(57)【要約】  本発明は、生体高分子繊維を含んでなる合成多層構造のin vitro調製のための方法に関し、該合成多層構造の各層における該生体高分子繊維が一方向にかつ均一に配向され、該方法が磁場の存在下での生体高分子繊維形成用溶液の層の逐次重合を含み、該合成多層構造の少なくとも一つの層の該繊維配向がその上位層および／または下位層の少なくとも一つの層と角度αに従って異なる。また、本発明は前記合成多層構造およびその中に接種された細胞を含んでなる生体組織様多層構造、例えば直交多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様角膜、ならびにその調製のための方法にも関する。本発明は、損傷組織を予防もしくは治療するために、または生物学的試験、例えば薬理毒性試験用のモデルを作出するために用いてよい。
2010504122.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体高分子繊維を含んでなる合成多層構造のin vitro調製のための方法であって、該合成多層構造の各層における該生体高分子繊維が一方向にかつ均一に配向され、該方法が次の工程：
ａ）該層において一方向にかつ均一に配向された繊維を得るために、生体高分子繊維形成用溶液の層を含む容器を磁場に置き、繊維形成を誘導する工程、
ｂ）該容器において該生体高分子繊維形成用溶液のさらなる層を導入する工程において、該さらなる層が工程ａ）において得られた層の上に導入される工程、
ｃ）該さらなる層において一方向にかつ均一に配向された繊維を得るために、該容器を磁場に置き、繊維形成を誘導する工程、
ｄ）所望により前述の工程を繰り返し、そのようにして合成多層構造を得る工程
を含んでなり、
該合成多層構造の少なくとも一つの層における該繊維配向がその上位層および／または下位層の少なくとも一つの層と角度αに従って異なり、該配向差異が、工程ａ）の容器の位置に対して、工程ｃ）の容器の位置を該角度αに従う回転によって変更することによって生じることを特徴とする、方法
【請求項２】
各層における前記繊維配向がその上位層および／または下位層の少なくとも一つの層とその角度αに従って異なる、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記生体高分子繊維が、コラーゲン繊維、フィブリン繊維、またはその混合物である、請求項１または２に記載の方法。
【請求項４】
前記コラーゲン繊維がＩ型および／またはＶ型コラーゲン繊維である、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記コラーゲン繊維形成が、前記コラーゲン繊維形成用溶液を中和し、加熱することによって誘導されるものである、請求項３または４に記載の方法。
【請求項６】
前記溶液の中和が加熱工程前に行われ、そのため中和した生体高分子繊維形成用溶液を前記容器に導入して一つの層を形成させ、前記層において一方向に配向された繊維を得るために、該加熱工程が磁場の存在下において行われる、請求項５に記載の方法。
【請求項７】
前記合成多層構造がプロテオグリカンをさらに含んでなる、請求項１〜６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項８】
前記合成多層構造が１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド塩酸塩（ＥＤＣ）またはＮ−ヒドロキシスクシンイミドエステル（ＮＨＳ）などの化合物を用いて得られる共有結合架橋をさらに含んでなる、請求項１〜７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項９】
前記合成多層構造が、トランスグルタミナーゼまたはリシルオキシダーゼなどの酵素を用いて得られる共有結合架橋をさらに含んでなる、請求項１〜８のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１０】
前記生体高分子繊維が、組換え生体高分子繊維、有利にはヒト組換え生体高分子繊維である、請求項１〜９のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１１】
前記合成多層構造が、蒸発または半透過支持体を用いたブロッティングによって脱水されるものである、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１２】
前記合成多層構造が凍結乾燥されるものである、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１３】
前記磁場が静磁場である、請求項１〜１２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１４】
前記角度αが３０°〜１５０°間に含まれるものである、請求項１〜１３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１５】
前記角度αが約９０°であり、その結果合成直交多層構造を得られる、請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
生体高分子繊維を含んでなる合成多層構造であって、各層における該生体高分子繊維が一方向にかつ均一に配向され、かつ少なくとも一つの層の該繊維配向がその上位層および／または下位層の少なくとも一つの層と角度αに従って異なるものであり、前記構造が請求項１〜１５のいずれか一項に記載の方法によって得られうるものである、合成多層構造。
【請求項１７】
生体組織様多層構造のin vitro調製のための方法であって、請求項１〜１５のいずれか一項に記載の方法による合成多層構造の調製、およびその中への細胞の接種を含む、方法。
【請求項１８】
前記細胞が哺乳類細胞である、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記生体組織様多層構造が多層コラーゲン組織様構造である、請求項１７または１８に記載の方法。
【請求項２０】
前記多層コラーゲン組織様構造が、多層コラーゲン組織様角膜、例えば角膜実質、半角膜、または完全角膜である、請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
前記細胞が、角膜実質細胞、内皮細胞、上皮細胞、またはその組合せである、請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】
前記細胞接種が、前記細胞を前記中和コラーゲン繊維形成用溶液に加えることによって、および／または前記細胞を前記多層コラーゲン組織様構造に加えることによって行われるものである、請求項１９〜２１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２３】
請求項１６に記載の合成多層構造およびその中に接種された細胞を含んでなる、生体組織様多層構造。
【請求項２４】
前記細胞が哺乳類細胞である、請求項２３に記載の生体組織様多層構造。
【請求項２５】
多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様構造である、請求項２３または２４に記載の生体組織様多層構造。
【請求項２６】
前記多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様構造が、直交多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様角膜、例えば角膜実質、半角膜、または完全角膜である、請求項２５に記載の生体組織様多層構造。
【請求項２７】
前記細胞が、角膜実質細胞、内皮細胞、上皮細胞、またはその組合せである、請求項２６に記載の生体組織様多層構造。
【請求項２８】
生体組織様多層構造の調製のための、請求項１６に記載の合成多層構造の使用。
【請求項２９】
薬剤として用いる、請求項２３〜２７のいずれか一項に記載の生体組織様多層構造。
【請求項３０】
生物学的試験、例えば薬理毒性試験用のモデルとしての、請求項２３〜２７のいずれか一項に記載の生体組織様多層構造の使用。
【請求項３１】
対象における損傷角膜組織を予防または治療するための薬剤の調製のための、請求項２６または２７に記載の直交多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様角膜、例えば角膜実質、半角膜、完全角膜、またはその組合せの使用。
【発明の詳細な説明】
【発明の背景】
【０００１】
本発明は、生体高分子繊維を含んでなる合成多層構造のin vitro調製のための方法に関し、該合成多層構造の各層における該生体高分子繊維が一方向にかつ均一に配向され、該方法が磁場の存在下での生体高分子繊維形成用溶液の層の逐次重合を含み、該合成多層構造の少なくとも一つの層の該繊維配向がその上位層および／または下位層の少なくとも一つの層と角度αに従って異なる。また、本発明は前記合成多層構造およびその中に接種された細胞を含んでなる生体組織様多層構造、例えば直交多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様角膜、ならびにその調製のための方法にも関する。本発明は、損傷組織を予防もしくは治療するために、または生物学的試験、例えば薬理毒性試験用のモデルを作出するために用いてよい。
【０００２】
組織工学製品の世界市場は数億ユーロと推定されている。組織工学においては、一般に生体材料と生細胞とを組み合わせることによって、組織機能を修復、置換、または回復しようとする。
【０００３】
さらに具体的に言えば、世界中のおおよそ１０００万人の人々が角膜の病変または疾患のために失明に苦しんでいる。人工角膜の現在の世界市場は、１年間におよそ１００，０００単位（欧州における２５，０００単位を含む）と推定されている。人工角膜インプラントの現在の販売価格はおよそ２０００ユーロになっていることから、その市場は１億２０００万ユーロ前後と推定される。
【０００４】
角膜は、三つの異なる細胞層（外側の上皮、中央の実質（コラーゲン原繊維とプロテオグリカンの緻密な高度に組織化された細胞外マトリックス内に存在している角膜実質細胞からなる）、および内側の内皮）からなる。この実質の境界は、上皮および内皮間の界面にある特殊無細胞構造、ボーマン膜、およびデスメー膜それぞれによって定められる（図７参照）。
【０００５】
この実質は角膜体積の約９０％および角膜乾燥重量の７０％を構成する。胚形成時に高度に構造化された無細胞一次実質が形成し、これが成熟実質の組織化のパターンを決定付けると考えられている(Trelstad and Coulombre, 1971a)。成熟実質内において、Ｉ型およびＶ型コラーゲンからなるコラーゲン原繊維は、均一に狭い（約３０ｎｍ）直径のものであり、ラメラ状に配列されており、このラメラ内部では原繊維が平行しており、プロテオグリカンリッチマトリックスによって隔てられている。これらのコラーゲン原繊維は分子内および分子間共有結合架橋によって安定し、この分子内および分子間共有結合架橋は、引張強度を付与し、タンパク質分解に対して原繊維を安定化させる。透明性は、細いコラーゲン原繊維の三次元秩序構造によって大きく左右されると考えられている。電子顕微鏡(Trelstad and Coulombre, 1971c)研究およびＸ線回折(Meek et al., 1987)研究によって、隣接する実質ラメラにおける原繊維は主に直交することが示されている。実質ラメラの交差は角膜に高度に非線形的な生体力学特性を与え−高眼圧下でますます硬化して、角膜が破裂することなく、衝撃、損傷、および手術などの異常な影響に耐えることができるようになる。
【０００６】
整列したコラーゲン原繊維からなる直交ラメラを含む自然実質構造を精密に再現する骨格(scaffold)の構築は、生物工学によって作製される角膜インプラントの開発において重要な利点となり得る。世界的ドナー不足、伝染性疾患の危険性の増大、矯正手術の普及（この矯正手術により角膜は移植に不適となる）、および現在利用可能な、合成ポリマーに基づく人工角膜（人工角膜移植術）の厳しい制限を考慮すると、新たな治療戦略を開発する緊急の必要性がある。
【０００７】
三次元組織模倣体としての潜在的臨床使用に加えて、組織工学によって作製された角膜は、生体組織の複雑な生理学のin vitro研究を促進するはずであり、また薬理毒性試験用の動物モデルに代わるものともなるであろう(Germain et al., 1999 ; Griffith et al., 1999 、 Builles et al., 2007)。後者の目的のために、SkinEthic Laboratories (Nice, France)およびMatTek Corporation (EpiOcularTM; Ashland, MA, USA)から現在市販されている二つのin vitroヒト角膜モデルは、角膜様上皮を提供するが、重要な実質成分および内皮成分は全く存在しない。毒性試験の妥当性は、組成および組織化の両方において正常ヒト角膜により精密に類似し、より完全なモデルを導入することによってのみ高めることができる。
【０００８】
ヒト角膜を修復し、さらにヒト角膜様組織を新たに再形成するために、組織工学、幹細胞技術、およびナノ工学における最近の進歩を用いて成功している。フィブリン上で培養したヒト角膜−縁上皮層の移植片は、損傷を受けた角膜表面の再生において長期臨床的効果を示す(Rama et al., 2001、 Pellegrini et al., 1997)。損傷眼組織も、羊膜(Tsai et al., 2000、 Schwab et al., 2000)および温度応答性細胞培養物表面(Nishida et al., 2004)上において培養した上皮細胞を用いて回復した。
【０００９】
一度移植すれば細胞浸透および組織再生を支援する、いくつかの実質様特性を有する独立した無細胞マトリックスも開発され、いくつかの有望な結果を示した(Li et al., 2005、 Liu et al., 2006)。後者のアプローチは、移植後に細胞定着および組織リモデリングを促進するために最適骨格を提供することを意味する。この方策は、うまくいけば、より複雑な解決法よりも臨床設定において実行することが容易かつ安価であるという長所を有するであろう。
【００１０】
しかしながら、これまでに作出された総てのバイオマトリックスでは、自然実質中に存在する高度に組織化された三次元コラーゲンに基づく構造が完全に欠落している。
【００１１】
数多くの技術を用いてコラーゲンを整列させることに成功している。流体力学的フローまたはエレクトロスピニングによって、配向コラーゲンシートを作製することができる。流体力学的フローによれば高配向小直径（〜３ｎｍ）原繊維の極薄リボンが生み出される(Jiang et al., 2004)。一方、エレクトロスピニングでは、可変直径の低配向のより太い繊維がもたらされる(Boland et al., 2004、 Matthews et al., 2002)。しかしながら、これらの技術のいずれによっても一方向に整列した材料以外のものが生み出され得ることは証明されていない。別のアプローチにおいては、高濃度のコラーゲン溶液中で経時的に起こる自発的液晶秩序形成を利用する。らせん状に連続回転する平面に分子が整列しているコレステリック相が形成する。原繊維形成を誘導することによって緻密な三次元秩序マトリックスが形成される(Besseau et al., 2002、 Mosser et al., 2006)。これらの緻密なコラーゲン（≦４０ｍｇ／ｍｌ）マトリックスが１ヶ月以内にヒト皮膚繊維芽細胞に４００μｍの深さまで定着することから、それらは組織工学に応用できる可能性を有していることが示される。
【００１２】
高配向コラーゲン(Torbet and Ronziere, 1984、 Murthy, 1984)は、分子の溶液が強磁場においてゲルに変わる場合に、多くの弱反磁性異方性分子の蓄積効果によってもたらされる(Worcester, 1978)。繊維芽細胞(Guido and Tranquillo, 1993)、ケラチノサイト、骨芽細胞(Kotani et al., 2000)、神経突起(Dubey et al., 1999)、脈管形成中の内皮細胞(Torbet et al., 2000)を含む多くの細胞種は、これらの磁気的に配向されたコラーゲンまたはフィブリン基質上に播種したときに、接触誘導により整列する。これらの生体高分子の磁気配向に基づいた二つの組織工学用途が提案されている：バイオ人工動脈に用いる円周方向に配向されたＩ型コラーゲンの外壁を有する中空管(Tranquillo et al., 1996)および神経再生に用いる一軸整列したフィブリンまたはコラーゲンを含むロッド(Ceballos et al., 1999)。
【００１３】
医学分野において、インプラントとして使用し得る組織様多層構造を開発する必要がある。さらに、かかる組織様多層構造は、自然組織の構造、例えば角膜の直交構造に合わせるべきである。
【００１４】
２００４年６月１７日に公開されたＷＯ２００４／０５０１３４号公報の国際特許出願および文献Rubertiら(Invest Ophtalmol Vis Sci 2003、44:E-Abstract 4218)は両方ともCambridge Polymer Groupからのものであり、Rubertiらの著者にはＷＯ２００４／０５０１３４号公報の発明者らが含まれる。これらの二つの文献においては同じ技術、すなわち角膜ラメラを得るための剪断加工が開示されている。しかしながら、Rubertiらには、一部の領域において原繊維のランダムな整列が断片的に存在することおよび構築物の原繊維直径に対する制御を欠いていることが開示されている。
【００１５】
さらに、これらの文献のいずれにも、構築物において細胞が均一に整列していることは開示されていない。
【発明の概要】
【００１６】
本発明者らは、この問題を、磁場の存在下においての生体高分子繊維形成用溶液の層の逐次重合を含む方法を開発することによって解決した。こうして、ラメラ骨格が得られ、このラメラ骨格は、in vivoにおいて存在するものに似ており、図３において見ることができるように各層内において一方向にかつ均一に配向された繊維を含んでなる。この溶液は、配向された重合繊維の層が次の磁場適用によって変質せず、そのためそれらの配向を変わらぬままにしておくという大きな利益を与える。
【００１７】
さらに、本発明のラメラ骨格は、一層、一層、異なった生体高分子繊維配向を含んでいてもよい。こうして、配向コラーゲン繊維の複数のかみ合った直交層からなる積層角膜実質様骨格も作出され得る。一方向に配向されたコラーゲンゲル上に播種された角膜実質細胞は、コラーゲン原繊維の方向に沿って均一に配向され、そのコラーゲンゲルに浸透し、そのコラーゲンゲルにおいてそれらの細胞はラメラ内のコラーゲン原繊維の方向に従って整列する。上皮細胞および内皮細胞もこの骨格上で移動し増殖するため、それらの細胞は、表層角膜移植または全層角膜移植それぞれに用いる半角膜または完全角膜相当物の再構成の基礎を形成することができる。
【００１８】
骨格は、独立したインプラントとして使用することができ、あるいは移植前に細胞とともに播種することができ、または組織様特性を備えるまで、in vitroにおいて成熟させた後に移植することができる。潜在的臨床使用に加えて、組織工学によって作製されたヒト角膜相当物は美容薬理毒性試験(cosmeto-pharmacotoxicity testing)用の動物モデルに代わるものにもなり得る。それらは、三次元器官模倣体として、生体組織の複雑な生理学のin vitro研究を促進することができる。
【００１９】
よって、第一の態様において、本発明は、生体高分子繊維を含んでなるまたはからなる合成多層構造のin vitro調製のための方法であって、該合成多層構造の各層における該生体高分子繊維が一方向にかつ均一に配向され、該方法が次の工程：
ａ）該層において一方向にかつ均一に配向された繊維を得るために、生体高分子繊維形成用溶液の層を含む容器を磁場に置き、繊維形成を誘導する工程、
ｂ）該容器において該生体高分子繊維形成用溶液のさらなる層を導入する工程において、該さらなる層が工程ａ）において得られた層の上に導入される工程、
ｃ）該さらなる層において一方向にかつ均一に配向された繊維を得るために、該容器を磁場に置き、繊維形成を誘導する工程、
ｄ）所望により前述の工程を繰り返し、そのようにして合成多層構造を得る工程
を含んでなり、
該合成多層構造の少なくとも一つの層の該繊維配向がその上位層および／または下位層の少なくとも一つの層と角度αに従って異なり、該配向差異が、工程ａ）の容器の位置に対して工程ｃ）の容器の位置を該角度αに従う回転によって変更することによって生じる方法を対象とする。
【図面の簡単な説明】
【００２０】
【図１】バッファーでの中和後に酸可溶性ラット尾Ｉ型（ｃ＝１．８４ｍｇ／ｍｌ）コラーゲンが原繊維へと集合することによる濁度の変化。
【図２】コラーゲン原繊維のＳＥＭ  Ａ  単一配向ラメラ、Ｂ  二つの直交ラメラ。
【図３】三つのラメラからなるゲル（２ｍｇ／ｍｌ）を通って垂直に下行する光学顕微鏡写真。中間ラメラはそれ以外の二つのラメラに対して垂直である。中間層から最下層までに９０°の配向変更も認められる。
【図４】三つのラメラ骨格を示す染色切片。中間ラメラ中のコラーゲンは水平に配向されている。これらの三つの層を染色分布の変動により示す。全ての厚さは３８μｍである。染色前の厚さは  約６００μｍである。
【図５】非配向（左）および配向（右）コラーゲンゲル上に播種した角膜実質細胞。これらの細胞は、配向原繊維（矢印）とともに整列する。
【図６】角膜実質細胞を三つのラメラ骨格上に播種した。最上層および最下層上の細胞はその表面に対して垂直に整列され、中間層は水平に配向されている。これらの細胞はマトリックスに浸潤しており、それらの形状からそれらが接触誘導によって整列されることが分かる。半透過支持体は底部において観察できる。
【図７】角膜の構造。
【発明の具体的説明】
【００２１】
「多層」とは、二以上の層を含んでなる構造を指す。
【００２２】
「配向された」または「一方向に配向された」とは、本明細書においては、特定の方向に実質的に整列した生体高分子繊維を指す。この配向は、複屈折および／または電子顕微鏡および／または光学顕微鏡を用いて調べることができる。用語「均一に」とは、任意のラメラ全体にわたって配向が均一であり、繊維のランダムな整列が断片的でないことを意味する。
【００２３】
前記容器は、本発明における使用に適当な、特に磁場を適用した際に生体高分子を配向させるための任意の容器を指す。前記容器は、任意の形態のもの、例えば平らな底面を有するウェル、またはモールド、例えば環状断面を有する円筒形モールドであってよい。円筒形モールドは水平磁場に垂直に置くことができる。環状断面を有するかかる円筒形モールドは、組織様緻密骨または椎間板の調製に適用される。平らな底面を有するウェルは水平磁場に水平に置くことができる。ウェルは、組織様角膜の調製に好ましくは用いられる。
【００２４】
有利には、前記容器は不透過または半透過底面を有する。
【００２５】
好ましい実施形態において、各層における前記繊維配向はその上位層および／または下位層の少なくとも一つの層とその角度αに従って異なる。
【００２６】
本発明における使用に適した生体高分子には、ある特定の条件において溶液形態であり、かつ該条件を変更することによって繊維を形成することができる任意のポリマーが含まれる。本発明の方法はまた、磁場を適用した際に前記生体高分子が特異な方向に配向することができることが条件である。有利には、前記生体高分子繊維はコラーゲン繊維、フィブリン繊維、またはその混合物である。より好ましくは、前記コラーゲン繊維は、Ｉ型および／もしくはＶ型コラーゲン繊維、ならびに／または任意の他の繊維形成コラーゲンである。
【００２７】
前記容器における前記生体高分子繊維形成用溶液の層の厚さは、有利には３ｍｍ未満である。
【００２８】
前記コラーゲン繊維形成用溶液は酸溶液および冷溶液であること、そしてコラーゲン繊維は、酸可溶性コラーゲンのｐＨおよびイオン強度を上げることによるだけでなく、中性塩可溶性コラーゲンの熱析出によっても得られることは当技術分野で周知である（例えば、Murthy, 1984参照）。よって、好ましい実施形態においては、前記コラーゲン繊維形成は、前記コラーゲン繊維形成用溶液を、有利には７〜８の範囲のｐＨまでおよび／または２８℃〜３５℃の範囲の温度、有利には３０℃まで中和および／または加熱することによって誘導される。
【００２９】
当技術分野で周知のとおり、フィブリン繊維形成を誘導するための条件は、フィブリノーゲンを用いて酵素トロンビンの作用によってフィブリン繊維を得ることから、コラーゲンのものとは異なる。同様に、特異的酵素を用いた可溶性プロコラーゲン前駆体のタンパク質分解処理によっても、コラーゲン繊維形成を誘導することが可能である。本明細書に記載の方法論を用いて多層構造を得るために、かかる繊維形成誘導方法を用いることもできた。
【００３０】
フィブリンを配向させる方法を記載しているいくつかの刊行物がある、Torbet et al., 1981、Freyssinet et al., 1983、Ueno and Masakazu, 1993、Torbet, 1995、およびDubey et al., 2001など。
【００３１】
有利には、前記生体高分子繊維形成用溶液(the bioploymer fiber forming solution)の濃度は１〜１０ｍｇ／ｍＬの範囲である。
【００３２】
より好ましくは、前記溶液の中和は加熱工程前に行われ、そのため、中和した生体高分子繊維形成用溶液を前記容器に導入して一つの層を形成させ、そして前記層において一方向に配向された繊維を得るために、該加熱工程は磁場の存在下において行われる。
【００３３】
前記合成多層構造の物理的および／または生物学的特性は、化合物、好ましくは、生体適合性化合物を加えることによって変化する可能性を有している。例えば、前記合成多層構造の光透過性を改善するために、プロテオグリカン溶液を加えてよい。よって、有利には、前記合成多層構造はプロテオグリカンをさらに含んでなる。より有利には、前記プロテオグリカンは繊維形成前に加えられる。最も有利には、前記プロテオグリカンは、中和した生体高分子繊維形成用溶液に加えられる。
【００３４】
有利には、引張強度を付与し、タンパク質分解に対して繊維を安定化させるために、共有結合架橋が導入される。導入は、有利には、得られた合成多層構造に対して行われる。
【００３５】
よって、別の実施形態においては、前記合成多層構造は、１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド塩酸塩（ＥＤＣ）またはＮ−ヒドロキシスクシンイミドエステル（ＮＨＳ）などの化合物を用いて得られる共有結合架橋をさらに含んでなる。
【００３６】
別の実施形態においては、前記合成多層構造は、トランスグルタミナーゼまたはリシルオキシダーゼなどの酵素を用いて得られる共有結合架橋をさらに含んでなる。
【００３７】
本発明において使用される生体高分子繊維は、生体組織の抽出物から生じ得、または組み換え体であってもよい。好ましくは、前記生体高分子繊維は、組換え生体高分子繊維、有利にはヒト組換え生体高分子繊維である。組換え生体高分子繊維はFIBROGEN Inc.から入手し得る。
【００３８】
有利には、前記合成多層構造は、蒸発または半透過支持体を用いたブロッティングによって脱水される。脱水によって前記合成多層構造を濃縮することができ、in vivoにおいて存在するものに似ている構造が得られる。有利には、前記合成多層構造の濃度は、１００ｍｇ／ｍＬ〜２００ｍｇ／ｍＬの範囲、有利には１６０ｍｇ／ｍＬである。
【００３９】
より有利には、前記合成多層構造は凍結乾燥される。本発明の凍結乾燥合成多層構造は保存に非常に適している。凍結乾燥によってさらに、前記構造をより多孔質にすることができる。
【００４０】
本発明における使用に適当な磁場は、一般には高強度（４．７〜９テスラ）磁場である。好ましくは、前記磁場は静磁場であり、水平ボア電磁石、例えば英国のOxford Company製のものによって発生させ得る。
【００４１】
好ましくは、前記角度αは３０°〜１５０°間に含まれる。特に有利な実施形態においては、前記角度αは約９０°であり、その結果、合成直交多層構造が得られる。
【００４２】
第二の態様において、本発明は、生体高分子繊維を含んでなるまたはからなる合成多層構造であって、各層における該生体高分子繊維が一方向にかつ均一に配向され、該構造が本発明による、合成多層構造のin vitro調製のための方法によって得られる合成多層構造を対象とする。
【００４３】
有利な実施形態においては、少なくとも一つの層、好ましくは各層における前記繊維配向は、その上位層および／または下位層の少なくとも一つの層と角度αに従って異なる。
【００４４】
好ましくは、前記生体高分子繊維は、コラーゲン繊維、フィブリン繊維、またはその混合物である。より好ましくは、前記コラーゲン繊維はＩ型および／またはＶ型コラーゲン繊維である。
【００４５】
別の実施形態においては、前記合成多層構造はプロテオグリカンをさらに含んでなる。
【００４６】
さらなる実施形態においては、前記合成多層構造は、１−エチル−３−（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド塩酸塩（ＥＤＣ）またはＮ−ヒドロキシスクシンイミドエステル（ＮＨＳ）などの化合物を用いて得られる共有結合架橋をさらに含んでなる。
【００４７】
別の実施形態においては、前記合成多層構造は、トランスグルタミナーゼまたはリシルオキシダーゼなどの酵素を用いて得られる共有結合架橋をさらに含んでなる。
【００４８】
有利には、前記生体高分子繊維は組換え生体高分子繊維、有利にはヒト組換え生体高分子繊維である。
【００４９】
特に有利な実施形態においては、本発明による合成多層構造は凍結乾燥される。
【００５０】
好ましくは、前記角度αは３０°〜１５０°間に含まれる。より好ましくは、前記角度αは約９０°であり、前記構造は合成直交多層構造である。
【００５１】
第三の態様において、本発明は、生体組織様多層構造のin vitro調製のための方法であって、本発明の方法による合成多層構造の調製、およびその中への細胞の接種を含む方法を対象とする。
【００５２】
接種される前記細胞は、いずれの種類のものでもよい。前記細胞種は、一般には、例えば筋肉様組織を得るための平滑筋細胞を再形成することを目的とする組織の細胞種である。好ましくは、前記細胞は哺乳類細胞、より好ましくはヒト細胞である。
【００５３】
好ましい実施形態においては、前記生体組織様多層構造は多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様構造である。
【００５４】
より好ましくは、前記多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様構造は、多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様角膜、例えば角膜実質、半角膜、または完全角膜である。好ましくは、前記細胞は、角膜実質細胞、内皮細胞、上皮細胞、またはその組合せである。
【００５５】
細胞は、前記繊維の集合前、ｐＨおよびイオン強度の生理的条件近くへの調整後に、前記生体高分子繊維形成用溶液に加えてよい。また、予め形成しておいた多層構造に細胞を加えてもよい。よって、好ましい実施形態では、前記細胞接種は、前記細胞を前記中和コラーゲン繊維形成用溶液に加えることによって、および／または前記細胞を前記多層コラーゲン組織様構造に加えることによって行われる。
【００５６】
さらなる態様において、本発明は、本発明による合成多層構造およびその中に接種された細胞を含んでなる生体組織様多層構造を対象とする。前記生体組織様多層構造は上記の方法によって得られうる。
【００５７】
好ましくは、前記細胞は哺乳類細胞、有利にはヒト細胞である。
【００５８】
好ましい実施形態においては、本発明による生体組織様多層構造は多層コラーゲン組織様構造、有利には直交多層コラーゲン組織様角膜、例えば角膜実質、半角膜、または完全角膜である。好ましくは、前記細胞は角膜実質細胞、内皮細胞、上皮細胞、またはその組合せである。
【００５９】
前記生体組織様多層構造は、さらに、多層構造（例えば、一層、一層の方向が交差している構造）を有する任意の組織に似ていてよく、それらの組織には、例えば、角膜の他に、緻密骨または椎間板が含まれる。
【００６０】
さらなる態様において、本発明は、生体組織様多層構造の調製のための、本発明による合成多層構造の使用を対象とする。
【００６１】
さらに、本発明は、薬剤として用いる、本発明による生体組織様多層構造を対象とする。
【００６２】
さらなる態様において、本発明は、対象、例えば哺乳類、好ましくはヒトにおける損傷を受けた生体組織を予防または治療するための薬剤の調製のための、本発明による生体組織様多層構造の使用を対象とする。
【００６３】
本発明による生体組織様多層構造を用いて対象における損傷生体組織を治療および／または予防する方法も本明細書に含まれる。
【００６４】
さらに、本発明は、生物学的試験、例えば薬理毒性試験用のモデルとしての、本発明による生体組織様多層構造の使用を対象とする。
【００６５】
さらなる態様において、本発明は、対象における損傷角膜組織を予防または治療するための薬剤の調製のための、本発明による直交多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様角膜、例えば角膜実質、半角膜、完全角膜、またはその組合せの使用を対象とする。本発明はまた、対象における損傷角膜組織を治療するための、本発明による直交多層コラーゲンおよび／またはフィブリン組織様角膜、例えば角膜実質、半角膜、完全角膜、またはその組合せの使用にも関する。好ましくは、前記細胞は角膜実質細胞、内皮細胞、上皮細胞、またはその組合せである。
【００６６】
本発明による直交多層コラーゲン組織様角膜を用いて対象における損傷角膜組織を治療または予防する方法も本明細書に含まれる。
【００６７】
次の実施例および図面において本発明をさらに具体的に示す。
【実施例】
【００６８】
材料および方法
配向３−Ｄコラーゲン骨格：
【００６９】
BD Biosciences社製酸可溶性ラット尾Ｉ型コラーゲン（０．０２Ｎ酢酸、約４ｍｇ／ｍｌ）およびSymatese biomateriaux贈呈のウシ皮膚Ｉ型コラーゲンを用いた。この溶液を等量のバッファー（６０ｍＭ  リン酸塩、６０ｍＭ  ＨＥＰＥＳ、２７０ｍＭ  ＮａＣｌ、ｐＨ＝７．４）を用いて４℃において中和した。次いで、予冷したサンプル容器にアリコートをピペットで取り、２０℃の磁石ボアの中央部に水平に置いた。数分後、その温度を約１０分かけて３０℃まで徐々に上昇させた。磁石中での経過を合計約３０分間持続した。この期間中にコラーゲン分子は原繊維および繊維に集合し、溶液は粘性ゲルに変わる。直交ラメラを作出するために、配向をすでに受けたゲルを磁石から外し、アリコートの冷中和コラーゲン溶液によりコーティングし、前の配向に対して所望の角度で回転させた磁石中に戻した。この方法を用いて、直交パターンに構成された骨格を構築した。
【００７０】
サンプル容器は、ガラス底のプラスチック培養皿(MatTek Co.)またはTranswell(登録商標)半透過ポリカーボネート支持体(Corning Co.)のいずれかであった。前記培養皿（外径３５ｍｍ）には浅い（深さ１．５ｍｍ）中央ガラスウェル（直径１４ｍｍ）が備わっていた。Transwellプレートは個別ウェルを作るためにカットした。これらのウェル（内径１２ｍｍ）を標準的な３５ｍｍプラスチックペトリ皿に入れた。この半透過膜の孔径は、０．４μｍ、３μｍまたは１２μｍであった。これらのウェルに加える中和コラーゲン溶液の量は、完全に水和した厚さ０．５〜１．３ｍｍに対応する８０〜２００μｌであった。このゲルの厚さは最初の溶液の量によって制御される。
【００７１】
水平室温ボアを有するスプリットコイル超電導磁石(Thor Cryogenics)を使用した。このボアは水平で直径５ｃｍであり、全長４０ｃｍであった。温度安定化ジャケットにより有効直径は約４．５ｃｍまで低減する。この磁場プロフィールはボア中心まわりを±５ｃｍ拡大する平坦なプラトーに達し、最大磁場に３５ｍｍ直径のサンプルを三つまで同時におくことが可能であった。サンプル空間の温度は温度制御浴からの循環水によって制御した。処理に用いた磁場は最大可能値付近（７テスラ）であった。この磁石は、ＣＮＲＳからの資金援助を受けたGrenoble High Magnetic Laboratoryによる提供品であった。
【００７２】
光学濃度として定義される濁度を、Beckman社製分光光度計を使用して４００ｎｍで測定した。溶液を冷却中混合し、予温したサンプルセルに移し（光路長１ｍｍの石英セル）、このセルを分光光度計中に配置した。
【００７３】
脱水した骨格は数ヶ月保存することができたが、保存媒質において一度再水和後、それらを７日以内に用いた。この保存媒質は、＋４℃の２倍強の抗生物質濃度を用いた２００μｌのＤＭＥＭであった。
ＤＭＥＭ  ５０ｍｌ、ペニシリンＧ(Penicilline G)  ５０μＬ（２００ＵＩ／ｍｌ）、ゲンタマイシン１００μｌ（４０μＧ／ｍｌ）、ファンギゾン１００μｌ（２μｇ／ｍｌ）
【００７４】
倫理規定に基づいて摘出したヒト角膜から角膜実質細胞を単離した。これらの角膜は器官培養により３１℃において保存したが、それらの内皮密度が低すぎたため処置には使用できなかった。コラゲナーゼＡ(Roche, ref. 10103586)、３ｍｇ／ｍｌを用いて、３１℃において３時間、２００ｒｐｍで攪拌しながら単離を行った。この消化物を７０μｍの細胞の篩(cell sieve)(BD Falcon ref. 352350)に通して精製し、直ちに単層培養に移した。
【００７５】
角膜実質細胞を１０，０００細胞／ｃｍ２の密度で播種し、その後、最適増殖および表現型保存を提供する特別設計の培地中で培養した。この培地は以下であった：ＤＭＥＭ／Ｈａｍ−Ｆ１２  １：１、１０％ＮＣＳ、５ｎｇ／ｍｌ  ｂＦＧＦ、抗生物質。この培地は、細胞集密に達するまで２日に１回取り換えた。集密状態において、細胞をトリプシン−ＥＤＴＡ  ０．５ｇトリプシン／ｌおよび０．２ｇ  ＥＤＴＡ／ｌ(Sigma ref. CR0303)に再懸濁し、３代継代にわたって増殖させ（Ｐ０からＰ２まで）、Ｐ３においてマトリックス内側に播種した。
ＳＥＬ、ＴＥＭ方法．．．
【００７６】
結果
［図１および図２Ａ］  バッファーでの酸可溶性コラーゲンの中和後に得られた典型的なＩ型コラーゲン集合曲線を図１に示している。結果として得られたゲル（２ｍｇ／ｍｌ、１ｍｍ厚）は半透明である。この集合プロセスが強磁場で起こる場合に、整列したゲルが生じる（図２Ａ）。コラーゲン分子は、それらの反磁性異方性が負の数であるために適用磁場の方向に対して垂直配向する(Worcester, 1978c)が、高度な整列は表面拘束の影響の結果生じる(Torbet and Ronziere, 1984a)。これらの原繊維は自然実質のものよりも２倍〜４倍厚く（６０〜１１０ｎｍ）、また、それらは、一般に単一原繊維よりも良好に配向した大きな束に集合していることも多い。この配向度は、以下に示すように角膜実質細胞の接触誘導をもたらすのに十分である。ＳＥＭによる可視化に必要な調製方法ではゲルを著しく圧縮し、場合によって変形させる。
【００７７】
［図２Ｂ、図３、および図４］  コラーゲンゲルは安定していることから磁場からの取り出しによって配向をゆるめず、そのためそれらのコラーゲンゲルを最初の高次水和状態において配向骨格として利用することができるし、または脱水し、続いて再水和させることもできる。安定とは、任意の所望の相対配向を有する多層は層ごとの製作方法を採用することによって作出することができるということも意味する。これは、既に形成されているゲルを新しい中和コラーゲン溶液でコーティングし、サンプルを磁場の方向に対して(with respect to the field direct)回転させて磁場での集合プロセスを繰り返すことによって容易に行われる。一連のゲル化−回転−ゲル化サイクル(gellation-rotation-gellation cycles)を組み合わせることによって、直交ラメラの骨格を構築した。この製作方法は、隣接する層が密接に相互に結びつくことも確実にし、加えた新しい中和コラーゲン溶液が存在するゲルの表面層に浸透すれば、自然角膜に似ている交差した境界層を形成する（図２）。
【００７８】
配向ゲル中のコラーゲンの終濃度（約２ｍｇ／ｍｌ）は、角膜実質中に存在するもの（１６０ｍｇ／ｍｌの範囲である）をはるかに下回る。しかしながら、水和骨格は、蒸発または半透過支持体を用いたブロッティング(blotting the semipermeable support)のいずれによっても配向損失をほとんどまたは全く受けずに、任意の所望の程度まで容易にシートに濃縮することができる。蒸発はゆっくりであり、塩およびバッファーの蓄積が起こるが、一方、ブロッティングは急速であり、浸透圧条件が変化しないため、それを細胞の存在下で使用することができる。また、完全水和骨格を凍結乾燥して、多孔質スポンジを提供したが、今までのところ、本発明者らはこの支持体上で細胞増殖研究を行っていない。
【００７９】
［図５］  角膜実質細胞を、非配向コラーゲンゲル上および一方向配向コラーゲンゲル上の両方に同じ密度で播種し、いずれにせよコラーゲンゲルは最初の濃度２ｍｇ／ｍｌであり、または細胞播種前に脱水および増殖培地での再水和を受けた。３日後、非配向ゲル上の細胞は依然としてランダムに分布していたが、一方、配向支持体上では細胞はコラーゲン原繊維の方向に沿って均一に整列していた。細胞密度は配向基質においてより高く、増殖はこの支持体上でより速いことを示唆している。図５は、ＳＥＭ研究のための調製の前に脱水を全く受けていないゲルを用いて得た。増殖培地で再水和した乾燥シートを用いて同様の結果を得た。このようにして、脱水によって細胞誘導特性が損なわれないことを確認したため、その後の総ての試験で乾燥シートを出発物質として用いた。
【００８０】
［図６］これまでの結果から見ると、角膜実質細胞が配向コラーゲンの表面上で整列するということは驚くにはあたらない（図５）。角膜再構成の観点から、細胞は実質様骨格に浸透し、接触誘導により向けられ続けることが重要である。図６は、半透過膜で支持した、角膜実質細胞を播種した３直交ラメラの一例を示している。細胞がマトリックスに浸透し、さらに各ラメラを構成しているコラーゲンの方向に沿って整列することはこの画像から明らかである。
【００８１】
本発明者らはまた、上皮細胞および内皮細胞の増殖もこのマトリックスによって支援されることも示した。
【００８２】
考察
磁気配向を用いて、配向角膜実質細胞のin vitro増殖および浸透を支援する、直交ラメラコラーゲンに基づく骨格を構築した。この骨格は、自然実質に固有の本質的な特性をもたらすように損傷を受けた角膜の再生を促進する移植片の基礎を形成することができる。楽観には数多くの理由がある。直交ラメラの無細胞コラーゲンマトリックスは、鋳型となる一次実質を構成し、この鋳型上で成熟細胞が浸潤した実質が組織化する(Trelstad and Coulombre, 1971b)。また、人工マトリックスの移植後に再構築された角膜実質の特性が自然実質のものに似ている（光学的透明度、原繊維直径）ことも示されている(Hu et al., 2005)。最後に、配向細胞によるコラーゲンの合成は、細胞の方向に沿って整列されることが証明されている(Wang et al., 2003)。
【００８３】
このように、角膜実質細胞は、無細胞骨格に浸潤し、それを分解することができる一方で、自然に近い組織化によって透明な実質を構築する。
【００８４】
in vitroにおいて細胞−骨格複合物を構築することができると思われる二つの方法がある。骨格が十分に多孔質であるならば、フローにより角膜実質細胞を半透過膜で支持された希薄な骨格の中に追いやることができると思われる。第二に、細胞を、磁場に曝す前に中和コラーゲン溶液に加えることができる。強磁場に曝すことで細胞機能および生存力を損ない得ることを示唆する証拠があるが、一度その磁場を外すと生存細胞は回復するように思われる(Valiron et al., 2005)。高磁場への長時間曝露が細胞配向を誘導することも証明されており(Eguchi et al., 2003、Iwasaka et al., 2003)、その磁場に対して回転させる前に、サンプルは比較的短時間の間磁場に保つため、この効果が本内容において重要でないとは考えにくい。細胞−骨格複合物を作出するこれらの方法は両方とも最初はかなり希薄な複合物を生じるが、それらの複合物は、細胞を重大な浸透圧ストレスに曝さずに、半透過支持体によるブロッティングにより圧縮され得る。フロー方法は、実行可能ならば、無細胞骨格を構築し、輸送し、使用するまで保存することができるように、臨床的に適用される可能性が高い。
【００８５】
［透明性の改善］  本明細書に示した希薄ゲルも濃縮骨格も透明ではない。患者は最初から透明に近い移植片を有しているほうがよいと思われる。幸いにも、配向骨格は、プロテオグリカン（ＰＧ）を加えることによってより透明にすることができる。別の研究において、本発明者らは、角膜ＰＧを中和コラーゲン出発溶液に加えることによって透明性が非常に高められることを観察した。これまでの報告とは対照的に、予備段階の結果は、ＰＧは平均原繊維直径に重大な影響を及ぼさず、むしろ原繊維凝集体の分解により透明性を増加させるということを示唆している。７テスラの磁場によってもたらされる最大約１０％のＰＧ／コラーゲン（ｗ／ｗ）の結果として生じる配向は、角膜実質細胞を播種した表面の接触誘導を引き起こすのに十分である。近透明に必要なより高いＰＧ濃度では、この特性は失われる。高磁気配向は、有効な反磁性異方性を最大にする秩序協同性に有利な条件においてのみ達成することができる。ＰＧの存在は、場合によっては原繊維の束化を減少させることによって、この効果を低下させ、そのため、その結果より低い配向をもたらすと思われる。より強い磁場を用いることでより高い濃度のＰＧの存在下において達成可能な配向を改善することができる（磁気トルクは、磁場の平方に比例するため、磁場をたった１０テスラに増加することによって２倍になるであろう）。
【００８６】
[大量生産]  実験室から臨床現場への進展の可能性を有する生体材料の場合、費用対効果の高い製造方法が不可欠である。サンプルは通常、磁石の中で合計時間約３０分配向させた。しかしながら、必要な最適磁場への暴露は恐らく大幅に短くなる。濁度曲線（図１）は、濁度の変化が認められない誘導期、急激な濁度変化の増殖期および濁度がほぼ一定のプラトー領域を特徴とする。全工程は少なくとも１５分かかるが、最大配向を得るために原繊維形成を通じてサンプルを最大磁場に維持する必要はない。個別分子には非常に弱い反磁性異方性しかなく(Worcester, 1978)、そのため、分子異方性が加わり、高配向を促進するのに十分な集合値をもたらすように、高配向は規則配列の形成に依存している。誘導期間中、溶液成分は弱く相互作用するだけであり、そのため、これらの協同性の低い条件下では磁場は効果がない。よって、この期を通じて磁場が存在しても改善された配向に関してはほとんどもたらされない。急激な増殖期中、コラーゲン分子は相互作用して、原繊維および繊維を作出し、分子反磁性異方性の追加は比較的大きな反磁性異方性をもたらし、その結果として高配向をもたらす。フィブリン(Freyssinet et al., 1983)と同様に、整列度は恐らく溶液がゲルになる頃に「止まる」。正確なゲル化時点は分からないが、ゲル化は、濁度がその最大値に達する前に恐らく十分に起こる。これらの考察は、最大磁場にサンプルを約５分間（誘導期間の終わりから濁度が最大値の約半分に達するまでの時間である）だけ置く必要があることを示唆している。現在使用されている磁石の場合、同時に作製することができる配向コラーゲンの最大面積は約２０ｃｍ２である。
【００８７】
［代替ラメラ］  フィブリンのように、よく使われる別の生体材料は、重合中に磁気配向も受け、コラーゲンに関して本明細書において記載した方法により配向フィブリンのスタックラメラの骨格を作出することができる。互層が異なる物理的特性および生物活性特性を有する積層コラーゲン−フィブリン複合物も生産することができる。
【００８８】
フィブリンまたはコラーゲン−フィブリンからなるラメラは、角膜の薬物治療に有用である可能性を有している。非配向フィブリンは、ヒト角膜−縁上皮細胞の支持体としてすでに用いられており、このヒト角膜−縁上皮細胞は損傷を受けた角膜の表面に移植される(Rama et al., 2001、Pellegrini et al., 1997)。この利用は、下層の実質の構造をより精密に模倣した配向単一シートまたは直交多層を用いることによって改善されるかもしれない。
【００８９】
［架橋］  上述の研究は非架橋コラーゲン上で実施した。骨格は、化学的にまたはトランスグルタミナーゼまたはリシルオキシダーゼなどの酵素を用いて架橋することができる。後者は所望により細胞の存在下において恐らく用いることができる。架橋は骨格を硬化させて、操作し、さらにマトリックス分解速度を変更することも容易にする。
【００９０】
［必要なラメラの数］  ヒト実質は１６０ｍｇ／ｍｌコラーゲンからなるそれぞれ約２μｍ厚の約２００のラメラを含む。
【００９１】
［骨格の成形］  骨格は、最初は非常に希薄であるため、濃縮時に成形することが可能である。
【００９２】
結論
本発明者らは、組織工学に用いる配向コラーゲンに基づく骨格の新規製造手法を開発した。この手法は層状構造をもたらし、各層内ではそのコラーゲン原繊維が一軸配向され、一方、各連続層における原繊維間の角度は任意に選択することができる。かかるツイスト合板構造は数多くの結合組織（例えば、角膜、緻密骨、椎間板）において見られる。腱および筋肉の再構成における他の用途があるかもしれないコラーゲンに基づくスポンジおよびシートも生産された。角膜実質細胞の整列は、骨格の表面上およびバルク内の両方におけるコラーゲン配向によって誘導される。三つ総ての角膜細胞種はこの骨格上で増殖する。よって、骨格は、独立したマトリックスとして作用し、またはより精巧な細胞支持構築物の基礎を提供する可能性を有する。
【００９３】
参考文献
1. Besseau, L., B. Coulomb, C.Lebreton-Decoster, and M.M.Giraud-Guille. 2002. Production of ordered collagen matrices for three-dimensional cell culture. Biomaterials 23:27-36.
2. Boland, E.D., J.A.Matthews, K.J.Pawlowski, D.G.Simpson, G.E.Wnek, and G.L.Bowlin. 2004. Electrospinning collagen and elastin: preliminary vascular tissue engineering. Front Biosci. 9:1422-1432.
3. Builles N, Bechetoille N, Justin V, Andre V, Barbara V, Iorio ED, et al. Development of a hemicornea from human primary cell cultures for pharmacotoxico logy testing. Cell Biol Toxicol 2007;23(4): 279-92.
4. Ceballos, D., X.Navarro, N.Dubey, G.Wendelschafer-Crabb, W.R.Kennedy, and R.T.Tranquillo. 1999. Magnetically aligned collagen gel filling a collagen nerve guide improves peripheral nerve regeneration. Exp. Neurol. 158:290-300.
5. Dubey, N., P.C.Letourneau, and R.T.Tranquillo. 1999. Guided neurite elongation and Schwann cell invasion into magnetically aligned collagen in simulated peripheral nerve regeneration. Exp. Neurol. 158:338-350.
6. Dubey, N., P.C.Letourneau, and R.T.Tranquillo 2001. Neuronal contact guidance in magnetically aligned fibrin gels: effect of variation in gel mechano-stuctural properties. Biomaterials 22, 1065-1075.
7. Eguchi, Y., M.Ogiue-Ikeda, and S.Ueno. 2003. Control of orientation of rat Schwann cells using an 8-T static magnetic field. Neurosci. Lett. 351 :130-132.
8. Freyssinet, J.M., J.Torbet, G.Hudry-Clergeon, and G.Maret. 1983. Fibrinogen and fibrin structure and fibrin formation measured by using magnetic orientation. Proc. Natl. Acad. Sci. U. S. A 80:1616-1620.
9. Germain, L., F.A.Auger, E.Grandbois, R.Guignard, M.Giasson, H.Boisjoly, and S.L.Guerin. 1999a. Reconstructed human cornea produced in vitro by tissue engineering. Pathobiology 67:140-147.
10. Griffith, M., R.Osborne, R.Munger, X.Xiong, C.J.Doillon,N.L.Laycock, M.Hakim, Y. Song, and M.A.Watsky. 1999a. Functional human corneal equivalents constructed from cell lines. Science 286:2169-2172.
11. Guido, S. and R.T.Tranquillo. 1993. A methodology for the systematic and quantitative study of cell contact guidance in oriented collagen gels. Correlation of fibroblast orientation and gel birefringence. J. Cell Sci. 105 ( Pt 2):317-331.
12. Hu, X., W.Lui, L.Cui, M.Wang, and Y.Cao. 2005. Tissue engineering of nearly transparent corneal stroma. Tissue Eng 11:1710-1717.
13. Iwasaka, M., J.Miyakoshi, and S.Ueno. 2003. Magnetic field effects on assembly pattern of smooth muscle cells. In Vitro Cell Dev. Biol. Anim 39:120-123.
14. Jiang, F., H.Horber, J.Howard, and D.J.Muller. 2004. Assembly of collagen into microribbons: effects of pH and electrolytes. J. Struct. Biol. 148:268-278.
15. Kotani,H., M.Iwasaka, S.Ueno, and A.Curtis. Magnetic orientation of collagen and bone mixture. 87[9], 6191-6193. 2000. AIP.
16. Li, F., M.Griffith, Z.Li, S.Tanodekaew, H.Sheardown, M.Hakim, and D.J.Carlsson. 2005. Recruitment of multiple cell lines by collagen- synthetic copolymer matrices in corneal regeneration. Biomaterials 26:3093-3104.
17. Liu, Y., L.Gan, D.J.Carlsson, P.Fagerholm, N.Lagali, M.A.Watsky, R.Munger, W.G.Hodge, D.Priest, and M.Griffith. 2006. A simple, cross-linked collagen tissue substitute for corneal implantation. Invest Ophthalmol. Vis. Sci. 47:1869-1875.
18. Matthews, J.A., G.E.Wnek, D.G.Simpson, and G.L.Bowlin. 2002. Electrospinning of collagen nano fibers. Biomacromolecules. 3:232-238.
19. Meek, K.M., T.Blamires, G.F.Elliott, T.J.Gyi, and C.Nave. 1987. The organisation of collagen fibrils in the human corneal stroma: a synchrotron X-ray diffraction study. Curr. Eye Res. 6:841-846.
20. Minami, Y., H.Sugihara, and S.Oono. 1993. Reconstruction of cornea in three-dimensional collagen gel matrix culture. Invest Ophthalmol. Vis. Sci. 34:2316-2324.
21. Mosser, G., A.Anglo, C.Helary, Y.Bouligand, and M.M.Giraud- Guille. 2006. Dense tissue-like collagen matrices formed in cell-free conditions. Matrix Biol. 25:3-13.
22. Murthy, N. S. 1984. Liquid crystallinity in collagen solutions and magnetic orientation of collagen fibrils. Biopolymers 23:1261-1267.
23. Nishida, K., M.Yamato, Y.Hayashida, K.Watanabe, N.Maeda, H.Watanabe, K.Yamamoto, S.Nagai, A.Kikuchi, Y.Tano, and T.Okano. 2004. Functional bioengineered corneal epithelial sheet grafts from corneal stem cells expanded ex vivo on a temperature-responsive cell culture surface. Transplantation 77:379-385.
24. Pellegrini, G., C.E.Traverso, A.T.Franzi, M.Zingirian, R.Cancedda, and M.De Luca. 1997. Long-term restoration of damaged corneal surfaces with autologous cultivated corneal epithelium. Lancet 349:990-993.
25. Rama, P., S.Bonini, A.Lambiase, O.Golisano, P.Paterna, M.De Luca, and G.Pellegrini. 2001. Autologous fibrin-cultured limbal stem cells permanently restore the corneal surface of patients with total limbal stem cell deficiency 1. Transplantation 72:1478-1485.
26. Schwab, I.R., M.Reyes, and R.R.Isseroff. 2000. Successful transplantation of bioengineered tissue replacements in patients with ocular surface disease. Cornea 19:421-426.
27. Torbet J, J-M. Freyssinet and G. Hudry-Clergeon 1981. Oriented fibrin gels formed by polymerization in a strong magnetic field. Nature 289, 91-93; 
28. Torbet, J. and M.C.Ronziere. 1984. Magnetic alignment of collagen during self-assembly. Biochem. J. 219:1057-1059.
29. Torbet, J. 1995 The Thrombin Activation Pathway Modulates the Assembly, Structure and Lysis of Human Plasma Clots In Vitro. Thromb. Haemostasis.73, 785-792
30. Torbet,J., L.Tranqui, and C.Bureau. Magnetic processing of biological and synthetic polymers and crystals. The 3rd International Symposium on Electromagnetic Processing of Materials , 133-137. 2000.
31. Tranquillo, R.T., T.S.Girton, B.A.Bromberek, T.G.Triebes, and D.L.Mooradian. 1996. Magnetically orientated tissue-equivalent tubes: application to a circumferentially orientated media-equivalent. Biomaterials 17:349-357.
32. Trelstad, R.L. and A.J.Coulombre. 1971. Morphogenesis of the collagenous stroma in the chick cornea. J Cell Biol. 50:840-858.
33. Tsai, R.J., L.M.Li, and J.K.Chen. 2000. Reconstruction of damaged corneas by transplantation of autologous limbal epithelial cells. N. Engl. J. Med. 343:86-93.
34. Ueno, S and I. Masakazu 1993. Effects of magnetic fields on fibrin polymerisation and fibrinolysis; IEEE Trans. Magnetics 29 3352-3354. 
35. Valiron, O., L.Peris, G.Rikken, A.Schweitzer, Y.Saoudi, C.Remy, and D. Job. 2005. Cellular disorders induced by high magnetic fields. J. Magn Reson. Imaging 22:334-340.
36. Wang, J.H., F.Jia, T.W.Gilbert, and S.L.Woo. 2003. Cell orientation determines the alignment of cell-produced collagenous matrix. J Biomech. 36:97-102.
37. Worcester, D. L. 1978. Structural origins of diamagnetic anisotropy in proteins. Proc. Natl. Acad. ScL U. S. A 75:5475-5477.
【図１】
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【図２】
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【図４】
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【図６】
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【図３】
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【図５】
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【図７】
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【国際調査報告】
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