JP2019501808A - 抗炎症能および血管新生能を有する細胞の移植のための移植可能デバイスならびにそれを製造する方法 - Google Patents

Abstract

方法は、ポリエーテルおよび光開始剤を含む溶液を親水性多孔膜上に広げること、親水性多孔膜に溶液を含浸させること、ならびに親水性多孔膜内に位置する溶液を紫外線への曝露により硬化させ、複合膜を製造することを含む。

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１６年４月４日に出願された米国仮出願第６２／３１７，９９０号に基づく優先権を主張し、その内容は全体が参照により本明細書に組み込まれる。

例示的実施形態は、分離できる、ヒドロゲルを含浸させた膜により宿主免疫系から保護された移植細胞を含むユニットおよび酸素ユニットを有する移植可能医療デバイス、ならびにかかかるデバイスを製造するための方法に関する。

１種または複数の物質、たとえばホルモンの分泌不全から生じるいくつかの障害が知られている。

ホルモンの分泌不全から生じる障害は、失われているホルモンの投与により通常は治療される。しかしながら、これらの疾患の多くについての理解および治療の進歩にもかかわらず、外因性ホルモンを用いても代謝を正確に調節できないことが多い。

臓器移植は多くの場合、たとえば免疫系による移植組織の拒絶を含むいくつかの理由から、これらの障害のほとんどについて実行可能な治療ではない。単離細胞は、たとえば免疫抑制、照射またはカプセル化による拒絶反応を予防する処置の後に、身体に移植することができる。カプセル化材料は、生体適合性であり、細胞と環境との間での小分子の拡散を可能にする一方で、細胞を免疫グロブリンおよび免疫系細胞から遮蔽するよう選択される。

たとえば、カプセル化β細胞またはランゲルハンス島（インスリンを生成する組織）は、門脈内に注入してもよく、または皮下、腹腔内に埋め込んでもよく、または他の位置に移植してもよい。多くの細胞移植の成功は、移植片宿主拒絶反応によってだけでなく、移植片に対する酸素供給が不十分であることによりもたらされる虚血状態によっても損なわれる。酸素は、移植細胞の生理学的プロセスおよび機能性にとって不可欠である。移植細胞に対する酸素の不十分な供給は、多くの場合、細胞の機能性の喪失または細胞死をもたらす。酸素供給は、移植細胞の生存および機能性を維持するのに不可欠の要素である。

一実施形態では、方法は、ポリエーテルおよび光開始剤を含む溶液を親水性多孔膜上に広げること、親水性多孔膜に溶液を含浸させること、ならびに親水性多孔膜内に位置する溶液を紫外線への曝露により硬化させて、複合膜を製造することを含む。

一実施形態では、複合膜は、約１００，０００ダルトンを超える分子量を有する分子が膜を通過するのを防止するのに好適な孔径を有する。

一実施形態では、この方法はまた、オーブン乾燥または凍結乾燥のいずれかにより複合膜を乾燥させることを含む。一実施形態では、この方法はまた、乾燥させた複合膜を移植可能デバイス内に置くことを含む。

一実施形態では、この方法はまた、乾燥させた複合膜を移植可能デバイス内に置く工程の前に、機能細胞をポリマーと混合して、細胞混合物を製造する工程、細胞混合物を複合膜上に置く工程、および架橋剤を用いて細胞混合物を架橋して、複合膜に隣接する埋め込まれた細胞層を製造する工程を実施することを含み、乾燥させた複合膜が移植可能デバイス内に置かれるとき、埋め込まれた細胞層もまた移植可能デバイス内に置かれる。一実施形態では、架橋剤には、バリウム、ストロンチウム、およびカルシウムのうちの少なくとも１つが含まれる。一実施形態では、機能細胞には、ランゲルハンス島、幹細胞、および副腎細胞のうちの少なくとも１つが含まれる。

一実施形態では、移植可能デバイスは、外部ソースから酸素の供給を受け取るよう構成されている。一実施形態では、複合膜が外部酸素ソースと埋め込まれた細胞層との間に位置するように、複合膜および埋め込まれた細胞層が、移植可能デバイス内に位置する。

一実施形態では、この方法はまた、基本培地中で機能細胞を培養することならびに培養された機能細胞および基本培地を移植可能デバイスの組織チャンバー内に注入することを含む。一実施形態では、機能細胞には、ランゲルハンス島、幹細胞、および副腎細胞のうちの少なくとも１つが含まれる。一実施形態では、移植可能デバイスは、外部ソースから酸素の供給を受け取るよう構成されている。一実施形態では、移植可能デバイスが宿主内に移植されるとき、複合膜が組織チャンバーと宿主の組織との間に位置するように、複合膜および組織チャンバーが移植可能デバイス内に位置する。

一実施形態では、ポリエーテルには、ポリエチレングリコールジアクリレート、ポリエチレングリコールアクリレート、およびポリエチレングリコールジメタクリレートのうちの少なくとも１つが含まれる。一実施形態では、親水性多孔膜に溶液を含浸させる工程は、親水性多孔膜および溶液を２片の透明材の間で加圧して、親水性多孔膜に溶液を含浸させることを含み、硬化工程は、親水性多孔膜および溶液が２片の透明材の間で加圧される間に実施される。

一実施形態では、方法は、ＨＭアルギネート溶液を親水性多孔膜上に置くこと、親水性多孔膜上のＨＭアルギネート溶液を真空圧力に曝露して、ＨＭアルギネートを含浸させた親水性多孔膜を製造すること、ＨＭアルギネートを含浸させた親水性多孔膜を架橋溶液に曝露して、ＨＭアルギネートを架橋し、架橋ＨＭアルギネートを含浸させた親水性多孔膜を製造すること、および架橋ＨＭアルギネートを含浸させた親水性多孔膜を凍結乾燥して、複合膜を製造することを含む。

一実施形態では、架橋溶液には、ストロンチウム、バリウム、およびカルシウムのうちの少なくとも１つが含まれる。一実施形態では、この方法はまた、機能細胞をＨＧアルギネートと混合して、細胞混合物を製造すること、細胞混合物を複合膜上に置くこと、および架橋剤を用いて細胞混合物を架橋して、複合膜と隣接する埋め込まれた細胞層を製造することを含む。

一実施形態では、架橋剤には、ストロンチウム、バリウム、およびカルシウムのうちの少なくとも１つが含まれる。一実施形態では、この方法はまた、複合膜および埋め込まれた細胞層を、酸素を外部酸素ソースから受け取るよう構成された移植可能デバイス内に取り付けることを含み、複合膜が外部酸素ソースと埋め込まれた細胞層との間に位置するように、複合膜および埋め込まれた細胞層が、移植可能デバイス内に位置する。一実施形態では、機能細胞には、ランゲルハンス島、幹細胞、および副腎細胞のうちの少なくとも１つが含まれる。

一実施形態では、この方法はまた、ＨＧアルギネート中の生物活性分子を固定することを含む。一実施形態では、生物活性分子には、抗炎症性分子および抗アポトーシス薬のうちの少なくとも１つが含まれる。

一実施形態では、本発明は、
ａ．酸素を本質的に含むガスを供給するためのガスユニット、および
ｂ．一定程度の物理的柔軟性を有し、機能細胞を生存可能で機能的な条件に維持するために酸素をガスユニットから受け取るよう構成された、複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つ
を含む、移植可能医療システムを提供する。

一実施形態では、システムは、ガスユニットから複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つへとガスを分配するよう構成された、少なくとも１つの分配器をさらに含む。

一実施形態では、ガスユニットは、皮下移植可能ポートを通じて補充できるガスの与圧容器であり、ポートは、補充ポートを貫通するよう適合された針を通じてガスを受け取るよう構成されている。

一実施形態では、移植可能医療システムが動物に移植されるとき、ポートは、補充ポートおよび動物の皮膚を貫通するよう適合された針を通じてガスを受け取るよう、さらに構成されている。

一実施形態では、一方向弁が、補充ポートとガスユニットとの間に提供される。

一実施形態では、一方向弁は、ガスをポートからガスユニットへと移動させるよう構成されている。

一実施形態では、ガスユニットは、酸素発生器である。

一実施形態では、酸素発生器は、電解により酸素を生成する電極を含む。

一実施形態では、酸素発生器は、加水分解により酸素を生成し、一対の電極および電源を含む。

図１は、本発明の機器の一実施形態を示す。（１）ガスユニットを含有するデバイスの本体部。（２）複合乾燥膜（９）を含有するデバイスのカバー。（３）ガスチャンバーをポート（４）と接続する管。 図２は、本発明の機器の一実施形態をカバーなしで示す。（５）ガスユニットを含有するデバイスの本体部。（６）ガス透過膜。（７）Ｏリング封止部。（１２）カバーのための穴。 図３Ａおよび図３Ｂは、本発明の機器の一実施形態を示し、機器のカバーを示す。図３Ａ：（７）針のための穴。（９）複合膜。 図３Ｂ：（８）シリコンゴム栓。（１０）細胞または組織のためのグローブ（ｇｒｏｖｅ）の下の複合膜。 図４は、本発明の機器の一実施形態を示し、機器の閉じられる部分を示す。組織または細胞（１０）を有するゲルミックスがロードされるカバー（２）が、本体部（１）上に閉じられる。Ｏリング（７）は、体液がデバイスへと進入するのを防止する。 図５Ａは、移植デバイスのプラスチックフレーム上に接着された親水性多孔質ポリテトラフルオロエチレン（「ＰＴＦＥ」）（Ｂｉｏｐｏｒｅ）膜を有する機器の上面図を示す。図５Ｂは、Ｂｉｏｐｏｒｅ膜上に置かれた４〜８％のＨＭアルギネートを示す。 図６Ａは、本発明のいくつかの実施形態による元の状態のＰＴＦＥ（Ｂｉｏｐｏｒｅ）膜を示し、図６Ｂは、本発明のいくつかの実施形態によるＨＭアルギネートを含浸させたＢｉｏｐｏｒｅ膜を示す。 図７は、本発明のいくつかの実施形態による統合プロセスの図式的な概要を示す（図はスケールどおりではない）。（ｉ）膵島移植片を含有するストロンチウム架橋ＨＧアルギネートおよび（ｉｉ）親水性ＰＴＦＥ膜により強化されたバリウム架橋ＨＭアルギネート。 図８Ａは、本発明のいくつかの実施形態による膜−アルギネート構造を有する移植可能デバイスの内部を示す。図８Ｂは、図８Ａのクローズアップである。 図９Ａおよび図９Ｂは、本発明のいくつかの実施形態によるデバイスを１０カ月間ヒトに移植した後に、デバイスから除去された機能細胞を含有するアルギネート膜を示す。インスリンと結合するジチゾンを用いて組織を染色し、組織の生存性を実証する。 図１０は、本発明のいくつかの実施形態による移植されたシステムの位置を示す。 図１１は、本発明のいくつかの実施形態による、Ｂｉｏｐｏｒｅ膜を含浸させるための方法の図式的な概要を示す。 図１２Ａは、本発明のいくつかの実施形態による移植可能デバイスの一部を示す。図１２Ｂは、図１２Ａに示す断面に沿った、図１２Ａの移植可能デバイスの断面図を示す。 図１３は、本発明のいくつかの実施形態による実験注入システムの図を示す。 図１４は、図１３の実験注入システムの様々な視点の写真を示す。 図１５は、図１３のものと類似する実験注入の図を示す。 図１６は、図１４および図１５のものと類似する実験注入システムの図を示す。 図１７は、マウスインスリノーマ細胞を注入するために使用される、図１５に示すものと類似する実験注入システムの様々な視点の写真を示す。 図１８は、複合膜および組織コンパートメントを含む移植可能デバイスの一部の断面図を示す。

開示を明確にするため、限定としてではないが、本発明の詳細な説明を、本発明のいくつかの特徴、実施形態または用途を説明または例示する以下のサブセクションに分ける。

本明細書および特許請求の範囲を通じて、以下の用語は、特に文脈上明示されない限り、本明細書において明確に関連づけられる意味を持つ。本明細書で使用する「一実施形態では」および「いくつかの実施形態では」は、必ずしも同じ実施形態（複数可）を指さないが、同じ実施形態（複数可）を指していてもよい。さらに、本明細書で使用する「別の一実施形態では」および「いくつかの他の実施形態では」という文言は、必ずしも異なる実施形態を指さないが、異なる実施形態を指していてもよい。したがって、下に説明するように、本発明の様々な実施形態が、本発明の範囲または趣旨から逸脱することなしに、容易に組み合わされてもよい。

加えて、本明細書で使用する「または」という用語は、両立的「または」演算子であり、特に文脈上明示されない限り、「および／または」という用語と同義である。「ベースの（ｂａｓｅｄ ｏｎ）」という用語は、排他的でなく、特に文脈上明示されない限り、記述されていない追加の要素をベースにすることを可能にする。加えて、本明細書を通じて、「ａ」、「ａｎ」および「ｔｈｅ」の意味は、複数の指示内容を含む。「ｉｎ」の意味は、「ｉｎ」および「ｏｎ」を含む。

いくつかの実施形態では、本発明は、
ａ．酸素を本質的に含むガスを供給するためのガスユニット、および
ｂ．一定程度の物理的柔軟性を有し、機能細胞を生存可能で機能的な条件に維持するために酸素をガスユニットから受け取るよう構成された、複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つ
を含む、移植可能医療システムを提供する。

いくつかの実施形態では、システムは、ガスユニットから複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つへとガスを分配するよう構成された、少なくとも１つの分配器をさらに含む。

いくつかの実施形態では、ガスユニットは、皮下移植可能ポートを通じて補充できるガスの与圧容器であり、ポートは、補充ポートを貫通するよう適合された針を通じてガスを受け取るよう構成されている。

いくつかの実施形態では、移植可能医療システムが動物に移植されるとき、ポートは、補充ポートおよび動物の皮膚を貫通するよう適合された針を通じてガスを受け取るよう、さらに構成されている。

いくつかの実施形態では、一方向弁が、補充ポートとガスユニットとの間に提供される。

いくつかの実施形態では、一方向弁は、ガスをポートからガスユニットへと移動させるよう構成されている。

一実施形態では、ガスユニットは、酸素発生器である。

一実施形態では、酸素発生器は、電解により酸素を生成する電極を含む。

一実施形態では、酸素発生器は、加水分解により酸素を生成し、一対の電極および電源を含む。

いくつかの実施形態では、移植可能医療デバイスは、４０％から９５％の間の濃度の酸素およびバランスの窒素を含むガス混合物を含む。いくつかの実施形態では、酸素混合物は、５％の二酸化炭素を含む。いくつかの実施形態では、ガスチャンバー内のガス混合物の圧力は、１．０ａｔｍ（環境気圧）から１０ａｔｍの間である。いくつかの実施形態では、ガスチャンバー内のガス混合物の圧力は、５．０ａｔｍ（環境気圧）から１０ａｔｍの間である。いくつかの実施形態では、ガスチャンバー内のガス混合物の圧力は、１．０気圧（ａｔｍ）（環境気圧）から５ａｔｍの間である。いくつかの実施形態では、酸素のソース（すなわち発生器）は、ハウジングの内部と本体部との間の二酸化炭素の濃度のバランスを維持するために、およそ５％の二酸化炭素を含む。

さらに、一実施形態によれば、機能細胞は、ランゲルハンス島、副腎細胞、ベータ細胞またはアルファ細胞まで成熟させた幹細胞および遺伝的移植可能細胞（ｇｅｎｅｔｉｃ ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ ｃｅｌｌ）を含む群から選択される。

さらに、一実施形態によれば、複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つが、実質的に同じ寸法の、対向して位置するコンパートメントを含み、両方のコンパートメントが比較的大きい表面積の面を備え、これを通して酸素は拡散し、ユニットの内部の機能細胞に到達できる。

いくつかの実施形態では、機器は、直径３２ｍｍおよび幅９ｍｍの寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、直径１０ｍｍ〜５０ｍｍおよび／または幅１ｍｍ〜２０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、直径１０ｍｍ〜４０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、直径１０ｍｍ〜３０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、直径１０ｍｍ〜２０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、直径２０ｍｍ〜５０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、直径３０ｍｍ〜５０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、直径４０ｍｍ〜５０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、幅１ｍｍ〜１５ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、幅１ｍｍ〜１０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、幅１ｍｍ〜５ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、幅５ｍｍ〜２０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、幅１０ｍｍ〜２０ｍｍの間の寸法を有しうる。いくつかの実施形態では、機器は、幅１５ｍｍ〜２０ｍｍの間の寸法を有しうる。

さらに、一実施形態によれば、大きい表面積の面は、酸素の移動を容易にする層により被覆される。

さらに、一実施形態によれば、前記層はシリコーン層である。

さらに、一実施形態によれば、複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つの外側は、機能細胞により生成されうる栄養素および生体材料を透過させ、免疫性因子を透過させない別の層により被覆されている。

さらに、一実施形態によれば、複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つは、円盤様であり、約２０〜２，０００μｍの厚さを有する。

さらに、一実施形態によれば、機能細胞は、複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つ内のマトリクス中に埋め込まれる。

さらに、一実施形態によれば、マトリクスは、ヒドロゲル［たとえばポリエチレングリコール（「ＰＥＧ」）ベースのヒドロゲル、他のＰＥＧベースのポリマー、たとえばＰＥＧ−ジアクリレート（「ＰＥＧ−ＤＡ」）またはＰＥＧ−ジメタクリレート（「ＰＥＧ−ＤＭＡ」）、ＰＥＧ−アクリレート（「ＰＥＧ−Ａ」）、アルギネート、コラーゲン、およびそれらの組合せ］を含む群から選択される材料でできている。

さらに、一実施形態によれば、複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つにおける機能細胞は、多孔構造内に捕捉される。

さらに、一実施形態によれば、複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つは、酸素の移動を可能にする実質的に大きい表面積を有する複数のサブユニットを含み、各サブユニットは、マトリクス中に埋め込まれた機能細胞を備える。

図３および図７に示すとおり、細胞および／または組織（たとえばランゲルハンス島）を統合するため、細胞および／または組織を、カバー（２）の内部のグローブ（１０）に位置する３．５％のＨＧアルギネートと混合し、２２分間ストロンチウムで架橋させる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、１〜６０分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、５〜３５分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、５〜２５分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、５〜１５分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、１５〜３５分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、２５〜３５分間、架橋を実施できる。

さらに、一実施形態によれば、前記サブユニットは鶏卵箱と同様に配置され、各サブユニットの直径は、約１０〜２，５００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約１０〜２，０００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約１０〜１，５００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約１０〜１，０００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約１０〜５００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約１０〜１００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約１００〜２，５００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約５００〜２，５００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約１，０００〜２，５００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約１，５００〜２，５００μｍである。いくつかの実施形態では、各サブユニットは、約２，０００〜２，５００μｍである。

さらに、一実施形態によれば、複数の機能細胞を含有するユニットのうちの少なくとも１つは、機能細胞の捕捉を可能にするよう構成された内部突起を備える。

さらに、一実施形態によれば、機器は、（ｉ）継続的且つ能動的に酸素を供給することならびに（ｉｉ）小さい溶質分子（たとえば、これらに限定されないが、グルコースおよびインスリン）が機器内に入ることおよび免疫応答を開始または拡散させるよう構成された大きい水溶性分子、たとえば、これらに限定されないが、免疫グロブリン、補体成分等が移動して膜を通過するのを防止することを可能にするよう構成された複合膜の使用により宿主免疫系からマトリクスに埋め込まれた細胞または組織を保護することによって、マトリクスに埋め込まれた細胞または組織の生存および機能性を維持するよう構成されている。いくつかの実施形態では、機器は、生体組織または細胞のために使用でき、生体組織または細胞は、ランゲルハンス島および副腎細胞を含む。

本発明は一般に、移植細胞または移植組織の層または複数の層を有する移植可能医療デバイスに関し、細胞または組織の層は、ランゲルハンス島および／または副腎細胞を含むことができ、細胞の層は、ヒドロゲルに埋め込まれ、ヒドロゲルは、ＨＧアルギネートであり、細胞の層は、内部または外部ガスチャンバーまたは酸素発生器から送達される酸素を供給され、ガス透過膜が、酸素タンクおよび組織を隔てる。

いくつかの実施形態では、ガス透過膜は、ガス透過材を含み、ガス透過膜は、シリコーンゴムまたはシリコーンＰＴＦＥであり、ガス透過材は、１０μｍから２０００μｍの間の厚さを有する。いくつかの実施形態では、ガス透過材は、１００μｍから２０００μｍの間の厚さを有する。いくつかの実施形態では、ガス透過材は、５００μｍから２０００μｍの間の厚さを有する。いくつかの実施形態では、ガス透過材は、１０００μｍから２０００μｍの間の厚さを有する。いくつかの実施形態では、ガス透過材は、１５００μｍから２０００μｍの間の厚さを有する。いくつかの実施形態では、ガス透過材は、１０μｍから１５００μｍの間の厚さを有する。いくつかの実施形態では、ガス透過材は、１０μｍから１０００μｍの間の厚さを有する。いくつかの実施形態では、ガス透過材は、１０μｍから５００μｍの間の厚さを有する。いくつかの実施形態では、ガス透過材は、１０μｍから１００μｍの間の厚さを有する。

いくつかの実施形態では、酸素ガスは、ガスユニットからガス透過膜を通過し、ヒドロゲル含有組織中に溶解し、埋め込まれた組織または細胞へと拡散する。いくつかの実施形態では、ガス混合物は、管によりガスユニットに接続された１つ、２つまたはそれ以上の移植可能ポートを通じてロードされる。いくつかの実施形態では、ガス混合物は、期間ごとに、たとえば２４時間ごとまたは数日ごとに補充される。いくつかの実施形態では、組織または細胞は、複合膜により体液から分離される。複合膜は、小さい水溶性分子（たとえば、これらに限定されないが、グルコースおよびインスリン）の移動を可能にし、免疫応答を誘発するよう構成された大きい水溶性分子（たとえば、これらに限定されないが、免疫グロブリン、補体成分）の移動を防止および／または低減するよう構成されている。いくつかの実施形態では、複合膜は、スキャフォールドとしての使用のために構成された多孔親水性膜（たとえば、これに限定されないが、ＰＴＦＥ親水性膜）ならびにフィラーとしてヒドロゲルおよび／またはアルギネート（たとえば、これらに限定されないが、ＰＥＧ、ＰＥＧ−ＤＡ、ＰＥＧ−ＤＭＡ、ＰＥＧ−Ａ、ＨＭアルギネート）を含有する多孔親水性膜の空隙容量を含み、アルギネートは、二価イオンで（たとえば、これらに限定されないが、バリウム、ストロンチウム、カルシウム、または別の架橋剤の使用を通じて）架橋される。いくつかの実施形態では、デバイス統合前に、複合膜を乾燥させる（たとえば、これに限定されないが、凍結乾燥させる）。いくつかの実施形態では、複合膜を、摂氏３２から３６度の間の温度のエチレンオキシド中でのインキュベーションにより滅菌する。いくつかの実施形態では、凍結乾燥させた複合膜を、摂氏４度または摂氏２５度で貯蔵できる。いくつかの実施形態では、複合膜を、接着剤または機械的結合によりカバーに結合する。いくつかの実施形態では、膵島をカプセル化するゲルは、ＨＧアルギネート、ＨＭアルギネート、別のヒドロゲル、またはそれらの組合せであり、ゲルは、生物活性分子の固定のために構成されている。いくつかの実施形態では、生物活性分子は、抗炎症性分子であり、抗炎症性分子は、プロスタグランジン、ロイコトリエン、アデノシン、またはそれらの任意の組合せである。いくつかの実施形態では、生物活性分子は、抗アポトーシス薬であり、抗アポトーシス薬は、カスパーゼ阻害剤である。いくつかの実施形態では、生物活性分子は、ＩＧＦ２、ＧＬＰ−１、またはそれらの任意の組合せを含むホルモンである。いくつかの実施形態では、生物活性分子は、血管新生を誘導し、ＶＥＧＦを含む。

本発明は一般に、ＨＭアルギネートであるフィラーが、ＰＴＦＥ親水性膜である多孔膜内に、０．０１ｍｂａｒから０．９ｍｂａｒの間の真空条件下で導入される方法に関する。いくつかの実施形態では、真空条件は、０．１から０．９ｂａｒの間である。いくつかの実施形態では、真空条件は、０．５から０．９ｂａｒの間である。いくつかの実施形態では、真空条件は、０．０１から０．５ｂａｒの間である。いくつかの実施形態では、真空条件は、０．０１から０．１ｂａｒの間である。

いくつかの実施形態では、ランゲルハンス島に由来する細胞または組織は、１００μｍ〜５０００μｍの間の厚さである薄層のカバーの内部に位置する。いくつかの実施形態では、薄層は、５００μｍ〜５０００μｍの間の厚さである。いくつかの実施形態では、薄層は、１０００μｍ〜５０００μｍの間の厚さである。いくつかの実施形態では、薄層は、２５００μｍ〜５０００μｍの間の厚さである。いくつかの実施形態では、薄層は、２００μｍ〜２５００μｍの間の厚さである。いくつかの実施形態では、薄層は、２００μｍ〜１０００μｍの間の厚さである。いくつかの実施形態では、薄層は、２００μｍ〜５００μｍの間の厚さである。いくつかの実施形態では、アルギネートは、バリウム、ストロンチウム、カルシウム、またはそれらの任意の組合せを含む少なくとも１つの二価イオンで架橋される。いくつかの実施形態では、ランゲルハンス島に由来する細胞または組織を含有するカバーは、シリコン栓をさらに含む。いくつかの実施形態では、単離されたランゲルハンス島が、ヒドロゲル（たとえばＨＧアルギネート）の上面上で層状にされ、５０ｇから５００ｇの間の低ｇ力の遠心を使用してヒドロゲル内に押し込まれる。いくつかの実施形態では、結果として、膵島の表面に吸着された水は上面層に残り、膵島の周囲の最小限の水で膵島を生存させる。いくつかの実施形態では、上面上の水は廃棄され、膵島はヒドロゲルと穏やかに混合される。いくつかの実施形態では、膵島およびヒドロゲルの混合物は、デバイスのカバーにおいて層状にされ、ヒドロゲル（たとえばアルギネート）は、二価イオン（たとえばストロンチウムまたはバリウム）で架橋される。いくつかの実施形態では、カバーおよび架橋ヒドロゲルにおいて固定された膵島は、酸素タンクを含有するデバイスの本体部上に置かれる。いくつかの実施形態では、デバイス上にカバーを閉じている間、カバーとデバイスとの間に閉じ込められた空気は、カバーのシリコン栓内に刺された針（たとえば２４Ｇ）により除去される。いくつかの実施形態では、カバーは、デバイスの本体部上に閉じられる。いくつかの実施形態では、針、たとえば、これに限定されないが、Ｇ２４ヒューバー針が、シリコン栓を通じて挿入される。いくつかの実施形態では、カバーは、低部（ｌｏｗ）上に閉じられる。

いくつかの実施形態では、膵臓に由来する単離された膵島は、外部環境からの拡散により酸素供給を得るのであり、酸素は、膵島表面から半径方向内向きに拡散し、細胞により消費され、膵島の中心に向かって酸素濃度を減少させる。例示的一実施形態として、平均で細胞１，５６０個を含有し、１５０μｍの直径を有するヒト由来の球状膵島等価物（Ｉｓｌｅｔ Ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ、ＩＥＱ）について、膵島外表面は、約４５〜５０ｍｍＨｇの酸素分圧を有し、細胞の機能性の維持を可能にする。

本発明の機器のいくつかの実施形態では、機器内の細胞または組織は、ガスチャンバーに５％のＣＯ_２を供給することによりｐＨ７．３〜７．４の環境中で維持される。いくつかの実施形態では、組織のＣＯ_２分圧は、約４０ｍｍＨＧである。

いくつかの実施形態では、内側アルギネート層は、５０％から９９％の間、たとえば６７％から７１％の間のグルロン酸濃度を有する。多層免疫障壁は、第１の内側アルギネート構造を少なくとも部分的に囲む、第２の外側アルギネート構造をさらに含む。第２のアルギネート構造は、５０％から９９％の間、たとえば５４％から５８％の間のマンヌロン酸濃度を有する。いくつかの実施形態では、グルロン酸濃度は、６０％から９９％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、グルロン酸濃度は、７０％から９９％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、グルロン酸濃度は、８０％から９９％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、グルロン酸濃度は、９０％から９９％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、グルロン酸濃度は、５０％から９０％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、グルロン酸濃度は、５０％から８０％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、グルロン酸濃度は、５０％から７０％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、グルロン酸濃度は、５０％から６０％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、マンヌロン酸濃度は、６０％から９９％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、マンヌロン酸濃度は、７０％から９９％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、マンヌロン酸濃度は、８０％から９９％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、マンヌロン酸濃度は、９０％から９９％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、マンヌロン酸濃度は、５０％から９０％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、マンヌロン酸濃度は、５０％から８０％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、マンヌロン酸濃度は、５０％から７０％の間の範囲である。いくつかの実施形態では、マンヌロン酸濃度は、５０％から６０％の間の範囲である。

いくつかの実施形態では、生物活性分子、たとえば、これらに限定されないが、抗炎症性、抗アポトーシス性、血管新生促進性、またはそれらの任意の組合せのものが、少なくとも１つ１つのヒドロゲルマクロ構造内に組み込まれる。いくつかの実施形態では、生物活性分子は、ヒドロゲル中に溶解した分子、共有結合した分子、またはナノカプセル、リポソーム、もしくはデンドリマー内への事前のカプセル化後の分子として統合できる。

本発明の機器のいくつかの実施形態では、機器は、抗炎症薬、たとえば、これらに限定されないが、プロスタグランジンおよび／またはロイコトリエンの阻害剤として作用する化合物を含む。いくつかの実施形態では、ロイコトリエン合成を制御するプロスタグランジンおよびリポキシゲナーゼの阻害剤、たとえば、ＣＯＸ−２阻害剤［たとえば非ステロイド系抗炎症薬（ＮＳＡＩＤ）］は、細胞生存および機能を１０〜９９％（たとえば、これらに限定されないが、１０％、２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％、８０％、９０％等）の間で高める。いくつかの実施形態では、選択的ＣＯＸ−２阻害剤［ＦＤＡ認可（ＦＤＡ−ＡＤ）］は、膵島生存および機能を１０〜９９％（たとえば、これらに限定されないが、１０％、２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％、８０％、９０％等）の間で改善する。いくつかの実施形態では、ＣＯＸ−２ ｓｉＲＮＡ［ＦＤＡ未認可（ＦＤＡ−ＮＡＤ）］は、膵島生存および機能を１０〜９９％（たとえば、これらに限定されないが、１０％、２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％、８０％、９０％等）の間で改善する。例示的一実施形態として、ヒドロゲル内にカプセル化された３ｍｇのケトプロフェン（ＦＤＡ−ＡＤ）または３ｍｇのジクロフェナクは、炎症反応（たとえば、これらに限定されないが、０．０５％、０．５％等の炎症反応の低減）および移植されたマイクロカプセルに対する細胞過増殖の程度（たとえば、これらに限定されないが、０．０５％、０．５％等の移植されたマイクロカプセルに対する細胞過増殖）を低減する。例示的一実施形態では、１２−リポキシゲナーゼ（１２ＬＯ）阻害剤［たとえば、エスクレチン、ゴシポール、フェルラ酸、ＥＴＹＡ、エチル３，４−ジヒドロキシベンジルイデンシアノアセテート、コーヒー酸、バイカレイン、ヒノキチオール、ＥＴＩ、８，１１，１４−エイコサトリエン酸（８，１１，１４−ｅｉｃｏｓａｔｒｉｙｎｏｉｃ ａｃｉｄ）、２−ＴＥＤＣ、ＣＤＣ、１５（Ｓ）−ＨＥＴｒＥ、３，４−ジヒドロキシフェニルエタノール、またはそれらの任意の組合せ（ＣｈｅｍＣｒｕｚ Ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌｓで入手可能な１２ＬＯ阻害剤）］を、単離細胞における１２ＬＯ酵素活性をたとえば、これに限定されないが、１０〜９９％の間で低減された１２ＬＯ酵素活性に低減するために使用する。

本発明の機器のいくつかの実施形態では、機器は、抗炎症薬、たとえば、これらに限定されないが、インターロイキンベータ（ＩＬ−β）阻害剤、たとえばＫｉｎｅｒｅｔ、抗ＩＬ１ｂ受容体アンタゴニスト（たとえば、これに限定されないが、１ｍｇ／デバイスの用量でのヒト使用について認可された候補薬であるＫｉｎｅｒｅｔ、Ｅｆａｒｏｘａｎ（ＦＡＤ−ＮＡＤ）、アデノシン（たとえば、これに限定されないが、５ｍｇ／ｋｇの単一用量）、またはそれらの任意の組合せを含む。

本発明の機器のいくつかの実施形態では機器は、抗アポトーシス薬、たとえば、これらに限定されないが、サイトカイン［たとえば、これらに限定されないが、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）−アルファ、ＩＬ−１ベータ、インターフェロン−ガンマ等、もしくはそれらの任意の組合せ］の阻害剤、ＢＣＬ−２および／もしくはＢｃｌ−ｘＬタンパク質（たとえば、これらに限定されないが、ＢＡＤ、Ｂａｘ等、もしくはそれらの任意の組合せ）の阻害剤、またはそれらの任意の組合せを含む。

本発明の機器のいくつかの実施形態では、機器は、抗アポトーシス薬、たとえば、これらに限定されないが、カスパーゼの阻害剤、たとえば、これらに限定されないが、ペンタペプチドＶ５および／または２０ｍｇのデヒドロキシメチルエポキシキノマイシン（ＤＨＭＥＱ）、１００ｍｇのｅｎｒｉｃａｓａｎ（Ｃｏｎｔａｔｕｓ ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌｓ）、またはそれらの任意の組合せを含む。

本発明の機器のいくつかの実施形態では、機器は、抗アポトーシス薬、たとえば、これらに限定されないが、ホルモン、たとえば、これらに限定されないが、１０ｍｇのＩＧＦ２、ＧＬＰ−１、またはそれらの任意の組合せ、たとえば３０ｍｇのＡｌｂｉｇｌｕｔｉｄｅ（ＧｌａｘｏＳｍｉｔｈＫｌｉｎｅ）、５ｍｇのＢｙｄｕｒｅｏｎ（ＡｓｔｒａＺｅｎｅｃａ）、またはそれらの任意の組合せを含む。

本発明の機器のいくつかの実施形態では、機器は、抗アポトーシス薬、たとえば、これらに限定されないが、１ｇｒのクルクミンを含む。

本発明の機器のいくつかの実施形態では、機器は、抗アポトーシス薬、たとえば、これらに限定されないが、酸化ストレス／活性酸素種（ＲＯＳ）の阻害剤、たとえば、これらに限定されないが、抗酸化剤［たとえば、これらに限定されないが、グルタミン、ピルベート、スーパーオキシドジスムターゼ模倣分子、ビタミンＥ、可溶性ビタミンＥ誘導体、タウリンおよびＮ−アセチルシステイン、オメガ−３誘導体、３００ｍｇのＬａｄｏｓｔｉｇｉｎ（Ａｖｒａｈａｍ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌｓ）またはそれらの任意の組合せ］を含む。いくつかの実施形態では、５００ｍｇのアルファ−１アンチトリプシン（ＡＡＴ、ＦＤＡ−ＡＤ）が、本発明の機器に含まれる。

本発明の機器のいくつかの実施形態では、機器は、血管新生促進因子を含み、これらの血管新生促進因子は、（ｉ）スキャフォールド上および／または膜上に固定され、移植部位において、所定の濃度の血管新生促進因子の緩徐な放出をもたらし、これは、血管の生成を増加（たとえば、これらに限定されないが、１０％、２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％、８０％、９０％、９９％の増加）させ、（ｉｉ）カプセル化スキャフォールドにおいて血小板および血小板誘導体を含み、血小板由来マイクロ粒子の増加を、これに限定されないが、１０〜９９％の増加（たとえば、これらに限定されないが、１０％、２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％、８０％、９０％等）でもたらす。いくつかの実施形態では、緩徐な放出は、約２週間の期間にわたって生じる。いくつかの実施形態では、緩徐な放出は、２週間を超える期間にわたって生じる。いくつかの実施形態では、緩徐な放出は、移植後の炎症の持続期間にわたって持続するのに十分な長さの期間にわたって生じる。

ここで以下の実施例を参照し、これらは、上の記載と合わせて、本発明のいくつかの実施形態を非限定的な仕方で例示する。
実施例

プロセスの説明
ガス透過膜、たとえば２５μｍシリコンＰＴＦＥ（Ｓｉｌｏｎ）を、医療用シリコン接着剤（たとえば、これらに限定されないが、ＭＥＤ２０００、Ｎｅｕｓｉｌ）を使用して、図２、符号６に示すとおり、デバイスの本体部（１）上に取り付けた（たとえば、これに限定されないが、接着した）。いくつかの実施形態では、膜は、２５μｍから７５μｍの間の厚さを有する。

複合膜は、医療用エポキシ（たとえば、これに限定されないが、Ｅｐｏｔｅｋ ３０１−２）を使用して、２層の親水性多孔膜（９）（たとえばＢｉｏｐｏｒｅ）をカバー（２）に接着することにより製造した（図１）。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜は、ＰＴＦＥでできている。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜は、様々な孔径を有する。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜は、孔径が０．４μｍを超えない細孔を有する。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜の孔径は、０．１μｍから０．４μｍの間である。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜の体積は、約９０％が空隙である。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜の体積は、８０％から９５％の間が空隙である。本明細書で使用する「親水性」という用語は、水を容易に吸収する膜を意味するよう使用される。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜は、Ｂｉｏｐｏｒｅ膜である。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜は、その耐用寿命にわたって、使用前の濡らし工程を要しない膜である。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜は、多数回の濡れ−乾燥サイクルにわたる抽出による膜材料の欠損がほとんどまたはまったくない膜である。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜は、１センチメートル当たり少なくとも７２ダインの臨界濡れ表面張力を有する膜である。

いくつかの実施形態では、１つの層が使用される。いくつかの実施形態では、３つの層が使用される。いくつかの実施形態では、４つの層が使用される。いくつかの実施形態では、５つの層が使用される。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜の各層は、２０μｍの厚さである。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜の各層は、４０μｍの厚さである。いくつかの実施形態では、親水性多孔膜の各層は、２０μｍから１００μｍの間の厚さである。いくつかの実施形態では、使用される膜の層の総厚さは、２０μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは２０μｍである。いくつかの実施形態では、総厚さは４０μｍである。いくつかの実施形態では、総厚さは６０μｍである。いくつかの実施形態では、総厚さは８０μｍである。いくつかの実施形態では、総厚さは１００μｍである。いくつかの実施形態では、総厚さは２０μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは４０μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは６０μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは８０μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは２０μｍから８０μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは４０μｍから８０μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは６０μｍから８０μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは２０μｍから６０μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは４０μｍから６０μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは２０μｍから４０μｍの間である。

ＨＭアルギネートを、親水性多孔二重膜［たとえば、これらに限定されないが、２つ以上の膜、Ｂｉｏｐｏｒｅ（商標）、ＰＴＦＥ膜、またはそれぞれ０．４μｍの孔径および２５から７５μｍの間の膜幅を有する等価物］内に、６％のＨＭアルギネートをＨＴＫ溶液（ヒスチジン−トリプトファン−ケトグルタレート、またはＣｕｓｔｏｄｉｏｌ ＨＴＫ溶液は、臓器移植のために使用される高流動、低カリウム保存溶液である）中に溶解させること、および、２から１０分間適用される０．０３ｍｂａｒの真空の使用によりＨＭアルギネートを膜細孔中に押し込むよう圧力を適用する（すなわち含浸させる）ことにより、含浸させた。次に、膜を真空なしでさらに１０分間インキュベートし、残存する含浸しなかったアルギネートを膜から拭いとった。いくつかの実施形態では、アルギネート溶液の量は、膜を飽和させるのに十分なものである。いくつかの実施形態では、アルギネート溶液の量は、膜の体積の少なくとも０．９倍である。

別の例示的一実施形態において、第２の外側アルギネート構造のＨＭアルギネートを、膜のいずれかの側面の上で層状にした。膜−アルギネートシステムを、２０〜６０ｍＭの塩化バリウム溶液（たとえば、典型的には３０ｍＭ）中に、５〜６０分（たとえば、典型的には１２〜１６分）間浸漬することにより、第２の外側アルギネート構造のアルギネートヒドロゲルを架橋した。結果として、第２の外側アルギネート層は、膜−アルギネート層を含み、膜は、膜の細孔を架橋ＨＭアルギネートで含浸させた物理的多孔膜を含む。

ＨＭアルギネートを、カバーをバリウム溶液中に、これに限定されないが、２２分間（たとえば、１５〜３０分間の間）浸漬することにより架橋した。

濡れたカバーを凍結乾燥法により凍結乾燥させ、結果としてアルギネートの構造を維持し、複合膜の保存有効期間を増加（たとえば、これに限定されないが、１カ月〜１２０カ月の間）させ、組織の統合の際に膜の迅速な再水和を可能にした。

図３および図７に示すとおり、細胞および／または組織（たとえばランゲルハンス島）を統合するため、細胞および／または組織を、カバー（２）の内部のグローブ（１０）に位置する３．５％のＨＧアルギネートと混合し、２２分間ストロンチウムで架橋する。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、１〜６０分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、５〜３５分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、５〜２５分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、５〜１５分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、１５〜３５分間、架橋を実施できる。いくつかの実施形態では、たとえば、この時間に限定されないが、２５〜３５分間、架橋を実施できる。

図４に示すとおり、カバーは、ヒューバー針を穴（７）内にシリコンゴム栓（８）を通じて挿入することにより、機器の本体部上に閉じられる。カバー（２）は、本体部（１）上に閉じられ、カバー（２）と本体部（１）との間に閉じ込められた空気は、針を通じて逃がされる。針は、機器を閉じた後に除去される。加えて、カバーと本体部との間に閉じ込められた空気は、真空により除去できる。気密室内でカバーを本体部上に置き、１．１ａｔｍから２．０ａｔｍ（１．０ａｔｍが環境気圧である）のミルによる真空（ｍｉｌｌｅｄ ｖａｃｕｕｍ）を適用し、カバーをデバイスの本体部上に閉じる。

ガス混合物（すなわち、酸素混合物）を２４時間ごとに、２つの２４Ｇヒューバー針をポート内に［図１の（４）および図１０の「針」に示すとおり］挿入することにより補充し、１５ｍｌのガス混合物を１５ｍｌ／ｍｉｎの速度でデバイス内に注入する。

いくつかの実施形態では、本発明の機器はＨＧアルギネートを含み、ＨＧアルギネートは、移植片が親水性ＰＴＦＥ多孔膜内へと貫通しないよう、膵島細胞／組織の固定を可能にする。

図１は、本発明の機器の一実施形態を示す。（１）ガスチャンバーを含有するデバイスの本体部。（２）複合乾燥膜（９）を含有するデバイスのカバー。（３）ガスチャンバーをポート（４）と接続する管。

図２は、本発明の機器の一実施形態をカバーなしで示す。（５）ガスチャンバーを含有するデバイスの本体部。（６）ガス透過膜。（７）Ｏリング封止部。（１２）カバーのための穴。

図３Ａおよび図３Ｂは、本発明の機器の一実施形態を示し、機器のカバーを示す。図３Ａ：（７）針のための穴。（９）複合膜。図３Ｂ：（８）シリコンゴム栓。（９）細胞または組織のためのグローブの下の複合膜。

図４は、本発明の機器の一実施形態を示し、機器の閉じられる部分を示す。組織または細胞（１０）を有するゲルミックスがロードされるカバー（２）が、本体部（１）上に閉じられる。Ｏリング（７）は、体液がデバイスへと進入するのを防止する。

膜を統合するプロセスの説明
いくつかの実施形態では、図５に示すとおり、ＨＴＫ中に溶解させた４〜８％のＨＭアルギネートを、親水性ＰＴＦＥ多孔膜（Ｂｉｏｐｏｒｅ）の上面上に置く統合工程をまず実施することにより、本発明の機器を製造した。図５Ａは、移植デバイスのプラスチックフレーム上に接着された親水性ＰＴＦＥ（Ｂｉｏｐｏｒｅ）多孔膜を有する機器の上面図を示す。図５Ｂは、Ｂｉｏｐｏｒｅ膜上に置かれた４〜８％のＨＭアルギネートを示す。次に、膜を含浸させるために、低真空圧力（たとえば、これに限定されないが、０．０２５から０．２５ｍＰａの間）により、４〜８％のＨＭアルギネートをＰＴＦＥ多孔膜内に押し込んだ。余分なアルギネートを膜の表面から拭い取った。複合ＰＴＦＥ膜の一部となった４〜８％のＨＭアルギネートを、塩化バリウム溶液を用いて架橋した。ＨＭアルギネートを含有するＰＴＦＥ膜を、乾燥して安定的な特性を達成するよう凍結乾燥させた。複合膜は、以下の細孔を含有する。すなわち、（ａ）親水性ＰＴＦＥ膜の製造プロセス中に形成されるマイクロ細孔および（ｂ）ＨＭアルギネートポリマーにより創出されるナノ細孔。このプロセスにより生成される得られた膜は、乾燥製品であり、ＰＴＦＥ膜の細孔は、図６Ａおよび図６Ｂに示すとおり、ＨＭアルギネートにより完全に充填される。図６Ａおよび図６Ｂは、本発明の例示的一実施形態を示し、膜表面のＥＳＥＭを示し、図６Ａは、元の状態のＰＴＦＥ（Ｂｉｏｐｏｒｅ）膜を示し、図６Ｂは、ＨＭアルギネートを含浸させたＢｉｏｐｏｒｅ膜を示す。乾燥複合材料は、エチレンオキシドにより３２℃で１８時間滅菌されたのであり、長期間、たとえば、これらに限定されないが、１カ月、３カ月、６カ月、９カ月、１２カ月、１８カ月、２４カ月等の間保存できる。

いくつかの実施形態では、統合するため、膵島細胞（すなわち機能細胞）を含有する移植片を、ＨＧアルギネートと混合してＰＴＦＥ膜上にロードし、ヒドロゲルを、塩化ストロンチウム溶液、たとえば（７０ｍＭ）２２分間の使用により架橋した。図７に示すこのプロセス中、外来複合ＰＴＦＥ膜を水和した。ＰＴＦＥ膜（Ｂｉｏｐｏｒｅ）の細孔は、以前に架橋ＨＭアルギネートを用いて充填されたので、ＨＧアルギネートおよび／または混合された組織は、架橋ＨＭアルギネート中へと貫通しなかった。したがって、このプロセスは、図７に統合プロセスの図式的な概要として示すとおり、以下の２つの別々の組成物をもたらした（図はスケールどおりではない）。（ｉ）膵島移植片を含有するストロンチウム架橋ＨＧアルギネートおよび（ｉｉ）親水性ＰＴＦＥ膜により強化されたバリウム架橋ＨＭアルギネート。

いくつかの実施形態では、２つのアルギネート層（すなわち、ＨＭアルギネートおよびＨＧアルギネート）は、機器から分離でき、機器から分離するときに実質的に無傷のままである、２つの別々の構成部である。

膜を含浸させるプロセスの説明
いくつかの実施形態では、例示的機器は、ポリマーを親水性多孔膜内に含浸させることを含むプロセスにより形成される。いくつかの実施形態では、膜は、実施例１に関して上述の特性を有する。いくつかの実施形態では、ポリマーには、ポリエーテルが含まれる。いくつかの実施形態では、ポリマーには、ＰＥＧが含まれる。いくつかの実施形態では、ポリマーには、ＰＥＧ−ＤＡが含まれる。いくつかの実施形態では、ポリマーには、ＰＥＧ−Ａが含まれる。いくつかの実施形態では、ポリマーには、ＰＥＧ−ＤＭＡが含まれる。「ポリエーテル」という用語は、ＰＥＧ、ＰＥＧ−ＤＡ、ＰＥＧ−Ａ、およびＰＥＧ−ＤＭＡを含むが、これらに限定されないポリマーのクラスを集合的に指すよう本明細書で使用する。いくつかの実施形態では、ポリマーには、４腕ポリエーテル（４−ａｒｍ ｐｏｌｙｅｔｈｅｒ）が含まれる。いくつかの実施形態では、ポリマーには、８腕ポリエーテルが含まれる。いくつかの実施形態では、ポリマーには、１６腕ポリエーテルが含まれる。

いくつかの実施形態では、０．１％の光開始剤（すなわち、ポリエーテル溶液）を伴うＰＥＧ−ＤＡ １０ｋＤａの１０％溶液［リン酸緩衝生理食塩水（「ＰＢＳ」）中に溶解］をＢｉｏｐｏｒｅ膜上に広げた。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液の量は、膜を飽和させるのに十分なものである。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液の量は、膜の体積の少なくとも０．９倍である。いくつかの実施形態では、光開始剤は、２−ヒドロキシ−１−［４−（２−ヒドロキシエトキシ）フェニル］−２−メチル−１−プロパノンである。いくつかの実施形態では、光開始剤は、ＢＡＳＦによりＩＲＧＡＣＵＲＥ ２９５９の商品名で配布される光開始剤である。いくつかの実施形態では、光開始剤は、ＵＶ光に対し感受性のある別の好適な光開始剤である。いくつかの実施形態では、光開始剤は、生体適合性でありＵＶ光に対し感受性のある別の好適な光開始剤である。いくつかの実施形態では、次に、膜が透明ガラス（すなわち、透明材）上に広げられ、さらなる透明ガラスで覆われ、２つのガラスの間で、０．０２５ＭＰａの加圧下で５分間圧迫された。いくつかの実施形態では、０．０２５ＭＰａよりも大きい圧力が加えられる。いくつかの実施形態では、圧力は、ポリエーテル溶液が膜を飽和させるのに十分である。いくつかの実施形態では、圧迫中、膜は紫外線（ＵＶ）光を用いて硬化される。いくつかの実施形態では、ガラスの透明性のレベルは、適用されるＵＶ光がポリエーテル溶液の硬化を引き起こすのに十分である。図１１は、硬化プロセス中に２つのガラスの間で圧迫された膜を示す。いくつかの実施形態では、圧迫中、膜は、３６５ｎｍの波長および８５０Ｗ／ｃｍ^２の強度で照射されたＵＶ光を用いて硬化された。いくつかの実施形態では、圧迫中、膜は、４０５ｎｍの波長および９５０Ｗ／ｃｍ^２の強度で照射されたＵＶ光を用いて硬化された。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液を、上述のとおり真空の適用により膜内に含浸させる。

いくつかの実施形態では、圧迫および硬化は、３０から６０ミクロンの間の厚さを有する複合膜をもたらす。いくつかの実施形態では、複合膜は、７０℃のオーブン内で乾燥させる。いくつかの実施形態では、複合膜は、以下の表に従い凍結乾燥により乾燥させる。

いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、約１０ｋＤａの質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、約３．３５ｋＤａの質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、約６．０ｋＤａの質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、約８．０ｋＤａの質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、約２０ｋＤａの質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、３．３５ｋＤａから２０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、３．３５ｋＤａから１０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、３．３５ｋＤａから８．０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、３．３５ｋＤａから６．０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、６．０ｋＤａから２０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、６．０ｋＤａから１０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、６．０ｋＤａから８．０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、８．０ｋＤａから２０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、８．０ｋＤａから１０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテルは、１０ｋＤａから２０ｋＤａの間の質量を有する。

いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、約５％の濃度を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、約１０％の濃度を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、約１５％の濃度を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、約２０％の濃度を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、５％から２０％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、５％から１５％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、５％から１０％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、１０％から２０％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、１０％から１５％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、ポリエーテル溶液は、１５％から２０％の間の濃度を有する。

いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．０５％から０．３％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．０５％から０．２５％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．０５％から０．２％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．０５％から０．１５％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．０５％から０．１％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．１％から０．３％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．１％から０．２５％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．１％から０．２％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．１％から０．１５％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．１５％から０．３％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．１５％から０．２５％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．１５％から０．２％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．２％から０．３％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．２％から０．２５％の間の濃度を有する。いくつかの実施形態では、光開始剤は、０．２５％から０．３％の間の濃度を有する。

いくつかの実施形態では、複合膜における膜に対するヒドロゲルの体積比は、約９対１である。いくつかの実施形態では、複合膜における膜に対するヒドロゲルの体積比は、約４対１から２０対１の間である。いくつかの実施形態では、複合膜における膜に対するヒドロゲルの体積比は、約４対１から９対１の間である。いくつかの実施形態では、複合膜における膜に対するヒドロゲルの体積比は、約９対１から２０対１の間である。いくつかの実施形態では、複合膜の総厚さは、２０μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは２５μｍである。いくつかの実施形態では、総厚さは５０μｍである。いくつかの実施形態では、総厚さは７５μｍである。いくつかの実施形態では、総厚さは１００μｍである。いくつかの実施形態では、総厚さは、２５μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは、５０μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは、７５μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは、５０μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは、５０μｍから７５μｍの間である。いくつかの実施形態では、総厚さは、７５μｍから１００μｍの間である。いくつかの実施形態では、ヒドロゲルの含水率は、８０％から９９％の間である。

いくつかの実施形態では、上述のとおり調製した複合膜は、免疫障壁としての使用に好適であってもよい。いくつかの実施形態では、複合膜は、栄養素および生成物、たとえばインスリンおよびグルカゴンがそれを通過することを可能にする。いくつかの実施形態では、複合膜は、免疫細胞および免疫性タンパク質、たとえば免疫グロブリン−ＧおよびＣ１ｑがそれを通過するのを防止する。いくつかの実施形態では、複合膜は、脱水時（たとえばオーブン乾燥または凍結乾燥後）に不透明である。いくつかの実施形態では、複合膜は、再水和時に少なくとも部分的に透明である。

いくつかの実施形態では、統合するため、機能細胞（たとえば膵島細胞）を含有する移植片を、ポリマーと混合して複合膜上にロードし、ヒドロゲルを、架橋溶液の使用により架橋した。いくつかの実施形態では、架橋溶液は、７０ｍＭの塩化ストロンチウム溶液である。いくつかの実施形態では、架橋は２２分間実施される。いくつかの実施形態では、架橋は２０から３０分間実施される。いくつかの実施形態では、複合ＰＴＦＥ多孔膜のスキャフォールドは水和される。複合材の細孔は、以前に架橋ヒドロゲルを用いて充填されたので、ポリマーおよび機能細胞の混合物は、複合膜内へと貫通しない。したがって、このプロセスは、２つの別々の組成物、すなわち複合膜および機能細胞を含有する別の架橋ヒドロゲルをもたらす。

細胞統合のプロセスの説明
いくつかの実施形態では、例示的機器は、細胞統合工程を含むプロセスにより形成される。いくつかの実施形態では、機能細胞（たとえばランゲルハンス島、ヒト幹細胞、副腎細胞等）を、非架橋または非硬化ヒドロゲル（たとえばＨＧアルギネート、ＰＥＧ−ＤＡ等）と混合させる。いくつかの実施形態では、そのように製造された混合物は、組織コンパートメントへと通じる専用組織注入ポート内への注入により、移植可能デバイス内に注入される。図１２Ａは、例示的な移植可能デバイスを示す一方で、図１２Ｂは、図１２Ａに示す断面に沿った、図１２Ａの移植可能デバイスの断面図を示し、組織注入ポートおよび組織コンパートメントの位置を示す。いくつかの実施形態では、混合物を注入した後、ヒドロゲルを架橋する。いくつかの実施形態では、架橋は、デバイスを架橋溶液中に浸漬することにより実施される。いくつかの実施形態では、架橋溶液は、ストロンチウムを含む。いくつかの実施形態では、架橋溶液は、バリウムを含む。いくつかの実施形態では、架橋溶液は、カルシウムを含む。いくつかの実施形態では、ヒドロゲルは、ＵＶ光を用いた照射を通じて硬化させることにより架橋される。

いくつかの実施形態では、例示的機器は、ヒドロゲルの使用を伴わない細胞統合工程を含むプロセスにより形成される。いくつかの実施形態では、機能細胞（たとえばランゲルハンス島、ヒト幹細胞、副腎細胞等）は、基本培地中で培養される。いくつかの実施形態では、基本培地は、ダルベッコ改変イーグル培地（ＤＭＥＭ）である。いくつかの実施形態では、そのように培養された機能細胞は、シリンジ内に置かれ、移植可能デバイスの組織チャンバー（組織コンパートメントと代替的に称される）内に注入される（図１３および図１４を参照のこと）。いくつかの実施形態（図１６を参照のこと）では、機能細胞が組織チャンバー内に注入され、複合膜が移植可能デバイスに取り付けられ、移植可能デバイスが宿主内に移植されるとき、複合膜が組織コンパートメントと宿主の組織との間に位置するよう、組織チャンバーが配置される。

実験結果：
機器の除去
ある実験では、請求項に記載の移植可能デバイスを、ブタに９０日間移植した。移植前、組織−アルギネート層のアルギネート含有量は５，３４６μｇ／ｍｍ３であった。回収後、組織−アルギネート層のアルギネート含有量は、５，３００μｇ／ｍｍ３であった。これは、組織−アルギネート層のアルギネート含有量が、実質的に変化しないままであることを実証した。

別の実験では、請求項に記載の移植可能デバイスを、患者に１０カ月間移植した。除去後、膜−アルギネート構造のアルギネートの量が、デバイスの移植前およびの除去後で同様である（それぞれ、２２．８±１．４および２２．１±１．３）ことを、実験は明らかにした。デバイスの回収の際、膜−アルギネート構造内に細胞は認められず、細胞が膜−アルギネート構造内に移動しないことを実証した。下の写真は、膜−アルギネート構造を有する移植可能デバイスの内部を示し［図８Ａおよび図８Ｂ（図８Ａのクローズアップ）］、膜−アルギネート構造内に細胞が見出されなかったことを示す。さらに、細胞を含む組織−アルギネート層を、デバイスから完全に回収可能であり、膜−アルギネート構造および組織−アルギネート層が２つの別々の構成部であることを実証した。図９Ａおよび図９Ｂは、１０カ月の移植後、細胞を含む組織−アルギネート層を完全に回収でき（左の写真、６ウェルプレート内の組織−アルギネート層）、細胞が組織−アルギネート層内にのみ位置することを示す。

ラットにおけるガス混合物の補充
移植された機器を有するラットに、ガス混合物を補充した。２４時間ごとに、各ラットを鎮静させ、図１０に示すとおり（この写真には１本の針しか示されていないが）、２つの２７Ｇヒューバー針を２つの移植されたアクセスポートのそれぞれに挿入し、特定の酸素濃度、４０ｍｍＨｇのＣＯ２、およびバランスのＮ２を含有する１０〜１５ｍｌ（約３から５個のタンク容積）のガス混合物を用いてタンクをパージした。タンク内の最終全圧は、周囲大気圧と等しかった。異なる酸素混合物を得るため、事前に充填されたシリンダーを使用した（Ｍａｘｉｍａ、イスラエル）。図１０は、管、機器／デバイス、およびガス補充のためのアクセスポートに関して、移植されたシステムの位置を示す。酸素の補充後（すなわち、１ａｔｍの測定値を有する）、針を除去し、所定の内圧に到達するまでガスをデバイス内に押し入れる。同様の一例では、ヒトにおける使用のために構成されたデバイスにおいて、９ｍｌのガスを注入することにより、デバイス内の１．４ａｔｍｓを達成する。

免疫障壁
ある実験では、図１１に関して上述のとおり調製した複合膜を、拡散セル内に置いた。複合膜を通じたグルコース、ヒトインスリン、およびラット免疫グロブリン−Ｇ（ＩｇＧ）の拡散率を測定した。空の膜（すなわち、図１１に関して上述のとおり処置されていないＢｉｏｐｏｒｅ膜）を通じたグルコース、ヒトインスリン、およびラットＩｇＧの拡散率を基準とした。複合膜を通じたグルコースおよびヒトインスリンの拡散率は、空の膜を通じたものと同様であった。いくつかの実施形態では、複合膜を通じたグルコースの拡散定数は、１．３＊１０^−６ｃｍ^２／ｓｅｃから１．５＊１０^−６ｃｍ^２／ｓｅｃの間である。いくつかの実施形態では、複合膜を通じたインスリンの拡散定数は、１．５＊１０^−７ｃｍ^２／ｓｅｃから１．７＊１０^−７ｃｍ^２／ｓｅｃの間である。複合膜を通じたラットＩｇＧの拡散率は、空の膜を通じた拡散率と比較して、ほぼ完全に遮断された。いくつかの実施形態では、複合膜を通じたラットＩｇＧの移動率は、０．０５％から０．１％が４８時間でソースセルからシンクセルへと移動した。結果として、１０ｋＤａのＰＥＧ−ＤＡを含浸させたＢｉｏｐｏｒｅ膜を、免疫障壁として使用できることがわかる。いくつかの実施形態では、デバイスは、ＰＥＧ−ＤＡを免疫障壁として含浸させた親水性ＰＴＦＥ多孔膜を含む。いくつかの実施形態では、小分子（すなわち、約９００Ｄａ未満の分子量を有する分子、たとえばグルコース）は、複合膜を自由に通過する。いくつかの実施形態では、中程度の分子（すなわち、約９００Ｄａから約１００，０００Ｄａの間の分子量を有する分子、たとえばインスリン）は、若干遅れて複合膜を通過し、この遅れは、分子の分子量に応じて変化する。いくつかの実施形態では、実質的にすべての大きな分子（すなわち、約１００，０００Ｄａを超える分子量を有する分子、たとえばＩｇＧ）は、複合膜の通過を防止される。

いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、１０ｋＤａの質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、約１０ｋＤａの質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、３．３５ｋＤａから２０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、３．３５ｋＤａから１０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、３．３５ｋＤａから８．０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、３．３５ｋＤａから６．０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、６．０ｋＤａから２０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、６．０ｋＤａから１０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、６．０ｋＤａから８．０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、８．０ｋＤａから２０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、８．０ｋＤａから１０ｋＤａの間の質量を有する。いくつかの実施形態では、ＰＥＧ−ＤＡは、１０ｋＤａから２０ｋＤａの間の質量を有する。

細胞の注入
ある実験では、図１３および図１４に示す注入システムを試験した。図１３は、注入システムの図を示す一方で、図１４は、実験注入システムの様々な画像を示す。１１．５ｃｍの長軸長さおよび７．０ｃｍの短軸長さを有する平坦な楕円のデバイスが、一方の側面に２つのローディングポートおよび他方の側面に２つの排出ポートを備えていた（図１４、右上パネルを参照のこと）。６００μｍの厚さの組織チャンバーを、５０μｍの厚さを有する多孔膜（０．４μｍの孔径のＢｉｏｐｏｒｅ）の２つの層を、エポキシ接着剤を用いて、組織チャンバーの一方の側面のポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）でできたリブ上に接着することにより創出し、透明ポリカーボネートが組織チャンバーの他方の側面を形成する。多孔膜は、一定の厚さを維持するために、システムの底部にある平坦な焼結ガラス上に置かれた。ポリソルベート２０溶液中にポリスチレンビーズを４８時間浸漬させ、ＨＴＫ溶液中に溶解させた３．５％のＨＧアルギネートと混合した。ある実験では、すべてのポリスチレンビーズが、１５０μｍの直径を有していた。別の実験では、ポリスチレンビーズは、１５０μｍおよび３００μｍビーズの混合物であった。ビーズおよびアルギネートの混合物を、１０ｍＬシリンジ（図１４、左パネルを参照のこと）内にロードし、組織チャンバー内に分速３．５ｍＬの速度で注入した。焼結ガラスを、７０ｍＭのストロンチウム溶液中に２５分間浸漬させ、４−（２−ヒドロキシエチル）−１−ピペラジンエタンスルホン酸溶液を用いて洗浄し、ＨＧアルギネートの架橋を実施した。１５０μｍのビーズのみを含む注入混合物を図１４、上パネルに示す。１５０μｍおよび３００μｍのビーズを含む注入混合物を、中央下パネルに示し、拡大図で右下パネルに示す。両方の場合で、混合物は、気泡なくチャンバー内に均一に注入した。

ここで図１５を参照すると、第２の実験では、上述のものと類似するが、６００μｍではなく２００μｍの厚さを有する組織チャンバーを、５０μｍの厚さを有する多孔膜（０．４μｍの孔径のＢｉｏｐｏｒｅ）の２つの層を、エポキシ接着剤を用いて、組織チャンバーの一方の側面の平坦な焼結ガラス上に一定の厚さを維持するよう接着することにより創出し、透明ポリカーボネートが組織チャンバーの他方の側面を形成する。ポリソルベート２０溶液中に混合された１５０μｍおよび３００μｍのポリスチレンビーズを４８時間浸漬させ、洗浄し、ＨＴＫ溶液中に溶解させた３．５％のＨＧアルギネートと混合した。ビーズおよびアルギネートの混合物を、１０ｍＬシリンジ内にロードし、組織チャンバー内に分速３．５ｍＬの速度で注入した。焼結ガラスを、７０ｍＭのストロンチウム溶液中に２５分間浸漬させ、４−（２−ヒドロキシエチル）−１−ピペラジンエタンスルホン酸溶液を用いて洗浄し、ＨＧアルギネートの架橋を実施した。混合物を気泡なくチャンバー内に均一に注入し、ＨＧアルギネートをストロンチウム溶液により架橋した。

ここで図１６を参照すると、第３の実験では、図１５に関して上述のものと類似するが、焼結ガラスではなく透明ガラスを使用した組織チャンバーを創出した。５０μｍの厚さを有する多孔膜（０．４μｍの孔径のＢｉｏｐｏｒｅ）の２つの層を、エポキシ接着剤を用いて、一定の厚さを維持するよう透明ガラスに接着して組織チャンバーの側面を形成し、透明ポリカーボネートが組織チャンバーの他方の側面を形成する。ポリソルベート２０溶液中に混合された１５０μｍおよび３００μｍのポリスチレンビーズを４８時間浸漬させ、洗浄し、ポリエーテル溶液［たとえば、リン酸緩衝生理食塩水（「ＰＢＳ」）中に溶解させた、０．１％の光開始剤を伴う１０％のＰＥＧ−ＤＡ １０ｋＤａ］と混合した。ビーズおよびポリエーテルの混合物を、１０ｍＬシリンジ内にロードし、組織チャンバー内に分速３．５ｍＬの速度で注入した。ＵＶ光を透明ガラス上に投射し、ポリエーテルを硬化させた。混合物は、気泡なくチャンバー内に均一に注入した。

第４の実験では、図１５に関して上述の組織チャンバーを創出した。２０×１０^６個のマウスインスリノーマ細胞を、ダルベッコ改変イーグル培地（「ＤＭＥＭ」）および補助剤中で培養した。培養細胞をシリンジ内にロードし、組織チャンバー内に注入した。混合物は、気泡なくチャンバー内に均一に注入した。図１７は、培養マウスインスリノーマ細胞を使用して実施する、図１５に関して上述の注入プロセスの様々な視点を示す。

本書面全体を通じて引用された刊行物は、ここにそれらの全体が参照により組み込まれる。実施例および好ましい実施形態を参照することにより、本発明の様々な態様が上に例示されたとはいえ、本発明の範囲は、上の記載によってではなく、特許法の原理の下で適切に解釈される以下の特許請求の範囲により定義されることが認められると考えられる。

Claims (23)

1. ポリエーテルおよび光開始剤を含む溶液を親水性多孔膜上に広げること、
   親水性多孔膜に溶液を含浸させること、ならびに
   親水性多孔膜内に位置する溶液を紫外線への曝露により硬化させて、複合膜を製造すること
   を含む、方法。
2. 複合膜が、約１００，０００ダルトンを超える分子量を有する分子が膜を通過するのを防止するのに好適な孔径を有する、請求項１に記載の方法。
3. オーブン乾燥または凍結乾燥のいずれかにより複合膜を乾燥させること
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
4. 乾燥させた複合膜を移植可能デバイス内に置くこと
   をさらに含む、請求項３に記載の方法。
5. 乾燥させた複合膜を移植可能デバイス内に置く工程の前に、
   機能細胞をポリマーと混合して、細胞混合物を製造する工程、
   細胞混合物を複合膜上に置く工程、および
   架橋剤を用いて細胞混合物を架橋して、複合膜に隣接する埋め込まれた細胞層を製造する工程
   を実施すること
   をさらに含み、
   乾燥させた複合膜が移植可能デバイス内に置かれるとき、埋め込まれた細胞層もまた移植可能デバイス内に置かれる、
   請求項４に記載の方法。
6. 架橋剤が、バリウム、ストロンチウム、およびカルシウムのうちの少なくとも１つを含む、請求項５に記載の方法。
7. 機能細胞が、ランゲルハンス島、幹細胞、および副腎細胞のうちの少なくとも１つを含む、請求項５に記載の方法。
8. 移植可能デバイスが、外部ソースから酸素の供給を受け取るよう構成されている、請求項５に記載の方法。
9. 複合膜が外部酸素ソースと埋め込まれた細胞層との間に位置するように、複合膜および埋め込まれた細胞層が、移植可能デバイス内に位置する、請求項８に記載の方法。
10. 基本培地中で機能細胞を培養すること、ならびに
    培養された機能細胞および基本培地を移植可能デバイスの組織チャンバー内に注入すること
    をさらに含む、請求項４に記載の方法。
11. 機能細胞が、ランゲルハンス島、幹細胞、および副腎細胞のうちの少なくとも１つを含む、請求項１に記載の方法。
12. 移植可能デバイスが、外部ソースから酸素の供給を受け取るよう構成されている、請求項１０に記載の方法。
13. 移植可能デバイスが宿主内に移植されるとき、複合膜が組織チャンバーと宿主の組織との間に位置するように、複合膜および組織チャンバーが、移植可能デバイス内に位置する、請求項１２に記載の方法。
14. ポリエーテルが、ポリエチレングリコールジアクリレート、ポリエチレングリコールアクリレート、およびポリエチレングリコールジメタクリレートのうちの少なくとも１つを含む、請求項１に記載の方法。
15. 親水性多孔膜に溶液を含浸させる工程が、親水性多孔膜および溶液を２片の透明材の間で加圧して、親水性多孔膜に溶液を含浸させることを含み、硬化工程が、親水性多孔膜および溶液が２片の透明材の間で加圧される間に実施される、請求項１に記載の方法。
16. ＨＭアルギネート溶液を親水性多孔膜上に置くこと、
    親水性多孔膜上のＨＭアルギネート溶液を真空圧力に曝露して、ＨＭアルギネートを含浸させた親水性多孔膜を製造すること、
    ＨＭアルギネートを含浸させた親水性多孔膜を架橋溶液に曝露して、ＨＭアルギネートを架橋して架橋ＨＭアルギネートを含浸させた親水性多孔膜を製造すること、および
    架橋ＨＭアルギネートを含浸させた親水性多孔膜を凍結乾燥させて、複合膜を製造すること
    を含む、方法。
17. 架橋溶液が、ストロンチウム、バリウム、およびカルシウムのうちの少なくとも１つを含む、請求項１６に記載の方法。
18. 機能細胞をＨＧアルギネートと混合し、細胞混合物を製造すること、
    細胞混合物を複合膜上に置くこと、および
    架橋剤を用いて細胞混合物を架橋して、複合膜に隣接する埋め込まれた細胞層を製造すること
    をさらに含む、請求項１６に記載の方法。
19. 架橋剤が、ストロンチウム、バリウム、およびカルシウムのうちの少なくとも１つを含む、請求項１８に記載の方法。
20. 複合膜および埋め込まれた細胞層を、酸素を外部酸素ソースから受け取るよう構成された移植可能デバイス内に取り付けること
    をさらに含み、
    複合膜が外部酸素ソースと埋め込まれた細胞層との間に位置するように、複合膜および埋め込まれた細胞層が、移植可能デバイス内に位置する、
    請求項１８に記載の方法。
21. 機能細胞が、ランゲルハンス島、幹細胞、および副腎細胞のうちの少なくとも１つを含む、請求項１８に記載の方法。
22. ＨＧアルギネート中の生物活性分子を固定すること
    をさらに含む、請求項１８に記載の方法。
23. 生物活性分子が、抗炎症性分子および抗アポトーシス薬のうちの少なくとも１つを含む、請求項２２に記載の方法。