骨組織工学用の堅牢な生体模倣足場を構築するためのセルロースナノクリスタルベースの複合材料の 3D プリンティング

Scientific Reports volume 12、記事番号: 21244 (2022) この記事を引用

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セルロースナノクリスタル (CNC) は、その耐久性、生体適合性、生分解性、および優れた機械的特性により、生物医学およびヘルスケアの分野でますます注目を集めています。ここでは、溶融堆積モデリング技術を使用して、Ficus thonningii から抽出したポリ乳酸 (PLA) と CNC から 3D 複合足場を作製しました。走査型電子顕微鏡検査により、印刷された足場が推定平均孔径約 400 μm の相互接続した孔を示していることが明らかになりました。複合材料に 3% (w/w) の CNC を組み込むと、PLA の機械的特性 (ヤング率が約 30% 増加) と湿潤性 (水接触角が約 17% 減少) が改善されました。模擬体液を使用した印刷足場の石灰化プロセスが検証され、ヒドロキシアパタイトの核形成が確認されました。さらに、細胞適合性試験により、PLA および CNC ベースの PLA 足場は毒性がなく、骨細胞と適合することが明らかになりました。 PLA/CNC 複合材料の高速 3D プリンティングに基づいた当社の設計は、構造を制御し、足場の機械的および生物学的特性を向上させる機能を組み合わせており、骨組織工学および再生医療における応用の可能性を広げます。

自然の骨構造と生体力学的環境の複雑さのため、骨工学用の材料の開発は依然として課題です。損傷した骨組織を修復するには、さまざまな骨から自家移植片を採取し、欠損した骨を置き換えるのに使用します。同種移植片の入手可能性が低いと意欲が失われ 1、2、3、インプラントとして使用される人工接合部は治癒後に除去しなければならないことがよくあります 4。最近、骨の成長を促進するために使用される足場を利用した再生医療など、新しい骨修復戦略が登場しました。

理想的な骨足場は、細胞の付着と増殖のために骨の複雑な組成と構造を模倣できる三次元マトリックスである必要があります6。したがって、天然の宿主組織と統合するには、高い生体適合性、生分解性、非毒性、優れた機械的特性、および多孔性と細孔サイズに関する適切な構造が必要です7。したがって、足場の化学組成と物理化学的特性は、機械的および生物学的性能に直接影響を与える 8 ため、研究すべき重要なパラメータとなります。

合成バイオポリマーは、生体適合性と足場の物理化学的特性を制御できるため、骨組織工学で広く使用されています。これらは、ポリグリコール酸 (PGA)、ポリカプロラクトン (PCL)、ポリ乳酸 (PLA) などの脂肪族ポリエステルで構成されています9。残念ながら、それらはかなり脆く、通常は生体内での急速な分解により強度が失われます。さらに、それらの疎水性は骨細胞の付着と増殖を妨げます10。これらの制限を克服するために、合成ポリマー、つまり PLA または PCL に基づく足場は、興味深い特性で知られるセルロース 11、12、13、14、15、アルギン酸塩 16、ゼラチン 17、キトサン 18、19 またはケラチン 20 などの天然ポリマー強化材を組み込むことで改善できます。

硬組織工学用の足場を開発するには、溶媒キャスティングおよび粒子浸出、エマルション凍結乾燥、相分離、またはエレクトロスピニング 21、22、23 などのいくつかの技術が使用されます。しかしながら、それらは形態および多孔性の効率的な制御を可能にするものではない。

積層造形は、生体模倣骨修復材料の設計と調製に最適な技術であることが証明されています。 3D 制御された足場構造は、骨細胞の接着と増殖だけでなく、機械的特性にも大きな影響を与えます 2,24,25,26,27,28。したがって、光造形、3D プロッティング、選択的レーザー焼結、バイオプリンティング、熱溶解積層モデリング (FDM) などのさまざまな技術を使用した 3D プリント足場の開発にさまざまな研究が焦点を当ててきました。 FDM は最も広く使用されている積層造形技術です。これは、低コストで簡単かつ迅速な技術であり、ポリマーの取り扱いに大きな可能性をもたらします。

いくつかの研究では、ポリマー足場の機械的および生物活性特性を改善するために、酸化グラフェン 29、窒化ホウ素 (BN) ナノフィラー 21、ナノヒドロキシアパタイト 30、31、32 などのナノ材料による PLA の強化が研究されています。セルロースは、その優れた生体適合性、良好な生分解性、優れた機械的特性、高い比表面積、低密度、非破壊性により、組織工学、幹細胞研究、再生医療を含む生物医学用途に有望な材料です33,34,35,36,37。研磨的な性質38,39,40,41。特に、セルロースナノクリスタル（CNC）は、足場設計における強化剤またはナノフィラーとして適用するのに効果的であり、その結果、CNCが足場の機械的性能と細胞適合性を大幅に向上させることが確認されました38、39、42、43。さらに、CNC には多くの水酸基があり、PLA のカルボニル基と分子間水素結合を形成して、良好な界面密着性を実現します。 PLA をセルロースなどの生体高分子とブレンドすると、生体適合性を変えることなく PLA の特性が向上します。 PLA/セルロース複合材料は広く開発されており、構造的、熱的、機械的特性に関する研究が報告されています12、44、45、46、47、48、49、50、51。しかし、PLA およびセルロースナノ複合材料が組織工学用途について文献で報告されているにもかかわらず、特に特定の制限を克服するための迅速かつ低コストの積層造形技術である FDM による組織工学用の 3D 足場を開発する余地はまだあると考えています。 PLA で遭遇する問題、つまり生体高分子の機械的抵抗です。

したがって、この研究は、FDM によって処理された PLA/CNC 足場に対する CNC 含有量の影響と、バイオ複合材料の最終的な構造、表面、および機械的特性に対する CNC 含有量の影響を解明することを目的としています。得られた PLA/CNC3 (つまり、複合材料に 3% (w/w) CNC が組み込まれている) に対して、生体石灰化、in vitro 生分解性、および細胞適合性試験を実施しました。得られた材料は機械的に強化された足場であり、適切な生物学的特性を備えた生体模倣 3D 足場の設計と迅速な製造に大きな機会を提供します。

図 1 に報告されている走査型電子顕微鏡 (SEM) 画像は、純粋な PLA フィラメントが滑らかで規則的な表面を備えているのに対し、複合材料のフィラメントは CNC の存在に関連する凝集体の形成により粗いことを明確に示しています。実際、CNC を組み込んだ後の PLA 表面の滑らかな状態から粗い状態への変化は、PLA の表面全体に CNC が良好に分散していることを示唆している可能性があります。 3% (w/w) を超える CNC を組み込むと大きな粒子が形成され、マトリックス (PLA) と強化材 (CNC) の間の水素結合が減少する可能性があります。実際、セルロースの親水性と PLA の疎水性により、CNC の PLA への分散は低く、相互作用や均一な分散が困難になります 52。

押し出された PLA および PLA/CNCx 複合フィラメントの SEM 画像。

PLA のハイブリダイゼーションから得られる複合フィラメントは、細胞の結合と増殖を改善する優れた能力を示します。この点で、PLA/CNC 複合材料は、特に骨再生における生物医学用途の優れた候補です。実際、セルロース充填剤 (CNC) は、硬組織工学における移植可能な足場材料にとって重要な細胞付着および増殖部位を作り出す可能性があります。 FDM で印刷可能な一軸押出成形による PLA/CNC 複合フィラメントを開発するために、いくつかの研究がすでに実施されています52、53、54。しかし、生物医学用途向けのハイブリッド足場を製造するための PLA/CNC フィラメントの開発は、依然として新しい知識です。

フィラメントのフーリエ変換赤外分光法 (FTIR) 分析を補足情報の図 S1 に示します。我々の結果は、PLA マトリックス内の CNC 負荷の増加に伴ってピーク強度がわずかに増加することを示しており、これは文献 52 と一致しています。最も有意な差は、2946、1743、および1500と1000 cm-1の間で観察され、それぞれCH、C=O結合の伸縮、カルボニル伸縮振動（C=O）、およびPLA55のCOに起因すると考えられます。

CNC、PLA フィラメント、および派生複合材料の分解は、図 2 に報告されている熱重量分析 (TGA)、微分熱重量分析 (DTG)、および示差走査熱量分析 (DSC) 曲線から調べられました。100 からおよそ 100 の間でわずかな重量損失が観察されます。フィラメントの脱水と PLA の解重合、およびセルロースのグリコシド結合の切断により、すべてのサンプルで 325 °C になります。 PLA と比較して、複合材料は親水性 CNC を組み込んだ後の複合材料の吸湿性により、より高い重量損失を示します。したがって、熱応力を受けると、複合材料は吸収した水分を放出し、その結果、比較的大きな重量損失が発生します。さらに、400 °C では、おそらく PLA と CNC の劣化に関連して、大きな重量減少が発生します。 CNC とフィラメントの分解開始温度は、CNC、PLA、PLA/CNC1、PLA/CNC3、および PLA/CNC5 でそれぞれ 225、318.8、311.8、325.5、および 320.4 °C で観察されます。したがって、開発されたフィラメントは、損傷することなく 300 °C に達する温度で処理できます。したがって、私たちの研究で使用した 200 °C の印刷温度は、PLA/CNC 足場の開発に最適であると思われます。ただし、CNC は PLA の熱安定性を大幅には改善しません。さらに、DTG 曲線は、純粋な PLA と比較して複合材料の最大分解温度が低下していることを示しています。 PLA/CNC3 の最大劣化は約 365 ～ 374 °C の温度 (T) 範囲で発生しますが、PLA、PLA/CNC1、および PLA/CNC5 の最大劣化はそれぞれ T = 373.39、370.62、および 369.22 °C で発生します。実際、PLA/CNC3 の比較的広い分解温度は、3% の CNC と PLA の間のより良好な相互作用に反映される、複合材料のより良好なハイブリダイゼーションに起因すると考えられます。

PLA および PLA/CNCx 押出フィラメントの熱分析。 (a) 熱重量分析 (TGA、窒素下、室温から 800 ℃まで 10 °C min-1 の加熱速度で加熱)、(b) 微分 TGA (DTG)、および (c) 示差走査熱量測定 (DSC 曲線、窒素雰囲気下、20 °C min-1の加熱速度で室温から250 °Cまで加熱）、PLAとナノコンポジットのTg、Tcc、Tmを示します。

さらに、すべてのサンプルのDSC曲線（図2c）を分析すると、吸熱段階の変化（ガラス転移）、その後に低温結晶化に特化した発熱ピークと融合による吸熱ピークが連続して明らかになります。 PLA と比較して、複合フィラメントはガラス転移、低温結晶化、および融解ピークが最低温度に向かってシフトしています。これは、CNC が PLA の状態変化温度を下げる傾向があることを示唆しています (表 1)。実際、CNC の負荷が増加すると、ガラス転移範囲が広がります。これは、セルロースの添加により PLA 鎖の移動性が向上するため結晶化度が増加することを示唆しています 56。これは、表 1 に示した結晶化度の計算と一致しています。PLA マトリックスに 3% (w/w) CNC を添加すると、ガラス転移範囲が広くなり、ピークが弱くなりました。これは、CNC と PLA 間の相互作用が良好であることを示しています。したがって、良好な分散と良好な界面密着性を反映する可能性があります。

補足情報の図S2とS3は、それぞれCNCと3D印刷されたPLAおよびPLA/CNC3の熱分析を示しており、印刷時にPLAが熱分解性を示さないことが証明されています。

生物医学用途の移植可能な足場には、本来の臓器機能を最大限に発揮し、損傷した組織の再生を助ける特定の特性が必要です。それらの属性の中でも、機械的特性は依然として再生プロセスをサポートするために最も重要です。何人かの著者は、欠損部位での新しい組織の成長を促進するために必要な代替または機械的サポートを提供するために、さまざまな材料を組み合わせた足場を研究しました。ただし、ハイブリッド足場の機械的特性は、製造方法、ナノマテリアルの含有量、配向、マトリックスの性質、ポリマーマトリックスとナノマテリアル間の相互作用などに依存します21,29,57,58,59。 60.

実験セクションで説明したように、FDM を使用した PLA/CNC 足場の 3D プリンティングには、さまざまなフィラメント組成が使用されました。 3D プリントされた足場のヤング率、弾性限界、破断点ひずみに対するセルロースの影響の分析が研究され、その結果が図 3 に示されています。PLA 足場の平均ヤング率は、文献 29,61 によれば、平均破断点伸びは 2.4 ± 0.3% ですが、複合材料の平均ヤング率と破断点伸びはそれぞれ 2 ～ 3 GPa と 2 ～ 3.6% の範囲です。これは、PLA/天然繊維複合材料の特性とよく一致しています62。 3% の CNC の添加により PLA の機械的強度が向上すると思われます (p 〜 0.001)。この改善は、PLA チェーン内の CNC 粒子のハイブリッド化が改善され、最適な互換性が確保され、外部負荷が吸収されたことによるものと考えられます。実際、セルロース系強化材の濃度が比較的低い場合、PLA と CNC 間の分子相互作用により、複合材料に良好な剛性が与えられます。これにより、ヤング率 63 が PLA の 2.4 ± 0.1 GPa から PLA/CNC3 の 3.1 ± 0.2 GPa に向上します。これは、CNC 濃度が低いと粒子が PLA 鎖の配向方向に整列する傾向があるためです 52。その結果、加えられた応力は複合構造内で 1 つのフィブリルから次のフィブリルに伝達され、材料内の応力の均一な分布が可能になります。セルロース系強化材 ≤ 3% を含む複合材料の破断点伸びと破断点変形力の向上は、CNC の存在が PLA の弾塑性を向上させる傾向があることを示唆しています。これは、PLA マトリックス内の CNC ネットワークのより適切な連動によるファイバーとマトリックスの良好な相互作用の結果である可能性があります。 5% の CNC を組み込むと、複合材料中に分散された大きな粒子が形成される傾向があり、その結果、マトリックス (PLA) と強化材 (CNC) の間の結合の形成が減少し、相溶性が低下して機械的性能が低下します。

機械的特性: (a) 引張強度試験用のドッグボーン形状の PLA および PLA/CNCx 足場の写真。 (b) ヤング率。 (c) 弾性限界引張。 (d&e) 破断時の応力 (***p ˂ 0.001、** p < 0.01、ns = 有意ではない)。

これらの結果に基づいて、以下の分析は PLA/CNC3 のみに焦点を当てました。実際、CNC 含有量が 3% (w/w) を超えると、PLA は CNC の表面を十分に濡らすことができず、その結果、PLA マトリックス中に強い繊維間の相互作用や繊維の凝集が生じます 52,54。しかし、Kumar et al.52 は、純粋な PLA (3030 MPa) と比較して、1% CNC (4550 MPa) を使用すると弾性率 (E) が 50% 増加することを発見しました。 PLA とその複合材料の弾性率は当社のものより優れていました。それにもかかわらず、純粋な PLA サンプル (8.7%) と比較して、1% CNC (2.8%) で観察された破断点ひずみの減少が見られます。

PLA および PLA/CNC3 足場の表面形態を、SEM、3D 光学顕微鏡、およびトポグラフィーによって分析しました (図 4)。これらの画像は、PLA 足場の表面が滑らかであるのに対し、PLA/CNC3 の表面はセルロースの存在により粗いことを明確に示しています。理想的には、印刷された足場には同じサイズの孔が必要です。しかし、SEM画像の分析（図4）は、文献21、29で報告されているものと同様に、ハイブリッド足場（PLA/CNC3）の細孔サイズが増加する一方、ロッドの幅が減少することを明らかにしています。私たちの研究では、PLA および PLA/CNC3 足場の平均細孔サイズとロッド幅は、それぞれ (362 ± 19 μm および 458 ± 17 μm) および (450 ± 15 μm および 337 ± 30 μm) で評価されました。足場表面の形態におけるこの変化は、CNC の追加によるマトリックスのレオロジー挙動の変更に起因すると考えられます。実際、CNC を追加すると、PLA の弾性挙動が制限され、堆積中にその形状を維持する安定性が得られる可能性があります。ただし、補強により印刷中に材料の流れが不安定になり、おそらく品質と解像度に影響を及ぼします。

3D プリントされた足場の走査型電子顕微鏡写真: (a) PLA および (c) PLA/CNC3 の形態の上面図。 (b) PLA および (d) PLA/CNC3 の拡大挿入図を含む断面図。 (g) SEM によってサンプル上で観察された 3D プリントされた PLA および PLA/CNC の直径の統計分析 (テスト Anova、**p < 0.01)。 3D プリントされた足場のトポグラフィーは、通常 (e) PLA および (f) PLA/CNC3 の表面粗さを示します。

さらに、気孔率は、特に骨組織工学、薬物送達などにおける生物医学用足場の効率と適用性を評価するための最も重要なパラメータの 1 つです。高い気孔率は、細胞、遺伝子、タンパク質などの生物因子の効率的な放出を促進し、環境を提供します。栄養素の交換に役立ちます64,65。 PLA および PLA/CNC3 足場の気孔率は、それぞれ比較的高くなります (58 ± 2% および 67 ± 2%)。 3% CNC を添加すると、PLA 足場の多孔度が増加します (**p 〜 0.01)。これは、異なる成分間のイオン相互作用により足場内により多くの空隙が生成されることが原因であると考えられます。このような多孔性プロファイルにより、印刷された足場は、最適な血管新生、ヒドロキシアパタイトの核形成、およびミネラルの成熟を可能にすることで、骨の内方成長の改善に役立つ可能性があります66,67。

親水性は、足場の接着、細胞増殖、再水和能力に大きく影響する特性です。したがって、骨再生を含む組織工学におけるあらゆる用途の足場の性能にとって、それは極めて重要であると考えられます。したがって、印刷された足場と周囲の表面の間の反応性と相互作用は、接触角を測定し、水中での膨潤を研究することによって予測できます。図 S4 (補足情報を参照) は、PLA および PLA/CNC3 足場の水接触角を示し、その値は表 2 に示されています。 CNC は、PLA マトリックス内の CNC の再配置により、PLA 足場の疎水性表面に親水性をもたらします。。 PLA の親水性に及ぼすセルロース充填剤の影響をより深く理解するために、足場の吸水率を評価しました (表 2)。 CNC の添加は、足場の接触角と表面粗さの結果に従って、PLA の水分吸収の改善につながります。同様の保水結果が、PLA および PLA/セルロースフィラメントについて Murphy ら 56 によって観察されました。彼らは、最初の 24 時間で水の取り込みが大幅に増加し、その後安定化して徐々にプラトーに達することを明らかにしました (PLA フィラメントでは 1.2%、PLA/セルロース複合フィラメントでは 1.4%)。

これらの結果を考慮すると、PLA/CNC 足場は細胞増殖に有利な環境を作り出すことができるため、骨再生に最適な複合材料と考えられます。

生物医学用足場の酵素分解は、重量損失を測定することによって日常的に検査されます。私たちの研究では、PLA および PLA/CNC3 足場を 28 日間にわたってアルカラーゼ緩衝液に浸漬することによる in vitro 分解研究を実施しました。図 5 に示す結果によれば、PLA 足場は PLA/CNC3 複合材料と比較して分解が遅いようです。実際、PLA および PLA/CNC3 は、アルカラーゼ緩衝液に 28 日間浸漬した後、それぞれ 1.7 ± 0.3% および 3.9 ± 0.1% と評価された分解率を示します。したがって、それらは安定していると考えられます。 CNC を PLA マトリックスに組み込むと、PLA の劣化が比較的改善されます。 PLA および酸化グラフェン (PLA/GO) 複合足場に関する Belaid らによる研究 29 と比較して、CNC 負荷により、アルカラーゼ緩衝液中での PLA 足場の分解速度が適度に改善されました。したがって、CNC は PLA の適切な補強材として機能します。したがって、PLA/CNC バイオ複合材料は、特に骨組織の再生のための一時的な代替品として使用できる足場を開発するための潜在的な材料として設計できます。 PLA/CNC 複合材料は、時間の経過とともに吸収されて、体内の足場に代わる新たに成長した骨組織のためのスペースを提供することで、好ましい過渡特性を示す可能性があります。

分解時間の関数としての PLA および PLA/CNC3 足場の重量損失 (28 日間にわたってアルカラーゼ緩衝液に浸漬した足場)。 (対応のない t 検定分析を使用した場合、**p ˂ 0.01 および ***p ˂ 0.001)。

SBF で印刷された足場の生体模倣石化プロセスを選択して、PLA および PLA/CNC3 の表面でのアパタイトの形成を評価し、骨の再生と結合能力を結論付けました。図 6 は、SBF 溶液中で 14 日間インキュベートした後の PLA および PLA/CNC3 足場の表面の SEM 画像を示しています。生体活性コーティングを形成することにより、足場の表面での鉱物の成長プロセスが成功裏に達成されました。すべてのサンプルについて、表面上のナノ結晶の凝集体の不規則な分布を反映して、不均一な鉱物層の形成が明確に観察され、そのサイズと密度はインキュベーション時間と足場の組成に依存します。何人かの著者が同様の結果を観察しています68、69、70、71、72、73。足場の表面上の有核鉱物粒子は棒状の外観を持っています。アパタイト結晶の石灰化は、媒体の pH、界面でのイオンの吸着と放出、および表面の濡れ性に依存します71。全体として、石化はインキュベーション時間とともに増加し、PLA/CNC3 足場ではより大きく、より速くなります。実際、SBF 溶液中でのアパタイトの加水分解は遅いため、PLA の表面へのアパタイトの堆積は比較的遅いです69。 SBF 溶液中の PLA の加水分解では、その表面に新しいカルボキシル (-COOH) 基とヒドロキシル (-OH) 基が形成されるまでに数週間かかる場合があります。その後、カルボキシル基が部分的に解離し、表面にカルボン酸イオン（COO-）が生じ、マイナスに帯電します。 COO- と Ca2+ イオンの間の強い静電相互作用、およびカルボキシル基と PO43- イオンの間の強い水素結合は、カルシウム Ca2+ とリン酸イオン PO43-69,74 の蓄積プロセスを促進します。

無機層の形成を検証するための高倍率および低倍率での走査型電子顕微鏡（SEM）による、および無機層の存在と均一な分布を示す元素マッピングによる、14 日間の SBF 中で鉱化された PLA および PLA/CNC3 足場上のアパタイトの成長の評価。アパタイトを構成するリン酸塩とカルシウム元素。 (a) PLA の SEM 画像と元素マッピング、(b) PLA/CNC3 の SEM 画像と元素マッピング。

一方、PLA マトリックスに CNC を添加すると、PLA 表面に追加の水酸基が形成されて親水性が高まるため、鉱物層の形成プロセスが変化する可能性があると推測できます。これらの官能基は、表面と周囲の液体の間のイオン交換、および足場へのアパタイトの堆積において重要な役割を果たします。実際、これらの水酸化基は足場の表面に追加の負電荷をもたらし、SBF の Ca2+ および PO43- イオンと相互作用し、アパタイトの吸着と核形成を促進します 68,71,75,76。これらの結果を考慮すると、PLA/CNC 複合材料はアパタイト形成をサポートするための優れた候補であり、細胞の成長と修復機能に便利な微環境を提供することで骨の再生と結合に貢献します。

PLA/CNC 足場の生体適合性は、hFOB1.19 ヒト骨芽細胞を使用して調査されました 77。未処理の対照細胞（Ctrl）と比較して、PLAおよびPLA / CNC3フィラメントとのインキュベーションは5日目の細胞生存率に対する阻害効果を示さず（図7a）、PLAとCNCが細胞適合性であることが確認されました。

PLA および PLA/CNC フィラメントおよび足場の細胞適合性。 (a) 培養5日目におけるhFOBヒト骨芽細胞の生存率に対するPLAまたはPLA/CNC3フィラメントの影響。 (b) PLA (左パネル) および PLA/CNC3 (右パネル) 足場上で増殖した hFOB 細胞を示す走査型電子顕微鏡 (スケールバー = 200 μm)。（c）1、2、および4日目のPLAおよびPLA / CNC3足場上の発光hFOB細胞の増殖。（d）PLAおよびPLA / CNC3溶出物の存在下で2日間増殖させたhFOB細胞上の骨形成分化マーカー遺伝子の発現。統計分析は、PLA と PLA/CNC3 の間のマン・ホイットニー検定を使用して実行されました (ns、有意ではありません; ***、p < 0.001)。

骨細胞が対応する足場に接着して増殖できることを確認するために、hFOB 細胞を足場に播種した後、走査型電子顕微鏡検査を実行しました。図7bに示すように、hFOB細胞はPLAおよびPLA/CNC3足場上に完全に広がり、正常な形態を示しました。さらに、生物発光 hFOB 細胞 (骨芽細胞株) を足場上に播種し、それらの増殖を経時的に監視しました。 6日後、骨芽細胞は両方の足場で著しく増殖し、PLAと比較してPLA/CNC3足場では有意差は観察されませんでした（図7c）。最後に、骨分化のマーカーとして使用される遺伝子（ALP、RUNX2、OCN）の発現をRT-QPCRで測定することにより、hFOBの分化に対するPLAおよびPLA / CNC3の影響を評価します。図７ｄに示すように、３つの遺伝子の発現レベルは、ＰＬＡ単独の存在下よりもＰＬＡ／ＣＮＣ３の存在下の方が高かった。まとめると、これらのデータは、PLA/CNC3 足場が骨細胞の成長を完全にサポートし、生体適合性があることを示唆しています。

全体として、骨組織工学用の 3D 生体模倣足場の設計における私たちのアプローチは、PLA をナノ材料で強化すると材料の生物学的および機械的特性が向上することを実証した以前の研究と一致しています 21,29。それにもかかわらず、既存のナノフィラーは合成であり、組織内に蓄積すると望ましくない影響を引き起こす可能性があります。ここで、関連する生物学的応答を有する天然生体高分子、すなわち CNC を PLA マトリックスに最適な量で組み込むと、調整可能な空隙率や構造を変えることなく、足場の機械的強度が大幅に向上します。これは、最先端の生体模倣組織足場の最適な機能を実現するための重要なパラメーターです。

セルロースナノクリスタルで強化された PLA 足場は、FDM 技術を使用して設計および製造されることに成功しました。それらの構造、表面、形態学的および機械的特性、ならびに生物学的性能が評価されました。 3D 細胞足場は高度に多孔質であり、最適な血管新生、ヒドロキシアパタイトの核形成、ミネラルの成熟を可能にすることで骨組織の成長の促進に有利な相互接続された反復多孔質構造が明らかに存在します。複合材料に 3% (w/w) の CNC を組み込むと、PLA の機械的特性と表面粗さが増加し、同時に PLA の表面が疎水性から親水性に変化して濡れ性の向上に貢献します。模擬体液を用いた印刷足場の石灰化プロセスとハイドロキシアパタイトの核形成が確認されました。最後に、PLA/CNC 複合材料はヒトの骨芽細胞と完全に適合し、接着と増殖が可能であることが判明しました。私たちの結果は、組織工学における PLA ベースの複合材料における CNC の関連性を明らかにし、将来の組織再生用途に有効な多機能 3D プリント足場を設計するためのシンプルで有望な道を切り開きます。

ポリ乳酸 (PLA) ペレットは、NatureWorks LLC から購入しました。ジクロロメタン (CH2Cl2、< 99.7%、CAS 75-09-2、Sigma-Aldrich)、水酸化ナトリウム (NaOH、ペレット、98.9%、Sigma-Aldrich)、硫酸 (H2SO4、95.0 ～ 98.0%、CAS 7664-93-) 9、Sigma-Aldrich)、過酸化水素 (H2O2、30% (w/w)、CAS 7722-84-1、Sigma-Aldrich)、エタノール (96% vol、CAS 64-17-5、Sigma-Aldrich)、塩化ナトリウム (NaCl、≥ 99%、CAS 7747-14-5、Sigma-Aldrich)、炭酸水素ナトリウム (NaHCO3、≥ 99.7%、CAS 144-55-8、Sigma-Aldrich)、塩化カリウム (KCl、≥ 99) 、7%、CAS 7447-40-7、Sigma-Aldrich )、リン酸水素二カリウム三水和物 (K2HPO4.3H20、≥ 99%、CAS 16788-57-1、Sigma-Aldrich) 塩化マグネシウム六水和物 (MgCl2.6H2O、 ≥ 99%、CAS 7791-18-6、Sigma-Aldrich)、塩化カルシウム (CaCl2、≥ 97%、CAS 10043-52-4、Sigma-Aldrich)、硫酸ナトリウム (Na2SO4、≥ 99.0%、CAS 7757-82) -6、Sigma-Aldrich)、トリス-ヒドロキシメチルアミノメタン ((HOCH2)3CNH2) (トリス)、≥ 99.8%、CAS 1185-53-1、Sigma-Aldrich)、塩酸 (HCl、36% CAS 7647-01-) 0、Sigma-Aldrich）、Bacillus licheniformis（アルカラーゼ、CAS 126741 Sigma-Aldrich）、L-システイン（CAS、52-90-4 ）、アジドナトリウム（CAS 26628-22-8、Sigma-Aldrich）、TRIS 緩衝液 pH 9.0 (CAS 77-86-1、Alfa Aesar)、ジメチルスルホキシド (DMSO、CAS 23486.297; BDH Prolab)、ダルベッコ変法イーグル培地 α (DMEM/F12、CAS 10565018; Gibco))、3-(4,5-ジメチルチアゾール-2-イル)-2,5-ジフェニルテトラゾリウムブロミド (MTT、98%、CAS 298-) 93-1、Sigma-Aldrich）、ウシ胎児血清（FBS、CVFSVF00-01; Eurobio）、トリプシン-EDTA（CAS 25300-054; Gibco）、ヘキサメチルジシラザン（CAS 999-97-3、Sigma-Aldrich）を入手しましたさらに精製せずに使用しました。 ATCC から入手した hFOB 骨芽細胞株を細胞適合性分析に使用しました。

セルロースナノクリスタル (CNC) は、Dingyuan Zheng 78 が提案した修正を加えた (1) アルカリ処理、(2) 漂白、および (3) 酸加水分解に基づく 3 段階の方法によって、Ficus thonningii (FT) から合成されました。簡単に説明すると、あらかじめ乾燥させて70℃で保管したFT原繊維を切断、粉砕し、水酸化ナトリウムのアルカリ溶液(NaOH、0.5N)にFTF/NaOH繊維対溶液比3g/80mLで分散させた。それらを100℃で4時間連続的に撹拌した。アルカリ処理後、繊維を濾過し、pHが中性になるまで18M MilliQ水で洗浄した。得られた繊維を過酸化水素 (H2O2) で 80 °C で 1 時間漂白しました。漂白シーケンスを数回繰り返して、鮮やかな白い繊維を得た。最後に、酸加水分解プロセスとそれに続く超音波処理によってナノセルロースの合成が行われました。詳細には、10gの漂白繊維を200gの硫酸(64%)水溶液に磁気撹拌しながら45℃で1時間30分間溶解した。次いで、得られた懸濁液を濾過し、１８ＭＭｉｌｌｉＱ水で数回洗浄し、次いで７日間透析に供した（１２，０００から１４，０００Ｄａの透析バッグ中）。透析後、得られた溶液を、７ｃｍのプローブチップを備えた超音波ホモジナイザー（ＢＡＮＤＥＬＩＮｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ、ＧＭ３１００）を使用して氷浴中で超音波処理した。超音波ホモジナイザーの動作範囲は５０％に設定した。得られた懸濁液を 10,000 rpm で 30 分間遠心分離し、ペーストを凍結、凍結乾燥し、次に Moulinex ミキサー (LM935) を使用して 8,000 rpm で 3 分間粉砕して、セルロースナノクリスタル (CNC) の白色粉末を得ました。図S5は、FTステムからのセルロースナノ結晶合成の手順をまとめたものです（補足情報を参照）。

一軸押出成形によって均質な PLA/CNC 複合フィラメントを製造するために、当社は当初、化学的溶解によって PLA マトリックスにナノセルロースフィラーを組み込むことによって複合材料を配合することを提案しました。３０ｇのＰＬＡを、室温で継続的に磁気撹拌しながら２００ｍＬのジクロロメタン（ＤＣＭ）に溶解し、続いて氷浴中で５分間超音波処理した。次いで、ＣＮＣ／ＤＣＭの懸濁液をＰＬＡの懸濁液に添加して、ＰＬＡに対して０、１、３および５％（ｗ／ｗ）のＣＮＣを含むＰＬＡ／ＣＮＣ／ＤＣＭのブレンドスラリーを得た（表３）。得られた PLA/CNC/DCM 懸濁液を、超音波ホモジナイザーを使用して氷浴中で 15 分間超音波処理し、室温で 24 時間連続磁気撹拌下に維持して良好な均質化を確実にしました。次に、それらを室温で一晩乾燥させ、次に小片に切断し、真空下で 24 時間乾燥させて完全に乾燥させました。得られた乾燥複合ポリマーを、Noztek モデル MHB26234 単軸押出機を使用して 160 ～ 165 °C の温度範囲で押し出しました。次いで、それらを押出機ファンを使用してノズル出口で変換することによって冷却して、ＰＬＡ／ＣＮＣｘで示されるＰＬＡ／ＣＮＣハイブリッドフィラメントを得た。ここで、ｘはＣＮＣの含有量に対応する。最後に、直径約 1.75 ± 0.05 mm のフィラメントが 3D プリンティング用に選択されました。純粋な PLA フィラメントは、複合フィラメントと同じ条件下で PLA スコップから直接押し出すことによって製造されました。図 8 は、PLA/CNC 複合フィラメントの調製をまとめたものです。押出シーケンスを 2 ～ 3 回繰り返して、均一な直径の PLA/CNCx フィラメントを得ました。足場は、Design Spark Mechanical ソフトウェアを使用してコンピューター支援設計 (CAD) によってモデル化され、STL ファイルに変換され、Prusa3Dslicer ソフトウェアによってスライスされて G コードが生成されました。最後に、円筒形のデザイン (多孔質) (直径 (10 mm) × 高さ (2 mm)) と長方形の部分 (緻密) を、200 で直径 0.4 mm のノズルを備えた FDM Prusa MK2S Research モデルプリンターを使用してデザインしました。 ℃。フィラメントは、2 つの連続する層間で 0° と 90° の正確な方向に直線充填構造で堆積されました。各層の厚さは 0.15 mm で、シリンダーの充填率は 80%、長方形の部分は充填率 100% で、印刷速度は 30 mm/s でした。

PLA/CNCx 足場の製造手順 (複合フィラメントの押出および 3D プリンティング)。

PLA および PLA/CNCx 複合材料は、RCS90 冷却システム (TA 機器) を備えた示差走査熱量計 (DSC) (Q20、TA 機器) を使用して検査されました。サンプルはアルミニウムの TA パンで計量され、密封されました。空の密封パンを参照として使用しました。サンプルはまず 25 °C まで冷却され、次に窒素雰囲気下で 20 °C min-1 の加熱速度で 250 °C まで加熱されました。ガラス転移温度 (Tg)、冷結晶化温度 (Tcc)、融解温度 (Tm)、融解エンタルピー (ΔHm) などの PLA および PLA/CNCx 複合材料の熱特性を加熱スキャンによって評価しました。結晶化度 (\({\chi }_{c}\)) は、次の方程式を使用して、冷結晶化ピークと融解ピークの両方について決定されました。

ここで、ΔHcc は冷結晶化のエンタルピー、W はサンプル中の PLA の重量分率、ΔHm0 は 100% 結晶質 PLA 材料の溶融エンタルピーであり、93 J g-1 と見なされます。熱重量分析（ＴＧＡ）は、ＴＧＡＱ５００装置（ＴＡｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）を使用して実施した。 10 mg の各サンプルを窒素下、10 °C min-1 の加熱速度で室温から 800 °C まで加熱しました。

フーリエ変換赤外 (FTIR) 分光法は、NICOLET NEXUS モデル分光計の全反射減衰モード (ATR-FTIR) で実行されました。すべてのスペクトルは、4000 ～ 650 cm-1 のスペクトル範囲で、解像度 4 cm-1 で 32 回のスキャンを蓄積して記録されました。

HITACHI S4800 走査型電子顕微鏡を使用して、CNC、押出成形 PLA、複合フィラメント、および 3D プリントされた足場の形態を観察しました。 SEM 分析用に、Polaron SC7620 Mini Sputter Coater を使用して、サンプルをプラチナで 30 秒間スパッタコーティングしました。 Image Jソフトウェアを使用して、20点の平均を取ることによって平均フィラメント直径を計算し、8つの細孔の平均を取ることによって細孔サイズを計算し、これは平均±標準偏差として示される。足場の表面のトポグラフィーは、3D 光学顕微鏡 (Keyence) および CHR1000 センサーを備えた共焦点色彩粗さ試験機 (STIL SA) を使用して分析されました。

足場の気孔率は、文献64で報告されているように、液体置換法によって得られました。簡単に説明すると、特定量のエタノール (W1) を含むチューブに足場を 30 分間浸漬しました。次に、浸漬した足場とエタノールの合計重量を W2 として記録しました。足場を除去した後、チューブ内の残留エタノールを W3 として記録しました。足場の気孔率は、次の式に従って測定されました。

3D プリントされた PLA/CNC 足場の機械的特性は、5KN ロードセルと組み合わせた引張システム (Zwick Roell) を使用して特性評価されました。標本は犬の骨 (長さ 40 mm、幅 4 mm、厚さ 1.5 mm) の形で印刷されました。次に、試験片を専用のジョーの間にクランプし、破断するまで 0.05 mm s-1 の速度で引っ張りました。 Zwick Roell ソフトウェアは、ヤング率、最大破断力、破断伸びを計算できます。統計的測定を実行するために、少なくとも 5 つの試験片が同じ条件で印刷されます。

3D プリントされた足場の水との接触角を調べ、固滴法を使用して室温での親水性を測定しました。 2 つの足場を分析しました: 基準としての PLA、および最高の機械的性能を備えた複合材料としての PLA/CNC3。液滴は、モノクロカメラ B-CAM-21-BW (CCCIR) および R60 LED ランプ (Conrad) を備えた液滴形状アナライザー DSA25 を使用して撮影されました。簡単に説明すると、6 μL の 18 M MilliQ 水が各足場の表面に滴下され、平衡時の接触角 (60 秒とみなされる) が記録されました。 One Touch Grabber および Image J ソフトウェアを使用して接触角を計算しました。足場の膨潤挙動は重量法によって測定されました。既知の重量 (Wd) の足場を 10 mL の 18 M MilliQ 水に浸漬し、7 日間と想定される平衡時間の間、37 °C で連続的に撹拌しながらインキュベートします。次いで、サンプルを水から取り出し、濾紙で洗浄して表面に吸着した過剰な残留水を除去し、重量を測定した(Wh)。最後に、足場の膨潤指数は次のように決定されました。

PLA および PLA/CNC3 の酵素分解は、文献で以前に報告されたプロトコールに従って、アルカラーゼ酵素を使用して変更を加えて実行されました 29、79、80。実際、約 0.25 g の PLA および PLA/CNC3 組織のストリップ (寸法 5 [W] × 15 [l] × 0.13 [h]) を印刷し、25 mL の TRIS バッファー (pH 9.5、60 °C) に浸しました。酵素加水分解に必要なアルカラーゼの最適濃度 50% (w/w) (組織の重量に対して)、3 mM L-システインおよびアジ化ナトリウムの 0.05% (w/w) (組織の重量に対して) TRIS バッファー）。分解は、4、7、14、21、および28日目の体重減少を測定することによって評価されました。サンプルはまず 105 °C で 90 分間乾燥され、デシケーター内で冷却され、次に密閉計量ボトル内で計量されました。重量損失のパーセンテージは次のように計算されました。

ここで、W1 と W2 はそれぞれ生分解前と生分解後のサンプルの乾燥重量です。

骨芽細胞株 hFOB 1.19 (ATCC® CRL11372™、ATCC、米国)77 を、10% (V/V) ウシ胎児血清 (FBS) を添加した DMEM/F12 (ダルベッコ改変イーグル培地 α) (Gibco 10565018) 馴化培地を使用して培養しました。 ) (ユーロビオ CVFSVF00-01)。細胞を直径 10 cm のペトリ皿内で 5% CO2、37 °C で培養し、0.05% トリプシン-EDTA (Gibco 25300-054) を使用してトリプシン処理しました。 70% (w/v) エタノールで 30 分間滅菌し、UV を 1 時間照射した後、フィラメントと印刷された足場を室温で乾燥し、hFOB 細胞と 5 日間接触させました。

細胞生存率は、細胞上で 0.5 mg/mL の MTT 溶液 100 μL を 3 時間インキュベートすることによって実行される MTT アッセイを使用して分析しました。紫色のホルマザン結晶を 100 μL の DMSO (BDH Prolab 23486.297) を使用して溶解し、Multiskan plat Reader (thermos, USA) を使用して 560 nm で吸光度を記録しました。

接着アッセイでは、hFOB 1.19 細胞を足場上で 4 日間培養しました (足場を含む 24 ウェルプレートのウェルあたり 2 × 104 細胞を播種)。足場上で培養した細胞を、2.5% グルタルアルデヒド溶液で室温で 2 時間固定しました。次に、細胞を含む足場を室温で 15 分間 2 回、エタノール濃度を増加させて (30%、50%、70%、95% (v/v))、続いて無水エタノール、次にヘキサメチルジシラザンを使用して一晩インキュベートしました。足場成長アッセイでは、ルシフェラーゼ発現 hFOB 1.19 細胞を足場上で 6 日間培養しました (足場を含む 24 ウェルプレートのウェルあたり 2 × 104 細胞を播種)。ルシフェラーゼ活性は、細胞溶解後にルミノメーターを使用して定量化されました。 PLA の生物学的特性に対するセルロースの影響のみを調査するために、2D モデルを使用しました。

hFOB 1.19 細胞を 6 ウェル平底プレートに 500,000 細胞/ウェルで播種し、あらかじめ 0.2 g/ の対応する足場とともに 24 時間インキュベートした培地 2 ml 中で、37 °C/5% CO2 で 48 時間インキュベートしました。 ml。メーカーの指示に従って、EZNA Total RNA Kit I を使用して Total RNA を抽出しました。 cDNA は、逆転写酵素 (Mix qScript、Invitrogen Life Technologies) によって 1 μg の RNA から合成されました。 PCR 反応はサーマルサイクラー (LightCycle® 480) で 30 サイクル実行されました。使用したプライマーを表 4 に示します。

骨の生物活性を評価するために、文献に記載されている方法に従って、PLA および PLA/CNC3 足場上でアパタイトを形成する能力を、模擬体液 (SBF) 中での in vitro 石灰化培養によって研究しました 81。簡単に説明すると、足場を 10 mL の新鮮な SBF に浸し、熱可塑性インキュベーターシェーカー内で 37 °C でインキュベートしました。 SBF 溶液は 4 週間の研究期間を通じて 1 日おきに交換されました。インキュベーション後、毎週サンプルを液体から取り出し、デシケーター内で乾燥させました。最後に、走査電子顕微鏡 (SEM) およびエネルギー分散型 X 線分光法 (検出器: Oxford Instruments X-Max AZTEC、英国、顕微鏡: Zeiss EVO HD15、ドイツ) を実行して、足場の石灰化の程度を調査しました。

ほとんどの定量的特性評価方法では、サンプルの各グループからのデータが有意差を示すかどうかを評価するために ANOVA 検定が使用されました (有意差については p < 0.05)。分解アッセイでは、対応のない t 検定を実行して、PLA から PLA/CNC3 のデータを比較しました。生物学的検査では、統計分析のためにマン・ホイットニー検定が実行されました。

この研究中に生成または分析されたすべてのデータは、この公開された論文 (およびその補足情報ファイル) に含まれています。

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エレーヌ・ガレーは、地形解析におけるサポートで知られています。

この研究は、コートジボワール共和国高等教育科学研究省 (MESRS)、フランス国立庁 (ANR、JCJC プログラム、MONOME ANR-20-CE08-0009)、および IEM Ax Energy プロジェクト PAT から資金提供を受けました。 (固体セラリク)。

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カンガ・マリウス・ンガッタ、ハビブ・ベライド、ジョエル・エル・ハイエク、ナタリー・マスケレス、ミカエル・ベチェラニー、クリステル・サラメ

熱力学および環境物理化学研究所、UFR SFA、Nangui Abrogoua University、02 BP 801、Abijan 02、コートジボワール

カンガ・マリウス・ンガッタ、エジャ・フロレンティン・アサンボ、デヴィッド・ボア

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ハビブ・ベライド、マリリン・カイダン、ヴァンサン・カヴァイエル

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クリステル・サラメへの通信。

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N'Gatta、KM、Belaid、H.、El Hayek、J. 他骨組織工学用の堅牢な生体模倣足場を構築するためのセルロースナノクリスタルベースの複合材料の 3D プリンティング。 Sci Rep 12、21244 (2022)。 https://doi.org/10.1038/s41598-022-25652-x

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受信日: 2022 年 6 月 13 日

受理日: 2022 年 12 月 2 日

公開日: 2022 年 12 月 8 日

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-25652-x

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骨組織工学用の堅牢な生体模倣足場を構築するためのセルロース ナノクリスタル ベースの複合材料の 3D プリンティング

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