置する場合にも、生体適合部材１００が、比較的長い期間残存し、且つ、機械的な強度を維持していることが好ましい場合がある。
　本実施の形態に係る生体適合部材１００においては、生体適合部材１００の内部において、隣接する繊維６同士が複数の箇所で、共有結合している。そのため、隣接する繊維６同士の間の結合力を高めることができるので、生体適合部材１００を生体内環境に配置しても、繊維６がほぐれるのを抑制することができる。その結果、生体内環境において、生体適合部材１００の残存性の向上と、生体適合部材１００の機械的な強度の維持とを図ることができる。
　例えば、後述するように、生体適合部材１００は、３７℃の培地に６日間浸漬しても形状を維持することができる。
　また、生体適合部材１００は、周辺の細胞組織との適合性が高い。そのため、例えば、生体適合部材１００を、組織損傷部や腫瘍切除後の空間に配置すれば、細胞増殖の足場としたり、傷口の治癒や組織再構築を促進したりすることができる。また、人工物や薬物を体内に埋め込む際の被覆材として生体適合部材１００を用いる場合がある。生体適合部材１００を被覆材として用いれば、体内での炎症を抑えることができる。また、生体外において細胞・組織を増殖させる際に、生体適合部材１００を足場として用いる場合がある。生体適合部材１００を足場として用いれば、細胞・組織を効率的または三次元的に増殖・培養させることができる。
　これらの用途においても、生体適合部材１００が、比較的長い期間残存し、且つ、機械的な強度を維持していることが好ましい場合がある。
　本実施の形態に係る生体適合部材１００は、これらの様な用途に好適に用いることができる。
　（生体適合部材の製造方法）
　次に、本実施の形態に係る生体適合部材１００の製造方法について説明する。
　まず、エレクトロスピニング装置１０１を用いて、繊維６を形成し、形成された繊維６を堆積させて堆積体７を形成する。また、形成された繊維６を堆積させる際に、繊維６を機械的に一方向に引っ張ることで、堆積体７における繊維６が延びる方向をなるべく揃える。また、繊維６同士の間の距離をなるべく小さくする。
　図２は、エレクトロスピニング装置１０１を例示するための模式図である。
　図２に示すように、エレクトロスピニング装置１０１には、ノズル１０２、電源１０３、および収集部１０４が設けられている。
　電源１０３は、ノズル１０２に電圧を印加して、原料液１１０を帯電させる。
　原料液１１０は、生体適合材料を溶媒に溶解したものである。生体適合材料は、例えば、コラーゲンである。溶媒は、例えば、水、アルコール類などである。
　収集部１０４は、例えば、円柱状を呈し、一方向に回転する。また、収集部１０４には、ノズル１０２に印加する電圧と逆極性の電圧を印加してもよい。
　帯電した原料液１１０は、静電力により収集部１０４に向けて引き出される。引き出された原料液１１０は、引き伸ばされ、原料液１１０に含まれている溶媒が揮発して繊維６が形成される。この際、原料液１１０に含まれている生体適合材料の分子の向きは繊維の長手方向にある程度揃うように配置される。形成された繊維６は、回転している収集部１０４の上に堆積する。この際、繊維６が機械的に一方向に引っ張られるので、堆積体７における繊維６が延びる方向がある程度揃えられる。また、繊維６同士の間の距離を小さくすることができる。
　なお、回転する収集部１０４により、繊維６を一方向に引っ張る場合を例示したが、例えば、繊維６が引き出される方向にガスを流し、ガス流により繊維６を一方向に引っ張ることもできる。
　次に、所望の方向に延びる繊維６が含まれるように、堆積体７から堆積体７ａ～７ｃを切り出す。
　図３は、堆積体７ａ～７ｃの切り出しを例示するための模式図である。
　図３に示すように、堆積体７における繊維６が延びる方向を基準に、堆積体７ａ～７ｃの回転方向の位置を変えて堆積体７ａ～７ｃを切り出せば、所望の方向に延びる繊維６を含む堆積体７ａ～７ｃを得ることができる。
　例えば、堆積体７ａは、Ｘ方向に延びる繊維６を含む。堆積体７ｂは、Ｙ方向に延びる繊維６を含む。堆積体７ｃは、Ｘ方向に対して４５°傾いて延びる繊維６を含む。
　なお、以下においては、一例として、堆積体７ａ、７ｂを用いて生体適合部材１００を製造する場合を説明する。
　図４～図７は、堆積体７ａ、７ｂを用いて生体適合部材１００を製造する工程を例示するための模式図である。
　まず、図４に示すように、基材１１２の上に、堆積体７ａ、７ｂを交互に積層させる。
　基材１１２の組成および形状は特に限定されないが、積層された堆積体７ａ、７ｂとの密着性が良好になるような組成及び形状が好ましい。基材１１２の材料は、例えば、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリアクリロニトリル（ＰＡＮ）、ポリエチレンテレフタラート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリウレタン（ＰＵ）、シリコーンなどの合成高分子、コラーゲン、ゼラチン、ラミニン、キトサン、キチンなどの天然高分子、ステンレス、チタン、アルミニウムなどの金属類、二酸化ケイ素、アルミナ、チタニア、ジルコニアなどのセラミック、脱細胞化組織、ヒトの皮膚、歯、臓器などの生体組織であってもよい。また、基材１１２として、既に製造した生体適合部材１００を用いてもよい。基材１１２として、生体適合部材１００を成形して形成した基板、布、球体、棒、チューブ等の部材を用いてもよい。基材１１２として、人工血管、人工弁、人工関節、人工歯、オルガノイドなどの人工ミニ臓器、培養肉、植物肉などの人工肉類などの人工生体構造物を用いてもよい。さらに、基材１１２には、薬剤、細胞、血液、体液、血清などが含まれていてもよい。
　次に、図５に示すように、積層された堆積体７ａ、７ｂに、揮発性の液体を浸透させる。
　揮発性の液体は特に限定されないが、繊維６がなるべく溶解しないものとすることが好ましい。例えば、水、アルコール類（エタノール、メタノール、イソプロピルアルコール、ブタノールなど）、アルコール水溶液、ケトン類（アセトン、エチルメチルケトンなど）などを用いる。
　例えば、基材１１２に載置された堆積体７ａ、７ｂの上に、エタノールを含ませたウエス１１３を載せる。すると、ウエス１１３に含まれているエタノールが堆積体７ａ、７ｂに浸透する。この場合、エタノールの浸透量を調整して、堆積体７ａ、７ｂの内部に微小な気泡（揮発性の液体が充填されない空間）が形成されるようにすることができる。堆積体７ａ、７ｂに所定量のエタノールが浸透したらウェス１１３は剥せばよい。
　またさらに、図６に示すように、堆積体７ａ、７ｂ上に基材１１２と同様の基材１１２ｂと重し１１４を載せ、堆積体７ａ、７ｂを積層方向に圧縮しつつ、浸透させた揮発性の液体を揮発させて集積体１７を形成することもできる。こうすることで、図７に示すような、平面方向の収縮を抑えつつ積層方向の密着性を高めた集積体１７を形成することができる。尚、堆積体７ａ、７ｂの上に基材１１２ｂや重し１１４を載せずに揮発・乾燥させても良い。
　前述した様に、堆積体７ａ、７ｂに含まれている繊維６は延びる方向がある程度揃っており、繊維６同士の間の距離もある程度小さくなっている。そのため、揮発性の液体が揮発する際に、隣接する繊維６同士の間に、液体の毛管力が作用しやすくなる。液体の毛管力が働くことで、隣接する繊維６同士が密着する。この場合、繊維６同士が、例えば、非共有結合的相互作用によって部分的に接合する。非共有結合的相互作用は、例えば、分子間力、疎水性相互作用、水素結合などである。
　集積体１７においては、繊維６が三次元的に集積している。また、堆積体７ａ、７ｂに、前述した微小な気泡が形成されていれば、揮発性の液体が揮発した後に、集積体１７にボイドを形成することができる。基材１１２と密着した集積体１７の厚みは、揮発性の液体を浸透させる前の堆積体７ａ、７ｂの厚みの２／３～１／５程度になる。また、集積体１７は透明又は半透明になる。
　ここで、集積体１７においては、隣接する繊維６同士が、非共有結合的相互作用により部分的に接合されている。そのため、前述した様に、隣接する繊維６同士の接合力を大きくするのは困難である。隣接する繊維６同士の接合力を大きくすることができないと、生体内環境において、集積体１７が、比較的短い期間で消失したり、比較的短い期間で集積体１７の機械的な強度が低下したりする。
　そこで、次に、生体内環境における残存性の向上と、機械的な強度の維持とを図るために、隣接する繊維６同士を共有結合させる。隣接する繊維６同士の共有結合は、熱架橋により行うことができる。ただし、単に熱架橋を行うと、繊維６の表面が変性（例えば、酸化）して、生体親和性が低下するおそれがある。
　そのため、本実施の形態に係る生体適合部材１００の製造方法においては、大気圧よりも減圧された環境において、集積体１７に熱架橋処理（いわゆる真空熱架橋処理）を施すようにしている。
　大気圧よりも減圧された環境における熱架橋処理は、例えば、集積体１７を、圧力が１０Ｐａ以下、温度が１００℃～２００℃程度の雰囲気に１０分～４８時間程度晒すことで行うことができる。
　この場合、大気圧よりも減圧された環境における熱架橋は、コラーゲンを構成するアミノ基などによる脱水縮合反応であるため、熱架橋処理の前に集積体１７を乾燥させることが好ましい。集積体１７を形成する際に用いた液体は揮発性の液体であるため、例えば、自然乾燥などによっても集積体１７を乾燥させることができる。しかしながら、集積体１７を大気中に長時間放置すると、繊維６の表面が変性するおそれがある。
　そのため、必要に応じて、熱架橋処理の前に、集積体１７に、ドライエア乾燥処理、真空乾燥処理、凍結乾燥処理などを施すこともできる。例えば、集積体１７を液体窒素などに浸漬させて凍結させたのち、高真空で氷を昇華すればよい。
　ここで、熱架橋は、繊維６の架橋される部分同士の間の距離が小さくなるほど生じ易くなる。そのため、例えば、繊維６を機械的に引っ張って作成した堆積体７ａ～７ｃに熱架橋処理を直接施しても、隣接する繊維６同士が共有結合する箇所を多くするのは困難である（図１０を参照）。
　前述した様に、集積体１７においては、液体の毛管力により、隣接する繊維６同士がほぼ密着している。また、隣接する繊維６同士が、非共有結合的相互作用により部分的に接合されている。そのため、集積体１７に、大気圧よりも減圧された環境において熱架橋処理を施せば、低温または短時間の熱処理で隣接する繊維６同士をより多くの箇所で共有結合させることができる。共有結合している箇所が多くなれば結合力が高くなるので、前述した様に、生体内環境における生体適合部材１００の残存性の向上と、生体適合部材１００の機械的な強度の維持とを図ることができる。
　一般的に、繊維６は、吸着水や結合水を含んでいる。また、前述した様に、集積体１７は、内部に微小なボイドを有している。ここで、集積体１７が減圧された環境で加熱されると、熱脱水反応によって脱離する水分、あるいはボイド内に含まれるガス（例えば、空気）は熱膨張する。そのため、発生したガスが、集積体１７の内部から外部に抜けるように、例えば、隣接する繊維６および堆積体７a、７bの密着状態を調整することができる。また、熱架橋処理の前に、集積体１７に静水圧処理、凍結乾燥処理を施すこともできる。
　熱架橋処理が施された集積体１７ａは、基材１１２から剥離して生体適合部材１００として用いることもできるし、基材１１２と一体のまま生体適合部材１００として用いることもできる。
　すなわち、以上の様にして、生体適合部材１００（熱架橋処理が施された集積体１７ａ）を製造することができる。
　以上の様にして製造された生体適合部材１００は、乾燥状態となっている。そのため、生体適合部材１００の保存や搬送が容易となる。
　一方、前述したように、生体適合部材１００を使用する際には、水を主成分とする液体を生体適合部材１００に含ませる。
　そのため、必要に応じて、熱架橋処理が施された集積体１７ａに含水処理を施すこともできる。
　含水処理は、例えば、水を主成分とする液体に集積体１７ａを浸漬させて静置したり、水を主成分とする液体を集積体１７ａに供給したり、水を主成分とする液体を霧状にして集積体１７ａに吹き付けたりすることで行うことができる。水を主成分とする液体は、繊維６同士の間にあるボイドや隙間に浸透し、繊維６が水を吸収して膨潤する。含水処理が施されると、集積体１７ａは室温の環境下で２倍～５倍に膨潤する。ボイドや隙間への液体の浸透を促進するために、減圧処理、静水圧処理、超音波処理などを施すことができる。
　以上の様にして、水を主成分とする液体を含む生体適合部材１００を製造することができる。
　ここで、含水処理を施した際に、集積体１７ａを充分に膨潤させた方が好ましい場合がある。この様な場合には、熱架橋処理が施された集積体１７ａに静水圧処理を施すことができる。
　図８は、静水圧処理を例示するための模式図である。
　図８に示すように、熱架橋処理が施された集積体１７ａと、水を主成分とする液体１１６とを密閉袋１１７に封入する。集積体１７ａと液体１１６とが封入された密閉袋１１７は、ポンプ１１８が接続されたチャンバ１１９の内部に載置される。
　そして、ポンプ１１８により、チャンバ１１９の内部に空気１２０を供給し、チャンバ１１９の内圧を上昇させる。チャンバ１１９の内圧が上昇すると、密閉袋１１７を介して、液体１１６および集積体１７ａが加圧される。ポンプ１１８の代わりにピストンを使用することもできる。また、空気１２０のかわりに水やプロピレングリコールなどの液体の圧媒を用いることもできる。チャンバ１１９の内圧は、例えば、５ＭＰａ以上、１ＧＰａ以下、好ましくは、１００ＭＰａ以上、１ＧＰａ以下とすることができる。液体１１６が加圧されることで、繊維６同士の間にあるボイドや隙間に液体１１６が等方的に浸透する。また、繊維６同士の間に存在していた空気が集積体１７ａから排出される。以上の様にして、熱架橋処理が施された集積体１７ａに静水圧処理（含水処理）を施すことができる。
　静水圧処理を施せば、集積体１７ａの膨潤を促進することができる。また、静水圧処理を施せば、前述した含水処理に比べて、繊維６の水和を促進するとともに、集積体１７ａに効率的に液体１１６を含有させることができる。また、静水圧処理を施せば、生体適合部材１００（集積体１７ａ）に含まれる菌が減少する。生体適合部材１００が殺菌されれば、生体適合部材１００の生体適合性が向上する。
　また、熱架橋処理が施された集積体１７ａに減圧処理を施すこともできる。
　図９は、減圧処理を例示するための模式図である。
　図９に示すように、チャンバ１２１の内部に、熱架橋処理が施された集積体１７ａと、水を主成分とする液体１１６とを収納する。次に、真空ポンプなどを用いて、チャンバ１２１の内部を減圧する。例えば、チャンバ１２１の内圧を１気圧未満とする。液体１１６が減圧されることで、繊維６同士の間に存在していた空気が集積体１７ａから排出され、繊維６同士の間に液体１１６が浸透する。以上の様にして、熱架橋処理が施された集積体１７ａに減圧処理（含水処理）を施すことができる。
　なお、減圧処理を施した後に、前述した静水圧処理を施してもよい。
　以上に説明した様に、本実施の形態に係る生体適合部材１００の製造方法は、以下の工程を備えることができる。
　堆積体に揮発性の液体を浸透させる工程。
　堆積体に浸透させた液体を揮発させる工程。
　液体を揮発させた堆積体に、大気圧よりも減圧された環境において、熱架橋処理を施す工程。
　この場合、堆積体を形成する工程において、繊維を一方向に引っ張り、堆積された繊維が延びる方向を揃える。
　揮発性の液体を浸透させる工程において、隣接する繊維同士の間に働く毛管力により、隣接する繊維同士の間の距離を狭める。
　熱架橋処理を施す工程において、距離が狭められた繊維同士を複数の箇所で共有結合させる。
　また、揮発性の液体を浸透させる工程において、堆積体に、揮発性の液体が充填されない空間を形成することができる。
　また、熱架橋処理を施す前に、静水圧処理を施す工程と凍結乾燥処理を施す工程とをさらに備えることができる。
　また、熱架橋処理が施された堆積体に、静水圧処理を施す工程をさらに備えることができる。
　（試験例）
　次に、試験例について説明する。
　本試験例においては、生体適合材料として、生体由来材料であるコラーゲンを用いた。　揮発性の液体として、エタノールを用いた。
　本試験例においては、前述した生体適合部材１００の製造方法を用いて生体適合部材１００を製造した。
　（外観観察）
　生体適合部材１００の製造における各工程の試料を、ＳＥＭ（Scanning Electron Microscope：走査型電子顕微鏡）によって観察した。
　図１０は、堆積体７ａの表面のＳＥＭ写真である。なお、堆積体７ｂ、７ｃの場合も同様である。
　前述した様に、堆積体７ａは、エレクトロスピニング法により形成された堆積体７から切り出される。エレクトロスピニング法により堆積体７を形成する際には、繊維６を機械的に一方向に引っ張って、繊維６が延びる方向をなるべく揃える。また、繊維６同士の間の距離をなるべく小さくする。
　しかしながら、繊維６を機械的に一方向に引っ張っても、繊維６が延びる方向を揃えたり、繊維６同士の間の距離を小さくしたりするのには限界がある。そのため、図１０から分かるように、複数の繊維６を密着させるのは困難である。
　前述した様に、熱架橋は、繊維６の架橋される部分同士の間の距離が小さくなるほど生じ易くなる。そのため、図１０に示すような状態の繊維６に熱架橋処理を施しても、隣接する繊維６同士が共有結合する箇所を多くするのは困難である。
　つまり、エレクトロスピニング法により形成された堆積体に、熱架橋処理を施しても、生体内環境における残存性の向上と、機械的な強度の維持とを図ることは困難である。
　図１１（ａ）、（ｂ）は、エタノールによる処理後の堆積体７ａの表面のＳＥＭ写真である。図１１（ａ）は、堆積体７ａと基材１１２bとの密着を強くして処理を施し、図１１（ｂ）は、堆積体７ａと基材１１２ｂとの密着を弱くして処理を施した場合である。
　なお、堆積体７ｂ、７ｃの場合も同様である。
　図１０において説明した様に、堆積体７ａに含まれている繊維６は延びる方向がある程度揃っており、繊維６同士の間の距離もある程度小さくなっている。そのため、エタノールが揮発する際に、隣接する繊維６同士の間に、エタノールの毛管力が作用しやすくなる。
　そのため、図１１（ａ）、（ｂ）に示すように、エタノールの毛管力により、隣接する繊維６同士が密着する。また、前述した様に、繊維６同士が、非共有結合的相互作用によって部分的に接合する。非共有結合的相互作用は、例えば、分子間力、疎水性相互作用、水素結合などである。
　（偏光ＦＴ－ＩＲ－ＡＴＲ法）
　延伸された高分子材料においては、分子の長軸が延びる方向（分子軸）が、高分子材料（繊維）が延びる方向となる傾向がある。そのため、生体適合部材１００の表面における分子の長軸が延びる方向を調べれば、繊維６が延びる方向が推定され、ひいては、繊維６が配向されているか否かを判定できる。なお、繊維６が大体同じ方向に延びていることを、繊維６が「配向」されていると称する。
　分子の長軸が延びる方向は、高分子材料の種類に応じた構造決定手段により知ることができる。例えば、ポリスチレンなどの場合にはラマン分光法を用いることができ、ポリイミドなどの場合には偏光吸光度分析法を用いることができる。本試験例においては、一例として、高分子材料がコラーゲンなどのアミド基を有する有機化合物である場合を説明する。アミド基を有する有機化合物の場合には、例えば、赤外分光法の一種である偏光ＦＴ－ＩＲ－ＡＴＲ法（Fourier Transform-Infrared Spectroscopy- Attenuated Total Reflectance：フーリエ変換赤外分光全反射測定法）を用いて分子の長軸が延びる方向を知ることができる。
　以下、偏光ＦＴ－ＩＲ－ＡＴＲ法による分析方法について説明する。
　波数が１６４０ｃｍ－１の光の吸収強度をＴ１とし、波数が１５４０ｃｍ－１の光の吸収強度をＴ２とする。吸収強度Ｔ１は、分子の長軸が延びる方向と直交する方向における吸収強度である。吸収強度Ｔ２は、分子の長軸が延びる方向における吸収強度である。そのため、所定の偏光方向における吸光度比（Ｔ１／Ｔ２）が小さくなれば、その偏光方向に延びている分子が多いことが分かる。
　そして、含水処理後の生体適合部材１００を凍結乾燥させた試料について、偏光方向とのなす角度を変更しつつ、吸光度比（Ｔ１／Ｔ２）を測定する。値が最大となる吸光度比をＲ１とし、値が最小となる吸光度比をＲ２とする。例えば、吸光度比Ｒ２が得られる生体適合部材１００の向きは、吸光度比Ｒ１が得られる生体適合部材１００の向きに対して９０°回転している。そして、比（Ｒ１／Ｒ２）を配向度パラメータとする。配向度パラメータ（Ｒ１／Ｒ２）が大きいほど、配向の程度が高い。
　含水処理後の生体適合部材１００を凍結乾燥させた試料においては、配向度パラ－メータ（Ｒ１／Ｒ２）の値は約１．１０であった。このように、含水処理後の生体適合部材１００においては、繊維６が配向していることが確認された。
　図１２（ａ）、（ｂ）は、静水圧処理と凍結乾燥処理を行った集積体１７の表面のＳＥＭ写真である。図１２（ａ）、（ｂ）から分かるように、含水処理後の生体適合部材１００の表面には、直径が１０μｍ以上のボイドが１個／ｍｍ２以上の密度で形成されていた。
　（圧縮弾性率）
　生体適合部材１００について、クリープメータを用いた定速圧縮試験を行った。生体適合部材１００の厚みは、１～４ｍｍとし、真空熱架橋処理の温度は１４０℃、時間は、１ｈ、４ｈの２水準とした。比較例１においては、真空熱架橋処理を施さなかった。各水準について、直径８ｍｍの試験片に打ち抜いた３つの試料を作製し、測定した。すべての測定において圧縮速度は０．０５ｍｍ／ｓとし、印加する最大ひずみは５０％とした。測定温度は２０℃とした。
　図１３は、本試験例に係る生体適合部材１００の圧縮弾性率の測定結果を示す表である。
　図１３に示すように、３個の試料（実施例１～３）の測定結果において、歪み０～１０％における圧縮弾性率Ｅ０は０．３５～０．５５ｋＰａであった。歪み４２～４８％における圧縮弾性率Ｅｍは８．５～１１．３ｋＰａであった。
　（動的粘弾性測定）
　生体適合部材１００について、圧縮モードの水中動的粘弾法により粘弾性を測定した。生体適合部材１００の厚みを３ｍｍとし、昇温範囲を室温（例えば、２４℃）から９０℃までとし、昇温速度を２℃／分とし、昇温させながら粘弾性を測定とした。浸漬液は、蒸留水あるいは生理食塩水の２水準とした。蒸留水として富士フィルム和光純薬製の高速液体クロマトグラフ用蒸留水、生理食塩水として扶桑薬品工業製の生理食塩液PL「フソー」を用いた。生体適合部材１００に正弦波力を印加し、歪み０．１７～７％における貯蔵弾性率Ｅ'および損失弾性率Ｅ''を測定し、複素弾性率Ｅ*を算出した。正弦波力の周波数は１Ｈｚとした。
　図１４（ａ）は、蒸留水中で行った測定結果を示すグラフである。横軸に温度をとり縦軸に貯蔵弾性率と損失弾性率をとって、本試験例に係る生体適合部材１００の貯蔵弾性率、損失弾性率－温度曲線を示している。図１４（ｂ）は、生理食塩水中で行った測定結果を示すグラフである。横軸に周波数をとり縦軸に貯蔵弾性率と損失弾性率をとって、本試験例に係る生体適合部材１００の貯蔵弾性率、損失弾性率－温度曲線を示すグラフである。
　図１４（ａ）、（ｂ）に示すように、生体適合部材１００は，真空熱架橋処理を施さなかった比較例と比べて，３７℃以上における温度範囲の全域において弾性率の低下が小さかった。このとき、測定時の試料厚みに対応する装置のチャック間距離の変動は、測定開始時から終了時までの範囲で±１０％以内で安定していた。なお、比較例１～４は、４０℃以上の領域でチャック間距離の減少がみられ、測定終了時のチャック間距離は初期のおよそ４３～４６％であった。加熱に伴う軟化が生じたものと推察され、４０℃以上のデータを記載していない。
　図１５は、図１４（ａ）、（ｂ）の水中動的粘弾性測定について、温度３７℃における結果をまとめた表である。３７℃において、貯蔵弾性率が損失弾性率よりも高かった。このため、生体適合部材１００は弾性体としての性質を維持した。測定時のチャック間距離から見積もった、測定時の試料の厚み維持率は９５～９８％であった。
　（浸漬試験）
　エタノールによる処理が施され、熱架橋処理が施されていない集積体１７と、エタノールによる処理が施された後、熱架橋処理が施された集積体１７ａ（生体適合部材１００）とを、MilliQ水による含水処理を施したのち、直径８ｍｍの試験片に打ち抜いた。この試験片を、培地に浸漬させて３７℃の温度で保管し、経過を観察した。培地としてＤＭＥＭ(１％ＰＳ、１０ＦＢＳ)をそれぞれ７００μＬ用いた。目視、位相差顕微鏡、実体顕微鏡により、集積体１７および集積体１７ａの残存性を評価した。また、電子天秤により、熱架橋処理後および含水後、浸漬試験後における集積体１７aの重量を測定し、含水重量分率を求めた。
　図１６は集積体１７と集積体１７aの浸漬試験の結果を示す表である。６日浸漬後も形状を維持し、残存が認められたものは〇、浸漬後に収縮が認められるものの、残存が認められたものは△、浸漬後に観察困難で消失が認められたものは×とした。
　熱架橋処理が施されていない集積体１７は、１日程度で消失した。
　熱架橋処理が施された集積体１７ａは、６日後においても試験片の形態を保っていた。
　この結果により、熱架橋処理が施された集積体１７ａは、熱架橋処理が施されていない集積体１７に比べて、隣接する繊維６同士の結合力が大きく、分解されにくいことが示された。また、生体内において、生体適合部材１００に応力や熱が加わっても、生体適合部材１００が生体内にある程度残存することができ、機械的な強度も維持できることが推定された。
　（ラットの皮下移植）
　生体適合部材１００（熱架橋処理が施された集積体１７ａ）をラットの皮下に移植し、１日後、４日後、７日後の状態を目視で観察した。Ｎ数は３とした。
　その結果、真空熱架橋処理を４ｈ行った集積体１７ａでは、移植して４日後においても生体適合部材１００がゲル状とならず、残存していた。移植して６日後においても、３個中１個は形状を維持して残存していた。
　真空熱架橋処理を１ｈ行った集積体１７ａでは、移植して１日後においても生体適合部材１００がゲル状とならずに残存していた。移植して４日後の時点で消失していた。
　この間、炎症等の拒絶反応は観察されなかった。
　以上に説明した実施形態によれば、生体内環境における残存性の向上と、機械的な強度の維持とを図ることができる生体適合部材、およびその製造方法を実現することができる。
　以上、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明及びその等価物の範囲に含まれる。また、前述の各実施形態は、相互に組み合わせて実施することができる。
６　　　　　繊維
７　　　　　堆積体
７ａ～７ｃ　堆積体
１７　　　　集積体
１７ａ　　　集積体
１００　　　生体適合部材

Claims (10)

  1. 　生体適合材料を含む複数の繊維を有する生体適合部材であって、
    　前記繊維が延びる方向において、隣接する前記繊維同士が複数の箇所で共有結合している生体適合部材。
  2. 　前記繊維が、第１の方向に延びる第１の領域と、前記繊維が、前記第１の方向と交差する第２の方向に延びる第２の領域と、が積層され、
    　前記第１の領域と、前記第２の領域と、の境界において、１つの前記繊維に対して、積層方向に隣接する複数の前記繊維が共有結合されている請求項１記載の生体適合部材。
  3. 　化学架橋成分は含まず、隣接する前記繊維が熱架橋されている請求項１または２に記載の生体適合部材。
  4. 　３７℃の培地に６日間浸漬しても形状を維持する請求項１～３のいずれか１つに記載の生体適合部材。
  5. 　水を主成分とする液体をさらに含み、前記液体の含有率が、４０質量％以上、９０質量％以下である請求項１～４のいずれか１つに記載の生体適合部材。
  6. 　表面に直径が１０μｍ以上のボイドが、１個／ｍｍ２以上の密度設けられている請求項１～５のいずれか１つに記載の生体適合部材。
  7. 　前記生体適合材料は、コラーゲンである請求項１～６のいずれか１つに記載の生体適合部材。
  8. 　生体適合材料を含む繊維を堆積させて堆積体を形成する工程と、
    　前記堆積体に揮発性の液体を浸透させる工程と、
    　前記堆積体に浸透させた前記液体を揮発させる工程と、
    　前記液体を揮発させた前記堆積体に、大気圧よりも減圧された環境において、熱架橋処理を施す工程と、
    　を備え、
    　前記堆積体を形成する工程において、前記繊維を一方向に引っ張り、堆積された前記繊維が延びる方向を揃え、
    　前記揮発性の液体を浸透させる工程において、隣接する前記繊維同士の間に働く毛管力により、隣接する前記繊維同士の間の距離を狭め、
    　前記熱架橋処理を施す工程において、距離が狭められた前記繊維同士を複数の箇所で共有結合させる生体適合部材の製造方法。
  9. 　前記揮発性の液体を浸透させる工程において、前記堆積体に、前記揮発性の液体が充填されない空間を形成する請求項８記載の生体適合部材の製造方法。
  10. 　前記熱架橋処理が施された前記堆積体に、静水圧処理を施す工程をさらに備えた請求項８または９に記載の生体適合部材の製造方法。
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