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WO2013031861A1 - 多孔性足場材料及びその製造方法 - Google Patents

多孔性足場材料及びその製造方法 Download PDF

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WO2013031861A1
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collagen
cells
porous scaffold
collagen fibers
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顕 中田
啓示 茂野
達雄 中村
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Kyoto University NUC
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    • A61L2400/00—Materials characterised by their function or physical properties

Definitions

  • the present invention relates to a porous scaffold material composed of collagen fibers and a method for producing the same.
  • Synthetic polymers include polyglycolic acid (PGA), poly-L-lactic acid (PLLA), and lactic acid-glycolic acid copolymer (PLGA), which is a complex of these, and natural polymers include collagen. And gelatin is a typical example. These are already used in clinical practice and have achieved certain results (Non-Patent Documents 1-4). However, for example, when polyglycolic acid is used in vivo, an inflammatory reaction is induced by a local decrease in pH, and unnecessary adhesion may occur (Non-patent Document 5). In addition, although collagen has tissue affinity, it may cause a problem that durability is insufficient depending on an organ or site to be regenerated (Non-patent Document 6).
  • An object of the present invention is to provide a scaffold material that functions as a scaffold material in a living body for 2 weeks or more and that does not substantially cause a foreign body reaction, and a method for producing the same.
  • the present invention provides the following scaffold materials and methods for producing the same.
  • Item 1. A porous scaffold material comprising collagen fibers.
  • Item 2. Item 2. The porous scaffold material according to Item 1, wherein the compression modulus is 0.05 to 1.0 MPa.
  • Item 3. Item 3.
  • Item 4. Item 4.
  • Item 5. The porous scaffold material according to any one of Items 1 to 4, wherein collagen fibers are oriented.
  • Item 6. Item 6.
  • Item 7. Item 7.
  • Item 8. The porous scaffold material according to Item 7, wherein there is little or no foreign body giant cells inside the scaffold material.
  • Item 9. The porous scaffold material according to any one of Items 1 to 8, which can function as a scaffold material in vivo for at least 2 weeks.
  • Item 10. The method for producing a porous scaffold material according to any one of Items 1 to 9, wherein a suspension of collagen fibers in a neutral region is placed in a container, cooled from one direction, freeze-dried, and thermally denatured. .
  • Item 11. Item 11.
  • the scaffold material of the present invention is a scaffold material that remains in a living body for 2 weeks or more and functions as a scaffold material, and at the same time, foreign body giant cells are substantially not present and a foreign body reaction does not occur.
  • scaffold materials with various strengths can be manufactured depending on the site to be implanted.
  • the scaffold material of the present invention is useful as a “scaffold” for the regeneration of any tissue.
  • the scaffold material of the present invention is very effective for tissue repair because many cells, blood vessels and the like enter from the surrounding and are integrated with the surrounding tissue.
  • a container for orienting collagen fibers A container for orienting collagen fibers.
  • a Styrofoam outer frame
  • ii Aluminum plate
  • Styrofoam lid iv
  • Parafilm v
  • Inner frame made from paper measuring cup
  • b Aluminum plate with vinyl tape on the bottom of the outer frame Attached to the inner frame
  • c Parafilm covered.
  • the collagen suspension freezes the volume expands and may come into contact with the foamed lid.
  • the fine fiber of the polystyrene foam may be mixed with the collagen, it is covered with Parafilm to prevent it.
  • d Covered with a polystyrene foam lid and fastened with vinyl tape.
  • a collagen fiber scaffold material having orientation can be formed.
  • a Collagen fiber scaffold material molded into 1 cm x 1 cm x 5 mm
  • b Immediately after the collagen fiber scaffold material is implanted subcutaneously in the rat's back A foreign body giant cell observed when a collagen fiber scaffolding material with poor tissue affinity is implanted subcutaneously. Multinucleated foreign body giant cells are observed in the box. The lower left figure is an enlarged view of that part. (HE staining) Heat-denatured collagen fiber scaffolding material (after 2W subcutaneous implantation). A. 140 ° C.-6H: Since almost no foreign body giant cells were observed, the affinity score was 3.
  • Affinity score was set to 2 since foreign body giant cells were occasionally found. (There are foreign body giant cells in the circled part) No foreign body giant cells are found around the collagen fiber scaffold material (after 1W subcutaneous implantation) that has not been heat-denatured. Since the pores in the scaffold material are not maintained, the invasiveness of the cells is poor. (HE staining) Foreign body giant cells are found around the collagen fiber scaffolding material (after subcutaneous implantation 2W) subjected to heat denaturation treatment at 140 ° C-24H, and the invasiveness of the cells is also poor.
  • the thickness is the sum of the upper and lower thicknesses.
  • Trends in the relationship between heat denaturation treatment time and collagen fiber scaffold material strength and tissue affinity (when denaturation temperatures are 100 ° C, 120 ° C, 140 ° C) Red and blue lines, and lines A and B Represents the same thing.
  • the time x represents the treatment time when the denaturation temperature is 120 ° C., which is presumed that a scaffold material similar to that when the treatment condition is 140 ° C.-6H can be produced.
  • the longitudinal cross-sectional view of the porous scaffold material of this invention obtained in Example 2.
  • any collagen such as type I, type II, type III, type IV can be used, and these collagens can be used alone or in admixture of two or more.
  • the preferred collagen is type I collagen, and a preferred embodiment of the present invention may be type I collagen alone, or a collagen mixture of type I collagen and at least one of type II, type III, type IV collagen. There may be.
  • As the collagen atelocollagen can be preferably used.
  • collagen fibers are used.
  • Collagen fibers can be suspended in neutral pH water.
  • the pH of the neutral region is not particularly limited as long as the collagen fibers are present in a suspension state, but it is, for example, about 6 to 8, preferably about 6.5 to 7.5, particularly about 7 to 7.4.
  • the collagen fiber suspension may be obtained by suspending collagen fibers in neutral region water or a buffer solution, chopping up massive collagen composed of collagen fibers, and loosening them into fibers with a mixer, etc. Furthermore, it can obtain by processing so that fibers may fall apart using a homogenizer etc.
  • aggregated collagen if collagen fiber aggregates remain in the scaffold material, the pores of the part become smaller, and when the collagen aggregates block the pores, the infiltration of cells stops there. It is preferable to loosen the collagen fiber using a mixer, a homogenizer or the like so that it does not occur as much as possible.
  • the diameter of the pores of the scaffold material of the present invention is 50 ⁇ m or more, preferably 70 ⁇ m or more, particularly 100 ⁇ m or more.
  • the upper limit of the pore diameter is not particularly limited, and is, for example, about 500 ⁇ m, about 400 ⁇ m, about 300 ⁇ m, or about 200 ⁇ m.
  • a particularly preferable porous scaffold material has a pore diameter of about 100 to 300 ⁇ m. With the above pore diameter, surrounding cells, blood vessels and the like can sufficiently infiltrate into the scaffold material and tissue regeneration can be performed. The diameter of the pores of the scaffold material can be confirmed by an electron micrograph such as SEM.
  • collagen fibers are preferably oriented.
  • the orientation of the collagen fibers increases the strength of the scaffold material, suppresses the collagen fibers constituting the pore walls from protruding into the pores, and promotes infiltration of cells and blood vessels into the scaffold material.
  • the orientation of the collagen fibers can be confirmed by an electron micrograph such as SEM.
  • collagen molecules or collagen fibers are present at random, so that the speed at which cells, blood vessels and the like infiltrate into the scaffold material is slow, and the regeneration of the tissue only progresses gradually.
  • the scaffold material of the present invention has solved such drawbacks by the orientation of collagen fibers.
  • the preferred scaffold material orientation structure of the present invention is shown in FIG.
  • collagen fibers are oriented in one direction, and pores are formed along the orientation direction. If the bundles of collagen fibers are randomly arranged, the cells themselves become a barrier and the infiltration of cells into the scaffolding material becomes worse. This is considered to be due to a mechanism different from the decrease in invasiveness of cells into the scaffold material accompanied by a foreign body reaction, that is, physical inhibition. When the collagen fiber bundle is oriented, physical inhibition of cell infiltration is eliminated, so that surrounding cells are more easily infiltrated into the scaffold material, and tissue regeneration and reconstruction can be easily performed.
  • the compression modulus of the scaffold material of the present invention is about 0.05 to 1.0 MPa, preferably about 0.1 to 0.8 MPa, more preferably about 0.17 to 0.6 MPa, and still more preferably 0.23 to It is about 0.5 MPa, particularly about 0.29 to 0.42 MPa.
  • the compression elastic modulus is obtained by compressing at a speed of 1 mm / min until a load reaches 19 N using a compression tester to obtain a stress-strain curve, and the strain in the elastic region on the obtained curve is 0.5 or It can be calculated as the ratio of stress and strain in the straight line near 0.5.
  • the scaffold material of the present invention retains its shape for 2 weeks in the acute phase after being implanted in a living body and functions as a scaffold material. If the scaffold material is embedded in a site that requires tissue regeneration, such as a tissue defect, if the shape can be maintained for about two weeks in the acute phase, the tissue regeneration will proceed smoothly even if the scaffold material is absorbed and disappears thereafter. . Furthermore, the scaffold material of the present invention has little or no foreign body reaction. This can be confirmed by the presence of little or no foreign body giant cells in the scaffold during the acute period of 2 weeks after implantation in the living body.
  • the freeze-dried porous scaffold material is heat-treated or treated with a cross-linking agent to cause cross-linking of collagen fibers.
  • a cross-linking agent to cause cross-linking of collagen fibers.
  • the cross-linking reduces the tissue affinity of the scaffold material composed of collagen fibers and causes a foreign body reaction. This is the reason why the conventional collagen scaffold material cannot sufficiently perform tissue regeneration.
  • the preferred scaffold material of the present invention has improved strength due to the orientation of the collagen fibers, and the crosslinking treatment necessary to maintain the shape during the acute period of 2 weeks after implantation can be performed under mild conditions. As a result, the foreign body reaction can be lowered to a level that does not cause a problem, and the tissue regeneration becomes possible by the rapid entry of cells, blood vessels, and the like.
  • Collagen shows a molecular structure in the acidic region but a fibrous structure in the neutral region, and they reversibly change according to pH. Furthermore, it is characterized by the fact that the polypeptide chain is denatured by heat to denature into gelatin (Figure 1; Peltonen, L., et al., Thermal stability of type I and type III procollagens from normal human fibroblasts and from a patient with osteogenesis imperfecta. Proceedings of the NationalAcademy of Sciences of the United States of America, 1980. 77 (1): p. 162-6.). 40 ° C. in FIG. 1 indicates a so-called “denaturation temperature” in which exactly half of collagen molecules are broken in an aqueous solution or suspension.
  • the present invention provides a porous scaffold material composed of collagen fibers that have been lyophilized and then denatured by applying heat of 40 ° C. or higher.
  • heat treatment after lyophilization cross-linking occurs, the strength of the scaffold material is increased, and the durability is excellent in situ.
  • the foreign body reaction accompanying cross-linking is at a level that does not substantially cause a problem, and this can be confirmed from the fact that foreign body giant cells are hardly present in the scaffold material embedded in the living body.
  • collagen As the origin of collagen, vertebrates such as cows, pigs and chickens can be mentioned. Collagen of any origin may be used, and two or more kinds of collagens may be used in combination.
  • the suspension of collagen fibers is preferably prepared at a temperature that does not denature (for example, 37 ° C. or lower).
  • a collagen dispersion can be prepared by suspending the collagen fiber in water in a neutral region and dispersing the collagen fiber uniformly with a mixer, a homogenizer or the like as necessary.
  • water When using an aggregate, a lump, etc. of a collagen fiber as a raw material, it is preferable to use water as a solvent and disentangle these to separate the collagen fiber.
  • aggregates and aggregates of collagen fibers are contained in the scaffold material, they become dead ends and infiltration of cells, blood vessels, and the like is suppressed.
  • the suspension of collagen fibers is preferably prepared in water in a neutral region.
  • a collagen molecule solution is prepared in an acidic region having a pH of 3 to less than 6.5, and the pH of this solution is adjusted to the neutral region. Adjustment may be made to convert collagen molecules into collagen fibers to form a suspension of collagen fibers.
  • the concentration of the collagen fiber is, for example, about 0.3 to 8% by weight, preferably about 0.5 to 6%, more preferably about 1 to 5%, still more preferably about 1 to 4%, particularly 1 to 3%. Degree. When the concentration of the collagen fiber is too high, the viscosity increases and the degree of orientation tends to decrease. When the concentration of collagen fibers is increased, the diameter of collagen fibers in the scaffold material is increased and the strength is increased, but the pore diameter is not significantly affected.
  • the suspension of collagen fibers is preferably freeze-dried after being frozen in a container that can be cooled on one side.
  • FIG. 3 shows a container in which the bottom surface is made of an aluminum plate and only the bottom surface can be cooled.
  • the freezing temperature varies depending on the size of the container and the concentration of collagen fibers, and is not particularly limited. For example, it is about -80 ° C to -1 ° C, preferably about -50 ° C to -3 ° C, more preferably -30 ° C. It is about -5 ° C, particularly about -20 ° C to -5 ° C.
  • the freezing temperature is too low, the pore size of the porous scaffold material becomes small, and the infiltration of the scaffold material such as cells and blood vessels is slowed or prevented.
  • the freezing temperature is preferably about ⁇ 20 ° C. to ⁇ 10 ° C., particularly about ⁇ 10 ° C.
  • freeze-dry and then heat-treat After freezing the collagen fiber suspension, freeze-dry and then heat-treat. Freeze-drying can be performed according to a conventional method.
  • the obtained freeze-dried product is heat-treated at about 100 to 180 ° C., preferably about 120 to 150 ° C. for about 0.5 to 48 hours, preferably about 1 to 24 hours, more preferably about 2 to 12 hours.
  • Collagen fibers can be thermally cross-linked.
  • the cross-linking condition is that at least a part of the shape is retained for about two weeks in the acute phase when the scaffold material is embedded in the living body, and the foreign body giant cells are hardly or not found inside the scaffold material. Can be appropriately selected so that no foreign body reaction occurs.
  • a preferable condition is a heat treatment at 140 ° C. for 6 hours.
  • the scaffold material of the present invention is for embedding in a defect site or the like of an organ or tissue, and for regenerating the defect site by calling a surrounding cell or blood vessel therein, and surrounding cells, It is required that the shape of the blood vessel or the like can be completely or at least partially maintained for a period (acute period), for example, about 2 weeks, until the blood vessel enters the scaffold material and settles.
  • the transplant material of the present invention can regenerate tissues / organs satisfactorily by satisfying these two conflicting requirements to a high degree.
  • various materials eg, iPS cells, mesenchymal stem cells, salivary gland stem cells, hematopoietic stem cells, neural stem cells, liver progenitor cells, islet progenitor cells, skin tissue stem cells, adipocyte progenitors
  • Cells stem cells such as umbilical cord blood cells, progenitor cells, or cells useful for the repair / regeneration of organs or tissues), and then embed them in the site necessary for the repair or regeneration of tissues or organs. be able to.
  • Example 1 Method for Producing Modified Collagen Fiber Scaffold Material From NMP Collagen PS (Nippon Ham), a pH 7 collagen mass was produced (type I 70-80% and type III 30-20%). This was shredded to a size of about 2 ⁇ 2 ⁇ 2 mm 3 using a grater, and 6 g of that was added to 200 mL of sterile milli-Q water. After the addition, stir for 2 minutes with Hybrid Mixer (Keyence, HM-500), then place it in a refrigerator at 4 ° C for 30 minutes or more and let it cool thoroughly 5 times to obtain a uniform 3% w / v collagen A fiber suspension was made.
  • Hybrid Mixer Keyence, HM-500
  • the scaffold material was prepared by the above-mentioned method and cut into a size of 1 cm ⁇ 1 cm ⁇ 5 mm, and collagen fiber scaffold materials were implanted subcutaneously on the back of three rats each (FIG. 4), after 2 weeks. The following two points were evaluated.
  • the tissue contracts. That is, even when a tissue specimen immediately after subcutaneous implantation of a collagen fiber scaffold material having a thickness of 5 mm is produced, the thickness is thinner than 5 mm on the preparation specimen. Therefore, the thickness of the collagen fiber scaffold material after 2 weeks of subcutaneous implantation is actually thicker than on the preparation. In this experiment, the thickness on the slide was scored and evaluated.
  • the strength of strength score 2 or higher is maintained even after 2W subcutaneous implantation, and the collagen fiber scaffold material showing affinity score 3 in vivo is denaturation temperature of 140 ° C. It can be seen that the processing time is 6H. Next, tissue affinity was shown when the denaturation temperature was 140 ° C. and the treatment time was 9H (FIG. 6). When the denaturation temperature was 140 ° C., tissue affinity was not shown when the treatment time was 12H or more.
  • Collagen molecules are called so-called tropocollagen, and are composed of three polypeptide chains ( ⁇ chains) consisting of about 1000 amino acids. Each of the three ⁇ chains has a left-handed helical structure, but when the three are gathered together, the whole has a slow right-handed structure with a period of 104 mm. This structure is called a coiled coil structure or a super helix structure. Five collagen molecules gather to form collagen microfibrils, and they gather even more to form collagen fibrils. A collagen fiber is a product of aggregated collagen fibrils. The main antigenic determinants of collagen fibers are present in the non-helical telopeptide portions present at both ends of the collagen molecule, and the other portions are not significantly different between animal species.
  • the collagen used in this experiment is atelocollagen obtained by removing a portion of an antigenic telopeptide using pepsin.
  • the affinity score after 1 week is 3, indicating that the tissue affinity of atelocollagen is very high (FIG. 7).
  • the strength was weak, and it was almost dissolved after 2 weeks of subcutaneous implantation, and sufficient space for tissue regeneration could not be secured.
  • denaturation treatment of 24H was performed at 140 ° C., the strength increased and sufficient space for tissue regeneration was secured, but the antigenicity of the collagen fiber scaffold material increased.
  • the collagen fiber scaffold material was recognized as a foreign body for the living body, and the tissue affinity deteriorated (FIG. 8). From these, it can be seen that the strength and the tissue affinity are inversely related. That is, the condition found in this experiment is a condition that suppresses antigenicity caused by denaturation of the collagen fiber scaffold material as much as possible and has a certain level of strength.
  • the processing time is estimated to be close to 6H ( Figure 9).
  • Example 2 A SEM photograph of a longitudinal cross-sectional view (FIG. 13) of the scaffold material obtained at a collagen fiber suspension concentration of 3% by weight, a freezing temperature of ⁇ 20 ° C. and a heat treatment of 140 ° C. for 6 hours is shown.
  • the porous scaffold material of the present invention has a structure in which collagen fibers are oriented in one direction and pores are formed along the collagen fibers.
  • Example 3 According to the manufacturing conditions described in Example 1, a plurality of porous scaffold material samples obtained by carrying out the modification treatment at 140 ° C. for 6 hours were cut into a size of 10 mm ⁇ 10 mm ⁇ height 5 mm, and a compression tester Using a small tabletop testing machine EZ Test, EZ-S, 20N, Shimadzu Corporation, the stress-strain curve was obtained by compressing at a speed of 1 mm / min until the load reached 19N. The compressive modulus was calculated as the ratio of stress to strain in the straight line where the strain was close to 0.5 in the elastic region on the curve.
  • the compression elastic modulus had a minimum value of 0.29 MPa and a maximum value of 0.42 MPa, and all the samples had a compression elastic modulus in the range of 0.29 to 0.42 MPa. All of these samples were confirmed to have good strength and biocompatibility.

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Abstract

生体内で２週間以上足場材料として機能し、かつ、実質的に異物反応が生じない足場材料及びその製造方法を提供する。 コラーゲン繊維から構成されることを特徴とする多孔性足場材料が提供される。

Description

多孔性足場材料及びその製造方法
　本発明は、コラーゲン繊維から構成される多孔性足場材料およびその製造方法に関する。
　再生医療に用いるいわゆる「足場」として、さまざまな材質が開発されている。合成高分子としては、ポリグリコール酸（PGA）やポリ-L-乳酸（PLLA）、さらには、それらの複合体である乳酸－グリコール酸共重合体（PLGA）が、天然高分子としては、コラーゲンやゼラチンがその代表的なものと言えよう。そして、これらは臨床ですでに使われており、ある一定の成果を上げている（非特許文献1-4）。しかし、例えばポリグリコール酸を生体内で用いた場合、局所的なpHの低下によって炎症反応が誘発され、不必要な癒着が生じてしまう可能性がある（非特許文献5）。また、コラーゲンは、組織親和性はあるものの、再生させたい臓器または部位によっては耐久性が不十分であるという問題を起こす可能性がある（非特許文献6）。
Kato, Y., et al., A novel technique to prevent intra-operative pneumothorax in awake coronary artery bypass grafting: biomaterial neo-pleura. European journal of cardio-thoracic surgery : official journal of the European Association for Cardio-thoracic Surgery, 2009. 35(1): p. 37-41. Ueda, K., et al., Sutureless pneumostasis using bioabsorbable mesh and glue during major lung resection for cancer: who are the best candidates? The Journal of thoracic and cardiovascular surgery, 2010. 139(3): p. 600-5. Akita, S., et al., Noncultured autologous adipose-derived stem cells therapy for chronic radiation injury. Stem cells international, 2010. 2010: p. 532704. Bushnell, B.D., et al., Early clinical experience with collagen nerve tubes in digital nerve repair. The Journal of hand surgery, 2008. 33(7): p. 1081-7. T.Nakamura, et al., An evaluation of the surgical morbidity of polyglycolic acid felt in pulmonary resections. Surgery today, 2010. 40(8): p. 734-737. G.Chen, et al., Scaffolding technology for cartilage and osteochondral tissue engineering. Biomechanics at micro-and nanoscale levels 3, 2007: p. 118-129.
　本発明は、生体内で２週間以上足場材料として機能し、かつ、実質的に異物反応が生じない足場材料及びその製造方法を提供することを目的とする。
　本発明は、以下の足場材料及びその製造方法を提供するものである。
項１．　コラーゲン繊維から構成されることを特徴とする多孔性足場材料。
項２．　圧縮弾性率が、０．０５～１．０ＭＰａである、項１に記載の多孔性足場材料。
項３．　圧縮弾性率が、０．１７～０．６ＭＰａである、項２に記載の多孔性足場材料。
項４．　細孔の直径が５０～５００μｍである、項１～３のいずれかに記載の多孔性足場材料。
項５．　コラーゲン繊維が配向してなる項１～４のいずれかに記載の多孔性足場材料。
項６．　コラーゲンがアテロコラーゲンである項１～５のいずれか１項に記載の多孔性足場材料。
項７．　生体内に埋入したときに少なくとも２週間異物反応を実質的に生じない項１～６のいずれか１項に記載の多孔性足場材料。
項８．　足場材料の内部に異物巨細胞がほとんど或いは全く存在しない、項７に記載の多孔性足場材料。
項９．　生体内で少なくとも２週間足場材料として機能し得る、項１～８のいずれか１項に記載の多孔性足場材料。
項１０．　中性領域のコラーゲン繊維の懸濁液を容器に入れて１方向から冷却し、凍結乾燥し、熱変性させることを特徴とする項１～９のいずれかに記載の多孔性足場材料の製造方法。
項１１．　熱変性が１２０℃～１５０℃で行われる、項１０に記載の製造方法。
項１２．　前記懸濁液の凍結温度が－５℃～－８０℃である、項１０又は１１に記載の製造方法。
　本発明の足場材料は、生体内で２週間以上残存して足場材料として機能し、同時に、異物巨細胞は実質的に存在せず、異物反応の生じない足場材料である。
　本発明の足場材料は異物反応を生じないで強度を高めることができるので、埋入される部位に応じて様々な強度の足場材料を製造できる。
　足場材料内のコラーゲン繊維に配向性を持たせることにより、足場材料内への細胞の浸潤性が高まり、さらに組織親和性が向上する。本発明の足場材料は、あらゆる組織の再生の「足場」として有用である。
　本発明の足場材料は、周囲から細胞、血管などが数多く入り込み周囲組織と一体化するので、組織の修復などに非常に有効である。
温度とpHの違いによるコラーゲンの性状。陸上の恒温動物の水溶液状態のコラーゲンは、熱を加えると30℃を超えたころより徐々に3本のポリペプチド鎖が解ける現象、いわゆる変性が始まり、中性領域では、40℃前後でポリペプチド鎖の半分が解ける。そして、さらに高温で加熱するとコラーゲン分子は、熱変性してゼラチンになる。一旦ゼラチンになると、再びコラーゲン分子に戻すことは難しい。a. コラーゲンミクロフィブリル（5つのコラーゲン分子の束）の集合体。コラーゲンフィブリルはさらに集まって、コラーゲン繊維を形成する。b. さらに高温で加熱すると、らせん構造が完全に解けてゼラチン（ゾルの状態）となる。それを冷却すると近傍のポリペプチド鎖同士が部分的にらせん構造を形成し、ゲルとなって固まる。しかし、完全に元のコラーゲン分子に戻すことは難しい。 コラーゲン繊維に配向性がある場合とない場合の違い。コラーゲン繊維に配向性がない場合、細胞はコラーゲン繊維が貪食されてから足場材料の内部に浸潤することになる。抗原性が弱くて異物反応が問題とならない弱変性コラーゲン繊維の場合、耐久性に優れている為、このままでは、細胞の浸潤に時間がかかることになる。本発明の足場材料はコラーゲン繊維に配向性がある為、細胞が足場材料の内部にまで浸潤しやすくなっている。（Ａ、Ｂどちらの場合も、細胞は、コラーゲン繊維に沿って足場材料内へ浸潤する） コラーゲン繊維に配向性を持たせる為の容器。a(i)発泡スチロール製の外枠　(ii)アルミ板　(iii)発泡スチロール製の蓋　(iv)Parafilm　(v)紙製の計量カップから作製した内枠　b：外枠の底にビニールテープでアルミ板を取り付け、さらに内枠を装着したところ　c：Parafilmを被せたところ。コラーゲン懸濁液が凍結すると体積が膨張し、発泡スチロール製の蓋に接触することがある。その場合、発泡スチロールの細かな繊維がコラーゲンに混ざってしまう可能性があるので、それを防ぐ為にParafilmを被せる。d：発泡スチロール製の蓋を被せ、ビニールテープで留めたところ。冷却は、容器の下面からのみとなり、そのことによって、配向性を持ったコラーゲン繊維足場材料が出来る。 コラーゲン繊維足場材料と皮下に埋入した直後の様子。a：1cm×1cm×5mmに成型加工された、コラーゲン繊維足場材料　b：コラーゲン繊維足場材料をラットの背中の皮下に埋入した直後の様子 組織親和性が良くないコラーゲン繊維足場材料を皮下に埋入した際に見られた異物巨細胞。四角で囲まれた中に、多核の異物巨細胞が認められる。左下の図は、その部分の拡大図。（HE染色） 熱変性処理されたコラーゲン繊維足場材料（皮下埋入2W後）。　ａ．140℃-6H：異物巨細胞が殆ど認められないので、親和性スコアを3とした。ｂ．140℃-9H：異物巨細胞が散見されるので、親和性スコアを2とした。（丸で囲ってある部分に、異物巨細胞が存在する） 熱変性処理を施していないコラーゲン繊維足場材料（皮下埋入1W後）周囲には異物巨細胞は認められない。足場材料内の細孔が維持されていない為、細胞の浸潤性が悪い。（HE染色） 熱変性処理を140℃-24H施したコラーゲン繊維足場材料（皮下埋入2W後）周囲には異物巨細胞が認められ、細胞の浸潤性も悪い。（HE染色） 熱変性処理時間とコラーゲン繊維足場材料の強度および組織親和性の関係の傾向（変性温度が140℃の場合）赤のラインは組織親和性を表わし、青のラインは強度を表わす。ラインAは、足場材料に求められる組織親和性の合格レベルを表わし、ラインBは、足場材料にとって必要な強度の合格レベルを表わすものとする。処理時間が短いと、強度面では劣るが組織親和性は良い。逆に、処理時間が長いと、強度は増すが、足場材料は異物となる為、組織親和性は悪くなる。 熱変性処理を140℃-24H施したコラーゲン繊維足場材料（皮下埋入1W後）この熱変性処理条件では、コラーゲン繊維足場材料の組織親和性は良くない。それでも、足場材料内にコラーゲン繊維の配向性を持たせると、細胞はコラーゲン繊維に沿ってある程度までは足場材料内へ浸潤してくる。（HE染色）　a：コラーゲン繊維に配向性がない足場材料　b：コラーゲン繊維に配向性がある足場材料 熱変性処理されたコラーゲン繊維足場材料の皮下埋入2週間(2W)後および3週間(3W)後の比較左の2つの図は、皮下埋入2W後の組織所見。右の2つの図は、皮下埋入3W後の組織所見を表わす。それぞれの図の左上には、熱変性処理条件が、右上には、足場材料の厚さが記してある。異物巨細胞が認められる部位は、黄色のcircleで囲った（HE染色）。なお、右下の写真では、Scaffoldの中心部に、切片を作製する際に亀裂が生じたので、厚さは、上と下の厚さを足したものとする。 熱変性処理時間とコラーゲン繊維足場材料の強度および組織親和性の関係の傾向（変性温度が100℃、120℃、140℃の場合）赤および青のライン、さらにラインAおよびBは、図9と同じものを表す。時間xは、処理条件が140℃-6Hの時と同じような足場材料が作製出来るのではと推察される、変性温度が120℃の時の処理時間を表す。 実施例２で得られた本発明の多孔性足場材料の縦断面図。
　本明細書において、コラーゲンとしては、Ｉ型、II型、III型、IV型などの任意のコラーゲンが使用でき、これらコラーゲンを単独で、或いは２種以上を混合して使用することができる。好ましいコラーゲンは、Ｉ型コラーゲンであり、本発明の好ましい実施形態はＩ型コラーゲン単独であってもよく、Ｉ型コラーゲンとII型、III型、IV型のコラーゲンの少なくとも１種とのコラーゲン混合物であってもよい。コラーゲンとしてはアテロコラーゲンが好ましく使用できる。
　本発明では、コラーゲン繊維を使用する。コラーゲン繊維は、中性領域のｐＨの水に懸濁させることができる。中性領域のｐＨは、コラーゲン繊維が懸濁液の状態で存在する限り特に限定されないが例えば６～８程度、好ましくは６．５～７．５程度、特に７～７．４程度である。コラーゲン繊維の懸濁液は、コラーゲン繊維を中性領域の水又は緩衝液に懸濁させてもよく、コラーゲン繊維から構成される塊状コラーゲンを細切し、ミキサー等で繊維状にほぐした後、さらにホモジナイザーなどを用いて繊維同士がバラバラになるように処理して得ることができる。塊状コラーゲンを用いる場合、コラーゲン繊維の凝集物が足場材料に残ると、その部分の細孔が小さくなり、コラーゲン凝集物が細孔を塞ぐとそこで細胞の浸潤が止まるので、コラーゲン繊維の凝集物ができるだけ生じないようにコラーゲン繊維をミキサー、ホモジナイザーなどの装置を用いてほぐすのがよい。
　本発明の足場材料の細孔の直径は５０μｍ以上、好ましくは７０μｍ以上、特に１００μｍ以上である。細孔径の上限は特に限定されないが、例えば５００μｍ程度、４００μｍ程度、３００μｍ程度、あるいは２００μｍ程度である。特に好ましい多孔性足場材料の細孔径は、１００～３００μｍ程度である。上記の細孔径があれば、足場材料内に周囲の細胞、血管などが十分に浸潤し組織の再生を行うことができる。足場材料の細孔の直径はＳＥＭなどの電子顕微鏡写真により確認することができる。
　本発明の多孔性足場材料は、コラーゲン繊維が配向していることが好ましい。コラーゲン繊維の配向は、足場材料の強度を高め、細孔壁を構成するコラーゲン繊維が細孔内にはみ出すことを抑制して、細胞や血管が足場材料内に浸潤することを促進する。コラーゲン繊維が配向していることは、ＳＥＭなどの電子顕微鏡写真により確認することができる。従来のコラーゲンを構成要素とする足場材料は、コラーゲン分子又はコラーゲン繊維がランダムに存在するために細胞、血管等が足場材料内に浸潤するスピードが遅く、組織の再生も徐々にしか進まなかった。本発明の足場材料は、コラーゲン繊維の配向によりこのような欠点を解消した。本発明の好ましい足場材料の配向構造は、図１３に示されている。本発明の好ましい足場材料は、コラーゲン繊維が一方向に配向し、その配向方向に沿って細孔が形成されている。コラーゲン繊維の束が無秩序に配列していると、それ自体が障壁となって足場材料内への細胞の浸潤性が悪くなる。これは、異物反応を伴う足場材料内への細胞の浸潤性低下とは異なる機序、つまり、物理的な阻害によるものと考えられる。コラーゲン繊維束を配向させると、細胞浸潤の物理的阻害が解消されるため、足場材料内に周辺の細胞がより浸潤しやすくなり、組織の再生、再建を容易に行うことができる。
　本発明の足場材料の圧縮弾性率は、０．０５～１．０ＭＰａ程度、好ましくは０．１～０．８ＭＰａ程度、より好ましくは０．１７～０．６ＭＰａ程度、さらに好ましくは０．２３～０．５ＭＰａ程度、特に０．２９～０．４２ＭＰａ程度である。なお、圧縮弾性率は、圧縮試験機を用い、荷重が19Nに達するまで1mm/分の速さで圧縮し応力－ひずみ曲線を得て、得られた曲線上での弾性領域でひずみが0.5または0.5に近い部分の直線における応力とひずみの比率として計算することができる。
　本発明の足場材料は、生体内に埋入後、急性期である２週間その形状を保持し、足場材料として機能する。組織の欠損部位などの組織再生が必要な部位に足場材料を埋入した場合、急性期の２週間程度その形状を保持できれば、その後足場材料が吸収、消失しても組織再生は順調に行われる。さらに本発明の足場材料は、異物反応がほとんど或いは全くない。このことは、生体内に埋入後２週間の急性期の期間、足場材料内に異物巨細胞がほとんど或いは全く存在しないことにより確認できる。足場材料の強度を高めるためには、凍結乾燥した多孔性足場材料を熱処理或いは架橋剤処理し、コラーゲン繊維同士の架橋を生じさせることが従来行われてきた。一方、この架橋によりコラーゲン繊維から構成される足場材料の組織親和性が低下して異物反応が生じることが避けられなかった。これが、従来のコラーゲン足場材料が組織再生を十分に行うことができなかった理由である。
　コラーゲン足場材料が細胞浸潤に十分な細孔を有していたとしても、架橋により足場材料の組織親和性が低下すると、細胞は細孔内に浸潤しなくなる。好ましい本発明の足場材料は、コラーゲン繊維の配向性により強度が向上し、埋入後２週間の急性期の期間に形状を保つのに必要な架橋処理を緩和な条件で行うことが可能になり、これにより異物反応を問題ないレベルまで下げることができ、細胞、血管などが内部に速やかに入り込むことで組織再生が可能になった。
　本発明の多孔性足場材料の製造法を以下に説明する。
　最初に、コラーゲン繊維の懸濁液を調製する。コラーゲンは、酸性領域では分子構造を示すが、中性領域では繊維状の構造を示し、それらはｐＨに従い可逆的に変化する。さらに、熱によってポリペプチド鎖が解けて変性してゼラチンになるという特徴を持つ（図１；Peltonen, L., et al., Thermal stability of type I and type III procollagens from normal human fibroblasts and from a patient with osteogenesis imperfecta. Proceedings of the NationalAcademy of Sciences of the United States of America, 1980. 77(1): p. 162-6.）。図１中の40℃とは、水溶液もしくは懸濁液中に於いて、コラーゲン分子のちょうど半分が壊れる、いわゆる「変性温度」を示す。本発明は、凍結乾燥させた後に40℃以上の熱をかけて変性させたコラーゲン繊維から構成される多孔性足場材料を提供する。凍結乾燥後の熱処理によって、架橋が生じ、足場材料の強度が高められて、in situに於いて耐久性に優れたものとなる。一方、架橋に伴う異物反応は、実質的に問題にならないレベルであり、このことは、異物巨細胞が生体内に埋入した足場材料内にほとんど存在しないことから確認できる。
　コラーゲンの由来としては、ウシ、ブタ、ニワトリなどの脊椎動物が挙げられ、いずれの由来のコラーゲンを使用してもよく、２種以上のコラーゲンを併用してもよい。
　コラーゲン繊維の懸濁液は、変性しない程度の温度（例えば３７℃以下）で調製することが好ましい。市販のコラーゲン繊維を使用する場合にはコラーゲン繊維を中性領域の水に懸濁し、必要に応じてミキサー、ホモジナイザーなどによりコラーゲン繊維を均一に分散させることで、コラーゲン分散液を調製できる。コラーゲン繊維の凝集物、塊状物などを原料として用いる場合、水を溶媒として用い、これらを解繊してコラーゲン繊維をバラバラにするのが好ましい。コラーゲン繊維の凝集物、塊状物が足場材料に含まれると、そこが行き止まりになって細胞、血管などの浸潤が抑制される。なお、コラーゲン繊維の懸濁液は中性領域の水中で調製するのが望ましいが、例えばｐＨ３～６．５未満の酸性領域でコラーゲン分子の溶液を調製し、この溶液のｐＨを中性領域に調整してコラーゲン分子をコラーゲン繊維に変換し、コラーゲン繊維の懸濁液としてもよい。
　コラーゲン繊維の濃度は、例えば重量で０．３～８％程度、好ましくは０．５～６％程度、より好ましくは１～５％程度、さらに好ましくは１～４％程度、特に１～３％程度である。コラーゲン繊維の濃度が高すぎると粘度が高くなり、配向度が低くなる傾向にある。コラーゲン繊維の濃度が高くなると、足場材料におけるコラーゲン繊維の径が太くなり、強度が高くなるが、細孔径にはあまり影響しない。
　コラーゲン繊維の懸濁液は、１つの面が冷却可能な容器に入れて凍結後、凍結乾燥されるのが好ましい。例えば図３では、底面をアルミ板で構成し、底面のみを冷却可能とした容器が示されている。このような容器にコラーゲン懸濁液を入れて凍結すると、コラーゲン繊維を底面から鉛直方向に配向させることができる。凍結温度は、容器の大きさやコラーゲン繊維の濃度などによっても変化し、特に限定されないが、例えば－８０℃～－１℃程度、好ましくは－５０℃～－３℃程度、より好ましくは－３０℃～－５℃程度、特に－２０℃～－５℃程度である。凍結温度が低すぎると多孔性足場材料の孔径が小さくなり、細胞、血管などの足場材料への浸潤が遅くなるか、阻止される。例えば－１９６℃コラーゲン繊維の懸濁液を瞬間的に凍結させた場合、孔径が小さくなりすぎて細胞、血管などは足場材料にほとんど入らなかった。図３に示す小さな容器で３％程度のコラーゲン繊維の懸濁液の濃度の場合、凍結温度は－２０℃～－１０℃程度、特に－１０℃程度が好ましいことが明らかになった。
　コラーゲン繊維懸濁液の凍結後に凍結乾燥させ、その後熱処理する。凍結乾燥は常法に従い行うことができる。得られた凍結乾燥物は、１００～１８０℃程度、好ましくは１２０～１５０℃程度で０．５～４８時間程度、好ましくは１～２４時間程度、より好ましくは２～１２時間程度熱処理することによりコラーゲン繊維の熱架橋を行うことができる。架橋の条件は足場材料が生体内に埋入したときの急性期の２週間程度その形状を少なくとも一部保持し、かつ、異物巨細胞が足場材料の内部にほとんど或いは全く見られず、実質的に異物反応が生じないように適宜選択することができる。例えば１４０℃で６時間の熱処理が好ましい条件として例示される。
　足場材料の細孔径が１００～３００μｍのような十分な大きさがあっても、異物反応があると細胞や血管は足場材料の内部に浸潤するのが遅くなるか、ほとんど浸潤しなくなる。従って、異物反応をなくすことは非常に重要になる。一方、本発明の足場材料は、臓器や組織の欠損部位などに埋め込んで、その中に周囲の細胞、血管などを呼び込んで欠損部位を再生させて使用するためのものであり、周囲の細胞、血管などが足場材料の内部に入り込んで定着するまでの期間（急性期）、例えば２週間程度はその形状を完全にもしくは少なくとも部分的に維持し得ることが求められる。本発明の移植材料は、この相反する２つの要求を高い程度で両立したことで、組織／臓器の再生を良好に行うことができることを明らかにした。再生すべき部位によっては、本発明の足場材料に様々な細胞（例えばｉＰＳ細胞、間葉系幹細胞、唾液腺幹細胞、造血幹細胞、神経幹細胞、肝臓前駆細胞、膵島前駆細胞、皮膚組織幹細胞、脂肪細胞前駆細胞、臍帯血細胞などの幹細胞、前駆細胞、或いは臓器ないし組織の修復／再生に有用な細胞）を取り込ませて増殖し、その後組織ないし臓器の修復、再生に必要な部位に埋入して使用することができる。
　以下、本発明を実施例に基づきより詳細に説明する。
実施例１
　変性コラーゲン繊維足場材料の作製方法
　NMPコラーゲンPS（日本ハム）から、プロトコールに従って、pH7のコラーゲン塊を作製した（I型70～80%及びIII型30～20%）。これを、graterを用いて2×2×2mm3程度の大きさに細切し、そのうちの6gを滅菌ミリQ水200mLに添加した。添加後、Hybrid Mixer（Keyence,HM-500）で2分間攪拌し、その後、４℃の冷蔵庫に30分以上入れて十分に冷却させるという作業を5回繰り返し、均一な3%w/vのコラーゲン繊維懸濁液を作製した。さらに均一な懸濁液にする為に、そのまま4℃の冷蔵庫内に静置した。12時間後、pHを7.4に調節した後、コラーゲン繊維懸濁液をAce Homogenizer（Nissei, HM-500）を用いて、さらに5000 rpmで30分間攪拌した。これは、出来上がったコラーゲン繊維足場材料の内部構造が均一になる様にする為である。ペースト状になった懸濁液を容器に入れ（図３）、－10℃の冷凍庫で12時間冷却した。凍結後、凍結乾燥機で3日間乾燥させ、その後、低圧下（1×10－1Pa）で熱による変性処理（以下の表１に示す条件）を加えて変性コラーゲン繊維足場材料を作製した。
変性コラーゲン繊維足場材料の作製条件
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　評価方法
上述の方法で足場材料を作製し1cm×1cm×5mmの大きさに切り出した、コラーゲン繊維足場材料をそれぞれ3匹ずつのラットの背中の皮下に埋入し（図４）、２週間後に以下の2つの点で評価した。
　（I）強度の評価方法
　足場材料は、組織再生の為には、ある程度は体内に留まっていなくてはならない。よって、埋入した足場がどの程度残存しているかを、スコアー化して評価した。結果を表２に示す。
（強度スコア）
１：厚さ0mm。つまり、コラーゲン繊維足場材料は全く残存していない。
２：コラーゲン繊維足場材料は残存しているが、厚さは1mm以下。
３：厚さ1mm以上。
　一般的に、プレパラート標本を作製する過程に於いて、組織は収縮する。つまり、厚さ5mmのコラーゲン繊維足場材料の皮下埋入直後の組織標本を作製したとしても、プレパラート標本上では厚さは5mmよりも薄くなる。その為、皮下埋入２週間後のコラーゲン繊維足場材料の厚さは、プレパラート上よりも、実際には厚いことになる。本実験に於いては、プレパラート上の厚さでスコアー化して評価した。
　（II）生体親和性の評価方法
　生体が体内に侵入してきた物を異物として認識した場合、マクロファージが動員されて、その排除にあたるが、さらに大きな異物の場合には、マクロファージが融合して異物巨細胞となり、異物の排除にあたる。つまり、異物巨細胞が認められた場合、それらによって取り囲まれた物は、生体が異物として認識したことになる（図５）。そこで、以下のようにスコアー化して、「異物としての度合い」を評価した。結果を表２に示す。
（親和性スコア）
１：埋入コラーゲン繊維足場材料の周囲全般に渡って、異物巨細胞が認められる
２：埋入コラーゲン繊維足場材料の周囲の一部分に異物巨細胞が認められる
３：埋入コラーゲン繊維足場材料の周囲に、異物巨細胞が殆ど認められない
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
　表２より、皮下埋入2W後に於いても、強度スコア2以上の強度が保たれ、さらに、生体内に於いて親和性スコア3を示すコラーゲン繊維足場材料の作製条件は、変性温度が140℃で、処理時間が6Hの時であることが分かる。その次に、組織親和性を示したのは、変性温度が140℃で、処理時間が9Hの時だった（図６）。変性温度が140℃の場合、処理時間が12H以上では組織親和性は示さなかった。
　表２中の「評価不能」とは、皮下埋入２週間後の時点で既に溶解している為、評価出来ないという意味である。しかし、これは変性が十分にされていなかったことを意味し、つまりは、組織親和性が良好であることに繋がる為、評価不能は親和性スコア3とした。
考察
　コラーゲン分子は、いわゆるトロポコラーゲンと呼ばれ、アミノ酸約1000残基からなるポリペプチド鎖（α鎖）が3本集まって構成されている。3本のα鎖は、それぞれ左巻きのらせん構造をとっているが、3本が寄り集まると、全体としては周期が104Åのゆっくりとした右巻き構造をとる。この構造をコイルドコイル構造または、スーパーヘリックス構造と呼ぶ。コラーゲン分子は5つ集まってコラーゲンミクロフィブリルを形成し、それらがさらにより集まってコラーゲンフィブリルを形成する。コラーゲン繊維とは、このコラーゲンフィブリルが集合して出来たものである。コラーゲン繊維の主な抗原決定基は、コラーゲン分子両端に存在する非らせん構造のテロペプチドの部分に存在し、その他の部分は、動物種間で大きな違いはない。本実験で用いたコラーゲンは、抗原性を有するテロペプチドの部分をペプシンを用いて取り除いたアテロコラーゲンである。熱による変性処理を加えないコラーゲン繊維足場材料を皮下に埋入した場合、１週間後の親和性スコアは3であることより、アテロコラーゲンの組織親和性は非常に高いことが分かる（図7）。しかし、強度が弱く、皮下埋入２週間後には、ほぼ溶解し、組織再生の為の十分な空間を確保することが出来なかった。一方、140℃で24Hの変性処理を施すと、強度は強くなり組織再生の為の空間は十分に確保されたが、コラーゲン繊維足場材料の抗原性は増した。つまり、コラーゲン繊維足場材料は生体にとっての異物として認識され、組織親和性は悪くなった（図8）。これらより、強度と組織親和性は、反比例関係にあることが分かる。つまり、本実験で見出した条件は、コラーゲン繊維足場材料の変性によって生じる抗原性を極力押さえ、しかも、ある程度の強度を持たせる条件であると言えるので、図中のラインA以上かつラインB以上の処理時間が6Hに近いものと推察される（図9）。
　コラーゲン繊維足場材料内に細胞が浸潤する際、細胞はコラーゲン繊維に沿って浸潤する（図10）。その為、足場材料内のコラーゲン繊維に配向性を持たせると、足場材料内への細胞の浸潤性が良くなる。このことは、新生血管の形成しやすさにも繋がると考えられる。組織再生の場に、血流が確保されることは、そこに浸潤してきた細胞を維持する上で大切なことである。また、細胞を播種した状態のコラーゲン繊維足場材料を組織再生の場に移植するような場合、播種された細胞が死滅しないようにする為にも、移植早期に足場材料内に血管が侵入してくることが必要である。よって、足場材料内のコラーゲン繊維に配向性を持たせることは、組織の再生にとって有利に働くものと考えられる。
　本実施例では、組織再生の為の足場として強度があり、さらに組織親和性に優れている条件は、変性温度が140℃で、処理時間が6Hの時だと結論付けた。さらに、その次に望ましいであろう作製条件は、変性温度が140℃で、処理時間が9Hの時だと推察した。この2つの条件で作製した足場材料を皮下に埋入して2W後および3W後に評価してみると、厚さは140℃-9Hで処理した足場材料の方が、2W後・3W後共に厚かったが、組織親和性は、140℃-6Hで処理した方が良く、それは、2W後よりも3W後の方が、さらに良くなっていた。140℃-9Hで処理した足場材料には、皮下埋入3W後でも異物巨細胞が認められた（図11）。このことより、改めて図9の傾向が正しいことが証明され、140℃-6Hで処理した足場材料には、組織親和性が保たれていることが分かった。
　ここで、図9に変性温度が100℃および120℃のラインを結果を元に追加してみる（図12）。すると、変性温度が120℃の場合でも、6H以上24H未満の間に、足場材料に耐久性があり、しかも組織親和性が保たれている処理時間xがあることが推察される。つまり、本実験で作製された足場材料と同じような足場材料を作製する条件が、他にもいくつかあるものと思われる。140℃-6Hと言う条件は、その中の一つである。変性温度50℃で処理時間が48Hの足場材料で調べた別の実験結果によると、組織親和性は保たれていたものの、強度的には弱いものであった。しかし、この場合でも、処理時間を48H以上にすれば、本実験で得られた足場材料と同じような足場材料が得られる可能性がある。
　実施例２
　コラーゲン繊維の懸濁液中の濃度が重量で3%、凍結温度が－20℃、熱処理が140℃、6時間で得られた足場材料の縦断面図（図13）のSEM写真を示す。
　図13に示されるように、本発明の多孔性足場材料は、コラーゲン繊維が1方向に配向し、コラーゲン繊維に沿って細孔が形成された構造を有することが明らかである。
　実施例３
　実施例１に記載の製造条件に従い、変性処理を１４０℃、６時間で実施して得た複数の多孔性足場材料のサンプルについてを10mm×10mm×高さ5mmの大きさに切り出し、圧縮試験機（小型卓上試験機 EZ Test, EZ-S, 20N, 島津製作所）を用いて、荷重が19Nに達するまで1mm/分の速さで圧縮し応力－ひずみ曲線を得た。圧縮弾性率は、曲線上での弾性領域でひずみが0.5に近い部分の直線に於ける応力とひずみの比率として計算した。その結果、圧縮弾性率は、最小値が0.29MPa、最大値が0.42MPaであり、全てのサンプルは、圧縮弾性率が0.29～0.42MPaの範囲内であった。これらのサンプルは全て良好な強度と生体親和性を有することを確認した。

Claims (12)

  1. コラーゲン繊維から構成されることを特徴とする多孔性足場材料。
  2. 圧縮弾性率が、０．０５～１．０ＭＰａである、請求項１に記載の多孔性足場材料。
  3. 圧縮弾性率が、０．１７～０．６ＭＰａである、請求項２に記載の多孔性足場材料。
  4. 細孔の直径が５０～５００μｍである、請求項１～３のいずれかに記載の多孔性足場材料。
  5. コラーゲン繊維が配向してなる請求項１～４のいずれかに記載の多孔性足場材料。
  6. コラーゲンがアテロコラーゲンである請求項１～５のいずれか１項に記載の多孔性足場材料。
  7. 生体内に埋入したときに少なくとも２週間異物反応を実質的に生じない請求項１～６のいずれか１項に記載の多孔性足場材料。
  8. 足場材料の内部に異物巨細胞がほとんど或いは全く存在しない、請求項７に記載の多孔性足場材料。
  9. 生体内で少なくとも２週間足場材料として機能し得る、請求項１～８のいずれか１項に記載の多孔性足場材料。
  10. 中性領域のコラーゲン繊維の懸濁液を容器に入れて１方向から冷却し、凍結乾燥し、熱変性させることを特徴とする請求項１～９のいずれかに記載の多孔性足場材料の製造方法。
  11. 熱変性が１２０℃～１５０℃で行われる、請求項１０に記載の製造方法。
  12. 前記懸濁液の凍結温度が－５℃～－８０℃である、請求項１０又は１１に記載の製造方法。
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