JP7328362B2 - 制御された酸素拡散距離を伴う細胞カプセル化デバイス - Google Patents

Description

本発明は、移植可能な医療デバイスの分野に関し、詳細には、制御された酸素拡散距離を有する細胞カプセル化デバイスおよびその使用に関する。

生物学的療法は、末梢動脈疾患、動脈瘤、心臓疾患、アルツハイマおよびパーキンソン病、自閉症、失明、糖尿病および他の病理を治療するための増々有望な方法である。

生物学的療法全般に関しては、細胞、ウイルス、ウイルスベクタ、細菌、タンパク質、抗体および他の生物活性実体が、患者の組織層内に生物活性部分を入れる外科的または他の介入的方法によって、患者の体内に導入され得る。生物活性実体は、最初にデバイス内に置かれ、その後このデバイスが患者の体内に挿入され得る。代替的には、デバイスを最初に患者の体内に挿入し、生物活性実体をその後に添加することができる。

生物活性実体（例えば細胞）の生存能力および生産性の高い集団を維持するためには、生物活性実体は、宿主の血管を通して送達される酸素などの栄養素に対するアクセスを維持しなければならない。移植されたカプセル化細胞の生存能力および生産性を最大化するためには、移植されたカプセル化細胞に対する酸素および栄養素の輸送に必要とされる拡散距離および時間が最小限に抑えられるように、可能なかぎり細胞の近くで血管の形成が行なわれるように保証することによって、酸素および栄養素の供給源に対する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などの外部デバイスの体内への移植は、異物巨細胞が形成し少なくとも部分的に移植済みデバイスをカプセル化する免疫応答をひき起こす。移植された細胞カプセル化デバイスの表面またはその近くに異物巨細胞が存在すると、血管がカプセル化細胞の至近に血管を形成させることは、不可能ではないにせよ困難になり、これにより、カプセル化細胞の生存能力および健康を維持するのに必要とされる酸素および栄養素に対するアクセスは制限される。

当該技術分野においては、細胞不浸透性表面で充分な血管が形成できるように異物応答を緩和または調整しながら、宿主の免疫細胞からの充分な免疫隔離を移植された細胞に提供する細胞カプセル化デバイスに対するニーズがなおも存在する。同様に、移植された細胞が存続して治療上有用な物質を分泌する能力を、界面にある血管が最大化するように最適な酸素拡散距離を提供するデバイスに対するニーズも存在している。

一態様（「態様１」）において、カプセル化デバイスは、（１）少なくとも１つの管腔を内部に画定するために周囲の一部分に沿って第２の生体適合膜複合材料に対して周囲の一部に沿って封止された第１の生体適合膜複合材料であって、第１の生体適合膜複合材料と第２の生体適合膜複合材料が相対する表面を有している第１の生体適合膜複合材料と、（２）管腔と流体連通状態にある少なくとも１つの充填用管と、を含み、ここで第１の生体適合膜複合材料と第２の生体適合膜複合材料の少なくとも１つは、第１の層、および中実特徴部を有し、中実特徴部の離隔距離の大部分が約５０ミクロン未満である第２の層、を含んでおり、ここでこのカプセル化デバイスは、３００ミクロンの主要酸素拡散距離を有している。

態様１に加えて別の態様（「態様２」）によると、第１の層は、約５ｇ／ｍ^２未満の面積当たり質量（ＭｐＡ）を有する。

態様１または態様２に加えて別の態様（「態様３」）によると、第１の層は、約１ミクロン未満のＭＰＳ（最大細孔サイズ）を有する。

態様１ないし３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様４」）によると、第１の生体適合膜複合材料および第２の生体適合膜複合材料のうちの少なくとも１つは、４０Ｎ／ｍ超の最脆弱軸内の最大引張荷重を有する。

態様１ないし４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５」）によると、第１の層は約５０％超の第１の多孔性を有する。

態様１ないし５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様６」）によると、第２の層は約６０％超の第２の多孔性を有する。

態様１ないし６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様７」）によると、第２の層は約２００ミクロン未満の厚みを有する。

態様１ないし７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様８」）によると、第２の層の中実特徴部は各々、代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さを含み、ここで第２の層の代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さのうちの少なくとも２つの大部分は約５ミクロン超である。

態様１ないし８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９」）によると、第２の層は、有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンの細孔サイズを有する。

態様１ないし９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１０」）によると、中実特徴部はフィブリルによって連結されており、フィブリルは変形可能である。

態様１ないし１０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１１」）によると、第１の層と接触状態にある第１の中実特徴部の少なくとも一部分は、結合された中実特徴部である。

態様１ないし１１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１２」）によると、結合された特徴部の大部分は、約３ミクロン～約２０ミクロンの中実特徴部サイズを有する。

態様１ないし１２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１３」）によると、第１の層および第２の層は密に結合されている。

態様１ないし１３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１４」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、ポリマ、フルオロポリマ膜、非フルオロポリマ膜、織布、不織布、繊維またはヤーンの製織または不織収集物、繊維性マトリックス、スパンボンド不織材料およびそれらの組合せを含む。

態様１ないし１４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１５」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）膜および変性ｅＰＴＦＥ膜の中から選択されたポリマである。

態様１ないし１５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１６」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは延伸ポリテトラフルオロエチレン膜である。

態様１ないし１６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１７」）によると、第２の層は、布地および非フルオロポリマ膜のうちの少なくとも１つを含む。

態様１７に加えて別の態様（「態様１８」）によると、布地は、織布、不織布、スパンボンド材料、メルトブローン繊維性材料および静電紡糸ナノファイバの中から選択されている。

態様１７に加えて別の態様（「態様１９」）によると、非フルオロポリマ膜は、ポリビニリデンジフルオリド、ナノファイバ、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、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリイミドおよびそれらの組合せの中から選択される。

態様１ないし１９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２０」）によると、第２の層は延伸ポリテトラフルオロエチレンを含む。

態様１ないし２０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２１」）によると、第２の層はノードを含み、ここでノードは中実特徴部である。

態様１ないし２１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２２」）によると、カプセル化デバイスは、補強用構成要素を含む。

態様２２に加えて別の態様（「態様２３」）によると、補強用構成要素は外部補強用構成要素である。

態様２３に加えて別の態様（「態様２４」）によると、外部補強用構成要素は約０．０１Ｎ／ｃｍ～約３Ｎ／ｃｍの剛性を有する。

態様２３または態様２４に加えて別の態様（「態様２５」）によると、外部補強用構成要素はスパンボンドポリエステル不織材料を含む。

態様２３ないし２５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２６」）によると、外部補強用構成要素はポリエステル製織メッシュである。

態様２２に加えて別の態様（「態様２７」）によると、補強用構成要素は内部補強用構成要素である。

態様２７に加えて別の態様（「態様２８」）によると、カプセル化デバイスは補強用構成要素が内部補強用構成要素を含む。

態様２７または態様２８に加えて別の態様（「態様２９」）によると、内部補強用構成要素は細胞および栄養素不浸透性層である。

態様２７ないし２９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３０」）によると、内部補強用構成要素は、カプセル化デバイスの内部で実質的に中心に位置設定されており、管腔を実質的に半分に分割している。

態様２７ないし３０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３１」）によると、内部補強用構成要素は上に構造的支柱を有する。

態様１ないし３１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３２」）によると、カプセル化デバイスは、第１の生体適合膜複合材料と第２の生体適合膜複合材料との間にボンド点を含む。

態様１ないし３２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３３」）によると、カプセル化デバイスは、第１の生体適合膜複合材料および第２の生体適合膜複合材料のうちの少なくとも１つと補強用構成要素との間にボンド点を含む。

態様１ないし３３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３４」）によると、カプセル化デバイスは、直径およそ１ｍｍで、互いに約０．５ｍｍ～約９ｍｍ離隔されているボンド点を含む。

態様１ないし３４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３５」）によると、カプセル化デバイスは、管腔内に配置された細胞押し退け用コアを含む。

態様１ないし３５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３６」）によると、カプセル化デバイスは、第２の生体適合膜複合材料に対し第１の生体適合膜複合材料を相互連結するポリマ製構造的スペーサを含む。

態様１ないし３６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３７」）によると、カプセル化デバイスは、ラップシーム、バットシームまたはフィンシームの１つ以上を伴って形成されている。

態様１ないし３７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３８」）によると、カプセル化デバイスは、管腔の所望される厚みを維持するために管腔の内部に位置設定された構造的スペーサを含む。

態様１ないし３８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様３９」）によると、カプセル化デバイスは、互いに９ｍｍ未満離れた溶接離隔距離を有する。

態様１ないし３９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様４０」）によると、第２の層の中実特徴部の少なくとも一部分は、第１の層の結合された中実特徴部と接触している。

態様１ないし４０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様４１」）によると、第２の層は有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンの細孔サイズを有する。

態様１ないし４１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様４２」）によると、カプセル化デバイスは、表面コーティングを有し、この表面コーティングは、抗菌剤、抗体、医薬品および生物活性分子の中から選択された１つ以上の部材である。

態様１ないし４１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様４３」）によると、カプセル化デバイスは、親水性コーティングを上に有する。

一態様（「態様４４」）によると、カプセル化デバイスは、（１）少なくとも１つの管腔を内部に画定するために周囲の一部分に沿って封止された少なくとも１つの生体適合膜複合材料であって、管腔が相対する表面を有している、生体適合膜複合材料と、（２）管腔と流体連通状態にある少なくとも１つの充填用管と、を含み、ここで少なくとも１つの生体適合膜複合材料は、中実特徴部離隔距離の大部分が約５０ミクロン未満である中実特徴部の大部分を有する第１の層および第２の層を含み、ここで最大酸素拡散距離は約２５ミクロン～約５００ミクロンである。

態様４４に加えて別の態様（「態様４５」）によると、第１の層は、約５ｇ／ｍ^２未満の面積当たり質量（ＭｐＡ）を有する。

態様４４または態様４５に加えて別の態様（「態様４６」）によると、第１の層は、約１ミクロン未満のＭＰＳ（最大細孔サイズ）を有する。

態様４４ないし４６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様４７」）によると、少なくとも１つの生体適合膜複合材料は、４０Ｎ／ｍ超の最脆弱軸内の最大引張荷重を有する。

態様４４ないし４７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様４８」）によると、第１の層は約５０％超の第１の多孔性を有する。

態様４４ないし４８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様４９」）によると、第２の層は約６０％超の第２の多孔性を有する。

態様４４ないし４９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５０」）によると、第２の層は約２００ミクロン未満の厚みを有する。

態様４４ないし５０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５１」）によると、第２の層の中実特徴部は各々、代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さを含み、ここで第２の層の代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さのうちの少なくとも２つの大部分は約５ミクロン超である。

態様４４ないし５１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５２」）によると、第２の層は、有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンの細孔サイズを有する。

態様４４ないし５２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５３」）によると、中実特徴部はフィブリルによって連結されており、フィブリルは変形可能である。

態様４４ないし５３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５４」）によると、第１の層と接触状態にある第１の中実特徴部の少なくとも一部分は、結合された中実特徴部である。

態様５４に加えて別の態様（「態様５５」）によると、結合された特徴部の大部分は、約３ミクロン～約２０ミクロンの代表的短軸を有する。

態様４４ないし５５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５６」）によると、第１の層および第２の層は密に結合されている。

態様４４ないし５６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５７」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、ポリマ、フルオロポリマ膜、非フルオロポリマ膜、織布、不織布、繊維またはヤーンの製織または不織収集物、繊維性マトリックス、スパンボンド不織材料およびそれらの組合せを含む。

態様４４ないし５７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５８」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）膜および変性ｅＰＴＦＥ膜の中から選択されたポリマである。

態様４４ないし５８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様５９」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは延伸ポリテトラフルオロエチレン膜である。

態様４４ないし５９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様６０」）によると、第２の層は、布地および非フルオロポリマ膜のうちの少なくとも１つを含む。

態様６０に加えて別の態様（「態様６１」）によると、布地は、織布、不織布、スパンボンド材料、メルトブローン繊維性材料および静電紡糸ナノファイバの中から選択されている。

態様６０に加えて別の態様（「態様６２」）によると、非フルオロポリマ膜は、ポリビニリデンジフルオリド、ナノファイバ、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、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリイミドおよびそれらの組合せの中から選択される。

態様４４ないし６２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様６３」）によると、第２の層は延伸ポリテトラフルオロエチレンを含む。

態様４４ないし６３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様６４」）によると、第２の層はノードを含み、ノードは中実特徴部である。

態様４４ないし６４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様６５」）によると、カプセル化デバイスは、補強用構成要素を含む。

態様６５に加えて別の態様（「態様６６」）によると、補強用構成要素は第２の層上の外部補強用構成要素である。

態様６５または態様６６に加えて別の態様（「態様６７」）によると、外部補強用構成要素は約０．０１Ｎ／ｃｍ～約３Ｎ／ｃｍの剛性を有する。

態様６５ないし６７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様６８」）によると、外部補強用構成要素はスパンボンドポリエステル不織材料を含む。

態様６５ないし６８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様６９」）によると、外部補強用構成要素はポリエステル製織メッシュである。

態様６５に加えて別の態様（「態様７０」）によると、カプセル化デバイスは、内部補強用構成要素を含む。

態様７０に加えて別の態様（「態様７１」）によると、内部補強用構成要素は約０．０５Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍの剛性を有する。

態様７０または態様７１に加えて別の態様（「態様７２」）によると、内部補強用構成要素は細胞および栄養素不浸透性補強用構成要素である。

態様７０ないし７２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様７３」）によると、内部補強用構成要素は、カプセル化デバイスの内部で実質的に中心に位置設定されており、管腔を実質的に半分に分割している。

態様７０ないし７３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様７４」）によると、内部補強用構成要素は上に構造的支柱を有する。

態様７０ないし７４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様７５」）によると、カプセル化デバイスは、内部補強用構成要素と少なくとも１つの生体適合膜複合材料との間にボンド点を含む。

態様４４ないし７５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様７６」）によると、カプセル化デバイスは、（１）第１の生体適合膜複合材料および第２の生体適合膜複合材料を含み、かつ（２）第１および第２の生体適合膜複合材料の間にボンド点を含む。

態様４４ないし７６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様７７」）によると、カプセル化デバイスは、約１ｍｍの直径を有するボンド点を含み、ここでボンド点は互いに約０．５ｍｍ～約９ｍｍ離隔されている。

態様４４ないし７７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様７８」）によると、カプセル化デバイスは、管腔内に配置された細胞押し退け用コアを含む。

態様４４ないし７８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様７９」）によると、カプセル化デバイスは、管腔の相対する層を相互連結するポリマ製構造的スペーサを含む。

態様４４ないし７９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様８０」）によると、カプセル化デバイスは、ラップシーム、バットシームまたはフィンシームの１つ以上を伴って形成されている。

態様４４ないし８０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様８１」）によると、カプセル化デバイスは、管腔の所望される厚みを維持するために管腔の内部に位置設定された構造的スペーサを含む。

態様４４ないし８１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様８２」）によると、カプセル化デバイスは、互いに９ｍｍ未満の溶接離隔距離を有する。

態様４４ないし８２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様８３」）によると、カプセル化デバイスは、表面コーティングを有し、この表面コーティングは、抗菌剤、抗体、医薬品および生物活性分子の中から選択された１つ以上の部材である。

態様４４ないし８３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様８４」）によると、カプセル化デバイスは、親水性コーティングを上に有する。

一態様（「態様８５」）において、カプセル化デバイスは、（１）互いに９ｍｍ未満の溶接離隔距離を伴う第１の内部表面と第２の内部表面を有する少なくとも１つの管腔を画定するために外周に沿って第２の生体適合膜複合材料に対して封止された第１の生体適合膜複合材料と、（２）約０．０１Ｎ／ｃｍ超の剛性を有する外部補強用構成要素と、（３）管腔と流体連通状態にある少なくとも１つの充填用管と、を含み、ここで第１および第２の生体適合膜複合材料の少なくとも１つは、第１の層、および中実特徴部を有し、中実特徴部の離隔距離の大部分が約５０ミクロン未満である第２の層、を含んでおり、ここで第１の内部表面は管腔内で第２の内部表面から離隔されている。

態様８５に加えて別の態様（「態様８６」）によると、第１の層は、約５ｇ／ｍ^２未満の面積当たり質量（ＭｐＡ）を有する。

態様８５または態様８６０に加えて別の態様（「態様８７」）によると、第１の層は、約１ミクロン未満のＭＰＳ（最大細孔サイズ）を有する。

態様８５ないし８７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様８８」）によると、第１の生体適合膜複合材料および第２の生体適合膜複合材料のうちの少なくとも１つは、４０Ｎ／ｍ超の最脆弱軸内の最大引張荷重を有する。

態様８５ないし８８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様８９」）によると、第１の層は約５０％超の第１の多孔性を有する。

態様８５ないし８９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９０」）によると、第２の層は約６０％超の第２の多孔性を有する。

態様８５ないし９０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９１」）によると、第２の層は約２００ミクロン未満の厚みを有する。

態様８５ないし９１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９２」）によると、第２の層の中実特徴部は各々、代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さを含み、第２の層の代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さのうちの少なくとも２つの大部分は約５ミクロン超である。

態様８５ないし９２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９３」）によると、第２の層は、有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンの細孔サイズを有する。

態様８５ないし９３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９４」）によると、中実特徴部はフィブリルによって連結されており、フィブリルは変形可能である。

態様８５ないし９４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９５」）によると、第１の層と接触状態にある第１の中実特徴部の少なくとも一部分は、結合された中実特徴部である。

態様９５に加えて別の態様（「態様９６」）によると、結合された特徴部の大部分は、約３ミクロン～約２０ミクロンの代表的短軸を有する。

態様８５ないし９６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９７」）によると、第１の層および第２の層は密に結合されている。

態様８５ないし９７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９８」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、ポリマ、フルオロポリマ膜、非フルオロポリマ膜、織布、不織布、繊維またはヤーンの製織または不織収集物、繊維性マトリックス、スパンボンド不織材料およびそれらの組合せを含む。

態様８５ないし９８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様９９」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）膜および変性ｅＰＴＦＥ膜の中から選択されたポリマである。

態様８５ないし９９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１００」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは延伸ポリテトラフルオロエチレン膜である。

態様８５ないし１００のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１０１」）によると、第２の層は、布地および非フルオロポリマ膜のうちの少なくとも１つを含む。

態様１０１に加えて別の態様（「態様１０２」）によると、布地は、織布、不織布、スパンボンド材料、メルトブローン繊維性材料および静電紡糸ナノファイバの中から選択されている。

態様８５ないし１０２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１０３」）によると、非フルオロポリマ材料は、ポリビニリデンジフルオリド、ナノファイバ、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、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリイミドおよびそれらの組合せの中から選択される。態様８５ないし１０３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１０４」）によると、第２の層は延伸ポリテトラフルオロエチレン膜を含む。

態様８５ないし１０４６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１０５」）によると、中実特徴部がノードを含み、ノードは中実特徴部である。

態様８７ないし１０５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１０６」）によると、カプセル化デバイスは、補強用構成要素を含む。

態様１０６に加えて別の態様（「態様１０７」）によると、補強用構成要素は外部補強用構成要素である。

態様１０６または態様１０７に加えて別の態様（「態様１０８」）によると、外部補強用構成要素は約０．０１Ｎ／ｃｍ～約３Ｎ／ｃｍの剛性を有する。

態様１０６ないし１０８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１０９」）によると、外部補強用構成要素はスパンボンドポリエステル不織材料を含む。

態様１０６ないし１０９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１１０」）によると、外部補強用構成要素はポリエステル製織メッシュである。

態様１０６に加えて別の態様（「態様１１１」）によると、補強用構成要素は内部補強用構成要素である。

態様１１１に加えて別の態様（「態様１１２」）によると、内部補強用構成要素は０．０５Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍの剛性を有する。

態様１１１または態様１１２に加えて別の態様（「態様１１３」）によると、内部補強用構成要素は細胞および栄養素不浸透性補強用構成要素である。

態様１１１ないし１１３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１１４」）によると、内部補強用構成要素は、カプセル化デバイスの内部で実質的に中心に位置設定されており、管腔を実質的に半分に分割している。

態様１１１ないし１１４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１１５」）によると、内部補強用構成要素は上に構造的支柱を有する。

態様１１１ないし１１５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１１６」）によると、カプセル化デバイスは、第１および第２の生体適合膜複合材料のうちの少なくとも１つと内部補強用構成要素との間にボンド点を含む。

態様８５ないし１１６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１１７」）によると、カプセル化デバイスは、第１の生体適合膜複合材料と第２の生体適合膜複合材料との間にボンド点を含む。

態様８５ないし１１７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１１８」）によると、カプセル化デバイスは、ラップシーム、バットシームまたはフィンシームの１つ以上を伴って形成されている。

態様８５ないし１１８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１１９」）によると、第１および第２の生体適合膜複合材料のうちの少なくとも１つの第２の層は内部に、第１の層の表面に密に結合された中実特徴部を有する。

態様８５ないし１１９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１２０」）によると、カプセル化デバイスは、表面コーティングを有し、この表面コーティングは、抗菌剤、抗体、医薬品および生物活性分子の中から選択された１つ以上の部材である。

態様８５ないし１２０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１２１」）によると、カプセル化デバイスは、親水性コーティングを上に有する。

一態様（「態様１２２」）において、カプセル化デバイスは、（１）第１の生体適合膜複合材料と、（１）第２の生体適合膜複合材料と、（３）約０．０１Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍの剛性を有する補強用構成要素と、（４）外周シールと、（５）互いに９ｍｍ未満の外周シールの溶接離隔距離と、を含み、ここで第１および第２の生体適合膜複合材料のうちの少なくとも１つの大部分は、第１の層および中実特徴部を有し、中実特徴部の離隔距離の大部分が約５０ミクロン未満である第２の層、を含んでいる。

態様１２２に加えて別の態様（「態様１２３」）によると、第１の層は、約５ｇ／ｍ^２未満の面積当たり質量（ＭｐＡ）を有する。

態様１２２または態様１２３に加えて別の態様（「態様１２４」）によると、第１の層は、約１ミクロン未満のＭＰＳ（最大細孔サイズ）を有する。

態様１２３ないし１２４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１２５」）によると、第１の生体適合膜複合材料および第２の生体適合膜複合材料のうちの少なくとも１つは、４０Ｎ／ｍ超の最脆弱軸内の最大引張荷重を有する。

態様１２３ないし１２５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１２６」）によると、第１の層は約５０％超の第１の多孔性を有する。

態様１２３ないし１２６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１２７」）によると、第２の層は約６０％超の第２の多孔性を有する。

態様１２３ないし１２７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１２８」）によると、第２の層は約２００ミクロン未満の厚みを有する。

態様１２３ないし１２８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１２９」）によると、第２の層の中実特徴部は各々、代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さを含み、ここで第２の層の代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さのうちの少なくとも２つの大部分は約５ミクロン超である。

態様１２３ないし１２９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１３０」）によると、第２の層は、有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンの細孔サイズを有する。

態様１２３ないし１３０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１３１」）によると、中実特徴部はフィブリルによって連結されており、フィブリルは変形可能である。

態様１２３ないし１３１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１３２」）によると、第１の層と接触状態にある第１の中実特徴部の少なくとも一部分は、結合された中実特徴部である。

態様１３２に加えて別の態様（「態様１３３」）によると、結合された中実特徴部の大部分は、約３ミクロン～約２０ミクロンの代表的短軸を有する。

態様１２３ないし１３３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１３４」）によると、第１の層および第２の層は密に結合されている。

態様１２３ないし１３４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１３５」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、ポリマ、フルオロポリマ膜、非フルオロポリマ膜、織布、不織布、繊維またはヤーンの製織または不織収集物、繊維性マトリックス、スパンボンド不織材料およびそれらの組合せを含む。

態様１２３ないし１３５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１３６」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）膜および変性ｅＰＴＦＥ膜の中から選択されたポリマである。

態様１２３ないし１３６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１３７」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは延伸ポリテトラフルオロエチレン膜である。

態様１２３ないし１３７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１３８」）によると、第２の層は、布地および非フルオロポリマ膜のうちの少なくとも１つを含む。

態様１３８に加えて別の態様（「態様１３９」）によると、布地は、織布、不織布、スパンボンド材料、メルトブローン繊維性材料および静電紡糸ナノファイバの中から選択されている。

態様１３８に加えて別の態様（「態様１４０」）によると、非フルオロポリマ膜は、ポリビニリデンジフルオリド、ナノファイバ、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、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリイミドおよびそれらの組合せの中から選択される。

態様１２３ないし１４０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１４１」）によると、第２の層は延伸ポリテトラフルオロエチレン膜を含む。

態様１２３ないし１４１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１４２」）によると、第２の層はノードを含み、ノードは中実特徴部である。

態様１２３ないし１４２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１４３」）によると、補強用構成要素は細胞および栄養素不浸透性補強用構成要素である。

態様１２３ないし１４３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１４４」）によると、補強用構成要素は、カプセル化デバイスの内部で実質的に中心に位置設定されており、管腔を実質的に半分に分割している。

態様１２３ないし１４４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１４５」）によると、補強用構成要素は上に構造的支柱を有する。

態様１２３ないし１４５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１４６」）によると、カプセル化デバイスは、第１の生体適合膜複合材料と第２の生体適合膜複合材料との間にボンド点を含む。

態様１４６に加えて別の態様（「態様１４７」）によると、ボンド点は、約１ｍｍの直径を有し、互いに約０．５ｍｍ～約９ｍｍ離隔されている。

態様１２３ないし１４７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１４８」）によると、カプセル化デバイスは、ラップシーム、バットシームまたはフィンシームの１つ以上を伴って形成されている。

態様１２３ないし１５２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１４９」）によると、カプセル化デバイスは、表面コーティングを有し、この表面コーティングは、抗菌剤、抗体、医薬品および生物活性分子の中から選択された１つ以上の部材である。

態様１２３ないし１４９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１５０」）によると、カプセル化デバイスは、親水性コーティングを上に有する。

一態様（「態様１５１」）において、カプセル化デバイスは、（１）第１の相対する縁部に沿って自らに封止されかつ第２の相対する縁部上でその周囲に沿って封止されて管腔を形成する生体適合膜複合材料と、（２）管腔と流体連通状態にある少なくとも１つの充填用管と、を含み、ここで生体適合膜複合材料は、第１の層、および中実特徴部の大部分を有し、中実特徴部の離隔距離の大部分が約５０ミクロン未満である第２の層、を含んでいる。

態様１５１に加えて別の態様（「態様１５２」）によると、第１の層は、約５ｇ／ｍ^２未満の面積当たり質量（ＭｐＡ）を有する。

態様１５１または態様１５２に加えて別の態様（「態様１５３」）によると、第１の層は、約１ミクロン未満のＭＰＳ（最大細孔サイズ）を有する。

態様１５１ないし１５３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１５４」）によると、生体適合膜複合材料は、４０Ｎ／ｍ超の最脆弱軸内の最大引張荷重を有する。

態様１５１ないし１５８１５４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１５５」）によると、第１の層は約５０％超の第１の多孔性を有する。

態様１５１ないし１５５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１５６」）によると、第２の層は約６０％超の第２の多孔性を有する。

態様１５１ないし１５６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１５７」）によると、第２の層は約２００ミクロン未満の厚みを有する。

態様１５１ないし１５７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１５８」）によると、第２の層の中実特徴部は各々、代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さを含み、ここで第２の層の代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さのうちの少なくとも２つの大部分は約５ミクロン超である。

態様１５１ないし１５８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１５９」）によると、第２の層は、有効直径で約１ミクロン～約９ミクロンの細孔サイズを有する。

態様１５１ないし１５９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１６０」）によると、中実特徴部はフィブリルによって連結されており、フィブリルは変形可能である。

態様１５１ないし１６０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１６１」）によると、第１の層と接触状態にある第１の中実特徴部の少なくとも一部分は、結合された中実特徴部である。

態様１６１に加えて別の態様（「態様１６２」）によると、結合された特徴部は、約３ミクロン～約２０ミクロンの代表的短軸を有する。

態様１５１ないし１６２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１６３」）によると、第１の層および第２の層は密に結合されている。

態様１５１ないし１６３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１６４」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、ポリマ、フルオロポリマ膜、非フルオロポリマ膜、織布、不織布、繊維またはヤーンの製織または不織収集物、繊維性マトリックス、スパンボンド不織材料およびそれらの組合せを含む。

態様１５１ないし１６４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１６５」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）膜および変性ｅＰＴＦＥ膜の中から選択されたポリマである。

態様１５１ないし１６５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１６６」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは延伸ポリテトラフルオロエチレン膜である。

態様１５１ないし１６６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１６７」）によると、第２の層は、布地および非フルオロポリマ膜のうちの少なくとも１つを含む。

態様１６７に加えて別の態様（「態様１６８」）によると、布地は、織布、不織布、スパンボンド材料、メルトブローン繊維性材料および静電紡糸ナノファイバの中から選択されている。

態様１６７に加えて別の態様（「態様１６９」）によると、非フルオロポリマ膜は、ポリビニリデンジフルオリド、ナノファイバ、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、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリイミドおよびそれらの組合せの中から選択される。

態様１５１ないし１６７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１７０」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、ポリマ、フルオロポリマ膜、非フルオロポリマ膜、織布、不織布、繊維またはヤーンの製織または不織収集物、繊維性マトリックス、スパンボンド不織材料およびそれらの組合せを含む。

態様１５１ないし１７０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１７１」）によると、第１の層および第２の層のうちの少なくとも１つは、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）膜および変性ｅＰＴＦＥ膜の中から選択されたポリマである。

態様１５１ないし１７１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１７２」）によると、第２の層は延伸ポリテトラフルオロエチレンを含む。

態様１５１ないし１７２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１７３」）によると、第２の層はノードを含み、ノードは中実特徴部である。

態様１５１ないし１７４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１７４」）によると、カプセル化デバイスは、内部補強用構成要素を含む。

態様１７４に加えて別の態様（「態様１７５」）によると、内部補強用構成要素は約０．０５Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍの剛性を有する。

態様１７４または態様１７５に加えて別の態様（「態様１７６」）によると、内部補強用構成要素は細胞および栄養素不浸透性補強用構成要素層である。

態様１７４ないし１７６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１７７」）によると、内部補強用構成要素は管腔内に配置された細胞押し退け用コアである。

態様１５１ないし１７７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１７８」）によると、カプセル化デバイスは、ラップシーム、バットシームまたはフィンシームの１つ以上を伴って形成されている。

態様１５１ないし１７８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１７９」）によると、カプセル化デバイスは、互いに９ｍｍ未満である溶接離隔距離を有する。

態様１５１ないし１７９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８０」）によると、カプセル化デバイスは、表面コーティングを有し、この表面コーティングは、抗菌剤、抗体、医薬品および生物活性分子の中から選択された１つ以上の部材である。

態様１５１ないし１８０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８１」）によると、カプセル化デバイスは、親水性コーティングを上に有する。

態様１ないし１８１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８２」）によると、哺乳動物の体内の血糖値を低下させる方法は、請求項１ないし１８１のいずれか１項に記載の生体適合膜複合材料を含む細胞カプセル化デバイスを移植するステップを含み、ここで内部にカプセル化された細胞はＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞の集団を含み、膵臓内胚葉細胞は、インシュリン分泌細胞へと成長して、これにより血糖を低下させる。

態様１ないし１８２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８３」）によると、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞は、内分泌および／または内分泌前駆体細胞をさらに含む細胞混合物を含み、内分泌および／または内分泌前駆体細胞はクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現する。

態様１ないし１８３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８４」）によると、哺乳動物の体内の血糖値を低下させる方法は、請求項１に記載の細胞カプセル化デバイスを移植するステップを含み、ここで内部にカプセル化された細胞はＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞の集団を含み、膵臓内胚葉細胞は、インシュリン分泌細胞へと成長して、これにより血糖を低下させる。

態様１ないし態様１８４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８５」）によると、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞は、内分泌および／または内分泌前駆体細胞をさらに含む細胞混合物を含み、ここで内分泌および／または内分泌前駆体細胞はクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現する。

態様１ないし１８５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８６」）によると、哺乳動物の体内の血糖値を低下させる方法は、第１の層および約５０ミクロン未満の中実特徴部離隔距離を伴う中実特徴部を有する第２の層を含む生体適合膜複合材料を含む細胞カプセル化デバイスを移植するステップを含み、細胞集団は、ＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞の集団を含み、膵臓内胚葉細胞はインシュリン分泌細胞へと成長して、これにより血糖を低下させ、ここでカプセル化デバイスは、３００ミクロン未満、詳細には約１５０ミクロン未満の主要酸素拡散距離を有している。

態様１ないし１８６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８７」）によると、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞は、内分泌および／または内分泌前駆体細胞をさらに含む細胞混合物を含み、ここで内分泌および／または内分泌前駆体細胞はクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現する。

態様１ないし１８７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８８」）によると、哺乳動物の体内の血糖値を低下させる方法は、第１の層および、約５０ミクロン未満の中実特徴部離隔距離を伴う中実特徴部を有する第２の層を含む生体適合膜複合材料およびＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞を含む細胞集団を移植するステップを含み、ここで膵臓内胚葉細胞は、インシュリン分泌細胞へと成長して、これにより血糖を低下させ、ここでカプセル化デバイスは、３００ミクロン未満の主要酸素拡散距離を有している。

態様１ないし１８８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１８９」）によると、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞は、内分泌および／または内分泌前駆体細胞をさらに含む細胞混合物を含み、ここで内分泌および／または内分泌前駆体細胞はクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現する。

態様１ないし１８９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９０」）によると、カプセル化されたインビトロＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞は、少なくともＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現する膵臓始原体集団を含む細胞亜集団の混合物を含む。

態様１ないし１９０のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９１」）によると、カプセル化されたインビトロＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞は、少なくともＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現する膵臓始原体集団およびＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１およびＣＨＧＡを発現する内分泌および／または内分泌前駆体集団を含む、細胞亜集団の混合物を含む。

態様１ないし１９１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９２」）によると、集団の少なくとも３０％はＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現する膵臓始原体集団を含む。

態様１ないし１９２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９３」）によると、集団の少なくとも４０％はＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現する膵臓始原体集団を含む。

態様１ないし１９３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９４」）によると、集団の少なくとも５０％はＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現する膵臓始原体集団を含む。

態様１ないし１９４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９５」）によると、内分泌および／または内分泌前駆体集団の少なくとも２０％は、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現する。

態様１ないし１９５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９６」）によると、内分泌および／または内分泌前駆体集団の少なくとも３０％は、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現する。

態様１ないし１９６のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９７」）によると、内分泌および／または内分泌前駆体集団の少なくとも４０％は、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現する。

態様１ないし１９７のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９８」）によると、膵臓始原体細胞および／または内分泌または内分泌前駆体細胞は、インビボでインシュリン分泌細胞へと成長する能力を有する。

態様１ないし１９８のいずれか１つに加えて別の態様（「態様１９９」）によると、インビボでインシュリンを産生する方法は、請求項１ないし１９８のいずれか１項に記載の生体適合膜複合材料を含む細胞カプセル化デバイスを移植するステップを含み、ＰＤＸ－１膵臓内胚葉細胞の集団はインシュリン分泌細胞へと成長し、ここでインシュリン分泌細胞はグルコース刺激に応答してインシュリンを分泌する。

態様１ないし１９９のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２００」）によると、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞は、内分泌および／または内分泌前駆体細胞をさらに含む細胞の混合物を含み、ここで内分泌および／または内分泌前駆体細胞はクロモグラニンＡ（ＣＨＧＡ）を発現する。

態様１ないし２００のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２０１」）によると、集団の少なくとも約３０％は、ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１／ＣＨＧＡを発現する内分泌および／または内分泌前駆体集団である。

態様１ないし２０１のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２０２」）によると、インビトロヒトＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞培養には、ＰＤＸ１－陽性膵臓内胚葉細胞の混合物および、少なくとも１つの形質転換成長因子ベータ（ＴＧＦ－ｂｅｔａ）受容体キナーゼ阻害剤が含まれる。

態様１ないし２０２のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２０３」）によると、培養にはさらに骨形成タンパク質（ＢＭＰ）阻害剤が含まれる。

態様１ないし２０３のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２０４」）によると、ＴＧＦ－ベータ受容体キナーゼ阻害剤は、ＴＧＦ－ベータ１型受容体キナーゼ阻害剤である。

態様１ないし２０４のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２０５」）によると、ＴＧＦ－ベータ受容体キナーゼ阻害剤はＡＬＫ５ｉである。

態様１ないし２０５のいずれか１つに加えて別の態様（「態様２０６」）によると、ＢＭＰ阻害剤はノギンである。

添付図面は、本開示をさらに良く理解できるようにするために含められており、本明細書に組込まれその一部を構成し、実施形態を例示し、かつ記述部と共に本開示の原理を説明するのに役立つものである。

図１Ａは、本明細書中に記載の実施形態に係る、３つの隣接する中実特徴部が、追加の中実特徴部が欠如した内部を有する外接円をもつ三角形の隅を表わし、かつ中実特徴部離隔距離が三角形を形成する中実特徴部のうちの２つの間の直線距離である、中実特徴部離隔距離の決定を描いた略図である。

図１Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、中実特徴部が、少なくとも１つの追加の中実特徴部を含む外接円をもつ三角形の隅を形成している、隣接していない中実特徴部の決定を描いた略図である。

図２は、本明細書に記載の実施形態に係る、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜内の中実特徴部（白色形状）間の離隔距離（白線）の走査型電子顕微鏡写真である。

図３Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、中実特徴部の長軸および短軸を決定するための方法を描いた略図である。

図３Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、中実特徴部の深さを描いた略図である。

図４は、本明細書に記載の実施形態に係る、細孔の有効直径の略図である。

図５は、本明細書に記載の実施形態に係る、細孔サイズを示す走査型電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）である。

図６Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層の表面上に位置付けされた中実特徴部の形をした熱可塑性ポリマの略図である。

図６Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層上に中実特徴部を形成するためのサンプル幾何形状の略図である。 図６Ｃは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層上に中実特徴部を形成するためのサンプル幾何形状の略図である。 図６Ｄは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層上に中実特徴部を形成するためのサンプル幾何形状の略図である。 図６Ｅは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層上に中実特徴部を形成するためのサンプル幾何形状の略図である。 図６Ｆは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層上に中実特徴部を形成するためのサンプル幾何形状の略図である。 図６Ｇは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層上に中実特徴部を形成するためのサンプル幾何形状の略図である。 図６Ｈは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層上に中実特徴部を形成するためのサンプル幾何形状の略図である。 図６Ｉは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層上に中実特徴部を形成するためのサンプル幾何形状の略図である。

図７Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層の表面に密に結合した結合された中実特徴部を内部に有する生体適合膜複合材料の略図である。

図７Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、緩和層が異なる高さおよび幅を伴う中実特徴部を内部に有している生体適合膜複合材料の略図である。

図８は、本明細書に記載の実施形態に係る、ノードである中実特徴部を内部に含む緩和層を有する生体適合膜複合材料の略図である。

図９Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、補強用構成要素のさまざまな場所を示す生体適合膜複合材料の略図である。 図９Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、補強用構成要素のさまざまな場所を示す生体適合膜複合材料の略図である。 図９Ｃは、本明細書に記載の実施形態に係る、補強用構成要素のさまざまな場所を示す生体適合膜複合材料の略図である。

図１０は、本明細書に記載の実施形態に係る、緩和層が少なくとも中実特徴部サイズ、中実特徴部離隔距離、中実特徴部深さおよび厚みによって特徴付けされている細胞不浸透性層上に位置付けされた緩和層の横断面の略図である。

図１１は、本明細書に記載の実施形態に係る、緩和層が少なくとも中実特徴部サイズ、中実特徴部離隔距離、中実特徴部深さ、厚みおよび細孔サイズによって特徴付けされている細胞不浸透性層上に位置付けされた緩和層の横断面の略図である。

図１２Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞カプセル化デバイスの上面図の略図である。

図１２Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、管腔および酸素拡散距離（ＯＤＤ）を示す細胞カプセル化デバイスの横断面の略図である。

図１３は、本明細書に記載の実施形態に係る、カプセル化デバイスの分解組立図を描いた略図である。

図１４は、本明細書に記載の実施形態に係る、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜で形成された比較可能な細胞不浸透性層の頂部表面の走査型電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）画像である。

図１５は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例１中のフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の不連続層を上に伴うｅＰＴＦＥ緩和層の頂部表面のＳＥＭ画像である。

図１６は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例１中で使用されているｅＰＴＦＥ細胞不浸透性層の頂部表面のＳＥＭ画像である。

図１７は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例１中のｅＰＴＦＥ緩和層の頂部表面のＳＥＭ画像である。

図１８は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例１中で形成された２層ｅＰＴＦＥ複合材料の横断面のＳＥＭ画像である。

図１９は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例１中で使用されているｅＰＴＦＥ細胞不浸透性層の頂部表面のＳＥＭ画像である。

図２０は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例１中で使用されているｅＰＴＦＥ緩和層の頂部表面のＳＥＭ画像である。

図２１は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例１中で形成された２層ｅＰＴＦＥ複合材料の横断面のＳＥＭ画像である。

図２２は、本明細書に記載の実施形態に係る、不織ポリエステルで形成された血管新生層の頂部表面のＳＥＭ画像である。

図２３Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、９．０ｍｍの管腔幅を有する実施例２のデバイスＡの略図である。

図２３Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、７．２ｍｍの管腔幅を有する実施例２のデバイスＢの略図である。

図２３Ｃは、本明細書に記載の実施形態に係る、５．４ｍｍの管腔幅を有する実施例２のデバイスＣの略図である。

図２４Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、２０週目における実施例２のデバイスＡの横断面を横断した最大移植片厚みを描いた代表的組織構造画像である。

図２４Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、２０週目における実施例２のデバイスＢの横断面を横断した最大移植片厚みを描いた代表的組織構造画像である。

図２５Ｃは、本明細書に記載の実施形態に係る、２０週目における実施例２のデバイスＣの横断面を横断した最大移植片厚みを描いた代表的組織構造画像である。

図２５は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例３中のＦＥＰの不連続層を上に伴うｅＰＴＦＥ緩和層の頂部表面のＳＥＭ画像である。

図２６は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例３中で使用されているｅＰＴＦＥ血管新生層の頂部表面のＳＥＭ画像である。

図２７は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例３中で形成された３層複合材料の横断面のＳＥＭ画像である。

図２８は、本明細書に記載の実施形態に係る、平面デバイスの分解組立図を描いた略図である。

図２９は、本明細書に記載の実施形態に係る、平面デバイスの上面図の略図である。

図３０Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、平面デバイスの表面の上面図の画像である。

図３０Ｂは、インビボの細胞生存能力を描いた実施例３の平面デバイスの横断面の代表的組織構造画像である。

図３１は、本明細書に記載の実施形態に係る、単一のボンド点および管腔を示すラインＡ－Ａに沿って切り取った図３０の平面デバイスの横断面の画像である。

図３２は、本明細書に記載の実施形態に係る、２つのボンド点および管腔を示すラインＢ－Ｂに沿って切り取った図３０の平面デバイスの横断面の画像である。

図３３は、実施例４中のＦＥＰの不連続層を上に伴うｅＰＴＦＥ血管新生層の頂部表面のＳＥＭ画像である。

図３４は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例４のｅＰＴＦＥ２層複合材料膜の１つの層（細胞不浸透性層）のノードおよびフィブリル微細構造の代表的ＳＥＭ画像である。

図３５は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例４の第２のｅＰＴＦＥ膜（緩和層）のノードおよびフィブリル微細構造の代表的ＳＥＭ画像である。

図３６は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例４の中で使用されている３層生体適合膜複合材料の横断面の代表的ＳＥＭ画像である。

図３７Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、支柱を伴う補強用構成要素の上面図である。

図３７Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、２５０ミクロンの支柱を伴う平面デバイスを描いた図３７ＡのＡ－Ａに沿って切り取った横断面である。

図３７Ｃは、本明細書に記載の実施形態に係る、１５０ミクロンの支柱を伴う平面デバイスを描いた図３７ＡのＡ－Ａに沿って切り取った横断面である。

図３７Ｄは、本明細書に記載の実施形態に係る、７５ミクロンの支柱を伴う平面デバイスを描いた図３７ＡのＡ－Ａに沿って切り取った横断面である。

図３７Ｅは、本明細書に記載の実施形態に係る、インビボ細胞生存能力と共に酸素拡散距離を描いた実施例３のデバイスＡの横断面の代表的組織構造画像である。

図３７Ｆは、本明細書に記載の実施形態に係る、インビボ細胞生存能力と共に酸素拡散距離を描いた実施例３のデバイスＢの横断面の代表的組織構造画像である。

図３８は、本明細書に記載の実施形態に係る、代表的細胞押し退け用コアの幾何形状の略図である。

図３９は、本明細書に記載の実施形態に係る、最終的デバイスの形状をしたステンレス鋼金型の略図である。

図４０Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、管状の細胞カプセル化デバイスの画像である。

図４０Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、図４０Ａに示された管状の細胞カプセル化デバイスの分解組立図の略図である。

図４１は、本明細書に記載の実施形態に係る、平面細胞カプセル化デバイスの一部分の横断面の略図である。

図４２は、本明細書に記載の実施形態に係る、管腔内部に位置付けされた構造的スペーサを有する細胞カプセル化デバイスの一部分の略図である。

図４３は、本明細書に記載の実施形態に係る、管腔内部に位置付けされた張力部材および管状形状を有する細胞カプセル化デバイスの略図である。

図４４は、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞カプセル化デバイスの少なくとも２つの相対する部分と接触する管腔内部に配置された張力部材を含む細胞カプセル化デバイスの略図である。

図４５は、本明細書に記載の実施形態に係る、溶接スペーサを含む細胞カプセル化デバイスの略図である。

図４６は、本明細書に記載の実施形態に係る、張力部材および細胞押し退け用コアを含む細胞カプセル化デバイスの略図である。

図４７Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、ラップシームの略図である。

図４７Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、バットシームの略図である。

図４７Ｃは、本明細書に記載の実施形態に係る、フィンシームの略図である。

図４８は、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞カプセル化デバイスの管腔の溶接された外周の間の溶接離隔距離（Ｗ）を描いた略図である。

図４９Ａは、本明細書に記載の実施形態に係る、格納されている細胞の存続および機能に好適な条件を提供するのに充分な程度に酸素拡散距離（ＯＤＤ）が狭い細胞押し退け用コアを含む細胞カプセル化デバイスの前面からの横断面の略図である。

図４９Ｂは、本明細書に記載の実施形態に係る、図４９Ａの細胞カプセル化デバイスの側面からの横断面の略図である。

図５０は、本明細書に記載の実施形態に係る、図４９Ａおよび４９Ｂ中で描かれた細胞カプセル化デバイスの斜視図の略図である。

図５１は、本明細書に記載の実施形態に係る、カプセル化デバイスの長さに沿った互いに実質的に平行である複数の相互連結されたカプセル化デバイスを含む、カプセル化デバイスの略図である。

図５２は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例１の外部補強用構成要素のノードおよびフィブリル微細構造の代表的ＳＥＭ画像である。

図５３は、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層における異物巨細胞の存在を例示する実施例１のデバイスＡの代表的組織構造画像である。

図５４は、本明細書に記載の実施形態に係る、細胞不浸透性層における異物巨細胞の不在を例示する実施例１のデバイスＢの代表的組織構造画像である。

図５５は、本明細書に記載の実施形態に係る、インビボ細胞生存能力と共に描いた実施例５の第１の細胞カプセル化デバイスの横断面の代表的組織構造画像である。

図５６は、本明細書に記載の実施形態に係る、インビボ細胞生存能力と共に描いた実施例５の第１の細胞カプセル化デバイスの横断面の代表的組織構造画像である。

図５７は、実施例８のデバイス８Ｂのニチノールクリップの画像である。

図５８は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例８のデバイス８Ｂのニチノールクリップの裏面の画像である。

図５９は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例８のデバイス８Ｃのニチノールスリーブの画像である。

図６０は、本明細書に記載の実施形態に係る、ＦＥＰを上に有する実施例８の構成体Ａ、ＢおよびＣの第２のｅＰＴＦＥ層の代表的ＳＥＭ画像である。

図６１は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例８の構成体Ａ内の第３のｅＰＴＦＥ膜のノードおよびフィブリル構造の代表的ＳＥＭ画像である。

図６２は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例８の構成体Ｂ内の第３のｅＰＴＦＥ膜のノードおよびフィブリル構造の代表的ＳＥＭ画像である。

図６３は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例８の構成体Ｃ内の第３のｅＰＴＦＥ膜のノードおよびフィブリル構造の代表的ＳＥＭ画像である。

図６４は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例８の構成体Ａの生体適合膜複合材料の横断面のＳＥＭ画像である。

図６５は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例８の構成体Ｂの生体適合膜複合材料の横断面のＳＥＭ画像である。

図６６は、本明細書に記載の実施形態に係る、実施例８の構成体Ｃの生体適合膜複合材料の横断面のＳＥＭ画像である。

当業者であれば、本開示のさまざまな態様を、意図された機能を行なうように構成された任意の数の方法および装置によって実現できるということを容易に認識するものである。同様に、本明細書中で参照指示されている添付図面が、必ずしも原寸に比例して描かれておらず、本開示のさまざまな態様を例示するために誇張されている可能性があり、この点において、図は限定的なものとみなされるべきではない、ということも指摘しておかなければならない。なかでも、「上」、「下」、「頂部」、「左」、「右」、「前方」、「後方」などの方向的言及は、構成要素および方向が基準としている図（単数または複数）中で例示され描写されている配向を意味するように意図されている。

本明細書中では「生体適合膜複合材料」および「膜複合材料」なる用語が互換的に使用されているということを認識すべきである。さらに、「細胞カプセル化デバイス」、「カプセル化デバイス」および「デバイス」なる用語は、本明細書中で互換的に使用され得る。本明細書中に記載の全ての範囲は事実上例示的なものであり、範囲の間のありとあらゆる値を含むということに留意すべきである。さらに、本明細書中で引用される全ての参照文献はその全体が参照により組込まれている。

本開示は、少なくとも１つの生体適合膜複合材料を含有する生物学的実体および／または細胞集団のための細胞カプセル化デバイスに向けられている。細胞カプセル化デバイスは、充分な血管が細胞不浸透性表面において形成できるように宿主からの異物応答を緩和または調整することができる。さらに、カプセル化デバイスは、細胞が治療上有用な物質を分泌できるようにカプセル化細胞の存続にとって充分である酸素拡散距離を有する。

生体適合膜複合材料は、第１の層と第２の層を含む。各々の層は、明確に異なるものであり、カプセル化細胞の存続のために必要な機能に役立つ。いくつかの実施形態において、第１の層は、細胞不浸透性層として機能し、第２の層は、緩和層として機能する。一部の実施形態では、緩和層は同様に、血管新生層としても作用する。本明細書中、便宜上、「第１の層」なる用語は、「細胞不浸透性層」と互換的に使用され、「第２の層」なる用語は、「緩和層」と互換的に使用される。緩和層は、細胞不浸透性層の表面上での異物巨細胞の形成を削減する。生体適合膜複合材料上またはその内部の血管新生層、メッシュ層、ファブリック層、補強用構成要素などの他の層も同様に、細胞カプセル化デバイスの一部として内含され得る。本明細書中、「補強用構成要素」は、外部または内部のものとしてさらに記載されている場合があり、栄養素浸透性または不浸透性であり得る。例えば補強用構成要素は、任意には、カプセル化デバイスに対し支持体を提供しカプセル化デバイスの歪みを防止するために、生体適合膜複合材料の側（すなわちその外部）かまたは生体適合膜複合材料内（すなわちその内部）のいずれかに位置付けされ得る。本明細書中で使用される「約」なる用語は、指定された測定単位の＋／－１０％を意味する。

生体適合膜複合材料およびそれを用いて作られる細胞カプセル化デバイスと共に使用するのに好転である生物学的実体としては、非限定的に、細胞、ウイルス、ウイルスベクタ、遺伝子療法、細菌、タンパク質、多糖、抗体および他の生物活性実体が含まれる。細胞以外の生物学的実体が本明細書中での使用に選択される場合には、生物学的実体の生物活性構成要素または産物は、細胞不浸透性層を通過できるものの実体自体を通過できないことが必要である。単純化するために、本明細書では、生物学的実体は細胞として言及されているが、本明細書中で生物学的実体を細胞または任意の特定のタイプの細胞に限定するものは一切無く、以下の説明は細胞以外の生物学的実体にも適用される。

本明細書中に記載の生体適合膜複合材料と共に、さまざまなタイプの原核細胞、真核細胞、哺乳動物細胞、非哺乳動物細胞、および／または幹細胞を使用することができる。一部の実施形態において、細胞は、治療上有利な物質を分泌する。このような治療上有用な物質には、ホルモン、成長因子、栄養因子、神経伝達物質、リンホカイン、抗体、またはデバイスのレシピエントに対して治療的メリットを提供する他の細胞産物が含まれる。このような治療用細胞産物としては、非限定的に、ホルモン、成長因子、栄養因子、神経伝達物質、リンホカイン、抗体、またはデバイスのレシピエントに対して治療的メリットを提供する他の細胞産物が含まれる。このような治療的細胞産物の例としては、非限定的に、インシュリンおよび他の膵臓ホルモン、成長因子、インタロイキン、副甲状腺ホルモン、エリトロポエチン、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、エクソソーム、小胞、遺伝子片および第ＶＩＩＩ因子が含まれる。好適な成長因子の非限定的な例としては、血管内皮成長因子、血小板由来成長因子、血小板活性化因子、形質転換成長因子、骨形成タンパク質、アクチビン、インヒビン、線維芽細胞成長因子、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、成長分化因子－９、上皮細胞成長因子およびこれらの組合せが含まれる。

上述のように、生体適合膜複合材料は、第１の層（すなわち細胞不浸透性層）を含む。細胞不浸透性層は、微小孔性免疫隔離障壁として役立ち、血管内殖に影響されず、宿主からの細胞接触を防止する。本明細書中、血管内殖を制限または防止する層は、「緊密」層と呼ばれる場合がある。本明細書中、細胞内殖を可能にするのに充分な程度に大きい開口部は有していない層を「緊密」層と呼ぶことができる。細胞不浸透性層の細孔は、いかなる細胞の通過も可能にしない一方で、細胞栄養素、酸素、老廃物および治療用物質の通過を可能にするように充分小さいものである。一部の実施形態において、細胞不浸透性層は、ポロメータによって測定した場合に、約１ミクロン未満、約０．５０ミクロン未満、約０．３０ミクロン未満または約０．１０ミクロン未満である最大細孔サイズ（以下ＭＰＳ）を有する。ＭＰＳは、ポロメータによって測定した場合に、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、または約０．２ミクロン～約０．５ミクロンであり得る。

細胞不浸透性層は、血管内殖を防止するのに充分な程度に小さいＭＰＳを有することから、細胞不浸透性層の大量輸送および拡散特性に対する負の影響を及ぼし得る細胞不浸透性層のパラメータをバランスさせることが必要である。例えば、ＭＰＳは、細胞の進入または血管内殖を防止するのに充分小さいものの、細胞不浸透性層は、分子（すなわち栄養素および治療用分子）が中を通過できるように充分な程度に開放している。さらに、細胞不浸透性層を薄く多孔性かつ低質量に保つことによって、拡散抵抗はさらに最小化される。この緊密層の無欠性を保証することによって意図された使用全体を通してインビボで免疫隔離を提供できるように、細胞不浸透性層の充分な耐久性および強度が維持されることを認識すべきである。したがって、強度と拡散抵抗という競合する特性のトレードオフをバランスさせることが必要である。

一部の実施形態において、細胞不浸透性層は、約１０ミクロン未満、約８ミクロン未満、約６ミクロン未満、または約４ミクロン未満の厚みを有する。細胞不浸透性層の厚みは、約１ミクロン～約１０ミクロン、約１ミクロン～約８ミクロン、約１ミクロン～約６ミクロン、約５ミクロン～約１０ミクロン、または約１ミクロン～約５ミクロンの範囲内にあり得る。さらに、分子の通過を可能にするために細胞不浸透性層に充分な多孔性が維持されることを認識すべきである。いくつかの実施形態において、細胞不浸透性膜の多孔性は、約５０％超、約６０％超、約７０％超、または約８０％超である。さらに、多孔性は、約５０％～約９８％、約５０％～約９０％、約５０％～約８０％、または約６０％～約９０％の範囲内であり得る。

この緊密層の無欠性を保証することによって意図された使用全体を通してインビボで免疫隔離を提供できるように、細胞不浸透性層の充分な耐久性および強度が維持されることを認識すべきである。拡散抵抗に影響を及ぼす特性が最小化されるにつれて、細胞不浸透性層の無欠性のために必要な強度特性を維持する上でのトレードオフが創出される。いくつかの実施形態において、細胞不浸透性膜の最脆弱軸の最大引張荷重は、約４０Ｎ／ｍ超、約１３０Ｎ／ｍ超、約２６０Ｎ／ｍ超、約６００Ｎ／ｍ超、または約１０００Ｎ／ｍ超である。さらに、最脆弱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、または約２６０Ｎ／ｍ～約２０００Ｎ／ｍの範囲内であり得る。

いくつかの実施形態において、細胞不浸透性膜は、幾何平均引張り強度が以下の等式によって定義される場合に、約２０ＭＰａ超、約５０ＭＰａ超、約１００ＭＰａ超、または約１５０ＭＰａ超である幾何平均引張り強度を結果としてもたらす直交方向（Ｄ１、Ｄ２）における引張り強度の組合せを有する：

さらに、幾何平均引張り強度は、約２０ＭＰａ～約１８０ＭＰａ、約３０ＭＰａ～約１５０ＭＰａ、約５０ＭＰａ～約１５０ＭＰａ、または約１００ＭＰａ～約１５０ＭＰａの範囲内であり得る。

細胞不浸透性層の高い固有強度によって、細胞不浸透性層は、栄養素の輸送のために充分な多孔性でその厚みを最小限に抑えながら、利用中保持率およびロバスト性を保ち続けるのに必要なバルク強度を達成することができる。これにより、これまで得ることのできなかった厚み、多孔性およびバルク強度の組合せを有する細胞不浸透性層を可能にし、こうして、厚みの削減を通してより高い拡散率を有するロバストな構成体が可能となる。

先に論述した通り、生体適合膜複合材料は第２の層（すなわち緩和層）を含む。緩和層は、緩和層内への血管組織の成長を可能にするのに充分な多孔性を有し、したがって、血管新生層としても作用する。緩和層は、細胞不浸透性層において直接血管にアクセスできるようにする一方で、異物巨細胞の形成を最小化、削減、阻害、さらには防止するのに好適な環境を創出する。緩和層内への血管組織の内殖は、細胞不浸透性層を通した栄養素移送を容易にする。本明細書中、血管内殖を可能にするのに充分な程度に大きい開口部を有する層は、「開放」層と呼ぶことができる。移植された細胞のための酸素および栄養素の供給源である血管は、細胞不浸透性層に充分近いものとなるように緩和層内で形成する必要があり、こうしていずれのカプセル化細胞に対する栄養素拡散のための距離も最小限に抑えられる。細胞不浸透性層の薄さは、拡散が発生すべき距離を削減する一助となる。

緩和層を通って細胞不浸透性層に至るまでの血管組織の内殖は、細胞不浸透性層を横断した栄養素移送を容易にする。緩和層は、異物巨細胞の形成に代って細胞不浸透性層に隣接して位置付けされた緩和層内への血管の充分な形成を可能にする環境を創出する。結果として、実施例中で示されているように、異物巨細胞が細胞不浸透性層と緩和層の界面において形成して異物巨細胞が細胞の存続のための充分な血管新生を妨げることはない。異物巨細胞は個別に細胞不浸透性層と緩和層の界面で形成するものの、カプセル化細胞の成長に必要とされる血管形成を妨害または防止することはないということが指摘される。

緩和層は、少なくとも部分的に、以下で詳述されている中実特徴部離隔距離を有する複数の中実特徴部の内含をその特徴としている。本明細書中で使用される「中実特徴部」は、例えば非限定的に細胞運動（例えば細胞遊走および内殖、宿主血管新生／内皮血管形成）といった環境的力に曝露されたときに概して不動で耐変形性を有する緩和層内部の３次元構成要素として定義され得る。細胞不浸透性層における異物巨細胞の障壁の形成の削減または緩和を容易にするため、緩和層に隣接する細胞不浸透性層の表面に当接する中実特徴部は、この界面における多核異物巨細胞内への多数のマクロファージの融合を防止する一助となる。一部の実施形態において、細胞不浸透性層に当接する緩和層内の中実特徴部は、細胞不浸透性層に対し密に結合されており、本明細書中では、「結合された中実特徴部」と呼ばれている。「結合されていない中実特徴部」は、細胞不浸透性層に結合されていない（密に結合されているかまたは他の形のいずれであれ）緩和層内部の中実特徴部である。「密な結合」または「密に結合された」なる用語は、それらの表面上の任意の点において容易に分離可能または離脱可能でない生体適合膜複合材料の層または生体適合膜複合材料内部の中実特徴部を意味する。

一部の実施形態において、緩和層の中実特徴部は、細胞不浸透性層によって画定された平面から外向きに突出する。このような実施形態においては、緩和層の中実特徴部は、細胞不浸透性層と密に結合され、この緊密な細胞不透過性界面における異物巨細胞の形成に対する障害物または障壁を提供するような形で離隔されていてよい。一部の実施形態において、中実特徴部は、緩和層の１つの特徴部（例えばノード）であり得、例えばフィブリルまたは繊維によって互いに連結され得る。別の実施形態においては、中実特徴部は、中実特徴部が細胞不浸透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向きに突出するような形で細胞不浸透性層の表面上に提供されかつ／または他の形で形成され得る。

緩和層がノードおよびフィブリル微細構造（例えばフィブリル化されたポリマで形成されたもの）を有する実施形態においては、ノードは中実特徴部であり、フィブリルは中実特徴部ではない。実際、一部の実施形態において、フィブリルを除去して、緩和層内にノードのみを残すことができる。緩和層内部のノードが中実特徴部である実施形態においては、細胞不浸透性層に結合されたノードは、結合された中実特徴部である。少なくとも１つの実施形態において、緩和層は、ノードとフィブリルの微細構造を有する延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜で形成されている。

緩和層の中実特徴部は、急速な拡散経時変化を必要とする利用分野のための生体適合膜複合材料の全体的拡散抵抗に対し負の影響を及ぼさない。緩和層の中実特徴部は、それらが細胞不浸透性層を横断した拡散に必要とされる多孔性部域の量と干渉しないように充分小さいサイズを有する。同様に、緩和層の厚みは、移植後の急性期の間の、間質からカプセル化細胞への酸素および栄養素の大量輸送を最大化するため充分に薄いものである。中実特徴部間の空間は、急性期の持続時間を低減させるべく細胞不浸透性層（すなわち緊密層）までの宿主組織の容易かつ急速な貫入／統合を可能にするため、充分に開放している。「急性期」は、本明細書中では、宿主細胞／血管浸潤に先立つ期間として定義される。

細胞不浸透性層に隣接する大部分の中実特徴部の中実特徴部離隔距離は、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ミクロン未満または約１０ミクロン未満である。本明細書中で使用される「大部分」なる用語は、測定対象のパラメータについての測定値の半分を超える（すなわち５０％超）量を説明するように意図される。一部の実施形態において、中実特徴部離隔距離の大部分は、約５ミクロン～約５０ミクロン、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、または約１５ミクロン～約３５ミクロンの範囲内であり得る。「中実特徴部離隔距離」なる言い回しは、本明細書において、２つの隣接する中実特徴部の間の直線距離として定義される。本開示において、中実特徴部は、それらの質量中心が、空の内部を有する外接円をもつ三角形の隅を表わしている場合に、隣接するものとみなされる。図１Ａに絵を用いて示されているように、指定された中実特徴部（Ｐ）は、隣接する中実特徴部（Ｎ）に連結されて三角形１００を形成し、ここで外接円１１０は内部にいかなる中実特徴部も格納していない。中実特徴部（Ｘ）は、隣接する中実特徴部でない中実特徴部を指定している。こうして、図１Ａで描かれた事例においては、中実特徴部離隔距離１３０は、指定された中実特徴部（Ｐ）、（Ｎ）の間の直線距離である。対照的に、三角形１６０から描画された図１Ｂ中に示された外接円１５０は、内部に中実特徴部（Ｎ）を含み、したがって、緩和層（または血管新生層）内の中実特徴部離隔距離を決定するために利用できない。図２は、測定された距離、例えば延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜で形成された緩和層内の中実特徴部２１０（白色形状）の間の白線２００、を描いた走査型電子顕微鏡写真である。

中実特徴部は同様に、代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さも含んでいる。中実特徴部の代表的短軸は、本明細書中では、中実特徴部に適合した楕円の短軸の長さとして定義されており、ここでこの楕円は中実特徴部と同じ面積、配向、および質量中心を有する。中実特徴部の代表的長軸は、本明細書中では、中実特徴部に適合した楕円の長軸の長さとして定義されており、ここでこの楕円は中実特徴部と同じ面積、配向および質量中心を有する。長軸は短軸以上の長さを有する。中実特徴部３１０に適合すべき楕円３２０の短軸および長軸は、図３Ａに絵を用いて示されている。中実特徴部３１０の代表的短軸は矢印３００によって描かれ、中実特徴部３１０の代表的長軸は、矢印３３０によって描かれている。層の代表的短軸および代表的長軸は、層内の特徴部の全ての測定された代表的短軸および代表的長軸のそれぞれの中央値である。中実特徴部の大部分は、約３ミクロン～約２０ミクロン、約３ミクロン～約１５ミクロン、または約３ミクロン～約１０ミクロンの範囲内のサイズの短軸を有する。中実特徴部深さは、層（例えば緩和層または血管新生層）の表面に垂直な軸内の中実特徴部の突出部の長さである。中実特徴部３１０の中実特徴部深さは、図３Ｂに図形的に示されている。中実特徴部３１０の深さは、ライン３４０によって描かれている。少なくとも１つの実施形態において、中実特徴部の深さは、緩和層の厚み以下である。層の中実特徴部深さは、層内の全ての測定された中実特徴部深さの中央値である。少なくとも１つの実施形態において、緩和層の代表的短軸、平均的代表的長軸および平均的中実特徴部深さのうちの少なくとも２つの大部分は、５ミクロン超である。

中実特徴部がフィブリルまたは繊維によって相互連結されている実施形態において、中実特徴部を連結する境界は細孔を創出する。これらの細孔は、急速な細胞内殖および血管新生を可能にしかつ酸素および栄養素の大量輸送に対する抵抗を創出しないように充分開放していることが必要である。細孔有効直径は、走査型電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）画像上で行なわれる定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定される。細孔の「有効直径」は、表面細孔の測定された面積に等しい面積を有する円の直径として定義される。この関係は、以下の等式によって定義される：

図４に目を向けると、有効直径は、図４に描かれている円４００の直径であり、表面細孔は参照番号４２０によって呼称されている。表面の総細孔面積は、その表面における全ての細孔の面積の合計である。層の細孔サイズは、総細孔面積のおおよそ半分がこの細孔サイズより小さい直径を有する細孔から成り、総細孔面積の半分がこの細孔サイズ以上の直径を有する細孔から成っている点を定義する、細孔の有効直径である。図５は、細孔サイズ５００（白色）、より小さいサイズの細孔５１０（薄灰色で示されている）、およびより大きいサイズの細孔５２０（濃灰色で示されている）を例示している。画像５３０の縁部と交差する細孔は、解析から排除されており、黒色で示されている。

緩和層の細孔サイズは、ＳＥＭ画像上で行なわれた定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定された場合に、有効直径で約１ミクロン～約９ミクロン、有効直径で約３ミクロン～有効直径で約９ミクロン、または有効直径で約４ミクロン～有効直径で約９ミクロンの範囲内であり得る。同様に、緩和層は、約２００ミクロン未満、約２９０ミクロン未満、約２８０ミクロン未満、約２７０ミクロン未満、約２６０ミクロン未満、約２００ミクロン未満、約１９０ミクロン未満、約１８０ミクロン未満、約１７０ミクロン未満、約１６０ミクロン未満、約１５０ミクロン未満、約１４０ミクロン未満、約１３０ミクロン未満、約１２０ミクロン未満、約１１０ミクロン未満、約１００ミクロン未満、約９０ミクロン未満、約８０ミクロン未満、約７０ミクロン未満、または約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、約２０ミクロン未満、または約１０ミクロン未満の厚みを有する。緩和層の厚みは、約６０ミクロン～約２００ミクロン、約６０ミクロン～約１７０ミクロン、約６０～約１５０ミクロン、約６０ミクロン～約１２５ミクロン、約６０ミクロン～約１００ミクロン、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ミクロンまたは約１５ミクロン～約３５ミクロンの範囲内であり得る。一部の実施形態において緩和層は、約６０％超の多孔性を有する。他の実施形態において、緩和層は、約７０％超、約７５％超、約８０％超または約８５％超の多孔性を有する。さらに、緩和層の多孔性は、約６０％～約９０％、約７０％～約９０％、約７５％～約９０％、約８０％～約９０％、または約８０％～約９０％の範囲内であり得る。少なくとも１つの実施形態において、多孔性は、約８０％であり得る。

一部の実施形態において、細胞不浸透性層を含む生体適合膜複合材料には、離散的に配置された穴が穿孔されている。穿孔のサイズ、数および場所は、細胞機能を最適化するように選択され得る。１つといった少ない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）が生体適合膜複合材料の中を通過して例えばカプセル化膵臓細胞タイプを支持できるよう充分なサイズを有する。細胞不浸透性層は、いかなる穿孔も存在しない場所において微小孔性の免疫隔離障壁としてのその機能を維持する一方で、細胞不浸透性層の一部が除去された離散的穿孔に起因して、離散的穿孔は血管内殖および宿主からの細胞接触が生体適合膜複合材料を通過できるようにするために、細胞不浸透性層は全体としてもはや細胞不浸透性ではない。穿孔された細胞不浸透性層を含む細胞カプセル化デバイスの実施形態は、細胞との宿主免疫細胞接触を可能にすることから、宿主が免疫障害をもつかまたは免疫抑制剤治療を受けているのでないかぎり、細胞はもはや免疫拒絶から防御されていない。

（例えばカプセル化されたデバイス内において）細胞床の厚みが維持されるようにインビボでの歪みを最小限に抑えるために、生体適合膜複合材料に対して任意の補強用構成要素を提供することができる。この追加の任意の補強用構成要素は、機械的支持を提供するべく生体適合膜複合材料自体よりも高い剛性を生体適合膜複合材料に提供する。この任意の補強用構成要素は、本来連続的であり得ると考えられ、あるいは、例えば生体適合膜複合材料の表面全体にわたってパターン化されるかまたは生体適合膜複合材料の外周などの特定の場所に位置設定されるなどして、生体適合膜複合材料上の離散的領域内に存在していてよい。膜複合材料の表面上の補強用構成要素に好適な非限定的パターンとしては、ドット、直線、傾斜線、曲線、点線、格子などが含まれる。補強用構成要素を形成するパターンを、単独でまたは組合せた形で使用することができる。さらに、補強用構成要素は、本来一時的なもの（例えば生体吸収性材料で形成されている）、または本来永続的なもの（例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）メッシュまたはニチノール）であり得る。当業者であれば理解するように、構成要素の剛性の影響は、単一の構成要素の剛性だけではなく、最終的なデバイス形態内の補強用構成要素の場所および制約によっても左右される。例えば、補強用構成要素の剛性は、インビボでの細胞カプセル化デバイスの歪みを最小限に抑えるかまたは防止するのに充分なものでなければならない。さらに、補強用構成要素に起因する剛性は、周囲の組織とのコンプライアンス不整合による組織応答を最小限に抑えるためさほど大きくてはならない。カプセル化デバイスの設計の具体的詳細に応じて、デバイスの剛性は、約０．０１Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍ、約０．０５Ｎ／ｃｍ～約４Ｎ／ｃｍ、約０．１Ｎ／ｃｍ～約３Ｎ／ｃｍ、または約０．３Ｎ／ｃｍ～約２Ｎ／ｃｍの範囲内であり得る。一部の実施形態において、所望されるデバイス剛性を達成するために生体適合膜複合材料の片側または両側に外部補強用構成要素を使用することができる。

外部補強用構成要素は、細胞カプセル化デバイスとは別個に測定された場合、０．０１Ｎ／ｃｍ超の剛性を有し得る。外部補強用構成要素の剛性は、約０．０１Ｎ／ｃｍ～約３Ｎ／ｃｍ、約０．０５Ｎ／ｃｍ～約２Ｎ／ｃｍ、約０．０９～約１Ｎ／ｃｍの範囲内にあり得る。一部の実施形態においては、細胞カプセル化デバイスの所望の剛性を達成するために、内部補強用構成要素を使用することができる。内部補強用構成要素は、細胞カプセル化デバイスとは別個に測定された場合に、約０．０５Ｎ／ｃｍ超の剛性を有することができる。内部補強用構成要素の剛性は、約０．０５Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍ、約０．１Ｎ／ｃｍ～約３Ｎ／ｃｍ、または約０．３Ｎ／ｃｍ～約２Ｎ／ｃｍの範囲内であり得る。

少なくとも１つの実施形態において、補強用構成要素は、生体適合膜複合材料を環境的影響力に対し強化する目的で、緩和層の外側表面（例えば細胞カプセル化デバイスの管腔から最も遠い表面）上に提供されてよい。これは、外部補強用構成要素の一例である。この配向において、補強用構成要素は、血管内殖を可能にするのに充分な細孔サイズを有し、したがって、同様に「開放」層としてもみなされる。補強用構成要素として有用な材料としては、生体適合膜複合材料よりも著しく剛性の高い材料が含まれる。このような材料としては、非限定的に、目の荒いメッシュの生体材料布地、織布、不織布（例えば繊維またはヤーンの収集物）および繊維性マトリックスが、単独または組合せの形で含まれる。別の実施形態では、パターン化された格子、スクリーン、ストランドおよび／またはロッドを補強用構成要素として使用することができる。補強用構成要素は、生体適合膜複合材料の外側表面上で細胞不浸透性層に隣接して位置付けされ得る（例えば図９Ｂを参照のこと）。これは、内部補強用構成要素の一例である。この配向において補強用構成要素は、細胞が栄養素不浸透性の高密度層（すなわち補強用構成要素）と細胞不浸透性層との間に存在するのに充分な離隔距離があるかぎりにおいて、細胞不浸透性で栄養素不浸透性の高密度層であってよい。さらに、補強用構成要素は、緩和層内部で離散的領域において配向され得る（例えば図９Ａを参照のこと）。一部の実施形態において、補強用構成要素は、細胞不浸透性層と緩和層の間に位置付けされ得る（例えば図９Ｃを参照のこと）。２つ以上の補強用構成要素が存在し得、補強用構成要素が、生体適合膜複合材料の外部、生体適合膜複合材料の内部、生体適合膜複合材料の外部と内部の両方に位置設定され得ることを認識すべきである。本明細書中では詳述されていないものの、生体適合膜複合材料の上または内部の他の層（例えば血管新生層、メッシュ層、ファブリック層、補強用構成要素など）が、その中への包含から除外されておらず、本開示の範囲内にあるものとみなされることを認識すべきである。

少なくとも１つの実施形態において、細胞不浸透性層および緩和層は、１つ以上の生体適合性接着剤により共に結合されて、生体適合膜複合材料を形成する。接着剤は、層間に離散的なまたは密なボンドを創出するような形で細胞不浸透性層と緩和層のうちの一方または両方の表面に対して塗布され得る。好適な生体適合性接着剤の非限定的な例としては、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およびＰＡＶＥで構成される熱可塑性フルオロポリマ、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（ポリビニリデンフルオリド）、ＣａｒｂＯＳｉｌ（登録商標）（シリコーンポリカーボネートウレタン）、エラスタン（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）、ポリエチレン、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）およびそれらの組合せが含まれる。１つ以上の実施形態において、緩和層は、細胞不浸透性層に対し密に結合されている。他の実施形態において、細胞不浸透性層および緩和層は、互いに離散的に結合され得る。本明細書中で使用される「離散的結合」または「離散的に結合された」なる言い回しは、点または線の意図的なパターンでの、または定義された領域の連続的外周の周りでの結合またはボンドを含むように意図されている。一部の実施形態において、細胞不浸透性層および緩和層は、複合材料として同時延伸される。さらに別の実施形態では、細胞不浸透性層は、少なくとも部分的に、結合された中実特徴部により緩和層に結合され得、こうして細胞不浸透性層と緩和層の間に離散的ボンドを創出する。いくつかの密に結合された実施形態においては、測定された複合材料Ｚ強度は、１００ｋＰａ超である。測定された複合材料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、または約１００ｋＰａ～約２００ｋＰａの範囲内であり得る。

細胞不浸透性層および緩和層のうちの少なくとも１つは、単独または組合せの形で、ポリマ膜または繊維またはヤーンの製織または不織収集物で形成されてよい。細胞不浸透性層および緩和層のうちの一方または両方において使用され得るポリマの非限定的な例としては、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およびポリプロピレングリコール；パンビニルポリマ、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；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；ポリビニリデンフルオリド；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；およびそれらのコポリマおよび組合せが含まれるが、これらに限定されるわけではない。緩和層を形成するために使用可能な材料の例としては、製織および不織ファブリック（例えばスパンボンド不織、メルトブローン繊維性材料、静電紡糸ナノファイバなど）を含めた生体適合性布地、非フルオロポリマ膜、例えばポリビニリデンジフルオリド（ＰＶＤＦ）、ナノファイバ、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、ポリプロピレンおよびポリイミドが、非限定的に含まれる。例示的実施形態において、血管新生層は、スパンボンドポリエステルまたは延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜である。

一部の実施形態においては、緩和層または補強用構成要素のうちの少なくとも一方が不織ファブリックで形成されている。不織ファブリックには数多くのタイプが存在し、その各々は、織り方の緊密性およびシートの厚みが変動し得る。一実施形態において、フィラメント横断面は三葉状である。不織ファブリックは、製織または編組以外のプロセスによって製造されたボンデッドファブリック、フォームドファブリック、またはエンジニアードファブリックであり得る。一部の実施形態において、不織ファブリックは、ウェブシートまたはバットの形に組立てられたステープルファイバなどの、主としてまたは完全に繊維で構成された、通常は平担なシート形態の多孔性布地様材料である。不織ファブリックの構造は、例えば典型的には無作為に配設されたステープルファイバの配設に基づいている。さらに、不織ファブリックは、繊維業界で公知のさまざまな技術によって創出され得る。さまざまな方法で、カーデッド、ウェットレイド、メルトブローン、スパンボンデッドまたはエアレイド不織布を創出することができる。方法および基材は、例えばＣｏｌｔｅｒら、に対する米国特許出願公開第２０１０／０１５１５７５号中で記載されている。一実施形態において、不織ファブリックはポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）である。一実施形態において、不織ファブリックはスパンボンドポリエステルである。不織ファブリックの密度は、加工条件に応じて変動し得る。一実施形態において、不織ファブリックは、約０．４０～約１．００（ｏｚ／ｙｄ^２）の坪量、約１２７ミクロン～約２２８ミクロンの公称厚みおよび約０．５ミクロン～約２６ミクロンの繊維直径を有するスパンボンドポリエステルである。一実施形態において、フィラメント横断面は三葉状である。一部の実施形態において、不織ファブリックは生体吸収性である。

一部の実施形態において、細胞不浸透性層および／または緩和層のポリマ膜を形成するポリマは、フィブリル化可能である。本明細書中で使用するフィブリル化可能とは、非限定的に中実特徴部の一部分をフィブリルに転換することなどの、フィブリルをポリマ膜に導入する能力を意味する。例えば、フィブリルは、中実特徴部間の間隙に跨る中実要素である。フィブリルは概して、環境的影響力への曝露時点での変形に対して抵抗せずしたがって変形可能である。生体適合膜複合材料の層の１つの中に存在する変形可能なフィブリルの大部分は、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、または約０．２５ミクロン未満の直径を有し得る。一部の実施形態において、変形可能なフィブリルの大部分は、約０．２５ミクロン～約２．０ミクロン、約０．５ミクロン～約２ミクロン、または約０．７５ミクロン～約２ミクロンの直径を有し得る。

細胞不浸透性層および緩和層のうちの１つ以上を形成するために使用可能なフィブリル化可能なポリマの非限定的例としては、Ｓｂｒｉｇｌｉａに対する米国特許出願公開第２０１６／００３２０６９号中で教示されている通りのテトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）ポリマ、例えばポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、延伸ＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）、変性ＰＴＦＥ、ＴＦＥコポリマ、ポリビニリデンフルオリド（ＰＶＤＦ）、ポリ（ｐ－キシリレン）（ｅＰＰＸ）、Ｓｂｒｉｇｌｉａに対する米国特許第９，９２６，４１６号中で教示されている通りの多孔性超高分子量ポリエチレン（ｅＵＨＭＷＰＥ）、Ｓｂｒｉｇｌｉａに対する米国特許第９，９３２，４２９号中で教示されている通りの多孔性エチレンテトラフルオロエチレン（ｅＥＴＦＥ）、およびＳｂｒｉｇｌｉａに対する米国特許第９，４４１，０８８号中で教示されている通りの多孔性ビニリデンフルオリド－コ－テトラフルオロエチレンまたはトリフルオロエチレン［ＶＤＦ－ｃｏ－（ＴＦＥまたはＴｒＦＥ）］ポリマ、およびそれらの組合せが含まれるが、これらに限定されるわけではない。

一部の実施形態において、フィブリル化可能なポリマは、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜などのフルオロポリマ膜である。延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜は、ノードがフィブリルによって相互連結され細孔が膜全体を通してノードとフィブリルの間に位置設定された空間である、ノードとフィブリルの微細構造を有する。本明細書中で使用される「ノード」なる用語は、大部分がポリマ材料で構成されている中実特徴部を意味するように意図されている。変形可能なフィブリルが存在する場合、これらのノードは多数のフィブリルの接合部に存在する。一部の実施形態において、フィブリルは、例えばプラズマエッチングなどによって、膜から除去され得る。

少なくとも１つの実施形態においては、細胞不浸透性膜層および緩和層のうちの一方または両方の中で延伸ポリテトラフルオロエチレン膜が使用される。本明細書中では、非限定的に、Ｇｏｒｅに対する米国特許第３，９５３，５６６号、Ｂａｃｉｎｏら、に対する米国特許第７，３０６，７２９号、Ｂａｃｉｎｏに対する米国特許第５，４７６，５８９号、Ｂａｃｉｎｏに対する国際公開第９４／１３４６９号、Ｂｒａｎｃａら、に対する米国特許第５，８１４，４０５号またはＢｒａｎｃａら、に対する米国特許第５，１８３，５４５号中に記載の方法にしたがって調製されたものなどの延伸ポリテトラフルオロエチレン膜が使用可能である。一部の実施形態において、細胞不浸透性層および緩和層のうちの一方または両方が、非限定的に、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）膜、変性延伸ポリテトラフルオロエチレン膜、テトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）コポリマ膜、ポリビニリデンフルオリド（ＰＶＤＦ）膜、またはフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）膜などのフルオロポリマ膜で形成されている。

一部の実施形態においては、補強用構成要素および／または追加の層（例えば血管新生層、補強用構成要素、メッシュ層、ファブリック層など）が非浸透性（例えば生分解性）であることが望ましい場合がある。このような事例においては、補強用構成要素を形成するために生分解性材料が使用されてよい。生分解性材料の好適な例としては、非限定的に、Ｓｂｒｉｇｌｉａに対する米国特許出願公開第２０１６／００３２０６９号中で教示されているようなポリグリコリド：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（グリコーリド）、およびポリ（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）、延伸ポリパラキシリレン（ｅＰＬＬＡ）、およびそれらのコポリマおよびブレンドが含まれる。代替的には、緩和層を生体吸収性材料でコーティングすることができ、あるいは、生体吸収性材料を粉末の形で緩和層内またはその上に組込むこともできる。コーティングされた材料は、感染部位の削減、血管新生、および有利な１型コラーゲンの被着を促進し得る。

生体適合膜複合材料は、その上に少なくとも部分的に、表面コーティング、例えば両性イオン汚染防止コーティング、親水性コーティングまたはＣＢＡＳ（登録商標）／ヘパリンコーティング（Ｗ．Ｌ．Ｇｏｒｅ＆Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ社より市販）を有することができる。表面コーティングは同様に、または代替的に、抗菌剤；抗体（例えば抗－ＣＤ４７抗体（抗線維化剤））；薬剤；生物活性分子（例えば、ＦＧＦ、ＶＥＧＦ、エンドグリン、ＰＤＧＦ、アンジオポエチンおよびインテグリンなどの血管新生刺激物質；抗線維化剤、例えばＴＧＦｂ阻害物質；シロリムス、ＣＳＦ１Ｒ阻害物質；抗炎症／免疫調整剤、例えばＣＸＣＬ１２およびコルチコステロイド）抗ＣＤ４７抗体（抗線維化剤）、およびそれらの組合せを含有する。

一部の実施形態において、緩和層の中実特徴部は、中実特徴部の少なくとも一部を形成するための細胞不浸透性層へのポリマ（例えば熱可塑性）のマイクロリソグラフィ、微小成形、機械加工、選択的被着、または印刷（または他の形での敷設）によって、形成され得る。細胞不浸透性層上に熱可塑性ポリマを置くために、トランスファコーティング、スクリーン印刷、グラビア印刷、インクジェット印刷、パターンドインビビングおよびナイフコーティングなどの任意の従来の印刷技術を利用することができる。図６Ａは、中実特徴部６２０が特徴部離隔距離６３０を有する、（印刷の完了後の）細胞不浸透性層６１０上に位置付けされた中実特徴部６２０の形をした熱可塑性ポリマを例示する。中実特徴部を形成するための幾何形状の非限定的例としては、非限定的に、破線（図６Ｂ参照）、点および／または点線（図６Ｃ、６Ｇ参照）、幾何学的形状（図６Ｈ参照）、直線（図６Ｄ参照）、傾斜線（図６Ｆ参照）、曲線（図６Ｉ参照）、格子（図６Ｅ参照）およびそれらの組合せが含まれる。

緩和層の中実特徴部を形成するために使用される材料としては、非限定的に、熱可塑性物質、ポリウレタン、ポリプロピレン、シリコーン、ゴム、エポキシ、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、溶融加工可能なフルオロポリマ、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の交互コポリマ（ＥＴＦＥ）、テトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）、ヘキサフルオロプロピレン（ＨＦＰ）およびビニリデンフルオリド（ＴＨＶ）のターポリマ、ポリビニリデンフルオリド（ＰＶＤＦ）およびそれらの組合せが含まれる。一部の実施形態において、パターン特徴部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。さらなる実施形態において、中実特徴部は、別個に形成され得、細胞不浸透性層（図示せず）の表面に接着され得る。

図７Ａで描かれている生体適合膜複合材料７００は、細胞不浸透性層７１０、緩和層７２０および任意の補強用構成要素７３０を含む。描かれた実施形態において、中実特徴部７５０は、細胞不浸透性層７１０の表面に結合されて、緩和層７２０を形成する。中実特徴部７５０は、図７Ａ中では、本質的に同じ高さおよび幅であり細胞不浸透性層７１０と任意の補強層７３０との間に延在しているものとして描かれているが、これは一例であって、中実特徴部７５０の高さおよび／または幅は変動し得る、ということを認識すべきである。中実特徴部７５０間の距離は、中実特徴部離隔距離７６０であり、一部の事例において、さまざまな中実特徴部７５０間で変動し得る。

図７Ｂは、細胞不浸透性層７１０、緩和層７２０および任意の補強用構成要素７３０を含む別の生体適合複合材料７００である。描かれている実施形態において、中実特徴部７５０、７８０は、高さおよび幅が異なるノードであり、細胞不浸透性層７１０と任意の補強層７３０との間の距離だけ延在していてもいなくてもよい。中実特徴部７５０、７８０は、フィブリル７７０によって連結されている。図７Ｂにおいて、中実特徴部深さの大部分は、緩和層７２０の厚みよりも小さい。中実特徴部７８０は、結合された中実特徴部である。

図８に目を向けると、細胞不浸透性層８１０、緩和層８２０および任意の補強層８３０を含む生体適合膜複合材料が描かれている。この実施形態において、緩和層８２０内部の中実特徴部８５０、８８０は、延伸ポリテトラフルオロエチレン膜の内部に形成されている緩和層８２０のノードである。ノード８５０、８８０は、フィブリル８７０によって相互連結されている。ノード８５０は、緩和層８２０の内部に位置付けされる。ノード８８０は、緩和層８２０の内部に位置付けされているだけでなく、細胞不浸透性層８１０と接触しており、この細胞不浸透性層に密に結合されている。

上述のように、補強用構成要素は、離散的領域において、生体適合膜複合材料の内部にまたは生体適合膜複合材料の層の間に配向され得る。図９Ａに示されている１つの非限定的な実施形態においては、補強用構成要素９２０は、細胞不浸透性層９００の内側表面上で離散的領域として形成され、生体適合膜複合材料９５０内の緩和層９１０の内部に位置付けされている。図９Ｂに描かれた実施形態においては、補強用構成要素９２０は、緩和層９１０と反対の側で細胞不浸透性層９００上に位置付けされ、生体適合膜複合材料９５０の外部にある。図９Ｃで描かれているさらに別の非限定的な実施形態においては、補強用構成要素９２０は、生体適合膜複合材料９５０内で細胞不浸透性層９００と緩和層９１０の間に位置付けされている。

図１０に目を向けると、緩和層１０００は、図１０に全体的に描かれているように、中実特徴部サイズ（すなわち短軸）１０１０、中実特徴部離隔距離１０２０、厚み１０３０、フィブリルの不在、および／またはＳＥＭ画像上で行なわれる定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定される細孔サイズのうちの１つ以上によって特徴付けられるパターン（上述の通り）でポリマを置くことによって形成され得る。細胞不浸透性層１０５０は、参考までに示されているにすぎない。

図１１は、中実特徴部サイズ（すなわち短軸）１１１０、中実特徴部離隔距離１１２０、中実特徴部深さ１１７０、厚み１１３０、フィブリル１１６０の存在、および／または（ＳＥＭ画像上で行なわれる定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定される）細孔サイズ１１４０のうちの１つ以上によって特徴付けられるノードとフィブリルの微細構造を有するポリマで形成されている緩和層１１００を描いている。細胞不浸透性層１１５０は、参考までに示されているにすぎない。

生体適合膜複合材料は、非限定的に細胞カプセル化デバイス、ハウジング、チャンバ、ポーチ、管またはカバーを含めたさまざまな形態に製造可能である。一実施形態において、生体適合膜複合材料は、図１２Ａに例示されている通りの細胞カプセル化デバイスを形成する。図１２Ａは、周囲１２１０の一部分に沿って封止されている生体適合膜複合材料の２層で形成された例示的細胞カプセル化デバイス１２００の上面図である。図１２Ａでは、生体適合膜複合材料１２２０の外部層（例えば、移植された時点で宿主組織と接触している生体適合膜複合材料の側）だけが示されている。細胞カプセル化デバイス１２００は、対象の細胞を格納するための管腔（図示せず）としても公知の内部チャンバ、および内部チャンバ内に延在し管腔内部に対象の細胞を設置するべく内部チャンバと流体連通状態にある充填用管１２３０を含む。

本明細書中に記載の細胞カプセル化デバイスは各々、インビボに移植された時点でカプセル化細胞の存続にとって充分である酸素拡散距離を有する。「酸素拡散距離（ＯＤＤ）」なる用語は、管腔の最も内部の部分の中に位置設定された仮想上の細胞から、最も近い細胞不浸透性層の外側に位置設定された仮想上の最も近い血管新生源までの距離を定義するように意図されている。この測定単位は、カプセル化デバイスがインビボに移植され、緩和層が細胞不浸透性界面における血管の形成を可能にする場合に最も該当することから、酸素拡散距離は、管腔内でのカプセル化細胞の成長から内部圧力が発生する現実的な状態を表わすため、デバイスが加圧された時点でインビトロで測定される。酸素拡散距離を測定するために使用すべきインビトロ圧力の範囲は、０．５～５ｐｓｉの内部圧力の範囲内であり得る。酸素拡散距離は、細胞カプセル化デバイスの活性表面部域を横断してさまざまな場所で測定可能である。本明細書中で使用される「活性表面部域」なる用語は、栄養素の大量輸送を容易にすることができ（すなわち微小孔性）かつ生物学的実体または細胞で充填され得る開放した管腔空間を縁どる部域を意味する。最大拡散距離は、最も近い潜在的血管新生源までの管腔内部の考えられる全ての仮想上の細胞の最大酸素拡散距離を表わす。最大酸素拡散距離（ＯＤＤ）は、本明細書中では、加圧時の膜複合材料の最大たわみ点として定義される。酸素拡散距離は同様に、細胞カプセル化デバイスの全活性表面部域の割合との関係において査定され得る。本明細書中で使用される主要酸素拡散距離は、デバイスの活性表面部域の大部分（＞５０％）を横断する管腔内の仮想上の最も内部の細胞の酸素拡散距離を表わす。カプセル化細胞の生存能力および生産性を最大化するためには、最大拡散距離を最小距離に保つ必要があるか、または活性表面部域の主要酸素拡散距離を最小距離に保つ必要があるかのいずれかである。一実施形態において、酸素拡散距離は、最大酸素拡散距離と主要酸素拡散距離の間の差異が最小となるようにデバイスの活性表面部域全体を横断して一貫したものであり続ける。

一例として、図１２Ｂは、図１２Ａに示されたものに類似する細胞カプセル化デバイスの横断面を描いている。細胞カプセル化デバイス１２０５は、生体適合膜複合材料１２４０および生体適合膜複合材料１２４５を、それらの間の管腔１２６５と共に含む。各生体適合膜複合材料１２４０、１２４５は、細胞不浸透性層（第１の層）１２５０および緩和層（第２の層）１２６０で形成され、その周囲１２８０で封止されている。デバイス１２０５を形成する生体適合膜複合材料１２４０、１２４５が同じまたは異なる細胞不浸透性層および／または緩和層を含み得るということを認識すべきである。補強用構成要素（第３の層）（図示せず）などの任意の層は、緩和層１２６０の外部に内含され得、カプセル化デバイスを少なくとも部分的に取り囲む、または取り囲むことができる。同様に、描かれてはいないものの、カプセル化デバイス１２０５が、対象の細胞を注入または他の形で挿入するための充填用管を有することも認識すべきである。図１２Ｂ中に概略的に示されている最大酸素拡散距離（ＯＤＤ）は、それが膜複合材料の最大のたわみひいては細胞不浸透性層１２５０の外側に形成され得ると考えられる最も近い血管までの考えられる全てのカプセル化細胞１２７５の最大距離を描いていることから、表示されている。内部補強用構成要素または外周シールにおいて接合された相対する膜複合材料の２つの層を分離する管腔内部の他のこのようなデバイスが全く存在しないデバイスにおいては、ＯＤＤは、２（二）つに分割する矢印１２７０の距離内で示されている加圧時の管腔の総延伸を測定し、細胞不浸透性層の厚みを加えることによって計算され得る。一部の実施形態において、最大酸素拡散距離（ＯＤＤ）は、約７ミクロン～約５００ミクロン、約１０ミクロン～約４００ミクロン、約２５ミクロン～約３５０ミクロン、約５０ミクロン～約３００ミクロン、約５０ミクロン～約２５０ミクロン、約７５ミクロン～約２５０ミクロン、約５０ミクロン～約２００ミクロン、約７５ミクロン～約２００ミクロン、約２５ミクロン～約２００ミクロン、約１０ミクロン～約２００ミクロンまたは約７ミクロン～約１００ミクロンである。好ましい実施形態において、ＯＤＤは、細胞不浸透性膜（第１の層）が本明細書中に記載されているような厚み（または無視できる厚み）および寸法を有するものと仮定して、約３００ミクロン（６００ミクロンの総管腔厚み）、約２００ミクロン（４００ミクロンの総管腔厚み）、約１５０ミクロン（３００ミクロンの総管腔厚み）、または約１００ミクロン（２００ミクロンの総厚み）である。

さらに、最大たわみ点においてのみ測定する代りに、活性表面部域の大部分を横断した酸素拡散距離（本明細書中では「主要酸素拡散距離」）を査定するために、細胞カプセル化デバイスの活性表面部域を横断した多数の場所で酸素拡散距離を測定することもできる。一部の実施形態において、主要酸素拡散距離は、３００ミクロン未満であり得る。一部の実施形態において、主要酸素拡散距離は、約７ミクロン～約３００ミクロン、約７ミクロン～約２５０ミクロン、約７ミクロン～約２００ミクロン、約７ミクロン～約１５０ミクロン、約７ミクロン～約１００ミクロン、約７ミクロン～約７５ミクロン、約７ミクロン～約５０ミクロン、または約２５ミクロン～約２５０ミクロン、約２５ミクロン～約２００ミクロン、または約２５ミクロン～約１５０ミクロンである。

生体適合膜複合材料によって形成され得る別の細胞カプセル化デバイスは、平面的であるかまたは実質的に平面的である内部補強用構成要素を含み、栄養素不浸透性であり、かつ厚み方向で外周シールを横断して細胞カプセル化デバイスを各々単一の生体適合膜複合材料によって縁取りされた２つ（またはそれ以上）の個別の管腔空間（例えば多数の管腔空間）へと二分する平面デバイスである。内部補強用構成要素は、管腔を２つの部分に分割する。少なくとも１つの実施形態において、内部平面インサートは、中心に位置設定されるかまたは実質的に中心に位置設定され、管腔を実質的に半分に分割する。本明細書中で使用される「実質的に半分に」とは、管腔が両方の側に等しい部分を伴う半分に分割されること、または一方の半分が他方の半分よりもわずかに大きいほぼ半分に分割されることを意味するように意図されている。平面デバイス４１００の一部分が、図４１に横断面で概略的に例示されている。図示されているように、生体適合膜複合材料４１２０は、細胞不浸透性層４１３０および緩和層４１４０を含む。内部補強用構成要素４１５０は、管腔４１３５を２つの部分に分割する（管腔の１つの部分だけが図４１に４１３５として描かれている）。

本明細書中に記載の他の細胞カプセル化デバイスの場合と同様に、この細胞カプセル化デバイスは、細胞の存続にとって充分である酸素拡散距離を有する。このような実施形態において、最大酸素拡散距離（ＯＤＤ）は、仮想上の最も内部の細胞の場所を表わす内部補強用構成要素４１５０（例えば平面インサート）から、カッコ付き部域ＯＤＤにより描かれ矢印４１６０によって例示されている管腔の最大たわみの場所における細胞不浸透性層４１３０の外部側までの距離である。

細胞カプセル化デバイスは、固有のデバイス構造、補強用構成要素の使用または他の管腔制御メカニズムの使用（図４２～４６および４８に示されている通り）のいずれかを通して最適な酸素拡散距離を維持する。管腔の厚みは、数多くの方法で制御され得る。一実施形態において、細胞カプセル化デバイスは、図１２Ｂおよび図４１に示されているカプセル化デバイスに類似して、内部で細胞不浸透性層が互いに対面し膜複合材料が共に封止（例えば溶接）または結合されている２つの生体適合膜複合材料で形成され得る。しかしながら、図１２Ｂおよび図４１に示されている実施形態とは異なり、ポリマ支柱または印刷構造などの構造的スペーサが、管腔内部に位置設定され、管腔の所望の厚みを維持し得る。図４２に目を向けると、このようなカプセル化デバイスの管腔の略図が見られる。図示されているように、細胞カプセル化デバイス４２００は、第１の生体適合膜複合材料４２１０、第２の生体適合膜複合材料４２２０、生体適合膜複合材料４２１０、４２２０の細胞不浸透性層４２２４の間に位置付けされた管腔４２３０、および生体適合膜複合材料４２１０、４２２０を分離するために管腔４２３０の内部に配置された構造的スペーサ４２４０を含む。構造的スペーサ４２４０は、生体適合膜複合材料４２１０、４２２０間の距離を維持し、したがって、酸素拡散距離（ＯＤＤ）は、最大ＯＤＤが主要ＯＤＤに類似するような形で細胞カプセル化デバイス４２００の活性部域を通して一貫したものである。緩和層４２２２は、細胞カプセル化デバイス４２００の外部表面として位置付けされるが、これは、外部補強（例えばメッシュ）の使用を除外するものではなく、このような実施形態は、本開示の範囲内に入るものとみなされる。構造的スペーサを格納する細胞カプセル化デバイスのさらなる説明は、Ｃｕｌｌｙらに対する米国特許出願公開第２０１８／０１２５６３２号に見い出すことができる。

酸素拡散距離を最適化するための管腔制御の別の形態は、管腔から離れて相対する側方力を及ぼす１つの張力部材または複数の張力部材の使用によるものである。図４３に示されている一実施形態において、細胞カプセル化デバイス４３００は、管形状のカプセル化用ポーチ４３０２として形成されており、第１の生体適合膜複合材料４３０６、第２の生体適合膜複合材料４３０８および管腔４３１２を含む。充填用管（図示せず）が、細胞カプセル化用ポーチ４３０２を通って延在することができ、管腔４３１２と流体連通状態にあり得る。第１および第２の生体適合膜複合材料４３０６、４３０８は、それらの周囲において封止されている。張力部材４３０４が管腔４３１２内部に配置され、細胞カプセル化用ポーチ４３０２の少なくとも２つの相対する部分と接触し、第１および第２の生体適合膜複合材料４３０６、４３０８上に張力を加える。管腔４３１２は、第１および第２の生体適合膜複合材料４３０６、４３０８の間で、かつ張力部材４３０４から内向きに存在する。管腔４３１２は、第１の生体適合膜４３０６の最内側部分から第２の生体適合膜４３０８の最内側部分までの距離であり張力部材４３０４の厚み４３３８によって定義される厚み４３２８を有する。この実施形態において、張力部材４３０４により提供される細胞カプセル化用ポーチ４３０２上の張力が、管腔４３１２の圧壊または膨張を妨げ、こうして張力部材４３０４により定義される厚み４３２８を維持する。その結果として、最大および主要酸素拡散距離（ＯＤＤ）は、細胞カプセル化デバイス４３００を横断して実質的に同じである。図４３は、ボンド点、構造的スペーサ、細胞押し退け用コアまたは内容積の内部に配置され得る別の構造的要素などのいかなる任意の構成要素も例示していないが、このような実施形態は、本開示の範囲内に入るものとみなされる、ということを認識すべきである。

張力部材の使用を通して管腔の厚みひいては酸素拡散距離を制御する別の細胞カプセル化デバイスが、図４４に示されている。図４４は、細胞カプセル化デバイス４４００が、周囲４４１０に沿って封止された第１の生体適合膜複合材料４４０６と第２の生体適合膜複合材料４４０８を含むことを示している。張力部材４４０４は、管腔４４２０内部に配置され、細胞カプセル化デバイス４４００の少なくとも２つの相対する部分と接触し、第１および第２の生体適合膜複合材料４４０６、４４０８上に張力を加える。管腔４４２０は、第１および第２の膜複合材料４４０６、４４０８の間で、溶接スペーサ４４２６から内向きに存在している。この実施形態において、管腔厚み４４２８は、溶接スペーサ４４２６の厚みによって定義され、溶接スペーサ４４２６は第１および第２の生体適合膜複合材料４４０６、４４０８を張力部材４４０４から内向きに一緒に挟みかつ管腔４４２０の厚み４４２８は溶接スペーサ４４２６の厚みであることから張力部材４４０４の厚み４４３８とは無関係である。したがって、図４４に例示されている実施形態において、管腔の厚み４４２８は張力部材４４０４の厚み４４３８よりも小さい。代替的には、溶接スペーサ４４２６は、張力部材４４０４の厚み４４３８以上の厚みを有し得ると考えられ、これらの実施形態において、管腔４４２０の厚み４４２８は、張力部材４４０４の厚み４４３８以上になると思われる。張力部材４４０４によって提供される細胞カプセル化デバイス４４００上の張力は、管腔４４２０の圧壊または膨張を妨げ、こうして、溶接スペーサ４４２６によって定義される厚みを維持し、こうして、管腔制御を通して所望の距離に酸素拡散距離を維持する。

図４２に関して説明されたものと類似したさらに別の細胞カプセル化デバイスにおいては、図４５中に示された細胞カプセル化デバイス４５００は、同様に、周囲４５１０の少なくとも一部分に沿って封止されている２つの別個の膜複合材料４５０６、４５０８から形成されている。張力部材４５０４が、第１および第２の膜複合材料４５０６、４５０８間に配置され、細胞カプセル化デバイス４５００の少なくとも２つの相対する部分と接触し、第１および第２の生体適合膜複合材料４５０６、４５０８上に張力を加える。しかしながら、上述のような溶接スペーサの代りに、細胞カプセル化デバイス４５００は、第１および第２の生体適合膜複合材料４５０６、４５０８を互いに張力部材４５０４から内向きに結合するシール４５２１を含む。シール４５２１から内方に向かって、構造的スペーサ４５２６が位置付けされて、第１および第２の膜複合材料４５０６、４５０８を分離し、張力部材４５０４または構造的スペーサ４５２６によって占有されない内容積の部分内に管腔４５２０を形成する。図４５に描かれている実施形態においては、管腔４５２０の厚み４５２８は、構造的スペーサ４５２６の高さによって決定される。張力部材４５０４の厚み４５３８は、管腔４５２０の厚み４５２８よりも大きい。張力部材４５０４によって提供される細胞カプセル化デバイス４５００上の張力は、管腔４５２０の圧壊または膨張を妨げ、こうして、構造的スペーサ４５２６により定義される厚みならびに酸素拡散距離を維持する。

さらに別のカプセル化デバイスにおいては、酸素拡散距離（ＯＤＤ）は、カプセル化デバイスの外周シール間の離隔距離と外部補強用構成要素の剛性の組合せ効果を制御することによって最適化される。２つの生体適合膜複合材料層間の構造的スペーサまたは内部補強用構成要素のいずれかと管腔内部の離散的溶接点または外周溶接間の間の距離がさらに短くなると、これらの溶接された場所の間に考えられるたわみの量は減少し、これによりＯＤＤがより良く制御される。溶接スペーサが管腔の長さを増減させるように調整されるにつれて、同等の管腔容積容量に対応するべく管腔の幅を増減させるようにデバイス設計を調整する必要もあり得る。生体適合膜複合材料のたわみ量およびその結果としての酸素拡散距離は、カプセル化デバイスの外部側の補強用構成要素の存在および剛性によって左右される。より剛性の高い補強用構成要素は、溶接場所の間の離隔距離が等しい場合に、膜複合材料のたわみをより少なくする。外部補強用構成要素の非限定的な例としては、布地、例えばポリマまたは金属ストランドで形成された製織メッシュおよび不織布、ポリマまたは金属スパーまたはリブ、クランプ、ケージ、繊維、ストランドなどが含まれる。例示的実施形態においては、外部補強用構成要素の剛性は、０．０１Ｎ／ｃｍ超である。一実施形態において、外部補強用構成要素の剛性は、０．０９７Ｎ／ｃｍであるものと決定された（実施例１参照）。この実施形態においては、ＯＤＤを制御するために、管腔の外周溶接点間の溶接離隔距離は９ｍｍ未満であった。類似した剛性（すなわち約０．０９７Ｎ／ｃｍ）の補強用構成要素では、溶接離隔距離を９ｍｍ未満まで減少させて、酸素拡散距離の減少を結果としてもたらすことが可能である。さらに、剛性が増大した（すなわち０．０９７Ｎ／ｃｍ超の）補強用構成要素では、同等の溶接離隔距離（約９ｍｍ）で酸素拡散距離をさらに削減するかまたは、溶接離隔距離を増大させて（＞９ｍｍ）、一貫した酸素拡散距離を維持することが可能である。

別の実施形態においては、酸素拡散距離（ＯＤＤ）は、移植技術および細胞カプセル化デバイスをインビボで所定の場所に保持するメカニズム、例えば体内の所望の場所に細胞カプセル化デバイスを固定するための縫合糸または細胞カプセル化デバイスの管腔の延伸を制限するためのキルティングなどを通して制御可能である。

一部の実施形態においては、細胞カプセル化デバイスは、酸素拡散距離（ＯＤＤ）を細胞押し退け用コアによって制御するような形で構造化される。図４９Ａおよび４９Ｂで示されているように、細胞カプセル化デバイス４９００は、生体適合膜複合材料４９１０によって取り囲まれている細胞押し退け用コア４９０５（例えばスプライン）を含む。細胞押し退け用コア４９０５の外側表面と生体適合膜複合材料４９１０の内側表面の間の空間は、細胞４９１５を内部に格納できる境界ゾーンを画定している。仮想上の最も内部の細胞を表わすコア４９０５の外側表面と浸透性膜４９１０の内側表面との間の最大距離（ＯＤＤ）は、格納された細胞４９１５の存続および機能にとって好適な条件を提供するため充分に狭いものであり、これにより、格納された細胞４９１５の大きな割合の生存能力を維持することが可能である。詳細には、細胞カプセル化デバイス４９００の内部に格納された細胞４９１５は、浸透性膜４９１０を通して細胞カプセル化デバイス４９００の外側の環境から栄養素および他の生体分子を得、細胞カプセル化デバイス４９００の外側に老廃物および治療用物質を放出することができる。

図５０は、図４９Ａおよび４９Ｂに描かれた細胞カプセル化デバイスを斜視図で示す。細胞カプセル化デバイス５０００は、第１のアクセスポート５０１５、第２のアクセスポート５０２５、カプセル化デバイス５０００の外部を形成する生体適合膜複合材料５００５、およびカプセル化デバイス５０００を通って延在する管腔５０１０を含む。細胞押し退け用コア（図示せず）は、管腔５０１０の内部に（そして図４９Ａおよび４９Ｂ中で示されているように）位置付けされ得る。一部の実施形態において、細胞カプセル化デバイス５０００の横断面は、円形、卵形または楕円形であり得る。

細胞カプセル化デバイスは多数の格納管を含み得る。図５１に示されているように、移植可能なデバイス５１００は、細胞カプセル化デバイス５１００の長さに沿って互いに実質的に平行である複数の相互連結された細胞カプセル化デバイス５１０５を含み得る。図５１に描かれた実施形態において、細胞カプセル化デバイス５１０５は、互いに独立して可動であり、こうして細胞カプセル化デバイス５１００は、組織および／または組織の運動と迎合しかつ／またはそれに対して柔軟性のあるものになっている。細胞カプセル化デバイス５１０５は、細胞に沿って細胞押し退け用コア（図示せず）を収納するように構成されていてよい。各々の細胞カプセル化デバイス５１０５は、近位端部５１１０に第１のアクセスポート５１７０を、そして遠位端部５１１５に第２のアクセスポート５１８０を有している。第２のアクセスポート５１８０は上に、細胞カプセル化デバイス５１０５の遠位端部を封止するための解除式キャップ５１５０を有することができる。描かれていないものの、解除式キャップは、同様に、細胞カプセル化デバイス５１０５の近位端部を封止するために第１のアクセスポート５１７０にも固定され得る。細胞カプセル化デバイス５１０５は、連結部材５１６０において、例えばそれらの近位端部において、相互連結され得る。類似の管状細胞カプセル化デバイスが、Ｃｕｌｌｙらに対する米国特許出願公開第２０１８／０１２６１３４号中に記載されている。

本明細書中に記載のデバイスのシームが、代替的または任意に、それぞれ図４７Ａ～Ｃに描かれているような「ラップ」シーム、「バット」シーム、または「フィン」シームのうちの１つ以上で形成され得るということを認識すべきである。図４７Ａに示されているように、「ラップ」シーム構成においては、生体適合膜複合材料４７１０の２つの縁部の間に熱可塑性溶接フィルム４７２０が挟まれている。カプセル化デバイスの製造において、同じまたは異なる生体適合膜複合材料４７１０の外側表面に対し生体適合膜複合材料４７１０の一方の縁部の内側表面に結合した結果として「ラップ」シームが得られる（単一の生体適合膜複合材料の場合、結果としてのカプセル化デバイスはシームの無い縁部を有し得る（同じことが図４７Ｂ～Ｃにあてはまる））。図４７Ｂは、同じまたは異なる生体適合膜複合材料４７１０の２つの端部の側が相対していて２つの熱可塑性溶接フィルム４７２０間に挟まれながら、細胞カプセル化デバイスを形成する「バット」シーム構成を示している。図４７Ｃは、生体適合膜複合材料４７１０の２つの縁部間に熱可塑性溶接フィルム４７２０が挟まれている例示的「フィン」シーム構成を示している。フィンシーム構成は、生体適合膜複合材料４７１０の２つの縁部の２つの内側表面が熱可塑性溶接フィルム４７２０を介して結合されているという点において、「ラップ」シームと異なっている。結果としての細胞カプセル化デバイスは、例えば非限定的に図４７Ａ～Ｃで描かれているもののような１つのシーム構成またはシーム構成の組合せから形成され得る。さらに、本明細書中に記載の細胞カプセル化デバイスのいずれかの構築においては、１つのまたは複数の異なる生体適合膜複合材料４７１０を使用することができると思われる。

本開示を一般的に説明してきたが、単なる例示を目的として提供されかつ別段の規定の無いかぎり包括的または限定的であるように意図されていない以下に示されたいくつかの具体的実施例を参照することによって、さらに理解を深めることが可能である。

試験方法
多孔性
層の多孔性は、本明細書中では、細孔空間からなる層体積の層の総体積と比べた割合として定義される。多孔性は、以下の等式を用いて中実分率および空隙分率で構成される多孔性構成体の嵩密度を中実分率の密度と比較することによって計算される：

厚み
生体適合膜複合材料中の層の厚みを、横断面ＳＥＭ画像の定量的画像解析（ＱＩＡ）によって測定した。接着剤に膜を固定し、液体窒素で冷却したかみそりの刃を用いて手でフィルムを切断し、その後、横断面が垂直になるように裏面接着剤付きフィルムを立てることにより、横断面ＳＥＭ画像を生成した。その後、Ｅｍｉｔｅｃｈ Ｋ５５０Ｘ スパッタコータ（Ｑｕｏｒｕｍ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ Ｌｔｄ．ＵＫより市販）および白金標的を用いて、試料をスパッタコーティングした。その後、Ｔｈｅｒｍｏ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社のＦＥＩ Ｑｕａｎｔａ ４００走査型電子顕微鏡を用いて、試料を画像化した。

その後、横断面ＳＥＭ画像内部の層の厚みを、Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｓ ｏｆ Ｈｅａｌｔｈ（ＮＩＨ）製のＩｍａｇｅ Ｊ１．５１ｈを用いて測定した。ＳＥＭが提供するスケールによって、画像スケールを設定した。フリーハンドツールを用いて、対象の層を単離し収穫した。次に、層厚み方向に、少なくとも１０本という数の等間隔の線を引いた。全ての線の長さを測定し、平均して層の厚みを定義した。

剛性
非強化および強化プラスチックおよび電気絶縁材料の曲げ特性についてのＡＳＴＭ Ｄ７９０－１７規格の試験方法に基づいて、剛性試験を行なった。この方法は、生体適合膜複合材料層および／または最終的デバイスの剛性を決定するために使用した。

ＡＳＴＭ方法の手順Ｂに従った。これには、５％のひずみおよびひずみの１型クロスヘッド位置が含まれる。１６ｍｍのスパンおよび１．６ｍｍの支持体およびノズル半径を得るように、固定具の寸法を調整した。使用した試験パラメータは、３．１４ｍｍのたわみ、９６．８ｍｍ／ｍｉｎの試験速度であった。試料の幅が標準の１ｃｍと異なっていた場合には、線形比により力を１ｃｍの試料幅に正規化した。

最大たわみでのＮ／ｃｍ単位で、荷重を報告した。

引張り強度
５５００ Ｓｅｒｉｅｓ Ｉｎｓｔｒｏｎ（登録商標）Ｅｌｅｃｔｒｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍを用いて、材料の引張り強度を試験した。別段の指摘の無いかぎり、何らかのコーティングを適用する前に材料を試験した。Ｄ４１２ＦまたはＤ６３８－Ｖ型ドッグボーンダイを用いて、試料を切断した。その後、試料をＩｎｓｔｒｏｎ（登録商標）テスターグリップ内に装填し、破損に至るまで２０ｉｎ／ｍｉｎ（Ｄ４１２Ｆ試料について）または３ｉｎ／ｍｉｎ（Ｄ６８３－Ｖ試料について）の恒常な速度で試験した。試験面積（ゲージ幅×材料厚みとして定義される）により、最大荷重を正規化して、引張り強度を定義した。材料を、直交する方向（Ｄ１およびＤ２）で試験し、各方向における最大応力を用いて、以下の等式により材料の幾何平均引張り強度を計算した：

最大引張荷重
５５００ Ｓｅｒｉｅｓ Ｉｎｓｔｒｏｎ（登録商標） Ｅｌｅｃｔｒｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍを用いて、最大引張荷重について材料を試験した。Ｄ４１２ＦまたはＤ６３８－Ｖ型ドッグボーンダイを用いて、対象の軸に配向した状態で試料を切断した。その後、試料をＩｎｓｔｒｏｎ（登録商標）テスターグリップ内に装填し、破損に至るまで２０ｉｎ／ｍｉｎ（Ｄ４１２Ｆ試料について）または３ｉｎ／ｍｉｎ（Ｄ６８３－Ｖ試料について）の恒常な速度で試験した。試料中持続した最大荷重を、供試体ゲージ幅（Ｄ４１２Ｆ試料については６．３５ｍｍ、Ｄ６３８－Ｖ試料については３．１７５ｍｍ）により正規化して、最大引張荷重を定義した。

複合材料結合強度（Ｚ－強度）
５５００ Ｓｅｒｉｅｓ Ｉｎｓｔｒｏｎ（登録商標）Ｅｌｅｃｔｒｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍを用いて、複合材料結合強度について材料を試験した。別段の指摘の無いかぎり、何らかのコーティングを適用する前に材料を試験した。３Ｍ９５００ＰＣ両面テープを用いて、１’’×１’’（２．５４ｃｍ×２．５４ｃｍ）の鋼製プラテンに試料を固定し、表面上に３Ｍ９５００ＰＣ両面テープを伴う相対する１’’×１’’の鋼製プラテンを有するＩｎｓｔｒｏｎ（登録商標）内に装填した。接着剤が部分的に構造に貫入できるように６０秒間、１００１Ｎの特徴的圧縮荷重を適用した。この結合の後、プラテンを、破損するまで２０ｉｎ／ｓの恒常な速度で分離した。最大荷重を、試験面積（１’’×１’’の試験面積として定義される）によって正規化して、複合材料の結合を定義した。

質量／面積
試料を公知の幾何形状に（手作業、レーザーまたはダイのいずれかによって）切断した。別段の指摘の無いかぎり、何らかのコーティングを適用する前に材料を試験した。試料の寸法を測定または確認し、面積をｍ^２単位で計算した。その後、試料の重量を較正済みスケール上でグラム単位により測定した。グラム単位の質量をｍ^２単位の面積で除して、ｇ／ｍ^２の面積あたり質量を計算した。

ＳＥＭ試料の調製
画像化用に意図された側とは反対の側が接着剤に面している状態で、取扱いのために接着剤上に膜複合材料または膜複合材料層をまず固定することによって、ＳＥＭ試料を調製した。その後、フィルムを切断して、画像化のためにおおよそ３ｍｍ×３ｍｍの面積を提供する。その後Ｅｍｉｔｅｃｈ Ｋ５５０Ｘスパッタコータおよび白金標的を用いて、試料をスパッタコーティングした。次に、各々の特徴部の最小寸法が少なくとも長さ５画素となるように保証しながら、ロバストな解析のために充分な数の特徴部の視覚化を可能にする倍率および解像度でＴｈｅｒｍｏ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社のＦＥＩ Ｑｕａｎｔａ４００走査型電子顕微鏡を用いて、画像を撮った。

中実特徴部離隔距離
Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ Ｈｅａｌｔｈ（ＮＩＨ）製のＩｍａｇｅ Ｊ１．５１ｈ内でＳＥＭ画像を解析することによって、中実特徴部を決定した。ＳＥＭ画像が提供する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／シェーディングおよび／または手作業での識別の組合せを通して、特徴部を識別し、単離した。離散的な中実特徴部を伴う構造とは対照的に、構造が不織またはエッチングされた表面などの連続的構造で構成される事例では、中実特徴部は、空隙を取り囲む構造の部分として定義され、それらの対応する離隔距離は空隙の一方の側から反対の側まで延在する。特徴部を単離した後、隣接する特徴部を識別するために、ドロネー三角形分割を行なった。画像の縁部を超えて外接円が延在する三角形分割は、解析では無視した。隣接する特徴部の最も近い縁部の間に線を引き、長さを測定して、隣接する特徴部間の離隔距離を定義した（例えば図１Ａを参照）。

全ての測定された中実特徴部離隔距離の中央値は、測定された中実特徴部離隔距離の半分以下でかつ測定された中実特徴部離隔距離の半分以上である値を示す。したがって、測定された中央値が、或る値より上または下である場合、測定値の大部分は、同様にその値より上または下である。したがって、中央値は、中実特徴部離隔距離の大部分を代表するための要約統計量として使用される。

代表的短軸および代表的長軸の測定
ＮＩＨ製のＩｍａｇｅ Ｊ１．５１ｈ内で膜表面のＳＥＭ画像を解析することによって、代表的短軸を測定した。ＳＥＭ画像が提供する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／シェーディングおよび／または手作業での識別の組合せを介して、特徴部を識別し単離した。特徴部を単離した後、内蔵された粒子解析能力を活用して、代表的な楕円の長軸および短軸を決定した。この楕円の短軸は、測定された特徴部の代表的短軸である。この楕円の長軸は、測定された特徴部の代表的長軸である。全ての測定された短軸の中央値は、測定された短軸の半分以下でかつ測定された短軸の半分以上である値を示す。同様にして、全ての測定された長軸の中央値は、測定された長軸の半分以下でかつ測定された長軸の半分以上である値を示す。両方の場合において、測定された中央値が、或る値より上または下である場合、測定値の大部分は同様にこの値より上または下である。したがって、中央値は、中実特徴部の代表的短軸および代表的長軸の大部分を代表するための要約統計量として使用される。

中実特徴部深さ
膜横断面のＳＥＭ画像の定量的画像解析（ＱＩＡ）を使用することによって、中実特徴部深さを決定した。接着剤にフィルムを固定し、液体窒素で冷却したかみそりの刃を用いて手でフィルムを切断し、その後、横断面が垂直になるように裏面接着剤付きフィルムを立てることにより、横断面ＳＥＭ画像を生成した。その後、Ｅｍｉｔｅｃｈ Ｋ５５０Ｘ スパッタコーター（Ｑｕｏｒｕｍ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ Ｌｔｄ． ＵＫより市販）および白金標的を用いて、試料をスパッタコーティングした。その後、Ｔｈｅｒｍｏ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社のＦＥＩ Ｑｕａｎｔａ ４００走査型電子顕微鏡を用いて、試料を画像化した。

Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｓ ｏｆ ｈｅａｌｔｈ（ＮＩＨ）製のＩｍａｇｅ Ｊ１．５１ｈを用いて、次に横断面のＳＥＭ画像内部の特徴部の深さを測定した。ＳＥＭが提供するスケールによって、画像スケールを設定した。サイズに基づく閾値化／シェーディングおよび／または手作業での識別の組合せを介して、特徴部を識別し単離した。特徴部を単離した後、内蔵された粒子解析能力を活用して、フェレット直径およびフェレット直径軸により定義される軸と水平平面によって形成される角度を各々中実特徴部について計算する。フェレット直径は、ＳＥＭ画像の平面内の特徴部の境界上の任意の２つの点の間の最も遠い距離である。フェレット直径軸は、これら２つの点により定義された線である。層の厚みの方向における各々の中実特徴部のフェレット直径の投影を、以下の等式によって計算した：

層厚みの方向での最長軸の投影は、測定された特徴部の中実特徴部深さである。全ての測定された特徴部中実特徴部深さの中央値は、測定された中実特徴部深さの半分以下でかつ測定された中実特徴部深さの半分以上である値を示す。したがって、測定された中央値が或る値より上または下である場合、測定値の大部分は同様にこの値より上または下である。したがって、中央値は、中実特徴部深さの大部分を代表するための要約統計量として使用される。

細孔サイズ
ＮＩＨ製のＩｍａｇｅ Ｊ１．５１ｈ内で膜表面のＳＥＭ画像を解析することによって、細孔サイズを測定した。ＳＥＭ画像が提供する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／シェーディングおよび／または手作業での識別の組合せを介して、細孔を識別し単離した。細孔を単離した後、内蔵された粒子解析能力を活用して各細孔の面積を決定した。測定された細孔面積を、以下の等式によって、「有効直径」へと転換した：

細孔面積を合計して、細孔によって画定される表面の総面積を定義した。これは、この表面の総細孔面積である。１つの層の細孔サイズは、総細孔面積のほぼ半分が細孔サイズよりも小さい直径を有する細孔で構成されかつ総細孔面積のほぼ半分が細孔サイズ以上の直径を有する細孔で構成されている点を定義する細孔の有効直径である。

ＭＰＳ（最大細孔サイズ）
Ａｎｔｏｎ Ｐａａｒ社製のＱｕａｎｔａｃｈｒｏｍｅ ３Ｇｚｈポロメータおよび湿潤溶液としてのシリコーン油（２０．１ｄｙｎｅ／ｃｍ）を用いて、ＡＳＴＭ Ｆ３１６により、ＭＰＳ（最大細孔サイズ）を測定した。

酸素拡散距離（ＯＤＤ）
インビトロで酸素拡散距離（ＯＤＤ）を査定するために、内部に細胞が無い細胞カプセル化デバイスを１．０ＰＳＩまで加圧して、カプセル化細胞のインビボ効果をシミュレートする。カプセル化細胞は、周囲の組織よりおよそ１．０ＰＳＩ高い圧力を及ぼすものと仮定されるという点に留意すべきである。

ＯＤＤの測定を行なうためには、細胞カプセル化デバイスをまず所望の圧力（例えば１．０ＰＳＩ）まで加圧する。さらに、この方法を異なる圧力（例えば０．５～５ｐｓｉ）の範囲で行ない、内部圧力に伴うＯＤＤの変化をプロットすることが可能である。細胞カプセル化デバイスを加圧するために使用される流体は、所望される内部圧力を正確に制御できるかぎりにおいて、特に限定的ではない。インビボで血管が貫入すると予測される追加の層（例えば補強用構成要素）が細胞不浸透性膜の外部表面上に存在する場合、これらの層は、ＯＤＤを正確に測定するために、最終的測定の中に含められない。

相対する膜複合材料層の間に内部補強用構成要素または追加の層または構造を全く有していない開放した管腔を含むデバイスのＯＤＤを計算するためには、内部加圧後の厚みの変化を査定することによって、加圧時点の管腔の延伸を測定する。まず、細胞カプセル化デバイスが周囲環境との平衡圧状態にある間に、総デバイス厚みの測定を行なう。この測定は、測定ゲージが記録済み寸法を明らかに変えないかぎりにおいて、非接触ゲージまたは接触力学ゲージなどの任意の正確な厚み測定方法によって行なわれる。使用可能な測定ゲージの非限定的な１つの例は、ドロップゲージ（Ｍｉｔｕｔｏｙ、Ａｂｓｏｌｕｔｅ）である。使用可能である測定技術の追加の非限定的例は、光学測定顕微鏡または光学比較器（Ｋｅｙｅｎｃｅ）である。本明細書中、この測定値は、非加圧寸法と呼ばれる。非加圧寸法の測定に先立ち、細胞カプセル化デバイスのあらゆる予備的条件付けを考慮に入れなければならない。例えば、細胞カプセル化デバイスは、細胞装填により誘発されたシミュレーション圧力（例えば５ｐｓｉ）までデバイスを加圧し、その後、ＯＤＤ方法とより一貫性ある最終的圧力（例えば１ｐｓｉ）まで圧力を段階的に低減させることにより、シミュレートされた細胞装填予備条件付けステップを受けることができる。

管腔を加圧するための１つの方法は、細胞不浸透性膜を一時的に空気不浸透性にするために細胞カプセル化デバイスを湿らせることである。イソプロピルアルコールが、好適な湿潤流体の１つの非限定的な例である。次に、カプセル化デバイスを、圧力調整器を用いて例えば周囲雰囲気よりも１．０ＰＳＩ高い空気で加圧する。非加圧寸法のために使用されたものと同じ場所で細胞カプセル化デバイスが所望の圧力にある間に、第２の厚み測定を行なう。次に、加圧寸法から非加圧寸法を減算して、管腔の延伸を得る。このとき、管腔の延伸を二（２）で除して、管腔の最も内部の部分から、細胞不浸透性層の内部側までの距離を得る（図１２Ｂ参照）。その後、細胞不浸透性膜の厚みを限定的な細胞の場所からＣＩＭの内部までの距離に加算することによって、最大ＯＤＤを計算する。最大ＯＤＤは、デバイスの最大たわみ点であり、最大ＯＤＤは細胞カプセル化デバイス上のどこででも得られる。主要ＯＤＤを計算するためには、デバイスの活性表面部域を横断して、多数の測定（５回超）を行なう必要がある。デバイスの横断面全体を横断した一定範囲の距離を査定することを保証するように、注意を払うべきである。

管腔内部のまたは相対する膜複合材料層の間に位置付けされた内部補強構造（例えば補強用構成要素または構造的支柱）が存在する代替的試験方法が必要とされる。この場合、内部補強構造の厚みおよび場所を仮定する必要があると思われ、かつ任意の内部補強構造が細胞カプセル化デバイスの内部を２つの等しい部分に同等に分割することを保証できないことを理由として、内部補強構造の存在は、非加圧状態において正確な測定値を得る能力を制限する。内部補強構造を伴う細胞カプセル化デバイスのための代替的試験方法を行なうためには、例えば２成分シラスティックゴム（例えばＦｌｅｘｂａｒ Ｍａｃｈｉｎｅ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｉｓｌａｎｄｉａ、ＮＹ社から入手可能なＲｅｐｒｏｒｕｂｂｅｒ ｔｈｉｎ ｐｏｕｒ型 １６３０１）または２成分エポキシ（例えばＭａｓｔｅｒ Ｂｏｎｄ Ｉｎｃ．、Ｈａｃｋｅｎｓａｃｋ、ＮＪ社製のＭａｓｔｅｒ Ｂｏｎｄ ＥＰ３０ＬＶ）などの凝固可能な液体を用いて、デバイスの管腔を加圧する。液体凝固時点での寸法変化があった場合にこれを考慮に入れることを条件として、細胞カプセル化デバイスの横断面切断の直後に、最終的ＯＤＤ測定を行なうことができる。最大ＯＤＤを決定するために最大たわみ点での凝固した横断面を用いて、ＯＤＤを測定することができる。さらに、主要ＯＤＤを決定するために、横断面の幅全体を横断して多数の測定（５回超）を行なうことによって、デバイスの活性表面部域全体にわたる多数の場所で凝固した横断面を用いてＯＤＤを測定することが可能である。

ヒトＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉および内分泌細胞のインビトロ産生
例えばｈＥＳおよびｉＰＳ細胞などの万能性幹細胞のための本明細書中の指向性分化方法は、所望される最終段階の細胞培養または細胞集団（例えば、ＰＤＸ陽性膵臓内胚葉細胞集団（またはＰＥＣ）、または内分泌前駆体細胞集団、または内分泌細胞集団、または未成熟ベータ細胞集団、または成熟内分泌細胞集団）に応じて、少なくとも４つまたは５つまたは６つまたは７つの段階で説明することができる。

ステージ１は、万能性幹細胞からの最終的内胚葉の産生であり、約２～５日、好ましくは２日ないし３日かかる。万能性幹細胞を、成長および／または存続および／または増殖および／または細胞間接着を増強する目的で、ＲＰＭＩ、ＴＧＦβスーパファミリ成員成長因子、例えばアクチビンＡ、アクチビンＢ、ＧＤＦ－８またはＧＤＦ－１１（１００ｎｇ／ｍＬ）、Ｗｎｔファミリ成員またはＷｎｔ活性化因子、例えばＷｎｔ３ａ（２５ｎｇ／ｍＬ）および代替的には、ローキナーゼまたはＲＯＣＫ阻害物質、例えばＹ－２７６３２（１０μＭ）を含む培地中に懸濁させる。約２４時間後に、培地をさらに２４時間（第１日目）～４８時間（第２日目）の間、血清を伴うＲＰＭＩ、例えば０．２％のＦＢＳおよびＴＧＦβスーパファミリ成員成長因子、例えばアクチビンＡ、アクチビンＢ、ＧＤＦ－８またはＧＤＦ－１１（１００ｎｇ／ｍＬ）および代替的にはローキナーゼまたはＲＯＣＫ阻害物質を含む培地と交換する。代替的には、アクチビン／Ｗｎｔ３ａを含む培地中で２４時間の後、アクチビンを単独で含む培地（すなわち培地はＷｎｔ３ａを含まない）中で、ひき続き２４時間、細胞を培養する。重要なことに、最終的内胚葉の産生には、血清含有量が低くしたがってインシュリンまたはインシュリン様成長因子含有量が低い細胞培養条件が必要とされる。ＭｃＬｅａｎら、（２００７）Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌｓ ２５：２９～３８を参照のこと。ＭｃＬｅａｎら、は同様に、ステージ１で０．２μｇ／ｍＬといった低い濃度でインシュリンとｈＥＳ細胞を接触させることが、最終的内胚葉の産生にとって有害であり得る、ということも示している。それでもなお、他の当業者は、実質的に本明細書中および、Ｄ’Ａｍｏｕｒら（２００５）、例えば少なくともＡｇａｒｗａｌら、Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｏｎ ｏｆ Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ Ｈｅｐａｔｏｃｙｔｅｓ ｆｒｏｍ Ｈｕｍａｎ Ｅｍｂｒｙｏｎｉｃ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌｓ、Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌｓ（２００８）２６：１１１７～１１２７；Ｂｏｒｏｗｉａｋら、Ｓｍａｌｌ Ｍｏｌｅｃｕｌｅｓ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔｌｙ Ｄｉｒｅｃｔ Ｅｎｄｏｄｅｒｍａｌ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｏｎ ｏｆ Ｍｏｕｓｅ ａｎｄ Ｈｕｍａｎ Ｅｍｂｒｙｏｎｉｃ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌｓ、（２００９）Ｃｅｌｌ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌ ４：３４８～３５８；Ｂｒｕｎｎｅｒら、Ｄｉｓｔｉｎｃｔ ＤＮＡ ｍｅｔｈｙｌａｔｉｏｎ ｐａｔｔｅｒｎｓ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚｅ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｅｄ ｈｕｍａｎ ｅｍｂｒｙｏｎｉｃ ｓｔｅｍ ｃｅｌｌｓ ａｎｄ ｄｅｖｅｌｏｐｉｎｇ ｈｕｍａｎ ｆｅｔａｌ ｌｉｖｅｒ、（２００９）Ｇｅｎｏｍｅ Ｒｅｓ．１９：１０４４～１０５６、Ｒｅｚａｎｉａら、Ｒｅｖｅｒｓａｌ ｏｆ Ｄｉａｂｅｔｅｓ ｗｉｔｈ Ｉｎｓｕｌｉｎ－ｐｒｏｄｕｃｉｎｇ Ｃｅｌｌｓ Ｄｅｒｉｖｅｄ Ｉｎ Ｖｉｔｒｏ ｆｒｏｍ Ｈｕｍａｎ Ｐｌｕｒｉｐｏｔｅｎｔ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌｓ（２０１４）Ｎａｔ Ｂｉｏｔｅｃｈ３２（１１）：１１２１～１１３３（ＧＤＦ８ ＆ ＧＳＫ３ｂｅｔａ ｉｎｈｉｂｉｔｏｒ、ｅ．ｇ．ＣＨＩＲ９９０２１）；およびＰａｇｌｉｕｃａら、（２０１４）Ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｏｆ Ｆｕｎｃｔｉｏｎ Ｈｕｍａｎ Ｐａｎｃｒｅａｔｉｃ Ｂ－ｃｅｌｌ Ｉｎ Ｖｉｔｒｏ、Ｃｅｌｌ １５９：４２８～４３９（Ａｃｔｉｖｉｎ Ａ ＆ ＣＨＩＲ）Ｐｒｏｐｅｒ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｏｎ、ｓｐｅｃｉｆｉｃａｔｉｏｎ、ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ａｎｄ ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｄｅｆｉｎｉｔｉｖｅ ａｒｅ ｎｅｃｅｓｓａｒｙ ｉｎ ｏｒｄｅｒ ｔｏ ｄｅｒｉｖｅ ｏｔｈｅｒ ｅｎｄｏｄｅｒｍ－ｌｉｎｅａｇｅ ｃｅｌｌｓ中に記載されているように、最終的内胚葉への多能性細胞のステージ１の分化を修正している。この段階において最終的内胚葉は、ＳＯＸ１７およびＨＮＦ３β（ＦＯＸＡ２）を同時発現し、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またはＰＰを明らか発現しない。最終的内胚葉中のＨＮＦ４アルファ発現の不在は、少なくともＤｕｎｃａｎら、（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」Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ、９１：７５９８～７６０２ ａｎｄ Ｓｉ－Ｔａｙｅｂら、（２０１０）、Ｈｉｇｈｌｙ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ Ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｏｆ Ｈｕｍａｎ Ｈｅｐａｔｏｃｙｔｅ－Ｌｉｋｅ ｃｅｌｌｓ ｆｒｏｍ Ｉｎｄｕｃｅｄ Ｐｌｕｒｉｐｏｔｅｎｔ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌｓ，」Ｈｅｐａｔｏｌｏｇｙ５１：２９７～３０５の中で裏づけされ詳述されている。

ステージ２では、ステージ１由来の最終的内胚葉細胞培養を取り、低い血清レベルのＲＰＭＩ、例えばＩＴＳの１：１０００希釈液中の０．２％のＦＢＳ、２５ｎｇのＫＧＦ（またはＦＧＦ７）、そして代替的にはＲＯＣＫ阻害物質と共に懸濁培養を２４時間（第２日目から第３日目）インキュベートすることによって、前腸内胚葉またはＰＤＸ－１陰性前腸内胚葉を産生する。２４時間（第３日目から第４日目）後、細胞の成長、存続および増殖を増強する目的で同じ培地からＴＧＦβ阻害物質が欠落しているものの代替的にはＲＯＣＫ阻害物質がさらに欠落している同じ培地と、さらに２４時間（第４日目から第５日目）ないし４８時間（第６日目）の間、培地を交換した。前腸内胚葉の適正仕様にとって極めて重要なステップは、ＴＧＦβファミリ成長因子の除去である。したがって、例えば、ＴＧＦβＩ型受容体であるアクチビン受容体様キナーゼ（ＡＬＫ）の特異的阻害物質である５μＭのＳＢ４３１５４２または２．５μｍのＴＧＦβ阻害物質Ｎｏ．４などのＴＧＦβ阻害物質を、ステージ２の細胞培養に添加することができる。ステージ２から産生された前腸内胚葉またはＰＤＸ１陰性前腸内胚葉細胞は、ＳＯＸ１７、ＨＮＦ１βおよびＨＮＦ４アルファを同時発現し、最終的な内胚葉、ＰＤＸ－１陽性膵臓内胚葉または膵臓始原体細胞または内分泌始原体／前駆体ならびに典型的には多ホルモン型細胞の特質である少なくともＨＮＦ３β（ＦＯＸＡ２）も、ＨＮＦ６、ＰＤＸ１、ＳＯＸ６、ＰＲＯＸ１、ＰＴＦ１Ａ、ＣＰＡ、ｃＭＹＣ、ＮＫＸ６．１、ＮＧＮ３、ＰＡＸ３、ＡＲＸ、ＮＫＸ２．２、ＩＮＳ、ＧＳＣ、ＧＨＲＬ、ＳＳＴまたはＰＰも明らか発現しない。

ＰＥＣ産生のステージ３（第５～８日目）では、ステージ２由来の前腸内胚葉細胞培養を取り、約２４時間（第７日目）ないし４８時間（第８日目）の間、１％のＢ２７中のＤＭＥＭまたは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）またはレチノイン酸類似体、例えば３ｎＭのＴＴＮＰＢ（またはＫＡＡＤシクロパミンとＴＴＮＰＢの組合せであるＣＴＴ３）、および５０ｎｇ／ｍＬのノギンにより、ＰＤＸ１陽性前腸内胚葉細胞を産生する。具体的には、およそ２００３年以降出願人らはＤＭＥＭ－高グルコースを使用しており、その時点における全ての特許および非特許開示は、たとえ「ＤＭＥＭ－高グルコース」などとして言及されていなくても、ＤＭＥＭ－高グルコースを使用していた。これは、一部には、Ｇｉｂｃｏなどのメーカーが、例えばＤＭＥＭ（Ｃａｔ．Ｎｏ １１９６０）および Ｋｎｏｃｋｏｕｔ ＤＭＥＭ（Ｃａｔ．Ｎｏ １０８２９）などと、自社のＤＭＥＭをそのように命名しなかったからである。本出願の出願日現在で、Ｇｉｂｃｏがさらに多くのＤＭＥＭ製品を提供しているが、それでもなお、例えばＫｎｏｃｋｏｕｔ ＤＭＥＭ（Ｃａｔ．Ｎｏ．１０８２９－０１８）などの高グルコースを含有する自社のＤＭＥＭ製品のいくつかにおいて「高グルコース」を付けていない、という点は指摘に値する。したがって、ＤＭＥＭが記載されている各々の事例において、高グルコースのＤＭＥＭが意図されており、このことはこの分野で研究開発を行なっている他の人々によって明らかであった、ということが仮定される。ここでもまた、成長、存続、増殖を増強し、細胞間接着を促進する目的で、ＲＯＣＫ阻害物質またはローキナーゼ阻害物質、例えばＹ－２７６３２を使用することができる。追加の作用物質および因子としては、非限定的に、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）；および／またはＰＫＣ活性化因子（例えばＰｄＢｕ、ＴＢＰ、ＩＬＶ）またはそれらの任意の組合せが含まれる。代替的には、ステージ３は、ステージ３におけるシクロパミンなどのＳＨＨ阻害物質無しで行なわれた。ステージ３から産生されたＰＤＸ１陽性前腸細胞は、ＰＤＸ１およびＨＮＦ６ならびにＳＯＸ９およびＰＲＯＸを同時発現し、ステージ１および２において前述した最終的内胚葉または前腸内胚葉（ＰＤＸ１陰性前腸内胚葉）細胞またはＰＤＸ１陽性前腸内胚葉細胞を標示するマーカーを明らか同時発現しない。

上述のステージ３の方法は、ＰＥＣ集団の産生のための４段階のうちの１つである。以下で詳述する内分泌始原体／前駆体および内分泌細胞の産生のためには、ノギン、ＫＡＡＤ－シクロパミンおよびレチノイドに加えて；早期発現ＮＧＮ３および増大するＣＨＧＡ陰性型の細胞を抑制する目的で、アクチビン、Ｗｎｔおよびヘレグリン、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活性化因子、ビタミンＣおよびＲＯＣＫ阻害物質が、単独でおよび／または組合わせた形で使用される。

ステージ４（およそ第８～１４日目）ＰＥＣ培養産生では、ステージ３由来の培地を取り、この培地を、１％ｖｏｌ／ｖｏｌのＢ２７サプリメント中のＤＭＥＭ、プラス５０ｎｇ／ｍＬのＫＧＦおよび５０ｎｇ／ｍＬのＥＧＦおよび時には同様に５０ｎｇ／ｍＬのノギンおよびＲＯＣＫ阻害物質を含有しさらに単独のまたはヘレグリンと組合せた形のアクチビンを含む培地と交換する。代替的には、ＫＧＦ、ＲＡ、ＳＡＮＴ、ＰＫＣ活性化因子および／またはビタミンＣまたはそれらの任意の組合せを用いて、ステージ３の細胞をさらに分化することができる。これらの方法は、少なくともＰＤＸ１およびＮＫＸ６．１ならびにＰＴＦ１Ａを同時発現する膵臓始原体細胞を発生させる。これらの細胞は、ステージ１、２および３において前述した最終的内胚葉または前腸内胚葉（ＰＤＸ１陰性前腸内胚葉）細胞を標示するマーカを明らか発現しない。

ステージ５の産生では、上述のステージ４のＰＥＣ細胞集団を取り、約１日～６日（好ましくは約２日、すなわち第１３～１５日目）の間、これらの細胞集団をさらに分化させて、１％ｖｏｌ／ｖｏｌのＢ２７サプリメントを伴うＤＭＥＭ、ノギン、ＫＧＦ、ＥＧＦ、ＲＯ（ガンマセクレターゼ阻害物質）、ニコチンアミドおよび／またはＡＬＫ５阻害物質、またはそれらの任意の組合せ、例えばノギンおよびＡＬＫ５阻害物質を含有する培地中で内分泌始原体／前駆体または始原体タイプの細胞および／または単一および多ホルモン膵臓内分泌タイプの細胞を産生する。代替的には、レチノイン酸（例えばＲＡまたはその類似体）、甲状腺ホルモン（例えば、Ｔ３、Ｔ４またはその類似体）、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）またはガンマセクレターゼ阻害物質（例えばＸＸＩ、ＸＸ、ＤＡＰＴ、ＸＶＩ、Ｌ６８５４５８）、および／またはベータセルリンまたはそれらの任意の組合せを用いて、ステージ４の細胞をさらに分化させることができる。ステージ５から産生された内分泌始原体／前駆体は、少なくともＰＤＸ１／ＮＫＸ６．１を同時発現し、同様にＣＨＧＡ、ＮＧＮ３およびＮｋｘ２．２も発現し、ＰＥＣ産生についてステージ１、２、３および４において前述した通りの最終的内胚葉または前腸内胚葉（ＰＤＸ１陰性前腸内胚葉）を標示するマーカを明らか発現しない。

内分泌細胞、内分泌前駆体および未成熟ベータ細胞の適切な比率および細胞培養集団を達成する目的で、非限定的にＰＤＧＦ＋ＳＳＨ阻害物質（例えばＳＡＮＴ、シクロパミン、ＨＩＰ１）、ＢＭＰ阻害物質（例えばノギン、コーディン、ＬＤＮ）、ニコチンアミド、インシュリン様成長因子（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およびその類似体）、および／またはガンマセクレターゼ阻害物質（ＸＸＩ、ＸＸ、ＤＡＰＴ、ＸＶＩ、Ｌ６８５４５８）またはそれらの任意の組合せを含む作用物質または因子の組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５の細胞集団からステージ６および７をさらに分化させることができる。

ステージ７または未成熟ベータ細胞は、内分泌細胞とみなされるものの、生理学的にグルコースに応答するほど充分に成熟している場合もあればそうでない場合もある。ステージ７の未成熟細胞はＭＡＦＢを発現し得るが、一方ＭＡＦＡおよびＭＡＦＢ発現細胞は、生理学的にグルコースに応答する能力を有する完全に成熟した細胞である。

ステージ１から７の細胞集団は、ヒト万能性幹細胞（例えば現在利用可能であるかまたは後日開発される遺伝子編集ツールおよびアプリケーションのいずれかを用いた、例えばヒト胚性幹細胞、人工万能性幹細胞、遺伝子組換えされた幹細胞）から誘導され、それらはインビボの内細胞塊ではなく（すなわちインビボでのヒトの発達にはヒトＥＳ細胞等価物が無い）インビトロで（すなわち人工組織培養内で）生成された不死のヒト万能性幹細胞から誘導されたために、その正確な自然に発生する対応する細胞型を有していない可能性がある。

本明細書中で意図されている膵臓細胞療法の代替物を、ステージ４、５、６または７のいずれかを用いて本明細書中に記載の膜からなる本明細書中に記載のデバイスの中にカプセル化することができ、これらは、マクロカプセル化デバイス内に装填され、完全に格納され、患者の体内に移植され、膵臓内胚葉系統細胞は、インビボで膵臓ホルモン分泌細胞、または膵島、例えばインシュリン分泌ベータ細胞へと成熟し（「インビボ機能」とも呼ばれる）、血糖に対して正常に応答する能力を有する。

膵臓内胚葉系統細胞のカプセル化およびインビボでのインシュリン産生は、２００９年１１月１３日出願の「ヒト万能性幹細胞から誘導された膵臓系統細胞のカプセル化」という題の米国特許出願第１２／６１８，６５９号）（’６５９出願）中で詳述されている。’６５９出願は、２００８年１１月１４日出願の「ＨＥＳ細胞から誘導された膵臓始原体のカプセル化」という題の仮特許出願第６１／１１４，８５７号；および、２００８年１２月９日出願の「膵臓内胚葉細胞のカプセル化」という題の米国仮特許出願第６１／１２１，０８４号；および現米国特許第８，２７８，１０６号および８，４２４，９２８号に対する優先権の利益を主張するものである。本明細書中に記載の方法、組成物およびデバイスは、現在、好ましい実施形態を代表するものであり、例示的であって、本発明の範囲に対する制限として意図されていない。当業者であれば、本発明の精神の範囲内に包含され開示の範囲によって定義される変更および他の用途を思い付くものである。したがって、本発明の範囲および精神から逸脱することなく本明細書中で開示されている発明に対し、多様な置換および修正を加えることが可能であるということが、当業者には明白になるものである。

さらに、本明細書中に記載の実施形態は、いずれか１つのタイプの万能性幹細胞またはヒト万能性幹細胞に限定されず、非限定的に、ヒト胚性幹（ｈＥＳ）細胞および人工万能性幹（ｉＰＳ）細胞または後日開発される他の万能性幹細胞を含む。同様に当該技術分野においては、この出願の出願時点で、ヒト万能性幹を作製する方法は、ヒト胚を破壊することなく行なうことができ、このような方法は、ヒト多能性幹細胞の産生用に見込まれている、ということも周知である。

ヒト万能性細胞から膵臓細胞系統を産生する方法は、実質的に、少なくとも非限定的に以下のものを含めたＶｉａＣｙｔｅ、Ｉｎｃに対し譲渡された列挙された刊行物中に記載されている通りに実施された：
米国特許出願公開第２００７／６２７５５号（国際公開第２００７１０１１３０号）、米国特許出願公開第２００８／８０５１６号（国際公開第２００９０５２５０５号）、米国特許出願公開第２００８／８２３５６号（国際公開第２０１００５３４７２号）、米国特許出願公開第２００５／２８８２９号（国際公開第２００６０２０９１９号）、米国特許出願公開第２０１４／３４４２５号（国際公開第２０１５１６０３４８号）、米国特許出願公開第２０１４／６０３０６号（国際公開第２０１６０８０９４３号）、米国特許出願公開第２０１６／６１４４２号（国際公開第２０１８０８９０１１号）、米国特許出願公開第２０１４／１５１５６号（国際公開第２０１４１２４１７２号）、米国特許出願公開第２０１４／２２１０９号（国際公開第２０１４１３８６９１号）、米国特許出願公開第２０１４／２２０６５号（国際公開第２０１４１３８６７１号）、米国特許出願公開第２００５／１４２３９号（国際公開第２００５１１６０７３号）、米国特許出願公開第２００４／４３６９６号（国際公開第２００５０６３９７１号）、米国特許出願公開第２００５／２４１６１号（国際公開第２００６０１７１３４号）、米国特許出願公開第２００６／４２４１３号（国際公開第２００７０５１０３８号）、米国特許出願公開第２００７／１５５３６号（国際公開第２００８０１３６６４号）、米国特許出願公開第２００７／０５５４１号（国際公開第２００７１０３２８２号）、米国特許出願公開第２００８／６１０５３号（国際公開第２００９１３１５６８号）、米国特許出願公開第２００８／６５６８６号（国際公開第２００９１５４６０６号）、米国特許出願公開第２０１４／１５１５６号（国際公開第２０１４１２４１７２号）、米国特許出願公開第２０１８／４１６４８号（国際公開第２０１９０１４３５１号）、米国特許出願公開第２０１４／２６５２９号（国際公開第２０１４１６０４１３号）、米国特許出願公開第２００９／６４４５９号（国際公開第２０１００５７０３９号）；およびｄ’Ａｍｏｕｒら、２００５ Ｎａｔｕｒｅ Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ２３：１５３４～４１；Ｄ’Ａｍｏｕｒら、２００６ Ｎａｔｕｒｅ Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ２４（１１）：１３９２～４０１；ＭｃＬｅａｎら、２００７ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌｓ２５：２９～３８、Ｋｒｏｏｎら、２００８ Ｎａｔｕｒｅ Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ２６（４）：４４３～４５２、Ｋｅｌｌｙら、２０１１ Ｎａｔｕｒｅ Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ２９（８）：７５０～７５６、Ｓｃｈｕｌｚら、２０１２ ＰＬｏｓ Ｏｎｅ ７（５）：ｅ３７００４；および／またはＡｇｕｌｎｉｃｋら、２０１５ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌｓ Ｔｒａｎｓｌ．Ｍｅｄ．４（１０）：１２１４～２２。

ヒト万能性細胞から膵臓細胞系統を産生する方法は、実質的に少なくとも非限定的に以下のものを含めたＪａｎｓｓｅｎに対し譲渡された以下に列挙する刊行物中で記載されている通りに実施された：
米国特許出願公開第２００８／６８７８２号（国際公開第２００９０６３９９号）、米国特許出願公開第２００８／７１７７５号（国際公開第２００９４８６７５号）、米国特許出願公開第２００８／７１７８２号（国際公開第２００９１８４５３号）、米国特許出願公開第２００８／８４７０５号（国際公開第２００９７０５９２号）、米国特許出願公開第２００９／４１３４８号（国際公開第２００９１３２０６３号）、米国特許出願公開第２００９／４１３５６号（国際公開第２００９１３２０６８号）、米国特許出願公開第２００９／４９１８３号（国際公開第２０１０００２８４６号）、米国特許出願公開第２００９／６１６３５号（国際公開第２０１００５１２１３号）、米国特許出願公開第２００９／６１７７４号（国際公開第２０１００５１２２３号）、米国特許出願公開第２０１０／４２３９０号（国際公開第２０１１０１１３００号）、米国特許出願公開第２０１０／４２５０４号（国際公開第２０１１０１１３４９号）、米国特許出願公開第２０１０／４２３９３号（国際公開第２０１１０１１３０２号）、米国特許出願公開第２０１０／６０７５６号（国際公開第２０１１０７９０１７号）、米国特許出願公開第２０１１／２６４４３号（国際公開第２０１１１０９２７９号）、米国特許出願公開第２０１１／３６０４３号（国際公開第２０１１１４３２９９号）、米国特許出願公開第２０１１／４８１２７号（国際公開第２０１２０３０５３８号）、米国特許出願公開第２０１１／４８１２９号（国際公開第２０１２０３０５３９号）、米国特許出願公開第２０１１／４８１３１号（国際公開第２０１２０３０５４０号）、米国特許出願公開第２０１１／４７４１０号（国際公開第２０１２０２１６９８号）、米国特許出願公開第２０１２／６８４３９号（国際公開第２０１３０９５９５３号）、米国特許出願公開第２０１３／２９３６０号（国際公開第２０１３１３４３７８号）、米国特許出願公開第２０１３／３９９４０号（国際公開第２０１３１６９７６９号）、米国特許出願公開第２０１３／４４４７２号（国際公開第２０１３１８４８８８号）、米国特許出願公開第２０１３／７８１９１号（国際公開第２０１４１０６１４１号）、ＰＣＴＵ／Ｓ２０１４／３８９９３号（国際公開第２０１５０６５５２４号）、米国特許出願公開第２０１３／７５９３９号（国際公開第２０１４１０５５４３号）、米国特許出願公開第２０１３／７５９５９号（国際公開第２０１４１０５５４６号）、米国特許出願公開第２０１５／２９６３６号（国際公開第２０１５１７５３０７号）、米国特許出願公開第２０１５／６４７１３号（国際公開第２０１６１０００３５号）、米国特許出願公開第２０１４／４１９８８号（国際公開第２０１５００２７２４号）、米国特許出願公開第２０１７／２５８４７号（国際公開第２０１７１８０３６１号）、米国特許出願公開第２０１７／３７３７３号（国際公開第２０１７２２２８７９号）、米国特許出願公開第２０１７／３７３７３号（国際公開第２０１７２２２８７９号）；米国特許出願公開第２００９／０４９０４９号（国際公開第２０１０／００２７８５号）、米国特許出願公開第２０１０／０６０７７０号（国際公開第２０１１／０７９０１８号）、米国特許出願公開第２０１４／０４２７９６号（国際公開第２０１５／０６５５３７号）、米国特許出願公開第２００８／０７０４１８号（国際公開第２００９／０１２４２８号）；Ｂｒｕｉｎら、２０１３ Ｄｉａｂｅｔｏｌｏｇｉａ．５６（９）：１９８７～９８、Ｆｒｙｅｒら、２０１３ Ｃｕｒｒ．Ｏｐｉｎ．Ｅｎｄｏｃｒｉｎｏｌ．Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｏｂｅｓ．２０（２）：１１２～７、Ｃｈｅｔｔｙら、２０１３ Ｎａｔｕｒｅ Ｍｅｔｈｏｄｓ．１０（６）：５５３～６、Ｒｅｚａｎｉａら、２０１４ Ｎａｔｕｒｅ Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙｙ ３２（１１）：１１２１～３３、Ｂｒｕｉｎら、２０１４ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌ Ｒｅｓ．１２（１）：１９４～２０８、Ｈｒｖａｔｉｎ ２０１４ Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ．１１１（８）：３０３８～４３、Ｂｒｕｉｎら、２０１５ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌ Ｒｅｐｏｒｔｓ．５、１０８１～１０９６、Ｂｒｕｉｎら、２０１５ Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｔｒａｎｓｌ．Ｍｅｄ．、２０１５、７、３１６ｐｓ２３、および／またはＢｒｕｉｎら、２０１５ Ｓｔｅｍ Ｃｅｌｌ Ｒｅｐｏｒｔｓ．１４；４（４）：６０５～２０

一実施形態においては、ヒト万能性細胞を、以下の好ましい条件Ａおよび／またはＢのうちの一方にしたがって、膵臓始原体および内分泌前駆体を含むＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞へと分化させた。

表１凡例：ｒ０．２ ＦＢＳ：ＲＰＭＩ １６４０（Ｍｅｄｉａｔｅｃｈ）；０．２％のＦＢＳ（ＨｙＣｌｏｎｅ）、１×ＧｌｕｔａＭＡＸ－１（Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）、１％ｖ／ｖのペニシリン／ストレプトマイシン；ｄＢ：０．５×Ｂ－２７サプリメント（Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）で補足されたＤＭＥＭ Ｈｉ Ｇｌｕｃｏｓｅ（ＨｙＣｌｏｎｅ）；Ａ１００、Ａ５０、Ａ５：１００ｎｇ／ｍＬの組換え型ヒトアクチビンＡ（Ｒ＆Ｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ）；Ａ５ｉ：１μＭ、５μＭ、１０μＭのＡＬＫ５阻害物質；ＴＴ３：３ｎＭのＴＴＮＰＢ（Ｓｉｇｍａ－Ａｌｄｒｉｃｈ）；Ｅ５０：５０ｎｇ／ｍＬの組換え型ヒトＥＧＦ（Ｒ＆Ｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ）；ＩＴＳ：１：５０００または１：１０００希釈のインシュリン－トランスフェリン－セレン（Ｌｉｆｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）；ＩＶ：２．５ｍＭのＴＧＦ－ｂＲＩキナーゼ阻害物質ＩＶ（ＥＭＤ Ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅ）；Ｋ５０、Ｋ２５：５０ｎｇ／ｍＬ、２５ｎｇ／ｍＬの組換え型ヒトＫＧＦ（Ｒ＆Ｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ、またはＰｅｐｒｏｔｅｃｈ）；Ｎ５０、Ｎ１００：５０ｎｇ／ｍＬまたは１００ｎｇ／ｍＬの組換え型ヒトノギン（Ｒ＆Ｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ）；Ｗ５０：５０ｎｇ／ｍＬの組換え型マウスＷｎｔ３Ａ（Ｒ＆Ｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ）。

当業者であれば、ＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞または膵臓始原体さらには内分泌および内分泌前駆体細胞を含むＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉系統細胞；および少なくともＫｒｏｏｎら、２００８、Ｒｅｚａｎｉａら、２０１４上掲、およびＰａｇｌｉｕｃａら、２０１４ Ｃｅｌｌ １５９（２）：４２８～４３９上掲中に記載のＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞の産生のための他の方法が存在し得るということを認識するものである。

当業者であれば同様に、ＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞の産生のための、本明細書中に記載の実施形態が、混合型集団または亜集団混合物で構成されることも認識するものである。また、前後軸に沿って発生する哺乳動物インビボ発達とは異なり、かつ細胞および組織はこのように相応して命名されることから、いずれの培養容器内の細胞培養にもこのような方向的パターン化が欠如しており、したがって特にそれらのマーカーの発現によって特徴付けされてきた。したがって、任意の分化段階における細胞の混合型亜集団はインビボでは発生しない。したがって、ＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞培養には、非限定的に、以下のものを含む：ｉ）内分泌前駆体（例えば早期内分泌マーカー、クロモグラニンＡまたはＣＨＧＡによって標示されるもの）；ｉｉ）インシュリン（ＩＮＳ）、ソマトスタチン（ＳＳＴ）、膵臓ポリペプチド（ＰＰ）、グルカゴン（ＧＣＧ）、さらにはガストリン、インクレチン、セクレチンまたはコレシストキニンなどの典型的膵臓ホルモンのいずれかを発現する単一ホルモン多ホルモン細胞；ｉｉｉ）前膵臓細胞、例えばＰＤＸ－１を発現するもののＮＫＸ６．１またはＣＨＧＡは発現しない細胞；ｉｖ）ＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１およびＣＨＧＡを同時発現する内分泌細胞、または例えばＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を同時発現するもののＣＨＧＡは発現しない非内泌細胞（ＰＤＸ－１＋／ＮＫＸ６．１＋／ＣＨＡ－）；およびｖ）さらに、ＰＤＸ－１、ＮＫＸ６．１またはＣＨＧＡを発現しない細胞がなおも存在する（例えば三重陰性細胞）。

このＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞集団はその混合型細胞亜集団と共に、ほとんどは、少なくともＰＤＸ－１、詳細にはＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１を発現する亜集団を発現する。ＰＤＸ１／ＮＫＸ６．１亜集団は、「膵臓始原体」、「膵臓上皮」または「ＰＥＣ」またはＰＥＣの各バージョン、例えばＰＥＣ－０１とも呼ばれてきた。表１は、ステージ４の細胞集団を記載しているが、これらのさまざまな亜集団は、単にステージ４に限定されない。これらの亜集団のいくつかは、例えばステージ３といった早期に、そしてステージ５、６および７を含めたその後のステージにおいて見い出され得る（未成熟ベータ細胞）。各亜集団の比率は、利用される細胞培養培地条件に応じて変動する。例えば、Ａｇｕｌｎｉｃｋら、２０１５上掲、においては、７４～８９％の内分泌細胞を一般に含有しこれらのうち４０～５０％がインシュリン（ＩＮＳ）を発現していた膵島様細胞（ＩＣｓ）をさらに分化させるために、７３～８０％のＰＤＸ－１／ＮＫＸ６．１細胞が使用された。したがって、異なる細胞培養条件が異なる細胞亜集団比率を生成することができ、このようなことは、インビボ機能ひいては血清ｃ－ペプチドレベルに影響を及ぼし得る。そして、ＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉系統細胞培養集団を作るための方法の修正がインビボ機能に影響を及ぼすか否かは、以下でより詳細に説明する通りインビボ研究を用いてのみ決定され得る。さらに、或る１つの細胞型が作られ充分に特徴付けされてきたという理由だけで、このような方法が同じ細胞中間体を産生するとの仮定は、この中間体も同様に充分特徴付けされているのでないかぎり、行なうことができずかつ行なうべきではない。

一態様においては、インビボで成熟ベータ細胞を産生するための方法が提供されている。この方法は、少なくともＴＧＦβスーパファミリ成員および／または少なくともＴＧＦβスーパファミリ成員およびＷｎｔファミリ成員、好ましくはＴＧＦβスーパファミリ成員およびＷｎｔファミリ成員、好ましくはＴＧＦβスーパファミリ成員およびＷｎｔファミリ成員、好ましくはアクチビンＡ、ＢまたはＧＤＦ－８、ＧＤＦ－１１またはＧＤＦ－１５およびＷｎｔ３ａ、好ましくはアクチビンＡおよびＷｎｔ３ａ、好ましくはＧＤＦ－８およびＷｎｔ３ａを用いてインビトロでヒト万能性幹細胞から誘導されたヒト最終的内胚葉系統細胞を作製することからなる。少なくともＫＧＦ、ＢＭＰ阻害物質およびレチノイン酸（ＲＡ）またはＲＡ類似体を用いて、そして好ましくはＫＧＦ、ノギンおよびＲＡを用いて、最終的内胚葉細胞からＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞を作製するための方法が提供される。該方法はさらに、甲状腺ホルモンおよび／またはＴＧＦｂ－ＲＩ阻害物質、ＢＭＰ阻害物質、ＫＧＦ、ＥＧＦ、甲状腺ホルモンおよび／またはタンパク質キナーゼＣ活性化因子を用いて；好ましくはノギン、ＫＧＦおよびＥＧＦを用いて、好ましくはさらにＴ３またはＴ４およびＡＬＫ５阻害物質またはＴ３またはＴ４単独またはＡＬＫ５阻害物質単独、またはＴ３またはＴ４、ＡＬＫ５阻害物質およびＰＫＣ活性化因子、例えばＩＬＶ、ＴＰＢおよびＰｄＢｕを用いて、ＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞を未成熟ベータ細胞またはＭＡＦＡ発現細胞へと分化させることができる。あるいは、好ましくはノギンおよびＡＬＫ５ｉを用いて、ＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞またはＭＡＦＡ未成熟ベータ細胞集団を哺乳動物宿主の体内にインビボで移植し成熟させることにより、血糖に応答する能力を有するインシュリン分泌細胞を含む細胞集団を産生することができる。

一態様においては、ＩＮＳおよびＮＫＸ６．１を発現するもののＮＧＮ３を実質的に発現しない単能性ヒト未成熟ベータ細胞またはＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞が提供される。一実施形態において、単能性ヒト未成熟ベータ細胞は、成熟ベータ細胞へと成熟する能力を有する。一実施形態において、単能性ヒト未成熟ベータ細胞はさらに、インビトロおよびインビボでＭＡＦＢを発現する。一実施形態において、未成熟ベータ細胞は、ＩＮＳ、ＮＫＸ６．１およびＭＡＦＡを発現し、実質的にＮＧＮ３を発現しない。

一態様において、少なくともＣＨＧＡを発現する膵臓内胚葉系統細胞（またはＣＨＧＡ＋）は、内分泌細胞を意味し；ＣＨＧＡを発現しない膵臓内胚葉細胞（またはＣＨＧＡ－）は非内分泌細胞を意味する。別の態様では、これらの内分泌および非内分泌亜集団は、多能性始原体／前駆体亜集団、例えば非内分泌多能性膵臓始原体亜集団または内分泌多能性膵臓始原体亜集団であり得；あるいは、これらは単能性亜集団、例えば未成熟内分泌細胞、好ましくは未成熟ベータ細胞、未成熟グルカゴン細胞などであり得る。

一態様において、膵臓内胚葉またはＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞集団内の細胞（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％または１００％超が、成熟インシュリン分泌細胞を発生させ哺乳動物宿主の体内に移植されたときインビボでグルコースに対し応答する非内分泌（ＣＨＧＡ－）多能性始原体亜集団である。

一実施形態は、インビトロで多能性幹細胞を実質的に膵臓内胚葉の培養に分化させ、さらに膵臓内胚葉培養をインビトロで内分泌または内分泌前駆体細胞へと分化させるための組成物および方法を提供する。一態様において、内分泌前駆体または内分泌細胞はＣＨＧＡを発現する。一態様において、内分泌細胞は、インビトロでインシュリンを産生することができる。一態様において、インビトロ内分泌インシュリン分泌細胞は、グルコース刺激に応答してインシュリンを産生し得る。一態様においては、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％または１００％超が内分泌細胞である。

本明細書中に記載の実施形態は、インビトロで多能性ヒト幹細胞を内分泌細胞に分化させる組成物および方法を提供する。一態様において、内分泌細胞は、ＣＨＧＡを発現する。一態様において、内分泌細胞は、インビトロでインシュリンを産生できる。一態様において、内分泌細胞は、未成熟ベータ細胞などの未成熟内分泌細胞である。一態様において、インビトロインシュリン産生細胞は、グルコース刺激に応答してインシュリンを産生し得る。

一実施形態は、哺乳動物の体内でインビボでインシュリンを産生するための方法において、（ａ）膵臓内胚葉細胞または内分泌細胞または内分泌前駆体細胞集団を移植可能な半浸透性デバイス内に装填するステップと；（ｂ）哺乳動物宿主の体内に細胞集団を伴うデバイスを移植するステップと；（ｃ）インビボでデバイス内の細胞集団を成熟させるステップとを含み、内分泌細胞の少なくとも一部が、インビボでグルコース刺激に応答してインシュリンを産生するインシュリン分泌細胞であり、これにより哺乳動物に対してインビボでインシュリンが産生される方法、を提供している。一態様において、内分泌細胞は、より高い非内分泌多能性膵臓始原体亜集団（ＣＨＧＡ－）を伴う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、削減された内分泌亜集団（ＣＨＧＡ＋）を伴うＰＥＣを含む細胞組成物から誘導される。別の態様では、内分泌細胞は未成熟内分泌細胞、好ましくは未成熟ベータ細胞である。

一態様において、万能性幹細胞からインビトロで作られた内分泌細胞は、ＰＤＸ－１陽性膵臓内胚葉集団またはＰＤＸ１／ＮＫＸ６．１陽性である非内分泌（ＣＨＧＡ－）亜集団に比べてより多くＰＤＸ１およびＮＫＸ６．１を発現する。一態様において、万能性幹細胞からインビトロで作られた内分泌細胞は、ＰＥＣ非内分泌多能性膵臓始原体亜集団（ＣＨＧＡ－）よりも相対的に多くＰＤＸ－１およびＮＫＸ６．１を発現する。一態様においては、骨形態形成タンパク質（ＢＭＰ）およびレチノイン酸（ＲＡ）類似体を単独でまたは組合せた形で細胞培養に添加して、ＰＥＣ非内分泌多能性始原体亜集団（ＣＨＧＡ－）に比べて増大したＰＤＸ１およびＮＫＸ６．１発現を伴う内分泌細胞を得る。一態様においては、ＢＭＰは、ＢＭＰ２、ＢＭＰ５、ＢＭＰ６、ＢＭＰ７、ＢＭＰ８およびＢＭＰ４そしてより好ましくはＢＭＰ４を含む群の中から選択される。一態様においては、オールトランス型レチノイン酸および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－プロぺニル］安息香酸アロチノイド酸）、または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）そしてより好ましくはＴＴＮＰＢを含む群の中から選択される。

一実施形態は、インビトロで万能性幹細胞を、内分泌および未成熟内分泌細胞、好ましくは未成熟ベータ細胞へと分化させるための方法において、凝集体を解離させ再会合させるステップを含む方法を提供している。一態様において、解離および再会合は、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またはステージ７またはそれらの組合せにおいて発生する。一態様において、最終的内胚葉、ＰＤＸ－１陰性前腸内胚葉、ＰＤＸ１陽性前腸内胚葉、ＰＥＣおよび／または内分泌および内分泌始原体／前駆体細胞は解離され、再会合される。一態様において、解離され再凝集されたステージ７の細胞凝集体は、内分泌（ＣＨＧＡ＋）亜集団と比べて少数の非内分泌（ＣＨＧＡ－）亜集団からなる。一態様において、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％または１００％超が内分泌（ＣＨＧＡ＋）細胞である。

一実施形態は、ステージ４のＰＥＣ産生中に作られた内分泌細胞を除去しこうしてＰＤＸ１＋かつＮＫＸ６．１＋である非内分泌多能性膵臓始原体（ＣＨＧＡ－）について富化することによって、インビトロで万能性幹細胞を内分泌細胞へと分化させるための方法を提供する。

一実施形態においては、非内分泌多能性始原体亜集団（ＣＨＧＡ－）について富化されたＰＥＣ培養が、ステージ３および／またはステージ４でノギンファミリ成員を添加しないことによって作られる。一実施形態においては、内分泌系統（ＣＨＧＡ＋）一辺倒である細胞が比較的満ちているＰＥＣ培養が、ステージ３および／またはステージ４でノギンファミリ成員を添加しないことによって作られる。一態様において、ノギンファミリ成員は、ノギン、コーディン、フォリスタチン、フォリスタチン様タンパク質、ケルべロス、ココ、ダン、グレムリン、スクレロスチン、ＰＲＤＣ（ダンおよびケルベロスに関連するタンパク質）を含む群の中から選択された化合物である。

一実施形態は、外因性の高レベルのグルコースを含む培地中で培養することによって内分泌細胞を培養状態に維持するための方法において、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。一態様において、培地はＤＭＥＭ、ＣＭＲＬまたはＲＰＭＩベースの培地である。

一実施形態は、細胞凝集体を解離および再会合させてまたはさせずにインビトロで万能性幹細胞を内分泌細胞へと分化するための方法を提供する。一態様において非解離または解離され再会合された細胞凝集体は、内分泌細胞のインビボ機能に影響を及ぼすことなく、ステージ６および／またはステージ７において冷凍保存または凍結させられる。一態様においては、冷凍保存内分泌細胞培養は、解凍され、培養され、かつ移植時には、インビボで機能する。

別の実施形態は、万能性幹細胞を内分泌細胞に分化させるための培養系において、分化の初期段階中に内分泌遺伝子発現を抑制または阻害する能力を有する作用物質および分化の後期段階中に内分泌遺伝子発現を誘発する能力を有する作用物質で構成されている培養系を提供する。一態様においては、内分泌遺伝子発現を抑制または阻害する能力を有する作用物質が、膵臓ＰＤＸ１陰性前腸細胞からなる培養系に添加される。一態様においては、内分泌遺伝子発現を誘発する能力を有する作用物質が、ＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉始原体またはＰＥＣからなる培養系に対して添加される。一態様においては、内分泌遺伝子発現を抑制または阻害する能力を有する作用物質が、ＴＧＦベータ受容体ファミリを活性化する作用物質、好ましくは、アクチビン、好ましくは高レベルのアクチビンとそれに続く低レベルのアクチビンである。一態様において、内分泌遺伝子発現を誘発する能力を有する作用物質は、Ｎ－［Ｎ－（３，５－ジフルロフェナセチル－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、またはＬＹ２８１１３７６からなる群の中から選択されたガンマセクレターゼ阻害物質である。一態様において、高レベルアクチビンは、４０ｎｇ／ｍＬ超、５０ｎｇ／ｍＬ超および７５ｎｇ／ｍＬ超のレベルを意味する。一態様においては、高レベルのアクチビンが、ステージ３中に、あるいは膵臓前腸内胚葉細胞の産生に先立って使用される。一態様において、低レベルアクチビンは、３０ｎｇ／ｍＬ、２０ｎｇ／ｍＬ、１０ｎｇ／ｍＬおよび５ｎｇ／ｍＬ未満を意味する。一態様においては、低レベルのアクチビンがステージ４中、またはＰＥＣの産生のために使用される。一態様においては、阻害されるかまたは誘発される内分泌遺伝子は、ＮＧＮ３である。別の態様において、アクチビンＡおよびＷｎｔ３Ａは、膵臓前腸内胚葉細胞の産生に先立ってかまたは好ましくはステージ３中に、内分泌発現を阻害するため、好ましくはＮＧＮ３を阻害するために、単独でまたは組合せた形で使用される。一態様においては、ＰＥＣの産生後または好ましくはステージ５、６および／または７中に、内分泌遺伝子発現を誘発するために、培養系中でガンマセクレターゼ阻害物質、好ましくはＲＯ４４９２９０９７またはＤＡＰＴが使用される。

ヒト細胞の少なくとも５％が、インシュリン（ＩＮＳ）、ＮＫ６ホメオボックス１（ＮＫＸ６．１）、膵臓およ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（ＮＫＸ．２）、ペアードボックス４（ＰＡＸ４）、神経発生分化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）、カタツムリファミリージンクフィンガ２（ＳＮＡＩＬ２）、および筋腱膜性線維肉腫癌遺伝子ファミリＡおよびＢ（ＭＡＦＡおよびＭＡＦＢ）からなる群の中から選択された内分泌マーカーを発現し、かつ、ニューロゲニン３（ＮＧＮ３）、膵島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）およびＳＲＹ（性決定領域Ｙ）－９（ＳＯＸ９）からなる群の中から選択されたマーカを実質的に発現せず、内分泌細胞が単能性であり、膵臓ベータ細胞へと成熟し得る、内分泌細胞を含むインビトロ細胞培養が提供されている。

機能的応答を評価するためのインビボヌードラット研究
少なくともＭａｒｔｉｎｓｏｎら、に対する米国特許第８，２７８，１０６号の教示中に記載されている通り、膵臓始原体細胞約６～７×１０^６個（または約２０μＬ）をエクスビボでカプセル化デバイスに装填した。２４～９６時間未満の間培地中に保持した後、２つのデバイスを、各々の雄の免疫不全無胸腺ヌードラットの体内で皮下に移植した。膵臓始原体細胞をインビボで発達させ成熟させ、移植後は、１２、１６、２０および２３～２４週目にグルコース刺激性インシュリン分泌（ＧＳＩＳ）アッセイを行なうことによって、移植片の機能的性能を測定した。

ＧＳＩＳアッセイおよびＣペプチド分泌の測定
カプセル化された膵臓始原体細胞の移植を受けた動物は、移植片の機能を監視するため、デバイス移植後１２、１６、２０および２３～２４週間後に、グルコース刺激性インシュリン分泌アッセイを受けた。動物を４～１６時間絶食させ、頸静脈穿刺により血液試料を採取し、その後、無菌の３０％のグルコース溶液の腹腔内注射を介して体重１ｋｇあたり３ｇの用量でグルコースを投与した。グルコース投与の９０分後、または６０分および９０分後、または３０分および６０分後に、再度血液試料を抜き取った。全血から血清を分離し、その後、市販のＥＬＩＳＡキット（Ｍｅｒｃｏｄｉａ、カタログ＃１０－１１４１－０１、Ｕｐｐｓａｌａ Ｓｗｅｄｅｎ）を用いて、ヒトＣペプチドについてアッセイを行なった。ベータ細胞は、等モル比でプロインシュリンからのインシュリンと共にＣペプチドを同時放出し、Ｃペプチドは、血中の半減期が比較的長いことから、インシュリン分泌についてのサロゲートとして測定される。

ヌードラット外植片組織構造
移植後の標示された時点において、ヌードラットを安楽死させ、デバイスを外植した。余剰の組織をトリミングし、デバイスを少なくとも約６～３０時間、中性緩衝１０％ホルマリン中に置いた。固定したデバイスを、Ｌｅｉｃａ Ｂｉｏｓｙｓｔｅｍｓ ＡＳＰ３００Ｓ 組織処理装置内でパラフィン包埋用に処理した。処理したデバイスを、各々およそ５ｍｍの４～６個の部片に切断し、パラフィンブロック内に共に包埋した。各ブロックから、３～１０ミクロンの多数の横断面を切断し、スライド上に置き、ヘマトキシリンとエオジン（Ｈ＆Ｅ）で染色した。Ｈａｍａｍａｔｓｕ Ｎａｎｏｚｏｏｍｅｒ ２．０－ＨＴ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｌｉｄｅ Ｓｃａｎｎｅｒを用いて、スライドの画像を捕捉した。

実施例１
各デバイス内で使用された生体適合膜複合材料を除いて、同一の細胞カプセル化デバイスを作成した。１つのデバイス（デバイスＡ）は、細胞不浸透性層としてｅＰＴＦＥ膜そして血管新生層として不織ポリエステルを伴う２層生体適合膜複合材料からなり、一方、第２のデバイス（デバイスＢ）は、細胞不浸透性層としてｅＰＴＦＥ膜をそして血管新生層として不織ポリエステルを伴うものの、細胞不浸透性層と血管新生層の間に位置付けされた緩和層として別のｅＰＴＦＥ膜が付加された３層生体適合膜複合材料からなっていた。

第１のデバイス（デバイスＡ）の細胞不浸透性層は、Ｍｉｌｌｉｐｏｒｅ（Ｃｏｒｋ、Ｉｒｅｌａｎｄ）からＢｉｏｐｏｒｅ（登録商標）の商品名で販売されている市販の微小孔性親水性ｅＰＴＦＥ膜であるｅＰＴＦＥ膜で構成されていた。このｅＰＴＦＥ膜は、緊密な細胞不浸透性界面を提供し、さらになお、それを通した酸素および栄養素の大量輸送を可能にした。デバイスＡの細胞不浸透性層を形成するｅＰＴＦＥ膜１４００の表面の代表的走査型電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）が、図１４に示されている。ＭＰＳは、０．４３ミクロンであるものと決定された。

デバイスＡの血管新生層は、市販のスパンボンドポリエステル不織材料で構成されていた。この血管新生層は、組織の固着を提供し生体適合膜複合材料の充分な血管新生を可能にする開放層であった。この血管新生層の代表的表面微細構造が、図２２中にＳＥＭ画像で示されている。デバイスＡのために使用される膜複合材料の層の関連する特性は、表２に記されている。

デバイスＡの２層（すなわち細胞不浸透性層および血管新生層）を、加熱積層プロセスを用いて複合材料へと組立てた。不織材料の繊維をその溶融温度より高い温度まで加熱して、スパンボンド不織布の繊維がｅＰＴＦＥ膜の表面と接触するｅＰＴＦＥ膜の表面部域全面にわたりこれらの繊維がｅＰＴＥＦに接着するようにした。使用したラミネータの２つの例は、Ｇａｌａｘｙ Ｆｌａｔｂｅｄ ＬａｍｉｎａｔｏｒおよびＨＰＬ Ｆｌａｔｂｅｄ Ｌａｍｉｎａｔｏｒである。充分な圧力と温度が、所与の走行速度でポリエステル繊維をｅＰＴＦＥ膜へと加熱すると同時に溶融させるような形で、条件を調整した。好適な温度範囲を１５０～１７０℃、ニップ圧を３５ｋＰＡ～３５５ｋＰＡ、そして走行速度を毎分１～３メートルと識別した。

第２のデバイス（デバイスＢ）は、３層生体適合膜複合材料で構成されている。Ｇｏｒｅに対する米国特許第３，９５３，５６６号の教示にしたがって、デバイスＢの第１のｅＰＴＦＥ膜（細胞不浸透性層）を形成した。この細胞不浸透性緊密層のＭＰＳは、０．１８ミクロンであるものと決定された。

デバイスＢの第２のｅＰＴＦＥ膜（緩和層）を、Ｂｒａｎｃａら、に対する米国特許第５，８１４，４０５号にしたがって調製した。流れ方向（ＭＤ）の延伸中、第２のｅＰＴＦＥ膜に対してフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）フィルムを適用した。流れ方向（ＭＤ）延伸および横断方向（ＴＤ）延伸を通した第２のｅＰＴＦＥ膜およびＦＥＰの後続する同時処理を通して、ＦＥＰは、Ｂａｃｉｎｏに対する国際公開第９４／１３４６９号の教示の通り、第２のｅＰＴＦＥ膜上で不連続になった。図１５に示されたＳＥＭ画像は、上にＦＥＰ１５１０の不連続層を伴う、第２のｅＰＴＦＥ膜表面１５００の代表的画像である。

（２つのｅＰＴＦＥ膜間にＦＥＰが位置付けされている状態で）ＦＥＰの融点より高い温度で材料を接触させることによって、上にＦＥＰの不連続層を含む第２のｅＰＴＦＥ層を第１のｅＰＴＦＥ層に対し積層した。２つのｅＰＴＦＥ膜を、積層中横断方向で拘束の無い状態に置いた。その後、積層品をポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の融点より高温で横断方向に延伸して、各々のｅＰＴＦＥ層を、積層を通してネッキングを受ける前のその幅に戻した。その後、Ｂｕｔｌｅｒら、に対する米国特許第５，９０２，７４５号の教示により複合材料を親水性にした。図１６に示されたＳＥＭ画像は、第１のｅＰＴＦＥ膜１６００（細胞不浸透性層）のノードとフィブリルの微細構造の代表的画像である。図１７に示されているＳＥＭ画像は、第２のｅＰＴＦＥ膜１７００（緩和層）のノードとフィブリルの微細構造の代表的画像である。図１８に示されたＳＥＭ画像は、２層複合材料１８００（すなわち第１のｅＰＴＦＥ膜１８１０（細胞不浸透性層）と第２のｅＰＴＦＥ膜１８２０（緩和層））の横断面の代表的画像である。第２層のｅＰＴＦＥ膜内部のノードは、生体適合膜複合材料内部の緩和層の中実特徴部として役立った。中実特徴部離隔距離は、２５．７ミクロンであるものと決定された。

デバイスＢ内の血管新生層は、デバイスＡと同じであり、市販のスパンボンドポリエステル不織材料で構成されていた。この血管新生層の代表的な表面微細構造が図２２にＳＥＭ画像で示されている。この複合材料のデバイスＢ内の血管新生層を、緩和層の表面上に設置し、最終的デバイス形態の製造ステップが、生体適合膜複合材料の３つの層全てを合わせて溶接するまでは、恒久的にまたは他の形で接着しなかった。

デバイスＢのために使用される生体適合膜複合材料の各々の個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータについて評価し特徴付けした。関連パラメータの特徴付けに使用される方法を、以上で記載した方法にしたがって行なった。層についてのパラメータは、その層の特定の機能にとって関連性がない場合、「Ｎ／Ａ」とマーキングされている。層のパラメータは、複合材料層の処理方法の結果として実際上それらを得ることができない場合には、「－」とマーキングされている。結果は、表３に要約されている。

次に、これらの複合材料膜をデバイス形態に成形するために、溶接中にデバイスの構成要素の周りに外周シールを創出する目的でポリカーボネートウレタンフィルム（すなわち熱可塑性フィルム）を獲得した。その後、１．６０ｍｍの外径と０．８８９ｍｍの内径を有する熱可塑性フィルム（すなわちポリカーボネートウレタン）と同じ材料の充填用管を得た。さらに、補強用機械的支持体（すなわち補強用構成要素）を獲得した。詳細には、補強用機械的支持体は、互いにおよそ３００ミクロン離隔された１２０ミクロンの繊維を伴うポリエステルモノフィラメント製織メッシュであった。補強用機械的支持体層の剛性は、０．０９７Ｎ／ｃｍであるものと決定された。この外部補強用構成要素５２００の代表的表面ＳＥＭが、図５２に見られる。

その後、デバイスＡとデバイスＢの生体適合膜複合材料を各々、図１２Ａに全体的に示された構成を有する同一の細胞カプセル化デバイスへと形成した。デバイスＡおよびデバイスＢの生体適合膜複合材料をまず、レーザ切断テーブルを用いて、およそ２２ｍｍ×１１ｍｍの卵形の外側寸法サイズに切断した。熱可塑性溶接フィルム（すなわちポリカーボネートウレタンフィルム）を、幅２ｍｍの卵形のリングの断面形状へと切断した。生体適合膜複合材料、ポリカーボネートウレタンフィルム、およびポリエステルメッシュ（補強用構成要素）を図１３中に描かれている挿入式積重ねパターンで配置した。構成要素のこの挿入式積重ねパターンにより、２つの相対する膜複合材料および外側ポリエステルメッシュ（補強材料）を外周の周りで結合するために熱可塑性溶接フィルム（すなわちポリカーボネートウレタンフィルム）を溶融させることによって外周シールを形成することが可能になった。デバイスＡおよびデバイスＢを形成する層を、充填用管と対称的に相対した状態で積重ね、こうして生体適合膜複合材料の細胞不浸透性緊密層がデバイスＢについて内側管腔に向かって内部に面しているようにした。

カプセル化デバイスの分解組立図が、図１３に示されている。図１３に示されているように、細胞カプセル化デバイスは、２つの溶接フィルム１３４０を用いて２つの生体適合膜複合材料１３００、１３１０を接着することによりその周囲の一部分に沿って第２の生体適合膜複合材料１３１０に対してその周囲の一部分に沿って封止された第１の生体適合膜複合材料１３００から形成される。生体適合膜複合材料１３００、１３１０の間に内側チャンバを形成し、充填用管１３３０を通してアクセスできる状態にした。生体適合膜複合材料１３００、１３１０および補強用構成要素１３５０の各々の側に、追加の溶接フィルム１３４０を位置付けした。

デバイスＡのためには超音波溶接機（Ｈｅｒｒｍａｎｎ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ）そしてデバイスＢのためには熱ステーキング溶接機を使用することによって、カプセル化デバイスの周りの一体型外周シールを形成した。両方のプロセスで、全ての層を一緒に溶接する目的で、挿入された積重ねに対して熱または振動エネルギおよび力を適用し、熱可塑性フィルム（ポリカーボネートウレタンフィルム）をその軟化温度より高い温度で溶融させ流動させた。生体適合性カプセル化デバイスは、カプセル化デバイスの一方の側に第１の生体適合膜複合材料を統合させ、その後第２の生体適合膜複合材料をデバイスの反対側に統合させるような形でエネルギまたは熱が一方の側から適用される２ステップ溶接プロセスにおいて構築された。５ｐｓｉの試験圧力で、ＵＳＯＮ Ｓｐｒｉｎｔ ｉＱ Ｌｅａｋ Ｔｅｓｔｅｒを用いた圧力減衰試験を使用してデバイスの無欠性を試験することによって、溶接の最終的好適性を査定した。

細胞カプセル化デバイス４８００の管腔４８１０の周りの外周シール間の溶接離隔距離（Ｗ）は、両方のデバイスについて図４８に例示されているように、７．２ｍｍであった。デバイスＡおよびデバイスＢは、同じ設置面積を有しており、両方共全体的に参照番号４８００で表わされている。

上述の試験方法の節で記したインビボヌードラット研究にしたがって、機能的応答について両方のデバイスを評価した。細胞が装填されたデバイスの機能的応答は、表４に示されている。結果は、デバイスＡ（緩和層無し）のものに比べたデバイスＢ（緩和層を含んでいた）についての機能的応答における段階的変化を実証した。デバイスＡの代表的組織構造画像５３００が、図５３に示されており、細胞不浸透性層界面においては異物巨細胞５３１０および極少数の血管が存在しており、これにより結果として生存可能なカプセル化細胞は非常に少なくなっている、ということを例示している。これに比較して、デバイスＢの組織構造画像５４００は図５４に示されており、細胞不浸透性層における異物巨細胞の存在は示しておらず、代って、この場所に多数の血管があり、その結果として生存細胞が管腔全体を消費していることを示している。これらの組織構造画像の評価から、デバイスＢの緩和層内の中実特徴部の存在が細胞不浸透性層上の異物巨細胞の形成を首尾よく緩和し、その結果として、機能的応答における段階的変化がもたらされ、こうして、細胞カプセル化デバイス内の緩和層の存在の重要性が実証されたという結論を下すことができる。

実施例２
実施例１で説明した細胞カプセル化デバイスの形態を構築するために、三（３）つの層を含む代替的膜複合材料を使用した。唯一の差異は、デバイス管腔の外周シール間の溶接離隔距離を意図的に変動させるためにデバイスの幾何形状が修正されたという点にあった。

３つの明確に異なる層を有する生体適合膜複合材料を構築した。第１に、Ｇｏｒｅに対する米国特許第３，９５３，５６６号の教示にしたがって調製された乾燥２軸延伸膜（細胞不浸透性層）からなる第１のｅＰＴＦＥ層と、Ｇｏｒｅに対する米国特許第３，９５３，５６６号の教示にしたがって調製されたペースト押出しカレンダ加工テープ（緩和層）を層状化し次に同時延伸することにより、２層ｅＰＴＦＥ複合材料を調製した。２層ｅＰＴＦＥ複合材料を２軸延伸し、その後Ｂｕｔｌｅｒら、に対する米国特許第５，９０２，７４５号の教示にしたがって親水性にした。第１のｅＰＴＦＥ層は、酸素および栄養素の大量輸送をなおも可能にしながら緊密な細胞不浸透性界面を提供した。第１のｅＰＴＦＥ層１９００（細胞不浸透性層）の代表的表面微細構造が、図１９のＳＥＭ画像中に示されている。この細胞不浸透性緊密層の細孔サイズは、０．３５ミクロンであるものと決定された。第２のｅＰＴＦＥ膜２０００（緩和層）の代表的表面微細構造が図２０に示されている。第１のｅＰＴＦＥ膜２５１０（細胞不浸透性層）および第２のｅＰＴＦＥ膜２５２０（緩和層）を含む複合材料２５００の微細構造を示す代表的横断面が、図２１のＳＥＭ画像中に示されている。

この生体適合膜複合材料中には補足的血管新生層として、追加の第３の層が含められた。この第３の層は、市販のスパンボンドポリエステル不織材料であった。図２２中にＳＥＭ画像で、この第３のスパンボンドポリエステル不織材料２２００（血管新生層）の代表的表面微細構造が示されている。この第３の層を、デバイス製造中に２層ｅＰＴＦＥ膜複合材料の第２のｅＰＴＦＥ膜２１２０（緩和層）の上にスパンボンドポリエステル不織布を置くことによって、第１および第２のｅＰＴＦＥ膜との生体適合膜複合材料（すなわち２層ｅＰＴＦＥ膜複合材料）の形に組立て、実施例１で説明された通りデバイス組立て中に熱可塑性溶接リングを用いて外周において溶接した。

生体適合膜複合材料の各々の個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータについて評価し特徴付けした。関連パラメータのこの特徴付けに使用される方法を、以上で記載した試験方法にしたがって行なった。層についてのパラメータは、その層の特定の機能にとって関連性がない場合、「Ｎ／Ａ」とマーキングされている。層のパラメータは、複合材料層の処理方法の結果として実際上それらを得ることができない場合には、「－」とマーキングされている。結果は、表５に要約されている。

この生体適合膜複合材料を実施例１で説明された通りの細胞カプセル化デバイス内に統合した場合、それは、０．０９７Ｎ／ｃｍの剛性を有するモノフィラメントポリエステル製織メッシュである同じ外部補強用構成要素を含んでいた。３つの異なるデバイス幾何形状を横断した外周シール間の溶接離隔距離を意図的に変動させるために、デバイスの幾何形状を修正した。図２３Ａに示されたデバイスＡは、９ｍｍの最大溶接離隔距離（Ｗ）を有し、図２３Ｂに示されたデバイスＢは、７．２ｍｍの実施例１と一貫した溶接離隔距離（Ｗ）を有し、図２３Ｃに示されたデバイスＣは、５．４ｍｍの最も狭い溶接離隔距離（Ｗ）を有していた。図２３Ａ～Ｃは、全体として、これらの細胞カプセル化デバイスの各々の幾何形状を示している。

各カプセル化デバイスを、１ＰＳＩの内側圧力での最大酸素拡散距離（ＯＤＤ）について評価し、以上で記載した試験方法の節中に記されたインビボヌードラット研究にしたがって移植した。結果を要約する表が表８に示されている。結果は、一貫した外部補強用構成要素を用いると、デバイスの外周シール間の溶接離隔距離を制御することによって酸素拡散距離を制限することができるということを実証した。酸素拡散距離は、図２４Ａ～Ｃに示されているように管腔内の移植片厚みの組織学的観察と辻褄が合っていることも同様に示された。図２４Ａ～Ｃに示されているように、より狭い溶接離隔距離およびより小さい酸素拡散距離を有するデバイスは、デバイスの横断面を横断する最大移植片厚みを標示する矢印２４２０のサイズによって証明されるように２０週目においてインビボでより薄い移植片厚みを実証した。さらに、ＧＳＩＳペプチド応答によって測定されるデバイスの機能的応答は、表６に示されている通り酸素拡散距離の減少に伴う機能の有意な増大の傾向を示した。

実施例３
３つの明確に異なる層を有する生体適合膜複合材料を構築した。Ｇｏｒｅに対する米国特許第３，９５３，５６６号の教示にしたがって、ｅＰＴＦＥ膜（細胞不浸透性層）で形成された第１の層を形成した。

第２のｅＰＴＦＥ膜（緩和層）と第３のｅＰＴＦＥ膜（血管新生層）からなる２層複合材料を形成した。Ｂｒａｎｃａら、に対する米国特許第５，８１４，４０５号の教示にしたがって、第２のｅＰＴＦＥ膜を調製した。溶融未満のＭＤ延伸ステップを通してＢｒａｎｃａらに対する米国特許第５，８１４，４０５号の教示により、第２のｅＰＴＦＥ層のｅＰＴＦＥテープ前駆体を処理した。第２のｅＰＴＦＥテープ前駆体の溶融未満のＭＤ延伸ステップ中、Ｂａｃｉｎｏに対する国際公開第９４／１３４６９号の教示によって、ＦＥＰフィルムを適用した。その後、非晶質係止ステップおよび溶融超のＭＤ延伸を通して、Ｂｒａｎｃａらに対する米国特許第５，８１４，４０５号の教示によって、第３のｅＰＴＦＥ層のｅＰＴＦＥテープ前駆体を処理した。ｅＰＴＦＥテープ前駆体の第１の溶融未満のＭＤ延伸ステップ中、Ｂａｃｉｎｏに対する国際公開第９４／１３４６９の教示により、ＦＥＰフィルムを適用した。第３のｅＰＴＦＥ膜の延伸ｅＰＴＦＥテープ前駆体を、第３のｅＰＴＦＥテープのＦＥＰ側が第２のｅＰＴＦＥ膜のｅＰＴＦＥテープ前駆体のＰＴＦＥ側と接触するような形で、第２のｅＰＴＦＥ膜の延伸ｅＰＴＦＥテープ前駆体に積層した。その後、２層複合材料を、ＰＴＦＥの融点より高温で流れ方向および横断方向で同時延伸した。上にＦＥＰ２５１０を有する第２のｅＰＴＦＥ膜２５００の代表的表面微細構造が、図２５のＳＥＭ画像で示されている。

第２のｅＰＴＦＥ膜（緩和層）と第３のｅＰＴＦＥ膜（血管新生層）からなる２層複合材料を、第１のｅＰＴＦＥ膜（細胞不浸透性層）に積層した。上にＦＥＰの不連続層を含む第２のｅＰＴＦＥ膜の側を、まずは、ｅＰＴＦＥ膜が横断方向で拘束されていない状態で２層ｅＰＴＦＥ複合材料をＦＥＰの融点より高い温度で第３のｅＰＴＦＥ層（ＦＥＰが２つの層の間に位置付けされた状態で）と接触させることによって、第１のｅＰＴＦＥ層に対し積層した。その後、ＰＴＦＥの融点より高温で積層品を横断方向に延伸させ、こうして、各層を、積層を通したネッキングを受ける前のその幅に戻した。結果としての生体適合膜複合材料をその後、Ｂｕｔｌｅｒらに対する米国特許第５，９０２，７４５号の教示によって、親水性にした。図１６に示されたＳＥＭ画像は、第１のｅＰＴＦＥ膜（細胞不浸透性層）のノードとフィブリルの微細構造の代表的画像である。図２６に示されたＳＥＭ画像は、第３のｅＰＴＦＥ膜２６００（血管新生層）のノードとフィブリルの微細構造の代表的画像である。図２７に示されたＳＥＭ画像は、第１のｅＰＴＦＥ膜３７１０（細胞不浸透性層）、第２のｅＰＴＦＥ膜３７２０（緩和層）、および第３のｅＰＴＦＥ膜３７３０（血管新生層）を含む３層生体適合膜複合材料の横断面２７００の代表的画像である。

生体適合膜複合材料の各々の個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータについて評価し特徴付けした。関連パラメータの特徴付けに使用される方法を、以上で記載した試験方法にしたがって行なった。層についてのパラメータは、その層の特定の機能にとって関連性がない場合、「Ｎ／Ａ」とマーキングされている。層のパラメータは、複合材料層の処理方法の結果として実際上それらを得ることができない場合には、「－」とマーキングされている。結果として得られた生体適合膜複合材料の特性は、表７に示されている。

２つの同一の生体適合膜複合材料を、図２８に全体的に示されている内部補強用構成要素２８３０を含む平面デバイス２８００へと統合した。この実施例において説明される平面細胞カプセル化デバイスは、平面デバイスが２つの生体適合膜複合材料の細胞不浸透性層に隣接して位置設定された内部補強用構成要素である補強用構成要素２８２０（図２８に描かれている）に基づいているという点で、先に説明したデバイス（すなわち実施例１～２のデバイス）とは異なっている。補強用構成要素２８２０は、先の実施例において製織ポリエステルメッシュによって提供された外部補強用構成要素とは対照的に、デバイスの管腔の内部に（例えば内骨格として）位置設定される。補強用構成要素２９００は、補強用インサート２９１０および、補強用構成要素２９００の両側にアクセスするための流入孔２９３０を伴う統合型充填用管２９２０を含んでいた。

ＴＦＥ、ＨＦＰおよびＶＤＦのフルオロ熱可塑性ターポリマのシートを金型キャビティ内に置き、最終寸法および形状に適用するようにポリマの軟化温度よりも高い温度に設定した加熱したプレス（Ｗａｂａｓｈ Ｃ３０Ｈ－１５－ＣＰＸ）内でターポリマをプレス加工することによって、補強用構成要素を構築した。結果として得られた補強用構成要素は、およそ２７０ミクロンの厚みと０．６Ｎ／ｃｍの剛性を有していた。

２つの生体適合膜複合材料をおよそ１’’×２’’（２．５４ｃｍ×５．０８ｃｍ）に切断し、各膜複合材料の細胞不浸透性層が管腔および補強用構成要素に向かって内向きに面している状態で、補強用構成要素の両側に配設した。平面デバイスの個別の構成要素の分解組立図が、図２８に示されている。

平面デバイスは、図３０中に示されている。平面デバイス３０００を創出するために、外周に沿ってインパルス溶接機を用いて図２８に示された材料スタック２８００を圧縮し、熱可塑性物質が各複合材料膜へとボンドを形成するのに充分な程に軟化するような温度および圧力を適用することによって、溶接を形成した。溶接中、充填用管３０３０が加熱中に溶接により閉鎖されるのを防ぐため、充填用管３０３０内に鋼製マンドレル（図示せず）を置いた。各々の側の１２か所の場所で少なくとも１．４５ｍｍ離隔されたおよそ直径１ｍｍの内部ボンド点３０２０を創出するために感熱ヘッドを用いて軽く手で圧力を加えることによって、補強用平面構成要素３０００の内部点を、各々の膜複合材料表面に対して結合した。５ｐｓｉの内部圧力でイソプロピルアルコール中に沈めた場合に気泡流として目で検出される漏れの存在について試験することによって、溶接の無欠性を適合性評価した。

図３０に目を向けると、平面デバイス３０００の補強用構成要素３０１０および内部管腔３０３０の内部幾何形状が横断面で示されている。補強用構成要素３０１０および内部管腔３０３０の内部幾何形状は、図３１および３２に示されている。図３１は、単一のボンド点３１２０および管腔３１３０を示す、ラインＡ－Ａに沿って切り取った平面デバイス３０００の横断面を描いている。図３２は、２つのボンド点３２２０と管腔３２３０を示すラインＢ－Ｂに沿って切り取った平面デバイス３０００の横断面画像である。図３０に示された仕上った平面デバイスに低粘度のシラスティックを充填して、図３１に示されている補強用構成要素３１１０および図３２に示されている補強用構成要素３２１０をより良く視覚化および画像化でできるようにした。

１ＰＳＩでの酸素拡散距離（ＯＤＤ）について平面デバイス３０００を評価し、その後、前述の試験方法の節に記されたヌードラット外植片組織構造にしたがって移植して組織学的応答を評価した。平面デバイス３０００が１ＰＳＩで１９４ミクロンの最大酸素拡散距離を有することが決定された。結果は同様に、平面デバイスの管腔内に位置付けされた補強用構成要素３０４０の内含を通して、酸素拡散距離を制御し制限することができるということも実証した。酸素拡散距離の制御は、図３０Ｂに示された平面デバイス３０００の代表的横断面に示されている通りの代表的組織学的横断面において観察することができる。図３０Ｂ中の生存カプセル化細胞３０５０によって証明されるように、平面デバイス３０００の酸素拡散距離が、２４週目におけるインビボでの細胞生存能力を首尾よく可能にする、という結論が組織学的評価から下された。

比較例１
補強用構成要素を生体適合膜複合材料の表面に結合する内部点が全く存在しないという点を除いて、実施例３において説明された生体適合膜複合材料およびデバイスを使用した。このデバイス実施形態の目的は、適切な酸素拡散距離を維持する上での内部ボンド点の影響を実証するための比較例を提供することにある。

以上の試験方法の節に記された酸素拡散距離方法にしたがって１ＰＳＩでの酸素拡散距離（ＯＤＤ）についてデバイスを評価した。ボンド点の無いこの比較例用に作られたデバイスは、１１５９ミクロンの最大酸素拡散距離を結果としてもたらした。この最大酸素拡散距離は、内部ボンド点が存在する場合の実施例３における１９４ミクロンの最大拡散距離に比較される。これらの結果は、平面デバイスの管腔内に位置付けされ生体適合複合材料膜に結合された内部補強用構成要素の内含を通して、酸素拡散距離を制御し制限することができるということを実証した。

実施例４
使用される膜複合材料および使用される内部補強用構成要素の幾何形状を除いて、実施例３で説明されている通りにデバイスを構築した。

３つの明確に異なる層を有する生体適合膜複合材料を構築した。第１に、Ｇｏｒｅに対する米国特許第３，９５３，５６６号の教示にしたがって調製された乾燥２軸延伸膜（細胞不浸透性層）からなる第１のｅＰＴＦＥ層と、Ｇｏｒｅに対する米国特許第３，９５３，５６６号の教示にしたがって調製されたペースト押出ししたカレンダ加工テープ（緩和層）を層状化し次に同時延伸することにより、２層ｅＰＴＦＥ複合材料を調製した。２層ｅＰＴＦＥ複合材料（細胞不浸透性層／緩和層）を２軸延伸して最終複合材料構造を形成した。

Ｂｒａｎｃａら、に対する米国特許第５，８１４，４０５号の教示にしたがって、第３の層（血管新生層）を調製した。初期流れ方向（ＭＤ）延伸ステップ中、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）フィルムを、第３のｅＰＴＦＥ膜に適用した。流れ方向（ＭＤ）延伸および横断方向（ＴＤ）延伸を通した第３のｅＰＴＦＥ膜およびＦＥＰの後続する同時処理を通して、ＦＥＰは、Ｂａｃｉｎｏに対する国際公開第９４／１３４６９号の教示によって第３のｅＰＴＦＥ膜の表面上で不連続になった。図３３は、上にＦＥＰ３３１０の不連続層を伴う第３のｅＰＴＦＥ層の表面３３００の代表的画像である。

第３のｅＰＴＦＥ膜を２層ｅＰＴＦＥ複合材料に対し積層した。上にＦＥＰの不連続層を有する第３のｅＰＴＦＥ層の側を、まずは、ＦＥＰの融点より高い温度で第３のｅＰＴＦＥ膜を（ＦＥＰが第２および第３のｅＰＴＦＥ膜の間に位置付けされた状態で）２層ｅＰＴＦＥ複合材料の第２のｅＰＴＦＥ膜と接触させることによって、（２層ｅＰＴＦＥ複合材料の）第２のｅＰＴＦＥ膜に対し積層した。積層中、ｅＰＴＦＥ膜は横断方向で拘束されていなかった。その後、ＰＴＦＥの融点より高温で積層品を横断方向に延伸させ、こうして各層を、積層を通したネッキングを受ける前のその原初の幅に戻した。結果としての生体適合膜複合材料をその後、Ｂｕｔｌｅｒらに対する米国特許第５，９０２，７４５号の教示によって親水性にした。図３４に示されたＳＥＭ画像は、２層ｅＰＴＦＥ複合材料の一方の側（すなわち細胞不浸透性層）のノードとフィブリルの微細構造３４００の代表的画像である。図３５に示されたＳＥＭ画像は、第３の膜３５００（血管新生層）のノードとフィブリルの微細構造の代表的画像である。図３６に示されたＳＥＭ画像は、第１のｅＰＴＦＥ膜３６１０（細胞不浸透性層）、第２のｅＰＴＦＥ膜３６２０（緩和層）、および第３のｅＰＴＦＥ膜３６３０（血管新生層）を含む３層生体適合膜複合材料３６００の横断面の代表的画像である。結果としての生体適合膜複合材料の特性は、表８に示されている。

この生体適合膜複合材料を実施例３で説明されている通りのデバイス内に統合させる場合には、補強用構成要素（すなわち支柱）の内部点の高さを意図的に変動させるために、内部補強用構成要素の幾何形状を修正した。図３７Ａは、支柱３７２０を伴う補強用構成要素３７００の上面図である。図３７Ｂに見られるデバイスＡ３７４０において、平面デバイス３７４０は、２５０ミクロンの支柱３７４５を伴う幾何形状を有していた。図３７Ｃに見られるデバイスＢ３７６０においては、平面デバイス３７６０は、１５０ミクロンの支柱３７６５を伴う内部幾何形状を有していた。図３７Ｄに見られるデバイスＣ３７８０においては、平面デバイス３７８０は、７５ミクロンの支柱３７８５を伴う内部幾何形状を有していた。支柱に対する膜の結合は、圧縮および膜構造内へのポリマの流入および／または意図された結合済み領域の外側での余剰のポリマフラッシュに起因して、最終的な支柱の高さを変更することになる、ということを指摘しておかなければならない。

以上の試験方法の節に記されている酸素拡散距離（ＯＤＤ）試験にしたがって１ｐｓｉでの酸素拡散距離（ＯＤＤ）について各デバイスを評価した。ＯＤＤの結果の要約が表９に示されている。結果は、細胞カプセル化デバイスの管腔内部への補強用構成要素の内含を通して最大酸素拡散距離を制御し制限することができること、そして所望の酸素拡散距離を目標にして補強用構成要素の幾何形状を調整できることを実証した。

以上の試験方法の節に記されているヌードラット外植片組織構造にしたがって、細胞が装填されたデバイスＡ３７４０およびデバイスＢ３７６０の機能的性能を評価した。支柱高さの減少と共に観察された、結果としての酸素拡散距離の減少も同様に、図３７Ｂ中のデバイスＡ３７４０および図３７Ｃ中のデバイスＢ３７６０の代表的横断面に示されているように、管腔内の移植片厚みの組織学的観察と辻褄が合うものであることが示された。さらに、組織学的評価から、緩和層の存在およびデバイスＡ３７４０およびデバイスＢ３７６０の酸素拡散距離が、それぞれ図３７Ｅおよび３７Ｆ中の生存細胞３７５０、３７７０によって証明されるように、インビボの細胞生存能力を可能にしたという結論を下すことができる。

実施例５
異なる膜複合材料が使用されているという点を除いて、実施例４のデバイスＣにおいて説明された通りに、３つの異なるデバイスを構築した。この実施例のために構築されたこれらのデバイスは、内部補強用構成要素を伴うデバイス内で使用されたさまざまな血管新生層を実証するように意図されている。

各々３つの明確に異なる層を有する３つの生体適合膜複合材料を同様の方法で構築した。これらの膜複合材料を以下、構成体Ａ、構成体Ｂ、および構成体Ｃと呼ぶ。３つの構成体は、類似の第１の層（細胞不浸透性層）および第２の層（緩和層）を共有するものの、異なる第３の層（血管新生層）を有していた。

Ｇｏｒｅに対する米国特許第３，９５３，５６６号の教示にしたがって、ｅＰＴＦＥ膜（細胞不浸透性層）で形成された第１の層を形成した。

第２のｅＰＴＦＥ層（緩和層）および第３のｅＰＴＦＥ層（血管新生層）で構成された３つの特有の２層複合材料を形成した。Ｂｒａｎｃａらに対する米国特許第５，８１４，４０５号の教示にしたがって、第２のｅＰＴＦＥ膜を調製した。溶融未満のＭＤ延伸ステップを通してＢｒａｎｃａらに対する米国特許第５，８１４，４０５号の教示により、第２のｅＰＴＦＥ層のｅＰＴＦＥテープ前駆体を処理した。第２のｅＰＴＦＥテープ前駆体の溶融未満のＭＤ延伸ステップ中、Ｂａｃｉｎｏに対する国際公開第９４／１３４６９号の教示によって、ＦＥＰフィルムを適用した。非晶質係止ステップおよび溶融超のＭＤ延伸を通して、Ｂｒａｎｃａらに対する米国特許第５，８１４，４０５号の教示によって、第３のｅＰＴＦＥ層のｅＰＴＦＥテープ前駆体を処理した。テープ前駆体の特性および第３の層上で行われた延伸の度合いは、３つの構成体の間で変動した。第３のｅＰＴＦＥテープ前駆体の第１の溶融未満のＭＤ延伸ステップ中、Ｂａｃｉｎｏに対する国際公開第９４／１３４６９の教示により、ＦＥＰフィルムを適用した。第３のｅＰＴＦＥ膜の延伸ｅＰＴＦＥテープ前駆体を、第３のｅＰＴＦＥテープのＦＥＰ側が第２のｅＰＴＦＥ膜のｅＰＴＦＥテープ前駆体のＰＴＦＥ側と接触するような形で、第２のｅＰＴＦＥ膜の延伸ｅＰＴＦＥテープ前駆体に積層した。その後、２層複合材料を、ＰＴＦＥの融点より高温で流れ方向および横断方向で同時延伸した。

第２のｅＰＴＦＥ膜（緩和層）と第３のｅＰＴＦＥ膜（血管新生層）からなる２層複合材料を、第１のｅＰＴＦＥ膜（細胞不浸透性層）に積層した。上にＦＥＰの不連続層を含む第２のｅＰＴＦＥ膜の側を、まずは、ｅＰＴＦＥ膜が横断方向で拘束されていない状態で２層ｅＰＴＦＥ複合材料をＦＥＰの融点より高い温度で第１のｅＰＴＦＥ層（ＦＥＰが２つの層の間に位置付けされた状態で）と接触させることによって、第１のｅＰＴＦＥ層に対し積層した。その後、ＰＴＦＥの融点より高温で積層品を横断方向に延伸させ、こうして各層を、積層を通したネッキングを受ける前のその幅に戻した。複合材料をその後、Ｂｕｔｌｅｒらに対する米国特許第５，９０２，７４５号の教示によって親水性にした。図１６に示されたＳＥＭ画像は、第１のｅＰＴＦＥ膜（細胞不浸透性層）のノードとフィブリルの構造の代表的画像である。図６１、図６２および図６３に示されたＳＥＭ画像は各々、それぞれ構成体Ａ、ＢおよびＣの各々の中の第３のｅＰＴＦＥ膜６１００、６２００および６３００（血管新生層）のノードとフィブリルの構造の代表的画像である。図６４、図６５および図６６に示されたＳＥＭ画像は、それぞれ第１のｅＰＴＦＥ膜６４２０、６５２０および６６２０（細胞不浸透性層）、それぞれ第２のｅＰＴＦＥ膜６４４０、６５４０および６６４０（緩和層）、およびそれぞれ第３のｅＰＴＦＥ膜６４６０、６５６０および６６６０（血管新生層）を含むそれぞれ３層生体適合膜複合材料の横断面構造６４００、６５００および６６００の代表的画像である。上にＦＥＰ６０２０を有する構成体Ａ、構成体Ｂおよび構成体Ｃの第２のｅＰＴＦＥ層６０００の代表的表面微細構造が、図６０の走査型電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）画像内に示されている。生体適合膜複合材料の各々の個別層を、各層の機能に必要な関連パラメータについて評価し特徴付けした。関連パラメータの特徴付けに使用される方法を、以上で記載した試験方法にしたがって行なった。

２層複合材料の各層を、各層の機能に必要な関連パラメータについて評価し特徴付けした。層についてのパラメータは、その層の特定の機能にとって関連性がない場合、「Ｎ／Ａ」とマーキングされている。層のパラメータは、複合材料層の処理方法の結果として実際上それらを得ることができない場合には、「－」とマーキングされている。関連パラメータの特徴付けに使用される方法を、以上で記された「試験方法」の節で説明した方法にしたがって行なった。結果は、表１０に要約されている。
これらの特性について各構成体の下に列挙された値は、第３の層（血管新生層）だけでなく各構成体内の３つの層全てのバルク値であることに留意されたい。

実施例４のデバイスＣにより説明されている通りの細胞カプセル化デバイス中に、生体適合膜複合材料を統合した。

以上に記載された試験方法の節の中で説明されているインビボヌードラット研究にしたがって記述された通り、細胞カプセル化デバイスに細胞を充填した。移植の７週間後、以上に記載された試験方法の節の中で説明されている通りに組織学的評価によって、細胞カプセル化デバイスを検査した。図５５および図５６に示されているように、細胞カプセル化デバイス５５００、５６００は、管腔の内部で生存細胞５５２０、５６２０を維持する能力を実証しており、これは、細胞不浸透性表面における異物巨細胞の形成を緩和する能力、および適切な酸素拡散距離を維持する能力を標示するものである。

実施例６
実施例３で説明されている通りの生体適合膜複合材料を作製し、図４０Ａで示されている細胞カプセル化デバイス４０００へと形成した。この実施例中に記載の細胞カプセル化デバイスは、細胞カプセル化デバイスが生体適合膜複合材料の円筒形管の形成に基づいているという点において、先に説明したカプセル化デバイス（すなわち実施例１～６中の細胞カプセル化デバイス）とは異なっている。

管状細胞カプセル化デバイス４０００は、図４０Ａおよび４０Ｂに示されている（図４０Ｂは、分解組立図で細胞カプセル化デバイスを描いている）。図４０Ｂに示されているように、管状デバイス４０００は、生体適合膜複合材料４０７０、成形内部補強用構成要素４０５０、エンドプラグ４０８０および充填用管４０３０（各々の細胞カプセル化デバイスについて）を含む。この実施例においては、内部補強用構成要素４０５０として、カスタム設計の横断面を有する押出しシリコーン（すなわちスプライン）を使用した。

図３８に目を向けると、スプライン３８００は、図３８中に横断面で描かれているカスタム幾何形状で形成されている。図示された通り、スプライン３８００は、内側径３８１０および外側径３８２０を有していた。内側径と外側径の間の領域は、細胞が存在する管腔領域で構成されていた。

図４０Ａおよび４０Ｂに戻ると、市販のポリカーボネートウレタン製の押出しチューブを取得し、管腔を査定するための充填用管４０３０として利用している。円筒形キャビティ内でマンドレルの周りにポリカーボネートウレタンを圧縮成形することによって、生体適合膜複合材料の充填用管４０３０の外径と充填用管４０３０の内径を整合させるためのアダプタ４０４０を製造した。アダプタ４０４０を２ｍｍの所望の長さに切断した。

円筒形キャビティ内でポリカーボネートウレタンを圧縮成形することによって、エンドプラグ４０８０を形成した。エンドプラグ４０８０を、２ｍｍの所望の長さに切断した。

図３９に目を向けると、最終的細胞カプセル化デバイスの形状の２つの同一の半金型３９３０（一方の半分のみが図３９に示されている）を有する鋼製金型３９１０が、二（２）つの平行なキャビティ３９２０を伴って機械加工されている。各々のキャビティ３９２０は、多様な長さおよび直径を有する三（３）つの区分Ａ、ＢおよびＣで構成されていた。

単一の生体適合膜複合材料を、およそ２．５４ｃｍ×３．０ｃｍに切断し、生体適合膜複合材料の細胞不浸透性層が両方の平行なキャビティ３９２０全体にわたって上を向いている（すなわち細胞不浸透性膜または細胞に面した側が上方を向いている）ような形で、鋼製金型３９１０の下半分の上に配設した。複合材料の他方の側（すなわち緩和層または身体に面した側）は、鋼製金型３９１０の金型キャビティ３９２０の区分Ｂの一部分および区分Ａと接触していた。

図４０Ａおよび４０Ｂに戻ると、各々の充填用管４０３０の中に鋼製マンドレル４０２０が挿入され、充填用管４０３０の一方の端部全体にわたってアダプタ４０４０が設置されて、マンドレルアセンブリを形成していた。アダプタ４０４０を伴うマンドレルアセンブリの端部を、細胞不浸透性膜が上向のままの状態で、生体適合膜複合材料の上で区分Ａ（図３９に描かれている）において金型キャビティ３９２０の端部内に装填した。充填用管４０３０を区分Ｂに位置付けし、マンドレル４０２０を区分Ｃまで伸長させた。

膜複合材料（図示せず）の細胞不浸透性層と直接接触して区分Ａ（図３９に示されている）において各々のキャビティ３９２０内に、シリコーンの予め切断した部片４０５０（例えば細胞押し退け用コア）（図３８中のスプライン３８００と同じ寸法および形状）を、細胞押し退け用コア４０５０の近位端部がマンドレル４０２０の遠位端部に触れている状態で設置した。次に、生体適合膜複合材料の上で区分Ａ（図３９に示されている）において各キャビティ３９２０の遠位端部内に、ポリカーボネートウレタンプラグ４０８０を設置した。

ポリカーボネートウレタン溶接フィルム４０６０を得、溶接フィルム４０６０の近位端部をキャビティ３９２０の区分Ａの近位端部と整列させて、２つのキャビティ３９２０の間で生体適合膜複合材料の上に置いた。溶接フィルムは、生体適合膜複合材料の長さにわたり中心線４００５を覆うように設置した。その後、生体適合膜複合材料が実質的に半金型３９１０の中心線４００５と整列するような形でキャビティ３９２０内に位置付けされた細胞押し退け用コア３８００全体にわたり、かつ溶接フィルム４０６０が生体適合膜複合材料４０７０を共に結合するような形で（以下で詳述）２つのキャビティ３９２０の間に位置付けされた溶接フィルム４０６０の上で、生体適合膜複合材料を折り畳んだ。

金型の上半分（図示せず）を金型３９１０の下半分上に組立て、結果として得た金型アセンブリをポリカーボネートウレタンの溶融温度より高く予熱したホットプレス内に置き、金型を閉鎖し、ポリカーボネートウレタン溶接フィルム４０６０、エンドプラグ４０８０およびアダプタ４０４０が生体適合膜複合材料４０７０へと一体化させ、その時点でプレスを開放し、金型アセンブリを取り出し、金属テーブル上に置いて冷却した。

ひとたび金型アセンブリが取扱いに充分な程度に冷却された時点で、これを開放し、カプセル化デバイスを取り出した。マンドレル４０２０を充填用管４０３０から取出し、余剰の生体適合膜複合材料があればそれを除去した。デバイス４０００の中心で２つの管４０７０の間に２つの孔４０３５を穿孔し、プラグ４０８０およびアダプタ４０４０と整列させた。厚み０．５ｍｍのポリカーボネートウレタン半分を、孔４０３５を通して局所的に溶融させることによって、各々厚み０．５ｍｍのポリカーボネートウレタン製の二（２）つの部片で形成された２つの補剛部材４０２５を取付けた。補剛部材４０２５は、カプセル化デバイス４０００に対して支持と剛性を提供した。最後に、Ｂｕｔｌｅｒら、に対する米国特許第５，９０２，７４５号の教示によって、細胞カプセル化デバイス４０００全体を親水性にした。

細胞カプセル化デバイス４０００は、図４０Ａに示されている中心線に沿った生体適合膜複合材料と溶接フィルム４０６０の結合から管４０７０の間に形成されたヒートシールを伴う２つの管４０７０（図４０Ａおよび４０Ｂ中で図示）を含んでいた。

５ｐｓｉの内部圧力でイソプロピルアルコール中に沈められた場合に気泡流として視覚的に検出される漏れの存在について試験することにより、溶接の無欠性を適合性評価した。

試験方法の節に記されている酸素拡散距離（ＯＤＤ）方法にしたがって、インビトロ管腔延伸について細胞カプセル化デバイス４０００を評価した。デバイス４０００は、結果として５６μｍのインビトロ管腔延伸および１ＰＳＩで２０６μｍの酸素拡散距離をもたらした。結果は、平面またはポーチ構成ではない代替的デバイス形態でデバイスの管腔の内部に補強用構成要素を内含させることを通して、酸素拡散距離を制御し制限することができる、ということを実証した。

実施例７
各デバイス中で使用される補強用構成要素を除いて、同一の細胞カプセル化デバイスを創出した。

実施例１で説明されている通りに、３つのデバイス（デバイス７Ａ、７Ｂ、７Ｃ）を構築した。使用した生体適合膜複合材料は、実施例１のデバイスＢにおいて前述したものである。この実施例においては、実施例１で説明された追加の第３の不織血管新生層を、膜複合材料の一部として含めなかった。生体適合膜複合材料は、実施例１のデバイスＢにおいて説明した第１の細胞不浸透性ｅＰＴＦＥ層および第２の開放ｅＰＴＦＥ緩和層で構成されていた。

これらのデバイスは、外部補強用構成要素の変形形態を伴って構築された。

各デバイスのために使用されたさまざまな外部補強用構成要素は表１１に示されている。

全ての細胞カプセル化デバイス（デバイス７Ａ、デバイス７Ｂおよびデバイス７Ｃ）を、最大酸素拡散距離について評価した。１ＰＳＩの内部圧力における表集計結果は、表１２に示されている。これらの結果は、外部補強用構成要素の特性を変動させることによって、酸素拡散距離を適切に制御できるということを実証している。

実施例８
実施例７により説明されている通りに、２つのカプセル化デバイス（８Ｂおよび８Ｃ）を構築した。これらのデバイスの各々において、追加の外部補強用構成要素を追加し、この追加の補強用構成要素の影響を、対照としての実施例７で説明されたデバイス７Ａと比較した。

デバイス８Ｂ５７００について、追加の外部補強用構成要素は、デバイスとは別個に曲げられヒートセットされた直径２５４ミクロン（１０ｍｉｌ）のニチノールワイヤであった。このワイヤは、デバイスの短軸を横断して２つの平行な支持体を構築するように形成されたものである。形成されヒートセットされたニチノールクリップ５７２０を次に組立てて、図５７に示されたデバイス８Ｂを得た。デバイス８Ｂ５７００の裏面は、ニチノールクリップ５８２０が参照指示された状態で、図５８に示されている。

デバイス８Ｃ５９００については、図５９に示されている追加の外部補強用構成要素は、実施例７のデバイス７Ａにおいて構築されたカプセル化デバイス上に適合し得る平担なスリーブ内へステントを形成するべくデバイスとは別個に平担化されヒートセットされた０．１５２ｍｍ×０．２０３２ｍｍのストラットで構成された直径８ｍｍ、長さ２０ｍｍのニチノールステントから製造されたスリーブ５９２０であった。ニチノールスリーブは、デバイスの長軸に沿って接合された支持体の２つの平行な層を有していた。形成されヒートセットされたニチノールスリーブ５９２０をその後、実施例７のデバイス７Ａにより説明したデバイス上に組み立てて、図５９に示された通りのデバイス８Ｃ５９００を達成した。２つのデバイスを最大酸素拡散距離について評価し、基準対照としての実施例７のデバイス７Ａに比較した。１ｐｓｉの内部圧力における結果は表１３に示され、ＯＤＤがデバイスの外部に追加の補強用構成要素を付加することによってさらに制御可能であることを実証している。

以上の試験方法の節に記されているヌードラット外植片組織構造にしたがって、細胞が装填されたデバイスＡ３７４０およびデバイスＢ３７６０の機能的性能を評価した。支柱高さの減少と共に観察された、結果としての酸素拡散距離の減少は、同様に、図３７Ｂ中のデバイスＡ３７４０および図３７Ｃ中のデバイスＢ３７６０の代表的横断面に示されているように、管腔内の移植片厚みの組織学的観察と辻褄が合うものであることが示された。さらに、組織学的評価から、結果として得られたデバイスＡ３７４０およびデバイスＢ３７６０の酸素拡散距離が、それぞれ図３７Ｅおよび３７Ｆ中の生存細胞３７５０、３７７０によって証明されるように、インビボの細胞生存能力を可能にしたという結論を下すことができる。

実施例９
管腔内部に追加の内部補強用構成要素を付加する点を除いて、実施例７で説明されている通りにカプセル化デバイス（９Ｂ）を構築した。この追加の内部補強用構成要素の影響を、対照としての実施例７で説明されたデバイス７Ａと比較した。

デバイス９Ｂに付加された追加の内部補強用構成要素は、およそ６．２ｍｍの内側開口部と幅およそ１ｍｍのデバイスの中心にある横材を伴う、溶接の内側に適合するようにレーザカットされたニチノール製の０．１ｍｍ（４ｍｉｌ）シートであった。レーザカットされたニチノール製の内部フレームを、内部補強用構成要素が膜の層の間の最も内側の溶接リングと当接するような形で溶接の間、管１３３０（図１３）の端部においてデバイス管腔内に置いた。

デバイス９Ｂを、最大酸素拡散距離について評価し、基準対照としての実施例７のデバイス７Ａと比較した。１ｐｓｉの内部圧力における結果は表１４に示され、ＯＤＤがデバイスの管腔内部への追加の補強用構成要素の付加によってさらに改善可能であることを実証している。

本出願の発明について、一般的にと同時に具体的実施形態に関しても、以上で説明してきた。当業者にとっては、本開示の範囲から逸脱することなく、実施形態にさまざまな修正および変形形態を加えることができるということは明白である。したがって、実施形態は、添付のクレームおよびその等価物の範囲内に入ることを条件として、本発明の修正および変形形態を網羅する、ということが意図されている。

Claims (32)

1. 少なくとも１つの管腔を内部に画定するために周囲の一部分に沿って封止された少なくとも１つの生体適合膜複合材料であって、前記少なくとも１つの管腔が相対する表面を有している、生体適合膜複合材料と；
   前記少なくとも１つの管腔と流体連通状態にある少なくとも１つの充填用管と；
   を含むカプセル化デバイスであって、
   前記少なくとも１つの生体適合膜複合材料は、１ミクロン未満の最大細孔サイズ（ＭＰＳ）を有する細胞不浸透性の第１の層と、中実特徴部離隔距離の大部分が約５０ミクロン未満である中実特徴部を有する、細胞内殖を可能にする第２の層とを含み、かつ
   最大酸素拡散距離が約２５ミクロン～約５００ミクロンであり、さらに
   前記中実特徴部は、環境的力に曝露されたときに耐変形性を有する前記第２の層の内部に配置された３次元構成要素である、カプセル化デバイス。
2. 前記第１の層が、約５ｇ／ｍ^２未満の面積当たり質量（ＭｐＡ）を有する、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
3. 前記少なくとも１つの生体適合膜複合材料が、４０Ｎ／ｍ超の最脆弱軸内の最大引張荷重を有する、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
4. 前記第２の層が約２００ミクロン未満の厚みを有する、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
5. 前記第２の層の中実特徴部が各々、代表的短軸、代表的長軸および中実特徴部深さを含み、かつ
   前記代表的短軸、前記代表的長軸および前記中実特徴部深さのうちの少なくとも２つの５０％超が、約５ミクロン超である、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
6. 前記中実特徴部がフィブリルによって連結されており、前記フィブリルが変形可能である、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
7. 前記第１の層と接触状態にある第１の中実特徴部の少なくとも一部分が、結合された中実特徴部である、請求項１～６のいずれか１項に記載のカプセル化デバイス。
8. 前記中実特徴部の大部分が、約３ミクロン～約２０ミクロンの代表的短軸を有する、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
9. 前記第１の層および前記第２の層が密に結合されている、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
10. 前記第１の層および前記第２の層のうちの少なくとも１つがフルオロポリマ膜である、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
11. 前記第２の層が、織布、不織布、スパンボンド材料、メルトブローン繊維性材料および静電紡糸ナノファイバの中から選択された布地を含む、請求項１～１０のいずれか１項に記載のカプセル化デバイス。
12. 前記第２の層がノードを含み、前記ノードが前記中実特徴部である、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
13. 補強用構成要素を含む、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
14. 前記補強用構成要素が第２の層上の外部補強用構成要素である、請求項１３に記載のカプセル化デバイス。
15. 前記外部補強用構成要素が約０．０１Ｎ／ｃｍ～約３Ｎ／ｃｍの剛性を有する、請求項１３に記載のカプセル化デバイス。
16. 前記外部補強用構成要素が不織布を含む、請求項１３に記載のカプセル化デバイス。
17. 前記外部補強用構成要素が織布である、請求項１３に記載のカプセル化デバイス。
18. 内部補強用構成要素を含む、請求項１３に記載のカプセル化デバイス。
19. 前記内部補強用構成要素が約０．０５Ｎ／ｃｍ～約５Ｎ／ｃｍの剛性を有する、請求項１８に記載のカプセル化デバイス。
20. 前記内部補強用構成要素が細胞および栄養素不浸透性補強用構成要素である、請求項１８に記載のカプセル化デバイス。
21. 前記内部補強用構成要素が、実質的に平面的であり、かつ、前記管腔を２つの部分に分割している、請求項１８に記載のカプセル化デバイス。
22. 前記内部補強用構成要素の上に構造的支柱を有する、請求項１８に記載のカプセル化デバイス。
23. 前記内部補強用構成要素と前記少なくとも１つの生体適合膜複合材料との間にボンド点を含む、請求項１８に記載のカプセル化デバイス。
24. （１）第１の生体適合膜複合材料および第２の生体適合膜複合材料を含み、かつ（２）前記第１および第２の生体適合膜複合材料の間にボンド点を含む、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
25. 互いに約０．５ｍｍ～約９ｍｍ離隔されている直径約１ｍｍのボンド点を含む、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
26. 前記管腔内に配置された細胞押し退け用コアを含む、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
27. 前記管腔の相対する層を相互連結するポリマ製構造的スペーサを含む、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
28. 前記管腔の所望される厚みを維持するために前記管腔の内部に位置設定された構造的スペーサを含む、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
29. 互いに９ｍｍ未満の溶接離隔距離を有する、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
30. 表面コーティングを有し、この表面コーティングが、抗菌剤、抗体、医薬品および生物活性分子の中から選択された１つ以上の部材である、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
31. 親水性コーティングを上に有する、請求項１に記載のカプセル化デバイス。
32. 前記少なくとも１つの管腔が、ＰＤＸ１陽性膵臓内胚葉細胞、内分泌前駆体細胞又は内分泌細胞を含む、請求項１に記載のカプセル化デバイス。

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