−総合報文−

シルクフィブロイン−生分解性ポリウレタンの複合化による組織工学材料の創製
中
本
井
城

澤
多
邉
野

靖
惟
裕
孝

元＊ 1
克＊ 2
介＊ 3
喜＊ 3

Development of Tissue Engineering Materials by Silk Fibroin-Biodegradable
Polyurethane Composites
Yasumoto NAKAZAWA
Tadakatsu HONDA
Yusuke IBE
Takaki JONO

In this study, a composite nonwoven fabric blended with silk fibroin and biodegradable polyurethane was prepared
for application to tissue engineering materials for the cardiovascular systems. Solid-state NMR structural analysis
indicated that silk fibroin and polyurethane are miscible in nonwoven fibers with dispersed fine domains, and thatmixing SF and PU changes the local structure and kinetics.
In addition, material degradation and tissue regeneration were confirmed from implantation of SF/PU composite
nonwoven fabrics into rat abdominal aorta. We initially assumed that material degradation and tissue regeneration
would be PU mixing ratio dependent, but the SF7PU3 nonwoven fabrics with the lowest PU mixing ratio showed
the most degradation and regeneration. Local structure analysis showed that the percentage of SF amorphous
regions increased by about 10% in SF7PU3 nonwoven fabrics. This result also suggests a relationship with in vivo
degradability.
In the future, the correlation between the structural properties of SF/PU composite nonwoven fabrics and theimprovement of tissue infiltration capacity will be investigated by in vivo evaluation and used for the molecular
design of novel tissue engineering materials that can be applied in the field of regenerative medicine of thecirculatory system.

1． はじめに
シルクフィブロイン（SF）は、カイコやクモ、ス
ズメバチなどの生物が産生する繊維タンパク質である［1］。特にカイコの一種であり人工的に屋内で飼育
＊1
＊2
＊3

東京農工大学大学院工学研究院
ウレタン研究所 エラストマーグループ
ウレタン研究所 コーティング第 2 グループ

される家蚕（学名：Bombyx mori ）が生産する SF は、
細胞親和性と生体吸収性、低炎症性等の特徴を有しているため、組織工学材料としての応用研究が積極的に行われている［1 − 5］。
家蚕 SF 分子（GAGAGS）の反復構造から構成される結晶領域、GA の繰り返し配列中、Tyr 残基や Val
残基などの嵩高い側鎖の存在により、結晶構造が比較的乱れた半結晶領域、また、SF 中に 10 領域存在する
3

TOSOH Research & Technology Review Vol.66（2022）

規 SF 基盤組織工学材料を創製する。

非晶領域から構成される［6, 7］（Fig. １）。この反復配列が強固なβ− sheet 構造による結晶を形成するこ

通常相溶せず相分離を引き起こす SF と PU を複合とで、絹糸に特有の力学的特徴を発現する［8, 9］。

化させるため、本研究では、エレクトロスピニング

また、SF は、この結晶構造を制御することで、さ（ESP）法を用いる。ESP 法による繊維形成は、紡糸

まざまな形態へと成形することを可能とする。SF 繊

過程での延伸と急速な溶媒の揮発によって、急激な脱維は、高濃度の中性塩水溶液に浸漬すると、分子間水溶媒が生じるため、分子鎖の移動の阻害による結晶構

素結合が切断され溶解する。得られた溶液を脱塩処理

造の変化や、繊維内部における結晶分布の偏り、繊維することにより SF 水溶液を得ることができる。その方向へ沿った分子鎖の配向、分子運動の変化を引き起SF 水溶液は、キャストフィルムやスポンジ、ナノファ

こすことが報告されている［20 − 22］。また、ESP 法

イバーシート等、様々な形態への加工が可能となる［10を用いたポリマーブレンドでは、一般に非相溶を示す− 12］（Fig. ２）。以上のように、SF は、その生体適合ポリマーの組み合わせを用いても、両ポリマーのドメ性や吸収性、力学特性、形態加工性などの特徴から、

イン凝集の抑制により分散相の微細化が生じ、相溶化

医療分野において、組織工学材料の有用な素材としてを促す例が報告されている［20, 23, 24］。例えば製剤広く研究が行われている［13 − 15］。

技術分野においては、ESP 法による相溶化と構造転移

しかしながら SF は、上述した分子凝集能により、を利用して、難溶解性を示す医薬品の吸収性改善を目

成形加工法によっては、剛直で脆い物性を示すため、的とした、非晶質固体分散体加工技術の一つとして注血管や心臓などの軟組織への組織工学材料として利用

目を集めている。医薬品中の有効成分と賦形剤の相溶するためには、剛直性、脆性の改善が必要不可欠であ／非相溶状態、またそれに伴う微細構造の変化、有効る。

成分の放出や材料の分解挙動とを相関づけた研究が報

そこで本研究では、SF とポリウレタン（PU）をブ

告されている［20, 24 − 26］。

レンドしたデバイスを作製し、これまで課題であっ以上を背景とし、本稿では、組織再生を指向した人

た、SF 特有の物性改善を試みる。さらに PU 分子鎖

工血管や心臓などの循環器系組織に対する組織工学材には、生分解性を有し、医療用途での実績がある［16

料を指向した SF −生分解性 PU 複合化不織布に対する− 19］ポリカプロラクトン（PCL）を導入することで、基礎的知見を得たので報告する。ESP 法をキーテクノ

生体内での吸収を促し、自己組織との置換が可能な新ロジーとし、ナノファイバー形成という特殊な環境下

N－terminal

C－terminal

A

Ua

Ub

A

Ua：（GAGAGS）→ Crystalline regionn→ Quasi－crystalline region
Ub：（（GX）
mGY）
n（X＝AorV）
A ：SGFGPYVANGGYSRREGYEYAWSSEDFET → Amorphous region

Fig.１

The primary structure of Bombyx mori SF

Dissolve
In 9 M aq.
LibrSufficient
Degumming

Dialysis
3 daysFreezedryingDrying on petri
dishElectrospinning

Film

Fig.２

4

Nanofiber sheet

Processing of SF into various forms

Sponge東ソー研究・技術報告における、SF と PU の相溶性および微細構造、分子13

第 66 巻（2022）

用いて試料台に固定した。スパッタリング装置（JFC

運動性について、固体 C NMR 法により詳細に解析− 1200_ JEOL）を用いて試料表面を金で薄膜コーティ

した。また、ESP 法による 2 分子間の相溶性と結晶構

ン グ し、 走 査 型 電 子 顕 微 鏡（JSM − 6510_ JEOL） を造の変化が、生体内での分解に及ぼす影響について考用いて形態観察を行った。得られた画像に対し、画察した。

像解析ソフト ImageJ（NIH）を用いてランダムに繊維径を 50 本計測し、不織布の平均繊維径を求めた。
キャストフィルムにおいては光学顕微鏡（BZ − 90000_

2．実験

KEYENCE）を用いて、フィルム表面を観察した。

［1］シルクフィブロインスポンジの作製
シルク繊維は、95℃の 0.02 M Na2CO3 水溶液中で攪

［4］水中条件下での引張試験

拌・洗浄することでセリシンを除去し、SF 繊維を得

DEBEN 社製小型引張試験機（MTEST − 200N）をた［27］。SF 繊維を 9 M LiBr 水溶液に溶解し、10％用いて、測定温度：37 ℃、試料長（掴み間長×幅）：

w ／ vSF 溶液を調整し、透析により SF 水溶液とした。

5 × 5 mm、引張速度：0.5 mm ／ min、n ＝ 6 の条件で得られた SF 水溶液の濃度を 1％ w ／ v になるように精引張測定を行った。測定する不織布は、24 時間 37℃

製水で希釈し、凍結乾燥することで SF スポンジを作の水に浸漬させて使用し、測定は水中にて実施した。

製した。

ヤング率は応力−ひずみ曲線の 1 − 4％歪みの傾きから算出した。

［2］シルクフィブロイン／ポリウレタン混合不織布の作製［5］ 固体 NMR による微細構造解析

PCL を含む生分解性 PU を合成し、SF スポンジと

パルス系列は交差分極（CP）／マジック角回転（MAS）

Table 1 に 示 し た 重 量 比 で 混 合 し、1,1,1,3,3,3, − ヘ キ

法 を 用 い た［30, 31］。 測 定 条 件 は MAS：8.5 kHz、

サフルオロ− 2 −イソプロパノール（HFIP）で溶解しCP 接触時間：2 ms、繰り返し待ち時間：5 s、積算

た。得られた混合溶液を ESP 法により紡糸し、SF、

回 数：4096 回 の 条 件 で 測 定 を 行 っ た。 波 形 分 離 はPU、および、SF ／ PU 不織布を得た。各不織布は、重ORIGIN2018b（OriginLab）を用いて行った。SF 成分

量が 70 − 75 mg, 膜厚が 100 μm となるよう、射出由来の Ala Cβのピークから、結晶成分である二種類の時間を調整した。得られた不織布は風乾後、相対湿度

β− sheet 構造（19.6 ppm, 21.9 ppm）と random coil（16.5

100％、37℃の環境下に 24 時間静置することで、不織ppm）へ波形分離処理し、ピーク面積比から結晶化度

布の不溶化処理を施した。

を算出した［32］。既報に基づき、SF 由来のピークはまた、
対照サンプルとして SF ／ PU 混合キャストフィ
ルムを作製した。5 w ／ v％に調整した各 SF ／ PU HFIP

gaussian 関数、PU 由来のピークは Lorentz 関数を用
いて波形分離処理を行った［8, 33, 34］。

溶液を、ポリスチレンシャーレにキャストし、風乾す
ることでキャストフィルムを作製した。不織布と同様、［6］固体 13C 核 スピン−格子緩和時間（T 1C）測定によ

相対湿度 100％、37℃の環境下に 24 時間静置するこる分子運動性解析とで、不溶化処理を行った。

C

T 1 測定は、Torchia のパルスシーケンスで測定した［35］。測定条件は MAS：8.5 kHz、CP 接触時間：［3］ 走査型電子顕微鏡（SEM）による形態観察
不織布の一部を切り取り、両面カーボンテープを

2 ms、繰り返し待ち時間：5 s、積算回数：4096 回、待ち時間（τ）：0.01 − 45 s の間の 9 − 10 点で測定した。T 1C 値の算出には、PCL 結晶のエチレンピーク（−

Table１

Mixing ratio of each composite nonwoven fabrics
Sample name
SF
SF7PU3
SF5PU5
SF3PU7
PU

SF［％］
100
70
50
30
0

PU［％］
0
30
50
70
100

O − CH2 −基；65.2 ppm）を用いた［36］。待ち時刻（τ）
に対し、信号強度比（M（τ） ／ M（O））をプロット、二Mττ項の合成指数減少関数（ M（τ）
＝Ae T (A) ＋Be T (B) ）へカー
（O）
－

C

1

－

C

1

ブフィットすることで、PCL 結晶由来の運動性の異なる 2 成分の T 1C 値を求めた。なお、カーブフィッティ
ングは、ORIGIN2018b（OriginLab）を用いて行った。

5

TOSOH Research & Technology Review Vol.66（2022）［7］1H 核 スピン−格子緩和時間（T 1H）測定による相溶性解析
固 体 核 磁 気 共 鳴（NMR） 装 置 に よ る 測 定 は す べ

3．結果・考察［1］形態・物性評価て Bruker 社製・AVANCE − 400 分光計を用い、4 mm

通常、SF と PU のような生体高分子と合成高分子

MAS 二重共鳴プローブ（PH MAS DVT 400 WB BL4は相溶せず相分離する。溶媒キャスト法により作製しprobe）により、1H 核の共鳴周波数 400 MHz、13C 核

た SF ／ PU 混合フィルムにおいては、全ての混合比に13の共鳴周波数 100.4 MHz の下で実施した。 C 核の化

おいて相分離を生じ、SF7PU3 と SF5PU5 は海島構造、

学シフト値については、外部基準としてアダマンタ

SF3PU7 は相互連結構造状に分離した。しかしながら、ンのメチン基ピークを 28.8 ppm として TMS 基準（0ESP 法により作製した SF ／ PU 複合化不織布においてppm）に換算した。

は、明確な相分離構造を認めず、全ての混合比の不織1HT 1 測定には、 H 核飽和回復のパルス系列を用いた［28］。測定条件は、MAS：8.5 kHz、CP 接触時間：2

布において、平均 1 μ m 程度の均一な繊維構造を形成している。（Fig. ３）

ms、積算回数：6144 回、飽和パルス間隔：20 ms、飽

また、PU を添加した SF／PU 複合化不織布の物性は、

和パルス繰り返し回数：10 回、繰り返し待ち時間：1 s、

SF のみからなる不織布と比較し、有意な応力や歪み回復時刻（τ）：0.001，0.01，0.022，0.045，0.1，0.22，0.33，

値の増加（Fig. ４）およびヤング率（Fig. ５）の低下

0.45，0.75，1，1.45，2.2，4.5，7 s として測定を行っを示した。特に破断歪みに関しては、SF のみからな

1た。また、 H デカップリングには TPPM 法［29］をる不織布において 30％程度であるが、PU 複合化不織用い、温度可変装置を用いて、測定時の温度を 25 ℃

布では 250％以上と大幅な増加を示した。SF 不織布のHに維持した。T 1 値の算出には、SF 成分：Gly C α（43剛直な性質は、軟組織に用いる組織工学材料としての

ppm），Ala C α（49 ppm）
，Ser C α（54.6 ppm）
，Gly C

課題点であったが、適切な PU の混合は、SF の脆性＝ O 基（170 ppm）
，PU（PCL）成分：− CH2 −基（25，の改善に寄与する。

28，34 ppm），− CH2 − O −基（64 ppm）由来のピーク

本稿では、得られた SF ／ PU 複合化不織布の微細構を用いた。回復時刻（τ）に対し、信号強度比（M（τ）

造やダイナミクス、また、SF 分子と PU 分子の相溶）へ性について、固体 NMR 法による詳細な解析を実施し

τ
－
（τ）
T1H
／ M（O））をプロット、指数関数（ M
M（O） ＝ 1 － e
H

カーブフィットすることで T 1 値を求めた。また、カーた。

ブフィッティングは、は ORIGIN2018b（OriginLab）
を用いて行った。
［8］動物埋植試験
SF、SF7PU3、SF3PU7、PU の各不織布は、γ線滅菌を施した後、ラット腹部大動脈へ埋植した。ラットは生後 3 〜 4 ヶ月、体重 250 〜 350g の健康なオスのSprague − Dawley ラット（Charles River Laboratories）
を使用した。上記 4 種の不織布を、幅 3 mm、長さ 6mm の楕円形とし、実体顕微鏡下で各群 n ＝ 6、合計
24 匹のラットの腹部大動脈へ埋植した。
埋植 3 ヶ月目に犠牲死の上、組織切片を摘出し、マッ
ソントリクローム（MTC）染色により不織布及び不織布周辺組織について形態観察を行った。
なお、動物実験に関する実験プロトコールおよび手術を含むすべての手順は、東京農工大学動物実験委員会によって承認され（承認番号：28 − 79）、「東京農工
大学動物実験指針」に従い実施した。

6A）SF，B）SF7PU3，C）SF5PU5，D）SF3PU7，E）PU, scale bar : 5 μm

Fig.３

SEM images of SF ／ PU composite nonwoven fabric東ソー研究・技術報告第 66 巻（2022）

Random coil and β－turn（16.5 ppm）
β－sheet（19.6 ppm）
β－sheet（21.9 ppm）

stress［MPa］

5
4
100

3

1
0

0

30

60

90

120

150

180

210

240

strain［％］
SF

Fig.４

SF7PU3

SF5PU5

SF3PU7

Peak component of
Ala Cβ peaks［％］

90

2

PU

Young’s modulus［MPa］

Fig.５

53.9

44.7

46.2

50
40

29.9

30
20

22.4

23.6

23.7

25.2

23.7

31.7

30.2

SF

SF7PU3

SF5PU5

SF3PU7

Secondary structure ratios of Ala residues in thecomposite nonwoven fabric obtained from 13C
CP/MAS NMR spectra

相溶状態ではなく、各々の分子が微細なドメイン形成

15をしているものと推測することができる。
SF 分子と PU 分子の混和状態は、生体内における10

分解性に大きく関係する。本研究では、SF ／ PU 複合

5
0

44.9

60

0

Fig.６

20

70

10

Stress－strain curves of SF ／ PU composite nonwoven
fabric in wet state2580

化不織布の詳細な構造を理解するため、固体 NMR 法SF

SF7 SF5 SF3
PU3 PU5 PU7による各種緩和時間測定を実施した。
PU

The Young’s modulus of SF/PU composite nonwoven
fabric calculated from stress-strain curves in wet state(＊: p < 0.05)（2）13C 核 スピン−格子緩和時間（T 1C）測定による
SF ／ PU 複合化不織布の分子運動性解析
固体 NMR 法により観測することができる 13C 核ス
ピンの緩和現象は、近接する核スピンの分子運動に起［2］固体 NMR 法による構造・ダイナミクス解析

因する局所磁場の揺らぎの影響を受けるため、分子運（1）SF ／ PU 複合化不織布の微細構造解析

動と密接に関係している。固体 NMR 法による T 1C 測

まず、SF と PU の混合比に伴う結晶構造の定量的
13

定は、官能基ごとの運動性を解析することが可能であな解析を実施するため、固体 C CP ／ MAS NMR 測定

るため、混合系での局所的な分子運動性を解析する有を行った。得られたスペクトルより、SF 分子中の結用なツールである［37］。

晶領域に存在する Ala 残基の二次構造を追跡すること

本研究では、SF ／ PU 複合化不織布の PU 分子中にで、SF ドメインの結晶構造の推移を検証した。Fig.

存在する、PCL 結晶中の分子運動を解析するため、結６には、SF と PU の混合比の違いによる、SF 分子中晶由来の CH2 成分（65.2 ppm）に注目し、T 1C 値の推の非晶成分（Random coil）と、結晶成分 (β−sheet 構造 )移を追跡した。その結果、SF ／ PU 複合化不織布におの割合を、二次構造依存的な化学シフト変化を示す

いては SF 混合比依存的な T 1C 値の減少を示した（Fig.

Ala

C βピークの成分比から算出した結果を示す。SF7）。これは、SF 分子の添加によって、PCL 結晶の格のみから作製した不織布と、SF ／ PU 複合化不織布で子構造の乱れや微細化が生じ、局所的な運動性の変化比較すると、SF7PU3 において、非晶領域が 10％程度が生じたものと推測される。一方、明確な相分離を引増加しているものの、全ての混合比で概ね同等の値をき起こした SF ／ PU キャストフィルムにおいては、T 1C示しており、PU 添加に伴う SF の局所構造の影響は値に変化がない。以上より、ESP 法により生成した低いものと考えられる。SEM 観察の結果より、SF とSF ／ PU のナノファイバーは、分子レベルでの相分離

PU は明確な相分離構造を認めず、均一な繊維形成を構造を形成しているとは言い難いが、局所的に互いの13していると結論づけているが、 C CP ／ MAS NMR ス

分子の影響を受けていることが示唆される。

ペクトルの結果から、SF 分子と PU 分子は、完全な

7

35
30
25
20
15
10
5
0

T1c［sec］

T1c［sec］

TOSOH Research & Technology Review Vol.66（2022）

SF7 SF5 SF3
PU3 PU5 PU7
sheet sheetsheet

PU
sheet

35
30
25
20
15
10
5
0

SF7 SF5 SF3
PU3 PU5 PU7film film film

SF7
PU3
film

Fig.７ T 1C values of methylene peaks derived from PCL crystals incomposite nonwoven fabrics(left) and films(right)（3）1H 核 スピン−格子緩和時間（T 1H）測定による SF

測定結果については割愛させていただく）
SF ／ PU 複合化不織布では、スピン拡散によりシフ／ PU 複合化不織布の相溶性解析
SF ／ PU 複合化不織布における各分子の相溶性を解トした T 1H 値は約 0.7 〜 0.9s を示したため、拡散定数：析するため、試料中の 1H 核スピン拡散の傾向から、

0.5 〜 8.0 × 10 − 16 m2 ／ s と仮定すると、［39, 40］、スピ各々の分子相溶性について検討した。Fig. ８には、SF

ン有効拡散距離は 15 〜 65 nm と見積もられる。この／ PU 複合化不織布の T 1H 測定結果を示す。ブレンド前

結果より、SF ／ PU 複合化不織布中の SF と PU は、約Hの不織布では、SF と PU の T 1 値は、各々 0.9 s と 0.6

15 〜 65 nm の範囲にあることが示唆される。

s と異なる値であるが、ブレンド後では近似する傾向が見られた。これは、ブレンド後の SF と PU の 1H 核［3］動物埋植試験

スピン間においてエネルギー交換が生じスピン拡散が得られた SF ／ PU 複合化不織布をラット腹部大動脈生じることにより、SF と PU 間に存在する緩和時間に移植した。埋植後 3 ヶ月における、SF7PU3 不織布の差が平均化したと考えられる。

断面をマッソントリクローム（MTC）染色像を Fig.

このスピン拡散現象に関して、スピン有効拡散距離９に示す。PU 分子中に存在する PCL が一部分解するを見積もることで、ドメイン間距離を算出した。スピ

ことにより、不織布に空隙が生じ、不織布の中心部に

1

ン有効拡散距離 L は、拡散定数を D 、 H 核スピン−格及ぶコラーゼン組織の浸潤が認められる。埋植した血子緩和時間（T 1H, T 1 ρ H）をとすると、拡散方程式から、管周囲に、漏血や破綻は認められておらず、不織布は

1

L ＝√6Dt と表すことができる［38］。 H 核のスピン−適切な分解速度で組織との置換が生じているものと推

格子緩和時間は、測定法によって二種類求められ、実

測される。

1

H

験室系での H 核スピン−格子緩和時間（T 1 ）では数1

百〜数千ミリ秒のスケールを、回転座標系での H 核
H

以上の結果より、SF ／ PU 複合化不織布では、ESP
法という限定的な作製条件により、SF と PU の相分

スピン−格子緩和時間（T 1 ρ ）では数ミリ秒から数十離が抑制され、微細な混和状態が互いの結晶構造に影

ミリ秒のスケールを算出できる。この異なるスケール

響を及ぼすことが示された。特に SF7PU3 不織布では、の緩和時間を測定できる手法を用いて、拡散方程式に導入することで、相溶／非相溶時のおおよそのドメインサイズを見積もることができる。
（本稿では、T 1 ρ H
Gly CαAla CαSer CαGly C＝O
PCL －CH2－（3）PCL －CH2－（2）PCL －CH2－（5）PCL －CH2－O－

T1H［sec］

0.9
0.8
0.7
0.6
0.5

SF

SF7
SF5
PU3 PU5
sheet sheet sheet

SF3
PU7
PU
sheet sheet

Fig.８ T 1 plot of SF/PU composite nonwoven fabrics
H

8

Fig.９

Masson’s trichrome stain findings of rat abdominal
aorta for 3 months Arrows indicate collagen tissue
infiltration

東ソー研究・技術報告第 66 巻（2022）

SF 中の結晶化度が低く、PU の分解を担う PCL 結晶

M. Duguet, R. Perasso and Z. G. Li, Nucleic Acids

中の分子運動も大きいため、最も早く分解と組織再生

Res . 28, 2413（2000）が生じたことが示唆されるが、継続的な検討が必要である。

［8］T. Asakura, J. Yao, T. Yamane, K. Umemura, and A.
S. Ulrich, J. Am. Chem. Soc . 124, 8794（2002）［9］K. Zhang, F. W. Si, H. L. Duan, and J. Wang, Acta

4．おわりに
本稿では、高強度・高弾性、且つ各種生体適合性をBiomater . 6, 2165（2010）［10］M. Fini, A. Motta, P. Torricelli, G. Giavaresi, N.
Nicoli Aldini, M. Tschon, R. Giardino, and C.

有し、バイオマテリアルとして有用な素材である SF

Migliaresi, Biomaterials 26, 3527（2005）と、分解性を付与した PU をブレンドし、ESP 法によ［11］C. Y. Wang, K. H. Zhang, C. Y. Fan, X. M. Mo, H.

り細胞外マトリクスを模した繊維加工を施すことで、

J. Ruan, and F. F. Li, Acta Biomater . 7, 634（2011）

軟組織への組織工学材料を指向した不織布を作製し［12］D. N. Rockwood, R. C. Preda, T. Yücel, X. Wang,

た。作製した SF ／ PU 複合化不織布に対し、動物埋植

M. L. Lovett, and D. L. Kaplan, Nat. Protoc . 6,

試験及び固体 NMR 法による構造および分子運動解析

1612（2011）

を行い、ESP 法の紡糸に伴う相溶性と結晶構造の変化
が、生体内での分解に及ぼす影響の解明を試みた。
得られた SF ／ PU 複合化不織布の、ラット腹部大動
脈埋植後 3 ヶ月のコラーゲン染色像より、適切な材料の分解および組織再生の兆候を確認することができ［13］B. Panilaitis, G. H. Altman, J. Chen, H.-J. Jin, V.
Karageorgiou, and D. L. Kaplan, Biomaterials 24,3079（2003）［14］C. Vepari, D. L. Kaplan, V. Charu, Prog. Polym.

Sci . 32, 991（2007）

た。我々は当初、PU の混合比依存的な組織再生を想［15］Y. Qi, H. Wang, K. Wei, Y. Yang, R.-Y. Zheng, I.

定していたが、SF7PU3 組織の浸潤が不織布内部まで

S. Kim, and K.-Q. Zhang, Int. J. Mol. Sci. 18, 237

及び、最も再生が進行していた。局所構造解析では、（2017）

SF7PU3 不織布の SF 非晶領域が 10％程度増加している傾向を認めており、生体内での分解性との関係も示［16］T. K. Dash and V. B. Konkimalla, J. Control.

Release 158, 15（2012）

唆される。今後、SF ／ PU 複合化不織布の構造的特徴［17］E. J. Chong, T. T. Phan, I. J. Lim, Y. Z. Zhang,と in vivo 評価による組織浸潤能の亢進の相関性につB. H. Bay, S. Ramakrishna, and C. T. Lim, Acta

いて継続的に検討し、循環器系の再生医療分野に応用

Biomater . 3, 321（2007）

可能な新規組織工学材料の創製を目指す。

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