【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、生体親和性に優れた再生骨用足場材及びその製造方法に関し、特に、Ｔｉ製繊維の成形・焼成体からなる生体親和性に優れた再生骨用足場材及びその製造方法に関するものである。
【０００２】
【従来技術】
まず、ティッシュエンジニアリング（組織工学）とは、生きた細胞と足場材及び生理活性物質（増殖因子など）の組み合わせにより人工的に臓器、組織を作り出す工学のことで、これを利用することで、種々の臓器、組織の欠損や機能障害の根治が可能になる。
【０００３】
以下、骨の再生に絞って説明する。従来、骨の欠損等に対しては、自家骨乃至同種骨といった生物材料を移植する場合と、金属やセラミックからなる人工材料を移植する場合とに大別される。
【０００４】
まず、自家骨移植による場合、採骨部位に侵襲をきたすことがある上、その採骨量には自ずと制限ある。また、同種骨移植の場合には、そもそもドナーを捜す必要がある上、免疫学的拒絶反応や感染症の恐れがつきまとう。
一方、人工材料の場合には、脆弱である材料や骨形成がしにくかったり、骨との接合がしにくかったりと種々の問題がある。
【０００５】
そこで、こういった諸問題を解決するために、いわゆるティッシュエンジニアリング材料の利用が近年注目されている。
具体的には、ハイドロキシアパタイトや生体吸収性セラミックであるβ−ＴＣＰなどの人工材料に幹細胞を加えた複合体が、その代表的なものである。特に、β−ＴＣＰと幹細胞の複合体の場合、その生体親和性から、移植後、吸収により骨と完全に置換されるという良好な骨再生が期待できる。
【０００６】
【解決すべき課題】
しかしながら、これらの材料も、治癒期間、耐久性に問題があり、長期使用には不適当である。
ここで、これらの従来の足場材料を移植した場合の骨再生能について、図１に示す。この図１より明らかなとおり、硬度の経時変化からみて、元々の生体骨の硬度レベルに達するまで（この期間がいわば「治癒期間」ということができる。）には、β−ＴＣＰ製足場を用いてもかなりの長期間を有することになる。増して、ハイドロキシアパタイト製の足場材を用いた場合には、元々の生体骨の硬度に達することは期待できない。
【０００７】
そこで、生体骨に近いあるいはそれ以上の強度を有し、かつ短い治癒期間で済む培養人工骨が求められている。
特に、力学的負荷のかかる顎骨や管状骨などの区域欠損症例、骨粗鬆症などの高齢者特有の疾病や骨折、腫瘍切除後の広範囲にわたる骨欠損についての治療に利用しうる再生骨が求められている。
【０００８】
一方、チタンは、代表的な人工骨材料として知られているように金属材料の中では生体親和性に優れている。しかしながら、集束伸線法を初めとする通常の繊維作成法でチタン繊維を製造する場合、製造中に断線や各条間が結合してしまうこと等、所定の均一性を保ちつつある程度以上の線径に縮めることが難しく、また、その工程も、被覆処理、細線化、焼き入れ、細線化、集束化、被覆材の除去と多工程に及び量産性に乏しい。しかも、伸線加工時に用いる被膜材が、チタン中に拡散することが避けられないことから、繊維の低均一性ともあいまって骨芽細胞の生成能が著しく悪い。
このように従来のチタン繊維をそのまま、骨再生用の足場材料として用いることは困難である。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記の技術的課題を解決するためのものであって、次の技術的事項からなる。
本発明（１）は、一定長かつ一定断面寸法のチタン金属又はチタン合金繊維からなる不織布を、所定形状に成形したことを特徴とする生体親和性に優れた骨再生用チタン製足場材の製造方法である。
本発明（２）は、発明（１）の製造方法において、該繊維がコイル端面の回転切削により製造されることを特徴とする骨再生用チタン製足場材の製造方法である。
本発明（３）は、発明（１）又は発明（２）の製造方法において、該不織材の空隙率が７０〜９０％であることを特徴とする骨再生用チタン製足場材の製造方法である。
本発明（４）は、発明（１）〜（３）の何れか１発明の製造方法において、さらに該形状を崩すことなくこれを焼成したことを特徴とする生体親和性に優れた骨再生用チタン製足場材の製造方法である。
本発明（５）は、発明（４）記載の製造方法において、該形状が、チタン製ステムの外周に該不織材を巻き付けることにより形成されるものであり、該チタン製ステムと該不織材とが一体に焼成されていることを特徴とする再生骨用チタン製足場材の製造方法である。
本発明（６）は、発明（１）〜（５）の何れか１発明の製造方法において、該足場材がコーティング処理を施すことなくことを特徴とする骨再生用チタン製足場材の製造方法である。
本発明（７）は、発明（６）の骨再生用チタン製足場材の製造方法において、コーティング処理を施していない該足場材を被移植者より採取された骨髄中の未分化間葉系幹細胞を培養して作製した細胞浮遊液に浸漬する播種処理と、この播種処理後、足場材内にて該幹細胞を骨芽細胞に分化誘導しながら３次元培養する培養処理をさらに含むことを特徴とする骨再生用チタン製足場材の製造方法である。
本発明（８）は、一定長かつ一定断面寸法のチタン金属又はチタン合金繊維からなり、所定の形状を有する不織材であることを特徴とする生体親和性に優れた骨再生用チタン製足場材である。
本発明（９）は、一定長かつ一定断面寸法のチタン金属又はチタン合金繊維からなり、所定形状を有する焼成不織材であることを特徴とする生体親和性に優れた骨再生用チタン製足場材。
本発明（１０）は、発明（８）又は（９）の何れか１発明の骨再生用チタン製足場材において、該不織材の空隙率が７０〜９０％であることを特徴とする骨再生用チタン製足場材である。
本発明（１１）は、発明（９）又は（１０）の何れか１発明の再生骨用チタン製足場材において、該形状が、チタン製ステムの外周に巻き付けられた該不織材により形成されるものであって、該チタン製ステムと該不織材とが焼成一体化していることを特徴とする再生骨用チタン製足場材である。
本発明（１２）は、発明（８）〜（１１）の何れか１発明の骨再生用チタン製足場材において、該足場材がコーティング処理を介すことなく幹細胞の被播種処理材とされることを特徴とする骨再生用チタン製足場材である。
本発明（１３）は、発明（１２）の骨再生用チタン製足場材において、播種、３次元培養された骨芽細胞が該足場材中のチタン表面に均一に分布し、細胞−チタンの複合体となっていることを特徴とする骨再生用チタン製足場材である。
【００１０】
【実施の実施の形態】
まず、足場原料として、一定長、一定断面形状を金属繊維の製造法について、説明する。
図２に、本件発明にかかる、一定長、一定断面形状を金属繊維の製造法として、コイル端面切削法を用いた場合の装置の概要を示す。
【００１１】
チタン等の金属帯材をコイルに巻き取り、該コイル１の巻き取り軸方向端面にコイルの厚みに亘る切削刃２を当て、該コイルを、該巻き取り軸芯を中心として回転させることにより、一定長、一定断面形状の長尺金属繊維を簡便、大量に製造することができる。
なお、この場合、帯材の厚さと１回転当たりの送り量が繊維の断面形状の両辺となる。
【００１２】
ここで、本発明にかかる繊維のプロフィールの例示として、繊維の箔厚２５μｍと３０μｍの回転する耐熱ステンレスコイルを端面切削した場合に得られる繊維について、以下に示す。
・箔厚２５μｍの場合
繊維径：平均２３．７８μｍ（標準偏差：１．４０μｍ）
繊維長：平均６２．５８ｍｍ（標準偏差：１．２９ｍｍ）
・箔厚３０μｍの場合
繊維径：平均２９．３９μｍ（標準偏差：０９３μｍ）
繊維長：平均６６．９９ｍｍ（標準偏差：１．２０ｍｍ）
なお、このデータは、ランダムに抜き取った１００本の繊維で計算したものである。
【００１３】
また、コイル端面切削において、切削加工中の断線はほとんど認められなかったことから、その切削開始時と切削終了時に得られた繊維を破棄し、切削加工中のもののみを供試材として採用することにより、上述の事例のように略完全に繊維長が揃った繊維を得ることができた。
ここで、平均の繊維長は、コイルの箔厚、コイルの内径及びコイルの巻き数を変えることで、相当広範囲に自由に選択できるものである。少なくとも１０〜２００ｍｍ程度の範囲の長さものであれば、自由に取得しうる。また、この切削法によれば、チタンはもちろんのこと、ステンレス鋼、アルミニウムといった各種金属乃至合金の繊維を製造することができる。
【００１４】
かかるコイル端面の回転切削により製造された金属繊維の不織布を、骨欠損部に所定形状に成形したものをそのまま骨再生用の足場材料として用いることができる。不織布形態のほか、焼結不織布形態、織布形態、フェルト形態等にさらに加工したものも足場材料とすることができる。骨再生用足場材は、骨欠損部を補う目的からして、その骨欠損部形状への形成の簡便性が求められており、不織布形態のもの又はそれを焼結したものが望ましい。
【００１５】
これらの繊維材料は、切削後特段の処理を施すことなく、７０〜９０％という極めて高い空隙率が得られる点で、骨再生用足場材として有利である。また、その孔径分布を精緻に制御できる点でも優れている。さらに、焼結材を用いた場合、重量に対する機械的強度が優れている点で、適用部位が広い。
【００１６】
ここで、これらの足場材を移植して骨再生治療する場合のフローを図３に示す。まず第１ステップとして、移植部位形状に合わせて該チタン製繊維を成形する。必要により、焼成して形状維持強度を改善することもできる。次に、第２ステップは、患者の自家幹細胞を採取し、得られた幹細胞をｉｎ ｖｉｔｒｏで培養、増殖する工程である。これは第１ステップと並行して行うことができる。次に、第３ステップとして、第１ステップで製造された移植部位に形状に成形された前記チタン製繊維の足場に、前記第２ステップで培養、増殖された幹細胞を播種する。第４ステップとして、第３ステップで播種された幹細胞を骨芽細胞へと分化誘導させながら、足場材全体に行き渡るように３次元的培養を行う。第５ステップとして、第４ステップで３次元培養された骨芽細胞を含む足場材を移植部位に移植する。第６ステップとして、ｉｎ ｖｉｖｏで骨組織の再生を進める。以上が骨再生治療の概略である。
【００１７】
また図４に別の態様を示す。この態様では、帯状の不織布としたチタン製ファイバー３を用意し、チタンステム４の周面に該帯状不織布を巻き付け、移植部位外形に略沿った形状に成形する。このチタンステムに巻き付けた不織布を焼成して一体化した複合体を本発明における骨再生用足場材として用いることもできる。この態様の足場材であれば、大腿骨等の強負荷部位にも適用可能である。なお、図４の右図中に○印で模式的に表したものが、幹細胞５を表す。
【００１８】
【実施例１】
ラットに対して行った動物移植実験の概要を、図５に示す。まず、被験ラットから採取した骨髄中の未分化間葉系幹細胞をｉｎ ｖｉｔｒｏで培養した。
上述の図２に示す回転切削による金属繊維製造装置を用いて、次のＡ，Ｂ，Ｃの三種類のチタン繊維のサンプルを用意した。各サンプルの内容は、以下のとおりである。
サンプルＡは、板厚＝１００μｍ，１回転当たりの切削刃の送り＝２０μｍ／ｒｅｖ，空隙率＝９０％，換算繊維径＝７０μｍ。
サンプルＢは、板厚＝２００μｍ，１回転当たりの切削刃の送り＝３８μｍ／ｒｅｖ，空隙率＝９０％，換算繊維径＝１４０μｍ。
サンプルＣは、板厚＝２００μｍ，１回転当たりの切削刃の送り＝３８μｍ／ｒｅｖ，空隙率＝８６％，換算繊維径＝１４０μｍ。
【００１９】
なお、それぞれ、計算上の最大孔径は、次のとおりである。
サンプルＡ：３５０μｍ
サンプルＢ：７００μｍ
サンプルＣ：５００μｍ
【００２０】
ここで、最大孔径と空隙率の間には、一般に、次式の関係が成り立つことが知られており、上述の最大孔径はこの式に基づいて算出されたものである。
最大孔径＝使用繊維径×５０／（１００−空隙率（％））
【００２１】
これらの、各チタンファイバーのサンプルを、ブロック６に成形した（各ブロックを「チタンＡ」、「チタンＢ」、「チタンＣ」と呼ぶ。）。この時点での各ブロック表面の走査型顕微鏡写真（それぞれ、倍率は、×６０，×３００，×１５００である。）をそれぞれ図６〜図８（上部）に示す。
【００２２】
一方、Ｆｉｓｃｈｅｒ系６−８週齢雄性ラットの大腿骨より骨髄細胞の採取を行った。
採取した骨髄細胞は１５％ウシ胎仔血清および抗生剤（ペニシリン１０００Ｕ／ｍｌ、ストレプトマイシン０．１ｍｇ／ｍｌ、アンホテリシンＢ ０．２５μｇ／ｍｌ）を添加したＭｉｎｉｍｕｍ Ｅｓｓｅｎｔｉａｌ Ｍｅｄｉｕｍ（ＭＥＭ培地） 中にて１０日間初代培養を行った。培養は３７℃、５％ＣＯ２下にて行った。その後、トリプシン‐ＥＤＴＡ処理により細胞浮遊液を作製した。４８穴プレートにおいてチタン繊維を作製した細胞浮遊液に浸漬することにより、細胞‐チタン複合体を作製した。
細胞‐チタン複合体は上記培地に１０− ８Ｍデキサメタゾン、１０ｍＭ β−グリセロフォスフェート、５０μｇ／ｍｌアスコルビン酸を加えた培地において２０日間継代培養を行った。培養中、培地交換は週に３回行った。
この時点での各ブロック表面の走査型顕微鏡写真（それぞれ、倍率は、×６０，×３００，×１５００である。）をそれぞれ図６〜図８（下部）に示す。
【００２３】
そして、培養が終了した細胞‐チタン複合体７は同系ラットの背部皮下に移植し、２週、４週、８週後にそれぞれ摘出し、評価した。また、コントロールとして細胞を含まないチタン繊維を同系ラットの背部皮下に移植し、２週、４週、８週後に同様に評価した。
【００２４】
この結果を、図９〜１１に示す。これは、移植後８週後に摘出したチタン繊維の組織像（倍率は、×８０倍である。（なお、図１１の左側は、３０倍である。））であって、赤く染色されている部分（図中では、濃いめの灰色部分）が骨組織が認められる部分である。なお、紫色の部分（図中、薄い灰色部分（前述の染色された部分と後述のチタン繊維の黒色部分を除く全域）は結合組織、黒色の部分（図中、黒色）はチタン繊維に相当する。
【００２５】
特に、チタンＢ、チタンＣのやや大きめの最大孔径を有するサンプルに特に良好な骨形成が認められた。
よって、最大孔径が５００μｍ以上のチタン繊維の不織材を用いることが、骨形成にとって望ましい。
なお、コイル端面切削法は幅広い箔厚のコイル材に対し、適用可能であるので、特に上限はないが、敢えて、こういった製法により製造されたチタン繊維の不織布を用いることの技術的優位性からすれば、最大孔径の上限は、１０００μｍ程度であることが望ましい。
【００２６】
【発明の効果】
本発明は、骨再生用足場材として、一定長、一定断面寸法を有するチタン製繊維の成形、焼成物を用いていることから、元々の強度を超える強度を持たせることが可能になったばかりでなく、均一な孔の分布と高い空隙率であることから、良好な骨組織の再生が可能となった。
結果として、短い治癒期間とできる上、少なくとも再生骨表面は、再生した自身の骨組織からなることから、拒絶反応等の問題を完全に解消することができるようになった。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来の足場材料による骨再生能を示す模式図
【図２】本発明にかかる金属繊維製造装置の一例を示す図
【図３】本発明にかかる標準的な骨再生治療のフローを示す図
【図４】チタンステムを用いた本発明にかかる骨再生用足場材の一例を示す図
【図５】ラットに対し本発明にかかる骨再生用足場材を移植する実験の概要を示す図
【図６】本発明にかかるチタン繊維（チタンＡ）及びその骨芽細胞誘導後の走査型顕微鏡写真
【図７】本発明にかかるチタン繊維（チタンＢ）及びその骨芽細胞誘導後の走査型顕微鏡写真
【図８】本発明にかかるチタン繊維（チタンＣ）及びその骨芽細胞誘導後の走査型顕微鏡写真
【図９】本発明にかかるチタン繊維（チタンＡ）の移植後（８週間）の組織写真
【図１０】本発明にかかるチタン繊維（チタンＢ）の移植後（８週間）の組織写真
【図１１】本発明にかかるチタン繊維（チタンＣ）の移植後（８週間）の組織写真
【符号の説明】
１ 金属帯材のコイル
２ 切削刃
３ チタンファイバー
４ チタンステム
５ 幹細胞
６ チタンファイバーブロック
７ 細胞−チタン複合体[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a scaffold for regenerated bone having excellent biocompatibility and a method for producing the same, and more particularly to a scaffold for regenerated bone having excellent biocompatibility comprising a molded and fired body of Ti fiber and a method for producing the same. It is.
[0002]
[Prior art]
First, tissue engineering is a technology that artificially creates organs and tissues using a combination of living cells, scaffolds, and biologically active substances (such as growth factors). Cures organ and tissue deficiencies and dysfunctions.
[0003]
The following description focuses on bone regeneration. Conventionally, bone defects and the like are roughly classified into a case where a biological material such as autologous bone or allogeneic bone is transplanted, and a case where an artificial material made of metal or ceramic is transplanted.
[0004]
First, in the case of autologous bone transplantation, the bone extraction site may be invaded, and the amount of bone harvested is naturally limited. In the case of allogeneic bone transplantation, it is necessary to search for a donor in the first place, and there is a risk of immunological rejection and infection.
On the other hand, in the case of artificial materials, there are various problems, such as fragile materials and difficulty in bone formation, and difficulty in bonding with bone.
[0005]
Therefore, in order to solve these problems, the use of a so-called tissue engineering material has attracted attention in recent years.
Specifically, a typical example thereof is a complex obtained by adding stem cells to an artificial material such as hydroxyapatite or β-TCP which is a bioabsorbable ceramic. In particular, in the case of a complex of β-TCP and a stem cell, favorable bone regeneration, in which bone is completely replaced by bone after transplantation, can be expected due to its biocompatibility.
[0006]
【task to solve】
However, these materials also have problems in the healing period and durability and are unsuitable for long-term use.
FIG. 1 shows the bone regeneration ability when these conventional scaffold materials are implanted. As is apparent from FIG. 1, a β-TCP scaffold is used until the hardness level of the original living bone is reached (this period can be called a “healing period”) in view of the temporal change in hardness. Will have a considerable length of time. In addition, when a hydroxyapatite scaffold is used, it cannot be expected to reach the original hardness of the living bone.
[0007]
Therefore, a cultured artificial bone having a strength close to or higher than that of a living bone and requiring only a short healing period is required.
In particular, there is a need for regenerative bone that can be used for treatment of segmental defects such as jaw bones and tubular bones that are subject to mechanical load, diseases and fractures specific to the elderly such as osteoporosis, and extensive bone defects after tumor resection. .
[0008]
On the other hand, titanium is excellent in biocompatibility among metallic materials as is known as a typical artificial bone material. However, when manufacturing titanium fibers by a normal fiber making method such as the bundle drawing method, a certain degree of wire is maintained while maintaining predetermined uniformity, such as disconnection or bonding between strips during manufacturing. It is difficult to reduce the diameter, and the process is multi-step including coating, thinning, quenching, thinning, convergence, and removal of the coating material. In addition, since the coating material used during the wire drawing process is inevitably diffused into titanium, the ability to generate osteoblasts is extremely poor in combination with the low uniformity of the fibers.
Thus, it is difficult to use the conventional titanium fiber as it is as a scaffold for bone regeneration.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
The present invention is to solve the above technical problem, and comprises the following technical items.
The present invention (1) is to manufacture a titanium scaffold for bone regeneration having excellent biocompatibility, wherein a nonwoven fabric made of titanium metal or titanium alloy fiber having a fixed length and a fixed cross-sectional dimension is formed into a predetermined shape. Is the way.
The present invention (2) is a method for producing a titanium scaffold for bone regeneration, wherein the fiber is produced by rotary cutting of a coil end face in the production method of the invention (1).
The present invention (3) provides a method for producing a titanium scaffold for bone regeneration according to the method of the invention (1) or (2), wherein the porosity of the nonwoven material is 70 to 90%. It is.
The present invention (4) is a method for bone regeneration excellent in biocompatibility, characterized in that, in the manufacturing method according to any one of the inventions (1) to (3), the shape is fired without breaking the shape. This is a method for manufacturing a titanium scaffold.
The present invention (5) provides the manufacturing method according to the invention (4), wherein the shape is formed by winding the nonwoven material around the outer periphery of a titanium stem. A method for producing a titanium scaffold for regenerated bone, wherein the material is integrally fired.
The present invention (6) provides a method for producing a titanium scaffold for bone regeneration according to any one of the inventions (1) to (5), wherein the scaffold is not subjected to a coating treatment. It is.
The present invention (7) provides the method for producing a titanium scaffold for bone regeneration according to the invention (6), wherein the scaffold without a coating treatment is not differentiated mesenchymal stem cells in bone marrow collected from a recipient. And further comprising a seeding process of immersing the stem cells in a cell suspension prepared by culturing the cells, and a culture process of three-dimensionally culturing the stem cells in the scaffold while inducing differentiation into osteoblasts after the seeding process. This is a method for producing a titanium scaffold for bone regeneration.
The present invention (8) is a titanium scaffold for bone regeneration excellent in biocompatibility, wherein the scaffold is made of a nonwoven material having a predetermined shape and made of a titanium metal or a titanium alloy fiber having a certain length and a certain cross-sectional size. Material.
The present invention (9) is a titanium scaffold for bone regeneration excellent in biocompatibility, which is made of a fired non-woven material having a predetermined shape and made of a titanium metal or titanium alloy fiber having a certain length and a certain cross section. Wood.
The present invention (10) provides a bone scaffold made of titanium according to any one of the inventions (8) and (9), wherein the porosity of the nonwoven material is 70 to 90%. It is a titanium scaffold for regeneration.
The present invention (11) provides the regenerated bone scaffold made of titanium according to any one of the inventions (9) and (10), wherein the shape is formed by the nonwoven material wound around the outer periphery of the titanium stem. A titanium scaffold for regenerated bone, wherein the titanium stem and the nonwoven material are integrated by firing.
The present invention (12) is the titanium scaffold for bone regeneration according to any one of the inventions (8) to (11), wherein the scaffold is used as a seed cell seeding treatment material without any coating treatment. A scaffold made of titanium for bone regeneration, characterized in that:
The present invention (13) provides a titanium scaffold for bone regeneration according to the invention (12), in which seeded and three-dimensionally cultured osteoblasts are uniformly distributed on the titanium surface in the scaffold, and a cell-titanium composite is provided. It is a titanium scaffold for bone regeneration characterized by being a body.
[0010]
[Embodiment]
First, a method for producing a metal fiber having a fixed length and a fixed cross-sectional shape as a scaffold raw material will be described.
FIG. 2 shows an outline of an apparatus according to the present invention when a coil end face cutting method is used as a method for producing metal fibers with a fixed length and a constant cross-sectional shape.
[0011]
By winding a metal strip such as titanium around a coil, applying a cutting blade 2 over the thickness of the coil to the winding axial direction end face of the coil 1, and rotating the coil about the winding axis. Long metal fibers of a fixed length and a fixed cross section can be easily and mass-produced.
In this case, the thickness of the strip and the feed amount per rotation are both sides of the cross-sectional shape of the fiber.
[0012]
Here, as an example of the profile of the fiber according to the present invention, a fiber obtained by cutting the end surface of a rotating heat-resistant stainless steel coil having a foil thickness of 25 μm and 30 μm will be described below.
・ Foil thickness: 25 μm Fiber diameter: average 23.78 μm (standard deviation: 1.40 μm)
Fiber length: 62.58 mm on average (standard deviation: 1.29 mm)
・ Foil thickness: 30 μm Fiber diameter: 29.39 μm on average (standard deviation: 093 μm)
Fiber length: average 66.99 mm (standard deviation: 1.20 mm)
In addition, this data was calculated with 100 fibers randomly sampled.
[0013]
In addition, in the cutting of the coil end surface, since there was almost no disconnection during the cutting process, the fibers obtained at the start of the cutting and at the end of the cutting were discarded, and only the material during the cutting process was adopted as the test material. As a result, it was possible to obtain a fiber having a substantially uniform fiber length as in the case described above.
Here, the average fiber length can be freely selected over a wide range by changing the foil thickness of the coil, the inner diameter of the coil, and the number of turns of the coil. It can be obtained freely as long as it has a length of at least about 10 to 200 mm. According to this cutting method, not only titanium but also fibers of various metals or alloys such as stainless steel and aluminum can be produced.
[0014]
A non-woven fabric of a metal fiber produced by rotary cutting of the coil end surface, which is formed into a predetermined shape in a bone defect part, can be used as a scaffold material for bone regeneration. In addition to the nonwoven fabric, a scaffold material may be further processed into a sintered nonwoven fabric, a woven fabric, a felt, or the like. The scaffold for bone regeneration is required to be easily formed into the shape of the bone defect for the purpose of supplementing the bone defect, and a nonwoven fabric or a sintered material thereof is desirable.
[0015]
These fiber materials are advantageous as scaffolds for bone regeneration in that an extremely high porosity of 70 to 90% can be obtained without any special treatment after cutting. It is also excellent in that the pore size distribution can be precisely controlled. Furthermore, when a sintered material is used, the application site is wide in that the mechanical strength with respect to weight is excellent.
[0016]
Here, FIG. 3 shows a flow in the case of transplanting these scaffolds and performing bone regeneration treatment. First, as a first step, the titanium fiber is molded according to the shape of the transplantation site. If necessary, firing can be performed to improve the shape maintaining strength. Next, the second step is a step of collecting autologous stem cells of a patient, and culturing and expanding the obtained stem cells in vitro. This can be done in parallel with the first step. Next, as a third step, the stem cells cultured and proliferated in the second step are seeded on the titanium fiber scaffold formed into a shape at the transplant site manufactured in the first step. As a fourth step, the stem cells seeded in the third step are subjected to three-dimensional culture so as to spread over the entire scaffold while inducing differentiation into osteoblasts. As a fifth step, a scaffold containing osteoblasts three-dimensionally cultured in the fourth step is transplanted to a transplant site. As a sixth step, the regeneration of bone tissue is advanced in vivo. The above is the outline of the bone regeneration treatment.
[0017]
FIG. 4 shows another embodiment. In this embodiment, a titanium fiber 3 made of a band-shaped nonwoven fabric is prepared, and the band-shaped nonwoven fabric is wound around the peripheral surface of a titanium stem 4 and formed into a shape substantially along the outer shape of the transplantation site. The composite obtained by firing and integrating the nonwoven fabric wound around the titanium stem can also be used as the scaffold for bone regeneration in the present invention. The scaffolding material of this embodiment can be applied to a heavy load site such as a femur. In addition, what is schematically represented by a circle in the right diagram of FIG. 4 represents the stem cell 5.
[0018]
Embodiment 1
The outline of the animal transplantation experiment performed on the rat is shown in FIG. First, undifferentiated mesenchymal stem cells in bone marrow collected from a test rat were cultured in vitro.
The following three types of titanium fiber samples A, B, and C were prepared using the apparatus for producing metal fibers by rotary cutting shown in FIG. 2 described above. The contents of each sample are as follows.
Sample A had a plate thickness of 100 μm, a feed of the cutting blade per rotation = 20 μm / rev, a porosity of 90%, and a reduced fiber diameter of 70 μm.
Sample B has a thickness of 200 μm, feed of the cutting blade per rotation = 38 μm / rev, porosity = 90%, and converted fiber diameter = 140 μm.
Sample C has a thickness of 200 μm, feed of the cutting blade per rotation = 38 μm / rev, porosity = 86%, and converted fiber diameter = 140 μm.
[0019]
In addition, the calculated maximum pore diameter is as follows, respectively.
Sample A: 350 μm
Sample B: 700 μm
Sample C: 500 μm
[0020]
Here, it is generally known that the following formula is established between the maximum pore size and the porosity, and the above-described maximum pore size is calculated based on this formula.
Maximum pore diameter = used fiber diameter x 50 / (100-porosity (%))
[0021]
These titanium fiber samples were formed into blocks 6 (each block is referred to as “titanium A”, “titanium B”, and “titanium C”). Scanning micrographs of the surface of each block at this point (the magnifications are × 60, × 300, and × 1500, respectively) are shown in FIGS. 6 to 8 (upper part).
[0022]
On the other hand, bone marrow cells were collected from the femur of Fischer strain 6-8 week old male rats.
The collected bone marrow cells were primary-cultured for 10 days in Minimal Essential Medium (MEM medium) supplemented with 15% fetal bovine serum and antibiotics (penicillin 1000 U / ml, streptomycin 0.1 mg / ml, amphotericin B 0.25 μg / ml). Culture was performed. The culture was performed at 37 ° C. under 5% CO 2 . Thereafter, a cell suspension was prepared by trypsin-EDTA treatment. A cell-titanium complex was prepared by immersing the titanium fibers in a cell suspension prepared in a 48-well plate.
Cells - Titanium complexes the medium 10 - went 8 M dexamethasone, 10 mM beta-glycerophosphate, and 20 days subculture in medium supplemented with 50 [mu] g / ml ascorbic acid. During the culture, the medium was changed three times a week.
Scanning micrographs of the surface of each block at this time (the magnifications are × 60, × 300, and × 1500, respectively) are shown in FIGS. 6 to 8 (lower part).
[0023]
The cultured cell-titanium complex 7 was subcutaneously implanted subcutaneously in the back of syngeneic rats, and extirpated and evaluated after 2, 4 and 8 weeks, respectively. As a control, a titanium fiber containing no cells was implanted subcutaneously in the back of syngeneic rats, and the same evaluation was performed after 2, 4 and 8 weeks.
[0024]
The results are shown in FIGS. This is a tissue image (magnification is × 80. (The left side in FIG. 11 is × 30.)) Of a titanium fiber extracted 8 weeks after transplantation, and is stained red. The portion (the dark gray portion in the figure) is the portion where bone tissue is observed. The purple part (the light gray part in the figure (the whole area except for the dyed part and the black part of the titanium fiber described later) corresponds to the connective tissue, and the black part (black in the figure) corresponds to the titanium fiber). .
[0025]
In particular, particularly good bone formation was observed in the samples of titanium B and titanium C having slightly larger maximum pore sizes.
Therefore, it is desirable for bone formation to use a nonwoven material of titanium fiber having a maximum pore diameter of 500 μm or more.
The coil end face cutting method is applicable to coil materials with a wide range of foil thicknesses, so there is no particular upper limit. However, the technical advantage of using a nonwoven fabric of titanium fiber produced by such a method dare Therefore, it is desirable that the upper limit of the maximum pore diameter is about 1000 μm.
[0026]
【The invention's effect】
The present invention uses, as a bone regeneration scaffold, a molded titanium fiber having a fixed length and a fixed cross-sectional dimension, and a fired product, so that it is possible to have a strength exceeding the original strength. In addition, the uniform pore distribution and the high porosity enabled good bone tissue regeneration.
As a result, a short healing period can be achieved, and at least the regenerated bone surface is composed of regenerated bone tissue, so that problems such as rejection can be completely eliminated.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic view showing a bone regeneration ability of a conventional scaffold material. FIG. 2 is a view showing an example of a metal fiber manufacturing apparatus according to the present invention. FIG. 3 is a flow chart of a standard bone regeneration treatment according to the present invention. FIG. 4 shows an example of a bone regeneration scaffold according to the present invention using a titanium stem. FIG. 5 shows an outline of an experiment of implanting a bone regeneration scaffold according to the present invention into a rat. FIG. 6 is a scanning micrograph of the titanium fiber (titanium A) of the present invention and its osteoblasts after induction. FIG. 7 is a titanium fiber of the present invention (titanium B) and its scanning type after osteoblast induction. Micrograph [FIG. 8] Titanium fiber (Titanium C) of the present invention and a scanning micrograph thereof after osteoblast induction [FIG. 9] Titanium fiber (Titanium A) of the present invention after transplantation (8 weeks) Structure photograph [FIG. 10] Titanium fiber (Cita [EXPLANATION OF SYMBOLS] structural photograph of the titanium fiber according to the structure photograph 11 present invention after implantation (8 weeks) (after implantation of titanium C) (8 weeks) of B)
Reference Signs List 1 coil of metal strip 2 cutting blade 3 titanium fiber 4 titanium stem 5 stem cell 6 titanium fiber block 7 cell-titanium complex