(57)【要約】【課題】生体内部位形状に適した変形が可能であり、かつ組織再生に適した網目と形状維持性を有した生体吸収材料からなるインプラント型組織再生用繊維構造体を提供する。【解決手段】本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体は、全体に網目が形成されその内側の空隙が組織再生材の収容空間となっている管状に立体形成された繊維構造体であって、０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力印加状態での繊維構造体厚みが１ｍｍより大きく、曲率半径２ｃｍの半円形状となる曲げ変形時の変形比が０．８以上１．２以下と、生体内再生対象部位に合わせて組織再生材を安定した形状に保持する形態安定性と賦形性を有する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
１種類以上の生体吸収材からなる繊維材料により管状に立体形成されるとともに全体に網目が形成されて内側の空隙が組織再生材の収容空間となっているインプラント型組織再生用繊維構造体であって、前記収容空間のサイズは、任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上で直径２０ｍｍの円断面に外接するサイズ以下となるように設定されており、
０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力が径方向に圧縮するように加わった場合において任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上を維持するとともに径方向に加わる圧力が０．０１Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の径方向の幅に対する０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の径方向の幅の比が０．５以上１以下となる圧縮変形特性を備えており、中心軸が曲率半径２ｃｍの半円形状となるように曲げ変形した場合において任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上を維持するとともに任意の位置での径方向の変形前の幅に対する変形後の幅の比が０．８以上１．２以下となる曲げ変形特性を備えているインプラント型組織再生用繊維構造体。
【請求項２】
前記網目の大きさは、内側に内接する円の直径が０．１ｍｍ以上４ｍｍより小さくよるように設定されており外周面の単位面積当たりの網目の開口面積の割合を面積比で示す開口率が１０％以上７０％以下である請求項１記載のインプラント型組織再生用繊維構造体。
【請求項３】
前記繊維材料の繊維体積含有率が２％以上２０％以下である請求項１又は２記載のインプラント型組織再生用繊維構造体。
【請求項４】
前記収容空間の断面形状は、曲線形状となっている請求項１から３のいずれかに記載のインプラント型組織再生用繊維構造体。
【請求項５】
前記繊維材料は、組紐により組加工されている請求項１から４のいずれかに記載のインプラント型組織再生用繊維構造体。
【請求項６】
前記繊維材料は、直径０．０５ｍｍ以上０．２ｍｍ以下の生体吸収材からなるモノフィラメント繊維を１本もしくは複数本束ねた生体吸収ストランドである請求項１から５のいずれかに記載のインプラント型組織再生用繊維構造体。
【請求項７】
前記繊維材料は、直径０．０５ｍｍ以上０．２ｍｍ以下の生体吸収材からなるモノフィラメントを1本又は２本以上の複数本束ねたモノフィラメント繊維束を芯に配置し、同じ生体吸収材からなる直径０．０２ｍｍ以上０．２ｍｍ以下のモノフィラメントもしくはマルチフィラメントを１本又は２本以上の複数本束ねた当該モノフィラメント繊維束の周りに螺旋状に巻きつけた生体吸収ストランドである請求項１から５のいずれかに記載のインプラント型組織再生用繊維構造体。
【請求項８】
請求項１から７の何れかに記載のインプラント型組織再生用繊維構造体の前記収容空間に、１マイクロリットル以上５００マイクロリットル以下の前記組織再生材を挿入して収容し、前記組織再生材を収容した前記インプラント型組織再生用繊維構造体を生体内の再生対象部位に配置して移植するインプラント型組織再生方法。
【請求項９】
前記組織再生材は、細胞凝集体、細胞懸濁液のいずれか、または細胞凝集体、細胞懸濁液もしくはハイドロゲルを２つ以上組み合わせたものを含むインプラント型組織再生方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、細胞を培養後に生体内に移植することで生体内の各種部位の組織を再生するインプラント型組織再生治療法に使用する繊維構造体及びそれを用いたインプラント型組織再生方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体内の部位を再生する方法としては、患者もしくは適合者の生体内から必要部位を切除し移植する方法がある。例えば、顔面等の軟骨の変形や欠損を治療するためには、身体の他の部位の軟骨や骨を移植する方法が一般的に行われているが、鼻や耳などの高度な変形を治せるような大きな軟骨を身体の他の部位から採取することは困難であり、さらに患者の負担も大きいため、十分な治療ができていない。
この課題を解決する新しい方法として、細胞を生体外で一定期間培養後に生体内に移植することで各種部位を再生するインプラント型再生治療法が開発されている。この方法で生体内に細胞を移植する場合、生体内での設置部位に安定した形状で設置しないと移植後の細胞は再生できず治癒しない。そこで、移植する細胞を保持する手段としてポリ乳酸等の生体吸収材で構成される多孔体が一般的に使用されるが、多孔体の場合は生体部位への賦形性が悪く、また移植細胞が再生するに必要な体液の循環も少ないため治癒時間がかかり、そのため治癒しない場合が生じるなど、不具合がある。
【０００３】
そこで再生細胞を保持できる構造と、再生細胞が増殖するための体液の循環を可能とする空隙のある材料の開発が行われてきているが、生体吸収材料から構成された構造体で、部位に適合する柔軟性と再生細胞を保持できる空間を維持できる構造の強度と弾力性、さらには再生細胞が増殖するための体液を循環させる空隙を有した材料はないため、インプラント型再生治療法の実現は困難であった。
【０００４】
これまでも体内の空間を維持するために生体吸収材料を使用した繊維構造体の開発が行われてきた。
例えば特許文献１に記載されている人工血管や特許文献２および３に記載されている生体管路ステントの場合は、管路構造を維持することを主目的としている。そのため、人工血管の場合は再生細胞が増殖するための体液を循環させる十分な空隙がなく、また生体管路ステントの場合は最初小さい状態で体内に入れて目的とする管路部位でその形状を維持するために拡張させるので、空隙が大きいため本開発の再生細胞が流出してしまうなど、いずれも本発明の目的とする機能を発現できず、インプラント型再生治療法には使用できない。
また、組織再生用基材として使用する特許文献４の尿道組織再生用基材や特許文献５の生体管路ステントの場合は再生細胞が定着しやすいように多孔材料もしくは膜状構造物を管路の周囲に設置するため、管路内外の体液循環が不十分となり、これもまた本発明の目的であるインプラント型再生治療法には使用できない。また、特許文献６の多孔質３次元支持体の場合は管路内部に細胞を定着する繊維構造体を設置するため、本発明の目的とする機能を発現できず、インプラント型再生治療法には使用できない。
【０００５】
【特許文献１】特開平２−２３４７５５号公報
【特許文献２】特開２００２−２００１７６号公報
【特許文献３】特開２００３−２６５６２０号公報
【特許文献４】特開２００５−２０５０８３号公報
【特許文献５】特開２００７−１３０１７９号公報
【特許文献６】特表２０１４−５０４９４０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明は、上記従来技術の問題点をかんがみて、生体内の再生対象部位に合わせて組織再生材を安定した形状に保持する賦形性を有するとともに賦形された組織再生材全体を再生に適した状態に維持することができる形態安定性を有するインプラント型組織再生用繊維構造体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】
【０００７】
本発明者らは、上記目的を達成すべく鋭意検討した結果、下記に記載の繊維構造体を発明した。
【０００８】
具体的には、１種類以上の生体吸収材からなる繊維材料により管状に立体形成されるとともに全体に網目が形成されて内側の空隙が組織再生材の収容空間となっているインプラント型組織再生用繊維構造体であって、前記収容空間のサイズは、任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上で直径２０ｍｍの円断面に外接するサイズ以下となるように設定されており、０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力が径方向に圧縮するように加わった場合において任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上を維持するとともに径方向に加わる圧力が０．０１Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の径方向の幅に対する０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の径方向の幅の比が０．５以上１以下となる圧縮変形特性を備えており、中心軸が曲率半径２ｃｍの半円形状となるように曲げ変形した場合において任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上を維持するとともに任意の位置での径方向の変形前の幅に対する変形後の幅の比が０．８以上１．２以下となる曲げ変形特性を備えているインプラント型組織再生用繊維構造体。
【０００９】
前記網目の大きさは、内側に内接する円の直径が０．１ｍｍ以上４ｍｍより小さくよるように設定されており外周面の単位面積当たりの網目の開口面積の割合を面積比で示す開口率が１０％以上７０％以下であるインプラント型組織再生用繊維構造体。
前記繊維材料の繊維体積含有率が２％以上２０％以下であるインプラント型組織再生用繊維構造体。
前記収容空間の断面形状は、曲線形状となっているインプラント型組織再生用繊維構造体。
前記繊維材料は、組紐により組加工されているインプラント型組織再生用繊維構造体。
前記繊維材料は、直径０．０５ｍｍ以上０．２ｍｍ以下の生体吸収材からなるモノフィラメント繊維を１本もしくは複数本束ねた生体吸収ストランドであるインプラント型組織再生用繊維構造体。
前記繊維材料は、直径０．０５ｍｍ以上０．２ｍｍ以下の生体吸収材からなるモノフィラメントを1本又は２本以上の複数本束ねたモノフィラメント繊維束を芯に配置し、同じ生体吸収材からなる直径０．０２ｍｍ以上０．２ｍｍ以下のモノフィラメントもしくはマルチフィラメントを１本又は２本束ねて当該モノフィラメント繊維束の周りに螺旋状に巻きつけた生体吸収ストランドであるインプラント型組織再生用繊維構造体。
【００１０】
インプラント型組織再生用繊維構造体の前記収容空間に、１マイクロリットル以上５００マイクロリットル以下の前記組織再生材を挿入して収容し、前記組織再生材を収容した前記インプラント型組織再生用繊維構造体を生体内の再生対象部位に配置して移植するインプラント型組織再生方法。
【発明の効果】
【００１１】
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体は、繊維材料により管状に立体形成されるとともに内部の収容空間のサイズを任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上で直径２０ｍｍの円断面に外接するサイズ以下となるように設定されているので、生体内の再生対象部位に合わせて組織再生材を安定した形状に保持する賦形性を有している。
また、本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体は、０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力が径方向に圧縮するように加わった場合において任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上を維持するとともに径方向に加わる圧力が０．０１Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の径方向の幅に対する０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の径方向の幅の比が０．５以上１以下となる圧縮変形特性を備えており、中心軸が曲率半径２ｃｍの半円形状となるように曲げ変形した場合において任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上を維持するとともに任意の位置での径方向の変形前の幅に対する変形後の幅の比が０．８以上１．２以下となる曲げ変形特性を備えているので、賦形された組織再生材全体を再生に適した状態に維持することができる形態安定性を有している。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体の構成を表す模式図
【図２】本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体の構成を表す断面図
【図３】本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体の表層部を構成する網目構造拡大図
【図４】本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体を曲率半径２ｃｍで賦形変形性を評価する実験の模式図
【図５】本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体を使用した実施例１１の生体内軟骨再生試験における術後８週間後の細胞再生用繊維構造体を組織学的評価用にＨＥ染色とＴＢ染色した断面写真
【図６】本発明の開口率が異なるインプラント型組織再生用繊維構造体を使用した実施例１２の生体内軟骨再生試験における、術後８週間後の細胞再生用繊維構造体を組織学的評価用にＨＥ染色とＴＢ染色した断面写真
【図７】本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体を使用した実施例１３の移植前培養条件による生体内軟骨再生試験における、術後８週間後の細胞再生用繊維構造体を組織学的評価用にＨＥ染色とＴＢ染色した断面写真
【図８】実施例１４のヒトｉＰＳ細胞由来軟骨パーティクルを使用した人の耳介形状再生軟骨試験の移植前インプラント型組織再生用繊維構造体賦形処理工程の写真
【図９】実施例１４のヒトｉＰＳ細胞由来軟骨パーティクルを使用した人の耳介形状再生軟骨試験の移植８週間後のオスのＦ３４４／Ｎｒｎｕ／ｒｎｕおよびその体内から取り出したインプラント型組織再生用繊維構造体写真
【図１０】実実施例１４のヒトｉＰＳ細胞由来軟骨パーティクルを使用した人の耳介形状再生軟骨試験の移植８週間後のオスのＦ３４４／Ｎｒｎｕ／ｒｎｕから取り出したインプラント型組織再生用繊維構造体内の再生軟骨の評価結果写真
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、本発明に係る実施形態について詳しく説明する。なお、以下に説明する実施形態は、本発明を実施するにあたって好ましい具体例であるから、技術的に種々の限定がなされているが、本発明は、以下の説明において特に本発明を限定する旨明記されていない限り、これらの形態に限定されるものではない。
【００１４】
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体は、生体吸収材からなる繊維材料により管状に立体形成されるとともに全体に網目が形成された繊維構造体であり、内側の空隙が組織再生材の収容空間となっている。組織再生材は、細胞を生体外で所定期間培養したもので、生体の再生対象部位に配置することで生体と再生一体化する能力を備えており、例えば、細胞凝集体、細胞懸濁液のいずれか、または細胞凝集体、細胞懸濁液もしくはハイドロゲルを２つ以上組み合わせたものを含むものが挙げられる。こうした組織再生材はゲル状の柔らかい塊に生成されており、管状に立体形成された繊維構造体内に収容することで、安定した形状に保持する優れた賦形性を備えている。また、繊維材料により管状に立体形成されているため、組織再生材を収容した状態で再生対象部位の形状に合わせて容易に変形することが可能で、変形する際の圧縮変形及び曲げ変形等に対して収容された組織再生材に対するダメージをできるだけ小さくすることができ、優れた形態安定性を備えている。そして、繊維構造体を構成する繊維材料が生体吸収材からなることから、安定した形状に保持して移植した後徐々に繊維材料が生体に吸収されていき、組織再生材が再生対象部位において再生一体化することで、確実に対象部位を再生することができる。
繊維構造体全体に形成された網目は、内側に収容された組織再生材全体を外部と連通させるようになっており、網目を通して体液が組織再生材全体にスムーズに流通して再生に適した状態を維持することができる。繊維構造体が変形する際にも、繊維材料が変形して網目のサイズの変動が抑えられることで、移植後においても外部との連通が確実に維持されるようになっている。また、繊維構造体の内側の収容空間のサイズを塊状の組織再生材を収容可能なサイズに形成するとともに網目のサイズを塊状の組織再生材が通過しないサイズに形成しておくことで、繊維構造体内に収容された組織再生材が外部に流出することなく安定した状態に保持されるようになる。そして、繊維構造体が変形した場合でも網目のサイズの変動を抑えて、変形による組織再生材の流出を抑止することができ、優れた形態安定性を備えている。
図１は、インプラント型組織再生用繊維構造体の一例を示す概略構成図である。この例では、繊維構造体１は、生体吸収材からなる糸２を管状に組紐加工して立体形成された円筒体で構成されており、糸２を所定間隔空けて組紐加工することで糸２の間の隙間に網目３が繊維構造体１の全体に形成されるようになっている。以後の説明では、繊維構造体の軸方向と直交する方向を径方向とし、中心軸の軸回りの方向を周方向とする。図２は、繊維構造体１を径方向に切断した断面図である。糸２は、周方向にほぼ等間隔で全周にわたって配列されており、糸２の間に網目３がほぼ等間隔で同じサイズに形成されている。
組織再生材は、上述したように、ゲル状の柔らかい塊に生成されているので、収容する際に組織再生材が圧縮等のダメージをできるだけ受けないように収容空間４の任意の位置の径方向の断面形状が円断面を包含する形状に設定されていることが望ましい。具体的には、組織再生材の塊状のサイズに基づいて、任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上となるように設定されていることが好ましい。また、インプラント型組織再生法では、再生対象部位のサイズが厚さ２０ｍｍ程度までを対象としているので、収容空間４の任意の位置での径方向の断面形状が直径２０ｍｍの円断面に外接するサイズ以下となるように設定することが好ましい。したがって、繊維構造体１の内側の収容空間４のサイズは、任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上で直径２０ｍｍの円断面に外接するサイズ以下となるように設定することで、インプラント型組織再生法を行う場合に、組織再生材がダメージをほとんど受けることなく収容して安定した形状に保持することができる。なお、収容空間４は、任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上で直径２０ｍｍの円断面に外接するサイズ以下となるように設定することができれば、図１に示す円筒状以外の形状に設定することができる。例えば、任意の位置の径方向の断面形状が楕円形等の曲線形状や三角形、四角形等の多角形状の管状に形成することもでき、特に限定されないが、断面形状が円形又は楕円形等の曲線形状となる管状に形成することが好ましい。
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体は、ゲル状の柔らかい塊からなる組織再生材を収容して安定した形状に賦形するためには、繊維構造体に含まれる繊維材料の体積割合を示す繊維体積含有率を２％以上２０％以下に設定することが好ましい。繊維体積含有率は、以下の式（１）により算出することができる。
【数１】
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繊維構造体の総体積は、マイクロスコープ等の装置を使用して繊維構造体（収容空間も含む）の断面積を計測し、単位長さあたりの繊維構造体の単位体積として求めることができる。繊維構造体に含まれる繊維体積は、繊維構造体の単位長さあたりの重量及び繊維材料の密度に基づいて繊維構造体の単位長さあたり繊維体積として求めることができる。そして、繊維体積含有率は、式（１）を用いて単位長さあたりの繊維構造体の体積と繊維構造体に含まれる繊維体積との比で求めることができる。
インプラント型組織再生用繊維構造体の繊維体積含有率が２％より小さい場合、繊維構造体を構成する繊維材料の強度が低下して収容空間の形状を保持することが難しくなり、安定した形状を維持するための賦形性が得られなくなる。繊維構造体を構成する糸を太くする等により強度を保持することも考えられるが、その場合には糸の密度が荒くなるため網目が大きくなって組織再生材が流出するようになり、好ましくない。また、繊維体積含有率が２０％より大きくなると、繊維材料で構成される表層部分が厚くなるため繊維構造体のフレキシブル性が低下し、再生対象部位に配置する場合等において曲げ変形がしにくくなって操作性が悪くなり、無理に変形すると網目が潰れるといったデメリットが生じるようになって好ましくない。さらに、収容空間４の径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズとして直径５０マイクロメートルの繊維を開口率１０％で配置した場合の繊維体積含有率を計算すると２１．４％となり、２０％より大きい体積含有率では十分な開口率が得られないため、繊維構造体内への再生に必要な体液の流通性の点からもインプラント型組織再生用繊維構造体としての機能を発現できない。
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体は、移植した状態において内部に収容した組織再生材に加わる圧縮等のダメージが小さくなるように変形することが好ましい。生体内に移植した状態において繊維構造体に加わる圧縮力に関しては、具体的には、繊維構造体に対して１０ｍｍＨｇ（０．１３Ｎ／ｃｍ２）の圧力が径方向に圧縮するように加わった場合でも繊維構造体の任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上を維持するように圧縮変形することが好ましい。すなわち、繊維構造体を生体内に移植して使用する場合、生体内圧力の低い耐圧の目安として、一般的な眼圧の低減値１０ｍｍＨｇの圧力下で、組織再生材の最小サイズである直径１ｍｍの円形より大きい形状を少なくとも維持していることで、移植状態で組織再生材に与えるダメージをできるだけ抑えることが可能となる。
また、繊維構造体に対して径方向に加わる圧力が変化した場合においても管状の形状が大きく変形しないように圧縮変形することが好ましい。繊維構造体の管状の形状が大きく変形した場合に、組織再生材にねじれや歪みが加わることで、ダメージを受けるようになり、そうした変形を回避することが必要となる。具体的には、繊維構造体に対して径方向に加わる圧力が０．０１Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の径方向の幅に対する０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の径方向の幅の比を圧縮変形比とした場合、圧縮変形比を０．５以上１以下とすることが好ましく、より好ましくは０．８以上１以下である。繊維構造体は、組織再生材を移植のために賦形するとともに賦形された形状をできるだけ維持することが望ましく、そのためには、０．０１Ｎ／ｃｍ２の低圧力印加時における繊維構造体の圧縮変形したサイズに対して、生体内に移植した状態と同等の０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時における圧縮変形したサイズが５０％以上維持できること、より好ましくは８０％以上維持できることが望ましい。
【００１５】
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体は、移植した状態で曲げ変形されて配置される場合があり、その場合でも収容された組織再生材ができるだけダメージを受けないようすることが好ましい。具体的には、繊維構造体の中心軸が半円形状となるように曲げ変形した場合に、繊維構造体の任意の位置での径方向の断面形状が直径１ｍｍの円断面に外接するサイズ以上を維持するように曲げ変形することが好ましい。また、曲げ変形により繊維構造体の径方向の幅の変動が小さく抑えられることで、収容された組織再生材が受けるダメージを抑えることができる。具体的には、繊維構造体の中心軸が曲率半径２ｃｍの半円形状となるように曲げ変形した場合において、任意の位置での径方向の変形前の幅に対する変形後の幅の比を曲げ変形比とした場合に、曲げ変形比が０．８以上１．２以下であることが好ましく、より好ましくは、０．９以上１．１以下に変動を抑えることで収容された組織再生材に対する曲げ変形に伴うダメージを抑えることができる。
曲げ変形後の変動幅が最も減少する位置の曲げ変形比が下限となり、変動幅が最も拡大する位置の曲げ変形比が上限となって、いずれも上記の範囲に含まれていることで、曲げ変形に伴う組織再生材のダメージを抑えた変動幅の繊維構造体を得ることができる。
インプラント型再生組織治療法の対象治療部位としては、例えば、耳や鼻等の体表部分の軟骨細胞再生が挙げられるが、こうした部位に繊維構造体を配置する場合曲率半径２ｃｍ以上の曲げ変形が必要となり、再生形状をきれいに仕上げるためにはできるだけ曲げ変形に伴う変動を小さくすることが求められる。この場合、生体内圧力の影響も考慮して、曲率半径２ｃｍで半円状に曲げ変形した際に繊維構造体の任意の位置での径方向の減少幅が８０％までに抑えられるとともに拡大幅が１２０％までに抑えられるように形状を維持する必要がある。
【００１６】
図３は、繊維構造体１の網目を拡大した説明図である。この例では、糸２が所定の間隔を空けて互いに交差するように組成されることで、ひし形状の網目３が安定した形状で形成されている。インプラント型組織再生用繊維構造体全体に形成された網目は、全体に形成されていればよく、こうしたひし形状の網目以外に四角形や多角形など任意の形状に網目を形成することができる。
網目のサイズは、網目の内側に内接する内接円（図３の符号２３で示す）の直径が０．１ｍｍ以上で４ｍｍより小さくなるサイズに設定することが好ましい。網目のサイズが直径０．１ｍｍの円が内接できない小さいサイズになる場合、開口率が高い構造であっても繊維構造体内への体液の流通が悪くなるため好ましくない。また、網目のサイズが直径４ｍｍ以上の円が内接するサイズに拡がる場合、網目から組織再生材が外部に流出し、再生が難しくなるため好ましくない。網目に内接する円の直径は、網目形状をマイクロスコープ等により測定して測定した形状に内接する円を描くことで求めることができる。
また、繊維構造体の外周面における網目の割合を示す開口率は１０％以上７０％以下であることが好ましい。開口率が１０％より小さい場合には、繊維構造体内を流通する体液量が不足して再生が進まなくなる。また、開口率が７０％より大きい場合には、繊維構造体の強度が不足して形状維持が困難になり、組織再生用繊維構造体として好ましくない。
開口率は、繊維構造体の外周面の単位面積当たりの網目の開口面積の割合を面積比で示す数値（％）であり、以下の式（２）より算出することができる。
【数２】
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網目の開口面積は、マイクロスコープ等により複数の網目の形状を測定して開口面積を求め、求められた開口面積の平均値を算出して求めることができる。また、繊維構造体の外周面積は、管状構造の軸方向の長さ及びその断面形状の外周長さを掛け合わせて算出することができる。なお、図３に示す例では、網目の形状を測定する際に、符号２１に示す１つの網目の開口面積とともに符号２２に示す１つの網目を画定する糸の表面積を測定し、測定した網目の開口面積と糸の表面積とを加算して１つの網目に対応する繊維構造体の外周面積を算出することで、開口率を求めることもできる。
また、繊維構造体の網目は、移植後の変形した状態においても形状ができるだけ変動しない形態安定性を備えていることが好ましい。具体的には、繊維構造体の中心軸が曲率半径２ｃｍの半円形状となるように曲げ変形した場合に、網目のサイズが、網目の内側に内接する円の直径が０．１ｍｍ以上で４ｍｍより小さくなるサイズに維持されることが好ましい。こうした形態安定性を備えることで、移植後においても繊維構造体内への再生に必要な体液の流通を確保することができる。
【００１７】
本発明を構成する生体吸収材ストランドを構成する生体吸収材モノフィラメント繊維の素材は、ポリ乳酸（Ｄ体、Ｌ体、ＤＬ体）、グリコール酸、カプロラクトン、ジオキサン、エチレングリコール、絹、タンパク質繊維等がある。繊維形状に加工可能な生体吸収材であれば、これに限らない。
【００１８】
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体に用いる繊維材料は、生体吸収材料からなる生体吸収材繊維を１本もしくは２本以上の複数本束ねた生体吸収材ストランドから構成することができる。生体吸収材ストランドを構成する生体吸収材糸はモノフィラメントもしくはマルチフィラメントのいずれでもよいが、細胞再生用繊維構造体の賦形性及び形態安定性からみてモノフィラメント繊維が好ましい。また、生体吸収材ストランドを構成する生体吸収材糸の本数は、インプラント型組織再生用繊維構造体の柔軟性および製造のしやすさから、５〜２０本であることが好ましい。
【００１９】
生体吸収材ストランドを構成する糸の太さは、平均直径０．０２ｍｍ以上０．５ｍｍ以下が好ましく、本発明におけるインプラント型組織再生用繊維構造体の賦形性及び形態安定性並びに製造のしやすさから、平均直径０．０５ｍｍ以上０．１５ｍｍ以下がより好ましい。平均直径０．０２ｍｍより細い生体吸収材料からなる糸を使用する場合、繊維構造体の加工工程での糸切れが多く、また加工後の繊維構造体内の収容空間を維持する形状安定性も悪くなるため取り扱いが困難となり実用性に欠ける。平均直径０．５ｍｍより太い生体吸収材料からなる糸を使用する場合は、繊維構造体が硬くなるために柔軟性に欠け、取り扱いが困難となり実用性に欠ける。
【００２０】
インプラント型組織再生用繊維構造体の賦形性及び形態安定性を備えるためには、生体吸収材ストランドを構成する糸が生体吸収材モノフィラメント1本もしくは複数本から構成されることがより好ましく、その場合の生体吸収材モノフィラメントの太さは、平均直径０．０５ｍｍ以上０．１５ｍｍ以下が好ましく、より好ましくは平均直径０．０７ｍｍ以上０．１１ｍｍ以下である。
インプラント型組織再生用繊維構造体の組織再生材を安定した形状に保持する形態安定性とインプラント型再生組織治療法を実施する際の再生対象部位へ移植するための変形に対する賦形性は相反する特性であり、繊維構造体の形態安定性のためには曲げ剛性が高い糸の断面積が大きいモノフィラメントや撚糸等の複合構造の糸が好ましく、移植の際の賦形性を向上させるためには糸の断面積が小さいモノフィラメントや撚糸等の繊維間の収束構造を有しないマルチフィラメントが好ましい。その結果、平均直径０．０５ｍｍより小さいモノフィラメントを束ねた糸やマルチフィラメントを糸加工して行う場合は繊維構造体の形状維持ができず、また形態安定性を向上させるように糸加工で複合構造の糸を作成する場合は工程が複雑になり、コストが高くなるため実用的でなくなる。逆に、平均直径０．１５ｍｍより大きいモノフィラメントを束ねた糸やマルチフィラメントを糸加工して行う場合は賦形性が低下するため好ましくない。
【００２１】
インプラント型組織再生用繊維構造体の外周面に表出する見かけの生体吸収材ストランドの幅を生体吸収材ストランド幅とした場合、生体吸収材ストランド幅は０．０８ｍｍ以上２ｍｍ以下が好ましく、繊維構造体の賦形性及び形態安定性並びに製造のしやすさから、０．１ｍｍ以上０．５ｍｍ以下がより好ましい。０．０８ｍｍより細い生体吸収材料からなる糸を使用する場合、加工後の繊維構造体の空間を維持する形状安定性が悪くなるだけでなく、インプラント型再生組織治療法を実施する際の取り扱いで不具合が発生するため実用性に欠ける。また、２ｍｍより幅広の生体吸収材ストランド幅の場合、繊維構造体が硬くなるために柔軟性に欠け、インプラント型再生組織治療法を実施する際の賦形性が低下する。また、扁平等の断面で２ｍｍより広い生体吸収材ストランド幅の場合は、加工後の繊維構造体内の収容空間を維持する形状安定性が悪くつぶれ易いため、取り扱いが困難となりインプラント型再生組織治療法に適さない。
【００２２】
生体吸収材ストランドを生体吸収材モノフィラメントで構成する方法としては、単に引きそろえて束ねる方法の他、撚糸加工、カバード糸加工の方法がある。
撚糸加工の場合の撚り数は、一度だけ撚りを加える場合は６００ｔ／ｍ以下が適している。６００ｔ／ｍより高い撚数で加工を行う場合、加工後の撚り糸にトルクが発生するため、その後の細胞再生用繊維構造体を製造する工程で捩れ等の不具合が発生し、加工が困難となるため適さない。なお、加工後のトルク発生を少なくするために、下撚した1本もしくは複数本の生体吸収材モノフィラメント繊維を、２本以上の複数本束ねて逆方向に上撚した糸を使用することが好ましく、この場合は６００ｔ／ｍより多い撚数であってもよい。
カバード糸加工の場合は、螺旋状に巻き付ける鞘糸の単糸繊度が、芯糸に使用する生体吸収材モノフィラメントの総合繊度の５％以上２０％以下の生体吸収材モノフィラメントもしくはマルチフィラメントを使用することがよい。好ましくは平均直径０．０２ｍｍ以上０．２ｍｍ以下であることが、本発明におけるインプラント型組織再生用繊維構造体の賦形性及び形態安定性並びに製造のしやすさから適している。
【００２３】
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体は、複数本の生体吸収材ストランドを組加工、織加工もしくは編加工することによって形成することができる。編加工は、経編、緯編のいずれでもよい。なお、体内の部位形状に適した形状に変形する賦形性及び形態安定性からみて、組加工もしくは編加工で作成する繊維構造体が好ましい。
【００２４】
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体の形状を安定させる加工方法としては、目的とする形状に適した金型を繊維構造体内部に設置した状態で、１２０℃以上１５０℃以下の乾熱処理を所定時間行うことが好ましい。
【００２５】
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体を使用してインプラント型組織再生法を行う場合、繊維構造体内部に組織再生材を収容して再生対象部位の形状に合うように変形させた後移植するようにすればよい。
繊維構造体内部に収容する組織再生材の量としては、１マイクロリットル以上５００マイクロリットル以下が好ましい。１マイクロリットルより少ない量の場合、絶対量が少ないため体内に移植後の細胞再生が困難となるため好ましくない。また５００マイクロリットルより多くの量を使用した場合、凝集が発生し十分な細胞の再生ができないため好ましくない。
【実施例】
【００２６】
次に、実施例により本発明を具体的に説明する。
【００２７】
［実施例１］
ポリ乳酸モノフィラメント（平均直径８２μｍ）を２本束ねた生体吸収材ストランド（平均幅０．１６ｍｍ）６４本を組目密度１９組／ｃｍで、組紐機（国分鉄工株式会社製  １０１−Ｌ型）を使用して組紐加工を行って、図１に示す管状構造のインプラント型組織再生用繊維構造体を製造した。その後、１００℃で５分間乾熱処理を行った繊維構造体を実施例１とする。
【００２８】
［実施例２］
ポリ乳酸モノフィラメント（平均直径８２μｍ）を２本束ねた生体吸収材ストランド（平均０．１６幅ｍｍ）６４本を組目密度１２組／ｃｍで、組紐機（国分鉄工株式会社製  １０１−Ｌ型）を使用して組紐加工を行って、図１に示す管状構造のインプラント型組織再生用繊維構造体を製造した。その後、１００℃で５分間乾熱処理を行った繊維構造体を実施例２とする。
【００２９】
［実施例３］
ポリ乳酸モノフィラメント（平均直径８２μｍ）を５本束ねて芯糸とし、その周りをポリ乳酸マルチフィラメント（単糸平均直径２６μｍ×６本）で撚数３，４２０ｔ／ｍでダブルカバード加工行った生体吸収材ストランド３２本を組目密度６組／ｃｍで、組紐機（国分鉄工株式会社製  １０１−Ｌ型）を使用して組紐加工を行って、図１に示す管状構造のインプラント型組織再生用繊維構造体を製造した。その後、１００℃で５分間乾熱処理を行った繊維構造体を実施例３とする。
【００３０】
［実施例４］
ポリ乳酸モノフィラメント（平均直径８２μｍ）を１本で構成される生体吸収材ストランド（平均幅０．０８ｍｍ）６４本を組目密度１９組／ｃｍで、組紐機（国分鉄工株式会社製  １０１−Ｌ型）を使用して組紐加工を行って、図１に示す管状構造のインプラント型組織再生用繊維構造体を製造した。その後、１００℃で５分間乾熱処理を行った繊維構造体を実施例４とする。
【００３１】
［比較例１］
ポリ乳酸マルチフィラメント（単糸平均直径２６μｍ×６本）を３本束ねて５００ｔ／ｍ撚りを加えた生体吸収材ストランド（平均幅０．１８ｍｍ）６４本を組目密度１２組／ｃｍで、組紐機（国分鉄工株式会社製  １０１−Ｌ型）を使用して組紐加工を行って、図１に示す管状構造と同様の構造の繊維構造体を製造した。その後、１００℃で５分間乾熱処理を行い作成した。
【００３２】
［比較例２］
ポリ乳酸モノフィラメント（平均直径８２μｍ）を１２本束ねて芯糸とし、その周りをポリ乳酸モノフィラメント（平均直径８２μｍ）で撚数３，４２０ｔ／ｍでダブルカバード加工行った生体吸収材ストランド１６本を組目密度２組／ｃｍで、組紐機（国分鉄工株式会社製  １０１−Ｌ型）を使用して組紐加工を行って、図１に示す管状構造と同様の構造の繊維構造体を製造した。その後、１００℃で５分間乾熱処理を行い作成した。
【００３３】
実施例１〜４のインプラント型組織再生用繊維構造体および比較例１、２の繊維構造体の内側の収容空間の大きさは、マイクロスコープ（株式会社キーエンス製ＶＨＸ−５０００）を使用し測定した。繊維構造体の径方向の断面を観察し、繊維構造体の外周面に形成された網目構造に内接する円を描画し、その円の直径を求めた。
【００３４】
実施例１〜４のインプラント型組織再生用繊維構造体および比較例１、２の繊維構造体を形成する生体吸収材ストランド幅は、マイクロスコープ（株式会社キーエンス製ＶＨＸ−５０００）を使用し、図３の符号２で示す幅を測定した。
【００３５】
実施例１〜４のインプラント型組織再生用繊維構造体および比較例１、２の繊維構造体の繊維体積含有率は、前記マイクロスコープを使用して繊維構造体の断面積を計測し、単位長さあたりの繊維構造体の総体積を求める。また、繊維構造体の単位長さあたりの重量とポリ乳酸の密度（１．２６ｇ／ｃｍ３）から繊維構造体に使用した単位長さあたり繊維構造体の繊維体積をもとめる。繊維体積含有率は、上記式（１）により算出した。
また、繊維構造体の網目に関する開口率については、図３に示すように、マイクロスコープにより網目の開口面積及び糸の表面積を測定して、上記式（２）により算出した。
【００３６】
繊維構造体の圧力変形特性として、ＫＥＳハンディ圧縮試験機（カトーテック製ＫＥＳ−Ｇ５）を使用し、圧縮速度０．１ｍｍ／ｓで０．９８Ｎ／ｃｍ２の圧力まで径方向に圧縮した場合の圧縮特性を測定した。
加圧時の０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の繊維構造体の径方向の幅から、生体内圧力下での繊維構造体の推定変形幅を求め、０．０１Ｎ／ｃｍ２と０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力印加時の繊維構造体の径方向の幅の比から、繊維構造体の圧縮変形比を算出した。
【００３７】
繊維構造体の曲げ変形比は、半径２ｃｍの円を描いた平面台の上に実施例１〜４、および比較例１、２のサンプルを中心軸がほぼ半円形状に沿うように曲げ変形し（図４）、粘着テープ等で固定する。
その後、前記マイクロスコープを使用し半円の頂点部周辺（図４の３４）の側面からの繊維構造体幅と半円端部の側部（図４の３５）の繊維構造体幅を計測し、曲げ変形前に測定した繊維構造体幅に対する比から、頂点部曲げ変形比（変形後幅／変形前幅）および側部曲げ変形比（変形後幅／変形前幅）を求めた。さらに、頂点部繊維構造体幅と側部繊維構造体幅の比より曲げ変形時の扁平比（頂点部繊維構造体幅／側部繊維構造体幅）を求めた。
また、曲げ変形時の網目の大きさも前述と同様の手法により、曲げ変形時の半円の頂点部周辺での側部、凸部（図４の３２）および凹部（図４の３３）、および半円端部の側部で計測し、その平均値で曲げ変形時の網目大きさ、および標準偏差を求めた。またこの網目大きさの平均値と標準偏差の比より、曲率半径２ｃｍの場合の曲げ変形時の目大きさの変動係数（＝網目大きさの標準偏差／網目大きさの平均値）を求めた。
【００３８】
実際のインプラント型組織再生法で使用する場合の取り扱い性評価として、再生組織を含む細胞の凝集体、ハイドロゲルとの再生細胞の混和物、ＴＥＣやコラーゲン、細胞懸濁液等をインプラント型組織再生用繊維構造体内の収容空間に配置する類似作業を実際の試験環境と同等の条件で実施し、インプラント型組織再生用繊維構造体の形態維持性及び取り扱い性を、良好（○）、扱える（△）、扱いづらい（×）の３段階で評価した。
さらに、取り扱い性がよかった試料に対し、ハイドロゲルとの再生細胞の混和物をインプラント型組織再生用繊維構造体の収容空間に配置する作業および配置後の培養等において、インプラント型組織再生用繊維構造体のハイドロゲルとの再生細胞の混和物の形態維持性を目視観察し、良好（○）、扱える（△）、扱いづらい（×）の３段階で評価した。
【００３９】
実施例１〜４、および比較例１、２の繊維体積含有率、網目サイズ、開口率、生体吸収材ストランド幅、および取り扱い性と混和液挿入後の目視観察結果をまとめたものを表１に示す。
【００４０】
【表１】
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【００４１】
表１の結果より、実施例１〜４については、インプラント型組織再生用繊維構造体内に適度な収容空間を有し、さらに外周面には適度な網目を形成した優れた賦形性を備えており、また繊維構造体は径方向への圧力印加時の圧縮変形比や曲率半径２ｃｍの曲げ変形比より組織再生材を安定した形状に保持する形態安定性を備えており、インプラント型組織再生法に用いる場合に必要となる組織再生材への賦形性及び形態安定性をバランスよく備えていることがわかる。
特に実施例１および３は、空間の大きさ、開口率、体積含有率と、生体内圧力下での繊維構造体の賦形性及び形態安定性に優れており、インプラント型組織再生用繊維構造体として特に好ましいことがわかる。
それに対し、比較例１は非常に柔らかいため形状が不安定であり、０．１３Ｎ／ｃｍ２の圧力下で構造体厚みが１ｍｍ以下となり、さらに曲率半径２ｃｍの賦形変形時の側部変形比が１．２０以上となるため適さない。また比較例２は、形状および圧力付加時の形状維持性も非常に優れているが、構造体の堅さと網目構造の空隙のバランスがとれていないため変形印加時の形状維持ができず、曲率半径２ｃｍの賦形変形時の頂点部変形比が０．６であり０．８以下となり、扁平率が０．８以下、さらには網目大きさの変動係数も０．５以上となり、曲げ変形時に構造が不均一につぶれていることより適さない。
【００４２】
［実施例１１］
本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体を使用して、生体内での軟骨再生試験を行った。
ヒト耳介軟骨細胞を１０７細胞／ｍＬの濃度でコラーゲン（１％アテロコラーゲン（株式会社高研））に混和し、２０マイクロリットルに分注して２時間３７℃インキュベートすることでゲル化した細胞群の小片（以後ペレット）を作製した。
これを軟骨分化誘導培地（ダルベッコ改変イーグル培地（以後「ＤＭＥＭ」）／栄養混合物Ｆ−１２ハム（以後「Ｆ１２」）（Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ）＋１００ユニット／ｍＬ ペニシリン−１００μｇ／ｍＬ ストレプトマイシン（Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ）＋ ２００ｎｇ／ｍＬ ヒト骨形成因子ＢＭＰ２（ＣＯＲＥＦＲＯＮＴ）＋ ５μｇ／ｍＬ Ｉｎｓｕｌｉｎ（ノボノルディスファーマ）＋１００ｎＭ トリヨードサイロニン（ＣＡＬＩＭＯＣＨＥＭ））１．５ｍＬを添加し、以後週２回培地を半量交換して合計３週間培養した。
これを１群は５個ずつ定形の実施例１のインプラント型組織再生用繊維構造体に内部に填入し、６週齢のヌードマウス（オスのＢＡＬＢ／ｃ  ｎｕ／ｎｕ（日本クレア））の背部皮下に移植した。
８週間後に移植したインプラント型組織再生用繊維構造体を回収し、インプラント型組織再生用繊維構造体の断面（図２）および長軸方向の断面の２種類の薄切切片を作製し、ヘマトキシリン・エオシン染色（以後「ＨＥ染色」）とトルイジンブルー染色（以後「ＴＢ染色」）にて組織学的評価を行った。
【００４３】
回収したインプラント型組織再生用繊維構造体薄切切片の組織学的染色結果の一例を図５に示す。すべてのサンプルにおいて均一に青紫に染色されており、再生軟骨の形成を確認することができた。
よって、実施例１のインプラント型組織再生用繊維構造体は生体内で構造体内にペレットを保持することにより再生軟骨形成を促進できることがわかった。
【００４４】
［実施例１２］
インプラント型組織再生用繊維構造体の開口率が異なる実施例１（２０．３％）、実施例２（３５％）、実施例４（５５．１％）の再生軟骨の形成性能を評価した。実施例１１と同様に作製したペレットを軟骨分化誘導培地で３週間培養し、実施例１１と同様にして６週齢のヌードマウス（オスのＢＡＬＢ／ｃ  ｎｕ／ｎｕ（日本クレア））の背部皮下に移植した。なお、ペレットサイズとして、ａ）２０マイクロリットルを５個、ｂ）５０マイクロリットルを２個、ｃ）１００マイクロリットルを１個、の３条件で再生軟骨形成を行った。
８週間後に移植したインプラント型組織再生用繊維構造体を回収して薄切切片を作製し、ＨＥ染色とＴＢ染色にて組織学的評価を行った結果（各＝３）の一例を図６に示す。全ての条件において再生軟骨の形成を確認できており、開口率が１０％以上７０％以下の実施例１（２０．３％）、実施例２（３５％）、実施例４（５５．１％）は、１マイクロリットル以上５００マイクロリットル以下の細胞凝集体を挿入して再生軟骨形成を促進できることがわかった。
【００４５】
［実施例１３］
実施例１のインプラント型組織再生用繊維構造体を使用し、オスのＢＡＬＢ／ｃ  ｎｕ／ｎｕの背部皮下に移植する前処理として、実施例１１では軟骨分化誘導培地で培養したのに対し、基礎培地（ＤＭＥＭ ／Ｆ１２（Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ）＋１００ユニット／ｍＬ ペニシリン−１００μｇ／ｍＬ ストレプトマイシン（Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ））で３週間の培養したもの、および培養無としてコラーゲンと混和後２時間３７℃インキュベートすることでゲル化しただけの２条件で、ペレットサイズを、ａ）２０マイクロリットルを５個、ｂ）５０マイクロリットルを２個、ｃ）１００マイクロリットルで再生軟骨形成を行った。
８週間後に回収して薄切切片を作製し、ＨＥ染色とＴＢ染色にて組織学的評価を行った結果（各＝３）の一例を図７に示す。基礎培地での培養および培養無（ゲル化のみ）でも再生軟骨の形成を確認できており、本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体を使用することで移植前の培養条件に関らず再生軟骨の形成を促進できることがわかった。
【００４６】
［実施例１４］
実施例１のインプラント型組織再生用繊維構造体を使用し、人の耳介形状した再生軟骨試験を行った。
まず、実施例１のインプラント型組織再生用繊維構造体を人の耳介形状に賦形するために、小耳症における耳介再建術において、肋軟骨を成形して作られるフレームを模倣した形状に３ｍｍアルミ製ワイヤーを成形し（図８−（１））、これを鋳型とした。ワイヤーにインプラント型組織再生用繊維構造体を通して外部よりアルミホイルを巻きつけた（図８−（２））。これを滅菌袋にいれて１２１℃２０分で加熱による形状記憶付与とした。耳介形状に賦形したインプラント型組織再生用繊維構造体は鋳型としたワイヤーを抜去しても付与した形状を維持できる（図８−（３））。
これにヒトｉＰＳ細胞由来軟骨ペレットを填入した。耳介形状に賦形したインプラント型組織再生用繊維構造体はヒトｉＰＳ細胞由来軟骨ペレットを内部に填入しても概ね付与した形状を保持できる（以後、「ヒトｉＰＳ細胞由来軟骨ペレット填入組織再生用繊維構造体」とする）。
このヒトｉＰＳ細胞由来軟骨ペレット填入組織再生用繊維構造体の両端にコラーゲンを流し込み、繊維構造体内のヒトｉＰＳ細胞由来軟骨ペレットの乾燥等を防ぐために、培地（ＤＭＥＭ （Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ）＋１００ユニット／ｍＬ ペニシリン−１００μｇ／ｍＬ ストレプトマイシン（Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ）＋１０％ウシ胎児血清（Ｔｈｅｒｍｏ Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ））で浸し、３７℃で1晩インキュベートした。
その後、ヒトｉＰＳ細胞由来軟骨ペレット填入組織再生用繊維構造体が付与した形状を維持できていることを確認し、図８−（４）のようにナイロン糸等を用いて実際の耳介形状に整えた。これを、ヌードラット（オスのＦ３４４／ＮＪｃｌ−ｒｎｕ／ｒｎｕ（日本クレア））の背部皮下に移植した。
【００４７】
移植８週間後に摘出したヒトｉＰＳ細胞由来軟骨ペレット填入組織再生用繊維構造体を図９に示す。肉眼的に移植時の人の耳介形状である三次元形態を維持できていることを確認できる。
摘出した移植後のヒトｉＰＳ細胞由来軟骨ペレット填入組織再生用繊維構造体内部より再生軟骨のサンプリングを行い、目視観察の後、薄切切片を作製し、ＨＥ染色とＴＢ染色、サフラニンＯ染色、１型および２型免疫染色にて組織学的評価を行った。染色結果の一例を図１０に示す。
組織学的解析により良好な軟骨形成が確認できており、本発明のインプラント型組織再生用繊維構造体を使用することで、ｉＰＳ細胞由来軟骨ペレットを用いて生体内で人の耳介形状を再生できる。
【符号の説明】
【００４８】
１      インプラント型組織再生用繊維構造体
２      インプラント型組織再生用繊維構造体を構成する生体吸収材ストランド
３      インプラント型組織再生用繊維構造体の表層部を構成する網目構造の網目
４      インプラント型組織再生用繊維構造体の中央部を構成する空間
１０    インプラント型組織再生用繊維構造体の表層部を構成する網目構造
２１    インプラント型組織再生用繊維構造体の表層部を構成する網目構造の最小構成単位
２２    インプラント型組織再生用繊維構造体の表層部を構成する網目構造の網目部領域
２３    インプラント型組織再生用繊維構造体の表層部を構成する網目構造の網目部に内接する擬似円
３１    半径２ｃｍの円弧の直径
３２    曲げ変形時の網目変化率を測定する頂点凸部
３３    曲げ変形時の網目変化率を測定する頂点凹部
３４    曲げ変形時の扁平比を測定する頂点部のインプラント型組織再生用繊維構造体幅
３５    曲げ変形時の扁平比を測定する側部のインプラント型組織再生用繊維構造体幅
【図１】
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【図２】
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【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】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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