JP2022534546A - 生体適合性メンブレン複合体 - Google Patents

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Abstract

第１層（細胞不透過性層）と、第２層（緩和層）と、第３層（血管新生層）とを含む生体適合性メンブレン複合体が提供される。緩和層は細胞不透過性層と血管新生層との間に位置決めすることができる。いくつかの実施態様では、細胞不透過性層と緩和層とは密接に結合されて、緻密／開放構造を有する複合層を形成する。生体適合性メンブレン複合体のいずれかの側、又は生体適合性メンブレン複合体内部に補強構成部分を任意に位置決めすることにより、メンブレン複合体に支持を提供し、そしてメンブレン複合体の歪みを防止することができる。生体適合性メンブレン複合体は、一例としては膵臓系列型細胞、例えば膵臓プロジェニターを含む生物学的存在物をカプセル化するためのデバイス内で使用することができ、あるいはこのようなデバイスを形成することができる。

Description

本発明は大まかに言えば、植え込み型医療デバイス、及び具体的には生体適合性メンブレン複合体及びその使用に関する。
生物学的治療は、末梢動脈疾患、動脈瘤、心臓疾患、アルツハイマー病及びパーキンソン病、自閉症、失明、糖尿病、及び他の病理を治療するますます実行可能になりつつある方法である。
一般の生物学的治療に関しては、細胞、ウイルス、ウイルスベクター、細菌、タンパク質、抗体、及び他の生物活性存在物を、患者の組織床内に生物活性部分を入れる外科的方法又は介入的方法によって、患者内に導入することができる。多くの場合、生物活性存在物を先ずデバイス内に入れ、次いでこれを患者内へ挿入する。あるいは、デバイスを先ず患者内へ挿入し、後から生物活性存在物を添加することもある。デバイスは、栄養素の通過を許すが、しかしカプセル化済み細胞の通過を阻止する１つ又は２つ以上の生体適合性メンブレン又は他の生体適合性材料から形成されている。
生物活性存在物（例えば細胞）の生存可能且つ生産可能な集団を維持するために、生物活性存在物は栄養素、例えば酸素へのアクセスを維持しなければならない。これらの栄養素は宿主の血管を通して送達される。植え込まれたカプセル化済み細胞の生存能力及び生産能力を最大化するために、植え込まれたカプセル化済み細胞への酸素及び栄養素の輸送のために必要となる拡散距離及び時間が最小化されるように血管が細胞のできるだけ近くに形成されることを保証することによって、酸素及び栄養素の源へのアクセスを最大化することが必要である。
例えば細胞カプセル化デバイスのような外部デバイスを体内へ植え込むと、免疫反応が引き起こされる。免疫反応では異物巨細胞が形成され、植え込まれたデバイスを少なくとも部分的にカプセル化する。細胞不透過性界面又はその近くに異物巨細胞が存在すると、カプセル化済み細胞に近接して血管が形成されることは、不可能ではないにしても難しくなり、これにより、カプセル化済み細胞の生存能力及び健常状態を維持するために必要となる酸素及び栄養素へのアクセスが制約される。
したがって、カプセル化済み細胞が宿主の免疫細胞から十分に免疫隔離されるのを可能にする一方、異物反応を緩和又は調整し得る環境を提供することによって、細胞カプセル化デバイスの表面又は表面近くに十分な血管新生が発生するようにし、これにより、カプセル化済み細胞が生き残り、治療的に有用な物質を分泌するのを可能にする材料が技術分野において依然として必要である。
１つの態様（「態様１」）による生体適合性メンブレン複合体は、（１）ＭＰＳ（最大孔サイズ）が約１ミクロン未満の第１層と、（２）第１固形フィーチャを有する第２層であって、第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満であり、前記第１固形フィーチャの大部分が約３ミクロン～約２０ミクロンの代表短軸を有している、第２層と、（３）孔サイズが有効直径で約５ミクロン超であり、且つ第２固形フィーチャを有する第３層であって、前記第２固形フィーチャが、大部分が約５０ミクロン超である第２固形フィーチャ間隔を有する、第３層とを含む。前記第２層は前記第１層と前記第３層との間に位置決めされている。
態様１に加えられる別の態様（「態様２」）によれば、前記第１層の単位面積当たり質量（ＭｐＡ）が約５ｇ／ｍ２未満である。
態様１又は態様２に加えられる別の態様（「態様３」）によれば、前記第１層の第１厚が約１０ミクロン未満である。
態様１から３までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４」）によれば、前記第２層の第２厚が約６０ミクロン未満である。
態様１から４までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様５」）によれば、前記生体適合性メンブレン複合体の、最も弱い軸における最大引張荷重が４０Ｎ／ｍ超である。
態様１から５までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様６」）によれば、前記第１層の第１ポロシティが約５０％超である。
態様１から６までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７」）によれば、前記第２層の第２ポロシティが約６０％超である。
態様１から７までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８」）によれば、前記生体適合性メンブレン複合体の測定複合体ｚ強度が１００ＫＰａ超である。
態様１から８までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様９」）によれば、前記第２層の固形フィーチャがそれぞれ、代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さをそれぞれ有する固形フィーチャを含み、前記第２層の前記代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さのうちの少なくとも２つの大部分が約５ミクロン超である。
態様１から９までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１０」）によれば、前記第１層と接触している前記第１固形フィーチャの少なくとも一部が、結合型固形フィーチャである。
態様１から１０までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１１」）によれば、前記第２層の孔サイズが有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンである。
態様１から１１までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１２」）によれば、前記固形フィーチャがフィブリルによって接続されており、前記フィブリルが変形可能である。
態様１から１２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１３」）によれば、前記第３層の第３厚が約３０ミクロン～約２００ミクロンである。
態様１から１３までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１４」）によれば、前記第３層の第２固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン超である。
態様１から１４までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１５」）によれば、前記第３層内の前記第２固形フィーチャの大部分が、約４０ミクロン未満の代表短軸を有している。
態様１から１５までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１６」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも２つの層が密接に結合されている。
態様１から１６までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１７」）によれば、前記第１層と前記第２層とが密接に結合されている。
態様１から１７までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１８」）によれば、前記第３層の第３厚が、前記第１層の第１厚と前記第２層の第２厚との和よりも大きい。
態様１から１８までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１９」）によれば、前記第３層の第３厚が、前記第１層と前記第２層との複合厚の少なくとも２倍である。
態様１から１９までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様２０」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマー、フルオロポリマーメンブレン、非フルオロポリマーメンブレン、織布、不織布、繊維又は糸の製織又は不織収集体、繊維性マトリックス、及びこれらの組み合わせを含む。
態様１から２０までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様２１」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマーである。
態様２１に加えられる別の態様（「態様２２」）によれば、前記ポリマーが、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレン、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）メンブレン、及び改質ｅＰＴＦＥメンブレンから選択されたフルオロポリマーメンブレンである。
態様１から２２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様２３」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレンである。
態様１から２３までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様２４」）によれば、前記第３層がスパンボンド不織布ポリエステル材料である。
態様１から２４までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様２５」）によれば、前記第３層の前記第２固形フィーチャが不織布又は織布の繊維を含む。
態様１から２５までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様２６」）によれば、前記第３層の前記第２固形フィーチャが織布又は不織布を含み、そして第２代表短軸が、前記織布又は不織布内の繊維の直径である。
態様１から２６までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様２７」）によれば、補強構成部分を上に含む。
態様２７に加えられる別の態様（「態様２８」）によれば、前記補強構成部分の剛性が約０．０１Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍである。
態様２７又は態様２８に加えられる別の態様（「態様２９」）によれば、前記補強構成部分が織布又は不織布である。
態様１から２９までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様３０」）によれば、第１補強構成部分と第２補強構成部分とを含む。
態様１から３０までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様３１」）によれば、前記第２層の第１固形フィーチャが、熱可塑性ポリマー、ポリウレタン、シリコーン、ゴム、エポキシ、及びこれらの組み合わせから選択された員を含む。
態様１から３１までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様３２」）によれば、表面被膜を上に含み、前記表面被膜が、抗菌剤、抗体、医薬品、及び生物活性分子から選択された１種又は２種以上の員を含む。
態様１から３２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様３３」）によれば、親水性被膜を上に含む。
態様１から３３までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様３４」）によれば、前記生体適合性メンブレン複合体が細胞カプセル化デバイスの形態を成している。
１つの態様（「態様３５」）による生体適合性メンブレン複合体は、（１）第１層と、（２）有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンの孔サイズ、約６０ミクロン未満の第１厚さ、及び第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満である第１固形フィーチャを有する第２層であって、前記第１固形フィーチャの大部分が約３ミクロン～約２０ミクロンの第１代表短軸を有している、第２層と、（３）第３層と、を含む。前記第２層が前記第１層と前記第３層との間に位置決めされている。
態様３５に加えられる別の態様（「態様３６」）によれば、前記第１層のＭＰＳ（最大孔サイズ）が直径約１ミクロン未満である。
態様３５又は態様３６に加えられる別の態様（「態様３７」）によれば、前記第１層の単位面積当たり質量（ＭｐＡ）が約５ｇ／ｍ２未満である。
態様３５から３７までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様３８」）によれば、前記第１層の第２厚が約１０ミクロン未満である。
態様３５から３８までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様３９」）によれば、前記生体適合性メンブレン複合体の、最も弱い軸における最大引張荷重が約４０Ｎ／ｍ超である。
態様３５から３９までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４０」）によれば、前記第１層の第１ポロシティが約５０％超である。
態様３５から４０までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４１」）によれば、前記第２層の第２ポロシティが約６０％超である。
態様３５から４１までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４２」）によれば、前記生体適合性メンブレン複合体の測定複合体ｚ強度が１００ＫＰａ超である。
態様３５から４２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４３」）によれば、前記第２層の固形フィーチャがそれぞれ、代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さを含み、前記第２層の前記代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さのうちの少なくとも２つの大部分が約５ミクロン超である。
態様３５から４２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４４」）によれば、前記第３層の孔サイズが有効直径で約９ミクロン超である。
態様３５から４４までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４５」）によれば、前記第１層と接触している前記第１固形フィーチャの少なくとも一部が、結合型固形フィーチャである。
態様３５から４５までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４６」）によれば、前記第２層の前記第１固形フィーチャがフィブリルによって接続されており、前記フィブリルが変形可能である。
態様３５から４６までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４７」）によれば、前記第３層の第３厚が約３０ミクロン～約２００ミクロンである。
態様３５から４７までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４８」）によれば、前記第３層が第２固形フィーチャを含み、第２固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン超である。
態様３５から４８までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様４９」）によれば、前記第３層内の前記第２固形フィーチャの大部分が、約４０ミクロン未満の代表短軸を有している。
態様４８又は４９に加えられる別の態様（「態様５０」）によれば、前記第３層の第２固形フィーチャが不織布又は織布の繊維を含む。
態様４８から５０までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様５１」）によれば、前記第３層の前記第２固形フィーチャが織布又は不織布を含み、そして第２代表短軸が、前記織布又は不織布内の繊維の直径である。
態様３５から５１までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様５２」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも２つの層が密接に結合されている。
態様３５から５２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様５３」）によれば、前記第１層と前記第２層とが密接に結合されている。
態様３５から５３までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様５４」）によれば、前記第３層の第３厚が、前記第１層の第２厚と前記第２層の第１厚との和よりも大きい。
態様３５から５４までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様５５」）によれば、前記第３層の第３厚が、前記第１層の第２厚と前記第２層の第１厚との複合厚の少なくとも２倍である。
態様３５から５５までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様５６」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマー、フルオロポリマーメンブレン、非フルオロポリマーメンブレン、織布、不織布、繊維又は糸の製織又は不織収集体、繊維性マトリックス、及びこれらの組み合わせを含む。
態様３５から５６までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様５７」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマーである。
態様５７に加えられる別の態様（「態様５８」）によれば、前記ポリマーが、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレン、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）メンブレン、及び改質ｅＰＴＦＥメンブレンから選択されたフルオロポリマーメンブレンである。
態様３５から５８までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様５９」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレンである。
態様３５から５９までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様６０」）によれば、前記第３層がスパンボンド不織布ポリエステル材料である。
態様３５から６０までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様６１」）によれば、補強構成部分を含む。
態様６１に加えられる別の態様（「態様６２」）によれば、前記補強構成部分の剛性が約０．０１Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍである。
態様３５から６２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様６３」）によれば、外側補強構成部分と内側補強構成部分とを含む。
態様３５から６３までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様６４」）によれば、前記第２層の第１固形フィーチャが、熱可塑性ポリマー、ポリウレタン、シリコーン、ゴム、エポキシ、及びこれらの組み合わせから選択された員を含む。
態様３５から６４までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様６５」）によれば、表面被膜を上に含み、前記表面被膜が、抗菌剤、抗体、医薬品、及び生物活性分子から選択される。
態様３５から６５までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様６６」）によれば、親水性被膜を上に含む。
態様３５から６６までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様６７」）によれば、前記生体適合性メンブレン複合体が細胞カプセル化デバイスの形態を成す。
１つの態様（「態様６８」）による細胞カプセル化デバイスは、（１）当該第１生体適合性メンブレン複合体が、当該第１生体適合性メンブレン複合体と第２生体適合性メンブレン複合体との間に管腔を画定するように、前記第２生体適合性メンブレン複合体の周囲の少なくとも一部に沿ってシールされた第２生体適合性メンブレン複合体に対して、前記第１生体適合性メンブレン複合体の周囲の少なくとも一部に沿ってシールされている、第１生体適合性メンブレン複合体と、（２）前記管腔と流体連通している少なくとも１つの充填チューブと、を含み、前記第１及び第２の生体適合性メンブレンのうちの少なくとも一方が、ＭＰＳ（最大孔サイズ）が約１ミクロン未満の第１層と、第１固形フィーチャを有する第２層であって、第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満であり、前記第１固形フィーチャの大部分が約３ミクロン～約２０ミクロンの第１短軸を有している、第２層と、当該第３層が、有効直径で約９ミクロン超の孔サイズと、第２固形フィーチャとを有しており、前記第２固形フィーチャが、大部分が約５０ミクロン超である第２固形フィーチャ間隔を有する、第３層とを含む。前記第２層が前記第１層と前記第３層との間に位置決めされている。
態様６８に加えられる別の態様（「態様６９」）によれば、前記第１層の単位面積当たり質量（ＭｐＡ）が約５ｇ／ｍ２未満である。
態様６８から６９までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７０」）によれば、前記第１層の第１厚が約１０ミクロン未満である。
態様６８から７０までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７１」）によれば、前記第２層の第２厚が約６０ミクロン未満である。
態様６８から７１までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７２」）によれば、前記生体適合性メンブレン複合体の、最も弱い軸における最大引張荷重が４０Ｎ／ｍ超である。
態様６８から７２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７３」）によれば、前記第１層の第１ポロシティが約５０％超である。
態様６８から７３までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７４」）によれば、前記第２層の第２ポロシティが約６０％超である。
態様６８から７４までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７５」）によれば、前記第２層の第１固形フィーチャがそれぞれ、代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さを有しており、前記第２層の前記代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さのうちの少なくとも２つの大部分が約５ミクロン超である。
態様６８から７５までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７６」）によれば、前記第１固形フィーチャの少なくとも一部が、前記第１層に密接に結合された結合型固形フィーチャである。
態様７６に加えられる別の態様（「態様７７」）によれば、前記第２層の前記第１固形フィーチャがフィブリルによって接続されており、前記フィブリルが変形可能である。
態様６８から７７までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７８」）によれば、前記第２層の孔サイズが有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンである。
態様６８から７８までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様７９」）によれば、前記第３層の第３厚が約３０ミクロン～約２００ミクロンである。
態様６８から７９までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８０」）によれば、前記第３層の第２固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン～約９０ミクロンである。
態様６８から８０までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８１」）によれば、前記第３層内の前記第２固形フィーチャの大部分が、約４０ミクロン未満の代表短軸を有している。
態様６８から８１までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８２」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも２つの層が密接に結合されている。
態様６８から８２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８３」）によれば、前記第３層の第３厚が、前記第１層の第１厚と前記第２層の第２厚との和よりも大きい。
態様６８から８３までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８４」）によれば、前記第３層の第３厚が、前記第１層の第１厚と前記第２層の第２厚との複合厚の少なくとも２倍である。
態様６８から８４までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８５」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマー、フルオロポリマーメンブレン、非フルオロポリマーメンブレン、織布、不織布、繊維又は糸の製織又は不織収集体、繊維性マトリックス、及びこれらの組み合わせを含む。
態様６８から８５までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８６」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマーである。
態様６８に加えられる別の態様（「態様８７」）によれば、前記ポリマーが、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレン、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）メンブレン、及び改質ｅＰＴＦＥメンブレンから選択されたフルオロポリマーメンブレンである。
態様６８から８７までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８８」）によれば、前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレンである。
態様６８から８８までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様８９」）によれば、前記第３層がスパンボンド不織布ポリエステル材料である。
態様６８から８９までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様９０」）によれば、前記第３層の前記第２固形フィーチャが不織布又は織布の繊維を含む。
態様６８から９０までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様９１」）によれば、前記第３層の前記第２固形フィーチャが織布又は不織布を含み、そして前記第１固形フィーチャの第２代表短軸が、織布又は不織布内の繊維の直径である。
態様６８から９１までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様９２」）によれば、前記第２層の第１固形フィーチャが、熱可塑性ポリマー、ポリウレタン、シリコーン、ゴム、エポキシ、及びこれらの組み合わせから選択された員を含む。
態様６８から９２までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様９３」）によれば、表面被膜を上に含み、前記表面被膜が、抗菌剤、抗体、医薬品、及び生物活性分子から選択された１種又は２種以上の員を含む。
態様６８から９３までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様９４」）によれば、親水性被膜を上に含む。
態様６８から９４までに加えられる別の態様（「態様９５」）によれば、前記第１生体適合性メンブレン複合体及び第２生体適合性メンブレン複合体のうちの少なくとも一方の外側に補強構成部分を含む。
態様６８に加えられる別の態様（「態様９６」）によれば、内側補強構成部分を含む。
態様９６に加えられる別の態様（「態様９７」）によれば、前記内側補強構成部分が充填チューブを含む。
態様６８から９７までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様９８」）によれば、前記第１生体適合性メンブレン複合体及び第２生体適合性メンブレン複合体のうちの少なくとも一方が内側補強構成部分及び外側補強構成部分の両方を含む。
態様６８から９８までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様９９」）によれば、前記補強構成部分が織布又は不織布である。
態様６８から９９までのいずれか１つに加えられる別の態様（「態様１００」）によれば、前記細胞カプセル化デバイスが、前記第１生体適合性メンブレン複合体と前記第１生体適合性メンブレン複合体上の外側に位置決めされた第１補強構成部分との間に位置決めされた第１溶着フィルムと、前記第２生体適合性メンブレン複合体と前記第２生体適合性メンブレン複合体上の外側に位置決めされた第２補強構成部分との間に位置決めされた第２溶着フィルムとを含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１０１」）によれば、哺乳類の血糖値を低下させる方法が、前の請求項のいずれかの生体適合性メンブレン複合体を含む細胞カプセル化デバイスを移植することを含み、前記細胞カプセル化デバイス内にカプセル化された細胞がＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞の集団を含み、そして前記膵臓内胚葉細胞が成長してインスリン分泌細胞になり、これにより血糖値を低下させる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１０２」）によれば、前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１０３」）によれば、哺乳類の血糖値を低下させる方法が、請求項１におけるような細胞カプセル化デバイスを移植することを含み、前記細胞カプセル化デバイス内にカプセル化された細胞がＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞の集団を含み、そして前記膵臓内胚葉細胞が成長してインスリン分泌細胞になり、これにより血糖値を低下させる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１０４」）によれば、前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１０５」）によれば、哺乳類の血糖値を低下させる方法が、細胞カプセル化デバイスを移植することを含み、前記細胞カプセル化デバイスが、ＭＰＳ（最大孔サイズ）が約１ミクロン未満の第１層と、第１固形フィーチャを有する第２層であって、第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満であり、前記第１固形フィーチャの大部分が約３ミクロン～約２０ミクロンの代表短軸を有している、第２層と、当該第３層が、有効直径で約５ミクロン超の孔サイズと、第２固形フィーチャとを有しており、前記第２固形フィーチャが、大部分が約５０ミクロン超である第２固形フィーチャ間隔を有しており、前記第２層が前記第１層と前記第３層との間に位置決めされており、結合型フィーチャの少なくとも一部が前記第１層に密接に結合されている、第３層と、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞を含む細胞集団と、を含み、そして前記膵臓内胚葉細胞が成長してインスリン分泌細胞になり、これにより血糖値を低下させる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１０６」）によれば、前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１０７」）によれば、哺乳類の血糖値を低下させる方法が、生体適合性メンブレン複合体を移植することを含み、前記生体適合性メンブレン複合体が、ＭＰＳ（最大孔サイズ）が約１ミクロン未満の第１層と、第１固形フィーチャを有する第２層であって、第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満であり、前記第１固形フィーチャの大部分が約３ミクロン～約２０ミクロンの代表短軸を有している、第２層と、当該第３層が、有効直径で約５ミクロン超の孔サイズと、第２固形フィーチャとを有しており、前記第２固形フィーチャが、大部分が約５０ミクロン超である第２固形フィーチャ間隔を有しており、前記第２層が前記第１層と前記第３層との間に位置決めされている、第３層と、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞を含む細胞集団と、を含み、そして前記膵臓内胚葉細胞が成長してインスリン分泌細胞になり、これにより血糖値を低下させる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１０８」）によれば、前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１０９」）によれば、カプセル化されたｉｎ ｖｉｔｒｏ ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団を少なくとも含む細胞亜集団の混合物を含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１０」）によれば、カプセル化されたｉｎ ｖｉｔｒｏ ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団と、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１及びＣＨＧＡを発現させる膵臓内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団とを少なくとも含む細胞亜集団の混合物を含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１１」）によれば、前記集団の少なくとも３０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団を含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１２」）によれば、前記集団の少なくとも４０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団を含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１３」）によれば、前記集団の少なくとも５０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団を含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１４」）によれば、前記集団の少なくとも２０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現させる内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団を含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１５」）によれば、前記集団の少なくとも３０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現させる内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団を含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１６」）によれば、前記集団の少なくとも４０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現させる内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団を含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１７」）によれば、前記膵臓プロジェニター細胞及び／又は内分泌又は内分泌プリカーサー細胞が、成長してｉｎ ｖｉｖｏのインスリン分泌細胞になることができる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１８」）によれば、インスリンをin vivoで生成する方法が、細胞カプセル化デバイスを移植することを含み、前記細胞カプセル化デバイスが、前の請求項のいずれかの生体適合性メンブレン複合体と、成長してインスリン分泌細胞になるＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞とを含み、前記インスリン分泌細胞がグルコース刺激に反応してインスリンを分泌する。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１１９」）によれば、前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１２０」）によれば、前記集団の少なくとも約３０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現させる内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団である。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１２１」）によれば、in vitroヒトＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞培養物が、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞と、少なくとも形質転換増殖因子ベータ（ＴＧＦ－ベータ）受容体キナーゼ阻害物質との混合物を含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１２２」）によれば、さらに、骨形成タンパク質（ＢＭＰ）阻害物質をさらに含む。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１２３」）によれば、前記ＴＧＦ－ベータ受容体キナーゼ阻害物質が、ＴＧＦ－ベータ受容体１型キナーゼ阻害物質である。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１２４」）によれば、前記ＴＧＦ－ベータ受容体キナーゼ阻害物質がＡＬＫ５ｉである。
先行の態様のいずれかに加えられる別の態様（「態様１２５」）によれば、前記ＢＭＰ阻害物質がノギン（noggin）である。
添付の図面は、開示内容をさらに理解するために含まれ、本明細書の一部に組み込まれ、そして本明細書の一部を構成し、実施態様を例示し、そして記述と一緒に開示内容の原理を説明するのに役立つ。
図１Ａは、本明細書中に記載された実施態様に基づく固形フィーチャ間隔の判断を示す概略図であり、３つの隣接固形フィーチャが三角形の角を表し、三角形の外接円が、付加的な固形フィーチャのない内部を有しており、固形フィーチャ間隔が、三角形を形成する固形フィーチャのうちの２つの固形フィーチャの間の直線距離である。
図１Ｂは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、非隣接固形フィーチャの判断を示す概略図であり、固形フィーチャが三角形の角を表し、三角形の外接円が、少なくとも１つの付加的な固形フィーチャを含有している。
図２は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、ｅＰＴＦＥメンブレン内の固形フィーチャ（白い形状）間の間隔（白い線）を示す走査電子顕微鏡写真である。
図３Ａは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、固形フィーチャの長軸と短軸とを判断する方法を示す概略図である。
図３Ｂは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、固形フィーチャの深さを示す概略図である。
図４は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、孔の有効直径を示す概略図である。
図５は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、孔サイズを示す走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）である。
図６Ａは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層の表面上に位置決めされた固形フィーチャの形態を成す熱可塑性ポリマーを示す概略図である。
図６Ｂは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層上に固形フィーチャを形成するためのサンプルジオメトリを示す概略図である。 図６Ｃは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層上に固形フィーチャを形成するためのサンプルジオメトリを示す概略図である。 図６Ｄは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層上に固形フィーチャを形成するためのサンプルジオメトリを示す概略図である。 図６Ｅは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層上に固形フィーチャを形成するためのサンプルジオメトリを示す概略図である。 図６Ｆは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層上に固形フィーチャを形成するためのサンプルジオメトリを示す概略図である。 図６Ｇは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層上に固形フィーチャを形成するためのサンプルジオメトリを示す概略図である。 図６Ｈは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層上に固形フィーチャを形成するためのサンプルジオメトリを示す概略図である。
図７は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層の表面に密接に結合された結合型固形フィーチャを有する生体適合性メンブレン複合体を示す概略図である。
図８は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、緩和層が種々異なる高さ及び幅を備えた固形フィーチャを有する、生体適合性メンブレン複合体を示す概略図である。
図９は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、ノードである固形フィーチャを含む緩和層を有する、生体適合性メンブレン複合体を示す概略図である。
図１０Ａ～１０Ｄは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、補強構成部分の種々の位置を示す生体適合性メンブレン複合体の概略図である。 図１０Ａ～１０Ｄは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、補強構成部分の種々の位置を示す生体適合性メンブレン複合体の概略図である。 図１０Ａ～１０Ｄは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、補強構成部分の種々の位置を示す生体適合性メンブレン複合体の概略図である。 図１０Ａ～１０Ｄは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、補強構成部分の種々の位置を示す生体適合性メンブレン複合体の概略図である。
図１１Ａは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層上に位置決めされた緩和層を示す概略断面図であり、緩和層は少なくとも固形フィーチャサイズ、固形フィーチャ間隔、固形フィーチャ深さ、及び厚さによって特徴付けられる。
図１１Ｂは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、細胞不透過性層上に位置決めされた緩和層を示す概略断面図であり、緩和層は少なくとも固形フィーチャサイズ、固形フィーチャ間隔、固形フィーチャ深さ、厚さ、及び孔サイズによって特徴付けられる。
図１２は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、血管新生層と、緩和層と、細胞不透過性層とを含有する生体適合性メンブレン複合体を示す概略断面図であり、血管新生層は少なくとも厚さ、孔サイズ、固形フィーチャサイズ、及び固形フィーチャ間隔によって特徴付けられる。
図１３Ａは、本明細書中に記載された実施態様に基づく細胞カプセル化デバイスを示す概略上面図である。
図１３Ｂは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、図１３Ａの細胞カプセル化デバイスの生体適合性メンブレン複合体の層の配向、及び細胞の配置状態を示す概略断面図である。
図１４は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレンから形成された同等の細胞不透過性層の上面を示す走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）である。
図１５は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、不織ポリエステルから形成された血管新生層の上面を示すＳＥＭである。
図１６は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、カプセル化デバイスを示す概略分解図である。
図１７は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、比較例１における細胞不透過性層の表面上の異物巨細胞の存在を示す組織画像である。
図１８は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、比較例２における緩和層上に不連続なフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）層を有する、緩和層の上面を示すＳＥＭである。
図１９は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、比較例２、実施例２、実施例４、及び実施例５に使用されたｅＰＴＦＥ細胞不透過性層の上面を示すＳＥＭである。
図２０は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例２に使用されたｅＰＴＦＥ緩和層の上面を示すＳＥＭである。
図２１は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、比較例２において形成された二層型ｅＰＴＦＥ複合体の断面を示すＳＥＭである。
図２２は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、比較例２の細胞不透過性層上に形成される異物巨細胞の代表的な組織画像である。
図２３は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例１に使用されたｅＰＴＦＥ細胞不透過性層の上面を示すＳＥＭである。
図２４は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例１に使用されたｅＰＴＦＥ緩和層の上面を示すＳＥＭである。
図２５は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例１で形成された二層型ｅＰＴＦＥ複合体の断面を示すＳＥＭである。
図２６は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例１の細胞不透過性層上に異物巨細胞の形成が存在しないことを示す代表的な組織画像である。
図２７は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例２における、不連続なフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）層を有するｅＰＴＦＥ緩和層の上面を示すＳＥＭである。
図２８は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例２のｅＰＴＦＥ緩和層の上面を示すＳＥＭである。
図２９は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例２において形成された二層型ｅＰＴＦＥ複合体の断面を示すＳＥＭである。
図３０は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例３において形成されたｅＰＴＦＥ細胞不透過性層の上面を示すＳＥＭである。
図３１は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例３において形成されたｅＰＴＦＥ緩和層の上面を示すＳＥＭである。
図３２は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例３において形成された二層型ｅＰＴＦＥ複合体の上面を示すＳＥＭである。
図３３は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例４において形成された、不連続なＦＥＰ層を備えたｅＰＴＦＥ緩和層の上面を示すＳＥＭである。
図３４は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例４において形成されたｅＰＴＦＥ緩和層の上面を示すＳＥＭである。
図３５は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例４において形成された二層型ｅＰＴＦＥ複合体の断面を示すＳＥＭである。
図３６は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例４の細胞不透過性層上に異物巨細胞の形成が存在しないことを示す代表的な組織画像である。
図３７は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例５における不連続なＦＥＰ層を備えたｅＰＴＦＥ緩和層の上面を示すＳＥＭである。
本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例５で利用されるｅＰＴＦＥ血管新生層の上面を示すＳＥＭである。
図３９は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例５において形成された三層型複合体の断面を示すＳＥＭである。
図４０は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、挿入補強構成部分を示す概略上面図である。
図４１は、本明細書中に記載された実施態様に基づく偏平デバイスを示す概略分解図である。
図４２は、明細書中に記載された実施態様に基づく偏平デバイスの表面を示す上面画像である。
図４３Ａは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、一点結合部と管腔とを示す、図４２の偏平デバイスのＡ－Ａ線に沿った断面の画像である。
図４３Ｂは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、二点結合部と管腔とを示す、図４２の偏平デバイスのＢ－Ｂ線に沿った断面の画像である。
図４４は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例６の不透過性層上に異物巨細胞の形成が存在しないことを示す代表的な組織画像である。
図４５は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例２の不透過性層の表面上に異物巨細胞の形成が存在しないことを示す代表的な組織画像である。
図４６は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例３の不透過性層の表面上に異物巨細胞の形成が存在しないことを示す代表的な組織画像である。
図４７は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例５の不透過性層の表面上に異物巨細胞の形成が存在しないことを示す代表的な組織画像である。
図４８は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例６の不透過性層の表面上に異物巨細胞の形成が存在しないことを示す代表的な組織画像である。
図４９Ａは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例７の構造Ａにおけるｉｎ ｖｉｖｏ細胞生存能力を示す代表的な組織画像である。
図４９Ｂは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例７の構造Ｂにおけるｉｎ ｖｉｖｏ細胞生存能力を示す代表的な組織画像である。
図４９Ｃは、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例７の構造Ｃにおけるｉｎ ｖｉｖｏ細胞生存能力を示す代表的な組織画像である。
図５０は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例７の構造Ａにおける第３ｅＰＴＦＥメンブレンのノード・フィブリル構造を示す代表的なＳＥＭ画像である。
図５１は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例７の構造Ｂにおける第３ｅＰＴＦＥメンブレンのノード・フィブリル構造を示す代表的なＳＥＭ画像である。
図５２は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例７の構造Ｃにおける第３ｅＰＴＦＥメンブレンのノード・フィブリル構造を示す代表的なＳＥＭ画像である。
図５３は、明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例７の構造Ａの第３ｅＰＴＦＥメンブレンの断面を示すＳＥＭ画像である。
図５４は、明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例７の構造Ｂの第３ｅＰＴＦＥメンブレンの断面を示すＳＥＭ画像である。
図５５は、明細書中に記載された実施態様に基づく、実施例７の構造Ｃの第３ｅＰＴＦＥメンブレンの断面を示すＳＥＭ画像である。
図５６は、本明細書中に記載された実施態様に基づく、ＦＥＰを有する構造Ａ，Ｂ及びＣの第２ｅＰＴＦＥ層の代表的な表面マイクロ構造を示すＳＥＭ画像である。
所期機能を発揮するように構成されたあらゆる数の方法及び装置によって、本開示の種々の態様を実現し得ることは当業者には容易に明らかになる。また念のために述べるならば、本明細書中で言及される添付の図面は必ずしも原寸に比例してはおらず、本開示の種々の態様を例示するために誇張されることがあり、またこれに関して図面は限定的なものとして解釈されるべきではない。方向的な言及、例えばとりわけ「上（up）」、「下（down）」、「上（top）」、「左（left）」、「右（right）」、「前（front）」、及び「後ろ（back）」は、当該構成部分及び方向が言及されている図面において示され記された配向を意味するものとする。言うまでもなく、「生体適合性メンブレン複合体」及び「メンブレン複合体」という用語は本明細書中では互いに置き換え可能に使用される。なお、本明細書中に記載されたすべての範囲は本質的に例示的なものであり、その間のありとあらゆる値を含む。加えて、本明細書中に挙げられたすべての参考文献はこれらの全体を参照することにより援用される。
本開示は生体適合性メンブレン複合体に関する。メンブレン複合体は第１層と第２層と第３層とを含有している。各層は互いに区別可能であり、カプセル化済み細胞の生き残りのために必要な機能を発揮する。ある特定の実施態様では、第１層は細胞不透過性層として機能し、第２層は緩和層として機能し、そして第３層は血管新生層として機能する。本明細書中では便宜上、「第１層」という用語は「細胞不透過性層」と互いに置き換え可能に使用され、「第２層」という用語は「緩和層」と互いに置き換え可能に使用され、そして「第３層」という用語は「血管新生層」と互いに置き換え可能に使用される。各層は互いに区別可能であり、カプセル化済み細胞の生き残りを支援する独自の機能のために役立つ。緩和層は細胞不透過性層と血管新生層との間に位置決めされており、細胞不透過性層の表面上の異物巨細胞の形成を低減する。少なくとも１つの実施態様では、緩和層は、緩和層を形成するメンブレン内に存在する固形フィーチャ（例えばノード）を含む。他の実施態様では、緩和層は、細胞不透過性層の表面上に設けられ且つ／又は形成された固形フィーチャ（例えば印刷固形フィーチャ）を含む。いくつかの実施態様では、細胞不透過性層及び緩和層は、互いに密接に結合又は接続されることにより、緻密／開放構造を有する複合層を形成する。本明細書に使用される「密接な結合」及び「密接に結合された」は、表面上の任意の点で容易には分離又は取り外しできない生体適合性複合体の層、又は生体適合性複合体内部の固形フィーチャを意味する。生体適合性メンブレン複合体のいずれかの側（すなわち外側）、又は生体適合性メンブレン複合体内部（すなわち内側）に補強構成部分を任意に位置決めすることにより、メンブレン複合体に支持を提供し、そしてメンブレン複合体の歪みを防止することができる。本明細書中では「補強構成部分」はさらに細胞カプセル化デバイスの外側又は内側と記すことがあり、栄養素不透過性又は栄養素透過性であってよい。生体適合性メンブレン複合体は、生物学的存在物及び／又は細胞集団をカプセル化するためのデバイス内で使用することができ、あるいはこのようなデバイスを形成することができる。言うまでもなく、「約」という用語は、指定された測定単位の±１０％を意味する。
生体適合性メンブレン複合体と一緒に使用するのに適した生物学的存在物の一例としては、細胞、ウイルス、ウイルスベクター、遺伝子治療物質、細菌、タンパク質、多糖類、抗体、及び他の生物活性存在物が挙げられる。言うまでもなく、細胞以外の生物学的存在物がここで使用するために選択される場合、生物学的存在物の生物活性の成分又は生成物は、細胞不透過性層を通過し得ることが必要であるが、しかし存在物自体が通過することが必要なのではない。単純にするために、本明細書では生物学的存在物を細胞と呼ぶが、しかし本明細書中のいかなるものも生物学的存在物を細胞又は特定のタイプの細胞に限定することはなく、下記説明は細胞以外の生物学的存在物にも適用される。
種々のタイプの原核細胞、真核細胞、哺乳類細胞、非哺乳類細胞、及び／又は幹細胞を、本明細書中に記載された生体適合性メンブレン複合体と一緒に使用することができる。いくつかの実施態様では、細胞は治療上有用な物質を分泌する。このような治療上有用な物質はホルモン、増殖因子、栄養因子、神経伝達物質、リンホカイン、抗体、又は治療有用性をデバイスレシピエントに提供する他の細胞生成物を含む。このような治療的細胞生成物の一例としては、インスリン及び他の膵臓ホルモン、増殖因子、インターロイキン、副甲状腺ホルモン、エリスロポエチン、トランスフェリン、コラーゲン、エラスチン、トロポエラスチン、エキソソーム、ベシクル、遺伝子片、及び第ＶＩＩＩ因子が挙げられる。適切な増殖因子の一例としては、血管内皮増殖因子、血小板由来増殖因子、血小板活性化因子、形質転換増殖因子、骨形成タンパク質、アクチビン、インヒビン、線維芽細胞増殖因子、顆粒球コロニー刺激因子、顆粒球マクロファージコロニー刺激因子、グリア細胞株由来神経栄養因子、増殖分化因子９、上皮増殖因子、及びこれらの組み合わせが挙げられる。
上述のように、生体適合性メンブレン複合体は第１層（すなわち細胞不透過性層）を含む。細胞不透過性層は微細孔質の免疫隔離バリアとして役立ち、血管内方成長を受け付けず、宿主からの細胞接触を防止する。本明細書では、細胞内方成長を可能にするのに十分に大きい開口を有していない層を「緻密（tight）」層と呼ぶことがある。細胞不透過性層の孔は、細胞栄養素、酸素、老廃物、及び治療物質の通過を許す一方で、いかなる細胞の通過も許さないほどに十分に小さい。細胞不透過性層のＭＰＳは、血管内方成長を防止するのに十分に小さいので、細胞不透過性層の物質輸送及び拡散特性に不都合な影響を及ぼすおそれもある、細胞不透過性層のパラメータのバランスをとることが必要である。例えば、ＭＰＳが細胞侵入又は血管内方成長を防止するのに十分に小さいのに対して、細胞不透過性層は分子（すなわち栄養素及び治療分子）の通過を許すのには十分に開いている。細胞内方成長を許すのに十分に大きい開口を有する層を「開放層」と呼ぶことがある。
細胞不透過性層を薄く、多孔質に、そして低質量に保つことにより、拡散抵抗がさらに最小化される。言うまでもなく、細胞不透過性層の十分なポロシティが分子の通過を許すように維持される。ある特定の実施態様では、細胞不透過性層のポロシティは約５０％超、約６０％超、約７０％超、又は約８０％超である。加えて、ポロシティは約５０％～約９８％、約５０％～約９０％、約５０％～約８０％、又は約６０％～約９０％であってよい。また言うまでもなく、細胞不透過性層の十分な耐久性及び強度が維持されるので、この緻密層の完全性を保証することによって、所期の使用を通して免疫隔離をｉｎ ｖｉｖｏで提供することができる。したがって、強度及び拡散抵抗という競合する特性のトレードオフのバランスを取ることが必要である。ある特定の実施態様では、細胞不透過性層の最も弱い軸の最大引張荷重は、約４０Ｎ／ｍ超、約１３０Ｎ／ｍ超、約２６０Ｎ／ｍ超、約６００Ｎ／ｍ、又は約１０００Ｎ／ｍである。加えて、最も弱い軸の最大引張荷重は、約４０Ｎ／ｍ～約２０００Ｎ／ｍ、約４０Ｎ／ｍ～約７８０Ｎ／ｍ、約４０Ｎ／ｍ～約３５０Ｎ／ｍ、約１３０Ｎ／ｍ～約２０００Ｎ／ｍ、約１３０Ｎ／ｍ～約４５０Ｎ／ｍ、又は約２６０Ｎ／ｍ～約２０００Ｎ／ｍであってよい。
ある特定の実施態様では、細胞不透過性層は直交方向（Ｄ１，Ｄ２）における引張強度の組み合わせを有し、その結果もたらされる幾何平均引張強度は、幾何平均引張強度が下記等式によって定義される場合、約２０ＭｐＡ超、約５０ＭｐＡ超、約１００ＭｐＡ超、又は約１５０ＭｐＡ超である。
Figure 2022534546000002
細胞不透過性層の幾何平均引張強度は、約２０ＭＰａ～約１８０ＭＰａ、約３０ＭＰａ～約１５０ＭＰａ、約５０ＭＰａ～約１５０ＭＰａ、又は約１００ＭＰａ～約１５０ＭＰａであってよい。
いくつかの実施態様では、細胞不透過性層のＭＰＳはポロメトリー（porometry）によって測定して、約１ミクロン未満、約０．５０ミクロン未満、約０．３０ミクロン未満、又は約０．１０ミクロン未満である。ＭＰＳはポロメトリーによって測定して、約０．０５ミクロン～約１ミクロン、約０．１ミクロン～約０．８０ミクロン、約０．１ミクロン～約０．６ミクロン、約０．１ミクロン～約０．５ミクロン、又は約０．２ミクロン～約０．５ミクロンであってよい。
加えて、細胞不透過性層の厚さは約３０ミクロン未満、約２０ミクロン未満、約１０ミクロン未満、又は約５ミクロン未満である。厚さは約１ミクロン～約３０ミクロン、約１ミクロン～約２０ミクロン、約１ミクロン～約１０ミクロン、約５ミクロン～約１０ミクロン、又は約１ミクロン～約５ミクロンであってよい。細胞不透過性層の単位面積当たり質量（ＭｐＡ）は、約２５ｇ／ｍ２未満、約２０ｇ／ｍ２未満、約１０ｇ／ｍ２未満、約５ｇ／ｍ２、又は約３ｇ／ｍ２未満であってよい。ＭｐＡは、約３ｇ／ｍ２～約２５ｇ／ｍ２、約０．５ｇ／ｍ２～約２０ｇ／ｍ２、約０．５ｇ／ｍ２～約１０ｇ／ｍ２、又は約０．５ｇ／ｍ２～約５ｇ／ｍ２であってよい。
前述のように、生体適合性メンブレン複合体は第２層（すなわち緩和層）を含む。第２層は、緩和層内への血管組織の成長を許すのに十分に多孔質であり、いくつかの事例では、初期血管新生層としても作用する。緩和層は、異物巨細胞の形成を最小化、低減、抑制、又は防止するのに好適な環境を形成する一方、細胞不透過性層における血管へのアクセスを可能にする。緩和層内への血管組織の内方成長は、栄養素が細胞不透過性層を通って移行するのを促進する。本明細書では、血管内方成長を許すのに十分に大きい開口を有する層を「開放」層と呼ぶことがある。植え込まれた細胞のための酸素及び栄養素の源である血管は緩和層内に形成されることが必要なので、血管は、任意のカプセル化済み細胞に対する栄養素拡散のための距離が最小化されるように、細胞不透過性層に十分に近接している。細胞不透過性層の薄さは、拡散が発生しなければならない距離を短くするのを助ける。
血管組織が緩和層を通って細胞不透過性層まで内方成長すると、細胞不透過性層を横切る栄養素移行を促進する。緩和層は、異物巨細胞の形成の代わりに、細胞不透過性層に隣接して位置決めされた緩和層内への血管の十分な形成を可能にする環境を形成する。結果として、そして実施例に示されているように、異物巨細胞が十分な血管新生を妨げるように、異物巨細胞は細胞不透過性層と緩和層との界面に形成されることはない。なお、異物巨細胞は個別に細胞不透過性層と緩和層との界面に形成されることはあるが、しかしこれらはカプセル化済み細胞の成長のために必要となる血管新生を妨害又は阻止しない。
緩和層は少なくとも部分的に、固形フィーチャ間隔を有する複数の固形フィーチャを含むことにより特徴付けられる。これについて下で詳述する。本明細書中に使用される「固形フィーチャ（solid features）」は、緩和層及び／又は血管新生層の内部の三次元成分であって、環境力、例えば細胞運動（例えば細胞移動及び内方成長、宿主血管新生／内皮血管形成）に晒されたときに概ね運動不能且つ耐変形性である三次元成分であると定義することができる。細胞不透過性層における異物巨細胞のバリアの形成を低減又は緩和するのを容易にするために、緩和層に隣接する細胞不透過性層の表面に当接する固形フィーチャは、多数のマクロファージがこの界面で多核化異物巨細胞内へ融合するのを防止するのを助ける。いくつかの実施態様では、細胞不透過性層と当接する緩和層内の固形フィーチャは、細胞不透過性層に密接に結合されており、本明細書中ではこれを「結合型固形フィーチャ」と呼ぶ。「非結合型固形フィーチャ」は、細胞不透過性層に結合（密接に結合又はその他の形で結合）されていない、緩和層内部の固形フィーチャである。緩和層内の固形フィーチャは、例えば熱可塑性ポリマー、ポリウレタン、シリコーン、ゴム、エポキシ、及びこれらの組み合わせから形成されていてよい。
いくつかの実施態様では、緩和層の固形フィーチャは、細胞不透過性層によって画定された平面から外方へ向かって突出する。このような実施態様では、細胞不透過性層から突出した緩和層の固形フィーチャは、細胞不透過性層と密接に結合し、そして間隔を置くことができ、これにより、これらの固形フィーチャはこの緻密な細胞不透過性の界面における異物巨細胞の形成に対する障害物又はバリアを提供する。いくつかの実施態様では、固形フィーチャは緩和層のフィーチャ（例えばノード）であってよく、そして例えばフィブリル又は繊維によって互いに接続されてよい。別の実施態様では、固形フィーチャは細胞不透過性層の表面上に設けられ、且つ／又は他の形式で形成されてよく（例えば印刷された固形フィーチャ）、これにより固形フィーチャは、細胞不透過性層によって画定された平面によって画定された平面から外方へ向かって突出する。
緩和層がノード・フィブリルマイクロ構造（例えばフィブリル化ポリマーから形成される）を有する実施態様では、ノードは固形フィーチャであり、フィブリルは固形フィーチャではない。実際に、いくつかの実施態様では、フィブリルは、緩和層内にノードだけを残して取り除くことができる。緩和層内部のノードが固形フィーチャである実施態様では、細胞不透過性層に結合されたノードは結合型固形フィーチャである。少なくとも１つの実施態様では、緩和層は、ノード・フィブリルマイクロ構造を有する延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレンから形成される。
緩和層の固形フィーチャは、迅速な拡散時間的経過を必要とする用途のための生体適合性メンブレン複合体の拡散抵抗全体に不都合な影響を及ぼすことはない。緩和層の固形フィーチャはサイズが十分に小さいので、これらの固形フィーチャは細胞不透過性層を横切る拡散のために必要な孔面積の量に干渉しない。また、緩和層の厚さは、植え込み後の急性期中における間質からカプセル化済み細胞への酸素及び栄養素の物質輸送量を最大化するのに十分に薄い。固形フィーチャ間の間隔は、細胞不透過性層（すなわち緻密層）までの宿主組織の簡単且つ迅速な浸透／一体化を可能にするのに十分に開いていることにより、急性期の継続時間を短くする。「急性期」とは本明細書中では、宿主細胞／血管浸潤前の時間と定義される。
細胞不透過性層に隣接する固形フィーチャの固形フィーチャ間隔の大部分は、約５０ミクロン未満、約４０ミクロン未満、約３０ミクロン未満、約２０ミクロン未満、又は約１０ミクロン未満である。本明細書中に使用される「大部分」という用語は、測定されるパラメータの測定値の半分を上回る量（すなわち５０％超）を表すものとする。加えて、「固形フィーチャ間隔」という表現は、本明細書中では、２つの隣接する固形フィーチャ間の直線距離と定義される。本開示において、固形フィーチャは、これらのセントロイドが三角形の角を表し、この三角形の外接円が空の内部を有する場合に隣接すると考えられる。図１Ａに絵によって示されているように、指定の固形フィーチャ（Ｐ）を隣接固形フィーチャ（Ｎ）に接続することにより、三角形１００が形成されている。三角形において外接円１１０は固形フィーチャを内部に含有しない。固形フィーチャ（Ｘ）は、隣接固形フィーチャではない固形フィーチャを指定している。このように、図１Ａに示された事例では、固形フィーチャ間隔１３０は、指定された固形フィーチャ（Ｐ），（Ｎ）間の直線距離である。対照的に、三角形１６０から描かれた図１Ｂに示された外接円１５０は、固形フィーチャ（Ｎ）を含有しており、そしてこのようなものとして、緩和層（又は血管新生層）内の固形フィーチャ間隔を判断するために利用することはできない。図２は、延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレンから形成された緩和層内の固形フィーチャ２１０（白い形状）間の測定距離、例えば白い線２００を示す走査電子顕微鏡写真である。いくつかの実施態様では、固形フィーチャ間隔の大部分は、約５ミクロン～約４５ミクロン、約１０ミクロン～約４０ミクロン、約１０ミクロン～約３５ミクロン、又は約１５ミクロン～約３５ミクロンであってよい。
固形フィーチャはまた代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さを含む。固形フィーチャの代表短軸は本明細書中では、固形フィーチャにフィットされた楕円形の短軸の長さと定義される。この楕円形は固形フィーチャと同じ面積、配向、及びセントロイドを有する。固形フィーチャの代表長軸は本明細書中では、固形フィーチャにフィットされた楕円の長軸の長さと定義される。この楕円は固形フィーチャと同じ面積、配向、及びセントロイドを有する。長軸は、長さが短軸よりも大きいか又はこれと等しい。層の代表短軸及び代表長軸は、層内のフィーチャの測定されたすべての代表短軸及び代表長軸のそれぞれの中央値である。固形フィーチャ３１０をフィットさせるための楕円３２０の短軸及び長軸は図３Ａに絵によって示されている。固形フィーチャ３１０の代表短軸は矢印３００によって示され、固形フィーチャ３１０の代表長軸は矢印３３０によって示されている。緩和層内の固形フィーチャの大部分は、約３ミクロン～約２０ミクロン、約３ミクロン～約１５ミクロン、又は約３ミクロン～約１０ミクロンのサイズの短軸を有している。固形フィーチャ深さは、層（例えば緩和層又は血管新生層）の表面に対して垂直な軸における固形フィーチャの投影長さである。固形フィーチャ３１０の固形フィーチャ深さは図３Ｂに絵によって示されている。固形フィーチャ３１０の深さは線３４０によって示されている。少なくとも１つの実施態様では、固形フィーチャ深さは緩和層の厚さと等しいか又はこれよりも小さい。層の固形フィーチャ深さは、層内の測定されたすべての固形フィーチャ深さの中央値である。少なくとも１つの実施態様では、層内の代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さのうちの少なくとも２つの大部分が５ミクロン超である。
固形フィーチャがフィブリル又は繊維によって相互接続されている実施態様では、固形フィーチャを相互接続する境界は孔を形成する。これらの孔は、細胞内方成長及び血管新生を許し、且つ酸素及び栄養素の質量輸送に対する抵抗を形成しないほどに十分に開いている。孔有効直径は定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定され、走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像上で実施される。孔の「有効直径」は、表面孔の測定面積と等しい面積を有する円の直径と定義される。この関係は以下の等式によって定義される。
Figure 2022534546000003
図４を参照すると、有効直径は円４００の直径であり、表面孔は符号４２０によって示されている。表面の総孔面積は、その表面のすべての孔の面積の和である。層の孔サイズは、総孔面積のおよそ半分が孔サイズよりも小さな直径を有する孔から成り、且つ総孔面積の半分が孔サイズよりも大きいか又はこれに等しい直径を有する孔から成る、そのポイントを定義する孔の有効直径である。図５は孔サイズ５００（白色）、より小さなサイズの孔５１０（薄灰色）、及びより大きなサイズの孔５２０（濃灰色）を示している。画像のエッジと交差する孔５３０は解析から除外され、黒色で示されている。
緩和層の孔サイズは、ＳＥＭ画像上で実施される定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定して、有効直径で約１ミクロン～約９ミクロン、有効直径約３ミクロン～有効直径約９ミクロン、又は有効直径約４ミクロン～約９ミクロンであってよい。また、緩和層の厚さは約６０ミクロン未満、約５０ミクロン未満、約４０ミクロン未満、約３０ミクロン未満、又は約２０ミクロン未満である。緩和層の厚さは、約３ミクロン～約６０ミクロン、約１０ミクロン～約５０ミクロン、約１０ミクロン～約４０ミクロン、又は約１５ミクロン～約３５ミクロンであってよい。いくつかの実施態様では、緩和層のポロシティは約６０％超である。他の実施態様では、緩和層のポロシティは約７０％超、約８０％超、約９０％超、又は約９５％超である。いくつかの実施態様では、ポロシティは約９８％、又は約９９％であってよい。緩和層のポロシティは、約６０％～約９８％、約７０％～約９８％、又は約８０％～約９８％であってよい。
前述のように、生体適合性メンブレン複合体はさらに第３層（すなわち血管新生層）を含む。血管新生層は「開放」層である。この開放層は宿主からの付加的な血管貫通を許し、そして宿主の組織内部に生体適合性メンブレン複合体を迅速に固着させ取り付けるのを許す。加えて、血管新生層はカプセル化済み細胞を供給するのに十分な量の付加的な新血管の成長を有するための多孔質マトリックスを提供する。血管新生層は、宿主への一体化及び取り付けを可能にするための固形フィーチャがあるように構成されている。血管新生層は緩和層と同じ基準を満たさないので、これら２つは別個の、互いに区別可能な層である。血管新生層の固形フィーチャは、緩和層の固形フィーチャと比較して、固形フィーチャ間の空間及び孔サイズが増大しており、これにより、血管新生層内への組織又は血管のより迅速な内方成長を促進する。いくつかの実施態様では、血管新生層内の固形フィーチャの固形フィーチャ間隔の大部分は、約５０ミクロン超、約６０ミクロン超、約７０ミクロン超、又は約８０ミクロン超である。血管新生層内の固形フィーチャの大部分の固形フィーチャ間隔は、約５０ミクロン～約９０ミクロン、約６０ミクロン～約９０ミクロン、又は約７０ミクロン～約９０ミクロンである。
血管新生層の孔サイズ及び全厚は、栄養素及び酸素を細胞に提供するのに必要な付加的な血管量を有するための空間を提供するのに十分なものである。血管新生層の孔サイズは、ＳＥＭ画像上で実施される定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定して、有効直径で約９ミクロン超、有効直径で約２５ミクロン超、有効直径で約５０ミクロン超、有効直径で約７５ミクロン超、有効直径で約１００ミクロン超、有効直径で約１２５ミクロン超、有効直径で約１５０ミクロン超、有効直径で約１７５ミクロン超、又は有効直径で約２００ミクロン超であってよい。いくつかの実施態様では、血管新生層の孔サイズは、ＳＥＭ画像上で実施される定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定して、有効直径約９ミクロン～有効直径約２００ミクロン、有効直径約９ミクロン～有効直径約５０ミクロン、有効直径約１５ミクロン～有効直径約５０ミクロン、有効直径約２５ミクロン～有効直径約５０ミクロン、有効直径約５０ミクロン～有効直径約２００ミクロン、有効直径約７５ミクロン～有効直径約１７５ミクロンであってよい。
加えて、血管新生層の厚さは、約３０ミクロン超、約５０ミクロン超、約７５ミクロン超、約１００ミクロン超、約１２５ミクロン超、約１５０ミクロン超、又は約２００ミクロン超であってよい。加えて、血管新生層の厚さは、約３０ミクロン～約３００ミクロン、約３０ミクロン～約２００ミクロン、約３０ミクロン～約１００ミクロン、約１００ミクロン～約２００ミクロン、又は約１００ミクロン～約１５０ミクロンであってよい。少なくとも１つの実施態様では、血管新生層の厚さは、細胞不透過性層と緩和層との複合厚の少なくとも２倍である。いくつかの実施態様では、血管新生層の厚さは、細胞不透過性層の厚さと緩和層の厚さとの厚さの和よりも大きい。加えて、血管新生層内の固形フィーチャの大部分の代表短軸は、５０ミクロン未満、約４０ミクロン未満、約３０ミクロン未満、約２０ミクロン未満、約１０ミクロン未満、約５ミクロン未満、又は約３ミクロン未満である。いくつかの実施態様では、血管新生層内の固形フィーチャの大部分の代表短軸は、約３ミクロン～約４０ミクロン、約３ミクロン～約３０ミクロン、約３ミクロン～約２０ミクロン、約３ミクロン～約１０ミクロン、又は約２０ミクロン～約４０ミクロンである。血管新生層内に存在する固形フィーチャ、例えば不織布の連続繊維はまた、短軸よりも長さが大きい長軸を有しており、長さにおいて事実上制限されなくてよい。血管新生層内の固形フィーチャはまた、血管新生層の全厚よりも小さいか又は全厚に等しい深さを有している。
いくつかの実施態様では、細胞不透過性層を含む生体適合性メンブレン複合体は不連続に配置された穴で穿孔されている。穿孔のサイズ、数、及び位置は、細胞の機能を最適化するように選択することができる。わずか１つの穿孔穴が存在していてよい。穿孔は、宿主血管組織（例えば毛細血管）が生体適合性メンブレン複合体を通過するのに十分なサイズを有することにより、例えばカプセル化された膵臓細胞型を支持する。細胞不透過性層は、不連続な穿孔の場所で細胞不透過性層の部分が除去されていることに基づき、穿孔が存在しない場所では、微細孔質の免疫隔離バリアとしてのその機能を維持する一方、細胞不透過性層はその全体としてはもはや細胞不透過性ではない。なぜならば、不連続な穿孔は生体適合性メンブレン複合体を通過するための血管内方成長及び宿主からの細胞接触を許すからである。穿孔された細胞不透過性層を含有する細胞カプセル化デバイスの実施態様が、宿主の免疫細胞の、細胞との接触を可能にするので、宿主が免疫不全であるか又は免疫抑制剤で治療されているのでない限り、細胞はもはや免疫拒絶からもはや保護されることはない。
（例えばカプセル化デバイスにおいて）細胞床厚が維持されるようにｉｎ ｖｉｖｏの歪みを最小化するために、生体適合性メンブレン複合体に任意の補強構成部分を設けることができる。このような付加的な任意の補強構成部分は生体適合性メンブレン複合体に、生体適合性メンブレン複合体自体よりも大きな剛性を提供することによって、機械的な支持をもたらす。このような任意の補強構成部分は事実上連続していてもよく、あるいは生体適合性メンブレン複合体上の不連続領域内に存在してもよく、例えば生体適合性メンブレン複合体の表面全体にわたってパターン化されてよく、あるいは特定の位置、例えば生体適合性メンブレン複合体の周辺を巡って配置されてもよい。メンブレン複合体の表面上の補強構成部分に適した非限定的なパターンはドット、直線、角度付き線、曲線、点線、格子などを含む。補強構成部分を形成するパターンは単独又は組み合わせで使用することができる。加えて、補強構成部分は事実上一時的なもの（生体吸収性材料から形成される）であってよく、又は事実上永久的なもの（例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）メッシュ又はニチノール）であってもよい。当業者には明らかなように、構成部分の剛性の影響は、単一の構成部分の剛性にだけ依存するのではなく、最終デバイス形態における補強構成部分の位置及び拘束状態にも依存する。構成部分（例えば補強構成部分）が生体適合性メンブレンに剛性を付加するのに実際に有用であるように、補強構成部分は約０．０１Ｎ／ｃｍよりも大きい剛性を有するべきではあるものの、必要とされる剛性の最終的な判断は、完成済みの細胞カプセル化デバイスにおける位置及び拘束状態に依存する。いくつかの実施態様では、補強構成部分の剛性は、約０．０１Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍ、約０．０５Ｎ／ｃｍ～約４Ｎ／ｃｍ、約０．１Ｎ／ｃｍ～約３Ｎ／ｃｍ、又は約０．３Ｎ／ｃｍ～約２Ｎ／ｃｍであってよい。
少なくとも１つの実施態様では、補強構成部分を血管新生層の外面上に設けることにより、生体適合性メンブレン複合体を環境力に対して強化することができる。このような配向において、補強構成部分は、血管内方成長を許すのに十分な孔サイズを有しており、したがって「開放」層と考えられる。補強構成部分として有用な材料は、生体適合性メンブレン複合体よりも著しく高い剛性を有する材料を含む。このような材料の一例としては、開放メッシュ生体材料布地、織布、不織布（例えば繊維又は糸の収集体）、及び繊維性マトリックスが単独又は組み合わせで挙げられる。別の実施態様では、パターン化格子、スクリーン、ストランド、又はロッドを補強構成部分として使用することができる。補強構成部分は、細胞不透過性層に隣接する生体適合性メンブレンの外面上に位置決めされてよい（例えば１０Ｃ参照）。このような配向において、補強構成部分と細胞不透過性層との間に細胞が位置するのに十分な間隔がある限り、補強構成部分は、細胞・栄養素不透過性の緻密層であってよい。加えて、補強構成部分は複合層内部又は複合層間の不連続領域で配向されていてよく、あるいは複合層自体が補強構成部分であってもよい（例えば図１０Ａ、１０Ｂ、及び１０Ｄ参照）。言うまでもなく、補強構成部分は生体適合性メンブレンの外側、内側、又は内部に配置されていてよく、あるいはこれらの組み合わせで配置されていてもよい。
少なくとも１つの実施態様では、細胞不透過性層と緩和層と血管新生層とを、１種又は２種以上の生体適合性接着剤によって互いに結合することにより、生体適合性メンブレン複合体を形成する。接着剤は、細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層のうちの１つ又は２つ以上の層の表面に、不連続又は密接な結合を形成するように被着することができる。本明細書中に使用される「不連続な結合」又は「不連続に結合された」という表現は、定義された領域の連続的な周辺を巡る点及び／又は線の意図的なパターンを成す結合又は結合部を含むものとする。好適な生体適合性接着剤の一例としては、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）、ポリカーボネートウレタン、ＴＦＥ及びＰＡＶＥから成る熱可塑性フルオロポリマー、ＥＦＥＰ（エチレンフッ素化エチレンプロピレン）、ＰＥＢＡＸ（ポリエーテルアミド）、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）、Carbosil（登録商標）（シリコーンポリカーボネートウレタン、Elasthane（登録商標）（ポリエーテルウレタン）、PurSil（登録商標）（シリコーンポリエーテルウレタン）、ポリウレタン、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）、エチレンクロロテトラフルオロエチレン（ＥＣＴＦＥ）、ペルフルオロアルコキシ（ＰＦＡ）、ポリプロピレン、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、及びこれらの組み合わせが挙げられる。緩和層は細胞不透過性層に密接に結合されてよい。血管新生層は緩和層に密接に又は不連続的に結合されてよい。少なくとも１つの実施態様では、緩和層は細胞不透過性層に密接に結合されている。いくつかの実施態様では、細胞不透過性層と緩和層とは複合層として同時延伸される。細胞不透過性層及び緩和層、又は細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層の実施態様では、測定された複合体Ｚ強度は１００ｋＰａよりも大きくてよい。加えて、測定された複合体ｚ強度は、約１００ｋＰａ～約１３００ｋＰａ、約１００ｋＰａ～約１１００ｋＰａ、約１００ｋＰａ～約９００ｋＰａ、約１００ｋＰａ～約７００ｋＰａ、約１００ｋＰａ～約５００ｋＰａ、約１００ｋＰａ～約３００ｋＰａ、又は約１００ｋＰａ～約２００ｋＰａであってよい。
細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層のうちの少なくとも１つは、ポリマーメンブレン、又は繊維又は糸の製織又は不織収集体、又は繊維性マトリックスから単独又は組み合わせで形成されてよい。細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層のうちの任意の１つ又はすべてのために使用し得るポリマーの非限定的な一例としては、アルギネート、セルロースアセテート、ポリアルキレングリコール、例えばポリエチレングリコール及びポリプロピレングリコール、パンビニル（panvinyl）ポリマー、例えばポリビニルアルコール、キトサン、ポリアクリレート、例えばポリヒドロキシエチルメタクリレート、アガロース、加水分解ポリアクリロニトリル、ポリアクリロニトリルコポリマー、ポリビニルアクリレート、例えばポリエチレン－コ－アクリル酸、ポリアルキレン、例えばポリプロピレン、ポリエチレン、ポリフッ化ビニリデン、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）、ペルフルオロアルコキシアルカン（ＰＦＡ）、ポリエステルスルホン（ＰＥＳ）、ポリウレタン、ポリエステル、及びこれらのコポリマー及び組み合わせが挙げられる。
いくつかの実施態様では、細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層を形成するポリマーメンブレンを形成するポリマーはフィブリル化可能ポリマーである。本明細書中に使用されるフィブリル化可能とは、ポリマーメンブレンにフィブリルを導入する能力、一例としては固形フィーチャ部分をフィブリルへ変換させる能力を意味する。例えば、フィルビルは固形フィーチャ間のギャップを跨ぐ固形エレメントである。フィブリルは概ね、環境力への暴露時の耐変形性を有しておらず、したがって変形可能である。変形可能なフィルビルの大部分の直径は、約２ミクロン未満、約１ミクロン未満、約０．７５ミクロン未満、約０．５０ミクロン未満、又は約０．２５ミクロン未満であってよい。いくつかの実施態様では、フィブリルの直径は、約０．２５ミクロン～約２ミクロン、約０．５ミクロン～約２ミクロン、又は約０．７５ミクロン～約２ミクロンであってよい。
細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層のうちの１つ又は２つ以上の層を形成するために使用することができるフィブリル化可能ポリマーの一例としては、テトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）ポリマー、例えばポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、延伸ＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）、改質ＰＴＦＥ、ＴＦＥコポリマー、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、Sbrigliaの米国特許出願公開第２０１６／００３２０６９号明細書に教示されたポリ（ｐ－キシリレン）（ｅＰＰＸ）、Sbrigliaの米国特許第９，９２６，４１６号明細書に教示された多孔質超高分子量ポリエチレン（ｅＵＨＭＷＰＥ）、Sbrigliaの米国特許第９，９３２，４２９号明細書に教示された多孔質エチレンテトラフルオロエチレン（ｅＥＴＦＥ）、及びSbrigliaの米国特許第９，４４１，０８８号明細書に教示された多孔質フッ化ビニリデン－コ－テトラフルオロエチレン又はトリフルオロエチレン［ＶＤＦ－コ－（ＴＦＥ又はＴｒＦＥ）］ポリマーが挙げられる。
いくつかの実施態様では、フィブリル化可能ポリマーは、フルオロポリマーメンブレン、例えば延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレンである。延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレン（及び他のフィブリル化ポリマー）はノード・フィブリルマイクロ構造を有している。ノード・フィブリルマイクロ構造では、ノードはフィブリルによって相互接続され、孔はメンブレン全体にわたってノード及びフィブリルの間に位置する空間である。本明細書中に使用される「ノード」という用語は、ほとんどがポリマー材料から成る固形フィーチャを意味するものとする。変形可能なフィブリルが存在する場合には、ノードは複数のフィブリルの接合部に位置する。いくつかの実施態様では、フィルビルはメンブレンから、例えばプラズマエッチングによって除去することができる。少なくとも１つの実施態様では、延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレンが細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層のうちの１つ又は２つ以上の層に使用される。延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレン、例えばGoreの米国特許第３，９５３，５６６号明細書、Bacino他の米国特許第７，３０６，７２９号明細書、Bacinoの米国特許第５，４７６，５８９号明細書、Bacino の国際公開第９４／１３４６９号パンフレット、Branca他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書、又はBranca他の米国特許第５，１８３，５４５号明細書に記載された方法に基づき調製された延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレンがここでは使用されてよい。
いくつかの実施態様では、細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層のうちの１つ又は２つ以上の層が、フルオロポリマーメンブレン、一例としては延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレン、改質ｅＰＴＦＥメンブレン、テトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）コポリマーメンブレン、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、又はフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）メンブレンから形成される。さらなる実施態様では、血管新生層は、織布及び不織布（例えばスパンボンド不織布、メルトブローン繊維材料、電気スパンナノ繊維など）、非フルオロポリマーメンブレン、例えばポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、ナノ繊維、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、ポリアリールスルホン、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリエチレン、ポリプロピレン、及びポリイミドを含む生体適合性布地を含んでよい。いくつかの実施態様では、血管新生層はスパンボンドポリエステル、又は延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレンである。
いくつかの実施態様では、緩和層、血管新生層、又は補強構成部分のうちの少なくとも１つが、不織布から形成されている。多くのタイプの不織布があり、そのそれぞれはシートの織りの緻密さ及び厚さを変化させることができる。フィラメント断面は三葉状であってよい。不織布は、製織又は編成以外のプロセスによって製造される接着布地、成形布地、又はエンジニアード布地であってよい。いくつかの実施態様では、不織布は、主として又は全体的に繊維、例えばウェブ、シート、又はバットに集成されたステープルファイバーから成る多孔質のテキスタイル様材料である。不織布の構造は、典型的にはランダムに配列された、例えばステープルファイバーの配列に基づいている。加えて、テキスタイル業界において知られている種々の技術によって、不織布を形成することができる。種々の方法は、カーデッド、ウェットレイド、メルトブローン、スパンボンデッド、又はエアレイド不織布材料を形成することができる。非限定的な方法及び基材が例えばColter他の米国特許出願公開第２０１０／０１５１５７５号明細書に記載されている。１つの実施態様では、不織布はポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）である。別の実施態様では、不織布はスパンボンドポリエステルである。不織布の密度は処理条件に応じて変化してよい。１つの実施態様では、不織布は、坪量が約０．４０～約１．００（ｏｚ／ｙｄ２）、公称厚が約１２７～約２２８ミクロン、そして繊維直径が約０．５ミクロン～約２６ミクロンのスパンボンドポリエステルである。フィラメント断面は三葉状である。いくつかの実施態様では、不織布は生体吸収性である。
いくつかの実施態様では、血管新生層及び補強構成部分のうちの１つ又は２つ以上が不浸透性（例えば生分解性）であることが望ましい場合がある。このような事例では、血管新生層及び／又は補強構成部分を形成するために、生分解材料が使用されてよい。生分解性材料の好適な一例としては、ポリグリコリド：トリメチレンカーボネート（ＰＧＡ：ＴＭＣ）、ポリアルファヒドロキシ酸、例えばポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリ（グリコリド）、及びポリ（ラクチド－コ－カプロラクトン）、ポリ（カプロラクトン）、ポリ（カーボネート）、ポリ（ジオキサノン）、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバレレート）、ポリ（ヒドロキシブチレート－コ－バレレート）、Sbrigliaの米国特許出願公開第２０１６／００３２０６９号明細書で教示されている延伸ポリパラキシリレン（ｅＰＬＬＡ）、及びこれらのコポリマー及びブレンドが挙げられる。あるいは、血管新生層を生体吸収性材料で被覆してもよく、又は生体吸収性材料を血管新生層中又は血管新生層上に粉末の形態で取り込むこともできる。被膜付き材料は感染部位低減、血管新生化、及び好ましい１型コラーゲン堆積を促進することができる。
生体適合性メンブレン複合体は少なくとも部分的に表面被膜、例えば両性イオン非ファウリング被膜、親水性被膜、又はＣＢＡＳ（登録商標）／ヘパリン被膜（W.L. Gore & Associates, Inc.から商業的に入手可能）を有してよい。表面被膜はこれに加えて又はこの代わりに、抗菌薬、抗体（例えば抗ＣＤ４７抗体（抗線維化））、医薬品、及び他の生物活性分子（例えば血管新生の刺激因子、例えばＦＧＦ、ＶＥＧＦ、エンドグリン、ＰＤＧＦ、アンジオポエチン、及びインテグリン、抗線維化物質、例えばＴＧＦｂ阻害物質、シロリムス、ＣＳＦ１Ｒ阻害物質、及び抗ＣＤ４７抗体、抗炎症／免疫調節薬、例えばＣＸＣＬ１２、及びコルチコステロイド）、及びこれらの組み合わせを含有してもよい。
いくつかの実施態様では、緩和層及び血管新生層のうちの一方又は両方の層の固形フィーチャは、マイクロリソグラフィ、マイクロモールディング、機械加工、又はポリマー（例えば熱可塑性）を細胞不透過性層上に印刷（又はレイダウン）することによって、固形フィーチャの少なくとも一部を形成することができる。任意のコンベンショナルな印刷技術、例えば転写被覆、スクリーン印刷、グラビア印刷、インクジェット印刷、パターン化吸収（patterned imbibing）、及びナイフ塗布を利用して、熱可塑性ポリマーを細胞不透過性層上に置くことができる。図６Ａは、細胞不透過性層６１０上に位置決めされた固形フィーチャ６２０の形態を成す熱可塑性ポリマーを示している（印刷が完了した後）。固形フィーチャ６２０はフィーチャ間隔６３０を有している。固形フィーチャを形成するためのジオメトリの一例としては、破線（図６Ｂ参照）、ドット及び点線（図６Ｃ、６Ｇ参照）、幾何学的形状（図６Ｈ参照）、直線（図６Ｄ参照）、角度付き線（図６Ｆ参照）、曲線、格子（図６Ｅ参照）など、及びこれらの組み合わせが挙げられる。
緩和層の固形フィーチャを形成するために使用される材料の一例としては、ポリウレタン、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリエーテルアミド、ポリエーテルエーテルケトン、ポリフェニルスルホン、ポリスルホン、シリコーンポリカーボネートウレタン、ポリエーテルウレタン、ポリカーボネートウレタン、シリコーンポリエーテルウレタン、ポリエステル、ポリエステルテレフタレート、溶融処理可能なフルオロポリマー、例えばフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）、テトラフルオロエチレン－（ペルフルオロアルキル）ビニルエーテル（ＰＦＡ）、エチレンとテトラフルオロエチレン（ＥＴＦＥ）との交互コポリマー、テトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）とヘキサフルオロプロピレン（ＨＦＰ）とフッ化ビニリデン（ＴＨＶ）とのターポリマー、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、及びこれらの組み合わせが挙げられる。いくつかの実施態様では、パターンフィーチャを形成するためにポリテトラフルオロエチレンを使用することができる。さらなる実施態様では、固形フィーチャを別々に形成し、細胞不透過性層（図示せず）の表面に付着させることができる。
図７には生体適合性メンブレン複合体７００が示されている。生体適合性メンブレン複合体７００は細胞不透過性層７１０と、緩和層７２０と、血管新生層７３０と、任意の補強層７４０とを含む。図示の実施態様では、固形フィーチャ７５０を細胞不透過性層７１０の表面に結合することにより、緩和層７２０内部に結合型フィーチャを形成している。いくつかの実施態様では、固形フィーチャ７５０は血管新生層７３０の孔内には貫通していない。固形フィーチャ７５０は、本質的に同じ高さ及び幅であり且つ細胞不透過性層７１０と血管新生層７３０との間に延びるものとして図７に示されてはいるものの、言うまでもなく、これは一例であり、固形フィーチャ７５０は高さ及び／又は幅が様々であってよい。固形フィーチャ７５０間の距離は固形フィーチャ間隔７６０である。
図８は生体適合性メンブレン複合体８００である。生体適合性メンブレン複合体８００は細胞不透過性層８１０と、緩和層８２０と、血管新生層８３０と、任意の補強層８４０とを含む。図示の生体適合性メンブレン複合体の場合、固形フィーチャ８５０，８８０は、高さ及び幅が異なるノードであり、そして細胞不透過性層８１０と血管新生層８３０との間の距離を延びても延びなくてもよい。固形フィーチャ８５０，８８０はフィブリル８７０によって接続されている。図８において、固形フィーチャ深さの大部分は、緩和層８２０の総厚よりも小さい。固形フィーチャ８８０は結合型固形フィーチャである。
図９を参照すると、細胞不透過性層９１０と、緩和層９２０と、血管新生層９３０と、任意の補強層９４０とを含む生体適合性メンブレン複合体９００が示されている。この実施態様では、緩和層９２０内部の固形フィーチャは、ｅＰＴＦＥメンブレン内に形成された、緩和層９２０のノードである。ノード９５０，９８０はフィブリル９７０によって相互接続されている。ノード９５０，９８０は緩和層９２０内部に位置決めされている。しかしながら、ノード９８０は緩和層９２０内部にあるだけではなく、細胞不透過性層９１０とも接触しており、細胞不透過性層９１０に密接に結合されている。
上述のように、補強構成部分は複合層内部又は複合層間の不連続領域で配向されてよい。図１０Ａに示された１つの非限定的な実施態様では、補強構成部分１０３０は細胞不透過性層１０００上の不連続領域として形成されており、そして生体適合性メンブレン複合体１０５０の緩和層１０１０内部に位置決めされている。血管新生層１０２０は参考のためだけに示されている。図１０Ｂに示された実施態様では、補強構成部分１０３０は緩和層１０１０上に不連続領域として位置決めされており、そして生体適合性メンブレン複合体１０５０の血管新生層１０２０内部に位置決めされている。細胞不透過性層１０００は参考のためだけに示されている。図１０Ｃに示されたさらに別の非限定的な実施態様では、補強構成部分１０３０は、生体適合性メンブレン複合体１０５０の外側にある。具体的には、補強構成部分１０３０は細胞不透過性層１０００の、緩和層１０１０とは反対側に位置決めされている。血管新生層１０２０は参考のためだけに示されている。図１０Ｄを参照すると、補強構成部分１０３０は、生体適合性メンブレン複合体１０５０の緩和層１０１０と血管新生層１０２０との間に配置されている。細胞不透過性層１０００は参考のためだけに示されている。
本明細書中に記載された実施態様において、緩和層１１００は、ポリマーを（上記のような）所定のパターンで置く又は堆積することによって形成することができる。パターンは、図１１Ａに全体的に示されているように、以下のもの、すなわち固形フィーチャサイズ（すなわち短軸）１１１０、固形フィーチャ間隔１１２０、固形フィーチャ深さ１１６０、厚さ１１３０、フィブリルの不在、及び／又は孔サイズ（ＳＥＭ画像上で実施される定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定する）のうちの１つ又は２つ以上によって特徴付けられる。細胞不透過性層１１５０が参考のためだけに示されている。
図１１Ｂは、ノード・フィブリルマイクロ構造を有するポリマーから形成された緩和層１２００を示している。ノード・フィブリルマイクロ構造は、以下のもの、すなわち固形フィーチャサイズ（すなわち短軸）１２１０、固形フィーチャ間隔１２２０、固形フィーチャ深さ１２７０、厚さ１２３０、フィブリル１２６０の存在、及び／又は孔サイズ（ＳＥＭ画像上で実施される定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定する）１２４０のうちの１つ又は２つ以上によって特徴付けられる。細胞不透過性層１２５０が図１１Ｂに参考のためだけに示されている。
また、本明細書中に記載された実施態様では、血管新生層１３００は、図１２に全体的に示されているように、以下のもの、すなわち厚さ１３１０、孔サイズ１３２０、固形フィーチャサイズ（すなわち短軸）１３４０、及び固形フィーチャ間隔１３３０のうちの１つ又は２つ以上によって特徴付けられる。細胞不透過性層１３５０及び緩和層１３６０が参考だけのために示されている。
生体適合性メンブレン複合体は、一例としてはハウジング、チャンバ、パウチ、チューブ、又はカバーを含む種々の形態に製造することができる。１実施態様では、生体適合性メンブレン複合体は、図１３Ａに示された細胞カプセル化デバイスを形成している。図１３Ａは、生体適合性メンブレン複合体の２つの層から形成された細胞カプセル化デバイス１４００を示す上面図である。これらの層は、周囲１４１０の一部に沿ってシールされている。生体適合性メンブレン複合体１４２０の外層だけが図１３Ａに示されている。細胞カプセル化デバイス１４００は、細胞を含有するための内側チャンバ（図示せず）と、内側チャンバ内へ延びて内側チャンバと流体連通しているポート１４３０とを含む。
図１３Ｂは、図１３Ａの細胞カプセル化デバイスを示す断面図である。図示のように、第１生体適合性メンブレン複合体１４５０は第２生体適合性メンブレン複合体１４６０に隣接して位置決めされている。生体適合性メンブレン複合体１４５０，１４６０はそれぞれ細胞不透過性層１４７０と、緩和層１４８０と、血管新生層１４９０とを含む。任意の補強構成部分は図１３Ｂには示されていないが、しかしこれをこの実施態様で利用することもできる。２つのメンブレン複合体１４５０，１４６０の間には、細胞（及び／又は他の生物学的存在物）の配置のためにチャンバ１４３５（すなわち管腔）が配置されている。
本開示を全体的に説明してきたが、下に示すある特定の実施例を参照することによってさらなる理解を得ることができる。これらの実施例は例示を目的にして提供されるにすぎず、特に断りのない限りすべて包括的又は限定的なものであるようには意図されない。
試験法
ポロシティ
層のポロシティはここでは層の総体積と比較した、孔空間から成る層体積比率と定義される。ポロシティは下記等式を用いて、固体画分の密度に対する、固体画分とボイド画分とから成る多孔質構造の嵩密度を比較することにより計算される。
Figure 2022534546000004
厚さ
複合体内の層の厚さを、断面ＳＥＭ画像の定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定した。メンブレンを接着剤に固定し、液体窒素冷却されたカミソリ刃を使用して手でフィルムをカットし、次いで接着剤を背面に有するフィルムを直立させて、断面が鉛直方向になるようにすることによって、断面ＳＥＭ画像を生成した。次いで試料をEmitech K550Xスパッタコータ（Quorum Technologies Ltd, UKから商業的に入手可能）及び白金ターゲットを使用してスパッタ塗布した。次いでThermo ScientificのFEI Quanta 400走査電子顕微鏡写真を用いて、試料を画像形成した。
次いで、国立衛生研究所（ＮＩＨ）のImageJ 1.51hを使用して、断面ＳＥＭ画像内部の層の厚さを測定した。ＳＥＭによって提供されたスケールに関して画像スケールを設定した。フリーハンドツールを使用して、当該層を単離してクリッピングした。次いで少なくとも１０本の等しい間隔を置いた線を、層厚の方向に描いた。すべての線の長さを測定して平均することにより層厚を定義した。
最大引張荷重
5500シリーズInstron（登録商標）電気機械的試験システムを使用して、材料の最大引張荷重を試験した。D412F又はD638-Vドッグボーン・ダイを使用して当該軸に配向した状態で試料をカットした。次いでInstron（登録商標）テスターグリップ内に試料を装填し、（Ｄ４１２Ｆ試料に対しては）一定速度２０ｉｎ／ｍｉｎ又は（Ｄ６８３－Ｖ試料に対しては）３ｉｎ／ｍｉｎで失敗するまで試験した。試験中に維持された最大荷重を、試験片ゲージ幅（Ｄ４１２Ｆ試料は６．３５ｍｍ、Ｄ６３８－Ｖ試料は３．１７５ｍｍ）によって正規化することにより、最大引張荷重を定義した。
引張強度
5500シリーズInstron（登録商標）電気機械的試験システムを使用して、材料の引張強度を試験した。特に断りのない限り、被膜の被着前に材料の引張強度を試験した。D412F又はD638-Vドッグボーン・ダイを使用して試料をカットした。次いでInstron（登録商標）テスターグリップ内に試料を装填し、（Ｄ４１２Ｆ試料に対しては）一定速度２０ｉｎ／ｍｉｎ又は（Ｄ６８３－Ｖ試料に対しては）３ｉｎ／ｍｉｎで失敗するまで試験した。最大荷重を、（ゲージ幅×材料厚として定義された）試験面積によって正規化することにより、引張応力を定義した。材料を垂直方向（Ｄ１及びＤ２)において試験し、そして各方向の最大応力を用いて、下記等式により材料の幾何平均引張強度を計算した。
Figure 2022534546000005
複合体結合強度（Ｚ強度）
5500シリーズInstron（登録商標）電気機械的試験システムを使用して、材料の複合体結合強度を試験した。特に断りのない限り、被膜の被着前に材料の引張強度を試験した。3M 9500PC両面テープを使用して１”ｘ１”鋼プラテンに試料を固定し、対向する１”ｘ１”鋼プラテンと一緒に、3M 9500PC両面テープがその表面上に位置する状態でInstron（登録商標）内へ装填した。特徴的な圧縮荷重１００１Ｎを６０秒間にわたって加えることにより、接着剤を構造に部分的に浸透させておいた。この結合後、プラテンを失敗するまで一定速度２０ｉｎ／ｍｉｎで分離した。最大荷重を試験面積（１”ｘ１”の試験面積と定義される）によって正規化することにより複合体結合を定義した。
質量／面積
試料を（手、レーザー、又はダイによって）既知のジオメトリにカットした。特に断りのない限り、被膜の被着前に材料の引張強度を試験した。試料の寸法を測定又は検証し、面積をｍ２で計算した。次いで較正されたスケール上で試料をグラムで秤量した。質量（グラム）を面積（ｍ２）で割り算することにより、単位面積当たり質量をｇ／ｍ２で計算した。
ＳＥＭ試料の調製
先ず、メンブレン複合体又はメンブレン複合体層を接着剤にハンドリングのために、画像形成しようとする側とは反対の側が接着剤に面する状態で固定することにより、ＳＥＭ試料を調製した。次いでフィルムをカットすることにより、画像形成のためのほぼ３ｍｍ ｘ ３ｍｍの面積を提供した。次いでEmitech K550Xスパッタコータ及び白金ターゲットを使用して試料をスパッタ塗布した。Thermo ScientificのFEI Quanta 400走査電子顕微鏡を使用して、ロバスト解析のための十分な数のフィーチャの可視化を可能にする一方で、解析されたそれぞれのフィーチャの最小寸法が少なくとも５画素の長さであることを保証する倍率及び解像度で画像を撮影した。
固形フィーチャ間隔
国立衛生研究所（ＮＩＨ）のImageJ 1.51hにおいてＳＥＭ画像を解析することにより、固形フィーチャ間隔を割り出した。ＳＥＭ画像によって提供されたスケールに基づいて画像スケールを設定した。サイズに基づく閾値化／シェーディング及び／又は手動識別の組み合わせによって、フィーチャを識別し単離した。構造が、不連続な固形フィーチャを有する構造とは異なり、連続構造、例えば不織布又はエッチングされた表面から成る事例では、固形フィーチャは、ボイドを取り囲む構造の部分として定義され、固形フィーチャの対応する間隔は、ボイドの一方の側から反対の側へ延びる。フィーチャを単離した後、ドローネ三角形分割法を実施して隣接フィーチャを識別した。画像のエッジを超えて延びる外接円を有する三角形分割は解析から度外視した。隣接フィーチャの最も近いエッジ間に線を引き、その長さを測定することにより、隣接フィーチャ間の間隔を定義した（例えば図１Ａ参照）。測定されたすべての固形フィーチャ間隔の中央値は、測定された固形フィーチャ間隔の半分以下であり、且つ測定された固形フィーチャ間隔の半分以上である値をマークする。したがって、測定された中央値が何らかの値を上回るか又は下回る場合、測定値の大部分も同様にその値を上回るか又は下回る。このようなものとして、中央値は、固形フィーチャ間隔の大部分を表すための要約統計量として用いられる。
代表短軸及び代表長軸の測定
ＮＩＨのImageJ 1.51hにおいてメンブレン表面ＳＥＭ画像を解析することにより、代表短軸を測定した。ＳＥＭ画像によって提供されたスケールに基づいて画像スケールを設定した。サイズに基づく閾値化／シェーディング及び／又は手動識別の組み合わせによって、フィーチャを識別し単離した。フィーチャを単離した後、組み込まれた粒子分析能力を利用して、代表楕円の長軸及び短軸を割り出した。この楕円の短軸は測定されたフィーチャの代表短軸である。この楕円の長軸は測定されたフィーチャの代表長軸である。測定されたすべての短軸の中央値は、測定された短軸の半分以下であり、且つ測定された短軸の半分以上である値をマークする。同様に、測定されたすべての長軸の中央値は、測定された長軸の半分以下であり、且つ測定された長軸の半分以上である値をマークする。両方の事例において、測定された中央値が何らかの値を上回るか又は下回る場合、測定値の大部分も同様にその値を上回るか又は下回る。このようなものとして、中央値は、代表短軸及び代表長軸の大部分を表すための要約統計量として用いられる。
固形フィーチャ深さ
メンブレン断面のＳＥＭ画像の定量的画像解析（ＱＩＡ）を用いることによって、固形フィーチャ深さを割り出した。フィルムを接着剤に固定し、液体窒素冷却されたカミソリ刃を使用して手でフィルムをカットし、次いで接着剤を背面に有するフィルムを直立させて、断面が鉛直方向になるようにすることによって、断面ＳＥＭ画像を生成した。次いで試料をEmitech K550Xスパッタコータ（Quorum Technologies Ltd, UKから商業的に入手可能）及び白金ターゲットを使用してスパッタ塗布した。次いでThermo ScientificのFEI Quanta 400走査電子顕微鏡写真を用いて、試料を画像形成した。
次いで、国立衛生研究所（ＮＩＨ）のImageJ 1.51hを使用して、断面ＳＥＭ画像内部のフィーチャの深さを測定した。ＳＥＭによって提供されたスケールに関して画像スケールを設定した。サイズに基づく閾値化／シェーディング及び／又は手動識別の組み合わせによって、フィーチャを識別し単離した。フィーチャを単離した後、組み込まれた粒子分析能力を利用して、フェレット直径と、それぞれの固形フィーチャのフェレット直径軸及び水平平面によって定義された軸によって形成された角度とを計算する。フェレット直径は、ＳＥＭ画像の平面内のフィーチャの境界上の任意の２点間の最長距離である。フェレット直径軸は、これら２点によって定義された線である。層厚の方向における各固形フィーチャのフェレット直径の投影を、下記等式によって計算した。
Figure 2022534546000006
層厚の方向における最長軸の投影は、測定されたフィーチャの固形フィーチャ深さである。測定されたすべての固形フィーチャ深さの中央値は、測定された固形フィーチャ深さの半分以下であり、且つ測定された固形フィーチャ深さの半分以上である値をマークする。したがって、測定された中央値が何らかの値を上回るか又は下回る場合、測定値の大部分も同様にその値を上回るか又は下回る。このようなものとして、中央値は、固形フィーチャ間隔の大部分を表すための要約統計量として用いられる。
ポアサイズ
ＮＩＨのImageJ 1.51hにおいてＳＥＭ画像を解析することにより、ポアサイズを割り出した。ＳＥＭ画像によって提供されたスケールに基づいて画像スケールを設定した。サイズに基づく閾値化／シェーディング及び／又は手動識別の組み合わせによって、孔を識別し単離した。孔を単離した後、組み込まれた粒子分析能力を利用して、各ポアの面積を割り出した。測定されたポア面積を下記等式によって、「有効直径」に変換した。
Figure 2022534546000007
孔面積を合計することにより、孔によって定義された表面の総面積を定義する。これは表面の総孔面積である。層の孔サイズは、総孔面積のおよそ半分が孔サイズよりも小さな直径を有する孔から成り、且つ総孔面積の半分が孔サイズよりも大きいか又はこれに等しい直径を有する孔から成る、そのポイントを定義する孔の有効直径である。
ＭＰＳ（最大孔サイズ）
Anton PaarのQuantachrome 3Gzhポロメーター及び湿潤溶液としてシリコーン油（２０．１ ｄｙｎｅ／ｃｍ）を使用して、ＡＳＴＭ Ｆ３１６により最大孔サイズ又はＭＰＳを測定した。
剛性
未補強及び補強済みのプラスチック及び電気絶縁材料の曲げ特性のためのＡＳＴＭ Ｄ７９０－１７規格試験に基づいて剛性試験を実施した。この方法を用いて、生体適合性メンブレン複合層及び／又は最終デバイスの剛性を割り出した。
ＡＳＴＭ法の手順Ｂに従い、これは５％超の歪みと、撓みのための１型クロスヘッド位置とを含む。１６ｍｍのスパンと１．６ｍｍの支持体及びノーズビースの半径とを有するように、フィクスチャの寸法を調節した。用いられる試験パラメータは撓みが３．１４ｍｍであり、試験速度が９６．８ｍｍ／ｍｉｎであった。試験幅が標準の１ｃｍとは異なる場合には、線形比によって１ｃｍの試料幅に対して力を正規化した。
荷重を最大撓み時にＮ／ｃｍで報告した。
生体適合性メンブレン複合体のデバイス形態への一体化
ｉｎ ｖｉｖｏの有用性を評価するために、細胞治療物質を送達するための植え込み型カプセル化デバイスに適したデバイス形態になるように、種々の生体適合性メンブレン複合体を製造した。この試験形態において、２つの同一のメンブレン複合体を周辺領域を巡ってシールすることにより、細胞のローディングを可能にするための充填チューブ又はポートによってアクセスされる開いた内部管腔空間を形成した。
溶接作業中にデバイスを巡る周辺シールを形成する結合構成部分として、熱可塑性フィルムが作用した。使用されたフィルムはポリカーボネートウレタンフィルムであった。押出チューブの外径は１．６０ｍｍであり、内径は０．８８９ｍｍであった。
加えて、好適な剛性を有する補強用の機械的な支持体をカプセル化デバイスの外側に加えた。具体的には相互間隔がほぼ３００ミクロンの、１２０ミクロン繊維を有するポリエステルモノフィラメント製織メッシュを、両複合メンブレンの外側に（すなわちデバイスの外側に）位置決めした。この層の剛性は０．０９７Ｎ／ｃｍであった。
レーザー切断台を使用して、すべての層をほぼ２２ｍｍ×１１ｍｍの長円外寸に切断した。フィルムを２ｍｍ幅の長円リングプロフィールに切断し、これを生体適合性メンブレン複合体の両側、並びにポリエステルメッシュ（補強構成部分）の周りに層間積み重ねパターンを成して配置した。これらの構成部分の層間積み重ねパターンは、複合層のそれぞれの層並びにメッシュの周辺位置を巡る溶融フィルム結合を可能にした。生体適合性メンブレン複合体の層を充填チューブに対向して対称的に積み重ねて、生体適合性メンブレン複合体の細胞不透過性緻密層が内部管腔へ向かって内側に面するようにした。カプセル化デバイスの分解図が図１６に示されている。図１６に示されているように、細胞カプセル化デバイスは、第１生体適合性メンブレン複合体１６００が、第２生体適合性メンブレン複合体の周囲の一部に沿ってシールされた第２生体適合性メンブレン複合体１６１０に対して、前記第１生体適合性メンブレン複合体の周囲の少なくとも一部に沿ってシールされるように形成されている。２つの生体適合性メンブレン１６００，１６１０の間には内部チャンバが、充填チューブ１６３０を通ってアクセスされる状態で形成されている。細胞カプセル化デバイスはさらに、少なくとも第１生体適合性メンブレン複合体１６００と補強構成部分１６５０との間、そして第２生体適合性メンブレン複合体１６１０と別の補強構成部分１６５０との間に位置決めされた少なくとも１つの溶着フィルム１６４０を含んでよい。第１生体適合性メンブレン複合体を第２生体適合性メンブレン複合体に、これらの周囲で接着するために、溶着フィルム１６４０が使用されてもよい。
超音波溶接機(Herrmann Ultrasonics)又は熱ステーキング溶接機を使用することにより、デバイスの周りの一体的なシールを形成した。両方のプロセスによって、熱エネルギー又は振動エネルギー及び力を層状のスタックに加えることにより、熱可塑性フィルムを、その軟化温度を上回る温度で溶融して流動させ、これによりすべての層を一緒に溶着した。デバイスは２工程溶着プロセスで組み立てる。このプロセスでは、一方の側からエネルギー又は熱を加えることにより、第１複合メンブレンをデバイスの一方の側に一体化し、続いて第２複合メンブレンをデバイスの他方の側へ一体化した。試験圧力５ｐｓｉのUSON Sprint iQ漏れテスターによる圧力減衰試験を用いてデバイス完全性を試験することによって、溶着の最終適合性を評価した。
宿主組織反応を評価するためのｉｎ ｖｉｖｏブタ研究
滅菌された空のカプセル化デバイス（すなわち細胞なし）を、ラジオ周波数（ＲＦ）溶接機を使用して充填チューブのところでシールし、そしてトロカール送達技術を用いてブタの背に皮下植え込みした。３０日後、動物を安楽死させ、周囲組織を有するデバイスを組織画像形成のために回収した。
植え込まれたカプセル化デバイスを露出させるべく皮膚及び皮下組織が反映されるように、組織試料を処理した。カプセル化デバイス及び周囲組織を一括して除去する前に必要とされる場合には、デジタルラジオグラフィ(Faxitron UltraFocus System)を用いてデバイスを識別した。デバイスの配向をステープルでマーキングした。外植されたすべてのデバイス及び周囲組織を１０％中性緩衝ホルマリン中に漬けた。各デバイス試験片に固有の受入番号を割り当てた。
各試験片から３つの断面を取った。各デバイスの３つの区分をパラフィン内に一緒に包埋し、５～１０ミクロン厚の区分にカットし、スライド上に置き、そしてヘマトキシリン及びエオシン（Ｈ＆Ｅ）及びマッソントリクロームで染色した。
Nikon DS-Fiシリーズ・カメラ及びNikon NISエレメント顕微鏡画像形成ソフトウェアを使用して、スライドの画像を捕捉した。各スライドの少なくとも３つの拡大画像を捕捉した。Nikon NISエレメント顕微鏡画像形成ソフトウェアを使用して、測定を行った。ソフトウェアは、認定顕微鏡マイクロメーターを使用して較正され、スケールバーは各画像に含まれる。
ヒトＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞及び内分泌細胞のｉｎ ｖｉｔｒｏ生成
多能性幹細胞に向けられた本明細書中の分化方法は、所望の最終ステージ細胞培養物又は細胞集団（例えばＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞集団（又はＰＥＣ）、又は内分泌プリカーサー細胞集団、内分泌細胞集団、又は未熟ベータ細胞集団、又は成熟内分泌細胞集団）に応じて、少なくとも４又は５又は６又は７ステージに分けて表すことができる。
ステージ１は、多能性幹細胞からの胚体内胚葉の生成であり、これには約２～５日、好ましくは２又は３日かかる。ＲＰＭＩ、ＴＧＦβスーパーファミリーメンバー増殖因子、例えばアクチビンＡ、アクチビンＢ、ＧＤＦ－８又はＧＤＦ－１１（１００ｎｇ／ｍＬ）、Ｗｎｔファミリーメンバー又はＷｎｔ経路アクチベータ、例えばＷｎｔ３ａ（２５ｎｇ／ｍＬ）、あるいはｒｈｏ－キナーゼ、又はＲＯＣＫ阻害物質、例えばＹ－２７６３２（１０μＭ）を含む培地中に多能性幹細胞を懸濁させることにより、成長、及び／又は生存、及び／又は増殖、及び／又は細胞間接着を促進する。約２４時間後、この培地を、血清、例えば０．２％のＦＢＳを含むＲＰＭＩ、及びＴＧＦβスーパーファミリーメンバー増殖因子、例えばアクチビンＡ、アクチビンＢ、ＧＤＦ－８又はＧＤＦ－１１（１００ｎｇ／ｍＬ）、あるいはｒｈｏ－キナーゼ、又はＲＯＣＫ阻害物質を含む培地と、さらに２４時間（第１日）～４８時間（第２日）にわたって交換する。あるいは、アクチビン／Ｗｎｔ３ａを含む培地中に約２４時間にわたって培養した後、これらの細胞を次の２４時間中アクチビンだけを含む培地（すなわち培地はＷｎｔ３ａを含まない）中に培養する。重要なのは、胚体内胚葉の生成が、血清含量が低く、ひいてはインスリン又はインスリン様増殖因子の含量も低い細胞培養条件を必要とすることである。McLean et al. (2007) Stem Cells 25: 29-38を参照されたい。McLean他はまた、ステージ１において０．２μｇ／ｍＬという低い濃度でｈＥＳ細胞とインスリンとを接触させると、胚体内胚葉の生成にとって有害であり得ることを示している。さらに他の当業者が、実質的に本明細書及びD’Amour他（２００５）において、そして例えば少なくとも、Agarwal et al., Efficient Differentiation of Functional Hepatocytes from Human Embryonic Stem Cells（ヒト胚幹細胞からの機能的肝細胞の効率的な分化）, Stem Cells (2008) 26:1117-1127; Borowiak et al., Small Molecules Efficiently Direct Endodermal Differentiation of Mouse and Human Embryonic Stem Cells（小分子がマウス及びヒトの胚幹細胞の内胚葉分化を効率的に指向する）, (2009) Cell Stem Cell 4:348-358; Brunner et al., Distinct DNA methylation patterns characterize differentiated human embryonic stem cells and developing human fetal liver（明確なDNAメチル化パターンが、分化されたヒト胚幹細胞及び発生中のヒト胎児肝臓を特徴付ける。）, (2009) Genome Res. 19:1044-1056, Rezania et al. Reversal of Diabetes with Insulin-producing Cells Derived In Vitro from Human Pluripotent Stem Cells（ヒト多能性幹細胞からｉｎ ｖｉｔｒｏで誘導されたインスリン生成細胞による糖尿病の逆転） (2014) Nat Biotech 32(11): 1121-1133 (GDF8 & GSK3beta inhibitor, e.g. CHIR99021);そしてPagliuca et al. (2014) Generation of Function Human Pancreatic B-cell In Vitro（機能ヒト膵臓Ｂ細胞のｉｎ ｖｉｔｒｏの発生）, Cell 159: 428-439 (Activin A & CHIR)に記載されているように、ステージ１という多能性幹細胞から胚体内胚葉への分化を改変している。他の内胚葉系列細胞を誘導するためには、胚体内胚葉の適切な分化、仕様、特徴付け、及び識別が必要である。このステージにおける胚体内胚葉細胞は、ＳＯＸ１７及びＨＮＦ３β（ＦＯＸＡ２）を同時発現させ、そして少なくともＨＮＦ４アルファ、ＨＮＦ６、ＰＤＸ１、ＳＯＸ６、ＰＲＯＸ１、ＰＴＦ１Ａ、ＣＰＡ、ｃＭＹＣ、ＮＫＸ６．１、ＮＧＮ３、ＰＡＸ３、ＡＲＸ、ＮＫＸ２．２、ＩＮＳ、ＧＳＣ、ＧＨＲＬ、ＳＳＴ、又はＰＰを感知可能なほどには発現させない。胚体内胚葉におけるＨＮＦ４アルファ発現の不在は、詳細には少なくともDuncan et al. (1994), Expression of transcription factor HNF-4 in the extraembryonic endoderm, gut, and nephrogenic tissue of the developing mouse embryo: HNF-4 is a marker for primary endoderm in the implanting blastocyst（発生中のマウス胚の胚体外内胚葉、消化管、及び腎性組織における転写因子ＨＮＦ－４の発現：ＨＮＦ－４は、着床した胚盤胞における初期内胚葉のためのマーカーである）, Proc. Natl. Acad. Sci, 91:7598-7602、及びSi-Tayeb et al. (2010), Highly Efficient Generation of Human Hepatocyte-Like cells from Induced Pluripotent Stem Cells（誘発胚体内胚葉細胞からのヒト肝細胞様細胞の高効率の発生）, Hepatology 51:297-305において支持され詳述されている。
ステージ２はステージ１から胚体内胚葉細胞培養物を取り、そして１：１０００希釈のＩＴＳ中の低血清レベルのＲＰＭＩ、例えば０．２％のＦＢＳ、２５ｎｇのＫＧＦ（又はＦＧＦ７）、あるいはＲＯＣＫ阻害物質を含む懸濁液培養物を２４時間にわたって（第２日～第３日）インキュベートすることによって、前腸内胚葉又はＰＤＸ１－陰性前腸内胚葉を生成した。２４時間後（第３日～第４日）、培地を、同じ培地からＴＧＦβ阻害物質を、あるいはさらにＲＯＣＫ阻害物質を差し引いたものと交換することにより、さらに２４日間（第４日～第５日）～４８時間（第６日）にわたって、細胞の成長、生存、及び増殖を促進する。前腸内胚葉の適切な仕様のための重要なステップが、ＴＧＦβファミリー増殖因子の除去である。したがってＴＧＦβ阻害物質、例えば２．５μＭのＴＧＦβ阻害物質ＮＯ．４、又は５μＭのＳＢ４３１５４２、ＴＧＦβＩ型受容体であるアクチビン受容体様キナーゼ（ＡＬＫ）の特定の阻害物質をステージ２の細胞培養物に添加することができる。ステージ２から生成された前腸内胚葉又はＰＤＸ１－陰性前腸内胚葉細胞は、ＳＯＸ１７、ＨＮＦ１β及びＨＮＦ４ａｌｐｈａを発現させ、そして少なくともＳＯＸ１７及びＨＮＦ３β（ＦＯＸＡ２）を感知可能なほどには同時発現させることはなく、またＨＮＦ６、ＰＤＸ１、ＳＯＸ６、ＰＲＯＸ１、ＰＴＦ１Ａ、ＣＰＡ、ｃＭＹＣ、ＮＫＸ６．１、ＮＧＮ３、ＰＡＸ３、ＡＲＸ、ＮＫＸ２．２、ＩＮＳ、ＧＳＣ、ＧＨＲＬ、ＳＳＴ、又はＰＰを感知可能なほどには同時発現させることもなかった。これらは、胚体内胚葉、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞、又は膵臓プロジェニター細胞、又は内分泌プロジェニター／プリカーサー、並びに典型的にはポリホルモン型細胞の特質である。
ＰＥＣ生成のためのステージ３（第５日～第８日）は前腸胚体内胚葉細胞培養物を取り、そして１％のＢ２７中のＤＭＥＭ又はＲＰＭＩ、０．２５μＭのＫＡＡＤシクロパミン、レチノイド、例えば０．２μＭのレチノイン酸（ＲＡ）又はレチノイン酸類似体、例えば３ｎＭのＴＴＮＰＢ（又はＣＴＴ３、これはＫＡＡＤシクロパミンとＴＴＮＰＢとの組み合わせである）、及び５０ｎｇ／ｍＬのノギン（Noggin）によって、ＰＤＸ１－陽性前腸内胚葉細胞を約２４時間（第７日）～４８時間（第８日）にわたって生成する。具体的には、出願人はおよそ２００３年以来、ＤＭＥＭ高グルコースを使用しており、その時点でのすべての特許及び非特許の開示は、たとえ「ＤＭＥＭ高グルコース」などと述べなくても、ＤＭＥＭ高グルコースを採用した。これは一部は、Gibcoのような製造業者がこれらのＤＭＥＭ、例えばＤＭＥＭ(Cat.No 11960)及びノックアウトＤＭＥＭ(Cat. No 10829)をそのようなものとして命名しなかったからである。注目に値するのは、本出願の出願日時点で、Gibcoはより多くのＤＭＥＭ製品を提供してはいるものの、高グルコースを含有するこれらのＤＭＥＭ製品のうちのある程度の数の製品、例えばノックアウトＤＭＥＭ(Cat. No 10829-018)には未だに「高グルコース」を付けていないことである。したがって、ＤＭＥＭが記載されているそれぞれの事例では、これは高グルコースを有するＤＭＥＭを意味するものとする。このことは、この分野の研究開発を行う他者には明らかであった。ここでもやはりＲＯＣＫ阻害剤又はｒｈｏ－キナーゼ阻害剤、例えばＹ－２７６３２を使用して、成長、生存、増殖を促進し、及び／又は細胞間接着を促進することができる。付加的な物質及び因子の一例としては、アスコルビン酸（例えばビタミンＣ）、ＢＭＰ阻害物質（例えばノギン、ＬＤＮ、コーディン）、ＳＨＨ阻害物質（例えばＳＡＮＴ、シクロパミン、ＨＩＰ１）、及び／又はＰＫＣアクチベータ（例えばＰｄＢｕ、ＴＢＰ、ＩＬＶ）、又はこれらの任意の組み合わせが挙げられる。あるいはステージ３は、ＳＨＨ阻害物質、例えばステージ３のシクロパミンなしで実施される。ステージ３から生成されたＰＤＸ１－陽性前腸内胚葉細胞は、ＰＤＸ１及びＨＮＦ６並びにＳＯＸ及びＰＲＯＸを同時発現させ、そしてステージ１及び２において上述した胚体内胚葉又は前腸内胚葉（ＰＤＸ１－陰性前腸内胚葉）細胞、又はＰＤＸ１－陽性前腸内胚葉細胞を示すマーカーを感知可能なほどには発現させない。
上記ステージ３方法は、ＰＥＣ集団の生成のための４つのステージのうちの１つである。下で詳述する内分泌プロジェニター／プリカーサー及び内分泌細胞を生成するために、ノギンに加えて、ＫＡＡＤ－シクロパミン及びレチノイド、アクチビン、Ｗｎｔ及びヘレグリン、甲状腺ホルモン、ＴＧＦｂ受容体阻害物質、タンパク質キナーゼＣアクチベータ、ビタミンＣ、及びＲＯＣＫ阻害物質を単独且つ／又は組み合わせて使用することにより、ＮＧＮ３の早期発現及びＣＨＧＡ陰性型細胞の増大を抑制する。
ステージ４（およそ第８日～第１４日）のＰＥＣ培地生産はステージ３の培地を取り、そしてこれを、１％ｖｏｌ／ｖｏｌのＢ２７補充物中のＤＭＥＭに加えて５０ｎｇ／ｍＬのＫＧＦ及び５０ｎｇ／ｍＬのＥＧＦを含有し、そしてあるときには５０ｎｇ／ｍＬのＮｏｇｇｉｎ及びＲＯＣＫ阻害物質をも含有する培地と交換し、この培地はさらにアクチビンを単独で、又はヘレグリントと組み合わせて含む。あるいは、ＫＧＦ、ＲＡ、ＳＡＮＴ、ＰＫＣアクチベータ及び／又はビタミンＣ又はこれらの任意の組み合わせを使用して、ステージ３の細胞をさらに分化することもできる。これらの方法は少なくともＰＤＸ１及びＮＫＸ６．１、並びにＰＴＦ１Ａを同時発現させる膵臓プロジェニター細胞を生じさせる。これらの細胞は、ステージ１、２及び３において上述した胚体内胚葉又は前腸内胚葉（ＰＤＸ１－陰性前腸内胚葉）細胞を示すマーカーを感知可能なほどには発現させない。
ステージ５の生産は、上記ステージ４のＰＥＣ細胞集団を取り、そしてこれらをさらに分化することによって、内分泌プロジェニター／プリカーサー又はプロジェニター型細胞及び／又は単一ホルモン型又はポリホルモン型の膵臓内分泌型細胞を、１％ ｖｏｌ／ｖｏｌのＢ２７補充物を含むＤＭＥＭ、ノギンＫＧＦ、ＥＧＦ、ＲＯ（ガンマセクレターゼ阻害物質）、ニコチンアミド及び／又はＡＬＫ５阻害物質、又はこれらの任意の組み合わせ、例えばノギンとＡＬＫ５阻害物質との組み合わせを含有する培地中で約１～６日間にわたって（好ましくは約２日間、すなわち第１３～１５日）生成する。あるいは、レチノイン酸（例えばＲＡ又はその類似体）、甲状腺ホルモン（例えばＴ３，Ｔ４又はその類似体）、ＴＧＦｂ受容体阻害物質（ＡＬＫ５阻害物質）、ＢＭＰ阻害物質（例えばノギン、コーディン、ＬＤＮ）、又はガンマセクレターゼ阻害物質（例えばＸＸＩ、ＸＸ、ＤＡＰＴ、ＸＶＩ、Ｌ６８５４５８）、及び／又はベータセルリン、又はこれらの任意の組み合わせを使用して、ステージ４細胞をさらに分化することもできる。ステージ５から生成された内分泌プロジェニター／プリカーサーは、少なくともＰＤＸ１／ＮＫＸ６．１を同時発現させ、またＣＨＧＡ、ＮＧＮ３及びＮｋｘ２．２をも発現させ、そしてＰＥＣ生産のためのステージ１、２、３及び４において上述した胚体内胚葉又は前腸内胚葉（ＰＤＸ１－陰性前腸内胚葉）を示すマーカーを感知可能なほどには発現させない。
内分泌細胞、内分泌プリカーサー、又は未熟ベータ細胞の細胞培養集団又は適切な比を達成するために、一例としてはＰＤＧＦ＋ＳＳＨ阻害物質（例えばＳＡＮＴ、シクロパミン、ＨＩＰ１）、ＢＭＰ阻害物質（例えばＮｏｇｇｉｎ、Ｃｈｏｒｄｉｎ、ＬＤＮ）、ニコチンアミド、インスリン様増殖因子（例えばＩＧＦ１、ＩＧＦ２）、ＴＴＮＢＰ、ＲＯＣＫ阻害物質（例えばＹ２７６３２）、ＴＧＦｂ受容体阻害物質（例えばＡＬＫ５ｉ）、甲状腺ホルモン（例えばＴ３、Ｔ４及びその類似体）、及び／又はガンマセクレターゼ阻害物質（ＸＸＩ、ＸＸ、ＤＡＰＴ、ＸＶＩ、Ｌ６８５４５８）又はこれらの組み合わせを含む物質又は因子の組み合わせのうちのいずれかを添加することによって、ステージ６及び７をステージ５細胞集団からさらに分化することができる。
ステージ７又は未熟ベータ細胞は内分泌細胞と考えられるが、しかし生理学的にグルコースに反応するのに十分に成熟していてもいなくてもよい。ステージ７未熟ベータ細胞はＭＡＦＢを発現させ得るのに対して、ＭＡＦＡ及びＭＡＦＢを発現させる細胞は、グルコースに生理学的に反応し得る完全に成熟した細胞である。
ステージ１～７の細胞集団はヒト多能性幹細胞（例えばヒト胚幹細胞、誘発多能性幹細胞、例えば現在利用可能な、又は後で開発される遺伝子編集ツール及びアプリケーションのうちのいずれかを使用した、遺伝子操作された幹細胞）に由来し、これらの正確な自然発生の対応細胞型を有していないことがある。それというのも、これらはｉｎ ｖｉｔｒｏで（すなわち人工組織培養で）発生した不死ヒト多能性幹細胞に由来し、ｉｎ ｖｉｖｏの内細胞塊ではない（すなわちｉｎ ｖｉｖｏヒト発生はヒトＥＳ細胞等価物を有しない）からである。
本明細書中に意図された膵臓細胞治療代替物は、ステージ４，５，６又は７の細胞集団のいずれかを使用して、本明細書中に記載されたメンブレンから成る本明細書中に記載されたデバイス内にカプセル化することができ、マクロカプセル化デバイス内にローディングされ、完全に包含され、そして患者内に移植され、そして膵臓内胚葉系列細胞は成熟して膵臓ホルモン分泌細胞、又は膵島、例えばｉｎ ｖｉｖｏ（「ｉｎ ｖｉｖｏ機能」とも呼ばれる）インスリン分泌ベータ細胞になり、血糖に正常に反応することができる。
膵臓内胚葉系列細胞のカプセル化、及びｉｎ ｖｉｖｏのインスリンの生成は、２００９年１１月１３日付けで出願された、ENCAPSULATION OF PANCREATIC LINEAGE CELLS DERIVED FROM HUMAN PLURIPOTENT STEM CELLSと題する米国出願第１２／６１８，６５９号明細書（‘６５９出願）に詳述されている。‘６５９出願は、２００８年１１月１４日に出願されたENCAPSULATION OF PANCREATIC PROGENITORS DERIVED FROM HES CELLSと題する仮特許出願第６１／１１４，８５７号明細書、及び２００８年１２月９日付けで出願されたENCAPSULATION OF PANCREATIC ENDODERM CELLSと題する米国仮特許出願第６１／１２１，０８４号明細書、そして今や米国特許第８，２７８，１０６号明細書及び米国特許第８，４２４，９２８号明細書の優先権を主張する。本明細書に記載された方法、組成物、及びデバイスは現在のところ、好ましい実施態様の代表であり、模範的なものであり、また本発明の範囲を制限するものとしては意図されていない。当業者には本発明の範囲に含まれ、開示の範囲によって定義される変更形及び他の使用が容易に想到される。したがって、本発明の範囲及び思想を逸脱することなしに、本明細書中に開示された本発明に様々な置換及び変更を加え得ることは、当業者には明らかである。
加えて、本明細書中に記載された実施態様は、多能性幹細胞、又はヒト多能性幹細胞のうちのいずれか１つのタイプに限定されることはなく、一例としてはヒト胚幹（ｈＥＳ）細胞及びヒト誘導多能性幹（ｉＰＳ）細胞、又は後で開発される他の多能性幹細胞を含む。本出願の出願時点では、ヒト多能性幹を形成する方法をヒト胚の破壊なしに実施することができ、そしてこのような方法が任意のヒト多能性幹細胞の生成のために予測されることも、当業者によく知られている。
ヒト多能性幹細胞から膵臓細胞系列を生成する方法は実質的に、一例として少なくとも下記に挙げられたもの、つまり、ＰＣＴ／ＵＳ２００７／６２７５５（ＷＯ２００７１０１１３０），ＰＣＴ／ＵＳ２００８／８０５１６（ＷＯ２００９０５２５０５），ＰＣＴ／ＵＳ２００８／８２３５６（ＷＯ２０１００５３４７２），ＰＣＴ／ＵＳ２００５／２８８２９（ＷＯ２００６０２０９１９），ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／３４４２５（ＷＯ２０１５１６０３４８），ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／６０３０６（ＷＯ２０１６０８０９４３），ＰＣＴ／ＵＳ２０１６／６１４４２（ＷＯ２０１８０８９０１１），ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／１５１５６（ＷＯ２０１４１２４１７２），ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／２２１０９（ＷＯ２０１４１３８６９１），ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／２２０６５（ＷＯ２０１４１３８６７１），ＰＣＴ／ＵＳ２００５／１４２３９（ＷＯ２００５１１６０７３），ＰＣＴ／ＵＳ２００４／４３６９６（ＷＯ２００５０６３９７１），ＰＣＴ／ＵＳ２００５／２４１６１（ＷＯ２００６０１７１３４），ＰＣＴ／ＵＳ２００６／４２４１３（ＷＯ２００７０５１０３８），ＰＣＴ／ＵＳ２００７／１５５３６（ＷＯ２００８０１３６６４），ＰＣＴ／ＵＳ２００７／０５５４１（ＷＯ２００７１０３２８２），ＰＣＴ／ＵＳ２００８／６１０５３（ＷＯ２００９１３１５６８），ＰＣＴ／ＵＳ２００８／６５６８６（ＷＯ２００９１５４６０６），ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／１５１５６（ＷＯ２０１４１２４１７２），ＰＣＴ／ＵＳ２０１８／４１６４８（ＷＯ２０１９０１４３５１），ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／２６５２９（ＷＯ２０１４１６０４１３），ＰＣＴ／ＵＳ２００９／６４４５９（ＷＯ２０１００５７０３９）を含む、ViaCyte, Inc.に権利譲渡された刊行物、及びd’Amour et al. 2005 Nature Biotechnology 23:1534-41; D'Amour et al. 2006 Nature Biotechnology 24(11):1392-401; McLean et al., 2007 Stem Cells 25:29-38, Kroon et al. 2008 Nature Biotechnology 26(4): 443-452, Kelly et al. 2011 Nature Biotechnology 29(8): 750-756, Schulz et al., 2012 PLos One 7(5):e37004;, and/or Agulnick et al. 2015 Stem Cells Transl. Med. 4(10):1214-22に記載されているように実施された。
ヒト多能性幹細胞から膵臓細胞系列を生成する方法は実質的に、一例として少なくとも下記に挙げられたもの、つまり、ＰＣＴ／ＵＳ２００８／６８７８２（ＷＯ２００９０６３９９），ＰＣＴ／ＵＳ２００８／７１７７５（ＷＯ２００９４８６７５），ＰＣＴ／ＵＳ２００８／７１７８２（ＷＯ２００９１８４５３），ＰＣＴ／ＵＳ２００８／８４７０５（ＷＯ２００９７０５９２），ＰＣＴ／ＵＳ２００９／４１３４８（ＷＯ２００９１３２０６３），ＰＣＴ／ＵＳ２００９／４１３５６（ＷＯ２００９１３２０６８），ＰＣＴ／ＵＳ２００９／４９１８３（ＷＯ２０１０００２８４６），ＰＣＴ／ＵＳ２００９／６１６３５（ＷＯ２０１００５１２１３），ＰＣＴ／ＵＳ２００９／６１７７４（ＷＯ２０１００５１２２３），ＰＣＴ／ＵＳ２０１０／４２３９０（ＷＯ２０１１０１１３００），ＰＣＴ／ＵＳ２０１０／４２５０４（ＷＯ２０１１０１１３４９），ＰＣＴ／ＵＳ２０１０／４２３９３（ＷＯ２０１１０１１３０２），ＰＣＴ／ＵＳ２０１０／６０７５６（ＷＯ２０１１０７９０１７），ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／２６４４３（ＷＯ２０１１１０９２７９），ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／３６０４３（ＷＯ２０１１１４３２９９），ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／４８１２７（ＷＯ２０１２０３０５３８），ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／４８１２９（ＷＯ２０１２０３０５３９），ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／４８１３１（ＷＯ２０１２０３０５４０），ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／４７４１０（ＷＯ２０１２０２１６９８），ＰＣＴ／ＵＳ２０１２／６８４３９（ＷＯ２０１３０９５９５３），ＰＣＴ／ＵＳ２０１３／２９３６０（ＷＯ２０１３１３４３７８），ＰＣＴ／ＵＳ２０１３／３９９４０（ＷＯ２０１３１６９７６９），ＰＣＴ／ＵＳ２０１３／４４４７２（ＷＯ２０１３１８４８８８），ＰＣＴ／ＵＳ２０１３／７８１９１（ＷＯ２０１４１０６１４１），ＰＣＴＵ／Ｓ２０１４／３８９９３（ＷＯ２０１５０６５５２４），ＰＣＴ／ＵＳ２０１３／７５９３９（ＷＯ２０１４１０５５４３），ＰＣＴ／ＵＳ２０１３／７５９５９（ＷＯ２０１４１０５５４６），ＰＣＴ／ＵＳ２０１５／２９６３６（ＷＯ２０１５１７５３０７），ＰＣＴ／ＵＳ２０１５／６４７１３（ＷＯ２０１６１０００３５），ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／４１９８８（ＷＯ２０１５００２７２４），ＰＣＴ／ＵＳ２０１７／２５８４７（ＷＯ２０１７１８０３６１），ＰＣＴ／ＵＳ２０１７／３７３７３（ＷＯ２０１７２２２８７９），ＰＣＴ／ＵＳ２０１７／３７３７３（ＷＯ２０１７２２２８７９）；ＰＣＴ／ＵＳ２００９／０４９０４９（ＷＯ２０１０／００２７８５），ＰＣＴ／ＵＳ２０１０／０６０７７０（ＷＯ２０１１／０７９０１８），ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／０４２７９６，（ＷＯ２０１５／０６５５３７），ＰＣＴ／ＵＳ２００８／０７０４１８（ＷＯ２００９／０１２４２８）を含む、Janssenに権利譲渡された刊行物、及びBruin et al. 2013 Diabetologia. 56(9): 1987-98, Fryer et al. 2013 Curr. Opin. Endocrinol. Diabetes Obes. 20(2): 112-7, Chetty et al. 2013 Nature Methods. 10(6):553-6, Rezania et al. 2014 Nature Biotechnologyy 32(11):1121-33, Bruin et al. 2014 Stem Cell Res.12(1): 194-208, Hrvatin 2014 Proc. Natl. Acad. Sci. U S A. 111(8): 3038-43, Bruin et al. 2015 Stem Cell Reports. 5, 1081-1096, Bruin et al.2015 Science Transl. Med., 2015, 7, 316ps23, and/or Bruin et al. 2015 Stem Cell Reports. 14;4(4):605-20に記載されているように実施された。
１実施態様では、好ましい下記条件Ａ及び／又はＢのうちの一方にしたがって、ヒト多能性幹細胞を、膵臓プロジェニター及び内分泌プリカーサーを含むＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞に分化した。
Figure 2022534546000008
表１凡例:ｒ０．２ＦＢＳ：ＲＰＭＩ １６４０ (Mediatech)；０．２％のＦＢＳ (HyClone)、１ｘ ＧｌｕｔａＭＡＸ－１ (Life Technologies)、１％ｖ／ｖのペニシリン／ストレプトマイシン；ｄｂ：０．５ｘ Ｂ－２７補充物(Life Technologies)で補充されたＤＭＥＭ Ｈｉ グルコース (HyClone)；Ａ１００，Ａ５０，Ａ５：１００ｎｇ／ｍＬの組み換えヒトアクチビンＡ(R&D Systems)；Ａ５ｉ：１μＭ、５μＭ、１０μＭのＡＬＫ５阻害物質；ＴＴ３：３ｎＭのＴＴＮＰＢ (Sigma-Aldrich）；Ｅ５０：５０ｎｇ／ｍＬの組み換えヒトＥＧＦ (R&D Systems)；ＩＴＳ：１：５０００又は１：１０００で希釈されたインスリン－トランスフェリン－セレニウム(Life Technologies);ＩＶ：２．５ｍＭのＴＧＦ－ｂ ＲＩキナーゼ阻害物質ＩＶ(EMD Bioscience）；Ｋ５０，Ｋ２５：５０ｎｇ／ｍＬ，２５ｎｇ／ｍＬの組み換えヒトＫＧＦ(R&D Systems、又はPeprotech）；Ｎ５０，Ｎ１００：５０ｎｇ／ｍＬ又は１００ｎｇ／ｍＬの組み換えヒトノギン(R&D Systems)；Ｗ５０：５０ｎｇ／ｍＬの組み換えマウスＷｎｔ３Ａ (R&D Systems)。
当業者に明らかなように、膵臓プロジェニター又は内分泌細胞及び内分泌プリカーサー細胞を含むＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞又はＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉系列細胞を生成するための他の方法、及び少なくともKroon et al. 2008, Rezania et al. 2014（上記参照）及び Pagliuca et al. 2014 Cell159(2):428-439（上記参照）に記載されたＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞も存在し得る。
当業者には明らかなように、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞の生成のために本明細書中に記載された実施態様は、混合集団又は亜集団の混合から成っている。そして前後軸に沿って発生し、細胞及び組織がそれに従って命名される哺乳類のｉｎ ｖｉｖｏ発生とは異なり、任意の培養容器内の細胞培養物は、このような指向性パターン化を欠いており、したがって具体的には、これらのマーカー発現に基づき特徴付けられている。ゆえに、任意の分化ステージにおける混合型の細胞亜集団はｉｎ ｖｉｖｏでは発生しない。したがってＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞培養物の一例としては、
ｉ） 内分泌プリカーサー（例えば早期内分泌マーカー、クロモグラニンＡ又はＣＨＧＡによって示される）、
ｉｉ） 典型的な膵臓ホルモン、例えばインスリン（ＩＮＳ）、ソマトスタチン（ＳＳＴ）、膵臓ポリペプチド（ＰＰ）、グルカゴン（ＧＣＧ）、又はガストリン、インクレチン、又はコレシストキニン、のいずれかを発現させる単一ホルモン型、ポリホルモン型の細胞、
ｉｉｉ） 前膵臓細胞、例えばＰＤＸ－１を発現させるが、しかしＮＫＸ６．１又はＣＨＧＡを発現させない細胞、
ｉｖ） ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１及びＣＨＧＡ（ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡ）、又は非内分泌細胞、例えばＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させるが、しかしＣＨＧＡ（ＰＤＸ－１＋／ＮＫＸ６．１＋／ＣＨＡ－）を発現させない内分泌細胞、
及びｖ） さらに、ＰＤＸ－１、ＮＫＸ６．１又はＣＨＧＡを発現させない細胞（例えばトリプルネガティブ細胞）
が挙げられる。
混合型の細胞亜集団を有するこのＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞集団は大抵の場合、少なくともＰＤＸ－１を発現させ、具体的にはＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を発現させる亜集団を有する。ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１亜集団は「膵臓プロジェニター」、「膵臓上皮」、又は「ＰＥＣ」又はＰＥＣのバージョン、例えばＰＥＣ－０１とも呼ばれている。表１にはステージ４細胞集団が記載されているが、これらの種々の亜集団はステージ４に限定されるものではない。これらの亜集団のうちのあるものは、例えばステージ３という早期に、そしてステージ５，６及び７を含む後期に見出すことができる（未熟ベータ細胞）。それぞれの亜集団の比は、採用される細胞培養の培地条件に応じて変化する。例えば、Agulnick et al. 2015（上記参照）において、７３～８０％のＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１細胞を使用して、概ね７４～８９％の内分泌細胞を含有する膵島様細胞（ＩＣ）にさらに分化し、そしてこれらの４０～５０％は、インスリン（ＩＮＳ）を発現させた。したがって、異なる細胞培養条件が、異なる比の細胞亜集団を発生させることができ、ｉｎ ｖｉｖｏ機能、ひいては血清ｃ－ペプチドレベルに影響を与えることができる。そしてＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉系列細胞培養集団を形成するための修正方法がｉｎ ｖｉｖｏ機能に影響を与えるか否かは、下で詳述するｉｎ ｖｉｖｏ研究を用いてのみ判断することができる。さらに、ある特定の細胞型が形成されておりそして十分に特徴付けられているという理由だけで、このような方法が同じ細胞中間体を生成することを、これも良好に特徴付けられない限り想定することはできず、また想定するべきでもない。
１つの態様では、成熟ベータ細胞をｉｎ ｖｉｖｏで生成する方法が提供される。少なくともＴＧＦβスーパーファミリーメンバー及び／又は少なくともＴＧＦβスーパーファミリーメンバー及びＷｎｔファミリーメンバー、好ましくはＴＧＦβスーパーファミリーメンバー及びＷｎｔファミリーメンバー、好ましくはアクチビンＡ，Ｂ又はＧＤＦ－８、ＧＤＦ－１１又はＧＤＦ－１５及びＷｎｔ３ａ、好ましくはアクチビンＡ及びＷｎｔ３ａ、好ましくはＧＤＦ－８及びＷｎｔ３ａを用いて、ｉｎ ｖｉｔｒｏでヒト多能性幹細胞から誘導されたヒト胚体内胚葉系列細胞を形成することから成る方法。少なくともＫＧＦ、ＢＭＰ阻害物質及びレチノイン酸（ＲＡ）又はＲＡ類似体を用いて、そして好ましくはＫＧＦ、ノギン及びＲＡを用いてＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞を形成する方法。この方法はさらに、甲状腺ホルモン及び／又はＴＧＦｂ－ＲＩ阻害物質、ＢＭＰ阻害物質、ＫＧＦ、ＥＧＦ、甲状腺ホルモン及び／又はタンパク質キナーゼＣアクチベータを用いて、好ましくはノギン、ＫＧＦ及びＥＧＦを用いて、好ましくはこれに加えてＴ３又はＴ４及びＡＬＫ５阻害物質又はＴ３を用いて、又はＴ４単独で、又はＡＬＫ５阻害物質単独で、又はＴ３又はＴ４、ＡＬＫ５阻害物質及びＰＫＣアクチベータ、例えばＩＬＶ、ＴＰＢ及びＰｄＢｕを用いて、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞を未熟ベータ細胞又はMAFA発現細胞に分化することができる。あるいは好ましくはノギン及びＡＬＫ５ｉを用いて、そしてＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞又はＭＡＦＡ未熟ベータ細胞集団をｉｎ ｖｉｖｏで哺乳類宿主内へ植え込み成熟させることにより、血糖に反応し得るインスリン分泌細胞を含む細胞集団を生成する。
１つの態様では、ＩＮＳ及びＮＫＸ６．１を発現させ、そしてＮＧＮ３をほとんど発現させない単能性ヒト未熟ベータ細胞又はＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が提供される。１実施態様では、単能性ヒト未熟ベータ細胞は成熟ベータ細胞に成熟することができる。１実施態様では、単能性ヒト未熟ベータ細胞はさらに、ｉｎ ｖｉｔｒｏ及びｉｎ ｖｉｖｏでＭＡＦＢを発現させる。１実施態様では、未熟ベータ細胞はＩＮＳ、ＮＫＸ６．１及びＭＡＦＡを発現させ、そしてＮＧＮ３をほとんど発現させない。
１つの態様では、少なくともＣＨＧＡ（又はＣＨＧＡ＋）を発現させる膵臓内胚葉系列細胞は内分泌細胞を意味し、そしてＣＨＧＡ（又はＣＨＧＡ－）を発現させない膵臓内胚葉細胞は非内分泌細胞を意味する。別の態様では、これらの内分泌亜集団及び非内分泌亜集団は多能性プロジェニター／プリカーサー亜集団、例えば非内分泌多能性膵臓プロジェニター亜集団又は内分泌多能性膵臓プロジェニター亜集団であってよく、あるいはこれらは単能性亜集団、例えば未熟内分泌細胞、好ましくは未熟ベータ細胞、未熟グルカゴン細胞、及びこれに類するものであってよい。
１つの態様では、膵臓内胚葉細胞集団又はＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞集団（ステージ４）の１０％超、好ましくは２０％、３０％、４０％超、そしてより好ましくは５０％、６０％、７０％、８０％、９０％、９５％、９８％超、又は１００％が非内分泌（ＣＨＧＡ－）多能性プロジェニター亜集団であり、この亜集団は成熟インスリン分泌細胞を生じさせ、哺乳類宿主内へ植え込まれるとｉｎ ｖｉｖｏでグリースに反応する。
１実施態様は、ｉｎ ｖｉｔｒｏの多能性幹細胞を実質的に膵臓内胚葉培養物に分化し、そしてさらに膵臓内胚葉培養物をｉｎ ｖｉｔｒｏの内分泌細胞又は内分泌プリカーサー細胞に分化するための組成物及び方法を提供する。１つの態様では、内分泌細胞又は内分泌プリカーサー細胞はＣＨＧＡを発現させる。１つの態様では、内分泌細胞はｉｎ ｖｉｔｒｏでインスリンを生成することができる。１つの態様では、ｉｎ ｖｉｔｒｏ内分泌インスリン分泌細胞は、グルコース刺激に反応してインスリンを生成することができる。１つの態様では、細胞集団中の細胞の１０％超、好ましくは２０％、３０％、４０％超、そしてより好ましくは５０％、６０％、７０％、８０％、９０％、９５％、９８％超、又は１００％が内分泌細胞である。
本明細書中に記載された実施態様は、ｉｎ ｖｉｔｒｏの多能性ヒト幹細胞を内分泌細胞に分化する組成物及び方法を提供する。１つの態様では、内分泌細胞はＣＨＧＡを発現させる。１つの態様では、内分泌細胞はｉｎ ｖｉｔｒｏでインスリンを生成することができる。１つの態様では、内分泌細胞は未熟内分泌細胞、例えば未熟ベータ細胞である。１つの態様では、ｉｎ ｖｉｔｒｏインスリン生成細胞は、グルコース刺激に反応してインスリンを生成することができる。
１実施態様は哺乳類においてｉｎ ｖｉｖｏでインスリンを生成する方法であって、この方法が（ａ） 膵臓内胚葉細胞又は内分泌細胞又は内分泌プリカーサー細胞集団を植込み型半透過性デバイス内へローディングし、（ｂ） 細胞集団を有するデバイスを哺乳類宿主内へ植え込み、そして（ｃ）ｉｎ ｖｉｖｏのデバイス内で細胞集団を成熟させ、内分泌細胞のうちの少なくともいくつかは、ｉｎ ｖｉｖｏでグルコース刺激に反応してインスリンを生成するインスリン分泌細胞であり、これにより哺乳類のｉｎ ｖｉｖｏでインスリンを生成することを含む、方法を提供する。１つの態様では、内分泌細胞は、より高レベルの非内分泌多能性膵臓プロジェニター亜集団（ＣＨＧＡ－）を用いて、ＰＥＣを含む細胞組成物から誘導される。別の態様では、内分泌細胞は、低減された内分泌亜集団（ＣＨＧＡ＋）を用いて、ＰＥＣを含む細胞組成物から誘導される。別の態様では、内分泌細胞は未熟内分泌細胞、好ましくは未熟ベータ細胞である。
１つの態様では、多能性幹細胞からｉｎ ｖｉｔｒｏで形成された内分泌細胞は、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉集団、又はＰＤＸ１／ＮＫＸ６．１陽性である非内分泌（ＣＨＧＡ－）亜集団と比較してより多くのＰＤＸ１及びＮＫＸ６．１を発現させる。１つの態様では、多能性幹細胞からｉｎ ｖｉｔｒｏで形成された内分泌細胞は、ＰＥＣ非内分泌多能膵臓プロジェニター亜集団よりも比較的多くＰＤＸ１及びＮＫＸ６．１を発現させる。
（ＣＨＧＡ－）． １つの態様では、骨形態形成タンパク質（ＢＭＰ）及びレチノイン酸（ＲＡ）類似体を単独又は組み合わせで細胞培養物に添加することによって、内分泌細胞を得た。内分泌細胞は、ＰＥＣ非内分泌多能性膵臓プロジェニター亜集団（ＣＨＧＡ－）と比較してＰＤＸ１及びＮＫＸ６．１の発現を増大させる。１つの態様では、ＢＭＰは、ＢＭＰ２、ＢＭＰ５、ＢＭＰ６、ＢＭＰ７、ＢＭＰ８及びＢＭＰ４を含む群から選択され、より好ましくはＢＭＰ４から選択される。１つの態様では、レチノイン酸は、オールトランスレチノイン酸、及びＴＴＮＰＢ（４－［（Ｅ）－２－（５，６，７，８－テトラヒドロ－５，５，８，８－テトラメチル－２－ナフタレニル）－ｌ－プロペニル］安息香酸アロチノイド酸）、又は０．１～１０μＭのＡＭ－５８０（４－［（５，６，７，８－テトラヒドロ－５，５，８，８－テトラメチル－２－ナフタレニル）カルボキサミド］安息香酸）を含む群から選択され、より好ましくはＴＴＮＰＢである。
１実施態様は、ｉｎ ｖｉｔｒｏの多能性幹細胞を内分泌細胞及び未熟内分泌細胞、好ましくは未熟ベータ細胞に分化するための方法であって、凝集体を解離及び再結合することを含む方法を提供する。１つの態様では、解離及び再結合はステージ１、ステージ２、ステージ３、ステージ４、ステージ５、ステージ６、又はステージ７、又はこれらの組み合わせで発生する。１つの態様では、胚体内胚葉、ＰＤＸ１－陰性前腸内胚葉、ＰＤＸ１－陽性前腸内胚葉、ＰＥＣ、及び／又は内分泌及び内分泌プロジェニター／プリカーサー細胞は解離されそして再結合される。１つの態様では、ステージ７の解離・再結合された細胞凝集体は、内分泌（ＣＨＧＡ＋）亜集団と比較して少ない非内分泌（ＣＨＧＡ－）亜集団から成る。１つの態様では、細胞集団中の細胞の１０％超、好ましくは２０％、３０％、４０％超、そしてより好ましくは５０％、６０％、７０％、８０％、９０％、９５％、９８％超、又は１００％が内分泌（ＣＨＧＡ＋）細胞である。
１実施態様は、ステージ４のＰＥＣ生成中に形成された内分泌細胞を除去し、これによりＰＤＸ１＋及びＮＫＸ６．１＋である非内分泌多能性膵臓プロジェニター（ＣＨＧＡ－）亜集団を富化することによって、ｉｎ ｖｉｔｒｏの多能性幹細胞を内分泌細胞に分化するための方法を提供する。
１実施態様では、ステージ３及び／又はステージ４でノギンファミリーメンバーを添加しないことによって、非内分泌多能性プロジェニター亜集団(CHGA-)を富化されたＰＥＣ培養物を形成する。１実施態様では、ステージ３及び／又はステージ４でノギンファミリーメンバーを添加しないことによって、内分泌系列（ＣＨＧＡ＋）に関わる細胞が比較的豊富なＰＥＣ培養物を形成する。１つの態様では、ノギンファミリーメンバーは、ノギン、コーディン、ホリスタチン、ホリスタチン様タンパク質、サーベラス、ココ（Coco）、ダン（Dan）、グレムリン、スクレロスチン、ＰＲＤＣ（ダン及びサーベラスに関連するタンパク質）を含む群から選択された化合物である。
１実施態様は、外因性高レベルグルコースを含む培地内で内分泌細胞を培養することにより、培養物中に内分泌細胞を維持するための方法であって、添加される外因性グルコースが約１ｍＭ～２５ｍＭ、約１ｍＭ～２０ｍＭ、約５ｍＭ～１５ｍＭ、約５ｍＭ～１０ｍＭ、約５ｍＭ～８ｍＭである、方法を提供する。１つの態様では、培地はＤＭＥＭ、ＣＭＲＬ又はＲＰＭＩを基剤とする培地である。
１実施態様は、細胞凝集体の解離及び再結合を伴って、そして伴わずにｉｎ ｖｉｔｒｏの多能性幹細胞を分化するための方法を提供する。１つの態様では、非解離の、又は解離・再結合済みの細胞凝集体をステージ６及び／又はステージ７において、内分泌細胞のｉｎ ｖｉｖｏ機能に影響を及ぼすことなしに冷凍保存又は凍結する。１つの態様では冷凍保存された内分泌細胞培養物を解凍し、培養し、そして移植時にｉｎ ｖｉｖｏで機能する。
別の実施態様は、多能性幹細胞を分化するための培養システムであって、培養システムが、早期の分化ステージ中に内分泌遺伝子発現を抑制又は阻害することができる物質と、後期分化ステージ中に内分泌遺伝子発現を誘発することができる物質とを少なくとも含む、培養システムを提供する。１つの態様では、内分泌遺伝子発現を抑制又は阻害することができる物質を、膵臓ＰＤＸ１陰性前腸細胞から成る培養システムに添加する。１つの態様では、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉プロジェニター又はＰＥＣから成る培養システムに、内分泌遺伝子発現を誘発することができる物質を添加する。１つの態様では、内分泌遺伝子発現を抑制又は阻害することができる物質が、ＴＧＦベータ受容体ファミリーを活性化する物質であり、好ましくはこれはアクチビンであり、好ましくはこれは高レベルのアクチビン、及びこれに続く低レベルのアクチビンである。１つの態様では、内分泌遺伝子発現を誘発することができる物質は、Ｎ－［Ｎ－（３，５－ジフルオロフェナセチル－Ｌ－アラニル）］－Ｓ－フェニルグリシンｔ－ブチルエステル（ＤＡＰＴ）、ＲＯ４４９２９０９７、ＤＡＰＴ（Ｎ－［Ｎ－（３，５－ジフルオロフェナセチル－Ｌ－アラニル）］－Ｓ－フェニルグリシンｔ－ブチルエステル）、１－（Ｓ）－エンド－Ｎ－（１，３，３）－トリメチルビシクロ［２．２．１］ヘプト－２－イル）－４－フルオロフェニルスルホンアミド、ＷＰＥ－ＩＩＩ３１Ｃ、Ｓ－３－［Ｎ′－（３，５－ジフルオロフェニル－アルファ－ヒドロキシアセチル）－Ｌ－アラニリル］アミノ－２，３－ジヒドロ－１－メチル－５－フェニル－１Ｈ－１，４－ベンゾジアゼピン－２－オン、（Ｎ）－［（Ｓ）－２－ヒドロキシ－３－メチル－ブチリル］－１－（Ｌ－アラニニル）－（Ｓ）－１－アミノ－３－メチル－４，５，６，７－テトラヒドロ－２Ｈ－３－ベンズアゼピン－２－オン、ＢＭＳ－７０８１６３（アバガセスタット）、ＢＭＳ－７０８１６３、セマガセスタット（ＬＹ４５０１３９）、セマガセスタット（ＬＹ４５０１３９）、ＭＫ－０７５２、ＭＫ－０７５２、ＹＯ－０１０２７、ＹＯ－０１０２７（ジベンズアゼピン、ＤＢＺ）、ＬＹ－４１１５７５、ＬＹ－４１１５７５、又はＬＹ２８１１３７６から成る群から選択されたガンマセクレターゼ阻害物質である。１つの態様では、高レベルのアクチビンとは、４０ｎｇ／ｍＬ、５０ｎｇ／ｍＬ、及び７５ｎｇ／ｍＬを上回るレベルを意味する。１つの態様では、ステージ３中、又は膵臓前腸内胚葉細胞の生成前に高レベルのアクチビンを使用する。１つの態様では、低レベルのアクチビンとは、３０ｎｇ／ｍＬ、２０ｎｇ／ｍＬ、１０ｎｇ／ｍＬ、及び５ｎｇ／ｍＬを下回ることを意味する。１つの態様では、ステージ４中、又はＰＥＣ生成のために、低レベルのアクチビンが使用される。１つの態様では、阻害又は誘発される内分泌遺伝子はＮＧＮ３である。別の態様では、アクチビンＡ及びＷｎｔ３Ａを単独又は組み合わせで使用して内分泌発現を阻害し、好ましくは、膵臓前腸内胚葉細胞の生成前に、又は好ましくはステージ３中にＮＧＮ３発現を阻害する。１つの態様では、ガンマセクレターゼ阻害剤、好ましくはＲＯ４４９２９０９７又はＤＡＰＴを培養システム中に使用して、ＰＥＣ生成後に、又は好ましくはステージ５，６，及び／又は７中に内分泌遺伝子発現を誘発する。
内分泌細胞を含むｉｎ ｖｉｔｒｏ細胞培養物であって、ヒト細胞の少なくとも５％が、インスリン（ＩＮＳ）、ＮＫ６ホメオボックス１（ＮＫＸ６．１）、膵臓及び十二指腸ホメオボックス１（ＰＤＸ１）、転写因子関連遺伝子座２（ＮＫＸ２．２）、ペアードボックス４（ＰＡＸ４）、神経原性分化１（ＮＥＵＲＯＤ）、フォークヘッドボックスＡ１（ＦＯＸＡ１）、フォークヘッドボックスＡ２（ＦＯＸＡ２）、スネイルファミリー亜鉛フィンガー２（ＳＮＡＩＬ２）、及び筋腱膜繊維肉腫癌遺伝子ファミリーＡ及びＢ（ＭＡＦＡ及びＭＡＦＢ）から成る群から選択された内分泌マーカーを発現させ、そしてニューロジェニン（neurogenin）３（ＮＧＮ３）、アイレット（ｉｓｌｅｔ）１（ＩＳＬ１）、肝細胞核因子６（ＨＮＦ６）、ＧＡＴＡ結合タンパク質４（ＧＡＴＡ４）、ＧＡＴＡ結合タンパク質６（ＧＡＴＡ６）、膵臓特異的転写因子１ａ（ＰＴＦ１Ａ）及びＳＲＹ（性決定領域Ｙ）－９（ＳＯＸ９）から成る群から選択されたマーカーを実質的に発現させることがなく、内分泌細胞が単能性であり、膵臓ベータ細胞に成熟することができる、ｉｎ ｖｉｔｒｏ細胞培養物。
機能的反応を評価するためのｉｎ ｖｉｖｏヌードラット研究
Martinson他の米国特許第８，２７８，１０６号明細書の教示内容に記載されているように、６～７ｘ１０６（又は約２０μＬ）の膵臓プロジェニター細胞を、カプセル化デバイスにｅｘ ｖｉｖｏでローディングした。２４～９６時間未満にわたって培地内に保持した後、２つのデバイスをそれぞれの雄性免疫不全無胸腺ヌードラット内に皮下植え込みした。膵臓プロジェニター細胞をｉｎ ｖｉｖｏで発育させ成長させておき、植え込みから１６，２０及び２３～２４週後に、グルコース刺激型インスリン分泌（ＧＳＩＳ）アッセイを実施することにより、グラフトの機能的性能を測定した。
ヌードラット外植組織構造
植え込み後の指示された時点で、ヌードラットを安楽死させ、そしてデバイスを外植した。余剰の組織をトリミングして除去し、そしてデバイスを中性緩衝１０％ホルマリン中に６～３０時間にわたって入れた。固定されたデバイスをLeica Biosystems ASP300Sティッシュプロセッサー内でパラフィン包埋のために処理した。処理されたデバイスをカットしてそれぞれほぼ５ｍｍの４～６片にし、パラフィンブロック内に一緒に包埋した。各ブロックから複数の３～１０ミクロンの断面を切断し、スライド上に置き、そしてヘマトキシリン及びエオシン（Ｈ＆Ｅ）で染色した。Hamamatsu Nanozoomer 2.0-HT デジタルスライドスキャナーを使用して、スライドの画像を捕捉した。
Ｃ－ペプチド分泌のＧＳＩＳアッセイ及び測定
カプセル化された膵臓プロジェニター細胞を植え込まれた動物に、デバイス植え込みから１２、１６、２０及び２３－２４週後に、グルコース刺激インスリン分泌アッセイを施すことにより、グラフト機能をモニタリングした。動物を４～１６時間にわたって絶食させ、そして滅菌３０％グルコース溶液の腹腔内注射を介して体重１ｋｇ当たり３ｇの投与量でグルコースを投与する前に、頸静脈穿刺を介して血液試料を採取した。グルコース投与から９０、又は６０及び９０、又は３０及び６０分後に血液を再び採取した。全血から血清を分離し、次いで商業的に入手可能なELISAキット(Mercodia, カタログ#10-1141-01, スウェーデン国Uppsal)を使用して、ヒトｃ－ペプチドに関してアッセイした。ベータ細胞はプロインスリンから等モル比でｃ－ペプチドをインスリンと一緒に同時放出し、ｃ－ペプチドは、そのより長い血中半減期に基づきインスリン分泌の代理として測定される。
比較例１
メンブレン複合体の製造
区別可能な２つの層を有する複合体を組み立てた。第１層（細胞不透過性層）は、Millipore (アイルランド国Cork)の商品名Biopore（登録商標）で販売されているＭＰＳ０．４ミクロンの、商業的に入手可能な微細孔質の親水性ｅＰＴＦＥメンブレンであった。この第１層は、緻密な細胞不透過性界面を提供する一方、酸素及び栄養素の第１層を通した質量輸送を未だに可能にする。細胞不透過性層を形成するｅＰＴＦＥメンブレンの表面の代表的な走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）が図１４に示されている。
第２層（血管新生層）は商業的に入手可能なスパンボンドポリエステル不織布材料であった。この第２層は、組織固着をもたらし、生体適合性メンブレン複合体の十分な血管新生を可能にする開放層であった。血管新生層を形成する不織布材料の表面の代表的な画像は図１５に示されている。
加熱積層プロセスを用いて、２つの層（細胞不透過性層及び血管新生層）を集成して複合体にした。不織布材料の繊維を、これらの溶融温度よりも高い温度まで加熱するので、繊維はｅＰＴＦＥメンブレンの表面全体にわたってｅＰＴＦＥメンブレンに付着した。この場所ではスパンボンド不織布の繊維がｅＰＴＦＥメンブレンの表面と接触した。使用されたラミネータの２つの例は、Galaxy平床ラミネータ及びHPL平床ラミネータである。十分な圧力及び温度が所与の走行速度でポリエステル繊維を加熱してｅＰＴＦＥメンブレン内へ溶け込むように、条件を調整した。好適な温度範囲は１５０℃～１７０℃、ニップ圧は３５ｋＰＡ～３５５ｋＰＡ、そして走行速度は１～３メートル／分と特定された。
生体適合性メンブレン複合体の特徴付け
二層型複合体の各層を、各層の機能に必要な関連パラメータに関して評価し特徴付けた。層のパラメータは、これらが層の特異的な機能に関連しない場合には、「Ｎ／Ａ」と記す。層のパラメータは、複合体の層を処理した方法の結果としてパラメータを実際には得ることができない場合には「－」と記す。関連パラメータの特徴付けのために用いられる方法は、上記「試験法」の項に記載された方法にしたがって実施した。比較例１の結果は表２に要約されている。
Figure 2022534546000009
ｉｎ ｖｉｖｏの複合メンブレン性能の評価
上記「試験法」の項に記載されたデバイス形態への生体適合性メンブレン複合体の一体化にしたがって、生体適合性メンブレン複合体を超音波溶着することによりデバイス形態にし、ｉｎ ｖｉｖｏで評価した。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏブタ研究に従って、宿主組織反応を評価した。デバイス界面における宿主組織反応は、宿主組織がすべてのデバイス層を通って細胞不透過性層まで貫通することを実証した。この界面では、細胞不透過性層に異物巨細胞の存在が観察され、これは新血管形成のためのバリアを形成する。図１７に示されているように、異物巨細胞（矢印によって示されている）１７１０は細胞不透過性層１７２０上に位置している。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏヌードラット研究に従って、機能的反応を評価した。図３の結果は、約１２，１６，２０及び２３週目における動物内のグラフト済みデバイスのｉｎ ｖｉｖｏ機能を示している。種々の時点のヒトＣ－ペプチドレベルは、デバイス内に存在するインスリン生成細胞のレベルを示している。
比較例１において、Ｃ－ペプチドのレベルは植え込みから約２０週後がピークであった。その後の時点における低いＣ－ペプチドレベルは、デバイス内に存在するインスリン生成細胞のレベルが低いことを示す。
Figure 2022534546000010
比較例２
生体適合性メンブレン複合体の製造
互いに区別可能な３つの層を用いて複合体を組み立てた。Gore の米国特許第３，９５３，５６６号明細書の教示内容にしたがって、ｅＰＴＦＥメンブレンから成る第１層（細胞不透過性層）を形成した。
Branca他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書の教示内容にしたがって、第２ｅＰＴＦＥメンブレン（緩和層）を調製した。初期機械方向（ＭＤ）延伸工程中、第３ｅＰＴＦＥメンブレンにフッ素化エチレンプロピレンフィルム（ＦＥＰ）を被着した。続いて、第２ｅＰＴＦＥメンブレン及びＦＥＰを機械方向（ＭＤ）延伸及び横方向（ＴＤ）延伸を通して同時処理することによって、ＦＥＰは、Bacinoの国際公開第９４／１３４６９号パンフレットに教示されているように、第２ｅＰＴＦＥメンブレンの表面上で不連続となった。図１８は、ＦＥＰ１８１０の不連続層を有する第２ｅＰＴＦＥ層１８００の代表的な画像である。
ＦＥＰの融点を上回る温度で材料を（ＦＥＰが２つの層の間に位置決めされた状態で）接触させることにより、不連続ＦＥＰを含む第２ｅＰＴＦＥ層を、第１層に貼り合わせた。両ｅＰＴＦＥ層を緊張下で保持することにより、この積層プロセス中の意図せぬ変形を防止した。続いて複合体を、Butler他の米国特許第５，９０２，７４５号明細書の教示内容により親水性にした。図１９に示されたＳＥＭ画像は、第１ｅＰＴＦＥ層（細胞不透過性層）のノード・フィブリル構造を示す代表的な画像である。図２０に示されたＳＥＭ画像は、第２ｅＰＴＦＥ層（緩和層）のノード・フィブリル構造を示す代表的な画像である。図２１は、第１ｅＰＴＦＥ層２１１０（細胞不透過性層）と第２ｅＰＴＦＥ層２１２０（緩和層）とを含む二層型複合体２１００の断面構造の代表的な画像を示すＳＥＭ画像である。
第３層（血管新生層）は商業的に利用可能なスパンボンドポリエステル不織布材料であった。第３層の代表的な表面マイクロ構造が図１５のＳＥＭ画像に示されている。第３層を第２層の上面に配置し、そして上記「試験法」の項に記載されたように複合体をデバイス形態に一体化しているときに、この複合体に周辺位置でのみ不連続に溶着することにより、この第３層を第１層及び第２層を有する複合体に集成した。
生体適合性メンブレン複合体の特徴付け
生体適合性メンブレン複合体のそれぞれの個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータに関して評価し特徴付けた。層のパラメータは、これらが層の特異的な機能に関連しない場合には、「Ｎ／Ａ」と記す。層のパラメータは、複合体の層を処理した方法の結果としてパラメータを実際には得ることができない場合には「－」と記す。関連パラメータの特徴付けのために用いられる方法は、上記「試験法」の項に記載された方法にしたがって実施した。結果は表４に要約されている。
Figure 2022534546000011
ｉｎ ｖｉｖｏの生体適合性メンブレン複合体の評価
上記「試験法」の項に記載された、生体適合性メンブレン複合体のデバイス形態への一体化に従って、生体適合性メンブレン複合体を熱溶着してデバイス形態にし、ｉｎ ｖｉｖｏで評価した。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏブタ研究に従って、宿主組織反応を評価した。デバイス界面における宿主組織反応は、宿主組織がすべてのデバイス層を通って細胞不透過性ｅＰＴＦＥ緻密層まで貫通することを実証した。この界面では、細胞不透過性層に異物巨細胞をまだ見ることができ、これは比較例１に見られるような新血管形成のためのバリアを形成する。図２２は、異物巨細胞（矢印２２１０によって示されている）が細胞不透過性層２２２０に当接していることを観察する代表的な組織画像である。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏヌードラット研究にしたがって、機能的反応をｉｎ ｖｉｖｏで評価した。その結果を表３に示す。低レベルのＣ－ペプチドは、デバイス内に存在するインスリン生成細胞のレベルが低いことを示している。比較例１と比較して、機能の顕著な増大はなかった。
実施例１
生体適合性メンブレン複合体の製造
互いに区別可能な３つの層を有する生体適合性メンブレン複合体を組み立てた。先ず、Goreの米国特許第３，９５３，５６６号明細書の教示内容にしたがって調製された、乾燥した２軸延伸型メンブレンから成る第１ｅＰＴＦＥ層（細胞不透過性層）と、Goreの米国特許第３，９５３，５６６号明細書の教示内容にしたがって調製されたペースト押出型のカレンダー処理されたテープから成る第２ｅＰＴＦＥ層（緩和層）とを層形成し、次いで同時延伸することにより、二層型ｅＰＴＦＥ複合体を調製した。二層型ｅＰＴＦＥ複合体を、Butler他の米国特許第５，９０２，７４５号明細書の教示内容により二軸延伸し、次いで親水性にした。第１ｅＰＴＦＥ層は緻密な細胞不透過性の界面を提供する一方、酸素及び栄養素の質量輸送を未だに可能にした。第１層の代表的な表面マイクロ構造が図２３のＳＥＭ画像に示されている。第２ｅＰＴＦＥメンブレン（緩和層）は、第１ｅＰＴＦＥ層の界面における異物巨細胞の形成を低減した。第２ｅＰＴＦＥメンブレンの代表的な表面マイクロ構造が図２４に示されている。第１ｅＰＴＦＥメンブレン２５１０（細胞不透過性層）と第２ｅＰＴＦＥメンブレン２５２０（緩和層）とを含む複合体２５００のマイクロ構造を示す代表的な断面が、図２５のＳＥＭ画像に示されている。
第３層（血管新生層）は商業的に入手可能なスパンボンドポリエステル不織布材料であった。第３層の代表的な表面マイクロ構造が図１５のＳＥＭ画像に示されている。スパンボンドポリエステル不織布を第２層の上面に配置し、そして上記「方法」の項に記載されたように複合体をデバイス形態に一体化しているときに、この複合体にスパンボンドポリエステル不織布を周辺位置でのみ不連続に溶着することにより、この第３層を第１層及び第２層を有する複合体に集成した。
生体適合性メンブレン複合体の特徴付け
生体適合性メンブレン複合体のそれぞれの個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータに関して評価し特徴付けた。層のパラメータは、これらが層の特異的な機能に関連しない場合には、「Ｎ／Ａ」と記す。層のパラメータは、複合体の層を処理した方法の結果としてパラメータを実際には得ることができない場合には「－」と記す。関連パラメータのこの特徴付けのために用いられる方法は、上記「試験法」の項に記載された方法にしたがって実施した。結果は表５に要約されている。
Figure 2022534546000012
複合メンブレン性能の評価
上記「試験法」の項に記載された、生体適合性メンブレン複合体のデバイス形態への一体化に従って、生体適合性メンブレン複合体を熱溶着してデバイス形態にし、ｉｎ ｖｉｖｏで評価した。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏブタ研究に従って、宿主組織反応を評価した。デバイス界面における宿主組織反応は、宿主組織がポリエステル製織メッシュ補強構成部分、ポリエステル不織布血管新生層、及び開放ｅＰＴＦＥ緩和層を通って緻密ｅＰＴＦＥ細胞不透過性層まで貫通することを実証した。異物巨細胞がポリエステル製織メッシュ（補強構成部分）及びポリエステル不織布層（血管新生層）内部に存在する一方、緻密ｅＰＴＦＥ層（細胞不透過性層）に沿った異物巨細胞は観察されなかった。図２６に示された組織画像は、この観察の代表的な画像である。矢印２６１０が、生体適合性メンブレン複合体２６００の各層に対する異物巨細胞の位置を示している。加えて、図２６に示されているように、異物巨細胞（矢印２６１０によって示されている）は、細胞不透過性層２６２０の表面上には形成されなかった。
この実施例に記載された細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層から形成された生体適合性メンブレン複合体２６００は、異物巨細胞（矢印２６１０によって示される）が細胞不透過性層２６２０の表面に形成されるのを低減すると結論付けられた。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏヌードラット研究にしたがって、機能的反応をｉｎ ｖｉｖｏで評価した。表３に示された結果は、比較例と比較して機能的反応の段階的変化を実証し、インスリン生成細胞の生存能力の顕著な増大を示す。植え込みから２３週間後に、グルコース刺激型インスリン分泌に反応して、Ｃ－ペプチド血清濃度を測定し、これは平均して４８８．８ｐＭであった。これは、緩和層が存在しない比較例１の３．９倍高い。
実施例２
生体適合性メンブレン複合体の製造
互いに区別可能な３つの層を有する生体適合性メンブレン複合体を組み立てた。Goreの米国特許第３，９５３，５６６号明細書の教示内容にしたがって、第１ｅＰＴＦＥ層（細胞不透過性層）を形成した。
Branca 他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書の教示内容に従って、第２ｅＰＴＦＥメンブレン（緩和層）を調製した。機械方向（ＭＤ）延伸処理中、第２ｅＰＴＦＥメンブレンにフッ素化エチレンプロピレンフィルム（ＦＥＰ）を被着した。続いて、第２ｅＰＴＦＥメンブレン及びＦＥＰを機械方向（ＭＤ）延伸及び横方向（ＴＤ）延伸を通して同時処理することによって、ＦＥＰは、Bacinoの国際公開第９４／１３４６９号パンフレットに教示されているように、第２ｅＰＴＦＥメンブレンの表面上で不連続となった。図２７に示されたＳＥＭ画像は、ＦＥＰ２７１０の不連続層を有する第２ｅＰＴＦＥ層２７００の代表的な画像である。
ＦＥＰの融点を上回る温度で材料を（ＦＥＰが２つのｅＰＴＦＥメンブレンの間に位置決めされた状態で）接触させることにより、不連続ＦＥＰ層を含む第２ｅＰＴＦＥ層を、第１ｅＰＴＦＥ層に貼り合わせた。２つのｅＰＴＦＥ層を積層中、横方向において拘束されないままにした。次いで積層物をポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の融点を上回る温度で横方向に延伸することにより、積層によってネッキングが維持される前に各ｅＰＴＦＥ層がその幅に戻されるようにした。続いて複合体を、Butler他の米国特許第５，９０２，７４５号明細書の教示内容により親水性にした。図１９に示されたＳＥＭ画像は、第１ｅＰＴＦＥメンブレン（細胞不透過性層）のノード・フィルビル構造の代表的な画像である。図２８に示されたＳＥＭ画像は、第２ｅＰＴＦＥメンブレン（緩和層）のノード・フィルビル構造の代表的な画像である。図２９に示されたＳＥＭ画像は、二層型複合体２９００（すなわち第１ｅＰＴＦＥメンブレン２９１０（細胞不透過性層）及び第２ｅＰＴＦＥメンブレン２９２０（緩和層））の断面構造の代表的な画像を示すＳＥＭ画像である。
第３層（血管新生層）は商業的に利用可能なスパンボンドポリエステル不織布材料であった。第３層の代表的な表面マイクロ構造が図１５のＳＥＭ画像に示されている。スパンボンドポリエステル不織布材料を第２ｅＰＴＦＥ層の上面に配置し、そして上記「試験法」の項に記載されたように複合体をデバイス形態に一体化しているときに、スパンボンドポリエステル材料を周辺位置で不連続に溶着することにより、この第３層を第１層及び第２層を有する複合体に集成した。
生体適合性メンブレン複合体の特徴付け
生体適合性メンブレン複合体のそれぞれの個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータに関して評価し特徴付けた。層のパラメータは、これらが層の特異的な機能に関連しない場合には、「Ｎ／Ａ」と記す。層のパラメータは、複合体の層を処理した方法の結果としてパラメータを実際には得ることができない場合には「－」と記す。関連パラメータの特徴付けのために用いられる方法は、上記「試験法」の項に記載された方法にしたがって実施した。結果は表６に要約されている。
Figure 2022534546000013
複合メンブレン性能の評価
上記「試験法」の項に記載された、生体適合性メンブレン複合体のデバイス形態への一体化に従って、生体適合性メンブレン複合体を熱溶着してデバイス形態にし、ｉｎ ｖｉｖｏで評価した。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏブタ研究に従って、宿主組織反応を評価した。デバイス界面における宿主組織反応は、宿主組織がポリエステル製織メッシュ補強構成部分、ポリエステル不織布血管新生層、及び開放ｅＰＴＦＥ緩和層を通って緻密ｅＰＴＦＥ細胞不透過性層まで貫通することを実証した。異物巨細胞がポリエステル製織メッシュ（補強構成部分）及びポリエステル不織布層（血管新生層）内部に存在する一方、緻密ｅＰＴＦＥ層（細胞不透過性層）に沿った異物巨細胞は観察されなかった。図４５に示された組織画像は、この観察の代表的な画像である。矢印４５１０が、生体適合性メンブレン複合体４５００の各層に対する異物巨細胞の位置を示している。加えて、図４５に示されているように、異物巨細胞（矢印４５１０によって示されている）は、細胞不透過性層４５２０の表面上には形成されなかった。この実施例に記載された細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層から形成された生体適合性メンブレン複合体４５００は、異物巨細胞（矢印４５１０によって示される）が細胞不透過性層４５２０の表面に形成されるのを低減すると結論付けられた。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏヌードラット研究にしたがって、機能的反応をｉｎ ｖｉｖｏで評価した。表３に示された結果は、比較例と比較して機能的反応の段階的変化を実証し、このことはインスリン生成細胞の生存能力の顕著な増大を示す。植え込みから２４週間後に、グルコース刺激型インスリン分泌に反応して測定されたＣ－ペプチド血清濃度は、平均して６１５ｐＭであった。これは、緩和層が存在しない比較例１よりも著しく高い。機能的反応度をこのように高めるために、緩和層は、細胞不透過性界面における異物巨細胞の形成をうまく緩和し得ると、結論付けられた。
実施例３
生体適合性メンブレン複合体の製造
互いに区別可能な３つの層を有する生体適合性メンブレン複合体を組み立てた。先ず、Goreの米国特許第３，９５３，５６６号明細書の教示内容にしたがって調製された、乾燥した２軸延伸型メンブレンから成る第１ｅＰＴＦＥメンブレン（細胞不透過性層）と、Goreの米国特許第３，９５３，５６６号明細書の教示内容にしたがって調製されたペースト押出型のカレンダー処理されたテープから成る第２ｅＰＴＦＥ層（緩和層）とを層形成し、次いで同時延伸することにより、二層型ｅＰＴＦＥ複合体を調製した。二層型ｅＰＴＦＥ複合体を、Butler他の米国特許第５，９０２，７４５号明細書の教示内容により二軸延伸し、次いで親水性にした。第１ｅＰＴＦＥメンブレンは緻密な細胞不透過性の界面を提供した。この界面は酸素及び栄養素の質量輸送を未だに可能にした。第１ｅＰＴＦＥメンブレンの代表的な表面マイクロ構造が図３０のＳＥＭ画像に示されている。第２ｅＰＴＦＥメンブレンの代表的な表面マイクロ構造が図３１に示されている。第１ｅＰＴＦＥメンブレン３２１０（細胞不透過性層）と第２ｅＰＴＦＥメンブレン３２２０（緩和層）とを含有する二層型ｅＰＴＦＥ複合体３２００の代表的な断面が、図３２のＳＥＭ画像に示されている。
第３層（血管新生層）は商業的に入手可能なスパンボンドポリエステル不織布材料であった。スパンボンドポリエステル不織布材料の代表的な表面マイクロ構造が図１５のＳＥＭ画像に示されている。スパンボンドポリエステル不織布材料を二層型複合体の第２ｅＰＴＦＥメンブレンの上面に配置し、そして上記「試験方法」の項に記載されたように複合体をデバイス形態に一体化しているときに、周辺位置で不連続に溶着することにより、この第３層を第１層及び第２層を有する複合体に集成した。
生体適合性メンブレン複合体の特徴付け
生体適合性メンブレン複合体のそれぞれの個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータに関して評価し特徴付けた。層のパラメータは、これらが層の特異的な機能に関連しない場合には、「Ｎ／Ａ」と記す。層のパラメータは、複合体の層を処理した方法の結果としてパラメータを実際には得ることができない場合には「－」と記す。関連パラメータのこの特徴付けのために用いられる方法は、上記「試験法」の項に記載された方法にしたがって実施した。結果は表７に要約されている。
Figure 2022534546000014
複合メンブレン性能の評価
上記「試験法」の項に記載された、生体適合性メンブレン複合体のデバイス形態への一体化に従って、生体適合性メンブレン複合体を熱溶着してデバイス形態にし、ｉｎ ｖｉｖｏで評価した。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏブタ研究に従って、宿主組織反応を評価した。デバイス界面における宿主組織反応は、宿主組織がポリエステル製織メッシュ補強構成部分、ポリエステル不織布血管新生層、及び開放ｅＰＴＦＥ緩和層を通って緻密ｅＰＴＦＥ細胞不透過性層まで貫通することを実証した。異物巨細胞がポリエステル製織メッシュ（補強構成部分）及びポリエステル不織布層（血管新生層）内部に存在する一方、緻密ｅＰＴＦＥ層（細胞不透過性層）に沿った異物巨細胞は観察されなかった。図４６に示された組織画像は、この観察の代表的な画像である。矢印４６１０が、生体適合性メンブレン複合体４６００の各層に対する異物巨細胞の位置を示している。加えて、図４６に示されているように、異物巨細胞（矢印４６１０によって示されている）は、細胞不透過性層４６２０の表面上には形成されなかった。この実施例に記載された細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層から形成された生体適合性メンブレン複合体４６００は、異物巨細胞（矢印４６１０によって示される）が細胞不透過性層４６２０の表面に形成されるのを低減すると結論付けられた。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏヌードラット研究にしたがって、機能的反応をｉｎ ｖｉｖｏで評価した。表３に示された結果は、比較例と比較して機能的反応の段階的変化を実証し、インスリン生成細胞の生存能力の顕著な増大を示した。植え込みから２４週間後に、グルコース刺激型インスリン分泌に反応して測定されたＣ－ペプチド血清濃度は、平均して５５６ｐＭであった。これは、緩和層が存在しない比較例１の４．５倍高い。このような機能的反応度を達成するために、緩和層は、細胞不透過性界面における異物巨細胞の形成をうまく緩和し得ると、結論付けられた。
実施例４
生体適合性メンブレン複合体の製造
互いに区別可能な３つの層を有する生体適合性メンブレン複合体を組み立てた。Goreの米国特許第３，９５３，５６６号明細書の教示内容にしたがって、ＰＴＦＥメンブレンから成る第１層（細胞不透過性層）が形成された。
Branca他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書の教示内容にしたがって、第２ｅＰＴＦＥメンブレン（ＦＢＧＣ緩和層）を調製した。初期機械方向（ＭＤ）延伸工程中、第２ｅＰＴＦＥメンブレンにフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）フィルムを被着した。続いて、第２ｅＰＴＦＥメンブレン及びＦＥＰを機械方向（ＭＤ）延伸及び横方向（ＴＤ）延伸を通して同時処理することによって、ＦＥＰは、Bacinoの国際公開第９４／１３４６９号パンフレットに教示されているように、第２ｅＰＴＦＥメンブレンの表面上で不連続となった。図３３に示されたＳＥＭ画像は、不連続層ＦＥＰ３３１０を有する表面又は第２ｅＰＴＦＥ層３３００の代表的な画像である。
ＦＥＰの融点を上回る温度で２つのｅＰＴＦＥメンブレン材料を（ＦＥＰが２つのｅＰＴＦＥメンブレンの間に位置決めされた状態で）接触させることにより、不連続ＦＥＰを含む第２ｅＰＴＦＥ層を、第１ｅＰＴＦＥ層に貼り合わせた。両ｅＰＴＦＥ層を緊張下で保持することにより、この積層プロセス中の意図せぬ変形を防止した。続いて積層体を、Butler他の米国特許第５，９０２，７４５号明細書の教示内容により親水性にした。図１９に示されたＳＥＭ画像は、第１ｅＰＴＦＥ層（細胞不透過性層）のノード・フィブリル構造を示す代表的な画像である。図３４に示されたＳＥＭ画像は、第２ｅＰＴＦＥ層（緩和層）のノード・フィブリル構造を示す代表的な画像である。図３５に示されたＳＥＭ画像は、第１ｅＰＴＦＥメンブレン３５１０（細胞不透過性層）と第２ｅＰＴＦＥメンブレン３５２０（緩和層）とを有する二層型ｅＰＴＦＥ積層体３５００の断面構造の代表的な画像である。
第３層（血管新生層）は商業的に利用可能なスパンボンドポリエステル不織布材料であった。第３層の代表的な表面マイクロ構造が図１５のＳＥＭ画像に示されている。スパンボンドポリエステル不織布材料を第２ｅＰＴＦＥメンブレンの上面に配置し、そして上記「方法」の項に記載されたように生体適合性メンブレン複合体をデバイス形態に一体化しているときに、二層型ｅＰＴＦＥ複合体の第２ｅＰＴＦＥメンブレンにポリエステル不織布材料を周辺位置で不連続に溶着することにより、この第３層とｅＰＴＦＥ積層体とを第１層及び第２ｅＰＴＦＥ層を有する生体適合性メンブレン複合体に集成した。
生体適合性メンブレン複合体の特徴付け
生体適合性メンブレン複合体のそれぞれの個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータに関して評価し特徴付けた。層のパラメータは、これらが層の特異的な機能に関連しない場合には、「Ｎ／Ａ」と記す。層のパラメータは、複合体の層を処理した方法の結果としてパラメータを実際には得ることができない場合には「－」と記す。関連パラメータのこの特徴付けのために用いられる方法は、上記「試験法」の項に記載された方法にしたがって実施した。結果は表８に要約されている。
Figure 2022534546000015
複合メンブレン性能の評価
上記「試験法」の項に記載された、生体適合性メンブレン複合体のデバイス形態への一体化に従って、生体適合性メンブレン複合体を熱溶着してデバイス形態にし、ｉｎ ｖｉｖｏで評価した。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏブタ研究に従って、宿主組織反応を評価した。デバイス界面における宿主組織反応は、宿主組織がポリエステル製織メッシュ補強構成部分、ポリエステル不織布血管新生層、及び開放ｅＰＴＦＥ緩和層を通って緻密ｅＰＴＦＥ細胞不透過性層まで貫通することを実証した。異物巨細胞がポリエステル製織メッシュ（補強構成部分）及びポリエステル不織布層（血管新生層）内部に存在する一方、緻密ｅＰＴＦＥ層（細胞不透過性層）に沿った異物巨細胞は観察されなかった。図３６の組織画像は、この観察の代表的な画像である。矢印３６１０が、生体適合性メンブレン複合体の各層に対する異物巨細胞の位置を示している。加えて、図３６に示されているように、異物巨細胞３６１０は、細胞不透過性層３６２０の表面上には形成されなかった。この実施例に記載された細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層から形成された生体適合性メンブレン複合体は、異物巨細胞が細胞不透過性層の表面に形成されるのを低減すると結論付けられた。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏヌードラット研究にしたがって、機能的反応をｉｎ ｖｉｖｏで評価した。表３に示された結果は、比較例と比較して機能的反応の段階的変化を実証し、インスリン生成細胞の生存能力の顕著な増大を示した。植え込みから２４週間後に、グルコース刺激型インスリン分泌に反応して測定されたＣ－ペプチド血清濃度は、平均して２０８ｐＭであった。これは、緩和層が存在しない比較例１よりも著しく高い。
実施例５
生体適合性メンブレン複合体の製造
互いに区別可能な３つの層を有する生体適合性メンブレン複合体を組み立てた。Goreの米国特許第３，９５３，５６６号明細書の教示内容にしたがって、ＰＴＦＥメンブレンから成る第１層（細胞不透過性層）が形成された。
第２ｅＰＴＦＥメンブレン（緩和層）と第３ｅＰＴＦＥ層（血管新生層）とから成る二層型複合体を形成した。第２ｅＰＴＦＥメンブレン（緩和層）はBranca他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書の教示内容にしたがって調製した。第２ｅＰＴＦＥ層のｅＰＴＦＥテープ前駆体を、融点未満（below-the-melt）ＭＤ延伸工程によって、Branca他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書の教示内容にしたがって処理した。第２ｅＰＴＦＥテープ前駆体の融点未満ＭＤ延伸工程中、ＦＥＰフィルムをBacinoの国際公開第９４／１３４６９号パンフレットの教示内容により被着した。第３ｅＰＴＦＥ層のｅＰＴＦＥテープ前駆体を、非晶質ロック工程によって、Branca他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書の教示内容にしたがって処理した。第３ｅＰＴＦＥテープ前駆体の第１融点未満ＭＤ延伸工程中、ＦＥＰフィルムをBacinoの国際公開第９４／１３４６９号パンフレットの教示内容により被着した。第３ｅＰＴＦＥメンブレンの延伸済のｅＰＴＦＥテープ前駆体を第２ｅＰＴＦＥメンブレンの延伸済のｅＰＴＦＥテープ前駆体に貼り合わせ、この場合第３ｅＰＴＦＥテープのＦＥＰ側が第２ｅＰＴＦＥメンブレンのｅＰＴＦＥテープ前駆体のＰＴＦＥ側と接触するようにした。次いでＰＴＦＥの融点を上回る温度で二層複合体を機械方向及び横方向に同時延伸した。ＦＥＰ３７１０を有する第２ｅＰＴＦＥ層３７００の代表的な表面マイクロ構造が、図３７のＳＥＭ画像に示されている。
第２ｅＰＴＦＥメンブレン（緩和層）と第３ｅＰＴＦＥメンブレン（血管新生層）とから成る二層型複合体を、第１ｅＰＴＦＥメンブレン（細胞不透過性層）に貼り合わせた。ＦＥＰの融点を上回る温度で二層型ｅＰＴＦＥ複合体を第３ｅＰＴＦＥ層と（ＦＥＰが２つの層の間に位置決めされた状態で）、ｅＰＴＦＥメンブレンを横方向に拘束せずに先ず接触させることにより、第２ｅＰＴＦＥメンブレンの、不連続ＦＥＰ層を含む側を第１ｅＰＴＦＥ層に貼り合わせた。次いで積層物をポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の融点を上回る温度で横方向に延伸することにより、積層によってネッキングが維持される前に各ｅＰＴＦＥ層がその幅に戻されるようにした。続いて複合体を、Butler他の米国特許第５，９０２，７４５号明細書の教示内容により親水性にした。図１９に示されたＳＥＭ画像は、第１ｅＰＴＦＥメンブレン（細胞不透過性層）のノード・フィルビル構造の代表的な画像である。図３８に示されたＳＥＭ画像は、第３ｅＰＴＦＥメンブレン（血管新生層）のノード・フィルビル構造の代表的な画像である。図３９に示されたＳＥＭ画像は、第１ｅＰＴＦＥメンブレン３９１０（細胞不透過性層）と第２ｅＰＴＦＥメンブレン３９２０（緩和層）と第３ｅＰＴＦＥメンブレン３９３０（血管新生層）とを含む三層型生体適合性メンブレン複合体の断面構造３９００の断面構造の代表的な画像である。
生体適合性メンブレン複合体の特徴付け
生体適合性メンブレン複合体のそれぞれの個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータに関して評価し特徴付けた。層のパラメータは、これらが層の特異的な機能に関連しない場合には、「Ｎ／Ａ」と記す。層のパラメータは、複合体の層を処理した方法の結果としてパラメータを実際には得ることができない場合には「－」と記す。関連パラメータの特徴付けのために用いられる方法は、上記「試験法」の項に記載された方法にしたがって実施した。結果は表９に要約されている。
Figure 2022534546000016
複合メンブレン性能の評価
上記「試験法」の項に記載された、生体適合性メンブレン複合体のデバイス形態への一体化に従って、生体適合性メンブレン複合体を熱溶着してデバイス形態にし、その機能的性能をｉｎ ｖｉｖｏで評価した。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏブタ研究に従って、宿主組織反応を評価した。デバイス界面における宿主組織反応は、宿主組織がポリエステル製織メッシュ補強構成部分、開放ｅＰＴＦＥ血管新生層、及び開放ｅＰＴＦＥ緩和層を通って緻密ｅＰＴＦＥ細胞不透過性層まで貫通することを実証した。異物巨細胞がポリエステル製織メッシュ（補強構成部分）内部に存在する一方、緻密ｅＰＴＦＥ層（細胞不透過性層）に沿った異物巨細胞は観察されなかった。図４７に示された組織画像は、この観察の代表的な画像である。矢印４７１０が、生体適合性メンブレン複合体４７００の各層に対する異物巨細胞の位置を示している。加えて、図４７に示されているように、異物巨細胞（矢印４７１０によって示されている）は、細胞不透過性層４７２０の表面上には形成されなかった。この実施例に記載された細胞不透過性層、緩和層、及び血管新生層から形成された生体適合性メンブレン複合体４７００は、異物巨細胞（矢印４７１０によって示される）が細胞不透過性層４７２０の表面に形成されるのを低減すると結論付けられた。
上記「試験法」の項に記載されたｉｎ ｖｉｖｏヌードラット研究にしたがって、機能的反応をｉｎ ｖｉｖｏで評価した。表３に示された結果は、比較例と比較して機能的反応の段階的変化を実証し、このことはインスリン生成細胞の生存能力の顕著な増大を示す。植え込みから２４週間後に、グルコース刺激型インスリン分泌に反応して測定されたＣ－ペプチド血清濃度は、平均して３３７ｐＭであった。これは、緩和層が存在しない比較例１よりも２．７倍高い。機能的反応度をこのように高めるために、緩和層は、細胞不透過性界面における異物巨細胞の形成をうまく緩和し得ると、結論付けられた。
実施例６
生体適合性メンブレン複合体の製造
実施例５に記載された生体適合性メンブレン複合体を形成し、そしてこれを、全体的に図４１に示された補強構成部分４１３０を含む偏平デバイス４１００になるように形成した。この実施例において記載された偏平デバイスは、偏平デバイスが図４０に示された補強構成部分に基づいている点で、前述のデバイス（すなわち実施例１～５のデバイス）とは異なる。この補強構成部分は生体適合性メンブレン複合体の細胞不透過性層に隣接して配置されている。補強構成部分は、前述の実施例において織布ポリエステルメッシュによって提供された外部補強構成部分とは異なり、偏平デバイスの管腔内部（例えば内骨格）に配置されている。補強構成部分４０００は、補強構成部分４０１０と、補強構成部分４０００の両側にアクセスするための貫流孔４０３０を備えた一体化充填チューブ４０２０とを含む。
偏平デバイス４１００は全体的に図４１に（分解図で）示されている。図４１に示されているように、偏平デバイス４１００は、第１生体適合性メンブレン複合体４１１０と、第２生体適合性メンブレン複合体４１４０と、補強構成部分４１３０とを含む。補強構成部分４１３０は、補強構成部分４１２０と、生体適合性メンブレン４４１０，４１４０が一体化されて最終デバイス形状になったときに補強構成部分４１３０の両側に形成された二重内部管腔（図示せず）にアクセスするための貫流孔４１６０を備えた一体化充填チューブ４１５０とを含む。
ＴＦＥ、ＨＦＰ及びＶＤＦのフルオロ熱可塑性ターポリマーシートを型キャビティ内に入れ、そしてポリマーの軟化温度を上回る温度に設定された、加熱されたプレス（Wabash C30H-15-CPX）内でターポリマーを圧縮してこれが最終寸法及び形状に一致するようにすることにより、補強構成部分を組み立てた。結果として生じた補強構成部分は厚さがほぼ２７０ミクロンであり、剛性が０．７Ｎであった。
２つの生体適合性メンブレン複合体をカットすることによりほぼ１”ｘ２”（２．５４ｃｍ Ｘ ５．０８ｃｍ）にし、そして各メンブレン複合体の細胞不透過性層が内向きに管腔及び偏平補強構成部分へ向いた状態で、補強構成部分の両側に配列した。偏平デバイス４１００の個別の構成部分の分解図が図４１に示されている。
偏平デバイスは図４２に示されている。偏平デバイス４２００を作成するために、周辺４２１０に沿ってインパルス溶着装置を使用して、図４１に示された材料スタックを圧縮し、そして補強構成部分の熱可塑性物質がそれぞれの複合メンブレン内へ結合部を形成するのに十分なほどに軟化するように温度及び圧力を加えることによって、溶着部を形成した。サーマルヘッドで軽い手動の圧力を加えることにより各メンブレン複合体表面に補強構成部分の内部点を結合し、これにより、各側の１２個所で少なくとも１．４５ｍｍの間隔を置いた、直径がほぼ１ｍｍの内部点結合部４２２０を形成した。内圧５ｐｓｉでイソプロピルアルコール中に沈めたときに気泡流として視覚的に検出される漏れの存在を試験することによって、溶着部の完全性を適合性に関して評価した。補強成分４３１０及び内部管腔４３３０の内部ジオメトリが図４３Ａ及び４３Ｂに示されている。図４３Ａは、Ａ－Ａ線に沿った偏平デバイス４２００の断面を示しており、単一の点結合部４３２０と管腔４３３０とを示している。図４３Ｂは、Ｂ－Ｂ線に沿った偏平デバイス４２００の断面画像であり、２つの点結合部３６２０と管腔３６３０とを示している。図４２に示された完成済みの偏平デバイスに低粘度のシラスティックを充填することにより、図４２Ａ及び２４Ｂに示された補強構成部分４２１０のより良好な可視化及び画像形成を可能にする。
ｉｎ ｖｉｖｏの複合メンブレン性能の評価
上記「試験法」の項に記載された、宿主組織反応を評価するためのｉｎ ｖｉｖｏブタ研究において、上記の偏平デバイスに一体化された生体適合性複合メンブレンの機能的性能を評価した。宿主細胞との偏平デバイス界面における宿主組織反応は、宿主組織が開放ｅＰＴＦＥ血管新生層及び緩和層を通って緻密ｅＰＴＦＥ細胞不透過性層まで貫通することを実証した。メンブレン複合体内に異物巨細胞が観察される事例はほとんどなかった。図４４に示された組織画像は、ｅＰＴＦＥ血管新生層４４３０及びｅＰＴＦＥ緩和層４４２０を通る宿主貫通がなく、そして細胞不透過性界面４４１０を含むメンブレン複合体内又はメンブレン複合体の周りの異物巨細胞の明らかな観察がない、代表的な観察画像である。この実施例に記載された細胞不透過性層４４１０と緩和層４４２０と血管新生層４４３０とから形成された生体適合性メンブレン複合体４４００が、細胞不透過性層４４１０の表面上の異物巨細胞の形成を低減すると結論付けられた。。管腔４４４０も参考のために示されている。
上記「試験法」の項に記載されたヌードラット外植組織構造にしたがって、細胞をローディングされた偏平デバイス４２００の機能的性能を評価した。デバイスの断面の代表的な組織画像が図４８に示されている。組織画像の評価から、偏平デバイス４２００の管腔内に位置決めされた内側補強構成部分を含むことにより、図４８の生存細胞４８１０によって証明されるように、２４週間目のｉｎ ｖｉｖｏの細胞生存を可能にすることに成功すると結論付けられた。
実施例７
生体適合性メンブレン複合体の製造
３つの層を有する３つの異なる複合メンブレンを使用して、実施例６に記載された細胞カプセル化デバイス形態を組み立てた。第１層（細胞不透過性層）及び第２層（緩和層）は３つの構造すべてにわたって同様であった。しかしながら、第３層（血管新生層）は３つの構造にわたって異なった。これらの構造をこの項では構造Ａ、構造Ｂ、及び構造Ｃと呼ぶ。
３つすべての構造に関して、Gore の米国特許第３，９５３，５６６号明細書の教示内容にしたがって、ｅＰＴＦＥメンブレンから成る第１層（細胞不透過性層）を形成した。
３つのすべての構造に関して、第２ｅＰＴＦＥメンブレン（緩和層）と第３ｅＰＴＦＥ層（血管新生層）とから成る二層型複合体を形成した。第２ｅＰＴＦＥメンブレンはBranca他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書の教示内容にしたがって調製した。第２ｅＰＴＦＥ層のｅＰＴＦＥテープ前駆体を、融点未満（below-the-melt）ＭＤ延伸工程によって、Branca他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書の教示内容にしたがって処理した。第２ｅＰＴＦＥテープ前駆体の融点未満ＭＤ延伸工程中、ＦＥＰフィルムをBacinoの国際公開第９４／１３４６９号パンフレットの教示内容により被着した。第３ｅＰＴＦＥ層のｅＰＴＦＥテープ前駆体を、非晶質ロック工程及び融点超ＭＤ延伸（above-the-melt MD expansion）によって、Branca他の米国特許第５，８１４，４０５号明細書の教示内容にしたがって処理した。各構造の第３層には、構造Ａ、構造Ｂ、及び構造Ｃの第３層内に所望のマイクロ構造を達成するために、層形成前の処理中に異なるプロセス条件を施した。第３ｅＰＴＦＥテープ前駆体の第１融点未満ＭＤ延伸工程中に、Bacinoの国際公開第９４／１３４６９号パンフレットの教示内容により、ＦＥＰフィルムを被着した。第３ｅＰＴＦＥメンブレンの延伸済のｅＰＴＦＥテープ前駆体を第２ｅＰＴＦＥメンブレンの延伸済のｅＰＴＦＥテープ前駆体に貼り合わせ、この場合第３ｅＰＴＦＥテープのＦＥＰ側が第２ｅＰＴＦＥメンブレンのｅＰＴＦＥテープ前駆体のＰＴＦＥ側と接触するようにした。次いでＰＴＦＥの融点を上回る温度で二層複合体を機械方向及び横方向に同時延伸した。ＦＥＰ５６２０を有する構造Ａ、構造Ｂ、及び構造Ｃの第２ｅＰＴＦＥ層の代表的な表面マイクロ構造が、図５６の走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）画像に示されている。
第２ｅＰＴＦＥメンブレン（緩和層）と第３ｅＰＴＦＥメンブレン（血管新生層）とから成る二層型複合体を、第１ｅＰＴＦＥメンブレン（細胞不透過性層）に貼り合わせた。ＦＥＰの融点を上回る温度で二層型ｅＰＴＦＥ複合体を第３ｅＰＴＦＥ層と（ＦＥＰが２つの層の間に位置決めされた状態で）、ｅＰＴＦＥメンブレンを横方向に拘束せずに先ず接触させることにより、第２ｅＰＴＦＥメンブレンの、不連続ＦＥＰ層を含む側を第１ｅＰＴＦＥ層に貼り合わせた。次いで積層物をＰＴＦＥの融点を上回る温度で横方向に延伸することにより、積層によってネッキングが維持される前に各ｅＰＴＦＥ層がその幅に戻されるようにした。続いて複合体を、Butler他の米国特許第５，９０２，７４５号明細書の教示内容により親水性にした。図１９に示されたＳＥＭ画像は、第１ｅＰＴＦＥメンブレン（細胞不透過性層）のノード・フィルビル構造の代表的な画像である。図５０、図５１、及び図５２に示されたＳＥＭ画像はそれぞれ、構造Ａ、構造Ｂ、及び構造Ｃのそれぞれにおける第３ｅＰＴＦＥメンブレン（血管新生層）のノード・フィルビル構造の代表的な画像である。図５３、図５４、及び図５５に示されたＳＥＭ画像は、第１ｅＰＴＦＥメンブレン５３２０，５４２０及び５５２０（細胞不透過性層）と第２ｅＰＴＦＥメンブレン５３４０、５４４０及び５５４０（緩和層）と第３ｅＰＴＦＥメンブレン５３６０、５４６０及び５５６０（血管新生層）とを含む三層型生体適合性メンブレン複合体の断面構造の代表的な画像である。
生体適合性メンブレン複合体の特徴付け
それぞれの生体適合性メンブレン複合体を、各層毎の関連特性に関して評価し特徴付けた。層のパラメータは、これらが層の特異的な機能に関連しない場合には、「Ｎ／Ａ」と記す。層のパラメータは、複合体の層を処理した方法の結果としてパラメータを実際には得ることができない場合には「－」と記す。関連特性の特徴付けのために用いられる方法は、上記「試験法」の項に記載された方法にしたがって実施した。
表１０は、３つの異なる生体適合性メンブレン複合体を示している。３つすべての生体適合性メンブレン複合体は、同じ細胞不透過性層及びＦＢＧＣ緩和層を有したが、しかし血管新生層は構造Ａ（血管新生Ａ）、構造Ｂ（血管新生Ｂ）、及び構造Ｃ（血管新生Ｃ）にわたって変化した。３つの生体適合性メンブレン複合体の成分の特性は表１０に示されている。
Figure 2022534546000017
なお、これらの特性のための各構造の下に挙げた値は、第３層（血管新生層）だけではなく、それぞれの構造における３つすべての層のバルク値に対応する。
ｉｎ ｖｉｖｏの複合メンブレン性能の評価
３つの生体適合性メンブレン複合体を、実施例６に記載された細胞カプセル化デバイスに一体化した。
上記「試験法」の項に記載されたヌードラット外植組織構造にしたがって、細胞をローディングされたデバイス（構造Ａ、Ｂ及びＣ）の機能的性能を評価した。種々の血管新生層を備えた構造Ａ、Ｂ及びＣを有するデバイスの断面の代表的な組織画像がそれぞれ図４９Ａ、４９Ｂ及び４９Ｃに示されている。組織画像の評価から、細胞不透過性層上の異物巨細胞（ＦＢＧＣ）の形成が緩和されること、そして偏平デバイス構造Ａ４９００、構造Ｂ４９１０、及び構造Ｃ４９３０の管腔内に位置決めされた内側補強構成部分を含むことにより、図４９Ａ、４９Ｂ、及び４９Ｃの生存細胞４９２０，４９４０及び４９６０によって証明されるように、ｉｎ ｖｉｖｏの細胞生存を成功裏に可能にすることを観察することができる。
本出願の発明を全般的に、そして特定の実施態様に関して説明してきた。当業者に明らかなように、開示の範囲を逸脱することなしに、種々の改変及び変更を実施態様において加えることができる。したがって、実施態様は本発明の改変形及び変更形を、これらが添付の請求項及びこれと同等のものの範囲に含まれる限りカバーするものとする。

Claims (125)

  1. 生体適合性メンブレン複合体であって、
    ＭＰＳ（最大孔サイズ）が約１ミクロン未満の第１層と、
    第１固形フィーチャを有する第２層であって、第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満であり、前記第１固形フィーチャの大部分がそれぞれ約３ミクロン～約２０ミクロンの代表短軸を有している、第２層と、
    孔サイズが有効直径で約５ミクロン超の第３層と、
    を含み、
    第２固形フィーチャがそれぞれ、大部分が約５０ミクロン超である第２固形フィーチャ間隔を有し、かつ
    該第２層が、該第１層と該第３層との間に位置決めされている、
    生体適合性メンブレン複合体。
  2. 前記第１層の単位面積当たり質量（ＭｐＡ）が約５ｇ／ｍ２未満である、請求項１に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  3. 前記第１層の第１厚が約１０ミクロン未満である、請求項１又は２に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  4. 前記第２層の第２厚が約６０ミクロン未満である、請求項１から３までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  5. 前記生体適合性メンブレン複合体の、最も弱い軸における最大引張荷重が４０Ｎ／ｍ超である、請求項１から４までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  6. 前記第１層の第１ポロシティが約５０％超である、請求項１から５までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  7. 前記第２層の第２ポロシティが約６０％超である、請求項１から６までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  8. 前記生体適合性メンブレン複合体の測定複合体ｚ強度が１００ＫＰａ超である、請求項１から７までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  9. 前記第２層が、代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さをそれぞれ有する固形フィーチャを含み、
    前記第２層の前記代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さのうちの少なくとも２つの大部分が約５ミクロン超である、
    請求項１から８までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  10. 前記第１層と接触している前記第１固形フィーチャの少なくとも一部が、結合型固形フィーチャである、請求項１から９までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  11. 前記第２層の孔サイズが有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンである、請求項１から１０までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  12. 前記第２層の前記第１固形フィーチャがフィブリルによって接続されており、前記フィブリルが変形可能である、請求項１から１１までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  13. 前記第３層の第３厚が約３０ミクロン～約２００ミクロンである、請求項１から１２までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  14. 前記第３層の第２固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン超である、請求項１から１３までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  15. 前記第３層内の前記第２固形フィーチャの大部分が、約４０ミクロン未満の代表短軸を有している、請求項１から１４までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  16. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも２つの層が密接に結合されている、請求項１から１５までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  17. 前記第１層と前記第２層とが密接に結合されている、請求項１から１６までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  18. 前記第３層の第３厚が、前記第１層の第１厚と前記第２層の第２厚との和よりも大きい、請求項１から１７までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  19. 前記第３層の第３厚が、前記第１層と前記第２層との複合厚の少なくとも２倍である、請求項１から１８までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  20. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマー、フルオロポリマーメンブレン、非フルオロポリマーメンブレン、織布、不織布、繊維又は糸の製織又は不織収集体、繊維性マトリックス、及びこれらの組み合わせを含む、請求項１から１９までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  21. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマーである、請求項１から２０までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  22. 前記ポリマーが、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレン、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）メンブレン、及び改質ｅＰＴＦＥメンブレンから選択されたフルオロポリマーメンブレンである、請求項２０又は２１に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  23. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレンである、請求項１から２２までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  24. 前記第３層がスパンボンド不織布ポリエステル材料である、請求項１から２３までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  25. 前記第３層の前記第２固形フィーチャが不織布又は織布の繊維を含む、請求項１から２４までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  26. 前記第３層の前記第２固形フィーチャが織布又は不織布を含み、そして第２代表短軸が、前記織布又は不織布内の繊維の直径である、請求項１から２５までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  27. 補強構成部分を上に含む、請求項１から２６までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  28. 前記補強構成部分の剛性が約０．０１Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍである、請求項２７に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  29. 前記補強構成部分が織布又は不織布である、請求項２７又は２８に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  30. 第１補強構成部分と第２補強構成部分とを含む、請求項１から２９までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  31. 前記第２層の第１固形フィーチャが、熱可塑性ポリマー、ポリウレタン、シリコーン、ゴム、エポキシ、及びこれらの組み合わせから選択された員を含む、請求項１から３０までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  32. 表面被膜を上に含み、前記表面被膜が、抗菌剤、抗体、医薬品、及び生物活性分子から選択された１種又は２種以上の員を含む、請求項１から３１までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  33. 親水性被膜を上に含む、請求項１から３２までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  34. 請求項１から３３までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体を含む細胞カプセル化デバイス。
  35. 第１層、
    有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンの孔サイズと、約６０ミクロン未満の厚さと、第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満である第１固形フィーチャとを有する第２層、及び
    第３層、
    を含んでなる生体適合性メンブレン複合体であって、
    前記第１固形フィーチャの大部分が約３ミクロン～約２０ミクロンの代表短軸を有し、かつ、
    前記第２層が、前記第１層と前記第３層との間に位置決めされている
    ことを特徴とする生体適合性メンブレン複合体。
  36. 前記第１層のＭＰＳ（最大孔サイズ）が直径約１ミクロン未満である、請求項３５に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  37. 前記第１層の単位面積当たり質量（ＭｐＡ）が約５ｇ／ｍ２未満である、請求項３５又は３６に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  38. 前記第１層の第２厚が約１０ミクロン未満である、請求項３５から３７までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  39. 前記生体適合性メンブレン複合体の、最も弱い軸における最大引張荷重が約４０Ｎ／ｍ超である、請求項３５から３８までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  40. 前記第１層の第１ポロシティが約５０％超である、請求項３５から３９までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  41. 前記第２層の第２ポロシティが約６０％超である、請求項３５から４０までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  42. 前記生体適合性メンブレン複合体の測定複合体ｚ強度が１００ＫＰａ超である、請求項３５から４１までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  43. 前記第２層の固形フィーチャがそれぞれ、代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さを含み、そして
    前記第２層の前記代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さのうちの少なくとも２つの大部分が約５ミクロン超である、
    請求項３５から４２までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  44. 前記第３層の孔サイズが有効直径で約９ミクロン超である、請求項３５から４３までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  45. 前記第１層と接触している前記第１固形フィーチャの少なくとも一部が、結合型固形フィーチャである、請求項３５から４４までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  46. 前記第２層の前記第１固形フィーチャがフィブリルによって接続されており、前記フィブリルが変形可能である、請求項３５から４５までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  47. 前記第３層の第３厚が約３０ミクロン～約２００ミクロンである、請求項３５から４６までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  48. 前記第３層が第２固形フィーチャを含み、第２固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン超である、請求項３５から４７までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  49. 前記第３層内の前記第２固形フィーチャの大部分が、約４０ミクロン未満の代表短軸を有している、請求項４８に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  50. 前記第３層の第２固形フィーチャが不織布又は織布の繊維を含む、請求項４８又は４９に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  51. 前記第３層の前記第２固形フィーチャが織布又は不織布を含み、そして第２代表短軸が、前記織布又は不織布内の繊維の直径である、請求項４８から５０までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  52. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも２つの層が密接に結合されている、請求項３５から５１までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  53. 前記第１層と前記第２層とが密接に結合されている、請求項３５から５２までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  54. 前記第３層の第３厚が、前記第１層の第２厚と前記第２層の第１厚との和よりも大きい、請求項３５から５３までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  55. 前記第３層の第３厚が、前記第１層の第２厚と前記第２層の第１厚との複合厚の少なくとも２倍である、請求項３５から５４までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  56. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマー、フルオロポリマーメンブレン、非フルオロポリマーメンブレン、織布、不織布、繊維又は糸の製織又は不織収集体、繊維性マトリックス、及びこれらの組み合わせを含む、請求項３５から５５までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  57. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマーである、請求項３５から５６までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  58. 前記ポリマーが、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレン、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）メンブレン、及び改質ｅＰＴＦＥメンブレンから選択されたフルオロポリマーメンブレンである、請求項５７に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  59. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレンである、請求項３５から５８までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  60. 前記第３層がスパンボンド不織布ポリエステル材料である、請求項３５から５９までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  61. 補強構成部分を含む、請求項３５から６０までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  62. 前記補強構成部分の剛性が約０．０１Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍである、請求項６１に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  63. 外側補強構成部分と内側補強構成部分とを含む、請求項３５から６２までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  64. 前記第２層の第１固形フィーチャが、熱可塑性ポリマー、ポリウレタン、シリコーン、ゴム、エポキシ、及びこれらの組み合わせから選択された員を含む、請求項３５から６３までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  65. 表面被膜を上に含み、前記表面被膜が、抗菌剤、抗体、医薬品、及び生物活性分子から選択される、請求項３５から６４までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  66. 親水性被膜を上に含む、請求項３５から６５までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体。
  67. 請求項３５から６６までのいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体を含む細胞カプセル化デバイス。
  68. 細胞カプセル化デバイスであって、
    当該第１生体適合性メンブレン複合体が、当該第１生体適合性メンブレン複合体と第２生体適合性メンブレン複合体との間に管腔を画定するように、前記第２生体適合性メンブレン複合体の周囲の少なくとも一部に沿ってシールされた第２生体適合性メンブレン複合体に対して、前記第１生体適合性メンブレン複合体の周囲の少なくとも一部に沿ってシールされている、第１生体適合性メンブレン複合体と、
    前記管腔と流体連通している少なくとも１つのポートと、
    を含み、
    前記第１及び第２の生体適合性メンブレンのうちの少なくとも一方が、
    ＭＰＳ（最大孔サイズ）が約１ミクロン未満の第１層と、
    第１固形フィーチャを有する第２層であって、第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満であり、前記第１固形フィーチャの大部分が約３ミクロン～約２０ミクロンの第１短軸を有している、第２層と、
    当該第３層が、有効直径で約９ミクロン超の孔サイズと、第２固形フィーチャとを有しており、前記第２固形フィーチャの大部分が約５０ミクロン超の間隔を有している、第３層と、
    を含み、
    前記第２層が前記第１層と前記第３層との間に位置決めされている、
    細胞カプセル化デバイス。
  69. 前記第１層の単位面積当たり質量（ＭｐＡ）が約５ｇ／ｍ２未満である、請求項６８に記載の細胞カプセル化デバイス。
  70. 前記第１層の第１厚が約１０ミクロン未満である、請求項６８又は６９に記載の細胞カプセル化デバイス。
  71. 前記第２層の第２厚が約６０ミクロン未満である、請求項６８から７０までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  72. 前記生体適合性メンブレン複合体の、最も弱い軸における最大引張荷重が４０Ｎ／ｍ超である、請求項６８から７１までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  73. 前記第１層の第１ポロシティが約５０％超である、請求項６８から７２までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  74. 前記第２層の第２ポロシティが約６０％超である、請求項６８から７３までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  75. 前記第２層の第１固形フィーチャがそれぞれ、代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さを有しており、前記第２層の前記代表短軸、代表長軸、及び固形フィーチャ深さのうちの少なくとも２つの大部分が約５ミクロン超である、請求項６８から７４までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  76. 前記第１固形フィーチャの少なくとも一部が、前記第１層に密接に結合された結合型固形フィーチャである、請求項６８から７５までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  77. 前記第２層の前記第１固形フィーチャがフィブリルによって接続されており、前記フィブリルが変形可能である、請求項７６に記載の細胞カプセル化デバイス。
  78. 前記第２層の孔サイズが有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンである、請求項６８から７６までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  79. 前記第３層の第３厚が約３０ミクロン～約２００ミクロンである、請求項６８から７８までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  80. 前記第３層の第２固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン～約９０ミクロンである、請求項６８から７９までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  81. 前記第３層内の前記第２固形フィーチャの大部分が、約４０ミクロン未満の代表短軸を有している、請求項６８から８０までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  82. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも２つの層が密接に結合されている、請求項６８から８１までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  83. 前記第３層の第３厚が、前記第１層の第１厚と前記第２層の第２厚との和よりも大きい、請求項６８から８２までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  84. 前記第３層の第３厚が、前記第１層の第１厚と前記第２層の第２厚との複合厚の少なくとも２倍である、請求項６８から８３までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  85. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマー、フルオロポリマーメンブレン、非フルオロポリマーメンブレン、織布、不織布、繊維又は糸の製織又は不織収集体、繊維性マトリックス、及びこれらの組み合わせを含む、請求項６８から８４までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  86. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、ポリマーである、請求項６８から８５までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  87. 前記ポリマーが、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）メンブレン、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）メンブレン、及び改質ｅＰＴＦＥメンブレンから選択されたフルオロポリマーメンブレンである、請求項８６に記載の細胞カプセル化デバイス。
  88. 前記第１層、第２層、及び第３層のうちの少なくとも１つが、延伸ポリテトラフルオロエチレンメンブレンである、請求項６８から８７までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  89. 前記第３層がスパンボンド不織布ポリエステル材料である、請求項６８から８８までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  90. 前記第３層の前記第２固形フィーチャが不織布又は織布の繊維を含む、請求項６８から８９までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  91. 前記第３層の前記第２固形フィーチャが織布又は不織布を含み、そして前記第１固形フィーチャの第２代表短軸が、織布又は不織布内の繊維の直径である、請求項６８から９０までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  92. 前記第２層の第１固形フィーチャが、熱可塑性ポリマー、ポリウレタン、シリコーン、ゴム、エポキシ、及びこれらの組み合わせから選択された員を含む、請求項６８から９１までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  93. 表面被膜を上に含み、前記表面被膜が、抗菌剤、抗体、医薬品、及び生物活性分子から選択された１種又は２種以上の員を含む、請求項６８から９２までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  94. 親水性被膜を上に含む、請求項６８から９３までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  95. 前記第１生体適合性メンブレン複合体及び第２生体適合性メンブレン複合体のうちの少なくとも一方の外側に補強構成部分を含む、請求項６８から９４までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  96. 内側補強構成部分を含む、請求項６８から９５までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  97. 前記内側補強構成部分が充填チューブを含む、請求項９６に記載の細胞カプセル化デバイス。
  98. 前記第１生体適合性メンブレン複合体及び第２生体適合性メンブレン複合体のうちの少なくとも一方が内側補強構成部分及び外側補強構成部分の両方を含む、請求項６８から９７までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  99. 前記補強構成部分が織布又は不織布である、請求項６８から９８までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  100. 前記細胞カプセル化デバイスが、前記第１生体適合性メンブレン複合体と前記第１生体適合性メンブレン複合体上の外側に位置決めされた第１補強構成部分との間に位置決めされた第１溶着フィルムと、前記第２生体適合性メンブレン複合体と前記第２生体適合性メンブレン複合体上の外側に位置決めされた第２補強構成部分との間に位置決めされた第２溶着フィルムとを含む、請求項６８から９９までのいずれか１項に記載の細胞カプセル化デバイス。
  101. 哺乳類の血糖値を低下させる方法であって、前の請求項のいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体を含む細胞カプセル化デバイスを移植することを含み、前記細胞カプセル化デバイス内にカプセル化された細胞がＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞の集団を含み、そして前記膵臓内胚葉細胞が成長してインスリン分泌細胞になり、これにより血糖値を低下させる、哺乳類の血糖値を低下させる方法。
  102. 前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる、請求項１０１に記載の方法。
  103. 前記細胞カプセル化デバイス内にカプセル化された細胞がＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞の集団を含み、そして前記膵臓内胚葉細胞が成長してインスリン分泌細胞になり、これにより血糖値を低下させる、請求項１に記載の哺乳類の血糖値を低下させる方法。
  104. 前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる、請求項１０３に記載の方法。
  105. 細胞カプセル化デバイスを移植することを含み、前記細胞カプセル化デバイスが、ＭＰＳ（最大孔サイズ）が約１ミクロン未満の第１層と、第１固形フィーチャを有する第２層であって、第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満であり、前記第１固形フィーチャの大部分が約３ミクロン～約２０ミクロンの代表短軸を有している、第２層と、当該第３層が、有効直径で約５ミクロン超の孔サイズと、第２固形フィーチャとを有しており、前記第２固形フィーチャが、大部分が約５０ミクロン超である第２固形フィーチャ間隔を有しており、前記第２層が前記第１層と前記第３層との間に位置決めされており、結合型フィーチャの少なくとも一部が前記第１層に密接に結合されている、第３層と、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞を含む細胞集団と、を含み、そして前記膵臓内胚葉細胞が成長してインスリン分泌細胞になり、これにより血糖値を低下させる、前の請求項のいずれか１項に記載の哺乳類の血糖値を低下させる方法。
  106. 前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる、請求項１０５に記載の方法。
  107. 生体適合性メンブレン複合体を移植することを含み、前記生体適合性メンブレン複合体が、ＭＰＳ（最大孔サイズ）が約１ミクロン未満の第１層と、第１固形フィーチャを有する第２層であって、第１固形フィーチャ間隔の大部分が約５０ミクロン未満であり、前記第１固形フィーチャの大部分が約３ミクロン～約２０ミクロンの代表短軸を有している、第２層と、当該第３層が、有効直径で約５ミクロン超の孔サイズと、第２固形フィーチャとを有しており、前記第２固形フィーチャが、大部分が約５０ミクロン超である第２固形フィーチャ間隔を有しており、前記第２層が前記第１層と前記第３層との間に位置決めされている、第３層と、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞を含む細胞集団と、を含み、そして前記膵臓内胚葉細胞が成長してインスリン分泌細胞になり、これにより血糖値を低下させる、前の請求項のいずれか１項に記載の哺乳類の血糖値を低下させる方法。
  108. 前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる、請求項１０７に記載の方法。
  109. カプセル化されたｉｎ ｖｉｔｒｏ ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団を少なくとも含む細胞亜集団の混合物を含む、請求項１０７又は１０８に記載の方法。
  110. カプセル化されたｉｎ ｖｉｔｒｏ ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団と、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１及びＣＨＧＡを発現させる膵臓内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団とを少なくとも含む細胞亜集団の混合物を含む、請求項１０７から１０９までのいずれか１項に記載の方法。
  111. 前記集団の少なくとも３０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団を含む、請求項１０７から１１０までのいずれか１項に記載の方法。
  112. 前記集団の少なくとも４０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団を含む、請求項１０７から１１１までのいずれか１項に記載の方法。
  113. 前記集団の少なくとも５０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現させる膵臓プロジェニター集団を含む、請求項１０７から１１２までのいずれか１項に記載の方法。
  114. 前記集団の少なくとも２０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現させる内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団である、請求項１０７から１１３までのいずれか１項に記載の方法。
  115. 前記集団の少なくとも３０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現させる内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団である、請求項１０７から１１４までのいずれか１項に記載の方法。
  116. 前記集団の少なくとも４０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現させる内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団である、請求項１０７から１１５までのいずれか１項に記載の方法。
  117. 前記膵臓プロジェニター細胞及び／又は内分泌又は内分泌プリカーサー細胞が、成長してｉｎ ｖｉｖｏのインスリン分泌細胞になることができる、請求項１０７から１１５までのいずれか１項に記載の方法。
  118. 前の請求項のいずれか１項に記載のインスリンをｉｎ ｖｉｖｏで生成する方法であって、細胞カプセル化デバイスを移植することを含み、前記細胞カプセル化デバイスが、前の請求項のいずれか１項に記載の生体適合性メンブレン複合体と、成長してインスリン分泌細胞になるＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞とを含み、前記インスリン分泌細胞がグルコース刺激に反応してインスリンを分泌する、インスリンをｉｎ ｖｉｖｏで生成する方法。
  119. 前記ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞が、内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、前記内分泌及び／又は内分泌プリカーサー細胞がクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現させる、請求項１１８に記載の方法。
  120. 前記集団の少なくとも約３０％が、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現させる内分泌及び／又は内分泌プリカーサー集団である、請求項１１８又は１１９に記載の方法。
  121. in vitroヒトＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞培養物が、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞と、少なくとも形質転換増殖因子ベータ（ＴＧＦ－ベータ）受容体キナーゼ阻害物質との混合物を含む、請求項１１８から１２０までのいずれか１項に記載の方法。
  122. さらに、骨形成タンパク質（ＢＭＰ）阻害物質をさらに含む、請求項１１８から１２１までのいずれか１項に記載の方法。
  123. 前記ＴＧＦ－ベータ受容体キナーゼ阻害物質が、ＴＧＦ－ベータ受容体１型キナーゼ阻害物質である、請求項１１８から１２２までのいずれか１項に記載の方法。
  124. 前記ＴＧＦ－ベータ受容体キナーゼ阻害物質がＡＬＫ５ｉである、請求項１１８から１２３までのいずれか１項に記載の方法。
  125. 前記ＢＭＰ阻害物質がノギンである、請求項１１８から１２４までのいずれか１項に記載の方法。
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Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2024073736A2 (en) 2022-09-30 2024-04-04 W.L. Gorge & Associates, Inc. Anchor regions for implantable medical device
WO2024073711A1 (en) 2022-09-30 2024-04-04 W.L. Gore & Associates, Inc. Implantable membrane construct and encapsulaton devices incorporating the same

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2000043052A1 (en) * 1999-01-22 2000-07-27 Gore Entreprise Holdings, Inc. Vascular graft with improved surface flow
WO2009004962A1 (ja) * 2007-07-03 2009-01-08 Sumitomo Electric Fine Polymer, Inc. 濾過用平膜エレメント及び平膜濾過モジュール
WO2018089011A1 (en) * 2016-11-10 2018-05-17 Viacyte, Inc Pdx1 pancreatic endoderm cells in cell delivery devices and methods thereof
WO2018089399A1 (en) * 2016-11-08 2018-05-17 W. L. Gore & Associates, Inc. Cell encapsulation devices containing structural spacers

Family Cites Families (76)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SE392582B (sv) 1970-05-21 1977-04-04 Gore & Ass Forfarande vid framstellning av ett porost material, genom expandering och streckning av en tetrafluoretenpolymer framstelld i ett pastabildande strengsprutningsforfarande
US3899314A (en) 1974-03-18 1975-08-12 American Optical Corp Lens manufacturing process
US5183545A (en) 1989-04-28 1993-02-02 Branca Phillip A Electrolytic cell with composite, porous diaphragm
AU4408693A (en) 1992-12-10 1994-07-04 W.L. Gore & Associates, Inc. Composite article
US5433859A (en) * 1993-07-12 1995-07-18 Pall Corporation Supported microporous filtration membrane and method of using same
US5476589A (en) 1995-03-10 1995-12-19 W. L. Gore & Associates, Inc. Porpous PTFE film and a manufacturing method therefor
US5814405A (en) 1995-08-04 1998-09-29 W. L. Gore & Associates, Inc. Strong, air permeable membranes of polytetrafluoroethylene
WO1997010807A1 (en) 1995-09-22 1997-03-27 Gore Hybrid Technologies, Inc. Improved cell encapsulation device
DK1709159T3 (da) 2003-12-23 2019-07-29 Viacyte Inc Definitiv endoderm
EP1740612B1 (en) 2004-04-27 2019-08-07 Viacyte, Inc. Pdx1 expressing endoderm
ES2716827T3 (es) 2004-07-09 2019-06-17 Viacyte Inc Células mesendodérmicas y células de línea pre-primitiva
CA2576872C (en) 2004-08-13 2013-11-12 University Of Georgia Research Foundation, Inc. Compositions and methods for self-renewal and differentiation in human embryonic stem cells
US7306729B2 (en) 2005-07-18 2007-12-11 Gore Enterprise Holdings, Inc. Porous PTFE materials and articles produced therefrom
AU2006305879B2 (en) 2005-10-27 2012-05-10 Viacyte, Inc. PDX1-expressing dorsal and ventral foregut endoderm
SG170021A1 (en) 2006-02-23 2011-04-29 Novocell Inc Compositions and methods useful for culturing differentiable cells
SG10201405380QA (en) 2006-03-02 2014-10-30 Cythera Inc Endocrine precursor cells, pancreatic hormone-expressing cells and methods of production
WO2008013664A2 (en) 2006-07-26 2008-01-31 Cythera, Inc. Methods of producing pancreatic hormones
US20080076009A1 (en) * 2006-09-25 2008-03-27 Kabushiki Kaisha Toshiba Solid electrolyte membrane, method of manufacturing solid electrolyte membrane, fuel cell provided with solid electrolyte membrane, and method of manufacturing fuel cell
WO2009006399A1 (en) 2007-07-01 2009-01-08 Lifescan Single pluripotent stem cell culture
US20100255580A1 (en) 2007-07-18 2010-10-07 Lifesccan, Inc. Differentiation of Human Embryonic Stem Cells
CN101952415B (zh) 2007-07-31 2017-06-27 生命扫描有限公司 人胚胎干细胞的分化
CN102317443B (zh) 2007-07-31 2018-09-14 生命扫描有限公司 用人饲养细胞进行的多能干细胞分化
US8623650B2 (en) 2007-10-19 2014-01-07 Viacyte, Inc. Methods and compositions for feeder-free pluripotent stem cell media containing human serum
CA2954431C (en) 2007-11-27 2021-08-24 Lifescan, Inc. Differentiation of human embryonic stem cells to pancreatic cells
WO2009131568A1 (en) 2008-04-21 2009-10-29 Cythera, Inc. Methods for purifying endoderm and pancreatic endoderm cells derived from human embryonic stem cells
US8623648B2 (en) 2008-04-24 2014-01-07 Janssen Biotech, Inc. Treatment of pluripotent cells
US7939322B2 (en) 2008-04-24 2011-05-10 Centocor Ortho Biotech Inc. Cells expressing pluripotency markers and expressing markers characteristic of the definitive endoderm
DK2297319T3 (en) 2008-06-03 2015-10-19 Viacyte Inc GROWTH FACTORS FOR PREPARING DEFINITIVE ENDODERM
MX2011000123A (es) 2008-06-30 2011-02-25 Centocor Ortho Biotech Inc Diferenciacion de las celulas madre pluripotentes.
RU2533805C2 (ru) 2008-06-30 2014-11-20 Сентокор Орто Байотек Инк. Дифференцирование плюрипотентных стволовых клеток, представляющих собой линию клеток человека
WO2010051223A1 (en) 2008-10-31 2010-05-06 Centocor Ortho Biotech Inc. Differentiation of human embryonic stem cells to the pancreatic endocrine lineage
ES2727950T3 (es) 2008-10-31 2019-10-21 Janssen Biotech Inc Diferenciación de células madre embrionarias humanas en linaje endocrino pancreático
EP3550012A1 (en) 2008-11-04 2019-10-09 ViaCyte, Inc. Stem cell aggregate suspension compositions and methods for differentiation thereof
WO2010057039A2 (en) 2008-11-14 2010-05-20 Cythera, Inc. Encapsulation of pancreatic cells derived from human pluripotent stem cells
US20100151575A1 (en) 2008-12-15 2010-06-17 Colter David C Method of Making Conditioned Media from Kidney Derived Cells
CA2768720C (en) 2009-07-20 2018-12-18 Janssen Biotech, Inc. Differentiation of human embryonic stem cells
RU2540021C2 (ru) 2009-07-20 2015-01-27 Янссен Байотек, Инк. Дифференцировка эмбриональных стволовых клеток человека
RU2579278C2 (ru) 2009-07-20 2016-04-10 Янссен Байотек, Инк. Популяция панкреатических эндокринных клеток-предшественников для снижения концентрации глюкозы в крови и способ дифференцировки панкреатических эндодермальных клеток
MX343786B (es) 2009-12-23 2016-11-22 Janssen Biotech Inc Diferenciacion de celulas madre embrionarias humanas.
CA2784425A1 (en) 2009-12-23 2011-06-30 Centocor Ortho Biotech Inc. Differentiation of human embryonic stem cells
WO2011109279A2 (en) 2010-03-01 2011-09-09 Centocor Ortho Biotech Inc. Methods for purifying cells derived from pluripotent stem cells
WO2011143299A2 (en) 2010-05-12 2011-11-17 Centocor Ortho Biotech Inc. Differentiation of human embryonic stem cells
FR2960783B1 (fr) * 2010-06-04 2012-07-27 Ass Pour Les Transferts De Technologies Du Mans Membrane fonctionnalisee pour chambre d'encapsulation de cellules produisant au moins une substance d'interet therapeutique et organe bioartificiel comprenant une telle membrane
KR20130100122A (ko) 2010-08-12 2013-09-09 얀센 바이오테크 인코포레이티드 췌장 내분비 전구 세포를 이용한 당뇨병의 치료
US9528090B2 (en) 2010-08-31 2016-12-27 Janssen Biotech, Inc. Differentiation of human embryonic stem cells
PL2611909T3 (pl) 2010-08-31 2018-05-30 Janssen Biotech, Inc Zróżnicowanie ludzkich embrionalnych komórek macierzystych
PL2611907T3 (pl) 2010-08-31 2016-11-30 Różnicowanie pluripotencjalnych komórek macierzystych
US8424928B2 (en) 2010-09-24 2013-04-23 Thase Enterprise Co., Ltd. Door handle having a handgrip changeable indoor and outdoor
WO2013082381A1 (en) * 2011-12-02 2013-06-06 W. L. Gore & Associates, Inc. Heat-stabilized composite filter media and method of making the filter media
CN105143446B (zh) 2011-12-22 2020-11-03 詹森生物科技公司 人胚胎干细胞分化成单一激素胰岛素阳性细胞
RU2664467C2 (ru) 2012-03-07 2018-08-17 Янссен Байотек, Инк. Среда определенного состава для размножения и обновления плюрипотентных стволовых клеток
AU2013259706A1 (en) 2012-05-07 2014-10-30 Janssen Biotech, Inc. Differentiation of human embryonic stem cells into pancreatic endoderm
ES2690118T3 (es) 2012-06-08 2018-11-19 Janssen Biotech, Inc. Diferenciación de células madre embrionarias humanas en células endocrinas pancreáticas
US10377989B2 (en) 2012-12-31 2019-08-13 Janssen Biotech, Inc. Methods for suspension cultures of human pluripotent stem cells
CA2896655C (en) 2012-12-31 2021-06-22 Janssen Biotech, Inc. Culturing of human embryonic stem cells at the air-liquid interface for differentiation into pancreatic endocrine cells
CN111394298A (zh) 2012-12-31 2020-07-10 詹森生物科技公司 使用hb9调节子使人胚胎干细胞分化为胰腺内分泌细胞的方法
US9926416B2 (en) 2013-01-30 2018-03-27 W. L. Gore & Associates, Inc. Method for producing porous articles from ultra high molecular weight polyethylene
IL290717B1 (en) 2013-02-06 2024-06-01 Viacyte Inc Cell preparations derived from dedifferentiated and reprogrammed cells
PL2964147T3 (pl) * 2013-03-07 2018-10-31 Viacyte, Inc. Trójwymiarowy zestaw urządzeń o dużej pojemności do kapsułkowania komórek
WO2014138671A2 (en) 2013-03-08 2014-09-12 Viacyte, Inc. Cryopreservation, hibernation and room temperature storage of encapulated pancreatic endoderm cell aggregates
US8859286B2 (en) 2013-03-14 2014-10-14 Viacyte, Inc. In vitro differentiation of pluripotent stem cells to pancreatic endoderm cells (PEC) and endocrine cells
US9950149B2 (en) * 2013-04-24 2018-04-24 Nestec S.A. Biomolecular cell encapsulation device and methods of implantation
KR20240014630A (ko) 2013-06-11 2024-02-01 프레지던트 앤드 펠로우즈 오브 하바드 칼리지 SC-β 세포 및 조성물 그리고 그 생성 방법
MX2016005657A (es) 2013-11-01 2017-01-05 Janssen Biotech Inc Suspensión y agrupamiento de células madre humanas pluripotentes para la diferenciación a células endocrinas pancreáticas.
DK3131497T3 (da) 2014-04-16 2023-11-06 Viacyte Inc Instrumenter til anvendelse med implanterbare indkapslingsindretninger
BR112016026626A2 (pt) 2014-05-16 2017-08-15 Janssen Biotech Inc Uso de moléculas pequenas para melhorar a expressão de mafa em células pancreáticas endócrinas
US9932429B2 (en) 2014-07-29 2018-04-03 W. L. Gore & Associates, Inc. Method for producing porous articles from alternating poly(ethylene tetrafluoroethylene) and articles produced therefrom
US20160032069A1 (en) 2014-07-29 2016-02-04 W. L. Gore & Associates, Inc. Porous Articles Formed From Polyparaxylylene and Processes For Forming The Same
US9441088B2 (en) 2014-07-29 2016-09-13 W. L. Gore & Associates, Inc. Articles produced from VDF-co-(TFE or TrFE) polymers
CA3221384A1 (en) 2014-11-20 2016-05-26 Viacyte, Inc. Instruments and methods for loading cells into implantable devices
US20160215268A1 (en) 2014-12-19 2016-07-28 Janssen Biotech, Inc. Suspension Culturing of Pluripotent Stem Cells
EP3095509A1 (en) * 2015-05-18 2016-11-23 Defymed Membranes functionalized with heparin for bioartificial organs
CN109219440A (zh) * 2016-04-04 2019-01-15 贝塔O2技术有限公司 用于植入具有抗炎和血管化能力的细胞的可植入设备及其制造方法
MA45479A (fr) 2016-04-14 2019-02-20 Janssen Biotech Inc Différenciation de cellules souches pluripotentes en cellules de l'endoderme de l'intestin moyen
MA45502A (fr) 2016-06-21 2019-04-24 Janssen Biotech Inc Génération de cellules bêta fonctionnelles dérivées de cellules souches pluripotentes humaines ayant une respiration mitochondriale glucose-dépendante et une réponse en sécrétion d'insuline en deux phases
US10391156B2 (en) 2017-07-12 2019-08-27 Viacyte, Inc. University donor cells and related methods

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2000043052A1 (en) * 1999-01-22 2000-07-27 Gore Entreprise Holdings, Inc. Vascular graft with improved surface flow
WO2009004962A1 (ja) * 2007-07-03 2009-01-08 Sumitomo Electric Fine Polymer, Inc. 濾過用平膜エレメント及び平膜濾過モジュール
WO2018089399A1 (en) * 2016-11-08 2018-05-17 W. L. Gore & Associates, Inc. Cell encapsulation devices containing structural spacers
WO2018089011A1 (en) * 2016-11-10 2018-05-17 Viacyte, Inc Pdx1 pancreatic endoderm cells in cell delivery devices and methods thereof

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CN114206480B (zh) 2024-06-04

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