タンパク質による生体材料の表面改質
タンパク質のパターン形成 – チェス盤パターン

生体材料とは、生物系と接触して使用される材料です。金属、ポリマー、セラミックなどの生体材料は、生体適合性と表面改質の適用性が高く、現在広く利用されています。これにより、目的とするデバイスのバルク特性を維持しながら、生体環境における性能を向上させるための特性改変が可能になります。

表面改質は、分子レベル、細胞レベル、組織レベルにおける生体材料と生理学的環境との間の物理化学的相互作用の基礎（細菌接着の低減、細胞接着の促進）に関わっています。現在、生体材料の特性評価と表面改質には様々な方法があり、これらの基本概念は様々なバイオメディカルソリューションに有用に応用されています。

関数

表面改質の機能は、表面の物理的および化学的特性を変えて、元の材料の機能性を向上させることです。様々な種類の生体材料（セラミック、ポリマー、金属、複合材料）のタンパク質表面改質は、最終的に材料の生体適合性を高め、特定の用途向けの生体活性材料として相互作用するために行われます。ペースメーカーやステントなどの埋め込み型医療機器の開発における様々な生物医学的用途では、生体適合性が生物学的反応を決定する上で重要な役割を果たすため、特定の材料とタンパク質の表面特性/相互作用を生体適合性に関して評価する必要があります。例えば、材料の表面の疎水性または親水性を変更できます。生理学的環境と表面材料との間の生体適合性を工学的に設計することで、新たな生体機能性を備えた医療製品、材料、外科手術が可能になります。

表面改質は様々な方法で行うことができますが、物理的（物理吸着、ラングミュア・ブロジェット膜）、化学的（強酸による酸化、オゾン処理、化学吸着、火炎処理）、放射線（グロー放電、コロナ放電、光活性化（UV）、レーザー、イオンビーム、プラズマ浸漬イオン注入、電子ビームリソグラフィー、γ線照射）の3つの主要なグループに分類できます。[1]

生体適合性

生物医学的観点から、生体適合性とは、特定の用途において適切な宿主反応を示す材料の能力を指します。これは、無毒性であること、異常な組織形成を伴う慢性炎症反応などの有害反応を誘発しないこと、そして妥当な寿命にわたって適切に機能するように設計されていることを指します。[2]生体適合性は、表面改質された材料が宿主に害を及ぼさず、材料自体も宿主によって害されないという生体材料の要件です。ほとんどの合成生体材料は、天然組織の物理的特性と同等、あるいはそれを超える特性を有していますが、血栓形成、炎症、感染などの好ましくない生理反応を引き起こすことがよくあります。

バイオインテグレーションとは、例えば整形外科用インプラントにおいて、良好な生体適合性条件下で人工インプラント材料と骨組織が完全に融合し、機械的に強固な界面を形成することを究極の目標としています。[3]材料の表面を改質することで生体適合性を向上させることができ、バルク特性を変えることなく行うことができます。生体材料においては、最上層分子層の特性が非常に重要です。[4]なぜなら、表面層は生体環境と物理化学的に接触しているからです。

さらに、生体材料の中には生体適合性に優れているものの、耐摩耗性、耐腐食性、濡れ性、潤滑性といった機械的・物理的特性が低いものもあります。このような場合、表面改質を利用してコーティング層を堆積させたり、基材と混合して複合層を形成したりします。

細胞接着

タンパク質はアミノ酸の異なる配列から構成されており、多数の分子結合によって構造形状が変化することで、多様な機能を発揮します。アミノ酸は、極性、非極性、正電荷、負電荷など、異なる側鎖を持つことで異なる特性を示します。したがって、異なるタンパク質、例えばアルギニン-グリシン-アスパラギン酸（RGD）配列を含む分子を結合させることで、組織スキャフォールドの表面が改変され、生理学的環境に置かれた際に細胞接着が改善されることが期待されます。[5]表面のさらなる改変としては、2Dまたは3Dパターンの官能基を表面に結合させることで、細胞の配列が誘導され、新しい組織の形成が改善される可能性があります。[6] [7] [8] [9] [10]

生体医療材料

上記に挙げた表面改質技術の中には、特定の機能や材料の種類に特化して用いられるものがあります。プラズマ浸漬イオン注入法の利点の一つは、ほとんどの材料を処理できることです。イオン注入法は、生体材料の表面特性を向上させるために用いられる効果的な表面処理技術です。[2] [11] [12] [13]プラズマ改質の独自の利点は、強度などの材料の好ましいバルク特性はそのままに、表面特性と生体適合性を選択的に向上させることができることです。全体として、複雑な形状の医療用インプラントを改質する効果的な方法です。プラズマ改質を用いて表面機能を変化させることで、最適な表面、化学的、物理的特性を得ることができます。

プラズマ浸漬注入法は、ポリマーなどの低融点材料に適した技術であり、ピンホールのない層と基板との接着性を向上させるために広く受け入れられています。 最終的な目標は、窒素、[14]カルシウム、[15] [16]ナトリウム[17]などのさまざまな生物学的に重要な元素を注入したさまざまな種類のバイオメディカル薄膜を製造することにより、生体適合性、耐腐食性、機能性などの生体材料の特性を強化することです。 これまでに、酸化チタン[18]窒化チタン[ 19 ]ダイヤモンドライクカーボン[20]などのさまざまな薄膜が処理されており、その結果、処理された材料は、バイオメディカルインプラントで現在使用されているいくつかの薄膜と比較して、より優れた生体適合性を示すことが示されている。 製造された薄膜の生体適合性を評価するためには、さまざまなin vitro生物学的環境を実施する必要がある。

生物学的反応

インプラントが細胞外マトリックスタンパク質でコーティングされている場合、免疫系の反応は異なります。インプラントを囲むタンパク質は、自然免疫系からインプラントを「隠す」役割を果たします。しかし、インプラントがアレルゲンタンパク質でコーティングされている場合、患者の獲得免疫反応が誘発される可能性があります。このような免疫反応を抑制するために、免疫抑制薬を処方したり、自己組織からタンパク質コーティングを生成させたりすることがあります。

急性反応

インプラント（および手術による組織損傷）の挿入直後は、急性炎症が発生します。急性炎症の典型的な兆候は、発赤、腫れ、熱感、痛み、機能喪失です。組織損傷による出血は血液凝固を引き起こし、潜在的な肥満細胞を刺激します。肥満細胞は血管内皮を活性化するケモカインを放出します。血管が拡張して漏れやすくなり、急性炎症に関連する発赤と腫れが発生します。活性化した内皮は、インプラントに移行してそれを非生物学的なものとして認識するマクロファージを含む血漿と白血球の血管外漏出を許します。マクロファージは異物と戦うために酸化物質を放出します。抗酸化物質が異物を破壊できない場合、慢性炎症が始まります。

慢性反応

非分解性材料のインプラントは、最終的に慢性炎症と線維性被膜の形成を引き起こします。病原体を破壊できなかったマクロファージは融合して異物巨細胞を形成し、インプラントを隔離します。高濃度の酸化物質は線維芽細胞にコラーゲンの分泌を促し、インプラントの周囲に線維性組織層を形成します。

インプラントを細胞外マトリックスタンパク質でコーティングすることで、マクロファージはインプラントを非生物学的なものとして認識できなくなります。こうしてインプラントは宿主との継続的な相互作用が可能になり、周囲の組織に様々な結果をもたらします。例えば、インプラントは血管新生薬を分泌することで治癒を促進する可能性があります。

製造技術

身体改造

物理的固定化とは、生体模倣材料で材料をコーティングするだけで、構造は変化させません。コラーゲンやラミニンなどの細胞接着タンパク質を含む様々な生体模倣材料が、in vitro試験において新たな組織の形成や細胞増殖を誘導するために使用されています。タンパク質でコーティングされた表面では、細胞接着と増殖がはるかに良好に進行します。しかし、タンパク質は一般的に単離されているため、免疫反応を誘発する可能性が高くなります。一般的に、化学的性質を考慮する必要があります。

化学修飾

タンパク質とポリマーグラフトの共有結合

アルカリ加水分解、共有結合固定化、湿式化学法は、表面を化学修飾する多くの方法のうちのほんの3つに過ぎません。表面は表面活性化によって準備され、タンパク質との反応性を高めるためにポリマー上にいくつかの官能基が付与されます。アルカリ加水分解では、小さなプロトンがポリマー鎖間を拡散し、表面加水分解を引き起こしてエステル結合を切断します。その結果、タンパク質に結合可能なカルボキシル基とヒドロキシル基が形成されます。共有結合固定化では、タンパク質の小さな断片または短いペプチドが表面に結合します。ペプチドは非常に安定しており、この方法は生体適合性を向上させることが研究で示されています。湿式化学法は、タンパク質固定化において推奨される方法の一つです。化学種を有機溶液に溶解し、反応を起こしてポリマーの疎水性を低下させます。化学修飾では、物理吸着よりも表面安定性が高くなります。また、細胞増殖や体液の流れに対する生体適合性も高くなります。

光化学的修飾

様々な官能基に対する細胞接着。OHとCONH 2はCOOHと比較して表面濡れ性を向上させる。

生体材料の光化学的修飾を用いて、生体分子をポリマーにグラフト化する試みが成功している。これらの技術では、高エネルギー光子（典型的には紫外線）を用いて化学結合を切断し、フリーラジカルを放出する。生体材料の表面電荷を好ましい状態に変化させることで、タンパク質の接着を促進することができる。タンパク質接着の改善は、宿主とインプラントのより良好な統合につながる。Maらは、様々な表面基における細胞接着を比較し、OH基とCONH 2基がCOOH基よりもPLLAの濡れ性を向上させることを明らかにした。[21]

生体材料の表面にマスクを塗布することで、選択的な表面改質が可能になります。紫外線が透過する領域は改質され、細胞がより良好に接着できるようになります。

達成可能な最小の特徴サイズは次のように与えられます。

C D ＝ け 1 ⋅ λ 北 あ {\displaystyle CD=k_{1}\cdot {\frac {\lambda }{NA}}}

どこ

C D {\displaystyle \,CD} 最小の特徴サイズ

け 1 {\displaystyle \,k_{1}} (一般にk1 係数と呼ばれる) は、プロセス関連の要因をカプセル化する係数であり、通常、生産の場合は 0.4 になります。

λ {\displaystyle \,\lambda } 使用される光の波長

北 あ {\displaystyle \,NA} ウエハから見たレンズの 開口数である。

この式によれば、波長を短くし、開口数を増やすことで、より高い解像度が得られます。

複合材料と移植片形成

グラフト形成は、グリコール酸と乳酸の添加量比によって材料全体の親水性を向上させます。ブロックポリマー（PLGA）は、グリコール酸の量を制御することで表面の疎水性を低下させます。しかし、これによって材料の親水性が高まるわけではありません。ブラシグラフト法では、アルコールまたはヒドロキシル基を含む親水性ポリマーを光重合によって表面に配置します。[22]

プラズマ処理

プラズマ技術は、極薄（数nm）で密着性の高いコンフォーマルコーティングを成膜できるため、特に有用です。[23]グロー放電プラズマは、真空中に低圧ガス（アルゴン、アンモニア、酸素など）を充填することで生成されます。このガスはマイクロ波または電流を用いて励起され、イオン化されます。イオン化されたガスは高速で表面に照射され、発生したエネルギーによって表面が物理的・化学的に変化します。[24]変化が起こった後、イオン化されたプラズマガスは表面と反応し、タンパク質の付着に適した状態になります。[25]しかし、高エネルギーのため、表面は機械的強度やその他の固有特性を失う可能性があります。

得られる生体材料の最終用途に応じてタンパク質を内容的に固定化するためのプラズマベースの技術がいくつか開発されている。[26]この技術は、スマートな生体活性表面を生成するための比較的迅速なアプローチである。

アプリケーション

骨組織

細胞外マトリックス（ECM）タンパク質は、骨形成のプロセス、すなわち骨形成細胞の接着と増殖、骨芽細胞への分化、マトリックス形成、および石灰化に大きく関与しています。骨成長を促進するために、骨マトリックスタンパク質を含む骨接触デバイス用生体材料を設計することは有益です。また、ハイドロキシアパタイト/β-リン酸三カルシウムなどのセラミック材料の表面に骨誘導ペプチドを共有結合で方向性を持って固定化し、骨芽細胞の分化を刺激して骨再生を改善することも可能です[27] RGDペプチドは、チタンインプラント、ポリマー材料、およびガラス上への骨芽細胞の接着と移動を増加させることが確認されています。細胞膜分子によって認識されるその他の接着ペプチドも、骨由来細胞の結合に影響を与える可能性があります。特に、フィブロネクチンのヘパリン結合ドメインは、骨形成細胞との特異的な相互作用に積極的に関与しています。ヘパリン結合ドメインの修飾は、内皮細胞や線維芽細胞の接着に影響を与えることなく、骨芽細胞の結合を増強する可能性があります。さらに、骨形成タンパク質ファミリーなどの成長因子は、骨形成を誘導する重要なポリペプチドです。これらの成長因子は、インプラントの骨結合を強化するために材料に共有結合させることができます。

神経組織

末梢神経系の損傷は、通常、切断された隙間を埋めるために神経組織の自家移植によって治療されます。この治療には神経組織の正常な再生が必要です。軸索は、遠位断端と接続するために、近位断端から妨害なく成長する必要があります。神経ガイダンスチャネル（NGC）は、新しい軸索の成長の導管として設計されており、これらの組織の分化と形態形成は、神経細胞と周囲のECMとの相互作用によって影響を受けます。ラミニンの研究では、このタンパク質が神経細胞の接着において重要なECMタンパク質であることがわかりました。ラミニンの重要な配列であるペンタペプチドYIGSRとIKVAVは、細胞の空間的構成を制御する能力によって神経細胞の接着を増加させることが示されている。

心血管組織

ステントや人工血管グラフトなどの心血管デバイスは、置換対象となる特定の組織領域の特性を模倣するように設計することが重要です。血栓形成性を低減するために、表面をフィブロネクチンおよびRGD含有ペプチドでコーティングすることで、内皮細胞の接着を促進できます。YIGSRペプチドおよびREDVペプチドも、内皮細胞の接着と拡散を促進し、最終的にインプラントの血栓形成性を低下させることが示されています。[28]

表面タンパク質配列 機能[28]
RGD 細胞接着を促進する
オステオポンチン-1 骨芽細胞による石灰化を改善する
ラミニン 神経突起の成長を促進する
GVPGI 血管移植片の機械的安定性を改善する
レッドブ 内皮細胞の接着を強化する
イグスル 神経細胞と内皮細胞の接着を促進する
PHPMA-RGD 軸索の伸展を促進する
イクヴァヴ 神経細胞の接着を促進する
KQAGDVA 平滑筋細胞の接着を促進する
VIPGIG 人工ECMの弾性率を向上
フクリカ 骨芽細胞による石灰化を改善する
KRSR 骨芽細胞の接着を促進する
メペ[27] 骨芽細胞の分化を促進する

参照

参考文献

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