专利文献1：特开平11-341号公报
专利文献2：特开平8-140996号公报
专利文献3：特开2004-67547号公报
专利文献4：特开2004-67547号公报
以往，作为植入机体用的植入材料，公知的有人造牙根、人造关 节等硬组织诱导性植入材料或人造脏器及其保护装置、皮肤连接物等 软组织诱导性植入材料。在此，人造牙根、人造关节等骨固定支具对 作为机体内硬组织的骨组织(成骨细胞、骨细胞)的诱导和生长很重要， 人造脏器或其保持装置或皮肤连接物等对机体内的软组织(成纤维细 胞等)的诱导和生长很重要。作为这种植入材料的金属材料的钛和钛合 金，与其他金属相比，具有机体内的异物反应少的特异亲和性，优选 使用。
但是，即使在机体内的异物反应少的情况下，这些植入材料植入 机体内时，由于在植入材料表面，结缔组织类的成纤维细胞等和胶原 纤维一起聚集形成包裹组织，所以植入材料不能和骨组织直接接触， 为了诱导骨组织需要花费时间，不实用。另外，由于材料表面即使是 粗糙的平面也是二维结构，所以不能与含有上述包裹组织等的软组织 结合。因此，为了使植入材料在机体内坚固地固定，必须使植入材料 和机体硬组织或软组织在短时间内保持更多的机械结合。根据这样的 宗旨正在开发具有与机体硬组织或软组织机械结合的部位的有各种几 何学结构的植入材料。
在专利文献1中，公开了用外部表面有多个开口单元的金属制泡 膜结构薄层覆盖的植入材料。而且，通过在这种泡膜结构薄层的覆盖 部含有被强化了的骨粘固剂，显示出植入材料和骨的中间的机械性质。
另外，在专利文献2中公开的是具有将金属线材在植入材料的下 部外周进行多层压缩卷绕形成的埋入部的植入材料。由于使用这种植 入材料是为了增大金属与成骨细胞的结合部位，而且埋入部的缓冲功 能优良，所以即使对于咬合等外力也不易发生断裂。
但是，发现具有上述几何学结构的植入材料向成骨细胞的植入材 料侵入，无法满足与细胞成为一体的骨性结合状态。
本发明人在专利文献3中记载有：“成骨细胞喜好在细纤维构成 的几何学空间中成长，其对不足100μm粗细的钛纤维集团构成的几何 学空间结构，且宽度为100～400μm的结构显现出极高的亲和性，有 着积极的附着特性。”而且，根据这种见解公开的机体硬组织诱导性 支架材料是，其由钛金属制的杆和机体组织着床空间构成，其中，所 述机体组织着床空间是将直径不足100μm、纵横比20以上(短轴∶长 轴＝1∶20以上)的钛纤维或钛基合金纤维通过抱合形成层状的物质卷 绕在上述杆的外周而成的。通过在机体内使用这种专利文献3的支架 材料，在材料和成骨细胞之间形成三维的物理结合，成为极其良好的 骨性结合组织。
可是，专利文献3中具备多孔质的机体组织着床层的植入材料， 虽然与成骨细胞的机械结合优良，但是，要求进一步改善其对外力的 耐久性、特别是对施加在杆和硬组织形成诱导层之间的接合面上的力、 扭转或剪切等的强度。

本发明的目的在于，在维持硬组织(成骨细胞)喜好生长的几何学 空间不变的情况下，提高对于施加在杆和硬组织形成诱导层之间的接 合面上的力、特别是扭转或剪切等的强度。
另外，以往在将以人造心脏为代表的人造脏器植入机体内时，为 保持该人造心脏，和人造脏器同时植入容易和机体内组织结合的其他 人造物质。本发明的目的还在于，提供一种支架材料及其植入材料， 其具有容易诱导软组织的孔径，及几何学空间，可用于成骨细胞以外 的各种(有贴壁依赖性)细胞、作为软组织的皮肤或肌肉。
本发明的机体组织诱导性支架材料(第1发明)的特征在于，具有 金属基材和由设置在该金属基材外周的金属线构成的金属纤维层，上 述金属纤维层的平均孔径为100～400μm。优选这种支架材料在金属 纤维层的内侧具有由金属线构成的平均孔径小于100μm的结合层的 (第2发明)。另外，优选金属纤维层的平均孔径从最内侧到最外侧以 倾斜式或阶梯式地变大(第3发明)。
作为上述支架材料的金属纤维层，可以例举将通过抱合直径是 5～400μm的金属线所形成的金属无纺布固定而成的金属纤维层(第4 发明)。而且，金属纤维层由直径5～400μm的金属线构成，利用其金 属线的抱合度的差或金属线直径的差，可以使孔径以倾斜式或阶梯式 变大的方式发生变化(第5、6发明)。
而且，通过使直径5～400μm的金属线抱合形成上述结合层，通 过在该抱合而成的金属线之间细密地埋入金属粉或金属粒子，可以形 成平均孔径小于100μm的结合层(第7发明)。这种金属粉或金属粒子 的直径优选为100μm以下(第8发明)。
另外，在金属纤维层的外周，使用直径100～2000μm的金属线， 可以形成平均孔径为100～2000μm的加固层(第9发明)。
这种支架材料的金属基材可以根据用途将其形状制成杆状，也可 以在该杆的表面形成相对杆的半径方向向外侧突出的桥桁或突起物 (第10发明)。另外，也可以将金属基材的形状制成板状，在该板表面 外侧形成突出的突起物(第11发明)。
而且，支架材料优选通过将金属基材和金属纤维层和/或结合层一 起烧结而形成(第12发明)。这种烧结优选利用金属基材的熔点(Tm·℃) 的0.3～0.9倍的温度进行(第13发明)。但是，也可以用粘合剂将金 属基材和金属纤维层或结合层粘合(第14发明)。
就支架材料的材质而言，金属基材和金属纤维层和/或结合层的材 质优选选自钛、钛合金、金、金合金中的一种或两种金属(第15发明)。 金属纤维层和/或结合层优选用磷灰石生成液进行处理、用含有碳酸磷 灰石的羟基磷灰石、其他磷酸钙化合物进行涂敷(第16发明)。
本发明的机体硬组织或软组织诱导性支架材料的第两种方式的特 征在于，具有基材和由设置在该基材外周的平均孔径为100～400μm 的多孔质结构体构成的细胞诱导层，其中，所述基材是具有2mm以下 的微孔的多孔结构体，至少具有一条伸向中心方向的导入孔，该导入 孔和基材的外部通过微孔复杂地连通(第17发明)。
本发明的机体硬组织或软组织诱导性支架材料的第3种方式的特 征在于，具有基材和由设置在该基材外周的平均孔径为100～400μm 的多孔质结构体构成的细胞诱导层，其中，所述基材具有具备中空部 的基材本体和填充在该中空部的多孔质三维结构体，其中，所述基材 本体具有以连通中空部的方式形成于外面的至少1个以上的外径在 2mm以下的穿孔和以连通中空部的方式形成于外面的比穿孔大的导入 孔(第18发明)。另外，在上述中空部，优选配置有支柱(第19发明)。
而且，在本发明的第2或第3种方式的支架材料中，上述细胞诱 导层优选通过抱合金属线而形成(第20发明)。另外，在如上所述涂敷 了磷酸钙化合物而成的和未涂敷磷酸钙化合物的金属纤维层和/或结 合层上，优选涂敷选自骨形成蛋白等细胞因子、胰岛素等激素、干扰 素等微量活性物质中的一种或两种以上(第21发明)。
本发明的机体植入材料的特征在于，具有埋设于机体内，并且在 机体周围表面固定成为一体的上述任一种机体组织诱导性支架材料 (第22发明)。另外，这种植入材料优选用于人造牙根、人造关节、骨 板等骨固定支具、替代骨、人造脏器或其保持装置或皮肤连接物(第 23发明)。
本发明的支架材料(第1发明)，由于具有平均孔径为100～400μ m的金属纤维层，因此机体硬组织的诱导和着床性均优良，成骨细胞 喜好固定，容易成长。为此，在金属纤维层中，成骨细胞和支架材料 一体化，形成所谓的“协作区域”。
由于这种支架材料在金属纤维层的内侧设置有平均孔径小于100 μm的结合层(第2发明)，因此金属基材和结合层的密合性优良，可 以坚固地粘固。而且，金属纤维层和金属基材的粘合强度也因夹有结 合层而更坚固。
另外，由于金属纤维层的平均孔径从最内侧到最外侧倾斜式或阶 梯式地变大而形成(第3发明)，因此在成骨细胞成长后，两层没有界 面，所以即使对支架材料施加力，也不易断裂。而且，由于最外侧部 位的平均孔径最大，因此细胞容易侵入。
上述金属纤维层是通过将直径为5～400μm的金属线抱合而形成 的金属无纺布卷绕而成的(第4发明)，而且，上述金属纤维层由直径 5～400μm的金属线构成，利用该金属线的抱合度的差或金属线直径 的差，使平均孔径倾斜式或阶梯式地变大地发生变化(第5、6发明)， 制造简便。例如，通过将由相同直径的金属线构成的金属无纺布或相 同直径的金属线慢慢卷绕，一边使力减弱一边进行抱合而形成、或者 将平均孔径不同的多个金属无纺布连续卷绕、或者将金属线或金属无 纺布进行卷绕、或者装入模具从外部施加不同的压力来设置抱合度的 差，进而将不同直径的金属线或由不同直径的金属线构成的金属无纺 布以一定的卷绕力进行抱合等。当然也可以是它们的组合。但是并不 限定于此。
另外，上述结合层通过使直径为5～400μm的金属线抱合而形成， 在该抱合而成的金属线之间，细密地埋入金属粉或金属粒子时(第7 发明)，由于在金属基材上设置金属线前后都可以自由地调整金属纤维 层的平均孔径，所以其制造容易。另外，通过埋入金属粉或金属粒子， 可以调整金属纤维层的平均孔径，这种金属纤维层的平均孔径既可以 相同，也可以作成阶梯式或倾斜式。
本发明的支架材料在金属纤维层的外周使用直径100～2000μm 的金属线，形成平均孔径为100～2000μm的加固层时(第9发明)，这 种加固层成为支架材料整体的骨架，对于扭转等外力会更坚固。
通过使上述基材的形状成为杆状，可以用作人造牙根、人造关节、 替代骨，另外，通过将基材的形状制成板状，可以用作骨板等骨固定 支具、人造脏器或保持装置。而且，在该杆表面形成相对杆的半径方 向向外侧突出的桥桁或突起物时(第10、11发明)，可以提高杆和金属 纤维层对外力特别是扭转、剪切的接合强度。
通过将上述的支架材料的金属基材和金属纤维层和/或结合层一 起烧结而形成时(第12发明)，由于金属基材和金属线的接合部位以及 金属线之间的抱合部位通过烧结而固定，所以更坚固。这时，优选金 属基材和金属线是相同种类的金属。
本发明的支架材料的金属基材、金属纤维层和/或结合层的材料是 钛、钛合金、金、金合金时(第15发明)，优选其机体亲和性高。另外， 金属纤维层和/或结合层利用磷灰石生成液进行处理、利用含有碳酸磷 灰石的羟基磷灰石、其他磷酸钙化合物和骨形成蛋白等细胞因子、胰 岛素等激素、干扰素等微量活性物质进行涂敷时(第16、17发明)，可 以在短期内在金属纤维层内诱导成骨细胞，并可以使其着床。
由于本发明的植入材料具有埋设于机体内、在机体周围表面固定 为一体的上述任一项记载的支架材料(第18发明)，因此可以与机体坚 固地固定，防止由施加在金属基材上的扭转或剪切等外力引起的金属 基材和金属纤维层之间的界面的断裂。
另一发明，医用胶原对于皮肤、骨、软骨等所有的组织和脏器的 再造·再生医疗是最好的基本原材料。这种医用胶原由牛的皮肤、骨 等提供，现在具有其特性的人造替代品还没有开发出来。可是，近年 来由于出现牛海绵状脑病(BSE、疯牛病)的影响，作为最大的医用胶原 供应源的牛的皮肤、骨等的利用日益困难。另外，牛以外的哺乳动物、 如猪，也不能否定其患类似疾病的可能性。另外，由于鱼类胶原的特 性明显差，所以在大多数情况下不能使用。
因此，尝试用遗传工序学的方法制造人胶原，但与以往的牛胶原 相比，成本非常高。作为一般的医用不实用。成本高的原因之一在于， 由于大量培养导入了胶原基因的哺乳类细胞时的细胞支承体是平面 (塑料平皿)，所以胶原的生产能力受到限制。
在专利文献4中，作为与人造关节植入、骨修补用植入、人造牙 根植入等各种植入一起使用的机体硬组织诱导支架材料，公开了将直 径不足100μm、纵横比20以上的钛或钛基合金纤维抱合形成层状的 物质。而且在专利文献1中公开了将上述纤维表面用磷灰石生成液进 行处理、用含有羟基磷灰石或碳酸磷灰石的磷酸钙化合物进行涂敷而 成的材料。
由这些纤维层构成的支架材料，在由钛或钛基合金材料构成的植 入材料的周围卷绕后埋设于机体骨中时，可以在纤维层内部诱导骨组 织，形成钛和骨组织的立体杂合状态，与骨组织的亲合性极高。另外， 在以往的聚合物等纤维中，由于发生网眼堵塞变形所以难于采用，陶 瓷制品容易发生破损。
本发明的技术课题在于，改良上述二维平板的细胞培养方法，利 用与专利文献1所示的三维支架材料相同的三维结构，提供胶原产生 细胞(人成纤维细胞、人成骨细胞等)等细胞的有效培养方法、或产生 抗生素和各种医学上、产业上有用物质的微生物的有效的培养方法、 和有效且大量生产来自生物的物质(来自细胞的物质、来自微生物的物 质)的方法以及用于这些方法的装置。
本发明的细胞·微生物的培养方法的特征在于(第2 4发明)，在由 抱合了细纤维而成的纤维网构成的培养底盘中，播种贴壁依赖性细胞 或微生物，然后在播种后的培养底盘中加入培养液，培养上述细胞或 微生物。在这种培养方法中，优选在上述培养底盘的底部或者底部和 侧面设置不渗透层作成复合层的状态下，培养细胞或微生物(第25发 明)。
另外，优选将上述培养底盘以多片、多层可装卸的层叠状态收容 在筒状容器内，并在该容器内使培养液环流(第26发明)。这时，在将 培养底盘收容于容器之前，优选通过旋转培养来培养细胞或微生物(第 27发明)。
本发明的来自生物的物质的生产方法的特征在于(第28发明)，用 上述任何一种培养方法培养产生指定的来自生物的物质的细胞或微生 物，然后将由培养的细胞或微生物得到的来自生物的物质分离·回收。 作为上述来自生物的物质，可以例举：胶原等基质蛋白、骨形成蛋白 (BMP)等细胞因子、胰岛素等激素、干扰素等微量活性物质等医学上、 产业上有用的重组蛋白等，就所用的细胞、微生物而言，可以例举可 制造医疗和产业上有用的重组蛋白的几乎所有的细胞和微生物(第29 发明)。在上述生产方法中，优选回收上述环流的培养液的一部分，回 收该培养液中分泌的来自生物的物质(第30发明)。而且，可以利用溶 剂或胃蛋白酶等酶处理来溶解上述培养底盘中沉淀的来自生物的物 质，并萃取溶解在溶剂中的来自生物的物质(第31发明)。
本发明的培养装置的特征在于，具有：筒状的容器、由在该内部 以层叠状态装卸自由地收容的由抱合了细纤维的纤维网组成的多片培 养底盘、以及在上述容器内使培养液环流的装置(第32发明)。在这种 培养装置中，上述细纤维是粗细为1～1000μm、优选100μm以下的 钛、钛合金、金、金合金等具有机体亲和性的金属制细纤维，上述纤 维网优选呈厚度为0.5～10mm、最好是1～3mm的片状(第33发明)。 而且，优选在上述纤维网上用含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石、其他磷 酸钙化合物进行涂敷(第34发明)。另外，优选在用磷酸钙化合物涂敷 后再用胶原等基质蛋白进行涂敷(第35发明)。
另外，所述层叠的培养底盘优选分别以载置到支架上的状态层叠， 以使培养底盘之间留有间隙(第36发明)。此时，上述支架由载置培养 底盘的薄板环状底板和从底板周围竖起的周壁构成，周壁的内面高度 优选与培养底盘相同高度乃至比培养底盘稍高(第37发明)。
本发明的来自生物的物质的生产装置的特征在于，具有上述任何 一种培养装置和从上述培养底盘或培养液中取出来自生物的物质的装 置(第38发明)。
本发明的三维人造模型的制造方法的特征在于，通过如下方法来 制造：在所述培养底盘中播种第1细胞，接着向播种后的培养底盘中 加入培养液培养上述第1细胞，然后，在培养了该第1细胞的培养底 盘上播种第2细胞，接着在播种后的培养底盘中加入培养液，培养第 1和第2细胞(第39发明)。
另外，根据这种三维人造模型的制造方法，可以制造三维皮肤模 型(第40发明)。特别是在这种制造方法中，可以制造上述第1细胞是 成纤维细胞，上述第2细胞是上皮细胞的优选的三维皮肤模型(第41 发明)。
在本发明的培养方法(第24发明)中，在由抱合了细纤维的纤维网 构成的三维培养底盘中播种细胞或微生物，在上述培养底盘中进行培 养。因此，支承细胞或微生物的面积大，可以同时培养许多细胞或微 生物。在这种培养方法中，在上述培养底盘底部设置不渗透层作成复 合层的状态下培养细胞或微生物时，细胞和微生物不易从培养底盘脱 落。所以可以不用通常的振荡培养，可用培养底盘培养。另外，在将 上述培养底盘载置到底面和侧面具有不渗透层的内部的状态下培养细 胞或微生物时，细胞或微生物产生(分泌)的活性物质不从培养底盘散 落，易留在不渗透层上。由此使细胞或微生物活化(第25、26发明)。
将上述培养底盘以多片、多层可装卸的层叠状态收容在筒状容器 内，使培养液在该容器内环流时，可以有效地培养大量的细胞或微生 物(第27发明)。在这种培养方法中，在将上述培养底盘收容于容器之 前，通过旋转培养进行细胞或微生物的培养时，在容器内培养前，可 以在各自的培养底盘中高密度地培养细胞或微生物。因此，可以培养 更大量的细胞或微生物。
本发明的来自生物的物质的生产方法(第28发明)，由于用上述有 效的方法培养大量的细胞或微生物，使培养的细胞或微生物中产生来 自生物的物质，因此可以有效地分离、回收大量的来自生物的物质。 上述来自生物的物质是胶原等基质蛋白、骨形成蛋白(MBP)等细胞因 子、胰岛素等激素、干扰素等微量活性物质、其他的医疗和产业上有 用的重组蛋白时，可以有效地生产大量的物质，在医疗和产业上是有 用的(第29发明)。在这种生产方法中，回收一部分的上述环流的培养 液、回收分泌到该培养液中的来自生物的物质时，由于可以在培养液 的循环的同时进行所产生的物质的回收，所以是高效的(第30发明)。 另外，利用溶剂或胃蛋白酶等酶处理溶化沉淀在上述培养底盘中的来 自生物的物质，萃取溶解在溶剂中的来自生物的物质时，可以同时回 收大量的物质(第31发明)。
本发明的培养装置使用由抱合了细纤维的纤维网构成的三维培养 底盘作为培养底盘(第32发明)。因此，支承细胞和微生物的面积广， 可以同时培养许多细胞和微生物。而且由于是以多层层叠的状态将培 养底盘收容到容器内进行培养，所以即使狭小的空间也可以有效地培 养大量的细胞和微生物。
上述细纤维是粗细为1～1000μm的生物亲和性高的金属制细纤 维时，构成纤维网的细纤维的生物适应性高(第33发明)。因此，细胞 和微生物不易从培养底盘脱落。金属是钛、钛合金、金、金合金时， 生物适应性特别高。另外，细纤维的直径在100μm以下时，与细胞和 微生物的接触变得更密，培养效率提高。而且，将上述纤维网做成厚 度是0.5～10mm的薄片时，各纤维网的处理容易，可以提高层叠时的 细胞和微生物的密度。尤其是厚度为1～3mm时，机体的支承可靠，且 培养液的渗透性高。而且，在上述纤维网上用含有碳酸磷灰石的羟基 磷灰石、其他的磷酸钙化合物进行涂敷时，细纤维的机体适应性会更 高(第34发明)。在用上述磷酸化合物进行涂敷之后，进而用生产目标 的来自生物的物质的基质蛋白进行涂敷时，可以使细胞、微生物之间 的粘合性增大(第35发明)。
上述层叠的培养底盘分别以载置到支架上的状态层叠，以使培养 底盘之间留有间隙时，在培养底盘的表面便于提供新鲜的培养液(第 36发明)。因此，可以使细胞和微生物的活性增高，进行高效地培养。
上述支架由载置培养底盘的薄板环状底板和从底板周围竖起的周 壁构成，周壁内面的高度优选与培养底盘相同高度乃至比培养底盘稍 高时，可以分别将培养底盘在每个支架的容器内收容或取出(第37发 明)。因此，在将新的培养底盘收容到容器内的作业和培养底盘的交换 作业中，培养底盘的操作容易。而且，由于通过支架使各培养底盘之 间有间隙，所以可以将新鲜的培养液提供给培养底盘表面的细胞和微 生物。
本发明的来自生物的物质的生产方法，由于具有上述任一种培养 装置和取出来自生物的物质的装置，所以如上所述可以高效且大量地 培养细胞和微生物，还可以分离、回收由这些细胞、微生物产生的大 量的来自生物的物质(第38发明)。
本发明的三维人造模型的制造方法，通过如下方法来制造，在上 述培养底盘中播种第1细胞，接着向播种后的培养底盘中加入培养液 培养上述第1细胞，然后，在培养该第1细胞的培养底盘上播种第2 细胞，接着在播种后的培养底盘上加入培养液，培养第1和第2细胞， 由此，可以制造使第1细胞和第2细胞在培养底盘内成为层结构的三 维人造模型(第39发明)。因此，可以生产作为药物筛选用的三维人造 模型。
特别是在这种制造方法中，通过使用成纤维细胞作为上述第1细 胞，使用上皮细胞作为上述第2细胞，可以容易地制造三维皮肤模型 (第40发明)。另外，通过使用这种制造方法，也可以生产三维皮肤模 型(第41发明)。

图1是表示本发明支架材料的一实施方式的剖面图。
图2是表示本发明支架材料的其他实施方式的斜视图。
图3是表示本发明支架材料的另一实施方式的斜视图。
图4是本发明支架材料在金属纤维层培养细胞后的显微镜照片。
图5a是表示本发明支架材料的另外其他实施方式的侧面剖面图， 图5b是其正面剖面图，图5c是表示其基材的侧面图。
图6是表示本发明支架材料的又一其他实施方式的侧面剖面图。
图7是表示本发明支架材料的再一实施方式的侧面剖面图。
图8是表示本发明支架材料的又另一实施方式的侧面剖面图。
图9是表示使用图8的支架材料的治疗方法的概略图。
图10是将本发明的支架材料与以往公知的支架材料的破坏转矩 进行比较的图表。
图11是将本发明的支架材料与以往公知的支架材料的破坏扭转 角进行比较的图表。
图12是表示本发明的来自细胞的物质的生产装置的一实施方式 的概略构成图。
图13是表示图12中的支架和培养底盘在安装前的状态的斜视图。
图14是图13的支架和培养底盘安装后的剖面图。
图15是表示本发明生产方法的一实施方式的主要部分工序图。
图16a和图16b分别表示本发明培养底盘的其他实施方式的剖面 图。
图17是表示通过本发明培养方法生产的胶原和通过以往培养方 法生产的胶原的生产量的图表。

图1是表示本发明支架材料的一实施方式的剖面图，图2是表示 本发明支架材料的其他实施方式的斜视图，图3是表示本发明支架材 料的另一实施方式的斜视图，图4是本发明支架材料在金属纤维层培 养细胞后的显微镜照片。需要说明的是，这些实施例公开的是有助于 本发明容易进行的具体例，并不是由此限定本发明。
本发明的人造牙根10包括作为金属基材的杆11、形成于该杆的 外周的结合层13、设置于该结合层外周的金属纤维层14、以及设置在 该金属纤维层外周的对支撑整体的骨架有作用的加固层15。
杆11包括直径是3～5mm的躯干21和设置在该躯干的上中下部的 桥桁22a、22b、22c以及设置在该躯干上下端的凸缘部23a、23b。在 上断凸缘部23a的上面形成有嵌入牙桥基部(无图示)的嵌入孔24。另 外，下端凸缘部23b的下部成为螺纹切削用丝锥以使其容易埋入骨组 织。优选杆11的整体长度是7～20mm，桥桁22的高度是0.2～2mm。 作为这种杆11优选钛、钛合金、金、金合金制的。但是，只要是不锈 钢或钴-铬合金等机体亲和性高的物质，就没有特别限定。
结合层13是通过将平均孔径小于100μm、直径是5～400μm的 金属线卷绕在杆11外周的桥桁22之间，使其厚度为0.1～2mm而形成 的。另外，金属纤维层14是通过将抱合了平均孔径是100～400μm、 直径是5～400μm的金属线的网状的纤维网(金属无纺布)卷绕在结合 层13的外周，使其厚度为0.3～10mm而形成的。之后，通过和杆一起 进行真空烧结，将各金属线的交点和结合层与杆的接点熔合。这种金 属线和金属无纺布向金属基材的固定方法，使用铸模法。即，预先计 算这些金属线和金属无纺布进入的体积，从空隙率和线径计算所使用 的金属线和金属无纺布的材料的体积及重量等，将其所必须的量挤压 入基材和铸模之间，计算厚度，在压力下进行真空烧结。通过将金属 纤维层和结合层的整体厚度设定为0.4～12mm，可以使金属线构成的 纤维网的真空烧结容易进行。这种烧结温度因金属线的熔点(Tm·℃) 而异，优选为金属或金属合金的熔点(Tm·℃)的0.3～0.9倍。例如， 使用钛作为基材和金属线时，钛的熔点是1668℃，所以烧结温度优选 为约500～1500℃。
将直径是100～2000μm的金属线抱合，以使平均孔径为100～ 2000μm，将这种抱合而成的网状纤维网卷绕在金属纤维层14上，使 其厚度为0.1～5mm，由此形成加固层15。
因为这种加固层15由较粗的金属线形成，所以有利于支撑整个支 架材料的骨架，防止由扭转或剪切等外力引起的机体与由最外层和中 间层构成的金属纤维层之间的界面的断裂。
将诱导机体细胞的诱导剂涂敷在各层。作为这种诱导剂例如有： 含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石、其他磷酸钙化合物等。由此，可以在 更短期内实现成骨细胞产生的骨组织和金属纤维层14一体化的“协作 区域”。这时由于加固层的孔径比金属纤维层的平均孔径大，所以不 会妨碍骨细胞到金属纤维层的生长发育。
将如此构成的人造牙根10埋入拔牙而形成的颌骨的埋入部。由此 机体细胞通过平均孔径较大的加固层15到达金属纤维层14然后到达 结合层13。另外，因为金属纤维层14具有成骨细胞喜好生长的几何 学结构，所以成骨细胞能在短时间内成长发育。这种金属纤维层14 和成骨细胞达到成为一体的骨性结合状态的时间因人而异，约是1～2 个月。
这样的成骨细胞在各层固定成骨，而且由于参与代谢，因此一直 大大有助于骨和该人造牙根10的结合强度。另外，即使施加对杆的咬 合外力等外力(压迫、扭转、剪切)，由于结合层13的存在也能防止金 属纤维层14和基材之间的界面断裂。亦即，一旦成骨细胞成长，在机 体和金属纤维层14的各界面就不易发生断裂。
通过将抱合的金属线进行真空烧结形成图1的人造牙根10的各 层。可以在杆的躯干外周将直径小于100μm、和金属无纺布同质的金 属粉或金属粒子使用模板进行真空烧结。另外，也可以在杆的外周涂 敷环氧粘合剂、紫外线固化型粘合剂等，并卷绕由5～500μm的金属 线构成的纤维网。为了如此形成各层，杆通过结合层13与金属纤维层 14坚固地固定。但将所有的各层用和杆相同种类的金属或合金的金属 线与杆一起烧结固定在杆上时，最优选通过熔合杆和金属纤维层可以 使其一体化。
图2的支架材料30包括钛板31和设置在该上面的金属纤维层32。 该金属纤维层32是将平均孔径为100～400μm的金属无纺布固定在钛 板31上而成的纤维层。将这种支架材料安装到人造脏器上、埋设于机 体内。由此使软组织在金属纤维层内成长约1～2个月的时间，并很好 地保持人造脏器。
图3的支架材料35包括圆筒状钛杆36和设置在该内外面的平均 孔径是100～400μm的金属纤维层37a、b。这种支架材料35主要可 以作为人造血管，除此之外，可以用作食管、气管、神经、脊椎的替 代管埋设于机体。
图4所示的照片是表示将细胞MC3T3-E1在平均孔径为100～300 μm的钛无纺布上培养4周以及6周后的金属纤维与上述细胞合成的 胶原纤维结合的照片。如图2可知，在仅仅不足1个月的时间里，金 属纤维和胶原纤维就紧密结合，且软组织被诱导而成长。
图5a所示的支架材料可用于作为机体硬组织诱导性的人造牙根， 这种人造牙根40包括圆柱状的基材41和设置在该基材外周的细胞诱 导层42。
基材41具有：形成于上端的凸缘43、在上表面中心沿其柱的轴 向中心形成的导入孔44、沿着轴向从侧面突出而形成的突起45。另外， 基材41是具有2mm以下的微孔45a的多孔结构体，导入孔44和基材 外部通过这些微孔复杂地连通。而且在导入孔44的内面形成有内螺纹 46，以使其可以和安装人造牙的上部结构体或桥基(无图示)卡合。
这种基材在用金属作为其材料的情况下，通过如下方法来成型， 例如，在模具内填充金属纤维，通过固化、真空烧结而成型；或者可 以使熔化的金属流入模具内，随着凝固时过饱和气体原子的析出生成 气泡；或者可以在凝固后调整外形后用穿孔器等穿孔。另外，使用合 成树脂作为基材的材料时，可以通过使加入发泡剂的熔融的合成树脂 流入模具而成型。
细胞诱导层42是平均孔径是100～400μm的多孔质结构体，以使 其与基材的凸缘部43和突起45相接触的方式而设置。由此，形成即 使施加外力细胞诱导层也不容易从基材脱落的构成。另外，这种细胞 诱导层42利用磷灰石生成液进行处理，利用含有碳酸磷灰石的羟基磷 灰石、其他磷酸钙化合物及骨形成蛋白等细胞因子、胰岛素等激素、 干扰素等微量活性物质进行涂敷。由此可以促进机体硬组织的诱导。
例如，将通过使直径5～400μm的金属线抱合形成的金属无纺布 卷绕，使孔径为100～400μm，从而形成这种细胞诱导层42。另外， 在使用合成树脂材料时，可以用模具形成，然后嵌合在基材41上。
这种人造牙根40如下所述安装在口腔内。首先将骨髓液等注入人 造牙根的导入孔44(桥基安装部)，然后用注射器等将导入孔44内作 成正压，将骨髓液注入到基材41的内部。然后，将人造牙根40埋植 在口腔内，在导入孔44中安装具有外螺纹的套盖或关闭导入孔44的 套盖，放置一定时间一直到人造牙根40和机体成为一体。这时基材内 部的骨髓液通过微孔到达细胞诱导层42。因此，可促进从人造牙根的 外部开始的骨的再生。然后，摘下套盖，洗涤导入孔后，将有外螺纹 的桥基安装到导入孔44。
使用这样的人造牙根40的治疗，和以往的治疗操作几乎没有变 化。可是由于具有由平均孔径是100～400μm的多孔质结构体构成的 细胞诱导层42，且将骨髓注入到导入孔44，使骨髓分布于整个基材， 所以利用其骨髓效果的骨的再生速度大大提高。
图6所示的支架材料用于作为机体硬组织诱导性的人造牙根。这 种人造牙根50包括圆柱状的基材50a和设置在该基材外周的细胞诱导 层51。
基材50a筒状基材本体51a、填充于内部的多孔质三维结构体52、 配置于内部的支柱53。
筒状的基材本体51a在该侧面形成有外径为2mm以下的小孔55。 这种基材本体51a通过如下方法来制造，通过在筒状金属体的侧面穿 孔生成基材本体51a，在该基材本体内通过烧结设置支柱53，而且在 基材本体内部填充金属纤维后，通过烧结操作形成多孔质三维结构 52。
多孔质三维结构体52没有特别限定，通过基材本体51a向细胞诱 导层51中供给后述填充的骨髓等营养。另外，由于是在三维结构体 52的内部导入血管或神经等而形成的，因此可以形成人造牙髓。这种 多孔质三维结构体52是通过将具有机体亲和性的合成树脂或金属纤 维充填在基材本体的内部而形成的。
另外，支柱53是为了保持人造牙根整体的强度而配置的。这种支 柱也可以使用具有机体亲和性的材料。
细胞诱导层51与图5的细胞诱导层42基本上相同，例如是通过 将抱合直径5～400μm的金属线所形成的金属无纺布卷绕成孔径为 100～400μm而形成的。
为了构成这样的人造牙根50，和图5的人造牙根40同样，首先 将骨髓液等注入人造牙根的基材本体内部的多孔质三维结构体52，然 后用注射器等使基材本体内部呈正压，使骨髓液平均分布在多孔质三 维结构体52内。然后，将人造牙根50埋植于口腔内，在基材的开口 安装套盖(未图示)，放置一定时间直到人造牙根50与机体成为一体。 这时，和图5的人造牙根40同样，填充在基材内部的骨髓液等通过基 材本体的穿孔55到达细胞诱导层51。由此进一步促进从内部开始的 骨的再生。然后，摘下套盖，清洁导入孔后，安装桥基55a。
由于在这种基材的内部具有多孔质三维结构体52，所以形成了用 于向该多孔质三维结构体52供给储存的营养的最短的营养供给途径 (人造牙髓)。另外，利用该人造牙髓，使象牙质的再生、对细菌的免 疫反应提高，且人造牙根的长期稳定性得到改善。
图7所示的人造牙根59是在基材内部没有设置支柱的人造牙根。 其他的构成和图6的人造牙根50基本上相同。由此，人造牙根59虽 然比人造牙根50强度弱，但安装容易。
图8所示的支架材料用于机体硬组织诱导性人造关节。这种人造 关节60包括圆柱状的基材61和设置于该基材外周的细胞诱导层62。
另外，基材61包括侧面具有外径2mm以下小孔63a的圆筒状基材 本体63、填充在该基材本体内部的多孔质三维结构体64、沿基材本体 63的内部配置的支柱65。在该支柱65的上端形成有人造骨节65a， 而且在该支柱65的中部，在基材内形成有沿半径方向突出的肋65a。 另外，在该人造关节65a上可以设置如用虚线所表示的小孔63a。而 且，这种用虚线表示的小孔63a可以是更微细的孔。
多孔质三维结构体64与图6的多孔质三维结构体基本上相同，通 过例如将钛金属纤维填充到基材本体63内部而形成。作为支柱65的 材料使用强度高的机体亲和性高的钛或钛合金。
这样构成的人造关节60的配置如图9a所示。在此，图9b是正常 状态的关节概略图。在此，符号66b表示软骨；符号66c表示致密骨； 符号66d表示松质骨和骨髓的混合部位；符号66e表示骨髓。另外， 图9a的符号66是人造关节的托座。该托座66包括扇状的金属基材 67和设置于其内面的合成树脂层68以及设置于金属基材的外面的钛 纤维网构成的金属纤维层69。由于图9a所示的机体骨髓A存在于配 置了人造关节60的附近，所以该骨髓A从基材下端开口61b被诱导到 基材的三维结构体64内。而且，被诱导的骨髓A接着通过基材本体的 小孔63a被输送到整个细胞诱导层62。由此，可以寻求缩短人造关节 60的治愈期间。由此，由于如人造关节之类骨再生范围广，仅从外部 进行骨侵入需要治愈期间，所以重要的是从内部再生，本发明的人造 关节60可以是从内部再生的操作。另外，与周围骨成为一体时，为了 向三维结构体内导入、形成血管、神经，可以以相似于以往机体内的 结构体进行复原。因此，被再生的细胞诱导层62诱导的骨可以接受来 自骨髓的营养，在经过较长时间后骨骼也不会得不到营养。因此，不 会发生以往的人造关节中成为问题的人造关节和骨之间的间隙(松 动)，没必要更换人造关节。
实施例
[实施例1]
制成图5的人造牙根40。在此，形成于导入孔44的内面的内螺 纹没有形成。基材41是将直径为80μm的钛金属线装满模具，进行烧 结而成型，以使其凸缘部43的直径为4mm、导入孔44的直径为2mm、 长度为3mm且平均孔径为80μm。
另外，细胞诱导层42将由直径80μm的钛金属线抱合形成的金属 无纺布卷绕，以使平均孔径为200μm。
而且，将钛杆安装在导入孔44，通过真空烧结使它们结合制成人 造牙根。这样形成的人造牙根40的基材41相当于本发明的结合层， 细胞诱导层42相当于金属纤维层。
[比较例1]
使直径为80μm的钛金属线抱合并卷绕在钛杆上，使平均孔径为 200μm。将之进行真空烧结制成人造牙根。作为比较例1。
[比较例2]
使直径为80μm的钛金属线抱合并卷绕在钛杆上，使平均孔径为 80μm。将之进行真空烧结制成人造牙根。作为比较例2。
进行这些实施例1和比较例1和2的人造牙根的扭转破坏实验。 将其破坏转矩和破坏扭转角的结果示于图10和图11中。从该结果可 知，作为本发明的人造牙根的实施例1，即使施加以破坏扭转约4倍 的力也没有破坏。另外，对实施例1而言，即使使用相对比较例的人 造牙根的约10倍的扭转力，也没有发现杆与结合层和金属纤维层之间 被破坏。可知其柔软性显著提高。
图12所示的生产装置70具有：柱71、在该圆柱内部以层叠状态 收容的皿状支架72、收容于各自的支架内的培养底盘73、在柱71内 使培养液环流的闭环状的管路74。在该管路74中，存在可将空气和 新鲜培养基(培养液)混合后进行供给的混合槽75和气泡除去槽76。
作为上述柱71，例如可使用带套管的Pharmacia色谱柱等。将套 管81围绕圆柱本体71a的外周，在该套管的下部设置的入口和在上部 设置的出口，例如用使37℃的水循环的管路82连接在一起。由此可 以使在柱71内填充的培养基保持机体内的温度。本体71a具有：圆筒 状的外周壁83、塞住其上端的上盖84、塞住其下端的下盖85，整体 以液密状态结合。外周壁83通常是玻璃制品，但也可以是不锈钢等金 属制品。作为培养基可以采用通常所使用的培养基的任何一种，例如， 可以使用伊格尔(Eagle)氏最小必须培养基以及具有其改良组成的培 养基的任何一种。
在柱71的上盖84上贯通有管状的出口构件86，该出口构件通过 圆板上的固定构件87固定在上盖84上。在出口构件86的下端固定有 保持被层叠的多层支架72的上端的上压构件88。另一发明，在将管 状入口构件89贯通于下盖85的同时，用固定构件90固定在下盖85 上。在入口构件89的上端固定有支承层叠的支架72的下端的下压构 件91。
上述上压构件88连接在用于将使用后的培养基从柱71流出的排 出管92的一端，通过出口构件86内排出到外部。另一端开口于混合 槽75内的上部空洞(气体部)75a。出口构件86的上端连接排出管92 的一端，在该混合槽75的培养基(液体)75b中，将中间管93的一端 浸泡，该中间管的另一端开口于气泡除去槽76的上部空洞76a。在气 泡除去槽76内的培养基76b中，将环流管94的一端浸泡，经过蠕动 型泵(管式泵)95、压力计96和预热槽97，通过柱71的入口构件89 连接到下压构件91。
上述排出管92、中间管93和环流管94等作为一个整体构成使培 养基在上述柱71中环流的管路74，蠕动型泵95使管路74内的培养 基循环。可以说蠕动型泵95起到了机体内的心脏的作用。预热槽97 是为了将送入到柱71内的培养基预先加热到机体内温度(如37℃)附 近的装置。
在上述混合槽75的培养基75b中，浸泡供给空气和二氧化碳气体 的混合气体的管98的端部。该管通过过滤器99连接用于将空气和二 氧化碳气体混合的混合器100。在混合器100中，将提供空气的压缩 机102和用于提供二氧化碳气体的储气瓶103通过软管或管连接。需 要说明的是，符号104是过滤器。
而且，在混合槽75的上部空洞75a中，供给新鲜培养基的管105 的一端开口，该管105的另一端浸泡在填充有新鲜培养基106b的新鲜 培养基槽106的培养基106b内。新鲜培养基槽106用盖封闭，通过过 滤器107导入外部气体的管108开口于上部空洞106a。
而且，在本实施方式中，排出管9 2的中间安装着开关阀(阀 门)110，通过管111将回收·监控槽112连接到该阀门110。回收·监 控槽112是确认在生产装置70工作后，在柱71内细胞产生了目的物 质、如胶原，用于回收生产的物质的槽。
图13和图14分别表示放大的在图12的柱71中所收容的支架72、 在该内部所收容的培养底盘73。支架72是略呈皿状的构件，呈环状， 在内部设有载置培养底盘73的阶梯部114。从支架72的上端到阶梯 部114的深度D比培养底盘73的厚度深。培养底盘73是播种细胞进 行培养的底盘，是通过抱合钛或钛合金制的细纤维，形成栅网状的纤 维网而形成的。
为了构成合适的空隙，构成培养底盘73的细纤维的粗细优选200μ m以下，特别优选100μm以下。另外，通常使用20μm以上、优选50 μm以上的细纤维。细纤维的长度和条数没有特别限制。需要说明的是， 也可以用1条细纤维构成1片培养底盘73。抱合细纤维例如可以用使各 细纤维直角交叉成丝网等方法。另外，作成无纺布或织布状的薄片，也 可以按规定的形状打孔而构成。培养底盘73的厚度是1～2mm左右，直 径因使用的柱(图12的符号71)的大小而异，通常是10～200mm左右。 培养底盘73的重量是1～100g左右。除钛以外也可以使用钛合金、不锈 钢、金、金合金等细纤维。在细纤维的状态下或形成培养底盘73后，在 细纤维上涂敷羟基磷灰石、含有碳酸磷灰石的羟基磷灰石等磷酸钙化合 物时，由于其生物适应性提高，细胞(及微生物)容易付着，所以优选。 而且，非常优选在其上面预先涂敷以胶原为代表的纤维蛋白等细胞粘着 物，进行所谓的“双重涂敷”。
支架72例如由聚丙烯酰胺等塑料形成。使用聚丙烯酰胺时，具有 加工性高的优点。但也可以使用聚丙烯、聚乙烯、苯乙烯等其它塑料。 需要说明的是，也可以在由薄环状板构成的分配器72a上，将外径相 同的较厚的环状的支架72b叠置接合等来构成。当将培养底盘73叠置 放入这种支架72上时，可以在培养底盘73之间留有空隙的状态下，将 许多培养底盘73层叠。因此，在这种状态下收容于图12的柱71中时， 可以在各自的培养底盘73中接触培养基，并可以在培养底盘73上将 被培养的细胞连续长时间培养。
作为在培养底盘73中培养的细胞，可以使用将培养底盘73作为 贴璧而可以培养的贴璧依赖性的，例如成纤维细胞、成骨细胞等产生 胶原的细胞、血管内皮细胞、肾上腺皮质细胞等产生肾上腺皮质(激素) 的细胞、胰腺细胞等产生胰岛素的细胞、在产生血管类细胞因子的分 化过程中存在的来自骨髓的血液细胞、肝细胞等产生有用的血液蛋白 的细胞等各种产生来自细胞的物质的细胞。但是，图12的生产装置 70不限于生产来自细胞的物质的情况，也可以用于单纯为了培养细胞 使其增殖。这种情况下不需要回收·监控槽52。在这种细胞的培养·增 殖等不以生产来自细胞的物质为目的的情况下，与其说是生产装置不 如说仅是细胞培养装置。产生胶原的情况下，培养基优选含有维生素 C。为预防牛海绵状脑病(BSE)也可以使用合成培养基。
在如此培养有细胞(第1细胞)的培养底盘73中，可以从上面播种 不同种类的第2细胞并进行培养。由此可以将培养有2层细胞的培养 底盘本体作为药物筛选用的三维人造模型使用。特别是通过作为第1 细胞在培养底盘上播种成纤维细胞，作为第2细胞播种上皮细胞并培 养，可以制造三维皮肤模型。
在本实施方式中，使用圆板状的培养底盘73，而在制造这种三维 人造模型时，其形状没有特别限定。
下面，用图12的生产装置70说明从成纤维细胞、成骨细胞等胶 原产生细胞生产胶原的方法。对成纤维细胞而言，例如，将缺损了部 分的骨、软骨、牙周组织、神经、筋、韧带的患者的口腔粘膜等以数 mm级进行采样，用公知的方法使其中含有的成纤维细胞繁殖并使用。 需要说明的是，除患者外，在得到提供者同意的基础上，也可以使用 从特定的新生儿的脐带、年轻成年人的皮下组织等分离出的成纤维细 胞并进行繁殖的物质。可以通过来自骨髓的叶间类干细胞等得到成骨 细胞。
下面，如图15所示，将增殖的成纤维细胞和成骨细胞的细胞片 115，播种在收容于培养皿116内的培养底盘73中。将培养皿116的 培养底盘73预先浸泡在适当的培养基中。接着将培养皿116设置于旋 转培养器中，使其反复旋转进行给予细胞刺激的旋转培养。在确认细 胞片115在培养底盘73上被培养后，如图13所示将培养底盘73收容 于支架72，将多个支架72叠置后放入图12的柱71内。所层叠的支 架72的个数根据生产的胶原的量的不同而不同，但约为20～50层。
如上所述，在设置了将培养底盘73收容于图12的柱71内的多个 支架72后，使蠕动型泵95工作，使培养基在管路74内循环，从而培 养培养底盘73的细胞。使如上所述的37℃的温水在柱71的套管中循 环，使柱71内成为类似于机体内的环境。从上述的压缩机102向混合 槽75中供给空气，由上述的储气瓶103供给二氧化碳气体。两者的比 例为例如二氧化碳气体95％(重量％)、空气5％(重量％)的比例，供给量 是0.1～1升/分钟左右。二氧化碳和空气的混合气体从供给用的管98 的端部以起泡的方式混合进入培养基。该混合槽75可以说是起到机体 的肺的作用。
当混合槽75的液面降低时用虹吸原理从新鲜培养基槽106向混合 槽75供给新鲜的培养基。但是，也可以使用泵强制性地供给。供给混 合槽75的新鲜环流液的量是0.1～1升/分钟左右。在此，由于所供给 的培养基有供给细胞营养的作用，因此可以说也有作为消化器官的作 用。
在上述气泡除去槽76中，将从混合槽75输送过来的培养基静止 储存，由此，在培养基混合槽75中通过起泡将在培养基内混合的二氧 化碳和空气混合之后，使在培养基内不溶解的残留气泡上浮到上部空 洞内而除去。
通过使如上所述的生产装置70起作用，使收容于柱71内的培养 底盘73分泌胶原。在分泌的胶原中，一部分分泌到培养基中，另一部 分在培养底盘73内作为不溶性的胶原而沉淀。在培养基中含有不溶性 的胶原和可溶性的胶原，适当地开关阀门110，可以连续地将这些胶 原回收到回收·监控槽112中。即通过盐析法、离子交换法等，可以 从回收·监控槽112中将胶原精制分离。
另一发明，将沉淀于培养底盘73内的不溶性胶原从柱71取出， 通过将各自的培养底盘73用可溶解胶原的溶剂例如含1M食盐的中性 缓冲液、或者0.5M醋酸或含胃蛋白酶的0.5M醋酸萃取，几乎可以完 全回收。
如上所述，通过使用生产装置70，培养由患者的口腔粘膜等得到 的成纤维细胞，可以连续得到胶原，并可以有效地回收可溶性胶原和 不溶性胶原。回收的胶原可用于患者的必要部位的修复治疗，例如可 用于骨、软骨、牙周组织、神经、筋、韧带等的修复治疗。另外，即 使从患者以外的组织提供者(供体)得到的组织中产生的胶原，也可用 于一般的患者的再生治疗。
如上所述，在该生产方法中，由于将由三维的抱合了钛细纤维的 纤维网构成的培养底盘73在分别实现分离的同时层叠数十片进行产 生，所以与以往的平板法相比可以使产量增大10倍以上，因此，导入 了胶原产制基因的细胞当然不用进行基因操作，而可由正常的人细胞 制造大量的胶原，并提供安全的再生医疗原料。
在上述实施方式中，对产生胶原的情况进行了说明，而在产生骨 形成蛋白(BMP)等细胞因子、胰岛素等激素、干扰素等微量活性物质、 其他在医疗和产业上有用的重组蛋白等时也可以用基本上相同的方法 来生产。另外，对使用人细胞的情况进行了说明，而使用人以外的动 物细胞也可以生产其他的来自细胞的物质。此时，只要能确认安全性， 就可以在人患的再生医疗和兽医领域使用。而且，除细胞外，在培养 产生有用的来自生物的物质的贴壁依赖性的微生物，或者使该微生物 生产出有用的物质时，也可以采用本发明的方法和装置，并可以得到 同样的效果。
在上述实施方式中，作为培养底盘73直接使用抱合了钛或钛合金 制的细纤维而以栅网状构成的纤维网。然而，如图16a所示，也可以 在培养底盘73的下面设置不使培养液、细胞和微生物或这些细胞和微 生物产生的活性物质渗透的不渗透层117，作成复合层。这种不渗透 层117可以由合成树脂片材或薄膜、金属箔、金属板等形成。另外， 除另外设置培养底盘73外，还可以在培养底盘73的下面填充粉末、 微珠等，也可以通过设置所谓的产生孔眼堵塞的层而形成。
如上所述，在培养底盘73的下面设置不渗透层117时，细胞和微 生物不易从培养底盘73脱落。因此，可以不用通常的振荡培养，可以 用培养底盘进行培养。
而且，如图16b所示，除了在培养底盘73的底部以外，也可以在 该侧面设置不渗透层118。这种侧面的不渗透层118也可以使用和上 述底部的不渗透层117相同的物质。在底部和侧面设置不渗透层117、 118时，细胞或微生物产生(分泌)的活性物质不从培养底盘散落，较 容易留在不渗透层117上。由此使细胞或微生物被活化。
如图15所示将培养底盘73放入培养皿116中时，或如图13、14 所示放入支架72中时，也可以将培养底盘73中设置有不渗透层117、 118的直接一起放入。由此，实现细胞、微生物不容易脱落等效果。 可是，将不渗透层117、118相对培养底盘73装卸自由地构成，放入 支架72时，也可以在特定的状态下卸下。
[实施例1]
抱合相当于本发明培养方法所用培养底盘的直径是50μm的钛金 属线，使其空隙率为87％，制造钛纤维网。设定为实施例1。
[实施例2]
制造将实施例1的钛纤维网插入到有底圆筒状的钛制的支架中的 培养底盘。设定为实施例2。
[比较例1]
将用以往公知的平面塑料皿构成的塑料盒作为比较例1。
对这些实施例1、2和比较例1播种成纤维细胞，在培养液中浸泡， 培养2周。图17表示此时由成纤维细胞产生的胶原的生产量。由该图 可知，采用在本发明培养方法中所用的培养底盘(实施例1)进行培养 时，胶原的产量比通常的塑料盒提高1.4倍。而且，在安装有支架的 培养底盘(实施例2)中进行培养时，胶原的产量比通常的塑料盒提高 1.8倍。