JP2021027835A - ３次元大収容力細胞封入デバイスアセンブリー - Google Patents

Abstract

【課題】植込み式３次元大収容力デバイスアセンブリー、詳細には、糖尿病を治療するために膵臓前駆細胞を封入するための大収容力デバイスアセンブリーを提供する。【解決手段】封入デバイス、好ましくは細胞封入デバイス、好ましくはマクロ細胞封入デバイス、好ましくは大収容力デバイスアセンブリー、好ましくは少なくとも１つ、２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、８つ、９つ、１０、またはそれ以上の細胞チャンバーによるデバイスからなる、任意のサイズの細胞封入デバイスアセンブリーが提供される。【選択図】図３

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、２０１３年３月７日に出願された米国仮出願第６１／７７４，４４３号の利
益を主張するものであり、この仮出願は、その全体があらゆる点で本明細書に組み込まれ
る。

（発明の分野）
発明の分野は、医療デバイスおよび細胞療法に関する。詳細には、本明細書で記載され
る実施形態は、半透性植込み式デバイスによる、細胞の大収容力封入に関する。

本明細書で記載される実施形態は、生細胞集団を哺乳動物受容者へと植え込むための、
細胞封入アセンブリー、大収容力デバイスアセンブリー、または３次元大収容力デバイス
アセンブリーに関する。

一実施形態では、大収容力デバイスアセンブリーは、少なくとも２つの細胞チャンバー
、ならびにフォールドコンフィギュレーションおよびアンフォールドコンフィギュレーシ
ョンの少なくとも２つのコンフィギュレーションを含み、フォールドコンフィギュレーシ
ョンの専有面積は、アンフォールドコンフィギュレーションより小さい。

本明細書で使用される専有面積とは、デバイスの、解剖学的部位上の２次元平面への投
影を指す。一実施形態では、生細胞を封入するための少なくとも２つのチャンバーを含む
、哺乳動物受容者へと植え込むための大収容力デバイスアセンブリーであって、アセンブ
リーの外周縁における第１のシール部であり、これにより封入アセンブリーを形成する第
１のシール部と、前記細胞封入アセンブリー内にあり、細胞チャンバーの内周を形成する
少なくとも第２のシール部とをさらに含む、アセンブリーが提供される。細胞封入アセン
ブリーは、細胞チャンバーの各々をさらに仕切る、第３のシール部または第４のシール部
、すなわち隔壁シール部も含みうる。

一実施形態では、大収容力デバイスアセンブリーは、３次元的であり、ローマンシェー
ドの形態、Ｕ字形、スカラップ、フィン形状、フラットチューブ、コイル、ファン、ラジ
エーター、またはアセンブリーの専有面積を制限しながら治療有効用量の細胞を封入する
ことが可能な他の任意の３次元形状を取る。

一実施形態では、大収容力デバイスアセンブリーは、受容者の体内へと挿入し、その形
状、形態および位置を維持することが可能な３次元アセンブリーである。

一実施形態では、細胞封入アセンブリーの細胞チャンバーは、ルーメン状の細胞マトリ
ックスであって、チャンバー内の細胞、特に、チャンバーのコアまたは中央部における細
胞との酸素および栄養物の交換の改善をもたらすマトリックスを含む。ルーメン状マトリ
ックスは、（それだけに限らないが）シリコーン発泡体またはシリコーン繊維などのシリ
コーンエラストマーを含む、エラストマーマトリックスを含みうる。別の態様では、ルー
メン状マトリックスは、導管として機能し、封入された細胞への酸素および栄養物の流動
をもたらし、かつ増大させ、これにより植込み後短期間および長期間にわたる細胞の生存
を促進する、任意の生体安定性薬剤である。

一実施形態では、大収容力デバイスアセンブリーは、少なくとも２つの細胞チャンバー
、ならびにフォールドコンフィギュレーションおよびアンフォールドコンフィギュレーシ
ョンの少なくとも２つのコンフィギュレーションを含み、フォールドコンフィギュレーシ
ョンの専有面積は、アンフォールドコンフィギュレーションより小さいが、表面積は同じ
である。

一実施形態では、大収容力デバイスアセンブリーは、哺乳動物受容者に植え込まれると
フラット化するかまたはアンフォールドするフォールドコンフィギュレーションである、
少なくとも２つの細胞チャンバーを含む。この実施形態では、切開部位は小さいが、植え
込まれると、アセンブリーは、フラット化して広がって受容者から押し出されることを減
少させ、挿入物を最大化する。

一実施形態では、大収容力デバイスアセンブリーは、第１のアンフォールドコンフィギ
ュレーション、第２のフォールドコンフィギュレーション、およびフォールドコンフィギ
ュレーションよりフラットな第３の植込みコンフィギュレーションを含む。

一実施形態では、大収容力デバイスアセンブリーは、専有面積が同じフラットアセンブ
リーの少なくとも２倍の生細胞を有するフォールドコンフィギュレーションである、少な
くとも２つの細胞チャンバーを含む。

本発明の好ましい特色および態様は、以下の通りである。

好ましい実施形態では、アセンブリーは、生細胞を封入するための、１つを超える細胞
チャンバーを含む。好ましい実施形態では、アセンブリーは、生細胞を封入するための少
なくとも２つの細胞チャンバーを含む。

好ましい実施形態では、アセンブリーは、無細胞領域を含む。好ましい実施形態では、
アセンブリーは、細胞チャンバーを隔てる、長軸に沿った無細胞領域を含む。好ましい実
施形態では、アセンブリーは、屈曲してフォールドを形成する、無細胞領域を含む。好ま
しい実施形態では、フォールドは、アセンブリーの専有面積を、フォールドを伴わないア
センブリーと比較して減少させる。

好ましい実施形態では、アセンブリーは、フォールドを伴う場合もフォールドを伴わな
い場合も、実質的に同じ細胞容量収容力を維持する。

好ましい実施形態では、アセンブリーは、半透膜を含む。

好ましい実施形態では、アセンブリーは、２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、８つ
、またはそれ以上の細胞チャンバーを含む。

好ましい実施形態では、アセンブリーは、少なくとも１つのローディングポートを含む
。好ましい実施形態では、アセンブリーは、２つのローディングポートを含む。

好ましい実施形態では、生細胞は、胚体内胚葉系列細胞（ｄｅｆｉｎｉｔｉｖｅ ｅｎ
ｄｏｄｅｒｍ−ｌｉｎｅａｇｅ ｃｅｌｌｓ）である。好ましい実施形態では、生細胞は
、ヒトＰＤＸ１（ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ ａｎｄ ｄｕｏｄｅｎａｌ ｈｏｍｅｏｂｏｘ
ｇｅｎｅ １）陽性膵臓前駆細胞である。好ましい実施形態では、生細胞は、ヒト内分
泌前駆細胞である。好ましい実施形態では、生細胞は、ヒト未成熟ベータ細胞である。好
ましい実施形態では、細胞をチャンバー内に分散させる。

好ましい実施形態では、細胞チャンバーは、生細胞を分散させ、細胞チャンバー内部の
酸素分布を改善する、複数の相互連絡された空洞または小孔を伴う、マトリックスを有す
る。好ましい実施形態では、相互連絡された空洞の空洞寸法が異なる。好ましい実施形態
では、マトリックスは、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリジメチルシロキサン
モノアクリレート、およびポリジメチルシロキサン モノメタクリレートである。好まし
い実施形態では、マトリックスは、シリコーンエラストマーである。

好ましい実施形態では、細胞チャンバーは、互いに対して平行である。好ましい実施形
態では、細胞チャンバーは、約２０度隔てられている。好ましい実施形態では、細胞チャ
ンバーは、約４０度隔てられている。好ましい実施形態では、チャンバーは、細胞チャン
バー内に隔壁シール部を含む。

図１は、ベータ細胞量および体重（ＢＷ）１ｋｇ当たりの相対ＩＥＱ（ｉｓｌｅｔ ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ）を示すグラフである。グラフはまた、ベータ細胞量が約１０〜２０％である場合に糖尿病の発症が見られる一方、ベータ細胞量が１０％未満の患者では血清Ｃペプチドが識別可能でなく、また、治療指数範囲は広いが、約２００，０００ＩＥＱが封入ＰＥＣ移植片により送達される潜在的な有効用量であることについても記載している。

図２は、ヒト膵島ＩＥＱおよびＣペプチド含量を、成熟封入膵臓内胚葉細胞（ＰＥＣ：ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ ｅｎｄｏｄｅｒｍ ｃｅｌｌ）移植片に由来するＣペプチドと相関させるグラフである。

図３は、３次元大収容力デバイスアセンブリーの一実施形態についての斜視図である。図３Ｂは、細胞チャンバーが互いに対して実質的に平行となるような角度でフォールドされたデバイスアセンブリーの３次元的性格を示す図３Ａの断面図である。

図４は、３次元大収容力デバイスアセンブリーの一実施形態についての写真である。図４Ａは、フラットな平面状８細胞チャンバー型デバイスを示す図であり、図４Ｂは、細胞チャンバーが互いに対して実質的に平行となるようにフォールドされた、同じ図４Ａのデバイスを示す図である。

図５は、細胞封入デバイスについての写真である。図５Ａは、複式ポートを伴う３次元大収容力デバイスアセンブリーを示す図であり、図５Ｂに示される小収容力の平面状デバイスと比較される。

図６は、ポートを伴わない３次元大収容力デバイスアセンブリーの一実施形態についての斜視図である。図６Ａは、細胞チャンバーが互いに対して実質的に平行であるかまたは隔たりが０度となるような角度でフォールドを伴うデバイスアセンブリーの３次元的性格を示す図であり、図６Ｂは、デバイスの上面図を示し、図６Ｃは、デバイスの断面を示す図である。

図７は、ポートを伴う３次元大収容力デバイスアセンブリーの一実施形態についての斜視図である。図７Ａは、デバイスアセンブリーの３次元的性格を示す図であり、図７Ｂは、各細胞チャンバーおよびポートが約２０度隔てられた、ポートを伴うデバイスの断面を示す図である。

図８は、ポートを伴う３次元大収容力デバイスアセンブリーの一実施形態についての斜視図である。図８Ａは、デバイスアセンブリーの３次元的性格を示す図であり、図８Ｂは、各細胞チャンバーおよびポートが約４０度隔てられた、ポートを伴うデバイスの断面を示す図である。

図９は、ポートを伴わない（「ローマンシェード」型）３次元大収容力デバイスアセンブリーの一実施形態についての斜視図である。図９Ａは、デバイスアセンブリーの３次元的性格を示す図であり、図９Ｂは、デバイスの上面図を示し、図９Ｃは、ポートを伴わないデバイスの断面を示す図である。細胞チャンバーは、互いに対して平行であるが、ある一定の角度においてである。

図１０は、チャンバーが連続チューブである、３次元大収容力デバイスアセンブリーの一実施形態についての斜視図である。図１０Ａは、図１０Ｂを２つに切って、蛇行型細胞チャンバーの詳細を示すように、図１０Ｂのチューブ状デバイスの断面を示す図であり、図１０Ｂは、両端部に開口部を伴う、フラットシートのチューブ状デバイスを示す図であり、図１０Ｃは、チューブ状デバイスの上面図を示す。

図１１は、３次元大収容力デバイスアセンブリーの一実施形態についての斜視図である。図１１Ａは、３次元大収容力デバイスを示す図であり、図１１Ｂは、デバイスの上面図を示し、図１１Ｃは、細胞チャンバーが互いに対して平行であり、一方の側が基部に接合された、デバイスの断面を示す図である。

図１２は、（「シャッター」型）３次元大収容力デバイスアセンブリーの一実施形態についての斜視図である。図１２Ａは、３次元大収容力デバイスを示す図であり、図１２Ｂは、デバイスの上面図を示し、図１２Ｃは、平行な細胞チャンバーが、基部へと相互連絡された、デバイスの断面を示す図である。

図１３は、３次元大収容力デバイスアセンブリーとなるように形成するかまたはフォールドさせる前の、１つのポート（図１３Ａ）または２つのポート（図１３Ｂ）を有する８つの細胞チャンバーを含有する、細胞封入大収容力デバイスアセンブリーの２つの実施形態の上面斜視図である。

図１４は、１つのポートを有する１６の細胞チャンバーを含有する、細胞封入大収容力デバイスアセンブリー（図１４Ａ）と；１つのポートを有する１つ、２つ、３つ以上の細胞チャンバーを伴う、デバイスアセンブリーのモジュール製造との、２つの実施形態についての上面斜視図である。

図１５は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての斜視図である。

図１６は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての背立面図である。

図１７は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての正立面図である。

図１８は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての上面図である。

図１９は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての底面図である。

図２０は、各々がポート（丸）を有する複数の細胞チャンバーを伴い、細胞チャンバーが互いに対して平行である、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての右立面図である。

図２１は、各々がポート（丸）を有する複数の細胞チャンバーを伴い、細胞チャンバーが互いに対して平行である、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての左立面図である。

図２２は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての斜視図である。

図２３は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての背立面図である。

図２４は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての正立面図である。

図２５は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての上面図である。

図２６は、複数の細胞チャンバーおよび細胞チャンバー１つ当たり単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての底面図である。

図２７は、各々がポート（丸）を有する複数の細胞チャンバーを伴い、細胞チャンバーが互いに対して平行である、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての右立面図である。

図２８は、各々がポート（丸）を有する複数の細胞チャンバーを伴い、細胞チャンバーが互いに対して平行である、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての左立面図である。

図２９は、チューブの形状および形態にあり、各端部にポートを有する、単一の細胞チャンバーを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての斜視図である。

図３０は、チューブの形状および形態にあり、各端部にポートを有する、単一の細胞チャンバーを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての背立面図である。

図３１は、チューブの形状および形態にあり、各端部にポートを有する、単一の細胞チャンバーを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての正立面図である。

図３１は、チューブの形状および形態にあり、各端部にポートを有する、単一の細胞チャンバーを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての上面図である。

図３３は、チューブの形状および形態にあり、各端部にポートを有する、単一の細胞チャンバーを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての底面図である。

図３４は、チューブの形状および形態にあり、各端部にポートを有する、単一の細胞チャンバーを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての右立面図である。

図３５は、チューブの形状および形態にあり、各端部にポートを有する、単一の細胞チャンバーを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての左立面図である。

図３６は、各側に細胞チャンバーを伴う、単一のモジュラーユニットから構築された、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての斜視図である。

図３７は、各側に細胞チャンバーを伴う、単一のモジュラーユニットから構築された、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての背立面図である。

図３８は、モジュール細胞チャンバーユニットから構築された、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての正立面図であり、図はアセンブルされた、８つのこのようなユニットを示しているが、デバイスには、より多数のユニットをアセンブルする場合もあり、より少数のユニットをアセンブルする場合もある。

図３９は、各側に細胞チャンバーを伴う、単一のモジュラーユニットから構築された、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての上面図である。

図４０は、各側に細胞チャンバーを伴う、単一のモジュラーユニットから構築された、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての底面図である。

図４１は、各側に細胞チャンバーを伴う、単一のモジュラーユニットから構築された、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての右立面図である。

図４２は、各側に細胞チャンバーを伴う、単一のモジュラーユニットから構築された、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての左立面図である。

図４３は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての斜視図である。

図４４は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての背立面図である。

図４５は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての正立面図である。

図４６は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての上面図である。

図４７は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての底面図である。

図４８は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポート（丸）を伴い、細胞チャンバーが互いに対して平行に対面する、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての右立面図である。

図４９は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポート（丸）を伴い、細胞チャンバーが互いに対して平行に対面する、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての左立面図である。

図５０は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての斜視図である。

図５１は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての背立面図である。

図５２は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての正立面図である。

図５３は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての上面図である。

図５４は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての底面図である。

図５５は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての右立面図である。

図５６は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての左立面図である。

図５７は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴い、アセンブリーがプランテーションシャッターデザインに酷似する、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての斜視図である。

図５８は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての背立面図である。

図５９は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての正立面図である。

図６０は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての上面図である。

図６１は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての底面図である。

図６２は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポート（丸）を伴い、アセンブリーがプランテーションシャッターデザインに酷似する、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての右立面図である。

図６３は、複数の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴い、アセンブリーがプランテーションシャッターデザインに酷似する、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての左立面図である。

図６４は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴い、アセンブリーがプランテーションシャッターデザインに酷似する、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての斜視図である。

図６５は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての背立面図である。

図６６は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての正立面図である。

図６７は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての上面図である。

図６８は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴う、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての底面図である。

図６９は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴い、アセンブリーがプランテーションシャッターデザインに酷似する、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての右立面図である。

図７０は、単一の細胞チャンバーおよび単一のポートを伴い、アセンブリーがプランテーションシャッターデザインに酷似する、３次元大収容力細胞封入デバイスまたは３次元大収容力細胞封入アセンブリーについての左立面図である。

図７１は、細胞封入デバイスアセンブリーの細胞チャンバー内部における使用のための、マットを形成するように織られたシリコーン系の中空糸チューブ（図７１Ａ〜Ｂ）、およびシリコーン系のエラストマー発泡体（図７１Ｃ）についての写真画像である。

図７２は、６匹の実験動物および６匹の対照動物について、植え込まれたマウスの血清中のヒトＣペプチドの濃度を示すグラフである。ｉｎ ｖｉｖｏにおけるグルコースレベル応答性機能を、植込みまたは移植の１３週間後の絶食時、ならびに腹腔内グルコース投与の３０分後および６０分後において解析した。すべての動物に、シリコーン中空糸ルーメン状マトリックスを伴うかまたは伴わずに、封入ＰＥＣ移植片（Ｅｎｃａｐｔｒａ（登録商標）ＥＮ２０またはＥＮ２０；ＶｉａＣｙｔｅ、Ｓａｎ Ｄｉｅｇｏ、ＣＡ）を施した。

図７３は、シリコーン中空糸と共に外植されたＰＥＣ移植片の組織学切片についての写真画像である。中空糸は、デバイスの半透膜の間の白色の円形構造である。切片は、標準的なヘマトキシリンエオシン染料（図７３Ａ）、およびインスリンを発現させるこれらの細胞を褐色に染色する抗インスリン抗体（図７３Ｂ）で染色した。

図７４Ａ〜Ｃは、ヒトの（没後間もない）死体に植え込まれ、超音波でイメージングされた、ＥＮ２５０デバイス（図７４Ａ）の３次元細胞封入デバイスアセンブリーの原型を示す超音波画像である。示されるＵ字形のＥＮ２５０デバイスの原型は、圧縮荷重を、死体へと適用する前に観察することもでき、適用している間に観察することもでき、適用した後で観察することもできる（図７４ＢおよびＣ）。

図７５は、ウェッティングされた空のデバイスならびに充填されたＥＮ２５０デバイスおよびＥＮ２０デバイスについての超音波画像である。

（好ましい実施形態の詳細な説明）
別段に言及しない限りにおいて、本明細書で使用される用語は、当業者による従来の用
法に従い理解されたい。本出願を通して、多様な特許および非特許刊行物を参照する。こ
れらの刊行物およびそれらの刊行物中で引用された参考文献のすべての開示の全体は、本
特許が関連する最新技術についてより十分に記載するために、本明細書において、それら
の全体が参照により本出願へと組み込まれる。

本明細書および付属の特許請求の範囲の目的ではまた、別段に指し示さない限りにおい
て、本明細書および特許請求の範囲で使用される、成分の量を表現するすべての数、材料
の百分率または比率、反応条件、および他の数値も、すべての場合において、「約」とい
う用語で修飾されているものと理解されたい。

したがって、逆のことが指し示されない限りにおいて、以下の明細書および添付された
特許請求の範囲で示される数値パラメータは、得ようとする所望の特性に応じて変化しう
る近似値である。特許請求の範囲の均等論の適用を限定する試みとしてではないが、最低
限において、各数値パラメータは少なくとも、報告された有効数字の数に照らし、通常の
概数化法を適用することにより解釈されるものとする。

一実施形態では、生体適合性の植込み式デバイスが提供される。このような、マクロ封
入デバイスは、米国特許第６，７７３，４５８号；同第６，１５６，３０５号；同第６，
０６０，６４０号；同第５，９６４，８０４号；同第５，９６４，２６１号；同第５，８
８２，３５４号；同第５，８０７，４０６号；同第５，８００，５２９号；同第５，７８
２，９１２号；同第５，７４１，３３０号；同第５，７３３，３３６号；同第５，７１３
，８８８号；同第５，６５３，７５６号；同第５，５９３，４４０号；同第５，５６９，
４６２号；同第５，５４９，６７５号；同第５，５４５，２２３号；同第５，４５３，２
７８号；同第５，４２１，９２３号；同第５，３４４，４５４号；同第５，３１４，４７
１号；同第５，３２４，５１８号；同第５，２１９，３６１号；同第５，１００，３９２
号；および同第５，０１１，４９４号において記載されており、これらのすべてがＢａｘ
ｔｅｒに譲渡されている。

本明細書で記載される他の適する実施形態は、少なくとも、２０１２年７月３日に交付
された米国特許第８，２１１，６９９号、ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＣＵＬＴＵＲＩＮＧ
ＰＬＵＲＩＰＯＴＥＮＴ ＳＴＥＭ ＣＥＬＬＳ ＩＮ ＳＵＳＰＥＮＳＩＯＮ ＵＳ
ＩＮＧ ＥＲＢＢ３ ＬＩＧＡＮＤＳ；２０１１年７月２６日に交付された同第７，９５
８，５８５号、ＰＲＥＰＲＩＭＩＴＩＶＥ ＳＴＲＥＡＫ ＡＮＤ ＭＥＳＥＮＤＯＤＥ
ＲＭ ＣＥＬＬＳ；それぞれ２００９年３月３１日および２０１２年７月１０日に交付さ
れた同第７，５１０，８７６号および同第８，２１６，８３６号、ＤＥＦＩＮＩＴＩＶＥ
ＥＮＤＯＤＥＲＭ；２００９年６月２日に交付された、同第７，５４１，１８５号、Ｍ
ＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＩＤＥＮＴＩＦＹＩＮＧ ＦＡＣＴＯＲＳ ＦＯＲ ＤＩＦＦＥ
ＲＥＮＴＩＡＴＩＮＧ ＤＥＦＩＮＩＴＩＶＥ ＥＮＤＯＤＥＲＭ；２００９年１２月１
日に交付された同第７，６２５，７５３号、ＥＸＰＡＮＳＩＯＮ ＯＦ ＤＥＦＩＮＩＴ
ＩＶＥ ＥＮＤＯＤＥＲＭ；２０１０年４月１３日に交付された同第７，６９５，９６３
号、ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＩＮＣＲＥＡＳＩＮＧ ＤＥＦＩＮＩＴＩＶＥ ＥＮＤＯ
ＤＥＲＭ ＰＲＯＤＵＣＴＩＯＮ；２０１０年４月２７日に交付された同第７，７０４，
７３８号、ＤＥＦＩＮＩＴＩＶＥ ＥＮＤＯＤＥＲＭ；２０１１年８月９日に交付された
同第７，９９３，９１６号、ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＩＮＣＲＥＡＳＩＮＧ ＤＥＦＩ
ＮＩＴＩＶＥ ＥＮＤＯＤＥＲＭ ＰＲＯＤＵＣＴＩＯＮ；２０１１年８月３０日に交付
された同第８，００８，０７５号、ＳＴＥＭ ＣＥＬＬ ＡＧＧＲＥＧＡＴＥ ＳＵＳＰ
ＥＮＳＩＯＮ ＣＯＭＰＯＳＩＴＩＯＮＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ ＯＦ ＤＩＦＦＥ
ＲＥＮＴＩＡＴＩＯＮ ＴＨＥＲＥＯＦ；２０１２年５月２９日に交付された同第８，１
７８，８７８号、ＣＯＭＰＯＳＩＴＩＯＮＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＳＥＬ
Ｆ−ＲＥＮＥＷＡＬ ＡＮＤ ＤＩＦＦＥＲＥＮＴＩＡＴＩＯＮ ＩＮ ＨＵＭＡＮ Ｅ
ＭＢＲＹＯＮＩＣ ＳＴＥＭ ＣＥＬＬＳ；２０１２年７月１０日に交付された同第８，
２１６，８３６号、ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯＲ ＩＤＥＮＴＩＦＹＩＮＧ ＦＡＣＴＯＲＳ
ＦＯＲ ＤＩＦＦＥＲＥＮＴＩＡＴＩＮＧ ＤＥＦＩＮＩＴＩＶＥ ＥＮＤＯＤＥＲＭ
；それぞれ２００９年５月１９日、２０１０年４月１３日および２０１１年８月９日に交
付された同第７，５３４，６０８号、同第７，６９５，９６５号および同第７，９９３，
９２０号；２０１２年３月６日に交付された同第８，１２９，１８２号、ＥＮＤＯＣＲＩ
ＮＥ ＰＲＥＣＵＲＳＯＲ ＣＥＬＬＳ，ＰＡＮＣＲＥＡＴＩＣ ＨＯＲＭＯＮＥＥＸＰ
ＲＥＳＳＩＮＧ ＣＥＬＬＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ ＯＦ ＰＲＯＤＵＣＴＩＯＮ；
２０１２年１２月２５日に交付された同第８，３３８，１７０号、ＭＥＴＨＯＤＳ ＦＯ
Ｒ ＰＵＲＩＦＹＩＮＧ ＥＮＤＯＤＥＲＭ ＡＮＤ ＰＡＮＣＲＥＡＴＩＣ ＥＮＤＯ
ＤＥＲＭ ＣＥＬＬＳ ＤＥＲＩＶＥＤ ＦＲＯＭ ＨＵＭＡＮ ＥＭＢＲＹＯＮＩＣ
ＳＴＥＭ ＣＥＬＬＳ；２０１２年１２月１８日に交付された同第８，３３４，１３８号
、ＭＥＴＨＯＤＳ ＡＮＤ ＣＯＭＰＯＳＩＴＩＯＮＳ ＦＯＲ ＦＥＥＤＥＲ−ＦＲＥ
Ｅ ＰＬＵＲＩＰＯＴＥＮＴ ＳＴＥＭ ＣＥＬＬ ＭＥＤＩＡ ＣＯＮＴＡＩＮＩＮＧ
ＨＵＭＡＮ ＳＥＲＵＭ；２０１２年１０月２日に交付された同第８，２７８，１０６
号、ＥＮＣＡＰＳＵＬＡＴＩＯＮ ＯＦ ＰＡＮＣＲＥＡＴＩＣ ＣＥＬＬＳ ＤＥＲＩ
ＶＥＤ ＦＲＯＭ ＨＵＭＡＮ ＰＬＵＲＩＰＯＴＥＮＴ ＳＴＥＭ ＣＥＬＬＳ；２０
１２年１２月２５日に交付された、ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＰＵＲＩＦＹＩＮＧ ＥＮＤ
ＯＤＥＲＭ ＡＮＤ ＰＡＮＣＲＥＡＴＩＣ ＥＮＤＯＤＥＲＭ ＣＥＬＬＳ ＤＥＲＩ
ＶＥＤ ＦＲＯＭ ＨＵＭＡＮ ＥＭＢＲＹＯＮＩＣ ＳＴＥＭ ＣＥＬＬＳ（ＣＹＴＨ
ＥＲＡ．０６３Ａ）と題する同第８，３３８，１７０号；２０１３年２月６日に出願され
た米国出願第１３／７６１，０７８号、ＣＥＬＬ ＣＯＭＰＯＳＩＴＩＯＮＳ ＤＥＲＩ
ＶＥＤ ＦＲＯＭ ＤＥＤＩＦＦＥＲＥＮＴＩＡＴＥＤ ＲＥＰＲＯＧＲＡＭＭＥＤ Ｃ
ＥＬＬＳ；２０１２年１１月８日に出願された米国出願第１３／６７２，６８８号、ＳＣ
ＡＬＡＢＬＥ ＰＲＩＭＡＴＥ ＰＬＵＲＩＰＯＴＥＮＴ ＳＴＥＭ ＣＥＬＬ ＡＧＧ
ＲＥＧＡＴＥ ＳＵＳＰＥＮＳＩＯＮ ＣＵＬＴＵＲＥ ＡＮＤ ＤＩＦＦＥＲＥＮＴＩ
ＡＴＩＯＮ ＴＨＥＲＥＯＦ；２００１年１２月１２日に出願された意匠特許出願第２９
／４０８，３６６号；同第２９／４０８，３６８号；および同第２９／４０８，３７０号
；ならびに２０１２年５月３１日に出願された同第２９／４２３，３６５号において、さ
らに詳細に記載されている。

（定義）
本明細書で使用される場合、「約」とは、「約」と言及される数が、列挙された数±そ
の列挙された数の１〜１０％を含むことを意味する。例えば、「約」１００個の細胞は、
状況に応じて、９５〜１０５個の細胞を意味する場合もあり、わずか９９〜１０１個の細
胞を意味する場合もある。本明細書において現れる場合はいつでも、「１〜２０」などの
数値範囲は、所与の範囲内の各整数を指し、例えば、「１〜２０個の細胞」とは、１個の
細胞、２個の細胞、３個の細胞など、最大２０個の細胞を意味し、２０個の細胞を含める
。「約」が整数以外の数で表された範囲を修飾する場合、列挙された数±表された有効数
字と同じ度合の１〜１０％を意味する。例えば、約１．５０〜２．５０ｍＭは、最小で１
．３５Ｍを意味する場合もあり、最大で２．７５Ｍを意味する場合もあり、これらの間の
、０．０１の増分による任意の量を意味する場合もある。

細胞集団の組成との関連において本明細書で使用される「本質的に」または「実質的に
」という用語は、「大部分」または「主に」を意味する。

本明細書で使用される化合物の「有効量」という用語またはその均等物は、フィーダー
細胞の非存在下において、かつ、血清または血清の置きかえの非存在下において、１カ月
間超にわたり、培養物中の分化可能細胞の安定化を施すのに十分な、規定された培地の残
りの成分の存在下における化合物の濃度を指す。この濃度は、当業者により容易に決定さ
れる。

「細胞」、「細胞系」、「細胞培養物」、または「細胞集団」もしくは「細胞の集団」
に言及する場合に本明細書で使用される「単離された」という用語は、生細胞、細胞系、
細胞培養物、細胞集団または細胞の集団を、ｉｎ ｖｉｔｒｏにおいて、長期間にわたり
培養することが可能となるように、細胞の供給源から実質的に隔てられていることを指す
。また、「単離すること」という用語は、１または複数の細胞の、２つ以上の細胞の群か
らの物理的選択であって、細胞が、細胞の形状および／または多様なマーカーの発現に基
づき選択される物理的選択を指すのに使用することができる。

本明細書で使用される「実質的に」という用語は、大きな程度または度合を指し、例え
ば、ある文脈における「実質的に同様の」であれば、別の方法と大きな程度もしくは度合
で同様であるかまたは異なる１つの方法について記載するのに使用される。しかし、本明
細書で使用される「実質的に含まない」という用語、例えば、「実質的に含まない」また
は「夾雑物を実質的に含まない」または「血清を実質的に含まない」または「インスリン
またはインスリン様成長因子を実質的に含まない」またはこれらの均等物は、溶液、培地
、補充物、賦形剤などが、血清、夾雑物またはこれらの均等物を、少なくとも９８％、ま
たは少なくとも９８．５％、または少なくとも９９％、または少なくとも９９．５％、ま
たは少なくとも１００％含まないことを意味する。一実施形態では、規定された培養培地
であって、血清を伴わないか、または１００％無血清であるか、または血清を実質的に含
まない培養培地が提供される。逆に、本明細書で使用される「実質的に同様の」という用
語またはその均等物は、組成、工程、方法、溶液、培地、補充物、賦形剤などが、本明細
書で既に記載されているかまたはその全体において本明細書に組み込まれる、既に記載さ
れている工程もしくは方法における組成、工程、方法、溶液、培地、補充物、賦形剤など
と、少なくとも８０％、少なくとも８５％、少なくとも９０％、少なくとも９５％、また
は少なくとも９９％同様であることを意味する。

本明細書で使用される、移植に適する細胞とは、ｉｎ ｖｉｖｏにおける代謝障害を治
療するのに十分な程度に生存可能であり、かつ／または機能的な細胞または細胞の集団を
指す。例えば、糖尿病またはその１もしくは複数の症状は、糖尿病を患う対象への移植に
適する細胞の植込み後、ある期間にわたり改善または軽減することができる。好ましい一
実施形態では、移植に適する細胞または細胞集団は、膵臓前駆細胞もしくは集団、または
ＰＤＸ１陽性膵臓前駆細胞もしくは集団、または内分泌前駆細胞もしくは集団、または多
ホルモン性内分泌細胞もしくは単一ホルモン性内分泌細胞、および／または細胞もしくは
細胞の集団の任意の組合せ、またはＰＥＣもしくはそのなおも精製もしくは濃縮された細
胞もしくは細胞の集団である。

植込み式大収容力デバイス
本明細書で記載される一実施形態は、封入デバイス、好ましくは細胞封入デバイス、好
ましくはマクロ細胞封入デバイス、好ましくは大収容力デバイスアセンブリー、好ましく
は少なくとも１つ、２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、８つ、９つ、１０、またはそ
れ以上の細胞チャンバーによるデバイスからなる、任意のサイズの細胞封入デバイスアセ
ンブリーに関する。本明細書で使用される「アセンブリー」という用語は、複数の（ｍｕ
ｌｔｉｐｌｅまたはａ ｐｌｕｒａｌｉｔｙ ｏｆ）細胞チャンバーからなる細胞封入デ
バイスを指す。一実施形態では、アセンブリーは、少なくとも１つ、２つ、３つ、４つ、
５つ、６つ、７つ、８つ、９つ、１０、またはそれ以上の細胞チャンバーからなる。別の
実施形態では、アセンブリーは、アセンブリーが、任意の数の細胞チャンバー（またはモ
ジュラーユニット）からなりうるように作製する。例えば、モジュラーユニットは、１つ
、２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、８つ、９つ、１０、またはそれ以上の細胞チャ
ンバーからなる可能性があり、これは、疾患の治療に要請される細胞の数または用量に依
存しうる。よって、本明細書で使用される「デバイス」という用語は、既に記載されてい
る細胞チャンバーなどの１つの細胞チャンバーからなる単一のデバイスを意味する場合も
あり、本明細書で記載される３次元デバイスまたはデバイスアセンブリーなど、複数の細
胞チャンバーからなる１つのデバイスを意味する場合もある。したがって、いくつかの場
合に、デバイスとアセンブリーとは、互換的に使用することができる。

一実施形態では、デバイスまたはアセンブリーは、総容量が約２０μＬ、５０μＬ、１
００μＬ、１５０μＬ、２００μＬ、２５０μＬ、３００μＬ、３５０μＬ、４００μＬ
、４５０μＬ、５００μＬ、５５０μＬ、６００μＬ、６５０μＬ、７００μＬ、７５０
μＬ、８００μＬ、８５０μＬ、９００μＬ、９５０μＬ、１０００μＬ以上を超えるよ
うに作製することができる。総細胞容量は、１つの細胞チャンバーが所望の細胞用量を有
する、１つのデバイスからなる場合もあり、併せて所望の細胞用量を有する、任意の数ま
たは複数の細胞チャンバーを有する、１または複数のデバイスまたはアセンブリーからな
る場合もある。一実施形態では、米国特許第８，４２５，９２８号において既に記載され
ている通り、細胞チャンバー内に１または複数のコンパートメントを創出することにより
、デバイスを改善する。図３〜７０は、デバイスまたはアセンブリーの実施形態であるが
、デバイスまたはアセンブリーは、図３〜７０により例示されるデバイスまたはアセンブ
リーだけに限定されることを意図するものではない。そうではなくて、デバイスまたはア
センブリーは、本明細書で記載されるデバイスまたはアセンブリーに基づく変更を含むこ
とが可能であり、これは、当技術分野では日常的と考えられる。いくつかの実施形態では
、デバイスデザインは、封入された生体活性薬剤および／または細胞の種類に応じ、かつ
、研究の必要および機能を満たすように改変することができる。

このようなデバイスおよび／またはアセンブリーを、哺乳動物へと植え込んで、様々な
疾患および障害を治療することができる。好ましい実施形態では、デバイスは、治療上生
体活性な薬剤および／または細胞をその中に完全に封入することが可能な、生体適合的な
免疫隔離デバイスを含む。例えば、このようなデバイスは、酸素ならびに細胞の生存およ
び機能に重要な他の分子は、半透膜を通って移動しうるが、免疫系の細胞は、小孔を通っ
て透過することも横切ることもできないような小孔サイズを有する半透膜内に、治療有効
量の細胞を格納しうる。同様に、このようなデバイスは、治療有効量の生体活性薬剤、例
えば、血管新生因子、成長因子、ホルモンなどを含有する場合もあり、細胞により分泌さ
れる生体活性薬剤、例えば、抗体、タンパク質、ホルモンなどを含有する場合もある。

本明細書で記載されるデバイスおよび／またはアセンブリーは、生体活性物質の、生物
への連続的供給を要する病態を治療するために採用することができる。このようなデバイ
スはまた、例えば、生体活性薬剤および／もしくは細胞の同種もしくは異種の混合物、ま
たは１もしくは複数の対象の生体活性物質を産生する細胞を含有する、生体人工臓器とも
称される場合がある。生体活性薬剤および／または細胞は、少なくとも１つ以上の半透膜
により境界づけられた少なくとも１つの内部スペース内または封入チャンバー内に、完全
に封入するか、または閉止することが理想的である。このような半透膜は、封入された対
象の生体活性物質（例えば、インスリン、グルカゴン、膵臓ポリペプチドなど）の通過を
可能とし、活性物質を、デバイス外部でかつ患者の体内の標的細胞に利用可能とすべきで
ある。好ましい実施形態では、半透膜は、対象内に天然で存在する栄養物が膜を通って通
過して、不可欠の栄養物を封入された細胞へともたらすことを可能とする。同時に、この
ような半透膜は、患者の細胞、より特定すると免疫系細胞が、デバイスを通って、デバイ
ス内へと通過し、デバイス内の封入された細胞に危害を与えることを阻害または防止する
。例えば、糖尿病の場合、この手法は、免疫系細胞による、植え込まれた細胞の認識およ
び破壊を防止しながら、体内の要請に応じてリアルタイムで、グルコースおよび酸素が、
インスリンを放出するようにインスリン産生細胞を刺激することを可能としうる。好まし
い実施形態では、半透膜は、植え込まれた細胞が封入を回避することを阻害する。

好ましいデバイスまたはアセンブリーは、（それだけに限らないが）望ましくは以下の
うちの１または組合せである、ある種の特徴を有しうる：
ｉ）デバイスの専有面積、例えば、所望の解剖学的部位において、デバイスまたはアセン
ブリーにより専有されるスペースを同時に制限しながら、大細胞用量または高細胞用量の
送達を可能とする３次元コンフィギュレーションを含むこと；
ｉｉ）溶接部、またはデバイスがシーリングされる部分、なおまたは細胞チャンバー内に
、フォールドの角度が、０（または１８０）〜９０度、好ましくは０〜５０度、好ましく
は０〜４０度の範囲にわたる、フォールドまたは屈曲または角度を含むこと；
ｉｉｉ）ｐＨおよび温度を含む生理学的条件下で機能する生体適合材料、例えば、（それ
だけに限らないが）異方性材料、ポリスルホン（ＰＳＦ）、ナノ繊維マット、ポリイミド
、テトラフルオロエチレン／ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ：ｔｅｔｒａｆｌｕ
ｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ／ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ；また、Ｔ
ｅｆｌｏｎ（登録商標）としても知られている）、ｅＰＴＦＥ（延伸ポリテトラフルオロ
エチレン：ｅｘｐａｎｄｅｄ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ）、ポ
リアクリロニトリル、ポリエーテルスルホン、アクリル樹脂、酢酸セルロース、硝酸セル
ロース、ポリアミドのほか、ヒドロキシプロピルメチルセルロース（ＨＰＭＣ）膜を含む
こと；
ｉｖ）デバイス内部に封入された生体活性薬剤および／または細胞に危害を与えるかまた
はこれらを損なう毒性化合物を放出しないこと；
ｖ）生体活性薬剤または高分子の、デバイスを横切る分泌または放出を促進すること；
ｉｖ）高分子拡散の急速な反応速度を促進すること；
ｖｉ）封入された細胞の長期にわたる安定性を促進すること；
ｖｉｉ）血管形成を促進すること；
ｖｉｉｉ）化学的に不活性の膜または格納構造を含むこと；
ｉｘ）安定的な力学特性をもたらすこと；
ｘ）構造／格納の完全性を維持すること（例えば、意図されない、毒性のまたは有害な薬
剤および／または細胞の漏出を防止すること）；
ｘｉ）再充填可能であり、かつ／またはフラッシュ洗浄可能であること；
ｘｉｉ）機械的に拡張可能であること；
ｘｉｉｉ）ポートを含有しないか、または少なくとも１つ、２つ、または３つ以上のポー
トを含有すること；
ｘｉｖ）移植された細胞を受容者組織から免疫隔離すること；
ｘｖ）作製および製造が容易であること；
ｘｖｉ）滅菌されうること；
ｘｖｉｉ）モジュラー様式で製造されうること；
ｘｖｉｉｉ）植込み後に回収可能であること；
ｘｉｘ）細胞または治療剤をロードしている間に通風されること。

本明細書で記載される封入デバイスの実施形態は、上記の要素のうちの１または複数が
達成される限りにおいて、ある種のデバイスのサイズ、形状、デザイン、容量収容力、お
よび／または封入デバイスを作製するのに使用される材料に限定されることを意図しない
。

封入は、受容者免疫系の要素が、細胞を破壊することを阻止する保護障壁をもたらす。
これは、レシピエントの免疫抑制を伴わずに、マッチしていないヒト組織なおまたは動物
組織の使用を可能とし、したがって、治療において採用しうる、細胞型の多様性の増大を
結果としてもたらす。加えて、植え込まれた細胞は、膜により保持されるため、細胞の封
入は、そうでなければ細胞を用いた治療に存在する可能性がある、腫瘍形成の固有の危険
性も防止する。

デバイスのコア内の組織または細胞は加えて、ハイドロゲルまたは細胞外マトリックス
成分などの固定化マトリックス上に固定化することもできる。加えて、デバイスのコアは
、デバイスの中央部における、細胞の壊死性コアの可能性をさらに低減するように、コア
の中央部に「無細胞」ゾーンを創出するインサートを含有しうる。

好ましい実施形態では、デバイスは、免疫隔離性である。「免疫隔離」デバイスは、哺
乳動物受容者へと植え込まれると、受容者免疫系の、デバイスのコア内の細胞に対する有
害作用を最小化する。免疫隔離性であるために、デバイスの周囲領域または周縁領域は、
（ａ）封入された細胞に、デバイスまたはアセンブリーが植え込まれる受容者の免疫系か
らの保護を付与し、（ｂ）受容者体内の有害物質がデバイスのコアに入ることを防止し、
（ｃ）単離細胞と受容者の免疫系との間の有害な免疫学的接触を防止するのに十分な物理
的障壁をもたらすべきである。この物理的障壁の厚さは変化しうるが、常に、障壁のいず
れの側においても、細胞および／または物質の間の直接的な接触を防止するのに十分な程
度の厚さとなる。この領域の厚さは一般に、５〜２００ミクロンの範囲にわたるが、１０
〜１００ミクロンの厚さが好ましく、２０〜７５ミクロンの厚さが特に好ましい。本媒体
の使用により防止または最小化されうる免疫攻撃の種類は、（それだけに限らないが）マ
クロファージ、好中球、細胞性免疫応答（例えば、ナチュラルキラー細胞および抗体依存
性Ｔ細胞介在性細胞溶解作用（ＡＤＣＣ））、ならびに体液性応答（例えば、抗体依存性
補体介在性細胞溶解作用）による攻撃を含む。

デバイスは、生体活性を維持し、生成物または機能を送達するためのアクセスをもたら
すのに適切な、任意のコンフィギュレーション、例えば、円筒形、矩形、ディスク形状、
パッチ形状、卵形、星形、または球形を含むコンフィギュレーションを有しうる。さらに
、デバイスは、コイル状の場合もあり、チューブ状の場合もあり、メッシュ様構造、また
は入れ子構造へとラッピングされる場合もある。デバイスを、植え込んだ後のある時点で
回収する場合、植込み部位からのデバイスの移動をもたらしやすいコンフィギュレーショ
ン（レシピエントの血管内を移動するのに十分な程度に小型の球形デバイスなど）は、避
けるべきである。本発明の好ましい実施形態は、高度な構造的完全性をもたらし、受容者
からの回収が容易な形状を含む。このような形状は、矩形のパッチ、ディスク、円筒、お
よびフラットシートを含む。

一実施形態では、デバイスまたはアセンブリーは、植込み後に回収可能であり、デバイ
スは、回収の一助となるテザーを有することが好ましい。当技術分野では、このようなテ
ザーがよく知られている。

別の実施形態では、デバイスまたはアセンブリーを、所望の解剖学的部位またはこの近
傍において縫合して、それが患者の内部に移動すること、動くこと、または縦横走するこ
とを防止する。デバイスまたはアセンブリーを縫合または固定するための任意の手段は、
当業者の技術の範囲内にあり、例えば、縫合タブを、本出願人による米国第２９／４２３
，３６５号において記載されたデバイスまたはアセンブリーと同様のデバイスまたはアセ
ンブリー内に作製することができる。一実施形態では、デバイスアセンブリーは、同種移
植片を、同様の封入デバイス、例えばＴｈｅｒａｃｙｔｅ（商標）デバイスにより裏付け
られている、免疫化されていない齧歯動物レシピエントおよびヒトレシピエントにおける
拒絶から保護することが期待される。Ｂｒａｕｋｅｒら、Ｎｅｏｖａｓｃｕｌａｒｉｚａ
ｔｉｏｎ ｏｆ ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ ｍｅｍｂｒａｎｅｓ ｄｉｒｅｃｔｅｄ ｂｙ
ｍｅｍｂｒａｎｅ ｍｉｃｒｏａｒｃｈｉｔｅｃｔｕｒｅ、Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅ
ｒ．Ｒｅｓ．、２９：１５１７〜１５２４、１９９５；Ｔｉｂｅｌｌら、Ｓｕｒｖｉｖａ
ｌ ｏｆ ｍａｃｒｏｅｎｃａｐｓｕｌａｔｅｄ ａｌｌｏｇｅｎｅｉｃ ｐａｒａｔｈ
ｙｒｏｉｄ ｔｉｓｓｕｅ ｏｎｅ ｙｅａｒ ａｆｔｅｒ ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔ
ｉｏｎ ｉｎ ｎｏｎｉｍｍｕｎｏｓｕｐｐｒｅｓｓｅｄ ｈｕｍａｎｓ、Ｃｅｌｌ Ｔ
ｒａｎｓｐｌａｎｔ．、１０：５９１〜５９９、２００１；およびＫｕｍａｇａｉ−Ｂｒ
ａｅｓｃｈａら、Ｔｈｅ ＴｈｅｒａＣｙｔｅ（商標）Ｄｅｖｉｃｅ Ｐｒｏｔｅｃｔｓ
ａｇａｉｎｓｔ Ｉｓｌｅｔ Ａｌｌｏｇｒａｆｔ Ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ ｉｎ Ｉｍ
ｍｕｎｉｚｅｄ Ｈｏｓｔｓ、Ｃｅｌｌ Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔ．、２０１２年１０月３
日を参照されたい。同様に、異種移植片も、Ｔｈｅｒａｃｙｔｅ（商標）デバイスによっ
ては保護されず、むしろ異種抗原の漏出により、インプラントの近傍において、強力な炎
症反応を引き起こす。Ｂｒａｕｋｅｒら、Ｌｏｃａｌ ｉｎｆｌａｍｍａｔｏｒｙ ｒｅ
ｓｐｏｎｓｅ ａｒｏｕｎｄ ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｃｈａｍｂｅｒｓ ｃｏｎｔａｉｎ
ｉｎｇ ｘｅｎｏｇｒａｆｔｓ．Ｎｏｎｓｐｅｃｉｆｉｃ ｄｅｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｏ
ｆ ｔｉｓｓｕｅｓ ａｎｄ ｄｅｃｒｅａｓｅｄ ｌｏｃａｌ ｖａｓｃｕｌａｒｉｚ
ａｔｉｏｎ、Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ、６１：１６７１〜１６７７、１９９６；
Ｌｏｕｄｏｖａｒｉｓら、Ｄｅｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｘｅｎｏｇｒａｆｔｓ ｂｕ
ｔ ｎｏｔ ａｌｌｏｇｒａｆｔｓ ｗｉｔｈｉｎ ｃｅｌｌ ｉｍｐｅｒｍｅａｂｌｅ
ｍｅｍｂｒａｎｅｓ、Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔ．Ｐｒｏｃ．、２４：２２９１〜２２９２
；Ｌｏｕｄｏｖａｒｉｓら、ＣＤ４＋ Ｔ ｃｅｌｌ ｍｅｄｉａｔｅｄ ｄｅｓｔｒｕ
ｃｔｉｏｎ ｏｆ ｘｅｎｏｇｒａｆｔｓ ｗｉｔｈｉｎ ｃｅｌｌ−ｉｍｐｅｒｍｅａ
ｂｌｅ ｍｅｍｂｒａｎｅｓ ｉｎ ｔｈｅ ａｂｓｅｎｃｅ ｏｆ ＣＤ８＋ Ｔ ｃ
ｅｌｌｓ ａｎｄ Ｂ ｃｅｌｌｓ、Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ、６１：１６７８
〜１６８４、１９９６；およびＭｃＫｅｎｚｉｅら、Ｐｒｏｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｘｅ
ｎｏｇｒａｆｔｓ ｂｙ ａ ｃｏｍｂｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｉｍｍｕｎｏｉｓｏｌａ
ｔｉｏｎ ａｎｄ ａ ｓｉｎｇｌｅ ｄｏｓｅ ｏｆ ａｎｔｉ−ＣＤ４ ａｎｔｉｂ
ｏｄｙ、Ｃｅｌｌ Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔ．、１０：１８３〜１９３、２００１を参照さ
れたい。

他の実施形態では、デバイスアセンブリーは、デバイスのルーメンをさらに仕切る１つ
または２つ以上のシール部、すなわち隔壁シール部からなる。例えば、本出願人の米国意
匠出願第２９／４０８３６６号、同第２９／４０８３６８号、同第２９／４０８３７０号
、および同第２９／４２３，３６５号を参照されたい。このようなデザインは、大きなク
ラスター／集塊の中央部に密集した細胞が否認されるか、または細胞の栄養物および酸素
の受容が減少し、これにより、潜在的に生存しなくなるように、大きな細胞凝集体または
細胞クラスターまたは細胞集塊を阻害するか、低減するか、または促進しない。したがっ
て、複数のチャンバーまたはコンパートメントを含有するデバイスは、細胞を、１または
複数のチャンバー／コンパートメント全体に、より良好に分散させることが可能である。
このようにして、各細胞が栄養物および酸素を受容する機会が増大し、これにより、細胞
の死ではなく、細胞の生存を促進する。

一実施形態では本発明は、実質的に楕円〜矩形形状の細胞チャンバーからなるデバイス
またはアセンブリーに関する。これらのデバイスはさらに、溶接部もしくはシームがデバ
イスの中央部を通って走り、溶接部もしくはシームのいずれかがデバイスの各片側をシー
リングし、これにより、２つの個別のレザバー、ルーメン、チャンバー、ボイドスペース
、コンテナー、もしくはコンパートメントを形成するようにコンパートメント化または再
構成されているか、あるいは、溶接部のために中ほどで隔てられるかまたは分割されてい
るが、この場合このような溶接部によりチャンバーが完全にシーリングされるわけではな
い、蛇腹形状の（accordian-shaped）チャンバー（hamber）を、溶接部もしくはシームが
創出されるように、コンパートメント化または再構成されている。

別の実施形態は、デバイスの平面にわたり、２、３、４、５、６、７、８、９、または
１０カ所以上の溶接部を有する、実質的に楕円形状または矩形形状の細胞チャンバーから
なる同様のデバイスまたはアセンブリー（例えば、米国特許第８，４２５，９２８号を参
照されたい）に関する。いくつかの態様では、溶接部は、デバイスの水平の相または面に
わたる。他の態様では、溶接部は、デバイスの垂直の相または面にわたる。さらに他の態
様では、交差溶接部は、面の水平および垂直の両方の相にわたって存在する。いくつかの
態様では、溶接部は、互いに対して平行でかつ等距離である。他の態様では、溶接部は垂
直である。さらに他の態様では、溶接部は、平行であるが等距離ではない。上記の例にお
ける通り、このようなデザインは、溶接部が、デバイスの両方の境界部を走り、横切り、
接続すれば、完全に隔てられた、最大２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、８つ、９つ
、または１０以上のチャンバーを有効に形成することも可能であり、１つの連続チャンバ
ーであるが、互いに入り組みあう、同じチャンバー内に別個の領域を形成するチャンバー
を創出することも可能である。さらに、溶接部が平行であるか、または平行でかつ等距離
である、ある種の例示的なデバイスについて記載するが、溶接部が任意の方向または配向
にあるさらに他のデバイスであって、溶接部で中断されない領域を有する、長い溶接部を
含むデバイスをカスタマイズまたは作製することもできる。使用される溶接部の種類およ
び数は、採用される細胞集団または薬剤、およびそれらが採用される治療方法または目的
に依存しうる。いくつかの実施形態では、溶接部は、デバイスの外観を改変するように配
置することができる。

図３〜１４は、３次元細胞封入デバイスまたはアセンブリーの実施形態を示すが、上記
で記載した通り、これらは、例示の実施形態にすぎず、当業者は、任意のこのようなデバ
イスにおいて溶接部またはシームを使用して、異なるコンフィギュレーションを形成する
ことによりこれらを想定することもでき、形状を改変することもでき、本出願人により既
に記載されている他の特色を付加して、意図される目的に適するデバイスまたはアセンブ
リーをカスタマイズすることもできる。例えば、デバイスは、全外周にわたり、超音波に
より溶接して、完全に閉止された内部ルーメンを創出することもでき、複数のルーメンを
形成することもできる。膜をシーリングまたはウォーリングして、パウチ様デバイスを形
成する他の手段を使用することもできる。ルーメンは、中央部に配置され、デバイスの長
軸に沿って突出する、内部溶接部によりさらにコンパートメント化される。この溶接部は
、各コンパートメントの厚さまたは深さを有効に制限するが、内部ルーメンを完全には隔
離しない程度に突出する。この手法により、コンパートメントの幅および深さを制御し、
細胞生成物の生存および効能を可能とするのに要請される通りに変化させることができる
。さらに、（それだけに限らないが）全体の長さ、全体の幅、外周溶接部の厚さ、外周溶
接部の幅、コンパートメントの長さ、コンパートメントの幅、コンパートメントの深さ、
内部溶接部の長さ、内部溶接部の幅、およびポートの位置を含む、デバイスのすべての寸
法は、固有の細胞生成物および／または生体活性薬剤にデバイスを最適化するように改変
しうる、デザイン規格である。

例えば、図３〜７０では、コンパートメントに、外周の超音波溶接時にデバイスへと組
み込まれた２つの個別のポートを通して、細胞生成物または生体活性薬剤をロードする。
これらのポートは、ローディング時において細胞および／または薬剤を均等に分配する目
的のために、ルーメンまたはコンパートメントへと伸び、コンパートメントへのアクセス
を可能とする。ある種の実施形態では、ポートは、別のポートに細胞または治療剤をロー
ドしているときに、細胞チャンバーに通風し、これにより、デバイス内の圧力の累加を防
止する一助となる。

代替的に、別の実施形態では、本明細書で提示されるデバイスまたはアセンブリーは、
投入または排出のポートを含有しない、すなわち、デバイスはポートレスであると言われ
る。別の態様では、外周溶接部およびコンパートメント化スポット溶接部を、超音波溶接
により先ず創出する。スポット溶接部は、内部溶接部と同様に機能し、デバイスにわたり
、任意の所与の地点で、ルーメンまたはコンパートメントの拡張を周期的に制限するよう
に配置することができる。したがって、ここでもまた、スポット溶接により創出されたル
ーメンまたはコンパートメントは、コンパートメントを相互連絡し、いかなる１つのルー
メンまたはコンパートメントも、隔離したり完全に隔てたりしない。この手法は、１つの
デバイス内の１つの細胞チャンバーについて達成することもでき、デバイス内またはアセ
ンブリー内の複数の細胞チャンバーについて達成することもでき、デバイス内またはアセ
ンブリー内の任意の１つの細胞チャンバーについて達成することもできる。さらに、スポ
ット溶接部の総数、直径、および分布は、任意の細胞生成物または薬剤のローディング動
態および増殖速度に適合させるように最適化されうる、デザインパラメータである。

細胞を、デバイスへとロードしたら、デバイスの周縁部にわたる第２の超音波溶接によ
り、外周を、完全かつ無菌的にシーリングする。マルチステップシーリング工程の結果は
、完成したデバイスが完全に閉止され、ポートが外周から突出していないことである。ポ
ートは、最適未満の超音波溶接の結果として、破損が生じうる外周のエリアでありうるの
で、この手法により、ローディング工程が簡略化され、デバイスの全体的な完全性および
安全性が改善される。

さらに、上記の工程は、２つの逐次的ステップで記載されたが、細胞および／または薬
剤を封入するための手段は、記載された２つのステップに限られず、細胞を封入し、同時
に、デバイスの破損を防止するかまたはそのレベルを軽減するのに必要な、任意の数のス
テップを任意の順序で含む。

当業者は、これを、多様な形で、例えば、溶接の直後に材料を切削しうる、内部用シャ
ープエッジを有する、超音波ソノトロードを使用することにより達成することができる。
これらの切削された溶接部は、デバイスによる血管形成を促進し、これにより、酸素依存
性の細胞生成物および／または薬剤の生存および効能を改善するため、よりたやすく受容
者組織に組み込まれるという点で利点を有する。デバイスを通る新たな血管系を促進・増
進する結果として、通常平面状シートデバイスの中央部に限られる、Ｘ−Ｙ方向への拡散
による酸素の輸送が改善される。

他の実施形態では、デバイスデザインは、異なる形状である可能性があり、例えば、細
胞封入デバイスは、チューブもしくはフラット化チューブの形状、または本発明のデバイ
スに対する上記の要件のうちの１つを満たす、他の任意のこのような形状でありうる。

デバイス材料
有用な生体適合性ポリマーデバイスは、（ａ）組織または細胞を含有するコアと、（ｂ
）単離された細胞を含有しない生体適合性半透膜（ジャケット）（すなわち、細胞を固定
化しない膜自体）の周囲領域または周縁領域とを含む。

デバイス膜の「半透性」の性質は、細胞により産生される分子（代謝物、栄養物、およ
び治療物質）の、デバイスから、周囲の受容者組織への拡散は可能とするが、コア内の細
胞を受容者による有害な免疫攻撃から保護するのに十分な程度には不透性である。

米国特許第６，７７３，４５８号；同第６，５２０，９９７号；同第６，１５６，３０
５号；同第６，０６０，６４０号；同第５，９６４，８０４号；同第５，９６４，２６１
号；同第５，８８２，３５４号；同第５，８０７，４０６号；同第５，８００，５２９号
；同第５，７８２，９１２号；同第５，７４１，３３０号；同第５，７３３，３３６号；
同第５，７１３，８８８号；同第５，６５３，７５６号；同第５，５９３，４４０号；同
第５，５６９，４６２号；同第５，５４９，６７５号；同第５，５４５，２２３号；同第
５，４５３，２７８号；同第５，４２１，９２３号；同第５，３４４，４５４号；同第５
，３１４，４７１号；同第５，３２４，５１８号；同第５，２１９，３６１号；同第５，
１００，３９２号；および同第５，０１１，４９４号を含むＢａｘｔｅｒによる既に上記
で記載した特許を含め、当技術分野では、細胞透過膜および細胞不透膜について記載され
ている。

（それだけに限らないが）ポリアクリル酸（アクリルコポリマーを含む）、ポリビニリ
デン、ポリ塩化ビニルコポリマー、ポリウレタン、ポリスチレン、ポリアミド、酢酸セル
ロース、硝酸セルロース、ポリスルホン（ポリエーテルスルホンを含む）、ポリホスファ
ゼン、ポリアクリロニトリル、ポリ（アクリロニトリル-ｃｏ-塩化ビニル）、ＰＴＦＥの
ほか、前出の誘導体、コポリマー、および混合物を含む、多様なポリマーおよびポリマー
ブレンドを使用して、デバイスジャケットを製造することができる。

生体適合性半透中空糸膜およびそれらを作製する方法は、各々が参照により本明細書に
組み込まれる米国特許第５，２８４，７６１号および同第５，１５８，８８１号（また、
ＷＯ９５／０５４５２も参照されたい）において開示されている。一実施形態では、デバ
イスジャケットを、各々が参照により本明細書に組み込まれる米国特許第４，９７６，８
５９号および同第４，９６８，７３３号において記載されている、ポリエーテルスルホン
中空糸などのポリエーテルスルホン中空糸から形成する。

一実施形態では、封入デバイスは、（それだけに限らないが）異方性材料、ポリスルホ
ン（ＰＳＦ）、ナノ繊維マット、ポリイミド、テトラフルオロエチレン／ポリテトラフル
オロエチレン（ＰＴＦＥ；また、Ｔｅｆｌｏｎ（登録商標）としても知られている）、ｅ
ＰＴＦＥ（延伸ポリテトラフルオロエチレン）、ポリアクリロニトリル、ポリエーテルス
ルホン、アクリル樹脂、酢酸セルロース、硝酸セルロース、ポリアミドのほか、ヒドロキ
シプロピルメチルセルロース（ＨＰＭＣ）膜を含む、生体適合材料を含む。これらの膜の
種類および成分ならびに実質的に同様の膜の種類および成分は、いくつかを挙げれば、少
なくともＧｏｒｅ（登録商標）、Ｐｈｉｌｌｉｐｓ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ（登録商標）
、Ｚｅｕｓ（登録商標）、Ｐａｌｌ（登録商標）、およびＤｅｗａｌ（登録商標）により
製造されている。

デバイスローディング
細胞を含む治療剤を、植込み式デバイスまたはデバイスへとロードするための一実施形
態は、その全体において本明細書に組み込まれる２０１１年２月２１日に出願された本出
願人らによる公開第ＷＯ／２０１２／１１５６１９号（ＰＣＴ／ＵＳ１１／２５６２８）
、ＬＯＡＤＩＮＧ ＳＹＳＴＥＭ ＦＯＲ ＡＮ ＥＮＣＡＰＳＵＬＡＴＩＯＮ ＤＥＶ
ＩＣＥに記載されている。

別の実施形態では、上記のデバイスによる細胞ローディングは、ＰＥＣを融解させ、培
養する時点から、細胞凝集体をカウントし、デバイスへとロードするまで、それらが、閉
鎖された滅菌環境内に含有されるように、十分に自動化されている。

別の実施形態では、シリンジ様システムを使用して、細胞凝集体を、デバイスへとロー
ドする。

当業者には、これらの方法および他の同様の方法が明らかである。

細胞密度
細胞ローディング密度は、広範囲にわたり変化させることができる。任意のデバイスへ
とロードされる細胞の数は、想定される投与量または治療により要求される投与量、およ
び治療において採用されるマクロ封入デバイスの数に依存する。

一実施形態では、１０×１０^３〜１０×１０^９個の細胞を、デバイスまたはアセンブリ
ーの各チャンバー（コンパートメントまたはルーメン）へとロードする。本発明の一態様
では、ＰＥＣを生成させるための本出願人の方法は、細胞凝集体懸濁液１０μＬ当たりの
細胞約３００万〜４００万個、または１マイクロリットル当たりの細胞約３６７，０００
個の理論容量を結果としてもたらす。本発明の一態様では、約２５０μＬの細胞凝集体懸
濁液を保持することが可能なデバイスであるＥＮ２５０デバイスの総細胞数は、細胞約９
１００万〜９２００万個である。別の態様では、各々が約１００μＬの細胞凝集体懸濁液
を保持する収容力を伴う複数の細胞チャンバーデバイス（例えば、図３〜７０）に、細胞
をロードする。例えば、アセンブリーは、１００μＬの細胞チャンバー８つ（またはチャ
ンバー１つ当たりの細胞約３００万〜４００万個）、または細胞約２億４，０００万〜３
億２，０００万個を含有する。細胞チャンバーは、任意のサイズであることが可能であり
、例えば、図５では、３次元デバイスの細胞チャンバーは、約１２１μＬ（２００μｍの
ルーメンに基づく）である。よって、約１２１μＬずつの収容力を有する８つの細胞チャ
ンバーを有するデバイスまたはアセンブリーは、約９６８μＬであり、総細胞収容力は、
チャンバー１つ当たり細胞約３，６００万〜４，４００万個（１μＬ当たり細胞３６７，
０００個で１２１μＬ＝チャンバー１つ当たりの細胞４，４４０万個）であり、８つの細
胞チャンバーがあれば、合計で、本明細書で記載されるアセンブリー１つ当たりの細胞約
３億５，４９０万個である。

上記は、単一のデバイスまたは大型のデバイス内の個別の細胞チャンバーの最大容量収
容力に基づく理論細胞用量または理論細胞数について記載するものであり、実際の投与量
は、細胞および／またはローディングの目的で細胞を入れる培地の種類に依存しうる。実
際の細胞用量はまた、任意の治療用細胞についての現実の細胞用量が、デバイスまたは細
胞チャンバーへとロードまたは播種された総細胞数の百分率となるように、細胞培養物が
、治療用細胞の同種の純粋な培養物であるのか、異なる細胞の集団からなる集団であるの
かにも依存しうる。同様に、マクロ細胞封入送達のためには、可能な限り少数のデバイス
または任意のデバイス内の可能な限り少数の細胞チャンバー、可能な場合、デバイス内の
、好ましくは１０以下、好ましくは９つ以下、好ましくは８つ以下の細胞チャンバー、デ
バイス内の７つ以下の細胞チャンバー、デバイス内の６つ以下の細胞チャンバー、デバイ
ス内の５つ以下の細胞チャンバー、デバイス内の４つ以下の細胞チャンバー、デバイス内
の３つ以下の細胞チャンバー、デバイス内の２つ以下の細胞チャンバー、およびデバイス
当たり１つ以下の細胞チャンバーを植え込むことが好ましい。要請される任意の細胞チャ
ンバー数は、チャンバールーメンの収容力に依存する。

マルチチャンバーモジュラーデバイス
一実施形態では、無細胞ゾーン、例えば、フォールドおよび屈曲部により相互連絡され
た複数または多数の細胞チャンバーを含有する、デバイスまたはアセンブリーが提供され
る。例えば、一実施形態は、互いに対して横方向に連絡された、複数の多孔性細胞チャン
バーを含む（図３〜７０を参照されたい）。このような一実施形態では、複数の多孔性細
胞チャンバーは、例えば、多孔性材料の上面と底面とを、デバイスの縦軸と実質的に平行
な直線に沿って超音波溶接することにより形成され、２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７
つ、８つ、９つ、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、または１８以上の
うちのいずれかの細胞チャンバーを格納する。各細胞チャンバーの容量収容力は一定、例
えば、１００μＬであり、１または複数のポートおよび内部マトリックスの足場または発
泡体を伴い、所望の場合、ルーメンまたはコンパートメントの拡張を周期的に制限する、
１または複数の内部溶接部を有する。一態様では、本明細書で記載される細胞封入デバイ
スは、少なくとも２つの多孔性チャンバーまたは多能性幹細胞に由来する、ヒトへの適切
な投与量の膵島を格納し、植え込まれると、糖尿病を伴う対象を治療および改善するのに
十分なチャンバーを含む。好ましい実施形態では、各チャンバーは、実質的に同じ内径を
有し、ほぼ同じ数の細胞を保持しうる。複数のチャンバーが利用可能であれば、決定が当
業者の知見および技術の範囲内にある、要請される細胞調製物の容量、処方される疾患治
療計画に応じて、任意の数または組合せのチャンバーの使用が可能となる。

本発明の一実施形態では、複数のチャンバーデバイス内または複数のチャンバーアセン
ブリー内の隣接する細胞チャンバーは、異なるデザイン、容量収容力、断面寸法、および
表面積を呈しうる。一態様では、ポリマーメッシュを、近位端から遠位端へと超音波溶接
し、各溶接部において無細胞ゾーンを創出することにより、複数の多孔性細胞チャンバー
を形成する。細胞チャンバーの上面および底面は、それらが超音波溶接部線または無細胞
ゾーンを創出する他の形態により中断される場所を除き、１または複数の細胞チャンバー
の全体にわたって連続する。各細胞チャンバーのコアまたは中央部は、チャンバーを仕切
り、細胞チャンバーの直径が大きくなり過ぎるか、または幅広くなり過ぎる場合に生じう
る、デバイスの中央部における、細胞の壊死性コアの可能性を低減する目的で、チャンバ
ーの中央部に「無細胞」ゾーンを創出するように、細胞チャンバー内部にシール部または
溶接部を含有しうる。このような無細胞ゾーンまたは溶接部はまた、本出願人の米国特許
第８，２７８，１０６号、とりわけ、図２〜７、および既に言及した本出願人のデバイス
意匠出願においても記載されている。これらの無細胞ゾーンまたは溶接部は、ある角度で
、例えば、５、１０、１５、２０、２５、３０、３５、４０、４５、５０、５５、６０、
６５、７０、７５、８０、８５、９０、９５、１００、１０５、１１０、１１５、１２０
、１２５、１３０、１３５、１４０、１４５、１５０、１５５、１６０、１６５、１７０
、１７５、および１８０度で屈曲するかまたはフォールドされ、これにより、同時に、複
数のチャンバーデバイスアセンブリー全体の専有面積を制限するか、または場合によって
は低減するかもしくは減少させながら、より多くの細胞チャンバーを、デバイスアセンブ
リーに付加することを介して、細胞容量を増大させるコンフィギュレーションをもたらす
ことができる。

本発明の好ましい実施形態では、デバイスは、無細胞ゾーンおよび／または溶接部によ
り、互いに対して横方向に連絡され、隔てられている。例えば、図１３〜１４を参照され
たい。このような一実施形態では、複数の多孔性細胞チャンバーは、多孔性材料の上面と
底面とを、デバイスの縦軸と実質的に平行な直線に沿って超音波溶接することにより形成
され、少なくとも２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、８つ、９つ、１０、１１、１２
、１３、１４、１５、または１６以上の細胞チャンバーを格納する。各チャンバーは、同
じ側または反対側に、１または複数のポートを格納しうる。さらに、各チャンバーは、内
部マトリックスの足場を有する場合もあり、かつ／または内部溶接部を含有する場合もあ
る。

代替的に、任意のデバイス内またはアセンブリー内の個々の細胞チャンバーは、同じコ
ンフィギュレーションまたはデザインを有する必要がない。各チャンバーは、（それだけ
に限らないが）エラストマー発泡体を含有しうる細胞チャンバー、本出願人の米国特許第
８，２７８，１０６号において既に記載されている、内部溶接部の仕切りを伴う細胞チャ
ンバー、異なるメッシュ外層を伴う細胞チャンバー、異なる多孔性膜を伴う細胞チャンバ
ー、さらなる多孔性膜（例えば、血管形成膜、血管形成を促進するある種の因子を溶出さ
せる膜）を伴う細胞チャンバー、細胞投与量をカスタマイズする、異なるサイズの細胞チ
ャンバーなどを含む、異なる特徴的なデザインを呈しうる。複数の細胞チャンバーデバイ
スまたは複数の細胞チャンバーアセンブリーは、高治療有効用量を、患者へと送達しなが
ら、同時に、投与スキームの柔軟性をもたらし、かつ、デバイスの専有面積を増大させな
い目的で重要である。

デバイスの製造
非限定的な一実施形態では、（それだけに限らないが）外層メッシュ、細胞不透性であ
るが多孔性の層、接着層または接着フィルム、およびデバイスに必要な他の任意の構成要
素（例えば、ポート）を含む多様な構成要素からなる、１または複数の細胞チャンバーを
伴うデバイスまたはアセンブリーのうちの１または複数を作製するための製造工程が提供
される。製造法は、（それだけに限らないが）細胞チャンバーの層状の構成要素の各々を
、プレス加工するステップと、溶接するステップと、鋳造するステップと、鋳型成型する
ステップと、射出成型するステップと、ダイ成形するステップおよび／またはダイで打ち
抜くステップおよび／または切断するステップ（例えば、レーザー切断、水ジェット切断
、工作機械切断など）とを含みうる。層のうちの１または複数は、位置合わせし、プレス
加工することもでき、例えばレーザーで、一緒に切断することもできる。

別の非限定的な製造工程では、デバイスの１または複数の層を、デバイスまたはデバイ
スの１もしくは複数の部分の、機械製図画像および／またはコンピュータ画像を作成する
ことにより形成することもできる。１つの一般的な市販のソフトウェアパッケージは、Ａ
ｕｔｏＣＡＤであるが、他の機械製図ソフトウェアパッケージも利用可能であり、使用す
ることができる。これらの層は、（それだけに限らないが）熱かしめ、溶接（高周波数ま
たは超音波を含む）、粘着、テーピング、高圧高温溶融、および従来の医薬として許容さ
れる接着剤、フィルムなどによる接着を含む、当技術分野で一般的な技法により互いに接
着する。好ましい実施形態では、その迅速さ、清浄さ（溶媒を含まないこと）、および薄
く幅の狭いシームの作製、ならびに強度のために、超音波溶接を使用して、細胞チャンバ
ーまたはデバイスの異なる可撓性シートを互いに接合する。

デバイスの閉止またはシーリング
一実施形態では、デバイスアセンブリーは、細胞を細胞チャンバー内にシーリングする
かまたは十分に封入するための、溶接から形成された少なくとも１つ、好ましくは少なく
とも２つの細胞チャンバーからなる。プラスチックを溶接するための多くの技法が使用さ
れており、本発明では、それらのうちのいずれかが、細胞チャンバーデバイスまたはアセ
ンブリーをシーリングする手段として想定されている。例えば、本明細書のデバイスでは
、高周波数の超音波溶接、接着、およびクランプを使用するが、ヒートガンを使用するか
、あるいは、接合される部品およびプラスチック充填剤ロッドの両方を軟化させる熱風の
ジェットをもたらす、高温ガス溶接または熱風溶接；熱風溶接／高温ガス溶接；（それだ
けに限らないが）ホットバーシーラー、インパルスシーラーを含むヒートシール；熱風（
または不活性ガス）を溶接エリアと溶接ロッドの先端とに同時に施す、フリーハンド溶接
；高速チップ溶接；特に、６ｍｍの厚さを超える材料を接合するための射出溶接；接触溶
接；ホットプレート溶接；ラジオ周波数溶接；注入溶接；超音波溶接；摩擦溶接；スピン
溶接；レーザー溶接；透過レーザープラスチック溶接；および溶媒溶接を含む（がそれだ
けに限らない）、他のプラスチック溶接法も想定されている。当技術分野では、プラスチ
ックを溶接するための、これらの方法および他の方法がよく知られており、当業者は、材
料を接着させるかまたは接合する必要に適する任意の手段を採用することが可能である。

別の実施形態では、細胞チャンバーをシーリングする任意の適する方法を使用すること
ができる。好ましいシーリング法は、ポリマー接着剤、クリンピング、ノッティングおよ
びヒートシーリングの採用を含む。当技術分野では、これらのシーリング法が既知である
。他の好ましい実施形態では、米国特許第５，７３８，６７３号において記載されている
、任意の適する「ドライ」シーリング法を使用する。このような方法では、それを通して
細胞含有溶液を導入する、実質的に非多孔性のフィッティングが提供される。充填の後、
デバイスをシーリングする。当技術分野では、デバイスをシーリングする方法が既知であ
る。

別の実施形態では、細胞チャンバーまたはデバイスを閉止する方法であって、デバイス
の透過性ポリマー膜のうちの少なくとも一部を、液体でウェッティングするステップと、
膜と会合した、ウェッティングされた熱可塑性ポリマーのうちの少なくとも一部に熱を適
用して、閉止を創出するステップとを含む方法が提供される。本明細書では、このような
閉止を、「ウェットシール」と称する。この「ウェットシーリング」工程では、熱可塑性
ポリマーは、ポリマー膜より低い温度で溶融する。溶融すると、熱可塑性ポリマーは、ポ
リマー膜と統合され、表面に沿って流動し、膜の流入可能な間隙へと流入する。流路を溶
融したポリマーで完全に（through）充填し、これにより、閉止領域内のポリマー膜内の
流体連絡を遮断する。熱可塑性ポリマーが、その融点を下回って冷却されたら、デバイス
内の閉止が形成される。閉止は、細胞密閉性であり、液体密閉性であることが多い。ウェ
ットシールで形成された閉止を有するデバイスの部分により、デバイスの細胞不透性領域
が画される。

一実施形態では、格納デバイスを閉止する方法であって、格納デバイスの多孔性延伸ポ
リテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜を、液体でウェッティングするステップと、
フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）などの熱可塑性ポリマーと会合した膜の一部に熱
を適用して、閉止を創出するステップとを含む方法が提供される。閉止は、液体の存在下
における、ポリマーの溶融およびそれ自体および膜への融合により形成する。

一実施形態では、細胞チャンバーまたはデバイスを閉止する方法であって、熱可塑性ポ
リマーと会合した透過膜の一部に十分な熱を適用して、熱可塑性ポリマーを溶融および流
動させた後、膜／熱可塑性ポリマーの組合せを加熱領域内で絡み合わせて、閉止を形成す
るステップを含む方法が提供される。材料を加熱または絡み合わせる間にはまた、膜／熱
可塑性ポリマーの組合せを伸長させもする。加熱、絡み合せ、および伸長の後、分離領域
が形成され、膜を分離領域内で切断する。

これらの「ウェットシール」シーリング法および他の「ウェットシール」シーリング法
は、米国特許第６，６１７，１５１号において詳細に記載されている。

固定化デバイス

一実施形態では、植込み部位に固定化されて、封入された細胞および／または生体活性
薬剤を植込み部位において維持し、例えば、発現し、分泌された治療用ポリペプチドの、
植込み部位からの拡散を可能とする、植込み式デバイスが提供される。デバイスを植込み
部位に固定化するこのような手段は、上記で記載した、デバイス上の縫合タブでありうる
が、デバイスを解剖学的部位へと固定または粘着する他の手段も想定される。一態様では
、植込み部位は、治療の焦点である組織または臓器の部位であるか、またはこれに近接す
る部位である。デバイスから分泌される薬剤の送達が位置依存的でなく、薬剤の生体分布
が血管系に依存する他の態様では、デバイスを、大血管または毛細血管床に対して遠隔の
位置に植え込むこともでき、これらに近接して植え込むこともできる。例えば、好ましい
実施形態では、生体適合性デバイスは、前腕部、または脇腹、または背部、または臀部、
または脚部など、その除去または外植が要請される時点まで、それが実質的に残存する場
所の皮膚の下である皮下に植え込む。

拡張型デバイス
従来の植込み式デバイスは一般に、剛性の非拡張型生体適合材料から作製されている。
一実施形態では、拡張型デバイスまたはアセンブリーが提供される。デバイスが拡張する
ことが可能であるのかどうかは、デバイスを作製するのに採用される材料、例えば、拡張
型ポリマーシースの固有の性質に依存する場合もあり、デバイスを、拡張型であるかまた
は拡張能を有するようにデザインする場合もある。例えば、さらなる細胞を格納するよう
に、または既存のデバイスを詰め替えるように、サイズが拡張するデバイスが提供される
。

一実施形態では、大収容力デバイスまたはアセンブリーは、やや剛性であり、非拡張型
であるが、１または複数の小型または大型の細胞封入デバイスをその中に含有することを
可能とする、大型のハウジング内またはホルダー内またはケージ内に含有される。ホルダ
ーは、１または複数のカセットを保持することが可能なカセットホルダーに類似する。代
替的に、ホルダーは、複数のデバイスであって、それらのうちのいくつかだけに細胞をロ
ードするか、またはそれらの中に細胞を封入する一方で、他のデバイスは空であり、後の
時点または初回の植込み後の任意の時点で細胞または薬剤をロードおよび充填しうるデバ
イスを含有する。このような植込み式ハウジングは、体内の植込みに適する不活性材料、
例えば、哺乳動物体内、より具体的には、ヒト体内の植込みに適切な、チタン、チタン合
金またはステンレス鋼合金である金属、プラスチック、およびセラミックを含む。

詰め替え式細胞封入デバイス
一実施形態では、本明細書で提示されるのは、詰め替え式のレザバー、ルーメン、コン
テナーまたはコンパートメントを伴う封入デバイスであって、定期的に、適切な治療用薬
剤および／もしくは治療用細胞または生体活性薬剤および／もしくは細胞を充填されるま
たはそれらでフラッシュ洗浄される場合もある、封入デバイスに関する。このような充填
は、例えば、シリンジ、またはｉｎ ｖｉｖｏにおいてレザバー、ルーメン、コンテナー
、もしくはコンパートメントなどを充填するための当技術分野における他の標準的な手段
を使用して、治療有効量の、適切な治療用薬剤および／もしくは治療用細胞または生体活
性薬剤および／もしくは細胞を、植え込まれたレザバー、ルーメン、コンテナー、または
コンパートメントへと皮下（ｓｕｂｄｅｒｍａｌｌｙまたはｓｕｂｃｕｔａｎｅｏｕｓｌ
ｙ）注入することにより達成することができる。

封入細胞

一実施形態では、３次元大収容力デバイスアセンブリー内に封入される細胞は、内胚葉
系中胚葉、（それだけに限らないが）ＰＤＸ−１陰性前腸、ＰＤＸ−１陽性前腸、膵臓内
胚葉（ＰＥまたはＰＥＣ：ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ ｅｎｄｏｄｅｒｍ）、膵臓前駆細胞、
内分泌前駆細胞（ｐｒｅｃｕｒｓｏｒｓまたはｐｒｏｇｅｎｉｔｏｒｓ）、未成熟ベータ
細胞などの内分泌細胞を含む胚体内胚葉系列型細胞を含む（がそれだけに限らない）。一
般に、胚体内胚葉系列細胞はまた、胚体内胚葉ならびにそれらの派生細胞および子孫細胞
に由来する任意の細胞であって、（それだけに限らないが）肺、肝臓、胸腺、副甲状腺お
よび甲状腺、胆嚢、ならびに膵臓など、腸管に由来する臓器を含む任意の細胞も含みうる
。Ｇｒａｐｉｎ−ＢｏｔｔｏｎおよびＭｅｌｔｏｎ、２０００；Ｋｉｍｅｌｍａｎおよび
Ｇｒｉｆｆｉｎ、２０００；Ｔｒｅｍｂｌａｙら、２０００；ＷｅｌｌｓおよびＭｅｌｔ
ｏｎ、１９９９；ＷｅｌｌｓおよびＭｅｌｔｏｎ、２０００を参照されたい。これらの胚
体内胚葉系列型細胞および他の胚体内胚葉系列型細胞は、本出願人により詳細に記載され
ており、少なくとも、本明細書で記載される他の適する実施形態は、米国特許第７，９５
８，５８５号、ＰＲＥＰＲＩＭＩＴＩＶＥ ＳＴＲＥＡＫ ＡＮＤ ＭＥＳＥＮＤＯＤＥ
ＲＭ ＣＥＬＬＳ；同第７，５１０，８７６号、同第８，２１６，８３６号、同第８，６
２３，６４５号ＤＥＦＩＮＩＴＩＶＥ ＥＮＤＯＤＥＲＭ；同第８，１２９，１８２号、
ＥＮＤＯＣＲＩＮＥ ＰＲＥＣＵＲＳＯＲ ＣＥＬＬＳ，ＰＡＮＣＲＥＡＴＩＣ ＨＯＲ
ＭＯＮＥＥＸＰＲＥＳＳＩＮＧ ＣＥＬＬＳ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤＳ ＯＦ ＰＲＯＤ
ＵＣＴＩＯＮ；同第８，２７８，１０６号、ＥＮＣＡＰＳＵＬＡＴＩＯＮ ＯＦ ＰＡＮ
ＣＲＥＡＴＩＣ ＣＥＬＬＳ ＤＥＲＩＶＥＤ ＦＲＯＭ ＨＵＭＡＮ ＰＬＵＲＩＰＯ
ＴＥＮＴ ＳＴＥＭ ＣＥＬＬＳ；および２０１３年１２月１３日に出願された米国出願
第１４／１０６，３３０号、ＩＮ ＶＩＴＲＯ ＤＩＦＦＥＲＥＮＴＩＡＴＩＯＮ ＯＦ
ＰＬＵＲＩＰＯＴＥＮＴ ＳＴＥＭ ＣＥＬＬＳ ＴＯ ＰＡＮＣＲＥＡＴＩＣ ＥＮ
ＤＯＤＥＲＭ ＣＥＬＬＳ（ＰＥＣ）ＡＮＤ ＥＮＤＯＣＲＩＮＥ ＣＥＬＬＳにおいて
さらに詳細に記載されている。

本発明はまた、細胞が本明細書で規定される通りに分化可能であるという条件で、動物
における任意の供給源に由来する分化可能細胞も想定する。例えば、分化可能細胞は、胚
またはその中の任意の始原生殖細胞層から採取することもでき、胎盤組織または絨毛膜組
織から採取することもでき、（それだけに限らないが）脂肪、骨髄、神経組織、乳房組織
、肝臓組織、膵臓、上皮、呼吸組織、生殖腺組織、および筋肉組織を含む成体幹細胞など
、より成熟した組織から採取することもできる。具体的な実施形態では、分化可能細胞は
、胚性幹細胞である。他の具体的な実施形態では、分化可能細胞は、成体幹細胞である。
さらに他の具体的な実施形態では、幹細胞は、胎盤由来幹細胞または絨毛膜由来幹細胞で
ある。

当然ながら、本発明は、分化可能細胞を発生させることが可能な、任意の動物に由来す
る分化可能細胞の使用を想定する。分化可能細胞が採取される動物は、脊椎動物の場合も
あり、非脊椎動物の場合もあり、哺乳動物の場合もあり、非哺乳動物の場合もあり、ヒト
の場合もあり、非ヒトの場合もある。動物供給源の例は、（それだけに限らないが）霊長
動物、齧歯動物、イヌ、ネコ、ウマ、ウシ、およびブタを含む。

分化可能細胞は、当業者に既知の任意の方法を使用して派生させることができる。例え
ば、ヒト多能性細胞は、脱分化法および核移植法を使用して作製することができる。加え
て、本明細書で使用されるヒトＩＣＭ／胚盤葉上層細胞または原始外胚葉細胞は、ｉｎ
ｖｉｖｏにおいて派生させることもでき、ｉｎ ｖｉｔｒｏにおいて派生させることもで
きる。ＷＯ９９／５３０２１において記載されている通り、原始外胚葉細胞は、接着性培
養物中で発生させることもでき、懸濁液培養物中の細胞凝集体として発生させることもで
きる。さらに、ヒト多能性細胞は、酵素的継代培養または非酵素的継代培養など、手作業
による継代培養法およびバルク継代培養法を含む、当業者に既知の任意の方法を使用して
継代培養することもできる。

本明細書で記載される組成物および方法の実施形態は、（それだけに限らないが）Ｃｙ
Ｔ４９、ＣｙＴ２１２、ＣｙＴ２０３、ＣｙＴ２５（少なくとも本出願の出願時において
は、３５５０ Ｇｅｎｅｒａｌ Ａｔｐｍｉｃｓ Ｃｏｕｒｔ、Ｓａｎ Ｄｉｅｇｏ、Ｃ
Ａ ９２１２１に所在するＶｉａＣｙｔｅ Ｉｎｃ．から市販されている）、ＢＧＯ１、
ＢＧ０２およびＭＥＬ１を含む、ｈＥＳＣなどのヒト多能性幹細胞、ならびにｉＰＳＣ−
４８２ｃ７およびｉＰＳＣ−６０３（Ｃｅｌｌｕｌａｒ Ｄｙｎａｍｉｃｓ Ｉｎｔｅｒ
ｎａｔｉｏｎａｌ，Ｉｎｃ．、Ｍａｄｉｓｏｎ、Ｗｉｓｃｏｎｓｉｎ）、ならびにｉＰＳ
Ｃ−Ｇ４（本明細書の以下では「Ｇ４」）およびｉＰＳＣ−Ｂ７（本明細書の以下では「
Ｂ７」）（Ｓｈｉｎｙａ Ｙａｍａｎａｋａ、Ｃｅｎｔｅｒ ｆｏｒ ｉＰＳ Ｃｅｌｌ
Ｒｅｓｅａｒｃｈ、Ｋｙｏｔｏ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ）などの人工多能性幹細胞（ｉ
ＰＳ：ｉｎｄｕｃｅｄ ｐｌｕｒｉｐｏｔｅｎｔ ｓｔｅｍ ｃｅｌｌ）を含む、多様な
分化可能霊長動物多能性幹細胞の使用を想定し、本明細書では、Ｇ４およびＢ７を使用す
る研究について詳細に記載する。これらのヒト多能性幹細胞のうちのあるものは、米国国
立保健研究所（ＮＩＨ）など、国立の登記所により登記されており、ＮＩＨ Ｈｕｍａｎ
Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌ Ｒｅｇｉｓｔｒｙ（例えば、ＣｙＴ４９：登記番号００４１）に
収載されている。また、他の利用可能な細胞系であるＣｙＴ４９についての情報も、イン
ターネット上のｓｔｅｍｃｅｌｌｓ．ｎｉｈ．ｇｏｖ／ｒｅｓｅａｒｃｈ／ｒｅｇｉｓｔ
ｒｙにおいて見出すことができる。さらに他の細胞系、例えば、ＢＧ０１およびＢＧ０１
ｖも、それぞれ、Ｗｉｓｃｏｎｓｉｎ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌ
ｌ（ＷＩＳＣ）Ｂａｎｋの関連会社であるＷｉＣｅｌｌ（登録商標）（カタログ名：ＢＧ
０１）およびＡＴＣＣ（カタログ番号ＳＣＲＣ−２００２）により、第三者機関へと販売
および供給されている。本明細書で記載される他の細胞系は、ＷｉＣｅｌｌ（登録商標）
またはＡＴＣＣなどの生物学的リポジトリーで登記または供給することができないが、こ
のような細胞系は、主要な研究者、実験室、および／または研究機関から直接的または間
接的に、一般に入手可能である。例えば、細胞系および試薬に対する一般からの提供依頼
は、生命科学の当業者にとって通例である。これらの細胞または物質の移動は、細胞系ま
たは物質の所有者とレシピエントとの間の、標準的な物質移動合意書を介することが典型
的である。特に、生命科学の研究環境では、これらの種類の物質移動が頻繁に生じる。

２００６年８月に、Ｋｌｉｍａｎｓｋａｙａらは、ｈＥＳＣを、単一の割球から誘導す
ることが可能であり、これにより、胚が無傷に保たれ、それらの破壊が引き起こされない
ことを裏付けた。顕微操作法を使用して、各胚からの生検を実施し、１９のＥＳ細胞様生
成物および２つの安定的なｈＥＳＣ系を得た。これらのｈＥＳＣ系は、未分化状態で、６
カ月間超にわたり維持することが可能であり、Ｏｃｔ−４、ＳＳＥＡ−３、ＳＳＥＡ−４
、ＴＲＡ−１−６０、ＴＲＡ−１−８１、Ｎａｎｏｇ、およびアルカリホスファターゼを
含む多能性マーカーの正常な核型および発現を示した。これらのｈＥＳＣは、分化するこ
とが可能であり、ｉｎ ｖｉｔｒｏ、およびｉｎ ｖｉｖｏの奇形腫のいずれにおいても
、３つの胚性生殖細胞層すべての派生体を形成する。胚の破壊を伴わない新たな幹細胞系
を創出するこれらの方法は、ヒト胚を使用することの倫理的懸念に取り組む。Ｋｌｉｍａ
ｎｓｋａｙａら（２００６）Ｎａｔｕｒｅ、４４４：４８１〜５、Ｅｐｕｂ、２００６年
８月２３日を参照されたい。しかし、Ｋｌｉｍａｎｓｋａｙａらは、誘導されたｈＥＳＣ
系を、他のｈＥＳＣと共培養した。その後、２００８年に、Ｃｈｕｎｇ Ｙ．らもまた、
単一の割球からｈＥＳ細胞系を得ることができたが、ｈＥＳＣとの共培養は伴わなかった
。Ｃｈｕｎｇ Ｙ．ら、Ｃｅｌｌ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌ、２００８、２（２）、１１３〜
１１７を参照されたい。したがって、本明細書で提示される封入のための細胞の作製は、
ヒト胚の破壊または市場化を伴わずに実行することができる。

データベースが存在し、多様な多能性幹細胞系について記載し、これらについての情報
を提供し、定期的に更新されている。これらのデータベースは、米国国立保健研究所（Ｎ
ＩＨ）Ｈｕｍａｎ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌ Ｒｅｇｉｓｔｒｙ、Ｈｕｍａｎ Ｅｍｂｒｙｏ
ｎｉｃ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌ ＲｅｇｉｓｔｒｙおよびＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｍ
ａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｃｈｏｏｌ、Ｗｏｒｃｅｓｔｅｒ、Ｍａ
ｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓ、ＵＳＡに所在する、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｔｅｍ
Ｃｅｌｌ Ｒｅｇｉｓｔｒｙを含む（がそれだけに限らない）。

細胞の生存可能性を増大させるための方法

細胞および組織を封入するのに使用されるポリマー膜の全体に亘る、十分な酸素および
栄養物の輸送の欠如が、細胞封入および組織封入／免疫隔離の分野に対する１つの障害と
なっている。このガスおよび栄養物の交換が不十分であることの結果は、代謝活性の低下
および細胞の死である。本明細書で記載される実施形態は、先行技術のこの欠陥に取り組
む植込み式細胞封入デバイスに関する。

膵島内の酸素分圧が、それらの天然の環境において、単離後において、および多様なポ
リマーデバイス内の移植後においてのほか、例えば、腎被膜下の裸状態または遊離状態で
測定されている。膵島内の酸素分圧は、体内の任意の臓器のうちで最も大きい（３７〜４
６ｍｍＨｇ）。しかし、単離されると、これらの値は、大幅に低下する（１４〜１９ｍｍ
Ｈｇ）。膵島を正常血糖動物へと移植すると、値は、それらの単離値と比較してやや小さ
くなる（９〜１５ｍｍＨｇ）。Ｄｉｏｎｎｅら、Ｔｒａｎｓ．Ａｍ．Ｓｏｃ．Ａｒｔｆ．
Ｉｎｔｅｒｎ．Ｏｒｇａｎｓ．、１９８９；３５：７３９〜７４１；およびＣａｒｌｓｓ
ｏｎら、Ｄｉａｂｅｔｅｓ、１９９８年７月、４７（７）：１０２７〜３２を参照された
い。これらの研究は、組織を免疫隔離し、移植すると、腎被膜などの血管形成された領域
内でもなお、酸素分圧は、それらの天然状態（３７〜４６ｍｍＨｇ）と比較して降下する
ことを裏付けている。よって、特に、細胞を細胞クラスターのコアまたは封入デバイスの
コアに近づけるほど、これらの無酸素に近い状態の結果として、細胞の死がもたらされう
る。

封入された細胞もしくは組織および／または生体活性薬剤への良好な酸素のアベイラビ
リティーおよび送達を達成するために、本明細書で記載される実施形態は、例えば、デバ
イスのデザインおよび／または設計、例えば、デバイスのアセンブリーに採用される膜ま
たは材料における過フッ素化物質の使用に関する。特に、ペルフルオロ有機化合物、例え
ば、ペルフルオロカーボン（ＰＦＣ：ｐｅｒｆｌｕｏｒｏｃａｒｂｏｎ）は、それらの酸
素に対する溶解度が水の数倍であるため、良好な溶媒である。例えば、通常条件下におい
て、液体のＰＦＣは、容量で４０〜５５％の酸素および容量で１００〜１５０％のＣＯ２
を溶存させる。ＰＦＣは多くの場合、代用血液として、かつ、組織保存のために使用され
る。加えて、ＰＦＣの誘導体は、代謝が不可能な、稠密で、化学的に不活性で、水に不溶
性の化合物である。

一実施形態では、Ｏ_２送達の増強を、ＰＦＣエマルジョンまたはＰＦＣのいくつかのマ
トリックスとの混合物により実施する。例えば、デバイスの構成要素または細胞を、エマ
ルジョン／マトリックス中に懸濁または浸漬またはインキュベートして、コーティングを
形成することができる。さらに、単位容量当たりの重量濃度が大きい、ある種のＰＦＣエ
マルジョンは、酸素の送達特性および保持特性を改善することが既知である。そして、Ｐ
ＦＣのＯ_２保有能力により創出される酸素分圧が大きいために、溶存した酸素の組織への
拡散を駆動し、これにより、Ｏ_２の細胞への送達を増強するＯ_２圧勾配が創出される。

ＰＦＣ物質は、（それだけに限らないが）ペルフルオロトリブチルアミン（ＦＣ−４３
）、ペルフルオロデカリン、ペルフルオロオクチルブロミド、ビス−ペルフルオロブチル
エタン、または他の適するＰＦＣを含む。好ましいＰＦＣは、約６０〜約７６重量パーセ
ントの炭素結合フッ素を含有することが典型的である。過フッ素化流体は、単一の化合物
でもありうるが、通例はこのような化合物の混合物である（米国特許第２，５００，３８
８号（Ｓｉｍｏｎｓ）；同第２，５１９，９８３号（Ｓｉｍｏｎｓ）；同第２，５９４，
２７２号（Ｋａｕｃｋら）；同第２，６１６，９２７号（Ｋａｕｃｋら）；および同第４
，７８８，３３９号（Ｍｏｏｒｅら））。本明細書で記載される実施形態において有用な
ＰＦＣはまた、Ｅｎｃｙｃｌｏｐｅｄｉａ ｏｆ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏ
ｇｙ、Ｋｉｒｋ−Ｏｔｈｍｅｒ、３版、１０巻、８７４〜８１ページ、Ｊｏｈｎ Ｗｉｌ
ｅｙ＆Ｓｏｎｓ（１９８０）において記載されているＰＦＣも含む。例えば、有用なＰＦ
Ｃは、ペルフルオロ−４−メチルモルホリン、ペルフルオロトリエチルアミン、ペルフル
オロ−２−エチルテトラヒドロフラン、ペルフルオロ−２−ブチルテトラヒドロフラン、
ペルフルオロペンタン、ペルフルオロ−２−メチルペンタン、ペルフルオロヘキサン、ペ
ルフルオロ−４−イソプロピルモルホリン、ペルフルオロジブチルエーテル、ペルフルオ
ロヘプタン、ペルフルオロオクタン、およびこれらの混合物を含む。好ましい不活性のフ
ルオロケミカル液体は、ペルフルオロヘキサン、ペルフルオロ−２−ブチルテトラヒドロ
フラン、ペルフルオロヘプタン、ペルフルオロオクタン、およびこれらの混合物を含む。
本明細書で記載される実施形態において有用な市販のＰＦＣは、１９９０ ｐｒｏｄｕｃ
ｔ ｂｕｌｌｅｔｉｎ ＃９８−０２１１−５３４７−７（１０１．５）ＮＰＩ、ＦＬＵ
ＯＲＩＮＥＲＴ ｆｌｕｉｄｓにおいて記載されているＦＬＵＯＲＩＮＥＲＴ流体、例え
ば、ＦＣ−７２、ＦＣ−７５、ＦＣ−７７およびＦＣ−８４（Ｍｉｎｎｅｓｏｔａ Ｍｉ
ｎｉｎｇ ａｎｄ Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ Ｃｏｍｐａｎｙ、Ｓｔ．Ｐａｕｌ、Ｍ
ｉｎｎ．から入手可能である）、ならびにこれらの混合物を含む。

ルーメンマトリックス、発泡体、または足場

本発明の一実施形態では、封入チャンバーを通した酸素の供給および溶解度を増大させ
る戦略、特に、細胞チャンバー内部の近傍における酸素溶解度を増大させる戦略を使用す
る。

一実施形態では、細胞チャンバーのコアへの酸素を増大させるための方法または手段は
、細胞チャンバーを形成する細胞封入デバイスの壁面の間に、ルーメンまたはチャンバー
のマトリックス、発泡体、または足場もしくはインサートを施すことからなる。このよう
なマトリックスは、実質的には、細胞または細胞クラスターまたは細胞凝集体が、オープ
ンスペース内または小孔内に滞留することを可能とするサイズの、相互連絡された空洞ま
たは小孔からなり、また、発泡体マトリックスを通して、酸素および他の栄養物を細胞へ
と輸送するための、導管、パイプ、またはチャネルでもある。小孔サイズ、小孔密度、お
よび発泡体足場のボイド容量は、変化しうる。小孔の形状は、単一の細胞、細胞クラスタ
ー、または細胞凝集体を保持することが可能な、円形、楕円形、または不規則形状であり
うる。小孔の形状は大幅に変化しうるため、その寸法は、測定される軸に従い変化しうる
。本発明の目的では、発泡体内の少なくともいくつかの小孔の小孔直径は、４０〜１００
０μｍ未満、好ましくは５０〜５００μｍ、好ましくは５０〜４００μｍ、好ましくは５
０〜３００μｍ、好ましくは５０〜２００μｍであり、好ましくは５０〜１００μｍであ
るものとする。一実施形態では、発泡体の小孔は、円形および／または非円形であり、非
円形（例えば、楕円形）の場合、小孔の寸法は、そのサイズが、細胞が、空洞内または小
孔内の表面に滞留することを可能とするのに十分である限りにおいて、可変的でありうる
。前出の細胞許容的な小孔サイズに加えて、好ましくは発泡体内の少なくとも一部の空洞
および小孔は、細胞非許容的であるが、なお、発泡体を通して、酸素を含む栄養物および
生体活性分子を輸送するためのチャネルをもたらすように、１０μｍ未満であるものとす
る。

発泡体の小孔密度（すなわち、上記で記載した通りに、細胞に適合させうる、小孔の単
位容量当たりの数）は、２０〜９０％、好ましくは５０〜７０％で変化しうる。

一実施形態では、ルーメンのマトリックスまたは発泡体は、エラストマーマトリックス
である。多様なエラストマーポリマーについて記載されており、例えば、Ｓｔａｂｌｅｒ
らによるＷＯ２０１０／１２１０２４は、酸素を送達するための複合体であって、（それ
だけに限らないが）シリコーン、ポリオレフィン、ポリエステル、ポリスチレン、これら
のコポリマー、およびこれらの混合物を含む生体適合性のポリマー支持体を含む、複合体
について記載している。ポリマー支持体はさらに、単量体、オリゴマーを含むポリマー前
駆体から形成された、（それだけに限らないが）ビニルシロキシシラン、アルキルシロキ
シシランまたはアルキルアリールシロキシシランを含むシロキシシラン含有ポリマー、な
らびに（それだけに限らないが）ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリジメチルシ
ロキサンモノアクリレート、ポリジメチルシロキサンモノメタクリレートおよびこれらの
混合物を含むポリマーも含みうる。

本明細書で使用される「シリコーンエラストマー」または「シリコーン組成物」または
「シリコーンマトリックス」という用語は、広義の用語であり、当業者にとってのその通
常かつ慣例的な意味が与えられており（特別の特化された意味に限られない）、限定され
ることなく、骨格中に少なくともケイ素原子および酸素原子を有するポリマーを含む組成
物を指す。

別の実施形態では、他の非生体吸収性材料は、ポリエチレン、ポリ酢酸ビニル、ポリメ
タクリル酸メチル、シリコーン、ポリ酸化エチレン、ポリエチレングリコール、ポリウレ
タン、ポリビニルアルコール、天然の生体ポリマー（例えば、セルロース粒子、キチン、
ケラチン、シルク、およびコラーゲン粒子）、ならびにフッ素化ポリマーおよびコポリマ
ー（例えば、ポリフッ化ビニリデン、ポリテトラフルオロエチレン、およびヘキサフルオ
ロプロピレン）などのポリマーを含みうる。

別の実施形態では、ＰＤＭＳを、酸素の供給源としての、上記で記載した酸素化ＰＦＣ
または水酸化カルシウムと共に調合することができる。

発泡体足場の合成一般

発泡体足場は、必要に応じて、デバイスにフィットするように適合させる。チューブ状
（または「中空糸」による）実施形態では、発泡体足場は、中空糸によるルーメン内にフ
ィットしうる限りにおいて、円筒形のチューブまたはロッドを形成する場合もあり、矩形
のチューブまたはロッドを形成する場合もあり、他の任意の斜めの形状を形成する場合も
ある。いくつかの実施形態では、発泡体足場は、中空糸による内壁に接触しうるバリ（ｆ
ｉｎｓ）または他の突出部を有しうることが察知される。

本発明の一実施形態では、細胞デバイスは、円筒形の内部発泡体足場を伴う中空糸膜か
ら形成する。

デバイスはまた、フラットシートデバイスの形態でもありうる。フラットシートデバイ
スは、ＷＯ９２／１９１９５、米国意匠出願第２９／４０８３６６号、同第２９／４０８
３６８号、同第２９／４０８３７０号および同第２９／４２３，３６５号、ならびに既に
言及したＢａｘｔｅｒによる公開において詳細に記載されている。このような本発明のフ
ラットシートデバイスは一般に、第１の内部表面を伴う第１のフラットシート膜と、第２
の内部表面を伴う第２のフラットシート膜とを特徴とし、２つの膜は、内周においてシー
リングされており、発泡体足場は、膜の間に配置されている。次いで、アクセスポートを
通して細胞を導入し、プラグをポートへと挿入して、シールを完成させることができる。

本発明のデバイスは、任意の適する方法に従い形成することができる。一実施形態では
、発泡体足場をあらかじめ形成し、あらかじめ作製されたジャケット、例えば、別個の構
成要素としての中空糸膜へと挿入することができる。

ｉｎ ｖｉｖｏにおけるイメージング能

一実施形態では、封入デバイス内部の細胞を、ｉｎ ｖｉｖｏにおいてイメージングま
たは検出するための手段が提供される。イメージングは、幹細胞療法において重要な役割
を果たす。例えば、イメージングの非侵襲的形態は、（１）治療される細胞および／また
は疾患の存在、重症度または表現型を決定し；（２）生着細胞療法を、有害細胞型または
非標的細胞型、および嚢胞または小嚢胞などの構造の出現についてモニタリングし；（３
）治療の送達を誘導し；（４）疾患の時間経過を追跡し、治療の効果または有効性を査定
し；（５）治療機構を命名および規定し；（６）生着細胞の生存および機能を解析および
査定し；（７）封入された細胞の生存に重要な、デバイスによる血管形成を検出およびモ
ニタリングし；（８）例えば、生着、生存、ならびに膵臓前駆細胞の置換および／または
植込みにより糖尿病を治療するための、本明細書で記載される細胞療法を含む、細胞療法
の局所的機能を決定することにより、任意の細胞療法の工程を一般に容易とするのに使用
することができる。加えて、細胞療法は、罹患率／死亡率を減少させることを目的とする
が、本明細書で記載され、下記でより詳細に記載される、非侵襲的イメージング法は、例
えば、予備的試験または前臨床研究における、有用なサロゲートの評価項目としても用い
られうる。

任意のｉｎ ｖｉｖｏイメージング技術は、ｉ）非侵襲的であるか；ｉｉ）信頼可能な
形で反復的であるか；ｉｉｉ）少なくとも３ｍｍの深さまでの組織透過が可能であるか；
ｉｖ）解像度能が５００μｍ以下、好ましくは５０〜１００μｍ以下であるか；ｖ）イメ
ージングがデバイス材料により弱められない、例えば、ＰＴＦＥを介するイメージングが
可能であるか；ｖｉ）臨床的に適合性であり、技術的に煩瑣もしくは複雑でないか；ｖｉ
ｉ）市販されているか；ｖｉｉｉ）ヒトでの使用についてＦＤＡで承認されているか；ｉ
ｘ）妥当な程度に費用効果的であるか；ｘ）妥当な時間（例えば、数秒間または数分間）
内での細胞のイメージングが可能であるか、または上記の任意の組合せであることが理想
的である。

現在のところ、最新の方法は、（それだけに限らないが）共焦点顕微鏡法、２光子顕微
鏡法、高周波数超音波および低周波数超音波、光干渉断層法（ＯＣＴ：ｏｐｔｉｃａｌ
ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、光音響断層法（ＰＡＴ：ｐｈｏｔｏａｃ
ｏｕｓｔｉｃ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、コンピュータ断層法（ＣＴ：ｃｏｍｐｕｔｅｄ
ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）、単一光子放射型コンピュ
ータ断層法（ＳＰＥＣＴ）、ならびにポジトロン断層法（ＰＥＴ）を含む。これらは、単
独で、または組み合わされて、移植された細胞をモニタリングするのに有用な手段をもた
らしうる。また、このような技術は時間と共に改善されるが、各技術がどのようにして機
能するのかについての基本原則またはその有用性は実質的に同様であることも予測される
。このように言えば、本明細書で記載されるｉｎ ｖｉｖｏイメージングは、下記で記載
される技術に限られることを意図せず、その後に発見され、本明細書で記載される技術と
同じ有用性をもたらすと記載されている技術も含む。

一実施形態では、採用されるイメージング法は、非侵襲的であり、３次元断層法データ
、時間的および空間的な高解像度をもたらし、分子イメージングを可能とし、廉価で携行
可能となる。現在のところ、単一のモダリティーは理想的でなく（下記でより詳細に論じ
られる）、各モダリティーは、異なる属性を有し、これらのモダリティーを併せて、相補
的な（ｃｏｍｐｌｉｍｅｎｔａｒｙ）情報をもたらすことができる。

共焦点顕微鏡法とは、顕微鏡写真のコントラストを増大させ、空間的なピンホールを使
用して、焦平面より厚い検体内の焦点外の光を消失させることにより、３次元画像を再構
成することが可能である光学的イメージング法である。一度に試料内の１つの点だけが照
らされるので、２Ｄイメージングまたは３Ｄイメージングでは、検体内の均一なラスター
（すなわち、平行な走査線の矩形パターン）にわたり走査することが要請される。一般に
、３つの主要な走査変化を採用して、共焦点顕微鏡画像をもたらす。根本的に同等な共焦
点作動は、固定型照射光ビーム（載物台により走査する）とカップリングされた横方向移
動型検体載物台、固定型載物台を伴う走査型光ビーム（ビームにより走査する）を採用す
ることにより達成することもでき、スピンするＮｉｐｋｏｗディスクまたはＮｉｐｋｏｖ
ディスク内の開口部を通って伝送される光点列により検体を走査しながら、載物台および
光源の両方の固定を維持することにより達成することもできる。各技法は、それを特殊な
共焦点適用に有利とする性能特色を有するが、このために、その特色の他の適用に対する
有用性が制限される。

すべての共焦点顕微鏡は、比較的厚い切片または全載検体を通して順々に、光学断面と
称する高解像度の画像をもたらす技法の能力に依拠する。基礎的な画像単位としての光学
断面に基づき、固定されて染色された検体から、単一波長照射モード、二重波長照射モー
ド、三重波長照射モード、または多重波長照射モードでデータを回収することができ、多
様な照射戦略および標識戦略により回収された画像は、互いと一致する。生細胞イメージ
ングおよび低速度撮影シークェンスが可能であり、ディジタル画像加工法を画像のシーク
ェンスへと適用することにより、検体のｚ軸系列による３次元的表示のほか、３Ｄデータ
の、４次元イメージングとしての時系列表示も可能となる。本明細書で記載される実施形
態にはまた、今日または将来発見される他の共焦点顕微鏡も包摂されるので、上記の共焦
点顕微鏡の使用は、限定的なものではない。

例えば、Ｃｅｌｌｔｒａｃｋｅｒ、Ｄｉｌ、核生体色素など、比較的単純なプロトコー
ルに組み込まれると、ある種の細胞表面マーカーおよび／またはタンパク質、ならびに細
胞内小器官および細胞内構造を染色しうる、多数の蛍光プローブが利用可能である。ある
種の細胞表面マーカーに、直接的または間接的に、特異的に結合する蛍光マーカーは、と
りわけ、例えば、望ましくない細胞型の同定に有用でありうる。好ましい一実施形態では
、封入された多能性細胞の存在についてのリアルタイムｉｎ ｖｉｖｏイメージングは、
ｈＥＳまたはヒト胚性生殖腺細胞または人工多能性幹細胞（ＩＰＳ）または単為生殖細胞
など、多能性幹細胞から引き起こされる奇形腫の形成を検出する手段をもたらし、したが
って、これらを予防する潜在的可能性をもたらす。また、同じ検出手段により、デバイス
から逸出または漏出した（または封入されなかった）多能性幹細胞も同定することができ
る。このような細胞の同定はまた、多能性幹細胞では発現が上方調節される、蛍光標識さ
れたプロモーター遺伝子であるＯＣＴ４およびＮＡＮＯＧを使用して実施することもでき
る。同様に、核、ゴルジ装置、小胞体、およびミトコンドリアを標識するある種の細胞内
蛍光マーカー、ならびに細胞内の重合化アクチンを標的とする蛍光標識ファロイジンなど
の色素もなおまた、市販されており、細胞の運命についての極めて重要な情報をもたらし
うる。

別の実施形態では、２光子励起蛍光（ＴＰＥＦ：ｔｗｏ−ｐｈｏｔｏｎ ｅｘｃｉｔｅ
ｄ ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ）顕微鏡法は、分化をモニタリングする非侵襲的手段であ
り、逆に言えば、分化せず、本明細書で記載されるデバイス内に封入された生成物細胞の
うちの極めて小さい百分率として不注意にも植え込まれた、多能性幹細胞（例えば、ｈＥ
ＳＣまたはＩＰＳ細胞または単為生殖細胞）を同定する非侵襲的手段である。２光子励起
蛍光顕微鏡法は実質的に、コントラストの内因性供給源に依拠するが、また、例えば、第
二次高調波発生を介して線維性マトリックス分子も検出しうる。略述すると、２光子顕微
鏡法は、共焦点顕微鏡法により採用される蛍光発光と同様の蛍光発光に依拠する。Ｒｉｃ
ｅら（２００７）は、ＴＰＥＦを使用して、分化する幹細胞と分化しない幹細胞との、生
化学的状態および形状の定量的差違を、２次元（２Ｄ）で明らかにしうることについて記
載した。その開示が、参照により明示的に本明細書に組み込まれる、Ｒｉｃｅら（２００
７）、Ｊ Ｂｉｏｍｅｄ Ｏｐｔ．、２００７年１１〜１２月、１２（６）を参照された
い。一実施形態では、多能性幹細胞は、蛍光タンパク質、例えば、増強緑色蛍光タンパク
質を発現させるように遺伝子改変することができ、多能性幹細胞プロモーター（例えば、
ＯＣＴ４もしくはＮＡＮＯＧ、または後出で同定される、他の任意の多能性幹細胞プロモ
ーター）により駆動することができる。皮下インプラントより深部、すなわち、皮膚表面
より下方の深部のこれらの植込み式デバイスでは、２光子は、非侵襲的な、共焦点顕微鏡
法より深部のイメージングをもたらす。さらに、蛍光の励起に要請される光子エネルギー
は、焦平面だけで生じ、焦外平面内の細胞または組織には感知されないので、遠赤外光を
使用すれば、可視光または紫外光への曝露ほど、生細胞に対して有害でなくなる。

さらに別の実施形態では、超音波は、携行可能であり、本質的に無害であり、多目的的
であり、封入された細胞生成物および／または封入された生体活性薬剤の植込み時に、リ
アルタイムで実行することもでき、植込みの経過にわたるモニタリングツールとして実行
することもできる。特に、従来の低周波数超音波および／または対応する高周波数超音波
を使用して、定性的分光法データのほか、定量的分光法データをもたらすこともできる。
高周波数超音波（２０〜５０ＭＨｚでは、３０〜８０μｍ）は、臨床用低周波数超音波（
１〜２０ＭＨｚでは、８０μｍ〜１．５ｍｍ）と比較して、イメージング解像度を増大さ
せることが可能であるが、組織透過深度の制約を受けることから、その使用は表層組織部
位に限られている。高解像度イメージングは、哺乳動物の縦断的研究における、解剖学的
構造および血行動態機能のｉｎ ｖｉｖｏ評価を可能とする。例えば、ＶｉｓｕａｌＳｏ
ｎｉｃｓによるＶｅｖｏは、（１）個々の対象における疾患の進行および退縮についての
縦断的研究を実施する能力；（２）３０ミクロンまでの、解剖学的構造および生理学的構
造の画像解像度；（３）画像により誘導される、注射針による注射および抽出を視覚化す
る能力；（４）微小循環および心血管における血流評価；（５）使用者本位の装置および
研究駆動型インターフェースを介するハイスループット；ならびに（６）総合的な測定お
よび注釈ならびにオフラインデータ解析を可能とするオープンアーキテクチャーをもたら
す。微小循環および心血管における血流を評価する能力は、細胞の生存可能性、例えば、
Ｏ_２の流動および送達を決定する一助となる。これに対して、低周波数超音波（約７〜１
０ＭＨｚ）は、化学療法へと曝露された急性骨髄性白血病細胞内の組織学的細胞死と相関
する顕微構造的組織変化を検出することが示されている。Ａｚｒｉｆら、Ｃｏｎｖｅｎｔ
ｉｏｎａｌ ｌｏｗ−ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ
ｉｎ ａｐｏｐｔｏｓｉｓ、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ Ａｍｅｒｉｃａ
ｎ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、Ｎｅ
ｗ Ｙｏｒｋ、ＮＹ、２００７（ＡＩＵＭ Ｌａｕｒａ Ｍ．Ｄ．、２００７）、Ｓ１８
５ページを参照されたい。

別の実施形態では、造影剤を使用して、健康組織と疾患組織とを識別するのに、磁気共
鳴イメージング（ＭＲＩ）を活用することができる。なお別の実施形態では、コンピュー
タ断層法（ＣＴ：ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）またはＣＴスキャ
ンを使用して、体内の組織および構造についての詳細な描像を創出することができる。こ
こでもまた、造影剤を活用し、特異的な吸収速度により、異常な組織の視覚化を容易とす
る。インジウム−１１１（Ｉ−１１１）オキシンなどの造影剤の１つの使用は、半減期は
短いが、幹細胞をトラッキングするための使用である。さらに別の実施形態では、ポジト
ロン断層法（ＰＥＴ）走査を使用して、ポジトロン放出分子、例えば、少数を挙げれば、
炭素、窒素、および酸素からの放射を測定し、貴重な機能的情報をもたらすことができる
。なお別の実施形態ではまた、光干渉断層法（ＯＣＴ）または光音響断層法（ＰＡＴ）を
、デバイスの内部および外部の細胞および組織を検討するのに使用することもできる。Ｏ
ＣＴが、多様な組織の反射率の差違を検出するのに対し、ＰＡＴは、低エネルギーのレー
ザー光への曝露により組織が加熱されるときに創出された超音波を検出する。

単独であるかまたは組み合わされた、多様な方法および技法またはツールを採用して、
デバイスの内部の植え込まれた細胞を、ｉｎ ｖｉｖｏにおいて視覚化し、解析し、評価
することができる。現在既知であるか、またはその後開発される、これらの技術および他
の技術は、それらが、本明細書で記載される細胞および／または薬剤のｉｎ ｖｉｖｏイ
メージングおよびｉｎ ｖｉｖｏモニタリングを可能とする程度において活用することが
できる。

（実施例１）
治療有効用量のＰＥＣの外挿
患者集団による採用を確保する一助とするために、本出願人により意図される封入細胞
療法など、糖尿病を治療するための封入細胞療法は、好ましくは、疾患を伴う患者を治療
する治療有効用量を施すのに必要な、最小数のマクロ封入細胞生成物（また、「ＶＣ組合
せ生成物」とも称される）からならなければならない。

インスリン依存型糖尿病を伴う患者では、インスリン非依存性のために、約２００，０
００「ＩＥＱ」（またはｉｓｌｅｔ ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ）が要請される。ＩＥＱは、
調製物中に存在する膵島の数および直径であって、膵島容量について数学的に補正された
膵島の数および直径に基づき計算する。膵島は、直径が約１５０μｍである。様々な直径
の膵島を、それらの容量について数学的に補正することにより、直径１５０μｍのＩＥＱ
の数に照らして標準化する。インスリン依存型糖尿病を伴う患者を治療する治療用ＩＥＱ
の数は、膵島の同種移植（例えば、死体ドナーの膵島）、膵島の自家移植、および糖尿病
の発症時におけるベータ細胞量について入手可能な記載に基づき決定されている。同種移
植では、標的ＩＥＱは、体重１キログラム当たり約１０，０００ＩＥＱであるが、膵島の
うちで生存するのは約４０％だけであり、したがって、１ｋｇ当たり約４，０００ＩＥＱ
に由来する治療効果がもたらされる。膵島の自家移植では、患者の膵臓から単離される全
膵島量を背部へと送達するが、総ＩＥＱは一般に、２００，０００〜３００，０００ＩＥ
Ｑ（送達される総量）であり、患者を外因性インスリンに対して非依存性とすることが多
い。同様にまた、自家移植における膵島の生存も問題である。Ｋｏｒｓｇｒｅｎら（２０
０５）、Ｃｕｒｒｅｎｔ Ｓｔａｔｕｓ ｏｆ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｉｓｌｅｔ Ｔｒａ
ｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ、Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ、７９：１２８９〜１２９
３を参照されたい。

上記の視点から、本出願人は、ＰＥＣ移植片に由来する必要な治療用総ＩＥＱは、約２
００，０００ＩＥＱの範囲内にあると推定する。図１は、左にベータ細胞量を描示し、右
に同等のＩＥＱを描示するグラフを示して、左にベータ細胞量および／または機能が同様
となるレベルを得る。糖尿病の発症は、ベータ細胞量が約１０〜２０％のときに生じる。
しかし、インスリン非依存性または疾患の改善を達成するために、１００％のベータ細胞
量（「正常な」、非糖尿病状態）を回復しなくともよいように、広範囲にわたる治療用細
胞（安全性）指数が認められる。植え込まれたＰＥＣ細胞は、膵島を含有せず、したがっ
て、ｉｎ ｖｉｖｏにおける成熟の後までＩＥＱと同等ではないので、本出願人は、ｉｎ
ｖｉｖｏにおける成熟の後で外植された封入ＰＥＣ移植片（またはＶＣ−０１移植片）
の総Ｃペプチドタンパク質含量に基づき、ｉｎ ｖｉｖｏにおいて達成されたベータ細胞
量を測定した。また、既知のＩＥＱ数中のＣペプチドも測定して、移植片のＣペプチド含
量をＩＥＱへと外挿する。図２Ａは、多様な数のヒト死体膵島に由来する総ヒトＣペプチ
ドタンパク質含量を示すグラフである。５００〜５０００ＩＥＱの範囲の規定されたＩＥ
Ｑ量のヒト膵島のアリコートを、第三者機関の供給源から得た。総ヒトＣペプチド含量は
、ＥＬＩＳＡを使用して測定し、図１Ａに示される通り、ヒト膵島数（ＩＥＱ）と総Ｃペ
プチドタンパク質含量（ｐＭ）との間には、線形関係が認められる。

ＩＥＱ数とＣペプチドタンパク質含量との間の、この規定された線形関係を使用して、
本出願人は、４〜１１カ月間かけて、約１４００〜２０００ｐＭの範囲内で一定の総Ｃペ
プチド含量レベルをもたらす、封入ＰＥＣ移植片の総ヒトＣペプチドタンパク質含量を測
定することができた。図１Ｂを参照されたい。次いで、これらの総ヒトＣペプチド含量レ
ベルを、図１Ａと相関させて、成熟時のＶＣ−０１生成物により送達されたＩＥＱの範囲
を決定することができる。具体的には、これらの６０匹の動物における成熟ＶＣ−０１移
植片中で見出された総ヒトＣペプチドの第２５百分位数および中央値を裏付ける、図２Ｂ
の破線を参照されたい。図１Ａと相関させると、これらのＣペプチドレベルは、ＶＣ−０
１移植片により送達された約２５００〜約３５００ＩＥＱに対応する。したがって、小型
の封入デバイス（機能容量を約２０μＬとするか、またはＥＮ２０デバイス）は、マウス
において、約２，５００〜３，５００ＩＥＱのベータ細胞量、または１ｋｇ当たり８０，
０００ ＩＥＱ超を含有しうる。封入デバイスの機能容量と、これに比例して大きな治療
用細胞の容量を保持する収容力との間の関係の直線性を仮定すると、大型の薬物送達デバ
イス、例えば、約２５０μＬの機能容量を保持するデバイス（ＥＮ２５０デバイス）は、
ＥＮ２０デバイスの約１２．５倍であり、最大約３０，０００〜４５，０００ＩＥＱを含
有しうる。同様に、ＥＮ１００デバイス（ＥＮ２０デバイスの６．５倍）は、最大約１６
，２５０〜２２，７５０ＩＥＱを含有することが可能であり、４つの細胞チャンバーを含
有するＥＮ−ＬＣ（大収容力：ｌａｒｇｅ ｃａｐａｃｉｔｙ）デバイス（ＥＮ２０デバ
イスの４８．４倍）は、最大約１２１，０００〜１６９，４００ＩＥＱを含有しうるなど
である。よって、治療有効用量を患者へと送達するために、少なくとも約４つ、約５つ、
約６つ、約７つ、約８つのＥＮ２５０デバイスまたは約２つのＥＮ−ＬＣデバイスを使用
する封入は、十分なＰＥＣ量を送達することが要請されると予期される。大収容力デバイ
スについては、下記でより詳細に記載する。

（実施例２）
細胞療法のための表面積および細胞容量を最適化する、３次元大収容力デバイスアセンブ
リー
実施例１の視点から、本出願人は、デバイス１つ当たりの機能細胞用量を増大させる大
収容力デバイスを確立することに着手しながら、同時に、デバイスが、最小の実効面積（
または専有面積）、例えば、ヒト体内の解剖学的部位上で可能な最小量のスペースを専有
するように制限した。

特許権を付与された本出願人の薬物送達デバイスは、２００１年１２月１２日に出願さ
れた、米国意匠特許出願第２９／４０８，３６６号；同第２９／４０８，３６８号；およ
び同第２９／４０８，３７０号；ならびに２０１２年５月３１日に出願された同第２９／
４２３，３６５号；ならびに２０１２年１０月１０日に交付された米国特許第８，２７８
，１０６号、ＥＮＣＡＰＳＵＬＡＴＩＯＮ ＯＦ ＰＡＮＣＲＥＡＴＩＣ ＣＥＬＬＳ
ＤＥＲＩＶＥＤ ＦＲＯＭ ＨＵＭＡＮ ＰＬＵＲＩＰＯＴＥＮＴ ＳＴＥＭ ＣＥＬＬ
Ｓにおいて既に記載されている。

デバイスの実効面積または専有面積とは、ｘ寸法およびｙ寸法による２次元面積であっ
て、デバイスにより専有される、例えば、ヒト体内のデバイスにより専有される２次元面
積である。既に記載されたデバイスは、２次元的であるか、フラットであるか、または平
面状であり、したがって、ヒトにおける使用について考慮すると、ある種のサイズの制約
を有する、例えば、このようなデバイスは、より多くの細胞生成物量または細胞量に適合
させるには、大型になる一方である（実効面積または専有面積の増大）。ヒト（死体）膵
島は、増殖能が極めて小さく、移植すると大規模な細胞喪失が生じることがよく知られて
いる。Ｋｏｒｓｇｒｅｎら（２００５）前出は、植え込まれたヒト膵島の生存率は、約１
０％〜２０％に過ぎず、これは、膵島が、ＡＢＯ適合性血液と直接的に接触し、移植後数
分間以内に、白血球が膵島に浸潤するように見え、即時性血液介在性炎症反応（ＩＢＭＩ
Ｒ）を引き起こし、細胞喪失を引き起こす場合に誘発される、血栓性反応／炎症反応に帰
せられると推定されることについて報告した。同じ膵島細胞の喪失はまた、実験的研究に
おける齧歯動物膵島およびヒト膵島の移植後においても報告されている。Ｋｏｒｓｇｒｅ
ｎら、前出、１２９１ページを参照されたい。本出願人による初期の研究は、植え込まれ
たＰＥＣ細胞が、増殖の潜在的可能性を有し、デバイス内に初期に播種された細胞の数（
例えば、細胞１００万、１５０万、３００万、４５０万、６００万、または９００万個）
にかかわらず、それらは、増殖し、成熟して、インスリン分泌細胞となることを示した。
例えば、米国特許第８，２７８，１０６号を参照されたい。したがって、成熟後に存在す
る細胞の数（または用量）を制限し決定するのは、デバイスのサイズ、デザインおよび構
築であり、デバイスへとロードされた細胞の数ではない。最大細胞数に対する主要な制約
は、細胞能力の問題ではなく、物理的なデバイス収容力の問題である。

図３〜７０は、大収容力デバイスアセンブリーの多様な実施形態を例示する。図に示す
通り、アセンブリーは、アセンブリー１つ当たり少なくとも２つ、好ましくは３つ、好ま
しくは４つ、好ましくは５つ、好ましくは６つ、好ましくは７つ、好ましくは８つ、また
はそれ以上の細胞チャンバー１００、または治療用量に必要な任意の数の複数のチャンバ
ー１００を含有する。大収容力デバイスは、３次元であり、２０１１年１２月１２日に出
願された、米国意匠出願第２９／４０８３６６号、同第２９／４０８３６８号、および同
第２９／４０８３７０号；２０１２年５月３１日に出願された同第２９／４２３，３６５
号；ならびに米国特許第８，２７８，１０６号において、ＥＮ２５０デバイスまたはＥＮ
１００デバイスについて既に記載されている通りの、フラットまたは平面状ではない。

図３〜８は、８つの細胞チャンバー１００またはコンパートメントからなるアセンブリ
ーを例示する。図３、４、５Ａ、および６は、コンパートメント化された各ルーメンまた
は各細胞チャンバー１００の間の約０度の角度（平行対面チャンバーと比べて）でフォー
ルドされたデバイスアセンブリーを例示する。フォールドまたは屈曲部４０は、デバイス
アセンブリーのバルクヘッド（またはコンパートメント化された細胞チャンバーの間のシ
ール部もしくは無細胞領域）部分だけにおいて生じる。図７および８は、細胞チャンバー
１００が、それぞれ、約２０度または４０度の角度で互いから隔てられているアセンブリ
ーを例示する。ここでもまた、アセンブリーは、バルクヘッドまたは無細胞領域４０を屈
曲させるかまたはフォールドすることにより、３次元デバイスを形成する。全体の高さ（
ｚ寸法）および幅（ｘ寸法）は、バルクヘッド領域におけるフォールドまたは屈曲部４０
の程度に応じてわずかに変化する、例えば、０度で屈曲すると、全体の高さおよび幅は、
約１０．５ｍｍおよび２５．２ｍｍとなるが、２０度で屈曲すると、全体の高さおよび幅
は、約９．２ｍｍおよび４４．０ｍｍとなる。したがって、デバイスアセンブリー全体の
実効面積または専有面積は、デバイス内のフォールドの性格を変えることにより、変化さ
せ、操作することができる。図４Ａ、１３および１４は、アセンブリーをフォールドする
前のデバイスアセンブリーを示す。

一般に、任意の所与のデバイス内の細胞チャンバー内部の細胞容量または細胞密度を最
適化するためには、容量対実効面積比を最大化する必要がある。実効面積または専有面積
とは、ｘ寸法およびｙ寸法による２次元面積であって、デバイスにより専有される、例え
ば、ヒト体内のデバイスにより専有される２次元面積である。一実施形態では、表１は、
８つの細胞チャンバーを有する３次元大収容力（３Ｄ ＥＮ−ＬＣ）デバイスアセンブリ
ーであって、この原型における各細胞チャンバーが、約１２０μＬずつの容量を有し、最
大容量（ＭＶ：ｍａｘ ｖｏｌｕｍｅ）を約９６８μＬとする３Ｄ ＥＮ−ＬＣデバイス
アセンブリーを示す。この３Ｄ ＥＮ−ＬＣの実効面積（ＥＡ：ｅｆｆｅｃｔｉｖｅ ａ
ｒｅａ；ｘおよびｙ平面）は、約３４２０ｍｍ^２（３８ｍｍ×９０ｍｍ）である。３Ｄ
ＥＮ−ＬＣデバイスの容量対実効面積（ＭＶ／ＥＡ）比は、約０．２８３（すなわち、９
６８／３４２０）である。これを、平面状デバイスの一実施形態であって、最大容量を約
２４９μＬとし、実効面積を２２９５ｍｍ^２（２７ｍｍ×８５ｍｍ）とする、ＥＮ２５０
デバイスと比較する。この平面状ＥＮ２５０デバイスの容量対実効面積（ＭＶ／ＥＡ）比
は、約０．１０８（すなわち、２４９／２２９５）である。よって、３Ｄ ＥＮ−ＬＣデ
バイスは、平面状ＥＮ２５０デバイスの４倍の容量を保持しうるが、このような保持のた
めに４倍の実効面積を占有することがない。すなわち、３Ｄ ＥＮ−ＬＣデバイスの容量
対実効面積比は、平面状ＥＮ２５０デバイスと比較して大きく（または良好であり）、こ
れにより、同じ実効面積または専有面積にわたる、より多くの細胞の封入を可能とする。
３Ｄ ＥＮ−ＬＣデバイスは、ｚ寸法（高さ）において制約を伴わずにフォールドされう
るために、この容量対実効面積比の増大を達成することができ、高さがＥＮ２５０デバイ
スの約９〜１０倍となる。ＥＮ２５０デバイスは、その最大ルーメン直径を約１ｍｍとす
ることで、ｚ寸法において制約されている。

表１では、図３、４および５Ａで説明されるデバイスアセンブリーを比較したが、上記
の記載および本明細書で記載されるデザインから逸脱しない限りにおいて、総容量対実効
面積比を増大させるのに、デバイスアセンブリー内で角度および／または屈曲部４０の創
出の原理を採用する他のデザインも達成することができる。例えば、図６〜１４は、ロー
マンシェード（図９、１５〜２８）、チューブもしくはチューブのシリーズ、またはフラ
ットチューブ（図１０、２９〜４２）、櫛様またはフィン（ｆｉｎ）様（図１１、４３〜
５６）、ウェーブまたはＵ字形またはシャッター（図３、４、５Ａ、６、７）、シャッタ
ー（図１２、５７〜７０）、ラジエーター、表面テクスチャリング、ウェハー、コイルな
どの形態である、デバイスアセンブリーを例示する。これらのデバイスは、複数の細胞チ
ャンバー１００、ポート２０、３０、および様々な程度のフォールドまたは屈曲部４０を
有しうる。このようなデザインは、デバイスの容量対実効面積比を同様に増大させるため
、本明細書では、これらのデバイスのすべてを具体化し、説明する。

表２では、３次元大収容力デバイスアセンブリーのさらなる実施形態の容量対実効面積
比を比較する。異なる実施形態の比較を目的として、実効面積（または専有面積）を、５
０×２０ｍｍまたは１０００ｍｍ^２で一定に保つ。表２における計算のためにまた、全体
の高さ（ｚ寸法）も、ルーメンの厚さを約０．２ｍｍとする（厚さは、細胞チャンバー自
体の厚さで制限される）フラット平面状デバイスを除くすべての実施形態について、約２
ｍｍで一定に保つ。加えて、３次元大収容力デバイスアセンブリーではまた、各細胞チャ
ンバーの間に約０．６ｍｍのギャップも存在する。各実施形態の容量は、デバイスの最大
容量である。ローマンシェードデザイン（図９）は、容量が最大となる可能性があるのに
対し、フラット（平面状；２次元）デバイスは、容量が最小となる可能性がある。よって
また、最大容量対実効面積比が最大となる実施形態も、ローマンシェードデバイスであり
、最大容量対実効面積比が最小となる実施形態も、フラットデバイスである。

したがって、表１と同様に、表２によっても、デバイスが、ｚ寸法（高さ）を利用する
ことができない限りにおいて、最大容量対実効面積比は制約されることが裏付けられる。
この追加のｚ寸法および本明細書で記載される多様なデザインコンフィギュレーションで
あって、このｚ寸法を考慮に入れるデザインコンフィギュレーションを付加することによ
り、本明細書の３次元大収容力デバイスアセンブリーは、細胞の送達を、高細胞用量また
は大細胞数が要請される場合（例えば、１型糖尿病）の細胞療法または細胞置換のために
最適化することができる。

本明細書におけるデバイスアセンブリーの実施形態は一般に、層または構成要素、例え
ば、（それだけに限らないが）メッシュ、接着フィルム、および細胞不透層の各々のレー
ザー切断および／またはダイ切断を含む、標準的な切断モダリティーにより製造する。構
成要素は、各構成要素または層を溶接機に入れるとき、ルーメンの各々を位置合わせしう
るように、または互いの上部に適切に積層しうるように、位置合わせする。図１３は、す
べての層を溶接して、同時にフラットシートを形成することにより、第１の細胞チャンバ
ーの内周にわたる第１のシール部１０を形成することを例示する。レーザー切断時に、各
層の部分として、それらに接合したアライメントフィーチャーを付加し、次いで、第１の
シール部を溶接もしくは形成する時点において、またはその後において、トリミングする
ことにより、溶接の精度を促進することができる。シール部はまた、高周波数超音波溶接
、ヒートシーリング、接着による結合、および固定を使用して達成することもできる。細
胞チャンバーを創出した後で３次元アセンブリーを形成するためには、アセンブリーを、
十分な熱を使用して前処理し、これにより、細胞チャンバー間の無細胞領域が、３Ｄ構築
のための小さな角度を呈するかまたは付与することを可能とする。次いで、デバイスアセ
ンブリーを、鋳型に入れ、熱を使用して、実質的に恒久的な構築を付与する。さらに、３
次元アセンブリーの形成は、当業者が承知する様々な様式で達成することもできる。例え
ば、デバイスアセンブリーは、鋳型成形または形成する（例えば、クランピングする）こ
ともでき、射出成型することもでき、フォールド形状を付与した外部フレーム／材料を接
合することもできる。外部フレーム／材料は、様々な様式（例えば、高周波数超音波溶接
、ヒートシーリング、接着による結合、および固定）で接合することができる。図３〜７
０は、このような構築時における屈曲部またはフォールド４０の角度が、図３〜７０に示
される可変的な角度でありうることを例示する。代替的に、例えば、単一の大収容力デバ
イスを鋳型成型することにより、他の３次元大収容力デバイスも形成されている。

モジュールの作製について、図１４は、任意の数の細胞チャンバー１００を、さらなる
２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、または８つ以上の任意の数のシール部１０と共に
形成して、所望の対応する数の細胞チャンバーを形成しうることを例示する。代替的に、
マルチチャンバーデバイスの全体を、溶接によりすべての細胞チャンバーを同時に形成す
る、１ステップで形成することもできる。好ましくは、デバイスアセンブリーは、細胞チ
ャンバーの数を、任意の所与の患者のための細胞用量に基づき選択するように、各デバイ
スアセンブリーを別個に構築することにより、なおまたはデバイスアセンブリー内の各細
胞チャンバーを別個に構築することによっても製造しうる。上記と同様に、モジュールの
作製では、このような方法により、デバイスアセンブリーの完全性または機能が損なわれ
ない限りにおいて、高周波数超音波溶接、ヒートシーリング、接着による結合、および固
定を含む、当技術分野で利用可能な任意の方法を採用することができる。

加えて、デバイスの３次元構築物内の無細胞領域またはフォールドに、穿孔して、受容
者細胞の侵入を可能とすること、例えば、血管が、デバイスの片面または片側から穿孔を
通って横切ることを可能とし、これにより、デバイスおよびその中の細胞による血管形成
を増大させることもできる。

図３〜７０はまた、他の平面状の薬物送達システムと同様のデバイスアセンブリーでは
、大収容力デバイスアセンブリーの各細胞チャンバー１００が、ポート２０、３０、また
はローディングチューブを、一方の端部において、または各端部において含有しうること
も例示する。さらに他の細胞チャンバーは、足場、好ましくは、発泡体または網状足場、
好ましくは、下記でより詳細に論じられ、図７１に示される通り、各細胞チャンバーまた
は細胞チャンバーのコアの内部において酸素の浸透または潅流の増大をもたらして、細胞
の生存および／または細胞生成物の分布を容易とする任意の内部マトリックスを含有しう
る。

（実施例３）
酸素の輸送を最適化し、インスリンの産生を増大させるための方法
本出願人は既に、ＰＥＣの前駆細胞が、成熟成体膵島と比較して、移植中および移植後
に生じる低酸素状態などの低酸素状態に対して寛容であることを裏付けている。例えば、
同種移植および自家移植では、移植時および移植中における血管形成の欠如および細胞の
低酸素状態が、主要な細胞生存問題である。さらに、十分な栄養物の改善およびチャンバ
ーのコアにおける細胞への十分な栄養物の供給も最適化することができる。

受容者とデバイスとの界面における血管形成を改善する、多様なマトリックスが探索さ
れているが、細胞チャンバー内部のマトリックスまたは発泡体については十分に記載され
ていない。このようなマトリックスは、相互連絡された空洞およびポケットからなるため
、細胞チャンバーまたはルーメンを通した、細胞凝集体の格納および均等な分布に適する
アーキテクチャーをもたらしながら、同時に、酸素および他の栄養物を細胞へと供給して
、生存を促進する導管またはチャネルとしても作用する。シリコーン由来のエラストマー
をマトリックス材料として使用する少なくとも１つの利点は、材料が、酸素または酸素化
懸濁液もしくは酸素化流体を、細胞チャンバーのコアへと移送するための酸素導管または
手段として機能することを可能とする、その高い酸素溶解度のためである。

シリコーンエラストマーが、細胞チャンバーのコアにおける細胞の生存を潜在的に改善
しうるのかどうかを決定するため、まず、２つのシリコーン由来のマトリックス：シリコ
ーン繊維またはシリコーン中空糸と、シリコーン系の混合物から作製された発泡体とにつ
いて調べた。シリコーンは、稠密（非多孔性）であり、液体が膜を通って流過することを
防止し、これにより、表面張力にかかわらず、液体中のその広範な使用を可能とするため
に、シリコーン中空糸は、例外的なガス移送特性（ＭｅｄＡｒｒａｙによるＰｅｒｍＳｅ
ｌｅｃｔ膜モジュール）を有する。ＰｅｒｍＳｅｌｅｃｔ膜モジュールは、例えば、１０
ｃｍ^２（ＰＤＭＳＸＡ−１０）、２，５００ｃｍ^２（ＰＤＭＳＸＡ−２５００）、１ｍ^２
（ＰＤＭＳＸＡ−１．０）、および２．１ｍ^２（ＰＤＭＳＸＡ−２．１）の多様な膜表面
積を伴う、一様に隔てられた中空糸の密集バンドルをもたらすが、他の公称膜表面積も製
造することができ、他の特注使用について調べることもできる。これらのシリコーン中空
糸を、デバイスへと取り付けるためのマットへとアセンブルした。下記の表４は、マット
の構成要素の寸法を示し、図７１Ａ〜Ｂは、中空糸が、ポリエステル糸を使用して、どの
ように併せて織られているのかまたは編まれているのかを顕示する画像を示す。これらの
シリコーン繊維マットは、単一または複数の層として作製することもでき、単一のマット
を積み重ねることもできる。次いで、マットを切断して、デバイス、例えば、ＥＮ２０デ
バイスのルーメンの内部にフィットさせた。次いで、実質的に、特許および非特許刊行物
において、本出願人により既に記載されている通りに、デバイスに、ＰＥＣ約６００万個
をロードし、マウスへと植え込んだ。

［０２３１］
シリコーン中空糸マットと同様に、細胞チャンバーへと挿入するための、シリコーン系
の発泡体も作製した。多孔性マトリックスまたは多孔性シリコーン材料を作製するための
方法は、Ｄｅｘｃｏｍ，Ｉｎｃ．による米国特許第７，１９２，４５０号、ＳＭ ＴＥＣ
ＨＮＯＬＯＧＩＥＳによる同第５，６２４，６７４号および同第５，６０５，６９３号に
おいて詳細に記載されている。当業者には、好ましい実施形態の構造を創出するのに採用
しうる、他の種類の生体安定性発泡体を作製するさらに他の方法も既知である。例えば、
Ｒｏｂｙによる米国特許第３，９２９，９７１号は、炭酸カルシウムによるサンゴ材料を
、ヒドロキシアパタイトへと転換しながら、同時にサンゴ材料の固有の微小構造を保持す
ることにより作製される、多孔性微小構造を有する合成膜を作製する方法について開示し
ている。別の例としては、Ｐｅｋｋａｒｉｎｅｎによる米国特許第６，５２０，９９７号
は、多孔性膜を創出するためのフォトリソグラフィー工程について開示している。例示的
な一実施形態では、約５００グラムの糖結晶を、約１５グラムの水と、約３〜６分間にわ
たり混合することにより、発泡体を形成した。糖結晶サイズ（例えば、約９０〜約２５０
ミクロンの平均直径）および鋳型へと鋳造する前に糖へと添加される水の量を変化させる
ことにより、異なるアーキテクチャーまたは空洞サイズを得ることができる。次いで、混
合物を、鋳型として用いられる６ウェル組織培養ディッシュへとプレスし、室温で一晩に
わたり乾燥させた。例えば、適温で適切な時間にわたりベーキングする方法など、糖結晶
混合物を乾燥させる他の方法も採用することができる。シリコーンエラストマー、とりわ
け、製造元の指示書に従い、２成分型白金硬化シリコーンエラストマー（ＮｕＳｉｌ Ｓ
ｉｌｉｃｏｎｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ：部品番号ＭＥＤ−６０１５）を、約１０：１の
成分Ａ：Ｂ比で混合し、糖鋳型の表面へと、糖鋳型の表面積９６２ｍｍ２当たり、約３グ
ラムのシリコーンの比で均等に適用した。真空を鋳型へと適用して、約６分間にわたり、
またはすべてのシリコーンが鋳型内の空洞を充填するように、適切な時間にわたり、小孔
を通してシリコーンを鋳型内に引き入れ、約４０℃で、または何らかの適する温度で、一
晩にわたり硬化させた。次いで、脱塩水を使用して糖鋳型を溶解させる結果として、６ウ
ェル組織培養ウェルの形状の、浅い円筒形の多孔性シリコーン（発泡体）もたらした。図
７１Ｃは、細胞チャンバーを形成する膜の間に挿入された、シリコーンの３次元マトリッ
クスまたは発泡体を含む、ルーメンマトリックスの一実施形態の断面を示す。図７１Ｃは
また、発泡体が、複数の相互連絡された空洞またはオープンスペースを有し、空洞は全体
にわたって実質的に相互連絡されており、異なる空洞寸法を有する層内で形成されうるこ
とも示す。

［０２３２］
しかし、発泡体は、少なくともＥＮ２０デバイスへと完全に組み込むには厚過ぎるので
、最適切削温度（ＯＣＴ：ｏｐｔｉｍｕｍ ｃｕｔｔｉｎｇ ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ）
化合物中に包埋してから、クリオスタット上で切削することにより、約３００ミクロン厚
のスライスへと切削する。代替的に、シリコーン発泡体はまた、組織学組織プロセッサー
に入れ、パラフィンと共に包埋し、ミクロトーム上で切片化することもできる。ＯＣＴ化
合物は、水中で何度も洗浄することにより除去し、パラフィンは、キシレン中に続いて、
アルコール中、次いで、水中で何度も洗浄することにより除去する。次いで、発泡体イン
サートを、デバイス内部、とりわけ、ＥＮ２０デバイス内部にフィットする寸法へと切断
する。次いで、既に記載した通り、ＥＮ２０発泡体デバイスに、ＰＥＣ約６００万個をロ
ードし、シーリングし、皮下に植え込んだ。

［０２３３］
まとめると、６つのＥＮ２０デバイスに、シリコーン中空糸マット（動物番号：４１７
４、４１７５、４１７６、４１７７、４１７８、および４１８７９）および多孔性シリコ
ーンフィルムマトリックス（データは示さない）の各々をプレロードし、同じ数の対照ま
たはＥＮ２０デバイスにはマトリックスをプレロードしなかった（動物番号：４１８０、
４１８１、４１８２、４１８３、４１８４、および４１８５）（図７２を参照されたい）
。１２のデバイスすべてに、ＰＥＣ約６００万個（このサイズのデバイスに通常ロードさ
れる量の約２倍）を施し、免疫不全マウス（例えば、ＳＣＩＤ−ＢｅｉｇｅおよびＲａｇ
２）の背部の皮下に植え込んだ。植込みの１３週間後、マウスを一晩にわたり絶食させ、
グルコース溶液を、体重１ｋｇ当たりの用量３ｍｇで腹腔内注射した。血液試料を絶食時
に採取し、グルコース投与の３０分後および６０分後においても再度採取した。血清Ｃペ
プチドは、ヒトＣペプチドに特異的なＥＬＩＳＡキットを使用して測定し、結果を図７２
に示す。ここでもまた、血清Ｃペプチドを決定するための方法については、本出願人の特
許および非特許刊行物により既に十分に記載されている。

［０２３４］
図７２の結果は、対照動物と比較して、シリコーン中空糸を伴う封入ＰＥＣ移植片は、
植込みの１３週間後において、血清Ｃペプチドレベルにより評価された機能と同等の機能
を有すると考えられることを指し示す。例えば、グルコースによる刺激の６０分間後にお
ける、中空糸を伴うＰＥＣ移植片に由来する、動物番号４１７４（１２７０ｐＭ）、４１
７５（９７７ｐＭ）、および４１７６（３２７ｐＭ）からの血清ヒトＣペプチドレベルを
、中空糸を伴わないＰＥＣ移植片に由来する、動物番号４１８１（１１１２ｐＭ）、およ
び４１８４（４６２ｐＭ）と比較する。しかし、いかなるＰＥＣ中空糸移植片も、対照動
物である４１８２において観察される機能ほど頑健な機能を示さなかった。

［０２３５］
動物番号４１７４は、ＰＥＣ中空糸移植片についての組織学的解析のために屠殺した。
図７３は、ヘマトキシリンおよびエオシン（図７３Ａ）ならびにインスリン（図７３Ｂ）
で染色された封入された移植片または外植片の断面を示す。ＰＥＣ移植片に由来する細胞
は、チャンバーを満たし、中空糸に緊密に滞留する。興味深いことに、インスリン陽性染
色細胞（褐色、図７３Ｂ）は、隣接する中空糸の間の間隙（外層チャンバー膜から約２５
６μｍ）において現れることから、シリコーン繊維が、導管として機能して、より多くの
酸素をチャンバーのコアへと吸引することが指し示される。半透膜に最も近接する細胞と
比較して、コアにおける細胞は、長期にわたり壊死性となる可能性がある。よって、これ
らのＰＥＣ中空糸移植片は、最も頑健な対照ＰＥＣ移植片を凌駕しなかったが、シリコー
ン系の中空糸は、チャンバーコアの近傍におけるこれらの細胞に、長期にわたる細胞生存
の利点をもたらしうる。

［０２３６］
（実施例４）
３次元デバイスは、植え込まれると、体内に挿入（ＩＮＴＥＲＣＡＬＬＡＴＥ）され、形
状を変化させずに、大きな圧縮荷重に耐える
本発明の主要な一実施形態は、高細胞容量収容力が可能でありながら、同時に、植え込
まれると、デバイス全体の表面積または専有面積を制限する３次元デバイスである。本明
細書で記載され、上記で記載した３次元大収容力デバイスが、植え込まれると、体内に完
全に挿入され、多様な圧縮荷重に照らして、それらの形状および形態を維持するのかどう
かを決定するために、フラット（平面状の）ＥＮ２５０デバイスを、上記の実施例２（図
７４Ａ）で記載した３次元の蛇腹形状デバイスへと実質的に屈曲させた。新たな３次元デ
バイスの専有面積は、元のフラットシートデバイスの専有面積の約５０％であり、高さは
、約１０ｍｍであった。３次元デバイス（図７４Ａ）を、ヒト（没後間もない）死体に植
え込み、次いで、超音波でイメージングした。図７４Ｂは、皮下脂肪または皮膚が、波形
３次元デバイスの凹部へとたやすく挿入され、デバイスの輪郭が超音波イメージングによ
り容易に観察されることを示す。

［０２３７］
デバイスの挿入は良好であったので、試験を実施して、高圧下において、デバイスが、
その屈曲した３Ｄ形態を維持するのか、フラット化されてフラット化された状態であり続
けるのか、あるいは、元の植込み部位から移動するのかを決定した。約２０〜３０ｌｂの
圧縮荷重を、デバイスを皮下（スカルパ筋膜（Scarpia's fascia）下）に植え込んだ、死
体上の部位へと直接適用した。図７４Ｃは、同じ植込み部位における、圧縮荷重の適用前
、適用時および適用後にイメージングされた同じデバイスを示す。デバイスは、圧縮荷重
圧力を増大させると、その場でフラット化されるが、荷重を解除すると、デバイスは、そ
の元の屈曲した蛇腹形状の形態へと戻る。デバイスは、実質的に移動せず、皮膚は、デバ
イスのフォールドおよび凹部に挿入された状態を維持する。

［０２３８］
この試験により、本明細書で記載される３次元マクロ封入デバイスは、植え込まれると
、体内に挿入され、それらの形状を変化させることも、それらの全体の専有面積の変化を
伴うこともなく、大きな圧縮荷重に耐え、初期の植込み部位から実質的に移動しないこと
が裏付けられる。

［０２３９］
（実施例５）
超音波を使用して、デバイスをｉｎ ｖｉｖｏにおいてイメージングすることができる
任意の細胞封入療法についての主要な懸念は、細胞生成物に関する安全性だけではなく
、また、デバイスの安全性および完全性でもある。デバイスアセンブリーの製造は、デバ
イスの完全性を確認する一連の品質管理試験（例えば、圧減衰試験など）の実施を含むが
、封入された細胞生成物を、体内に植え込んだら、デバイスの破損（漏出）を引き起こし
うる時期および事象が招来されることは、遠隔ではあるが可能である。デバイスの破損は
、例えば正常な細胞移植片生成物とは符合しない様式でデバイスを拡張させる、デバイス
内部の異常な細胞増殖（例えば、嚢胞、良性腫瘍）により引き起こされる可能性がある。
代替的に、デバイスは、植込み部位において、身体傷害または身体穿刺のために、機械的
または物理的に破損する可能性もある。よって、デバイスをモニタリングする、好ましく
は、視覚的に定期的にデバイスをモニタリングして、ｉｎ ｖｉｖｏにおいてそれが無傷
であり、破損していないことを確認することが必要とされる。

［０２４０］
したがって、本出願人は、超音波などの多くの病院および診察室で使用される、簡単な
一般に使用される手順を利用して、移植されたデバイスをモニタリングしうるのかどうか
について探索した。超音波では、高周波数の音波を使用して、体内構造についての画像を
創出する。超音波は、非侵襲的であり、放射線を使用せず、ある種の超音波技術は、３次
元画像の作成を可能とする。超音波検査の所要時間は、３０または６０分間以下の時間が
かかることが典型的であり、無痛であることが典型的である。超音波は、検査のために幅
広く使用されており、血管の拡張、血液凝固、または動脈の狭窄を明らかにすることもで
き、臓器内および組織内のしこりを位置特定することもでき、針生検を誘導するのに使用
されることが多い。封入された細胞生成物の植込みは、皮下（例えば、脇腹、背部、上腕
部などの領域）植込みであると予期されるため、超音波検査は、容易で便利な外来手順で
ある。

［０２４１］
超音波イメージングの実現可能性について調べるために、空のフラット（平面状）型の
ＥＮ２５０サイズおよびＥＮ２０サイズの薬物送達デバイスならびにロードされたこれら
のデバイスを、皮下に植え込み、イメージングした。図７５により、超音波イメージング
は、空の（しかし、イメージングを目的としてウェッティングされた）デバイスのほか、
ロードされて、約１．５ｍｍおよび約２．５ｍｍまで拡張されたデバイスも検出しうるこ
とが裏付けられる。加えて、本出願人は既に、高周波数超音波であれば、膜の分離が示さ
れうるだけでなく、嚢胞の増殖も示され、造影剤を伴えば、デバイスの近傍における血流
も示されうることを示している。したがって、超音波イメージングは、デバイスの完全性
を定期的にモニタリングするのに容易で非侵襲的な手段である。万一、デバイスの異常な
拡張が見られたり、デバイスの破損が見られたりした場合、デバイスは、ここでも、外来
手順として、手術により体内から摘出することができる。

［０２４２］
実施例４および５は、デバイスをｉｎ ｖｉｖｏにおいてイメージングし、モニタリン
グするのに、いかなる発明も必要でないことを裏付けている。本明細書では、ｉｎ ｖｉ
ｖｏにおけるデバイスの完全性について、イメージングおよび外部試験を行う、これらの
手段および他の手段が想定される。

［０２４３］
したがって、当業者には、本発明の範囲および精神から逸脱しない限りにおいて、本明
細書で開示される実施形態に、様々な置換、改変もしくは最適化、または組合せを施しう
ることが明らかである。

［０２４４］
下記の特許請求の範囲および本開示を通して使用される通り、「〜から本質的になる」
という語句は、その語句の後に列挙された任意の要素を含むが、列挙された要素について
、本開示において指定される活性または作用に干渉したり寄与したりすることのない他の
要素を排除しないことを意味する。したがって、「〜から本質的になる」という語句は、
列挙された要素は、要請されるかまたは必須であるが、他の要素は、任意選択であり、そ
れらが列挙された要素の活性または作用に影響を及ぼすのかどうかに応じて、存在しても
存在しなくてもよいことを指し示す。

［０２４５］
（実施形態）
実施形態１：哺乳動物受容者へと植え込むための細胞封入アセンブリーであって、生細
胞を封入するための少なくとも２つのチャンバーを含み、アセンブリーの外周縁における
第１のシール部であり、これにより封入アセンブリーを形成する第１のシール部と、前記
細胞封入アセンブリー内にあり、細胞チャンバーの内周を形成する少なくとも第２のシー
ル部とを含む、細胞封入アセンブリー。

［０２４６］
実施形態２：前記第２のシール部が、ある角度でさらにフォールドされ、アセンブリー
の総専有面積を、第２のシール部内にフォールドを伴わないアセンブリーと比較して減少
させる、実施形態１に記載のアセンブリー。

［０２４７］
実施形態３：第２のシール部内にフォールドを伴う場合もフォールドを伴わない場合も
、実質的に同じ細胞容量収容力を維持する、実施形態２に記載のアセンブリー。

［０２４８］
実施形態４：半透膜を含む、実施形態１に記載のアセンブリー。

［０２４９］
実施形態５：第２のシール部により形成された細胞チャンバー内に、第３のシール部ま
たは第４のシール部を有する、実施形態１に記載のアセンブリー。

［０２５０］
実施形態６：少なくとも１つのローディングポートをさらに含む、実施形態１に記載の
アセンブリー。

［０２５１］
実施形態７：２つのローディングポートをさらに含む、実施形態１に記載のアセンブリ
ー。

［０２５２］
実施形態８：生細胞をさらに含む、実施形態１に記載のアセンブリー。

［０２５３］
実施形態９：生細胞が、ヒトＰＤＸ１（ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ ａｎｄ ｄｕｏｄｅｎ
ａｌ ｈｏｍｅｏｂｏｘ ｇｅｎｅ １）陽性膵臓前駆細胞である、実施形態６に記載の
アセンブリー。

［０２５４］
実施形態１０：生細胞が、ヒト内分泌前駆細胞である、実施形態６に記載のアセンブリ
ー。

［０２５５］
実施形態１１：第１のシーリングされた周縁部と、細胞チャンバーの内周シール部を形
成する、第１のシール部内の第２のシール部とを含み、細胞チャンバー内の第２のシール
部および隔壁シール部が、デバイスアセンブリーの表面積を増大させない、デバイスアセ
ンブリー。

［０２５６］
実施形態１２：第２のシール部が、フォールドされる、実施形態１１に記載のアセンブ
リー。

［０２５７］
実施形態１３：第２のシール部が、０〜９０度フォールドされる、実施形態１２に記載
のアセンブリー。

［０２５８］
実施形態１４：第２のシール部が、０〜４５度フォールドされる、実施形態１２に記載
のアセンブリー。

［０２５９］
実施形態１５：第２のシール部が、０〜３０度フォールドされる、実施形態１２に記載
のアセンブリー。

［０２６０］
実施形態１６：第２のシール部が、０〜４０度フォールドされる、実施形態１２に記載
のアセンブリー。

［０２６１］
実施形態１７：第２のシール部が、０〜９０度フォールドされる、実施形態１２に記載
のアセンブリー。

［０２６２］
実施形態１８：第２のシール部が、０度フォールドされる、実施形態１２に記載のアセ
ンブリー。

［０２６３］
実施形態１９：第２のシール部が、４０度フォールドされる、実施形態１２に記載のア
センブリー。

［０２６４］
実施形態２０：第２のシール部が、フォールドされると、アセンブリーの総専有面積を
低減する、実施形態１２に記載のアセンブリー。

［０２６５］
実施形態２１：隔壁シール部をさらに含み、隔壁シール部が、第２のシール部内にあり
、チャンバーの厚さを低減する、実施形態１１に記載のアセンブリー。

［０２６６］
実施形態２２：少なくとも１つのローディングポートをさらに含む、実施形態１１に記
載のアセンブリー。

［０２６７］
実施形態２３：２つのローディングポートをさらに含む、実施形態１１に記載のアセン
ブリー。

［０２６８］
実施形態２４：生細胞をさらに含む、実施形態１１に記載のアセンブリー。

［０２６９］
実施形態２５：生細胞が、ヒトＰＤＸ１（ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ ａｎｄ ｄｕｏｄｅ
ｎａｌ ｈｏｍｅｏｂｏｘ ｇｅｎｅ １）陽性膵臓前駆細胞である、実施形態２４に記
載のアセンブリー。

［０２７０］
実施形態２６：生細胞が、ヒト内分泌前駆細胞である、実施形態２４に記載のアセンブ
リー。

［０２７１］
実施形態２７：チャンバー内部にマトリックスをさらに含む、実施形態１１に記載のア
センブリー。

［０２７２］
実施形態２８：マトリックスが、酸素および栄養物の取込みを容易とする生体安定性材
料を含む、実施形態２７に記載のアセンブリー。

［０２７３］
実施形態２９：デバイスの専有面積を低減するようにコンフィギュレーションされた医
療デバイス。

［０２７４］
実施形態３０：少なくとも２つの細胞チャンバーを含む、デバイスアセンブリー。

［０２７５］
実施形態３１：２つのチャンバーが、第１のアンフォールドコンフィギュレーションで
ある、実施形態３０に記載のアセンブリー。

［０２７６］
実施形態３２：２つのチャンバーが、第２のフォールドコンフィギュレーションである
、実施形態３１に記載のアセンブリー。

［０２７７］
実施形態３３：少なくとも２つのチャンバーを含むデバイスアセンブリーであって、チ
ャンバーが、デバイスアセンブリーの専有面積を低減するようにコンフィギュレーション
されたデバイスアセンブリー。

［０２７８］
実施形態３４：デバイスアセンブリーの専有面積を低減するようにコンフィギュレーシ
ョンされた場合、チャンバーの表面積が、同じ表面積を維持する、実施形態３３に記載の
アセンブリー。

［０２７９］
実施形態３５：生細胞を封入するための少なくとも２つの細胞チャンバー、細胞チャン
バーを隔てる長軸に沿った無細胞領域を含み、無細胞領域が屈曲してフォールドを形成し
、フォールドが、アセンブリーの実効面積を、フォールドを伴わないアセンブリーと比較
して減少させ、これにより３次元細胞封入デバイスを形成する、３次元細胞封入アセンブ
リー。

［０２８０］
実施形態３６：フォールドを伴う場合もフォールドを伴わない場合も、実質的に同じ細
胞容量収容力を維持する、実施形態３５に記載のアセンブリー。

［０２８１］
実施形態３７：半透膜を含む、実施形態３５に記載のアセンブリー。

［０２８２］
実施形態３８：少なくとも２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、８つ以上の細胞チャ
ンバーを含む、実施形態３５に記載のアセンブリー。

［０２８３］
実施形態３９：少なくとも１つのローディングポートをさらに含む、実施形態３５に記
載のアセンブリー。

［０２８４］
実施形態４０：２つのローディングポートをさらに含む、実施形態３５に記載のアセン
ブリー。

［０２８５］
実施形態４１：生細胞が、胚体内胚葉系列細胞である、実施形態３５に記載のアセンブ
リー。

［０２８６］
実施形態４２：生細胞が、ヒトＰＤＸ１（ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ ａｎｄ ｄｕｏｄｅ
ｎａｌ ｈｏｍｅｏｂｏｘ ｇｅｎｅ １）陽性膵臓前駆細胞である、実施形態３５に記
載のアセンブリー。

［０２８７］
実施形態４３：生細胞が、ヒト内分泌前駆細胞である、実施形態３５に記載のアセンブ
リー。

［０２８８］
実施形態４４：生細胞が、ヒト未成熟ベータ細胞である、実施形態３５に記載のアセン
ブリー。

［０２８９］
実施形態４５：生細胞を分散させ、細胞チャンバー内部の酸素分布を改善する、複数の
相互連絡された空洞または小孔を有する、細胞チャンバーマトリックスをさらに含む、実
施形態３５に記載のアセンブリー。

［０２９０］
実施形態４６：相互連絡された空洞の空洞寸法が異なる、実施形態４５に記載のアセン
ブリー。

［０２９１］
実施形態４７：マトリックスが、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリジメチル
シロキサンモノアクリレート、およびポリジメチルシロキサンモノメタクリレートである
、実施形態４５に記載のアセンブリー。

［０２９２］
実施形態４８：マトリックスが、シリコーンエラストマーである、実施形態４５に記載
のアセンブリー。

［０２９３］
実施形態４９：マトリックスが、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）である、実施形
態４５に記載のアセンブリー。

［０２９４］
実施形態５０：細胞チャンバーが、互いに対して平行である、実施形態３５に記載のア
センブリー。

［０２９５］
実施形態５１：細胞チャンバーが、約２０度隔てられている、実施形態３５に記載のア
センブリー。

［０２９６］
実施形態５２：細胞チャンバーが、約４０度隔てられている、実施形態３５に記載のア
センブリー。

［０２９７］
実施形態５３：細胞チャンバー内に隔壁シール部をさらに含む、実施形態３５に記載の
アセンブリー。

Claims (19)

1. 生細胞を封入するための少なくとも２つの細胞チャンバーと、前記細胞チャンバー同士
   を隔てる長軸に沿った無細胞領域とを含む、３次元細胞封入アセンブリーであって、
   無細胞領域が屈曲してフォールドを形成し、前記フォールドが、フォールドを伴わない
   アセンブリーと比較して、アセンブリーの実効面積を減少させ、これにより３次元細胞封
   入デバイスを形成する、
   ３次元細胞封入アセンブリー。
2. フォールドを伴う場合もフォールドを伴わない場合も、実質的に同じ細胞容量収容力を
   維持する、請求項１に記載のアセンブリー。
3. 半透膜を含む、請求項１に記載のアセンブリー。
4. 少なくとも２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、８つ、またはそれ以上の細胞チャン
   バーを含む、請求項１に記載のアセンブリー。
5. 少なくとも１つのローディングポートをさらに含む、請求項１に記載のアセンブリー。
6. ２つのローディングポートをさらに含む、請求項１に記載のアセンブリー。
7. 生細胞が、胚体内胚葉系列細胞である、請求項１に記載のアセンブリー。
8. 生細胞が、ヒトＰＤＸ１（ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ ａｎｄ ｄｕｏｄｅｎａｌ ｈｏｍ
   ｅｏｂｏｘ ｇｅｎｅ １）陽性膵臓前駆細胞である、請求項１に記載のアセンブリー。
9. 生細胞が、ヒト内分泌前駆細胞である、請求項１に記載のアセンブリー。
10. 生細胞が、ヒト未成熟ベータ細胞である、請求項１に記載のアセンブリー。
11. 複数の相互連絡された空洞または小孔を有し、これにより、生細胞を分散させて細胞チ
    ャンバー内部の酸素分布を改善する、細胞チャンバーマトリックスをさらに含む、請求項
    １に記載のアセンブリー。
12. 相互連絡された空洞の空洞寸法が異なる、請求項１１に記載のアセンブリー。
13. 前記マトリックスが、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリジメチルシロキサン
    モノアクリレート、およびポリジメチルシロキサン モノメタクリレートである、請求項
    １１に記載のアセンブリー。
14. 前記マトリックスが、シリコーンエラストマーである、請求項１１に記載のアセンブリ
    ー。
15. 前記マトリックスが、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）である、請求項１１に記載
    のアセンブリー。
16. 細胞チャンバーが、互いに対して平行である、請求項１に記載のアセンブリー。
17. 細胞チャンバーが、約２０度隔てられている、請求項１に記載のアセンブリー。
18. 細胞チャンバーが、約４０度隔てられている、請求項１に記載のアセンブリー。
19. 細胞チャンバー内に隔壁シール部をさらに含む、請求項１に記載のアセンブリー。