皮膚組織再生を目的とした生体組織類似コラーゲン組織体の作製

東京医科歯科大学生体材料工学研究所

南広祐

Most the of collagen matrix which is being used in tissue engineering and regenerative medicine is gel or sponge.
This type of collagen matrix is good in vitro cell culture, but cannot be directly used in our body, for its high inflammatory
response and poor mechanical property performance. Our goal is to prepare an artificial skin which possesses the same
physical and biological property as that of native skin. As a first step for constructing an artificial skin, we tried to prepare acollagen matrix with similar structure of native skin. To achieve this goal, we executed fibrillogenesis of collagen triple helix
in 0.9wt% NaCl and 0.02M Na2HPO4 aqueous solution using dialysis cassette. The resulting collagen matrix (F-Col) wascomposed of microfibrils which regulated D-periodicity. The collagen matrix prepared in this manner showed unfrangible
mechanical strength and high swelling ratio. To make the collagen matrix much stronger, we executed air-drying to obtain atougher collagen matrix (T-Col) which possesses viscoelastic property and high Young’s modulus. The dry collagen matrix
was composed of microlayers formed by the slow water evaporation. The lack in the collagen fibril triggered the macrophageinvasion although the degradation was almost same as F-Col after implantation. Furthermore, the fibrous encapsulation
promoted much faster for F-Col, leading to healing response. These indicate that the difference in the landscape (surface
geometry) and morphology is crucial for the control of biological properties. These results also indicate that the constructingof a collagen matrix which possesses the resembling structure to that of native skin would able to lead us to apply thecollagen in tissue engineering and regenerative medicine.

1．緒

ン組織体を組織代替物として加工して生体に移植する場合、

言問題を起こす可能性が高い。また、移植したコラーゲン組

コラーゲンは人体組織を構成するポリペプチドであり、織体が生体内で再構築（remodeling）が行われる際、コラ優れた生体適合性を有するため、種々なバイオマテリアルーゲン組織体の生分解が起きる。この生分解が組織の再構

分野に広く応用されている。特に細胞培養用スキャフォー

築より早く分解するのでデバイスの崩壊に繋がる可能性がドとして一般的に使われており、細胞の２次元細胞培養用高い。寸法安定性を解決するために行われている架橋法は、としては優れた効果があるものの、３次元細胞培養用にはコラーゲン構造物の分解能力を低下させ、内部の細胞の生未だ問題がある。問題の一つは、細胞を接着・増殖させる

着性を低下させる 1）。現在使用されているコラーゲン組織

ために多孔性構造をさせるが、その内部は直通孔ではない

体はほぼ架橋されたコラーゲンで構成されている。しかし、ため、内部に浸透することが困難である。その結果、細胞架橋のため、細胞接着および増殖に有効な官能基を化学的は生着せずに死滅する。３次元細胞培養のために広く行わに反応させるので安定した組織層の生成が難しい。

れているエレクトロスピニング法は分解性と直通孔性の面

これらの問題は人工皮膚の開発にバリアとして作用する。

では優れているものの、ポリマーとコラーゲンを混合する

移植するコラーゲン組織体の寸法安定性と分解性の調節、必要があるため、有機溶媒による毒性の問題や細胞培養に細胞の定着、増殖、遊走の促進、炎症抑制、高機械的な物

有効な作製条件を調節する必要がある。また、有機溶媒の性など物理的・生物学的特性を同時に確保する必要がある。

毒性とコラーゲン構造破壊など種々の問題が存在する。現

本研究グループでは、実用的な人工皮膚を開発するため、在、様々な応用分野にこの方法を用いているものの、まだコラーゲン組織体の構造制御に着目した。コラーゲン組織

実用化されたものは数少ない。

体を生体に移植することはこれを細胞の足場として使用すコラーゲンの最大問題は低寸法安定性である。細胞培養ることを意味する。細胞足場は、細胞挙動をコントロール

時、収縮が起こる問題がある。これは、コラーゲンに細胞する重要な役割を有する。生体内での細胞挙動を制御するを培養した際、体積が変化することを意味する。コラーゲ

微小環境では、足場は不溶性因子として知られており、足場の地形（landscape）や形態（morphology）により細胞の運命が決定される 2）。現在使用されているコラーゲン組織
体は架橋されているゲル（３重ら旋構造：３次構造）が多く、Preparation of a collagen matrix forregeneration of the skin tissue
Kwangwoo Nam
Institute of Biomaterials Bioengineering,Tokyo Medical and Dental University

その地形と形態が生体組織と異なる。生体組織は繊維構造を有するコラーゲン複合体であり、ゲルではない。そのため、本研究室ではコラーゲンゲル組織体作製ではなく、生体組織と同様あるいは類似構造を有するコラーゲン組織体− 31 −

コスメトロジー研究報告 Vol.19, 2011を作製し、生体組織の物理・生物学的特性を再現することから出し、コラーゲン構造体（F-Col）を得た。より緻密なを試みた。

構造を有するコラーゲン構造体を得るため、F-Col を 48 時

生体組織類似構造はコラーゲン３重ら旋構造を繊維化す

間自然乾燥させた後、蒸留水で洗浄し、薄い膜のようなコることから始まる。コラーゲン分子は pH と塩の濃度によラーゲン構造体（T-Col）を得た。本報告書では、F-Col とって配列が変わると知られている

3, 4）（Scheme 1）。特にT-Col を同時に示す時にはコラーゲンマトリックスを称し

NaCl の濃度を調節することにより、生体内と類似条件でた。

コラーゲンミクロ繊維の配列を再現することができ、生体

2. 1. 2コラーゲンゲルの作製

コラーゲン繊維と同じ構造を有するコラーゲン構造体を作繊維化されていないコラーゲン組織体を得、コラーゲン

製することも可能である。即ち、コラーゲンミクロ繊維のマトリックスと比べるために、コラーゲン 0.5 wt% と２配列を人体のコラーゲン配列を同様に作ることにより、生

wt% 水溶液を透析カセットの中に注入（2.5 mL）した後、4体組織と近い構造を人工的に再現することができ、３次元℃で超純水に入れ３日間透析を行った（F-Gel）。得られた細胞培養による組織再生が実現可能であると考えられる。

コラーゲンゲルを 48 時間自然乾燥させた後、pH 7.4 の水溶また、生体組織類似構造を有するため、生体内での炎症反液に入れ、24 時間安定させ、T-Gel を作製した。

応などを抑えることが可能である。即ち、コラーゲンミク

また、化学的に架橋されたコラーゲンゲルを作製し、そロ繊維の配列を人体のコラーゲン配列を同様に作ることにの特性を調べるために、
T-Gelを1-ethyl-3（3-dimethylaminopropyl）

より、今まで作られたコラーゲン構造体の中でも生体組織-1-carbodiimide hydrochloride（EDC）と N-hydroxysuccinimideと近い構造を人工的に再現することができ、３次元細胞培（NHS）含有エタノール 30% 水溶液で 24 時間架橋した（EN養による組織再生が実現可能であると考えられる。

ゲル）6）。F-Col、T-Col、コラーゲンゲル、そして EN ゲル本研究では、人工皮膚に応用可能なコラーゲン構造体のを用いて表面特性、物理的特性と生物学的特性を調べた。

作製を目的とし、生体類似構造を有するコラーゲン構造体を作製する方法とその物性を検討した。人工皮膚作製の重

2. 2

評価

要な要件として、抗収縮性、抗炎症性および生分解性の調

2. 2. 1

構造特性観察節、高機械的物性に注目し、コラーゲン繊維化を利用する

コラーゲンマトリックスのミクロ構造観察は、走査型電コラーゲン構造体を作製することで、最終的には人体の皮子顕微鏡（SEM）原子間力顕微鏡（AFM）を用いて行った。

膚組織を代替可能な皮膚組織再生の基盤技術の確立を目指

SEM を利用してコラーゲンマトリックスの繊維形成を観した。

察した。AFM はコラーゲン繊維の D-stagger の有無を確認するとともに繊維の直径を測定し、ナノ構造の観察に使

２．実験方法
2. 1

用した。

コラーゲンマトリックスとコラーゲンゲルの作製

収縮挙動は 37℃での体積の変化を超純水と生理食塩水

2. 1. 1 コラーゲンマトリックスの作製の中で 2 週間観察した。また、生理食塩水の中にコラーゲ

コラーゲン 0.5 wt% と 2 wt% 水溶液を用意し、透析カセットの中に注入（3mL）した後、4℃で NaCl/Na2HPO4 水溶

ンマトリックス及びコラーゲンゲルをいれ徐々に温度を上昇させ、サンプルの収縮および分解を確認した。

液に入れ、反応させた。24 時間後、透析カセットを水でコラーゲンマトリックスの膨潤度、収縮挙動、コラゲナ安定させた後（37℃）、コラーゲン構造体を透析カセットーゼによる生分解性を測定し、コラーゲンゲルと比較した。

Scheme1 Schematic image of change in the collagen alignment according
to the solution conditions.

− 32 −

皮膚組織再生を目的とした生体組織類似コラーゲン組織体の作製

膨潤度の測定は蒸留水（25℃）で行われ、1 週間後の含水

ラーゲンマトリックスは緻密な繊維構造で構成されている

したコラーゲンマトリックスとコラーゲンゲル重さと乾燥ことが判明された。AFM の結果から、コラーゲンマトリ

した後の重さを量った。膨潤度は式（1）を使用し計算した。

ックスのナノ構造はコラーゲン繊維で構成されており、コ

膨潤度（Q）＝Wh − Wd
Wd

ラーゲンゲルとは異なる繊維構造を有することが明らかと（1）なった。コラーゲン繊維は規則的な D-stagger 構造を有す

Wh は含水した重さを、Wd は乾燥した重さを表す。また、ること確認された [Fig. 1（a）, 下 ]。これは、生体組織と同マトリックスとゲルの含水率を計算するため、式（2）を使様なナノ構造を有することを意味する。T-Col を水および用した。

PBS に入れても F-Col に戻らないこと。また、この繊維構含水率（WR、％）＝
2. 2. 2Wd − Wh× 100
Wh

造は自然乾燥後、緻密なミクロ層が形成されるものの、（2）

D-stagger 構造に変化はない。これは、自然乾燥により自機械的特性評価

由水を増発され、構造再配列が起こるからである 5）。即ち、機械的な物性を測定するために、２つの方法で応力・歪水の増発はマトリックスの中にミクロ層を構築させると思み挙動を調べた。F-Col の場合、圧縮実験を行い、圧力にわれる。このミクロ層は皮膚組織など生体組織のミクロ構

対する機械的な強度を調べた。T-Col の場合、引張試験機

造と似ている。

を用いて、機械的な強度を測定した。得られたデータは応力・歪み曲線で再計算された後、ヤング率を計算した。

コラーゲンマトリックスのマクロ構造を見ると、２つの繊維層（コラーゲン繊維で構成された層）と 1 つのゲル層（コラーゲン繊維がない層）で構成されていることを見出

2. 3

コラーゲン繊維組織体の生物学的評価した。即ち、2 つの繊維層がゲル層を囲むサンドイッチ構

コラーゲン構造体とコラーゲンゲルの細胞挙動を調べる

造である。F-Col と T-Col のサンドイッチ構造は繊維化過ために、ラット由来の L929 細胞を用いて in vitro 実験を行程に深く関係する。F-Col の形成過程のスキームを Fig 3

った。コラーゲンマトリックスの生体内での挙動を調べるに 示 し た。 コ ラ ー ゲ ン 水 溶 液 を 含 ん だ 透 析 膜 を NaCl/

ため、ラットに皮下移植を行った。移植されたコラーゲン

Na2HPO4 水溶液に入れたら外から NaCl と Na2HPO4 が浸透

マトリックスを 2 週、8 週、24 週にて回収し、ヘマトキシ

すると同時に中からは HCl が漏洩される。HCl の漏洩はゲ

リン・エオジン染色と Kt-104 染色を用いて、組織学的評

ル化を NaCl と Na2HPO4 の浸透は繊維化を起こす。この反価を行った。

応は外から段階的に中に向けて起こる。HCl の漏洩が速い
場合、ゲル化が先に発生され、繊維化が起こらずに透明な3．結果および考察
3. 1

ゲル層を形成する。その結果、真中の部分は透明なゲル層

コラーゲンマトリックスの構造が形成され、外の繊維化層に囲まれたようなマトリックス

コラーゲンマトリックスは水溶液で安定であり、加水分が作製される。T-Col を作製する際、このゲル層が接着剤

解することもなかった。SEM で観察した結果コラーゲンのような役割を果たし、繊維化層を強く接着させる。これ

ゲルとコラーゲンマトリックスの構造は異なることを見出らの結果から、本コラーゲンマトリックスのナノとミクロした。Fig. 1 に示したように、コラーゲンゲルの場合、大構造は生体組織と類似構造を有することを確認した。

きな空を有する単一構造で構成されていることに対し、コ

Fig.1 The SEM images (upper) and AFM images (below) of (a) F-Gel and (b) F-Colland (c) T-Col.

− 33 −

コスメトロジー研究報告 Vol.19, 2011

3. 2

コラーゲンマトリックスの物理的特性性するものの、37℃では部分的な変性が見られる。3 重ら

コラーゲンマトリックスの構造により、その膨潤度に変

旋構造の変化はコラーゲン間分子間力を弱まり、結果的に化が現れた。F-Gel の場合、膨潤度（Q）が 50 を超えること

分子再位置が発生し、ゲルが収縮する 6）。しかし、コラーに対し、F-Col の 21 に達した（Fig. 2）。一方、T-Col の場合、ゲンマトリックスの場合、繊維構造である 4 次構造で構成

約 3.8 であり、F-Col と比べて 6 倍低膨潤度を示した。前項されている。コラーゲンら旋構造に変化が発生しても、繊に述べたように、自由水の蒸発により構造が変化し、低膨維の中での分子配列は抑えられると考えられる。

潤度を示したと考えられる。その結果、T-Col の全体コラ

Fig. 4 は熱に対するコラーゲンマトリックス（T-Col）のーゲン濃度は 21% まで増加し、機械的な強度も上昇する挙動を示している。一般的にコラーゲンは高温（ブタやウと予測される。一方、EN ゲルの膨潤度を T-Col と比べてシコラーゲンの場合 45℃）で変性しゼラチン化する特徴を見ると、T-Col の方が高膨潤度を示していることが確認さ有する 6）。コラーゲンゲルの場合、高温でコラーゲン変性

れた（Table 1）。これは、EN ゲルの分子内架橋が水の吸により、ゲル構造が崩壊する。一方、化学的に架橋したコ収を阻止しており、化学的に架橋されていない T-Col より

ラーゲンゲルは架橋剤によって異なるものの、65℃以上で低膨潤度を有すると考えられる 4）。

ある 4）。F-Col の場合、マトリックスの崩壊は約 50℃で見コラーゲンゲルとコラーゲンマトリックスを 37℃の超られた。T-Col の場合、80℃以上の高温でも崩壊が観察さ

純水と生理食塩水に入れ、その安定性を観察した。コラー

れず、収縮された。実際の変性温度を調べた結果、コラー

ゲンゲルの場合、1 週間でゲルの体積が低下することを確

ゲ ン マ ト リ ッ ク ス の 収 縮 温 度 は F-Col の 場 合 50 ℃ で、認した（Fig. 3）。一方、コラーゲンマトリックスの場合、

T-Col の場合 65℃であり、生体組織の収縮温度と同じであ

体積の変化は見られなかった。これは、コラーゲン 3 重らる。これは、コラーゲン繊維形成はコラーゲン安定性に関

旋の変性に起因する。コラーゲン 3 重ら旋は 45℃付近で変係するからである。Fig. 1 に示したように、T-Col のミク

Table1 Swelling ratio (Q) and water content of
F-Gel, F-Col and T-Col
Samples
F-Gel
F-Col
T-Col
EN gelFig. 2

Swelling ratio（Q） water content（%）
55.6
21.3
3.8
1.8

99.2
97.5
79.0
69.1

The swelling ratio of F-Col (black line) and F-Gel (red line).

Fig. 3 Collagen gels and collagen matrices after 1 week in water (left) and pH 7.4 aqueous solution(right). Notice the change in the color and the size of collagen gels.

− 34 −

皮膚組織再生を目的とした生体組織類似コラーゲン組織体の作製

ロ構造は F-Col と比べて緻密な構造を有する。この構造はリックスに架橋剤を使用せず得られることを意味する。

収縮温度を上乗させ、変性を抑制し、熱に対して比較的に3. 4

安定な構造を維持させると考えられる。

生物学的評価コラーゲンゲルとコラーゲンマトリックスの表面での細3. 3

コラーゲンマトリックスの機械的特性

胞定着と増殖を観察した（Fig. 6）。その結果、コラーゲン

圧縮実験結果を Fig 5 に示す。コラーゲンゲルの場合、

マトリックスとコラーゲンゲル表面に対し、細胞挙動に大コラーゲンマトリックスと比べ、低強度を有する。また、

きな差は見られなかった。コラーゲン組織体の表面の上にコラーゲンゲルの場合、90％以上圧縮させたら崩壊される細胞による新規コラーゲン層が見られた。この結果から、

ものの、F-Col の場合は崩壊しないことを見出した（Fig. 5

in vitro でのコラーゲンゲルとコラーゲンマトリックスに（a））
。これは、コラーゲン構造に起因する現象であると考対する細胞挙動は同じであることを見出した。

えられる。コラーゲンの繊維化によりコラーゲン組織体のしかし、コラーゲンマトリックスとコラーゲンゲルに対強度増加は引張実験を行った際にも観察された。T-Col はする生体内での生体反応は異なることが分かった（Fig. 7,

T-Gel とほぼ同じ破断変形率を有するものの、ヤング率を

8, 9）。コラーゲンゲルの場合、生体内での分解がコラーゲ大きな増加が確認された [Fig. 5（b）]。これは、コラーゲ

ンマトリックスより速いことが判明された。分解は F-Gel

ンの繊維化はコラーゲンマトリックスの機械的な物性の増の場合、炎症反応を伴うことに対し、F-Col と T-Col の場合、加に繋がることを意味する。これらの結果から、機械的な炎症反応が抑えられることが分かった。移植した２週間で物性はその構造に起因することを示している。また、コラ

は F-Gel の分解は F-Col と比べ変わらなかった。しかし、

ーゲンマトリックスの応力・歪み曲線は歪みの増加ととも移植物の周辺にマクロファージの生成が確認された（Fig.

7）に上乗することを確認した（J-curve） 。これは、コラー

7）。しかし、移植２か月後にはコラーゲンゲルは殆ど残ら

ゲンマトリックスは生物由来素材としての特徴を有するこ

ず、分解した。この反応は組織再構築に必要な自然的反応とを意味する。架橋されたコラーゲンの場合、J-curve のである 8）。一方、コラーゲンマトリックスの場合、移植 2

特徴を遺失し、プラスチックのように固い挙動を示す。こ週間マクロファージの生成が抑えられていることを確認しれから安定で生物由来素材の特性を有するコラーゲンマト

た。また、移植 2 か月後の結果を見ると、マトリックスのFig. 4

Fig. 5

Change in the size of T-Col according to the temperature.

The mechanical strength of F-Col and T-Col by compression test (a) and elongational test.

− 35 −

コスメトロジー研究報告 Vol.19, 2011

Fig. 6 (Left) Live/dead stained images of cell adhered on the F-Gel(top), F-Coll (middle), and T-Col (below). (Right) H-E-stained
histological images of the collagen gel after 2 weeks of implantation.
F-Gel (top), F-Coll (middle), and T-Col (below). Magnification, ×200.

Fig. 7 H-E stained (left) and kt-014 stained (right) images of F-Gel(A,B), F-Coll (C,D), and T-Col (E,F) after 2 weeks of implantation.

− 36 −

皮膚組織再生を目的とした生体組織類似コラーゲン組織体の作製

周辺組織は炎症反応が抑えられたまま組織再構築が始まっ

表面構造を有することに起因すると考える。コラーゲンゲていることが確認された（Fig. 8）。移植されたコラーゲン

ルとコラーゲンマトリックスは架橋されていないため、同ゲルは生体内では異物として認識されるので炎症反応が発様の化学的性質を有する。しかしながら、コラーゲン繊維生する。炎症反応を起こすマクロファージはコラーゲンの構造を有することで、生体は異物として反応しないので異３重ら旋を特定し反応するインテグリン受容体を有するた物反応が発生しないと考えられる。これは、微小環境でのめ、コラーゲンゲルを分解しながら中に浸潤する 9）。そのコラーゲン表面構造が非常に重要であることを意味する。

ため、ゲルの周辺は激しい炎症反応が見られるともにゲル

この結果は、脱細胞組織の皮下移植結果とよく似ているこの分解は加速される。結局、ゲルの周辺組織の再構築、定とから、コラーゲン組織体の表面地形と形態により生体の着および機能化を遅延させる。

異物反応が制御されると考えられる 10）。即ち、材料の生体

しかし、繊維化されたコラーゲン組織体は炎症反応が抑組織構造や表面特性は生物学的機能と関連性があることをえられたまま周辺組織の再構築が見られた。F-Col の場合、示している 11）。また、Fig. 3 に示したようにコラーゲンの細胞浸潤が見られたものの、炎症細胞（マクロファージと収縮が起きないため、人工皮膚として移植しても収縮する

異物巨細胞）が見られなかった。また、周辺組織のコラー問題はないと思われる。

ゲン繊維は成熟されていることが確認されていることから、

T-Col の場合、コラーゲンマトリックスの分解が起きな治癒過程に入っていると考えられる。コラーゲンマトリッ

かった。しかし、炎症細胞による周辺組織のカプセル化がクスが炎症反応を抑える理由は、コラーゲンゲルと異なる発生せず、コラーゲン繊維が生成されていることが明らか

Fig. 8 H-E stained (left) and kt-014 stained (right) images of F-Coll (A, B), and T-Col(C, D) after 8 weeks of implantation.

Fig. 9 H-E stained (left) and kt-014 stained (right) F-Coll after6 months ofimplantation.

− 37 −

コスメトロジー研究報告 Vol.19, 2011となった。これは、組織の再構築には移植物の分解が伴う（参考文献）

必要はないことを示している。また、F-Col と T-Col は細１）Nam K, Kimura T, Kishida A. Physical and biological

胞の定着が見られ、生体組織との融合が示唆された。これ

properties of collagen-phospholipid polymer hybrid

を 6 か月まで延長するとコラーゲンマトリックスは分解がgels, Biomaterials, 28, 3153–3162, 2007.

進まず、そのまま残っていることを確認した（Fig. 9）。こ

２）Warren Sands R, Mooney DJ. Polymers to direct cellの時、コラーゲンマトリックスの周辺組織は既に再構築さ

fate by controlling the microenvironment. Curr Opin

れ熟成されたコラーゲン繊維（太い繊維）が見られた。また、Biotech 18, 448-453, 2007.

コラーゲンマトリックスと生成されたコラーゲン繊維は完

３）Wood GC, Keech ML. The formation of fibrils

全に融合されていることが分かった（矢印）。これは、コfrom collagen solutions. The effect of experimental

ラーゲンマトリックスの移植後、移植部位にそのマトリッ

conditions: kinetics and electron microscopic studies.

クスは分解せず、生体組織と融合し、その機能を果たすこBiochem. J., 75, 588–598, 1960.

とが可能であることを意味する。類似挙動が移植した脱細４）Kadler KE, Holmes DF, Trotter JA, Chapman JA.

胞組織でも見られることから、組織再構築には移植物の分

Collagen fibril formation. Biochem. J., 316, 1–11, 1996.

。即ち、生体内

５）Nam K, Kimura T, Kishida A. Controlling coupling

での機能化と周辺組織の再生が同時に得られることを意味

reaction of EDC and NHS for preparation of collagenする。この時、移植物と生体組織間相互作用は必修である。

gels using ethanol/water co-solvents. Macromol. Biosci.,

これは、細胞の定着が不可能な表面を有する移植物（例：8, 32–37, 2008.

解が伴う必要がないことを示している

10, 12）架橋コラーゲン）は生体組織から遊離され、機能化できな

６）M i l e s C A , G h e l a s h v i l i M . P o l y m e r - i n - a - b o x
mechanism for the thermal stabilization of collagen

いからである。

molecules in fibers. Biophys. J., 76, 3243–3252, 1999.

これは、人工皮膚として移植した場合、ケロイド（傷痕）の抑制が可能であると期待される。ケロイドの発生は組織再構築と収縮に関係がある

７）Kuznetsova N, Chi SL, Leikin S. Type I collagen isthermally unstable at body temperature. Biochem., 37,

13, 14）。移植後の周辺組織の再構

11888–11895, 1998.

築の際、コラーゲン繊維の過生成と収縮による周辺組織への機械的張力は生体によるコラーゲン繊維形成調節機能を

８）Nathan C. Points of control in inflammation. Nature
420,846-852, 2002;.

低下させる。コラーゲンマトリックスの場合、寸法安定性を有すると同時に（Fig. 3）、マトリックスの崩壊やマクロ

９）Kao WJ, Zhao QH, Hiltner A, Anderson JM.

ファージによる異物反応が見られず、周辺組織の正常な構

Theoretical analysis of in vivo macrophage

築と早期治癒が予測される（Fig. 7−9）ことから、皮膚ケ

adhesion and foreign body giant cell formation on

ロイド生成を抑制するとともに周辺組織との融合が起る可polydimethylsiloxane, low density polyethylene, andpolyetherurethanes. J Biomed Mater Res;28,73-79,1994.

能であると考えられる。

4．総10）Funamoto S, Nam K, Kimura T, Murakoshi A,

括Hashimoto Y, Niwaya K, Kitamura S, Fujisato T,

本研究では、繊維化がコラーゲンマトリックスの作製にKishida A. The use of high-hydrostatic pressure

とても重要であることを見出した。コラーゲンの繊維化とtreatment to decellularize blood vessels. Biomaterials

同時にゲル化が発生し、コラーゲンマトリックスを安定さ

31, 3590–3595, 2010.

せると考えられる。また、コラーゲンマトリックスの物性

11）Yip C. Biomaterials in Reparative Medicine:は含水率を調節することにより制御可能である。このコラ

Biorelevant Structure-Property Analysis. Ann N Yーゲンマトリックスは水と熱に対しての安定性と高機械的Acad Sci 961, 109-111, 2002.

な物性を有する。コラーゲン組織体の構造調節の効果は移12）Allan B. Closer to nature: new biomaterials and植実験で明らかとなった。生体組織に近い構造（繊維構造）

tissue engineering in ophthalmology. Br J Ophthalmol
83, 1235-1240, 1999;.

を有することで炎症反応が抑えられるとともに、治癒過程が速くなることが分かった。本研究で開発したコラーゲン

13）Sussman MD, Effect of increased tissue traction

マトリックスを人工皮膚として応用することにより、移植

upon tensile strength of cutaneous incisions in rats,
Proc. Soc. Exp. Biol. Med. 123, 38–41, 1996.

した部位でのケロイドの抑制、早期組織再構築、機能回復が可能であると考えられる。

14）Tuan T-L and Nichter LS. The molecular basis of
keloid and hypertonic scar formation. Mol. Med. Today,
4, 19-24, 1998.

− 38 −