(57)【要約】  管状の織物構造体の長手軸方向のみならず、半径方向の剛性および強度も大きく、埋植等の治療手術をする場合に、半径方向につぶれるような変形が生じにくく、中の細胞が破壊されることのない組織再生用複合化スカフォールドを提供する。ポリ乳酸樹脂（ＰＬＡ）繊維からなる構造体の交差部に、ＰＬＡ繊維を螺旋状（コイル状）に引っ掛けて織り込む。ここで、バインダーとしてポリカプロラクトン樹脂（ＰＣＬ）、若しくは、乳酸とグリコール酸の共重合体（ＰＬＧＡ）を用いることが好ましい。構造体の交差部に、コイル状のＰＬＡ繊維を引っ掛けて編み込むことにより、コイルピッチの制御が容易で、かつ、半径方向の剛性と強度を２〜１０倍と著しく向上させることが可能となる。
2007074896.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
内部に空間を有し、生分解性樹脂繊維から成る管状の織物構造体と；
前記織物構造体の長手方向に螺旋状に配され、前記織物構造体の繊維交差部に絡接された、生分解性樹脂繊維から成る螺旋構造体と；
前記織物構造体の交差部を接合する、生分解性樹脂から成るバインダーと；
から構成されることを特徴とする組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項２】
内部に空間を有し、生分解性樹脂繊維から成る管状の織物構造体と；
前記織物構造体の長手方向に螺旋状に配され、前記織物構造体の内面若しくは外面の繊維交差部に接着された、生分解性樹脂繊維から成る螺旋構造体と；
前記織物構造体の交差部を接合する、生分解性樹脂から成るバインダーと；
から構成されることを特徴とする組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項３】
前記織物構造体および螺旋構造体を構成する生分解性樹脂繊維が、ポリ乳酸樹脂、ポリグリコール酸、乳酸とグリコール酸の共重合体から選択されたいずれかのものから成る繊維であり、前記バインダーを構成する生分解性樹脂が、乳酸とグリコール酸の共重合体，ポリカプロラクトン樹脂，ポリグリコール酸から選択されたいずれかの樹脂であることを特徴とする請求項１又は２に記載の組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項４】
前記織物構造体および螺旋構造体を構成する生分解性樹脂繊維が、ポリ乳酸樹脂から成る繊維であり、前記バインダーを構成する生分解性樹脂が、乳酸とグリコール酸の共重合体であることを特徴とする請求項１又は２に記載の組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項５】
前記織物構造体および螺旋構造体を構成する生分解性樹脂繊維が、乳酸とグリコール酸の第１の共重合体から成る繊維であり、前記バインダーを構成する生分解性樹脂が、乳酸とグリコール酸の第２の共重合体であり、前記第１の共重合体の乳酸の共重合比率が、前記第２の共重合体の乳酸の共重合比率よりも小さいことを特徴とする請求項１又は２に記載の組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項６】
前記共重合体の乳酸の共重合比率が１０〜９０％であることを特徴とする請求項３又は４に記載の組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項７】
前記第１の共重合体の乳酸の共重合比率が１０〜２０％であり、前記第２の共重合体の乳酸の共重合比率が５０〜７０％であることを特徴とする請求項５に記載の組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項８】
前記織物構造体が、リリアン編みで形成され、両端を閉鎖し得る織物構造体であることを特徴とする請求項１又は２に記載の組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項９】
前記螺旋構造体の螺旋のピッチ間隔を制御することにより、前記織物構造体の管状の半径方向の剛性を独立に制御できることを特徴とする請求項１又は２に記載の組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項１０】
前記ピッチ間隔が０．５〜２ｍｍであり、かつ、前記生分解性樹脂繊維の直径が０．０５〜０．５ｍｍであることを特徴する請求項９に記載の組織再生用複合化スカフォールド。
【請求項１１】
請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の組織再生用複合化スカフォールドが、歯槽骨欠損部に挿入または埋入される歯槽骨再生用スカフォールドとして用いられること。
【請求項１２】
下記の工程を含むことを特徴とする組織再生用複合化スカフォールドの作製方法。
（１）生分解性樹脂繊維で織り込んだ内部に空間を有する織物構造体に棒体を挿入する工程
（２）前記生分解性樹脂繊維の一端を前記棒体に固定し、他端を挟み、前記織物構造体の交差部に端の部分から引っ掛けて編み込んでいく工程
（３）前記生分解性樹脂繊維を、前記織物構造体に、所定の間隔をおいて、１／４周〜１／２周ごとに引っ掛けながら編み込んでいく工程
（４）前記織物構造体の交差部に対し、バインダーとなる生分解性樹脂の塗布工程
【請求項１３】
下記の工程を含むことを特徴とする組織再生用複合化スカフォールドの作製方法。
（１）棒体に生分解性樹脂繊維を螺旋状に巻きつける工程
（２）生分解性樹脂繊維で織り込んだ内部に空間を有する織物構造体に前記棒体を挿入する工程
（３）前記織物構造体を加熱する工程
（４）前記棒体を前記織物構造体から抜き出す工程
（５）前記織物構造体の交差部に対し、バインダーとなる生分解性樹脂の塗布工程
【請求項１４】
前記生分解性樹脂繊維が、ポリ乳酸樹脂、ポリグリコール酸、乳酸とグリコール酸の共重合体から選択されたいずれかのものから成る繊維であり、前記バインダーとなる生分解性樹脂が、乳酸とグリコール酸の共重合体，ポリカプロラクトン樹脂，ポリグリコール酸であることを特徴とする請求項１２又は１３に記載の組織再生用複合化スカフォールドの作製方法。
【請求項１５】
前記生分解性樹脂繊維が、ポリ乳酸樹脂から成る繊維であり、前記バインダーとなる生分解性樹脂が、乳酸とグリコール酸の共重合体であることを特徴とする請求項１２又は１３に記載の組織再生用複合化スカフォールドの作製方法。
【請求項１６】
前記生分解性樹脂繊維が、乳酸とグリコール酸の第１の共重合体から成る繊維であり、前記バインダーを構成する生分解性樹脂が、乳酸とグリコール酸の第２の共重合体であり、前記第１の共重合体の乳酸の共重合比率が、前記第２の共重合体の乳酸の共重合比率よりも小さいことを特徴とする請求項１２又は１３に記載の組織再生用複合化スカフォールドの作製方法。
【請求項１７】
前記共重合体の乳酸の共重合比率が１０〜９０％であることを特徴とする請求項１４又は１５に記載の組織再生用複合化スカフォールドの作製方法。
【請求項１８】
前記第１の共重合体の乳酸の共重合比率が１０〜２０％であり、前記第２の共重合体の乳酸の共重合比率が５０〜７０％であることを特徴とする請求項１６に記載の組織再生用複合化スカフォールドの作製方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用の組織再生用のスカフォールド（Scaffold）に関するものであり、特に、生分解性の樹脂からなる複合材によるスカフォールドに関するものである。スカフォールドの構造体内部に幹細胞や骨芽細胞などを注入して、組織の欠損部に施術することで骨組織や神経組織の再生を図るものである。
【背景技術】
【０００２】
人体に何らかの欠損が生じた場合、自然治癒される場合が多い。しかし、欠損が大きくなると自然治癒力では修復できない場合がでてくる。このような時に未分化細胞である幹細胞などで組織を再生する再生医療技術は、人体のあらゆる場所にその適用を広げつつある。その際、必要となるものは組織再生を誘導するためのスカフォールドであり、このスカフォールドには、組織再生に従い体内で分解する生分解性樹脂が用いられている。【０００３】
生分解性樹脂は, 生体内または通常の環境下で自ら分解していくため、近年脚光を浴びている再生医療において重要な位置を占めている。医療用に使用されている生分解性樹脂としては、ポリ乳酸 (ＰＬＡ；Polylactic acid) 樹脂やポリカプロラクトン(ＰＣＬ；Ｐolycaprolacton) 樹脂などがある。生分解性プラスチックのなかでもＰＬＡ樹脂は生体内分解吸収性に優れており，高強度と生体適合性，さらに自己分解性を兼ね備えた新しい医療用材料として期待されている。【０００４】
ところで、生体内に大きな欠損空間が生じると、一般的にその部位は瘢痕性のコラーゲン組織によって補填される。瘢痕組織により占有された組織の欠損部では、本来の生体組織の再生を期待することは不可能である。組織を再生する１つの方法は、再生部位を占拠している瘢痕組織を除くことであり、もう一つの方法は、欠損部を瘢痕組織に占有されないように、あらかじめ欠損部での再生のスペースを確保(スペース・メイキング)し、細胞の分化や増殖を支援するための場を欠損部に作ることが必要である。この場を作るためには、細胞の足場材料となるスカフォールドが必要なのである。【０００５】
スカフォールドは、その適用範囲が広がる中で、細胞などの播種が容易である、肉芽などの近隣組織の浸入を防止できる、適度な剛性と十分な強度を持っている、及び場所により生分解性が制御できるなどの機能が必要とされており、これらの機能を具備する新しい材料が求められている。【０００６】
従来、組織再生用スカフォールドには，骨再生には多孔質のヒドロキシアパタイトや、軟骨再生にコラーゲンゲルによるもの（非特許文献１）、若しくは、ポリカプロラクトン繊維による構造体（非特許文献２）などが研究されておりそれぞれに臨床試験が行われつつある。【０００７】
また、生体材料用スカフォールドとして、ハイブリッド型アパタイト・コラーゲン複合体が提案されている。これは、炭酸アパタイトが生体骨組織に近い組成と結晶性とを有すること、生体組織に対して親和性に優れた材料であることから、このアパタイトをコラーゲンにより複合化し、これをスポンジ状にすることで、高気孔率、多孔質の生体再生医用アパタイト・コラーゲン複合体を再生医療材料に用いようとするものである（特許文献１）。【０００８】
また、骨の疾患または外傷によって骨に欠損を生じた場合など、例えば、人体の骨折に対する補助骨材としてはステンレス鋼やチタン合金あるいはセラミックス等が従来から用いられてきた。このような人工骨或いは人工歯根のように、欠損を生じた生体硬組織の機能を修復するために、該欠損部に移植されるものは、分解し難く、また錆びない金属でほとんど健康に悪影響がないものの、骨が癒合すれば摘出したほうがよい。しかし、高齢者など手術によるリスクが大きい場合には摘出しない場合もある。かかる事情があり、十分な強度や剛性に持ち、欠損部が治癒するに従い、自己分解して生体吸収性があるような材料が求められている。【０００９】
現在、日本の厚生労働省や日本歯科医師会は、高齢者のＱＯＬ(Quality Of Life)を高める目的のために２０００年より「八〇二〇運動」を提唱しており、「８０歳で自分の歯を２０本以上保とう」と呼びかけている。しかし、６０歳で１１．５本，７０歳では７．８本，７５歳では５．５本，８０歳で４．０本というのが現状である。歯を失うのは、虫歯，歯茎のトラブル，歯周病などが原因である。そして、３５〜４５歳では８０％，４５〜５５歳では８８％が歯周病にかかっていると言われている。歯周病にかかると歯肉が腫脹し、歯肉と歯との隙間が深くなり、炎症が深部へと拡がっていき骨が喪失し、結果として歯が脱落する。歯槽骨を再生することができれば歯の脱落は防げると言われている。【００１０】
組織工学的技法による歯槽骨組織の再生法としてすでに広く臨床応用されている唯一の方法は、組織再生誘導法(ＧＴＲ；Guided Tissue Regeneration)と呼ばれる歯周組織再生法である。この方法は、歯周炎により吸収された歯槽部に存在する炎症巣を除去し歯周組織の再生を計ると、周囲から結合組織や上皮がすばやく進入し歯根膜組織や歯槽骨が十分に再生されないというものである。そこで、重要なことは、再生させたい組織に適した細胞に場を与え、望ましくない細胞の侵入を遮断することである。
具体的には、手術によって歯肉弁を展開し炎症組織を除去した後、歯根面と歯肉弁の間に遮蔽膜(ＧＴＲ膜)を挿入するものである。しかし、ＧＴＲ法は大きな歯槽骨の欠損に対してはその再生能力に限界があり、欠損が大きくて自然治癒力では修復できない場合には、未分化細胞である幹細胞などで組織を再生する再生医療技術がある。その際に最初に必要となるものは、組織再生を誘導するための組織再生用足場(スカフォールド)である。【００１１】
このように組織再生のためのスカフォールドの適用は、人体の様々な部位に対して適用が試されている。本明細書では、歯科領域における組織再生のためのスカフォールドの適用について示すこととしているが、これは以下の理由がある。
１）口の中は、雑菌が最も多い場所といわれており、この部位で組織再生が可能なら、他の部位への適用は十分可能であることが言える。
２）損傷部が比較的小さく、組織再生期間が短いため評価が速く行える。【００１２】
スカフォールド（足場）となる材料には、一定時間は細胞成長、分化の足場となるとともに、時間が経過すると分解消失するいわゆる生分解(生体吸収)性を有することが重要である。
現状では、コラーゲンスポンジによる足場が実用化されているが、生分解性は十分なものの剛性や柔軟性が小さいために応力負荷のないケースなどに適用範囲が限られている。また原料として牛由来のものがあり、狂牛病などの問題を抱えている。さらに医療の現場での加工性（欠損部の形状に応じて医師自らが医療現場で形状やサイズ調整などの加工が可能なこと）などにおいてもいろいろと課題が存在する。【００１３】
また、近年では骨組織のリモデリング(組織の再構築)についての研究が盛んになってきており、荷重負担部，すなわちスカフォールドの外側から、骨芽細胞による骨生成とその酵素の働きで複合材料の生分解が同時に進行し、応力負担が増すと骨生成がさらに促進されると言われている。【００１４】
このように、スカフォールドの役割は、細胞の分化と増殖のための基質、再生のためにスペース確保、再生の場への他の組織の侵入阻止、再生組織のパターン付与、細胞への酸素と栄養素の供給、細胞増殖因子の貯蔵、宿主からの免疫防御反応の回避である。
そのために必要となるスカフォールドの特性としては、主に以下の点が挙げられる。
１）細胞の成長のため高い空孔率を有していること
２）生体適合性に優れていること
３）生分解とその吸収速度が生体に合うように制御できること
４）細胞の着床，増殖に適した化学的性質を有していること
５）剛性などの機械的特性に優れていること【００１５】
既に本発明者らは、生分解性の樹脂からなる複合材によるスカフォールドを開発した（特許文献２，非特許文献３）。かかるスカフォールドは構造的に開口部を有し、臨床時に注射による播種が可能であるとともに、高強度ＰＬＡ繊維とバインダーとして用いるＰＣＬ樹脂の複合化により、剛性に優れており、人体の活動による荷重の支持が可能であるものである。
また、欠損部への上皮進入や細菌性プラークの堆積を防ぐ構造を設けたり、施術後に欠損部との界面でただちに生分解させる構造を設けて、速やかにスカフォールド内に体液を循環させて、組織再生によりよい環境を整えることができるなど多くの機能を有している。【００１６】
しかし、上述の複合化スカフォールドにおいて、バインダーとして用いたＰＣＬ樹脂の効能によって、管状の構造体にした場合に、長手方向の強度（引っ張り強度）があるものの、半径方向の剛性と強度が小さく、内部に細胞を入れて埋植等の治療手術をする場合に、折れ曲がりが生じて、半径方向につぶれるように変形（坐屈等）が生じ、中の細胞が破壊されてしまうという問題があった。
また、患部の欠損部位の形状によっては、歯の周囲に巻きつけるように埋植することが多く、あらかじめ屈曲した形状に成形するというニーズが存在する。かかる場合に患部の欠損部位の形状に合わせて、上述の複合化スカフォールドを屈曲した形状に成形しようとしても、半径方向の剛性と強度が小さいために、形状を維持することが難しく、屈曲した形状に成形することが非常に困難であった。【００１７】
一方、骨は静的な組織に見えるが、つねに動的に吸収・形成からなるリモデリングによって内部構造や外部形状を変化させている。骨形成を担う骨芽細胞は、骨吸収を担う破骨細胞による骨吸収とカップリングして、コラーゲンなどの骨基質成分を分泌することによって類骨を形成する。その後、この類骨の石灰化によって、骨基質が形成される。また、骨のリモデリングに関する初期の研究においては, 動物を用いたin vivo(生体内)における実験的な検討が主であったが、細胞培養技術の進歩によって、細胞を用いたin vitro(生体外)における実験が盛んに行われるようになっている。
細胞や組織の周囲環境を設計して生体内に欠損した機能を再建させる生体内環境設計を行う上において、生体吸収性材料は欠くことのできない重要な材料である。そして、生体の組織の再生する速度に合致するように、体内に吸収される生体材料の速度がコントロールできる技術を確立することがこの分野において重要な課題となっている。
再生される新生骨と吸収されるスカフォールドの機能の関係は、図１８に示されるように、代表的な機能として骨全体の応力に関しては、欠損部にスカフォールドを入れると、初期はスカフォールドが応力を負担するが、やがてスカフォールドは分解していき剛性低下により負担する応力は低下して行くことになる。しかし、骨の再生が同時に進むため骨の応力負担は増加する。この骨とスカフォールドを併せた応力が完治するまでほぼ一定に保たれることが理想的な再生過程なのである。
組織再生のためのスカフォールドの適用は今後広がっていくと予想され、適用部位によって、組織再生速度が異なるために、これに合わせて、生分解速度や剛性を調整する必要がある。そのために、上記の問題を克服し、生分解性樹脂の最適化やスカフォールドの形状構造の最適化など、スカフォールドのバリエーションを構築することが重要である。【００１８】
【特許文献１】特開２００３−１６９８４５号公報
【特許文献２】国際公開公報ＷＯ２００５／０８９８２８
【非特許文献１】S.Wakitani,T.Goto,R.G.Young,J.M.Mansour,V.M.Goldberg and A.I. Caplan, Tissue Engineering,4,429(1998))
【非特許文献２】Hutmacher DW, Schantz T, Zein I, Ng KW, Teoh SH, Tan KC. J Biomed Mater Res. 2001 May; 55(2): 203-16
【非特許文献３】歯槽骨再生のための生分解性樹脂複合材スカフォールドの開発、日和千秋・沖添晃政・安達泰治・中井善一、日本生体医工学会関西支部生体医工学シンポジウム2005、2005.9.27-28
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
本発明が解決しようとする課題は、スカフォールドの適用部位によって、生分解速度や剛性を調整する必要があるために、生分解性樹脂の最適化やスカフォールドの形状構造の最適化など、スカフォールドのバリエーションを構築することである。上述したように、生体の組織の再生する速度に合致するように、体内に吸収される生体材料の速度がコントロールできる技術を確立するのである。この技術により再生部分において必要な、強度をはじめとする生体的機能が組織再生過程でほぼ一定に保てることをめざすものである。このことによって患者は手術後から完治にいたるまで，ほぼ通常の生活をすることが可能となる。
生分解性樹脂の最適化に対しては、複合化スカフォールドにおける生分解性樹脂の選択により生分解速度を制御するとともに、構造の最適化により生分解途中においてもスカフォールド外部組織からうける荷重の支持に耐えうる剛性を保つことを実現するものである。【００２０】
具体的には、生分解性の速度が速い樹脂を採用したものや、曲げ強度を要求される部位に適用するものにおいて、スカフォールド構造体の長手方向のみならず、半径方向の剛性と強度が大きく、半径方向につぶれるような変形が生じず、中の細胞が破壊されてしまうことのない組織再生用複合化スカフォールドを提供することを目的とする。また、欠損患部の形状にあった成形が容易に行える、屈曲形状の成形性に優れたスカフォールドを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００２１】
本発明者らは、生分解材料の豊富な知見と、実際の試作品を作製する技術と、臨床経験の豊富な歯科医師の知見を有し、歯槽骨の骨欠損モデルで骨欠損部への適合状態の検討を重ねて、本発明に係る組織再生用複合化スカフォールドを完成したものである。【００２２】
上記目的を達成するため、本発明に係る組織再生用複合化スカフォールドの第１の観点からは、内部に空間を有し、生分解性樹脂繊維から成る管状の織物構造体と；前記織物構造体の長手方向に螺旋状に配され、前記織物構造体の交差部に絡接された、生分解性樹脂繊維から成る螺旋構造体と；前記織物構造体の繊維の交差部を接合する、生分解性樹脂から成るバインダーと；から構成されるスカフォールドが提供される。【００２３】
本発明者らは、先に発明した生分解性の樹脂からなる複合化スカフォールド（ＰＬＡ樹脂繊維で構成された構造体とバインダーとしてＰＣＬ樹脂を用いたスカフォールド）の骨欠損部への適合状態の検討を行った結果、スカフォールドの構造体の半径方向の剛性と強度を高める必要性があるとの知見を得た。
これは、スカフォールドの適用部位によって、組織再生速度が異なるために、これに合わせて、生分解速度や剛性を調整する必要があり、これに対応させるべく生分解の早い樹脂を用いた場合には、スカフォールドの構造体の剛性が弱くなる。この場合、欠損部を瘢痕組織に占有されないように、あらかじめ欠損部での再生のスペースを確保(スペース・メイキング)し、細胞の分化や増殖を支援するための場を欠損部に作るというスカフォールド本来の機能が担保できないこととなる。このため、剛性を制御できる仕組みをスカフォールドに取り入れ、生分解性樹脂の生分解速度の制御を容易にし、スカフォールドの適用部位を広げる。【００２４】
また、複合化スカフォールドを実際に骨欠損部の患部に埋入する際に、ピンセットなどの器具を用いるのであるが、器具で掴む際に半径方向につぶれるように変形（坐屈等）が生じたり、欠損部位の形状に合せる際に折れ曲がりが生じたりし、中の細胞が破壊されてしまうという問題を回避すべく、スカフォールドの構造体の半径方向の剛性と強度を更に高める。
また、患部の欠損部位の形状によっては、歯の周囲に巻きつけるように埋植することが多く、あらかじめ屈曲した形状に成形するというニーズがあり、かかる場合に患部の欠損部位の形状に合わせて、上述の複合化スカフォールドを屈曲した形状に成形すべく、スカフォールドの構造体の半径方向の剛性と強度を更に高める。【００２５】
一方で、スカフォールド本来の機能である、あらかじめ欠損部での再生のスペースを確保(スペース・メイキング)し、細胞の分化や増殖を支援するための場を欠損部に作る機能を阻害しないように、スカフォールドの構造体内部の空孔率は高く維持させる必要がある。
そこで、生分解性樹脂繊維から成る内部に空間を有する管状の織物構造体に、生分解性樹脂繊維を長手方向に螺旋状に配して、構造体の交差部に絡接させるように織り込んだ螺旋構造体を設け、生分解性樹脂から成るバインダーを用いて織物構造体の交差部を接合したのである。【００２６】
ここで、織物構造体および螺旋構造体を構成する生分解性樹脂繊維が、ポリ乳酸樹脂、ポリグリコール酸、乳酸とグリコール酸の共重合体から選択されたいずれかのものから成る繊維であり、バインダーを構成する生分解性樹脂が、乳酸とグリコール酸の共重合体，ポリカプロラクトン樹脂，ポリグリコール酸から選択されたいずれかの樹脂であることが好ましい。
また、構造体を構成する生分解性樹脂繊維と、構造体の交差部に絡接させるように織り込む生分解性樹脂繊維が同一種類のものでも、異なる種類のものでも構わない。
また、バインダーとして、ポリビニールアルコール、ポリエーテルサルホン、ポリシアノアクリレートなどの生体適合性樹脂を塗布してもよい。【００２７】
かかるバインダーの材料はいずれも生分解性を持っている。この生分解速度は材料によって異なることから、欠損部位の対象に合った分解速度と強度を持つ材料が選択される必要がある。
例えば、ポリ乳酸樹脂は、生分解速度（半減期）が２４ヶ月以上と長期間であり、骨再生時間が長い部位に用いられる。また、ポリグリコール酸は、生分解速度（半減期）が６〜１２ヶ月である。
乳酸とグリコール酸の共重合体の場合は、生分解速度（半減期）が１〜６ヶ月と短く、骨再生速度が速い部位に関しては、バインダーとして適切な材料である。【００２８】
本発明者らは、先に発明した生分解性の樹脂からなる複合化スカフォールドの骨欠損部への適合状態の検討を行う中で、歯槽骨の骨再生速度が約８週間であるとの知見を得ている。この場合の適したスカフォールド構造体のバインダーとしては、乳酸とグリコール酸の共重合体で、共重合体の乳酸の共重合比率が１０〜９０％であることが好ましく、さらに好ましくは、１５〜２５％若しくは７５〜８５％である。
乳酸とグリコール酸の共重合体の生分解速度（半減期）特性と歯槽骨の骨再生速度特性とのマッチングを図るものである。【００２９】
また、ポリカプロラクトン樹脂と比べて、ポリグリコール酸を用いたバインダーでは、スカフォールドの長手方向の伸びが小さいものの、バインダーとしての接着性能、生分解性能が実用に耐えうるものであり、強度が特に要求される骨欠損部位においては有用であると考えている。【００３０】
但し、織物構造体および螺旋構造体を構成する生分解性樹脂繊維の生分解性が遅く、バインダーを構成する生分解性樹脂の生分解性が早い方が好適である。具体例としては、織物構造体および螺旋構造体を構成する生分解性樹脂繊維が、ポリ乳酸樹脂から成る繊維であり、バインダーを構成する生分解性樹脂が、乳酸とグリコール酸の共重合体の組合せである。【００３１】
また、他の組合せとして、織物構造体および螺旋構造体を構成する生分解性樹脂繊維が、乳酸とグリコール酸の第１の共重合体から成る繊維であり、バインダーを構成する生分解性樹脂が、乳酸とグリコール酸の第２の共重合体であり、第１の共重合体の乳酸の共重合比率が、第２の共重合体の乳酸の共重合比率よりも小さいものが挙げられる。
この場合は、第１の共重合体の乳酸の共重合比率が１０〜２０％であり、第２の共重合体の乳酸の共重合比率が５０〜７０％であることが好ましい。第１の共重合体と第２の共重合体の乳酸の共重合比率には差を設けることが必要であり、仮に同じような比率であれば、互いに溶け合い、バインダーとしての機能を有しなくなるからである。【００３２】
また、生分解性樹脂繊維で織り込んだ構造体に、生分解性樹脂繊維が長手方向に螺旋状に配されるように、構造体の交差部に絡接させるように織り込んだとは、例えば、ポリ乳酸樹脂繊維を用いてリリアン編みで作製した管状の織物構造体に対し、その構造体形状を形成する表面の繊維と繊維の交差部に引っ掛けて、管状構造体の長手方向に沿って所定のピッチ間隔で螺旋状にポリ乳酸樹脂繊維を織り込むことをいう。
また、管状の織物構造体において、両端を閉鎖し得る構成とすることで、織物構造体に培養液等を注入しても織物構造体内部に保持できることとなる。ここで、両端を閉鎖し得る構成は、例えば、生分解性樹脂繊維で両端を縛ることで実現できる。【００３３】
上述の管状の織物構造体の繊維と繊維の交差部に引っ掛けて、螺旋状にポリ乳酸樹脂繊維を織り込むことにより、スカフォールドの管状の織物構造体の半径方向の剛性と強度を１０倍程度まで向上させることに成功した。
これにより、管状の織物構造体のスカフォールドを用いて、スカフォールド内部に細胞を入れて埋植等の治療手術をする場合に、管状の織物構造体の半径方向につぶれるような変形が生じず、中の細胞が破壊されてしまうことが生じない。また、管状の織物構造体の半径方向の剛性と強度が向上したことから、屈曲形状の成形性に優れ、欠損患部の形状にあった成形が容易に行えることとなる。【００３４】
次に、本発明に係る組織再生用複合化スカフォールドの第２の観点からは、内部に空間を有し、生分解性樹脂繊維から成る管状の織物構造体と；前記織物構造体の長手方向に螺旋状に配され、前記織物構造体の内面若しくは外面の交差部に接着された、生分解性樹脂繊維から成る螺旋構造体と；前記織物構造体の交差部を接合する、生分解性樹脂から成るバインダーと；から構成されるスカフォールドが提供される。【００３５】
本発明の組織再生用複合化スカフォールドの生産性を高めるべく、生分解性樹脂繊維を長手方向に螺旋状に配して、構造体の交差部に絡接させるように織り込むのではなく、予め生分解性樹脂繊維を構造体の外側もしくは内側に長手方向に螺旋状に配し、熱処理等により構造体の交差部に付けるのである。そして、バインダーにより構造体の交差部に接着させるようにするのである。その他、第１の観点と同様であり、説明は割愛する。【００３６】
また、スカフォールドの構造体としては、リリアン編みで形成された組み紐形状、若しくは籠型形状の管状構造体であることが好ましい。管状構造体とすることで、スカフォールドに必要な強度や剛性を保ちながらも管状形状を自由に屈曲・変形させることが可能である。【００３７】
また、本発明に係る組織再生用複合化スカフォールドは、上述の管状構造体の長手方向に螺旋状に配されたポリ乳酸樹脂繊維のピッチ間隔を制御することにより、該管状構造体の半径方向の剛性と強度を制御できる。
ここで、スカフォールド構造体の交差部に引っ掛けて織り込む螺旋状のポリ乳酸樹脂繊維のピッチ間隔が、０．５〜２ｍｍであり、かつ、使用するポリ乳酸樹脂繊維の直径が０．０５〜０．５ｍｍであることが好ましい。【００３８】
本発明のスカフォールドを、骨欠損部にインスツルメント（例えば、ピンセット）を用いて把持し挿入する際に、スカフォールド内部の螺旋状の間隔が広い場合は、スカフォールドの長手方向における剛性にむらができてしまい、極端な変形が生じないように（例えば、折れ曲がってしまう等）、スカフォールドをインスツルメントで把持することが困難である。また一方、螺旋状の間隔が狭すぎると、剛性が高くなりすぎてしまい屈曲性が悪くなるため、骨欠損部に適合させるうえで不適当である。従って、本発明のスカフォールドには最適な螺旋状の間隔が存在するのである。【００３９】
上述したこれらの本発明のスカフォールドは、歯槽骨欠損部に挿入または埋入される歯槽骨再生用スカフォールドとして用いられる。
本発明のスカフォールドの構造体内部に、培養増殖を行った細胞を注入し、歯槽骨欠損部に挿入または埋入を行うことで、歯槽骨形成、歯周組織再生を図ることができるものである。【００４０】
また、本発明に係る組織再生用複合化スカフォールドの作製方法は、下記（１）〜（４）の工程を含むことを特徴とする。
（１）生分解性樹脂繊維で織り込んだ内部に空間を有する織物構造体に棒体を挿入する工程
（２）前記生分解性樹脂繊維の一端を前記棒体に固定し、他端を挟み、前記織物構造体の交差部に端の部分から引っ掛けて編み込んでいく工程
（３）前記生分解性樹脂繊維を、前記織物構造体に、所定の間隔をおいて、１／４周〜１／２周ごとに引っ掛けながら編み込んでいく工程
（４）前記織物構造体の交差部に対し、バインダーとなる生分解性樹脂の塗布工程【００４１】
また、本発明に係る組織再生用複合化スカフォールドの他の作製方法としては、下記（１）〜（５）工程を含むことを特徴とする。
（１）棒体に生分解性樹脂繊維を螺旋状に巻きつける工程
（２）生分解性樹脂繊維で織り込んだ内部に空間を有する織物構造体に前記棒体を挿入する工程
（３）前記織物構造体を加熱する工程
（４）前記棒体を前記織物構造体から抜き出す工程
（５）前記織物構造体の交差部に対し、バインダーとなる生分解性樹脂の塗布工程【００４２】
ここで、上記の作製方法における棒体には、例えば、フッ素樹脂コーディング棒を用いることができる。
なお、具体的な作製手順については、後述する実施例で説明することとする。
【発明の効果】
【００４３】
本発明の組織再生用複合化スカフォールドによると、スカフォールドの適用部位により組織再生速度が異なるために、これに合わせた生分解速度や剛性を調整する必要があるという要求を満足でき、最適化な生分解速度を有する生分解性樹脂を選択できるスカフォールドを提供することができるといった効果を有する。【００４４】
具体的には、スカフォールド構造体の長手方向に垂直な半径方向の剛性と強度を長手方向と独立に大きくすることができ、埋植等の治療手術をする際にインスツルメントで把持した場合や、外部組織からの荷重がかかった場合でも、半径方向につぶれるように変形が生じて、スカフォールド内部の細胞が破壊されることはないという効果を有する。【００４５】
また、半径方向の剛性と強度が大きくなることから、人体の活動によってスカフォールド構造体が崩れることがなくなり、骨欠損部を瘢痕組織に占有されることがなく、骨欠損部での再生のスペースを確保(スペース・メイキング)し、細胞の分化や増殖を支援するための場を欠損部に作ることが確実にできるといった効果も有する。【００４６】
単に螺旋状に形成した生分解性樹脂繊維をスカフォールド内部に入れる場合と比べて、交差部にひっかけて織り込む若しくは接着することにより、スカフォールド内部でコイル状の生分解性樹脂繊維を固定することができ、屈曲性が良く、成形性が優れており、患部の骨欠損部位に最適な形状を有するスカフォールドを構築することができ、安定に細胞を播種することができるのである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４７】
以下、本発明の実施形態について、図面を参照しながら詳細に説明していく。特に、従来の管状構造体のスカフォールドに対して、長手方向に螺旋状のなるように生分解性樹脂繊維をスカフォールドの交差部にひっかけて織り込んだ場合の剛性変化について具体的にデータを示しながら説明する。以下明細書では、内部に空間を有し、生分解性樹脂繊維から成る管状の織物構造体と、織物構造体の長手方向に螺旋状に配され、織物構造体の交差部に絡接された、生分解性樹脂繊維から成る螺旋構造体とから構成されるスカフォールドを、コイル入りスカフォールドと称することとする。
また、内部に空間を有し、生分解性樹脂繊維から成る管状の織物構造体を、コイル無しスカフォールドと称することとする。
【実施例１】
【００４８】
図１に、本発明に係るコイル入りスカフォールド外観写真を示す。図１に示されるスカフォールドは、ポリ乳酸樹脂（ＰＬＡ）繊維で織り込んだ構造体の交差部に、ＰＬＡ繊維を螺旋状に引っ掛けて織り込んだ構造のものである。
比較として、図２に、従来のスカフォールド外観写真を示す。図２のスカフォールドは、ポリ乳酸樹脂繊維で織り込んだだけの構造のものである。【００４９】
図１と図２に示されるスカフォールドの構造体は、直径が０．１ｍｍのＰＬＡ繊維で織り込んで作製したもので、直径約２ｍｍの断面積で、長さは１５ｍｍ（調整自由）である。この織物構造の空孔率は９０％以上である。図１のコイル入りスカフォールドは、この構造体の交差部に引っ掛けて、螺旋状（コイル状）に、直径が０．１ｍｍのＰＬＡ繊維を、１ｍｍのピッチで織り込んだものである。図１の構造体の交差部との絡接箇所１１，１２は、構造体の交差部に引っ掛けて、螺旋状に織り込んだ様子を模式的に示している。【００５０】
このように、構造体の交差部に引っ掛けてコイル状にＰＬＡ繊維を所定のピッチで織り込むことで、半径方向の剛性と強度を制御できるのである。
なお、空孔率は、織物構造を断面が一定な円管と仮定し、ある長さに作製した織物構造体の体積を求め、その織物構造体に使用されたＰＬＡ繊維の体積を求めることにより算出している。【００５１】
図３は、コイル入りスカフォールド（交差部に、ＰＬＡ繊維を１ｍｍピッチでコイル状に引っ掛けて織り込んだ構造のもの）と、コイル無しスカフォールドの半径方向の変位と圧縮力の関係（横剛性）を測定した結果を比較したグラフを示している。ここで、半径方向の剛性特性とは、図８で示されるように、スカフォールド構造体の長手軸方向と垂直な半径方向の単位圧縮距離（変位）に必要な圧縮力を測定したものである。【００５２】
図３のグラフの横軸は変位を表しており、グラフの縦軸は圧縮に要した力を表している。点線はコイル無しスカフォールドで、実線がコイル入りスカフォールドである。測定に用いたコイル入りスカフォールドは、上述したように、直径が０．１ｍｍのＰＬＡ繊維で織り込んで作製したもので、直径約２ｍｍの断面積で長さが約１５ｍｍの構造体に、交差部に、直径が０．１ｍｍのＰＬＡ繊維を、１ｍｍのピッチで引っ掛けて、コイル状に織り込んだものである。【００５３】
例えば、半径方向に１ｍｍ変位させるのに要する圧縮力は、コイル無しスカフォールドの場合、約０．１Ｎであるのに対して、コイル入りスカフォールドの場合、約１Ｎとなっている。図３の測定結果から、コイル入りスカフォールドは、コイル無しスカフォールドに比べて、半径方向の同一変位に対する圧縮力（横剛性の特性）が約１０倍向上していることが理解できる。【００５４】
次に、図４は、コイル入りスカフォールドにおいて、コイル状に引っ掛けて織り込むＰＬＡ繊維の直径，ピッチを変化させた場合の横剛性を測定したグラフを示している。
図４のグラフは、横軸がＰＬＡ繊維をスカフォールド構造体の交差部に引っ掛けて織り込んでいくコイルのピッチを表しており、縦軸が横剛性を表している。ここで、コイル入りスカフォールドの横剛性（図８の矢印方向に１ｍｍ変形させるのに必要な荷重）を、コイル無しスカフォールドの横剛性で割った値が縦軸である。縦軸の横剛性は、コイル入りとコイル無しの比で表している。【００５５】
図４は、コイル状に織り込むＰＬＡ繊維の直径が０．１ｍｍの場合と０．０７ｍｍの２つの場合で、コイルピッチを１ｍｍ，２ｍｍ，３ｍｍの３種のケースのサンプルを２つずつ用意し測定したものである。実線はＰＬＡ繊維の直径が０．１ｍｍの場合で、点線はＰＬＡ繊維の直径が０．０７ｍｍの場合を示しており、それぞれ測定した２つずつのサンプルの測定データ値を２次の近似曲線で表したものである。【００５６】
図４のグラフから、コイルピッチが小さく、コイルの繊維の直径が大きいほど横剛性は増大することがわかる。コイル入りスカフォールドが、横剛性の強度が２〜１０倍に向上しており、この横剛性の強度が、コイル状に引っ掛けて織り込むＰＬＡ繊維の直径，ピッチをパラメータとして制御できることが理解できよう。
【実施例２】
【００５７】
次に、図５は、コイル無しスカフォールドとコイル入りスカフォールドの構造体に、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）樹脂をバインダーとして用いたスカフォールドの横剛性を測定したグラフを示している。図５のグラフでは、コイルピッチが１ｍｍの場合で、変位１ｍｍに要する圧縮力がコイル無しスカフォールド（バインダーとしてＰＣＬ樹脂）の場合で０．３Ｎであり、コイル入りスカフォールド（直径が０．０７ｍｍと０．１ｍｍ）の場合で１．５Ｎである。
図５のグラフからも、コイル入りスカフォールド（バインダーとしてＰＣＬ樹脂）が優れた横剛性の特性を示すことが理解できる。【００５８】
また、ＰＣＬ樹脂をバインダーとして用いたスカフォールドは、バインダーを用いないものに比べて、剛性が向上することが以前から知られていたが、コイル入りスカフォールドと組み合わせることで、さらに、横剛性の強度を約５倍に向上させることができるのである。【００５９】
次に、図６は、コイル無しスカフォールドとコイル入りスカフォールドの構造体に、ポリ乳酸樹脂（ＰＬＡ）とポリグリコール酸（ＰＧＡ）の共重合体（ＰＬＧＡ）をバインダーとして用いたスカフォールドの横剛性を測定したグラフを示している。
図６のグラフでは、コイルピッチが１ｍｍの場合で、変位１ｍｍに要する圧縮力がコイル無しスカフォールド（バインダーとしてＰＬＧＡ樹脂）の場合で０．５Ｎであり、コイル入りスカフォールド（直径が０．０７ｍｍ）の場合で１．８Ｎであり、コイル入りスカフォールド（直径が０．１ｍｍ）の場合で２．５Ｎである。
図６のグラフから、コイル入りスカフォールド（バインダーとしてＰＬＧＡ樹脂）が優れた横剛性の特性を示すことが理解できよう。【００６０】
図６の結果から、ＰＬＧＡ樹脂をバインダーとして用いたスカフォールドが、ＰＣＬ樹脂をバインダーとして用いたものに比べても、横剛性がさらに向上すること理解できる。直径が０．１ｍｍのＰＬＡ繊維を織り込んだコイル入りスカフォールド（バインダーとしてＰＬＧＡ樹脂）は、コイル無しスカフォールド（バインダーとしてＰＬＧＡ樹脂）と比較して、横剛性の強度を約５倍に向上させることができるのである。【００６１】
ここで、ＰＬＧＡ樹脂は、７５／２５ＰＬＧＡ（７５ＰＬＡ＋２５ＰＧＡ）を用いている。バインダーは溶媒（アセトン）に対して、ＰＬＧＡ樹脂が５重量％のものを使用した。【００６２】
図７は、ＰＬＡ繊維の構造体と、その構造体にＰＬＧＡをバインダーとして用いたものとで、長手方向の剛性と強度を比較測定したグラフを示している。
図７のグラフを解析すると、ＰＬＡ繊維による構造体の場合には、初期の剛性が小さく、ひずみが約７０％のときに最大強度を示している一方で、ＰＬＧＡを塗布したスカフォールドでは剛性が大きく、ひずみが約６％のときに最大強度を示し、破断ひずみは約１０％程度である。従って、ＰＬＧＡを塗布したスカフォールドは、剛性が高く、伸縮性が小さいことが理解できる。
【実施例３】
【００６３】
次に、コイル入りスカフォールドのコイル挿入工程について説明する。コイル挿入手順は下記（１）〜（４）の通りである。
（１）かご型に編んだ構造体にフッ素樹脂コーディング棒を挿入する工程
（２）コイル用ＰＬＡ繊維の一端をフッ素樹脂コーディング棒に固定し、コイル用ＰＬＡ繊維の反対側の端をステンレス製ピンセットで挟み、かご型に編んだ構造体の端の部分から編み目交差部に引っ掛けて編み込んでいく工程
（３）コイル用ＰＬＡ繊維をかご型に編んだ構造体に１/２周ごとに引っ掛けながら編み込んでいく工程（本工程の際に、所定のコイルピッチ（例えば１mmピッチ）に制御するのである。）
（４）かご型に編んだ構造体の交差部に対し、バインダーとなる生分解性樹脂の塗布工程【００６４】
また、コイル入りスカフォールドの他の方法のコイル挿入工程について図９を用いて説明する。コイル挿入手順は下記（１）〜（６）の通りである。
（１）フッ素樹脂コーディング棒にポリ乳酸樹脂繊維を螺旋状に巻きつける工程（図９の（ａ）を参照）
先ず、フッ素樹脂コーディング棒にポリ乳酸樹脂繊維を螺旋状に巻きつける。このときに、コイルピッチを制御する。
（２）ポリ乳酸樹脂繊維で織り込んだ構造体にフッ素樹脂コーディング棒を挿入する工程（図９の（ｂ）を参照）
別に作製したスカフォールドの構造体（例えば、リリアン編みの籠型の管状構造体）の内部に、上記（１）のポリ乳酸樹脂繊維を螺旋状に巻きつけたフッ素樹脂コーディング棒を挿入する。
（３）加熱工程（図９の（ｃ）を参照）
ホットプレートを用いて約６０℃で加熱することで、フッ素樹脂コーディング棒の表面に螺旋状に巻きつけていたポリ乳酸樹脂繊維の螺旋状の直径を拡げ、フッ素樹脂コーディング棒の表面から剥すことができる。
（４）前記フッ素樹脂コーディング棒を前記構造体から抜き出す工程（図９の（ｄ）を参照）
フッ素樹脂コーディング棒を構造体から抜き取ることで、螺旋状のポリ乳酸樹脂繊維のみを管状構造体の内部に残すことができる。
（５）加熱工程（図９の（ｅ）を参照）
本工程の加熱により、螺旋状のポリ乳酸樹脂繊維の直径がさらに拡がり、管状構造体の交差部に接触することになる。（図９の（ｆ）を参照）
（６）かご型に編んだ構造体の交差部に対し、バインダーの塗布工程
管状構造体の表面に、ポリカプロラクトン樹脂、ポリグリコール酸、乳酸とグリコール酸の共重合体から選択されたいずれかが塗布されることで、螺旋状のポリ乳酸樹脂繊維と、管状構造体を形成するポリ乳酸樹脂繊維の交差部が接合され、長手軸方向と半径方向の剛性が飛躍的に向上したスカフォールドが作製できる。
【実施例４】
【００６５】
実施例３では、ＰＬＡ樹脂繊維で織物構造体と螺旋構造体を作製（コイル入りスカフォールドを作製）し、バインダーとしてＰＣＬ樹脂を用いたスカフォールドを用いて、力学的特性と細胞の増殖性について評価した結果を示す。
スカフォールドの作製方法
ＰＬＡ樹脂とＰＣＬ樹脂として、ＦＤＡ（Food and Drug Administration）認可のｃＧＭＰ（Current Good Manufacturing Practice）適合製造施設で製造された医薬向け生分解性ポリマー(米国，ＡＰＩ社製)を使用する。
先ず、ＰＬＡ樹脂をクリーンルームの溶融押出装置で、加熱延伸により直径０．１ｍｍの繊維とした後に、リリアン編みで管状の織物構造体を作製する。
次に、織物構造体の交差部にひっかけながら、ＰＬＡ繊維を螺旋状に編み込む。これが螺旋構造体に相当する。螺旋構造体を設けることで、繊維の交点が増大され細胞の成長点を増やすことができ、また、管状の織物構造体の半径方向の剛性を増大して生分解による強度を維持することができるようになる。
そして、この織物構造体にＰＣＬ樹脂を塗布した後、真空乾燥により溶媒を除去して、図１０に示すような直径２．８ｍｍの複合化スカフォールドを作製する。ここで、図１０で示されるスカフォールドの螺旋のピッチは約２ｍｍとしている。また、以上の作業はクリーンベンチ内で行い、作成後はγ線(２５ＫＧｙ)による滅菌処理を行っている。【００６６】
２）細胞の培養と分析について
次に、上述の作製方法で作成したスカフォールドを用いて、細胞の培養実験をおこなった結果について説明する。実験にはマウスの骨芽細胞様細胞(ＭＣ３Ｔ３−Ｅ１, 理研ＢＲＣ)を用いた。培養液は、α−ＭＥＭに１０％のウシ胎児血清, ２ｍＭのＬ−グルタミン,１００μｇ／ｍＬの抗生物質を添加した。また、分化誘導には５０μｇ／ｍＬのアスコルビン酸,１０ｍＭのβ−グリセロリン酸を加えた。培養期間は、１，２，４，６および８週とした。細胞数の測定は、Ｈｏｅｃｈｓｔ３３２５８溶液によるＤＮＡ定量法を用いて蛍光度より求めた。ＡＬＰ活性は、スカフォールドや培養皿の細胞から同一の抽出溶液を分割することでＤＮＡ当りのＡＬＰ活性値を得た。ＡＬＰ活性測定キット(Wako  LabAssay（登録商標）ALP,和光純薬製)で吸光度を、またカルシウム量は、測定キット(カルシウム Ｃ−テストワコー,和光純薬製)を用いて吸光度から測定した。【００６７】
３）スカフォールドの力学的特性試験について
スカフォールドの生分解による機械的特性の変化は、小型試験機(容量５０Ｎ, 東栄産業, MT-101)を用いて、ひずみ速度３．５％／ｓで軸方向の引張り力(ゲージ長１０ｍｍ)を、半径方向には変位速度０．３５ｍｍ／ｓで直径が１ｍｍ減少するまで、圧縮力を測定した。使用したスカフォールドの螺旋のピッチは約１ｍｍである。
図１１（ａ）に、引張り力と軸方向の変位の関係を示す。図１１（ａ）から、バインダーを用いない織物構造体（図中では、Fabric）に対して、バインダーを用いた織物構造体（図中では、Composite）では降伏点が生じた後、破断まで大きな強度上昇を示していることがわかる。これはバインダーを用いない織物構造体（Fabric）の破断伸びが約１５ｍｍであることから、繊維交差点の接着により繊維が変形し難くなったためと考えられる。【００６８】
一方、螺旋構造体を追加した織物構造体（図中では、Coiled composite）の剛性と降伏応力は、バインダーを用いた織物構造体（Composite）に対して約４倍増大していることがわかる。
次に、図１１（ｂ）に半径方向の圧縮力と変位の関係グラフを示す。図１１（ｂ）から、螺旋構造体を追加した織物構造体（Coiled composite）では、１ｍｍ変形時にバインダーを用いた織物構造体（Composite）の４．５倍の圧縮力を示していることがわかる。
これらの結果は、螺旋構造体の追加、すなわち螺旋状繊維の追加によって、繊維間の交差点が増大して接着箇所が増加したことと、コイル形状によって半径方向の剛性が増加したためであると考えられる。【００６９】
４）スカフォールドの細胞の増殖性について
ＡＬＰ活性を測定したところ、織物構造体に対しての螺旋構造体の追加によって活性値に、特に顕著な変化はなかった。一方、ＤＭＡ量を比較すると図１２に示されるように、４週までは螺旋構造体を追加したスカフォールド（Coiled scaffold）の値が大きかった。また、カルシウム量を比較すると、図１３に示されるように、螺旋構造体を追加したスカフォールド（Coiled scaffold）の方が４週以後で値が大きくなっていた。
図１４に、細胞が増殖中の螺旋構造体を追加したスカフォールド（Coiled  scaffold）の顕微鏡写真を示す。図１４（ａ）の播種後５日では、細胞が繊維の交差部に多く接着していることがわかる。また図１４（ｂ）の４週経過を観察すると、細胞は繊維間の空孔部に向かって増殖しており、またカルシウム等の沈着により不透明化しつつあることがわかるであろう。これは、スカフォールドの織物構造体に螺旋構造体を追加することで、成長の起点となる繊維間の交差点が増したため細胞量が増し、その結果カルシウム量が増大したものと考えられる。【００７０】
５）スカフォールドの生分解特性について
図１５に示されるように、織物構造体とバインダーから構成される複合化スカフォールド（composite）も、それに螺旋構造体を追加したスカフォールド（Coiled composite）も、いずれの場合も時間経過と共に強度が減少していることがわかる。
しかし、図１５からわかるように、４週以後には逆に強度は増大しており、６週では圧縮強度が処女材を上回る値を示している。これは４週以後にカルシウムの沈着が始まり、それが結合したために大きな強度が得られたものと考えられる。
図１６に、再生過程の力学的機能として圧縮方向の剛性変化を示している。織物構造体とバインダーから構成される複合化スカフォールド（composite）に対して、螺旋構造体を追加したスカフォールド（Coiled composite）では、初期値も大きく、カルシウムの結合によって剛性増加がより早く生じていることがわかる。【００７１】
本明細書では、スカフォールドの適用部位に応じて、組織再生速度が異なり、これに合わせて、生分解速度や剛性を調整する必要があるために、生分解性樹脂の最適化やスカフォールドの形状構造の最適化など、スカフォールドのバリエーションを構築すべく、生分解性樹脂の最適化と構造の最適化の実施例を紹介した。本明細書で開示された複合化スカフォールドでは、生分解性樹脂の選択により生分解速度を制御するとともに、生分解速度が速まった場合でも、構造の最適化により生分解途中においてもスカフォールド外部組織からうける荷重の支持に耐えうる剛性を保つことができる特性を得られることが理解されよう。【００７２】
最後に、図１７に、医師等が医療現場において本スカフォールドを用いる様子を示す。図１７は、スカフォールドに注射器を用いて、ゲル状の培養骨を注入している様子を示している。スカフォールドの直径は約２ｍｍであり、長さは約１０ｍｍ程度である。注射針が直径１ｍｍ程度である。ゲル状の培養骨を注入すると、スカフォールドは膨張し、表面の隙間からゲルがはみ出している様子が伺える。
この後、骨欠損部分にスカフォールドを挿入または埋入するのである。
【産業上の利用可能性】
【００７３】
本発明は、医療用や学術研究実験用に用いる組織再生用足場（スカフォールド）材料としての利用が期待される。特に、歯槽骨や骨組織再生用足場に関して、幹細胞や骨芽細胞などを本発明に係る構造体の内部に注入し、組織の欠損部に施術することで、骨組織や神経組織の再生を図ることができる材料としての利用可能性が高い。
【図面の簡単な説明】
【００７４】
【図１】本発明に係るスカフォールド外観写真（ポリ乳酸樹脂繊維で織り込んだ構造体の交差部に、ポリ乳酸樹脂繊維をコイル状に引っ掛けて織り込んだ構造のもの；コイル入りスカフォールド）
【図２】従来のスカフォールド外観写真（ＰＬＡ繊維で織り込んだだけの構造のもの；コイル無しスカフォールド）
【図３】コイル入りスカフォールド（ＰＬＡ繊維を１mmピッチでコイル状に引っ掛けて織り込んだ構造のもの）と、コイル無しスカフォールドとの半径方向の剛性特性（横剛性）を測定した結果を比較したグラフ
【図４】コイル入りスカフォールドにおいて、コイル状に引っ掛けて織り込むＰＬＡ繊維の直径，ピッチを変化させた場合の横剛性を測定したグラフ
【図５】ＰＬＡ繊維の構造体に、ＰＣＬをバインダーとして用いたスカフォールドの横剛性を測定したグラフ
【図６】ＰＬＡ繊維の構造体に、ＰＬＧＡをバインダーとして用いたスカフォールドの横剛性を測定したグラフ
【図７】ＰＬＡ繊維の構造体と、その構造体にＰＬＧＡをバインダーとして用いたものとで、長手方向の剛性（引っ張り強度）を比較測定したグラフ
【図８】半径方向の剛性強度測定のための半径方向の圧縮の様子（矢印が圧縮方向）
【図９】コイル入りスカフォールドのコイル挿入工程を示すフロー図
【図１０】実施例３の作製されたスカフォールドの外観写真図
【図１１】スカフォールドの力学的特性を示すグラフ。（ａ）は引張り力と軸方向の変位の関係グラフで、（ｂ）半径方向の圧縮力と変位の関係グラフである。
【図１２】スカフォールドの細胞の増殖性を示すＤＭＡ量のグラフ
【図１３】スカフォールドの細胞の増殖性を示すカルシウム量のグラフ
【図１４】スカフォールドの細胞の増殖性を示す顕微鏡写真図
【図１５】スカフォールドの生分解特性を示す時間−強度のグラフ
【図１６】スカフォールドの生分解特性を示す圧縮方向の剛性変化のグラフ
【図１７】スカフォールドに培養骨を注射器で注入している様子を示す写真図
【図１８】再生される新生骨と吸収されるスカフォールドの機能の関係を示すグラフ
【符号の説明】
【００７５】
１          螺旋構造体を有するスカフォールド
２          管状の織物構造体
３          螺旋構造体
４          交差部
５          フッ素樹脂コーディング棒
６          ポリ乳酸樹脂繊維
１１，１２  織物構造体の交差部との絡接箇所
２０        注射針
【図１】
2007074896.tif 000003
【図２】
2007074896.tif 000004
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
2007074896.tif 000009
【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【国際調査報告】
2007074896.tif 000021
2007074896.tif 000022
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