JPH10506301A - 物質を送達するためのデバイスおよびその使用方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、巨大分子の治療標的への送達を最適化するための手段として有用であるように特異的に調整された、複合多孔質膜を生産するためのデバイスおよび方法を包含する。

Description

【発明の詳細な説明】 物質を送達するためのデバイスおよびその使用方法 発明の背景 関連技術の記述 薬物または他の治療剤の制御された、持続的放出が、薬物または治療剤の投与 結果の効率および／または安全性を増強し得ることが長い間理解されている（総 説として、Langer，R.S．Drug Ther．（1983年4月）217-31ならびに、Langer，R ．およびN．A．Peppas BMES Bull（1992）3-7，16を参照）。制御された放出が 可能な様式で治療剤の投与が行われない場合、患者内の薬剤のレベルは実質的に 変動し得、ある時は毒性であり得る、または所望しない副作用を生じ得る濃度に 達し、そしてある時は治療効果が必要とされるレベルを下回る。制御された放出 のためのデバイスの使用および／または方法の第一の目的は、治療剤の全身レベ ルをより良く制御することてある。 ある環境下において、制御された放出方法のもう１つの望ましい使用は、その ような薬剤の存在が有益であり得る組織あるいは部位への特異的な治療剤の送達 を目標にすることである。例えば、ガンの化学療法に使用される物質は、治療レ ベルで所望されない、そして一般的な全身性副作用を有することが知られており 、そのような副作用には、嘔吐および骨髄機能の低下がある(Devita，V.T．Harr ison's Principles of Internal Medicine 第11版 New York：McGraw-Hill、198 7，433-9)。そしてこれにより、化学療法治療剤が特に固形悪性腫瘍の場合、障 害部位を特異的に標的化するように努力が払われてきた(Tomlinson，E．Advance d Drug Deliv．(1987)1:87-198、およびShin，S.U．Biotherapy（1991）3:43-53 )。 数種類の異なるクラスの制御された放出ストラテジーが開発されている。それ らは主に、(a)制御された拡散による放出；(b)基質の膨張をもたらす浸透圧力に よる、または浸透圧駆動による機械的作用により制御された放出；および(c)薬 剤と、その薬剤が吸着または結合される基質との相互作用の化学的制御により制 限される放出を包含する。制御された拡散による放出 制御された拡散による放出は、基質内に治療剤を混入することによって達成さ れ得、基質の小さなポアサイズおよび／またはその拡散通路の曲折は、基質を介 する薬剤の拡散を制限する(Langer，R.S.，Drug Ther.（1983年４月）217-31，E ckenhoffら、米国特許第4,595,583号、Venktramaら、米国特許第5,273,755号、A ebischerら、米国特許第5,106,627号、Deprinceら、米国特許第5,008,112号、お よびCardinal、米国特許第4,601,893号)。治療剤は、拡散が制限されている基質 内に取り込まれ得るか、または薬剤がリザーバ内に含まれ得、そして基質は、薬 剤が患者の生物学的液体に入るために通過しなければならない障壁を形成し得る 。制御された拡散で徐放的に緩慢に放出させるデバイス（Langer，R.S．Drug Th er.（1983年４月）217-31、ならびにLanger，R.およびN.A．Peppas．BMES Bull （1992）3-7，16）を作製するために使用されている材料として、非分解性ポリ マーであるポリジメチルシロキサン、エチレン−ビニルアセテートコポリマー(C ohenら、米国特許第4,591,496号、およびFolkmanら、米国特許第4,164,560号)、 およびヒドロキシルアルキルメタクリレートが挙げられる。 ある場合においては、経皮パッチ（patch）による薬物送達の場合のように、 デバイスが非侵入的に使用され得る。この例としては、乗り物酔い（motion sic kness）を防止するための抗狭心剤であるニトログリセリンおよびスコポラミン の持続性放出が挙げられる(Brown，L.およびR．Langer，Ann．Rev．Med．（1988 ）39:221)。またある場合においては、それらの間で、栄養因子の円筒形神経ガ イドチューブ（cylindrical nerve guide tube）の壁からの放出は神経の再生を 助けると考えられており(AebischerらJ．Neurosci.Res．（1989）23:282)、移植 可能な薬物放出デバイスがインビボで緩慢に分解することが所望され得る。この ことは、移植されたデバイスを取り除くためのさらなる再外科手術の必要性およ び経費を削減する。この目的のために、拡散が制御された持続デバイスが、生分 解性ポリマー、これらのうち、乳酸／グリコール酸コポリマー(Coombesら、米国 特許第5,290,494号、およびDeLucaら、米国特許第5,160,745号)から作製されて いる。この手段で作動するデバイスの外形（geometry）は、微小なディメンジョ ンの球体および肉眼的なディメンジョンの球体、円筒、平板、および中空半球を 包 含する(LangerおよびN.A．Peppas BMES Bull(1992)3-7,16、およびJ．Macromole c．Sci.(1983)23:61)。 拡散−制御放出方法の欠点は、物質の拡散が、制限された期間のみ基質内の薬 剤の封じ込めを提供し得ることである。さらに、その物質の拡散速度は、制御す ることが困難なパラメータによって影響を受け得る。それらの中には、周辺流体 の粘性、ならびに膨潤あるいは化学的および／または酵素的攻撃による基質のデ ィメンジョン変化がある。制御された拡散によるタンパク質の放出のための微孔 膜が、エチレンビニルアセテート(EVA)から作製されており、そしてこの膜は、 治療能を示す様式で、インビボで使用されている(Langer，R.およびN.A．Peppas ．BMES Bull（1992）3-7,16)。このアプローチの利点は、膜が、目的のタンパク 質を含み、高い放出能力を与える微小なポアを生成する様式で作製されることで ある。しかし、EVA持続方法には、いくつかの潜在的欠点がある。それらのうち には以下のものがある： ａ） 大量のタンパク質を用いる必要性。 この制御された放出膜の作製手順は 、乾燥タンパク質粉末のメチレンクロリドのような溶媒中のポリマー溶液への添 加を包含する。これにより溶媒が蒸発するとき、タンパク質粉末粒子はポリマー 中でポアを形成する(Folkmanら、米国特許第4,164,560号および同第4,391,797号 )。ポアのサイズは、タンパク質粉末粒子のサイズによって決定され、そして多 量のポアを作製するために、総膜容量に対するタンパク質粉末の実質的容量比を 用いなければならない。これにより、得られたデバイスをインビボで使用する場 合、過剰量の放出可能なタンパク質の取り込みが生じ得る。多くの場合、これら のうち、再生している神経部位への栄養因子の送達において、この因子の濃度を 高くさせすぎるのは望ましくない。何故なら、このことにより、所望しない生物 学的応答が生じ得るからである。持続デバイス中に組み込まれる栄養因子の総量 を制限するもう１つの理由は経済性であり、この因子の産生および／または精製 の高いコストに関連している。 これらの問題に対処するための１つの方法は、血清アルブミンのような「キャ リアタンパク質」を使用することである(AebischerらJ．Neurosci．Res．（1989 ）23:282)。生物的に活性なタンパク質またはペプチドは、水溶液中でより大量 のこのような「不活性な」キャリアタンパク質と共に溶解され、そしてタンパク 質粉末を形成するために凍結乾燥される。キャリアタンパク質は、ポア形成の物 理的プロセスの原因である。しかし、このアプローチの欠点は、生物学的に活性 なタンパク質を放出するために、得られた膜が多量のキャリアタンパク質を放出 しなければならず、そしてこのことは、毒性および／または所望しない免疫応答 を生じ得る。 ｂ） 作製手順中のタンパク質の可能な変性。 制御された放出デバイスの作製 手順は、乾燥タンパク質の、メチレンクロリドのような適切な有機溶媒に溶解し た合成ポリマーへ添加する工程を包含する。乾燥および溶媒への暴露は両者とも 、タンパク質を変性し得、タンパク質の治療上関連する生物学的活性を消失させ る。このことは、タンパク質粉末に少量の水分が存在してる場合、および／また はタンパク質が不安定で感受性の生物学的活性を有する場合に特に起こるようで ある。この手順の代替法は、乾燥タンパク質粉末を溶媒のないポリマーに添加し 、その後、混合物を膜の形態に圧縮することを包含する。これは溶媒を使用する 必要性を回避するが、タンパク質粉末はなお消滅（died）しなければならず、そ してこの方法は他の上記の考慮により、適用性がなお制限される。溶媒膨潤による放出 治療剤の制御された送達に対するこのアプローチは、放出を管理するための溶 媒活性化の浸透力を用いるデバイスを使用することを包含する。この先行技術の １つの態様は、治療剤を初めは拡散させないポリマーシステム中で薬剤を取り込 むことである。デバイスの移植の際に、体液は、ゆっくりと吸収される。この吸 収によりポリマーが膨潤し、および／またはポリマー内のタンパク質粒子が溶媒 和化し、薬物のデバイス外への拡散を可能にする(Folkmanら、米国特許第4,164, 560号および同第4,391,797号)。膨潤速度が放出速度を決定し、そしてこのアプ ローチの欠点は、この膨潤速度は、１つのデバイスを多様な適用に使用し得る様 式では制御が困難であることである。一般にこのようなデバイスが異なる薬剤の 送達に使用されるに全ポリマーシステムを再処方する必要がある。あるいは、Al za Corp.により実施されるように、外部チャンバの浸透膨張の結果として、浸透 圧力を使用して内部チャンバの圧力に及ぼし得る。これにより、内部チャンバ内 容物の制御された送達をもたらす(Michaelsら、米国特許第4,450,198号)。化学的に制御された持続性放出 化学的制御よる放出は、治療剤を固定化した基質からの化学的切断、および／ または薬剤を固定化したポリマーの生分解によるものを最も多く包含する(Lange r，R.S．Drug Ther．(1983年４月)217-31ならびにLanger，R.およびN.A．Peppas BMES Bull（1992）3-7，16)。この方法の欠点は、生分解および／または化学的 切断をインビボで再現的に制御することが困難であり得ることである。何故なら 、それは、通常生理学的酵素の作用に全部または一部が依存しており、この酵素 は、患者によって種々のレベルで存在し得るか、あるいは時間および／または患 者の生理学的状態の関数として患者内で変化するからである。 化学的制御による放出の別の変異体は、本明細書において「制御された非共有 結合の解離」または「CND」（Controlled noncovalent dissociation）と呼ばれ る。これは薬剤を基質に非共有結合的に結合させることによって一時的に結合す る薬剤の解離から生じる放出に関する。単層あるいは複層コラーゲンフィルムが この目的に有用であることを証明することが最近報告されている（Song，S-Z．E PA 0 518 697 A2．1992）。この方法は、タンパク質あるいはペプチドの制御さ れた放出に対して特に適切である。タンパク質あるいはペプチドは、多重の非共 有的イオン結合、疎水結合、および／または水素結合を形成し得る巨大分子であ る。これらの結合はタンパク質の適切な基質への安定ではあるが永久的ではない 付着を与える。 CNDによる放出に関する先行技術の１つの欠点は、この目的のために作製され るフィルムが比較的非多孔性であることである。従って、治療剤の固定化および 制御された放出に対する能力は、薬剤の放出のための、薬剤が放出される媒体と 接触している制限された表面積によって拘束される。この問題は認められており 、そして複層内にフィルムを配列することによって克服しようとする試みがなさ れている（Song，S-Z．EPA 0 518 697 A2．1992）。 コラーゲンフィルムを多孔質基質の表面にコートし(Lai，C.J.およびS.M．Gol din米国特許第4,066,512号、Gabriels，Jr.，J.E．米国特許第4,996,154号なら びに同第5,175,092号)、そして、他の種々の多孔質基質がタンパク質およびペプ チドを固定化する目的で作製されている（Matsudaira，P．J．Biol．Chem．(198 7)262:10035，PattersonらAnal．Biochem．（1992）202:193，Curch，G.M.およ びW．Gilbert，Proc．Nat．Acad．Sci.（1984）81ならびにProduct Literature for the Immobilon Product line 1991）。しかし、タンパク質およびペプチド の放出のための、高い表面積対容積比を有するデバイスを使用する方法はこれま でに開発されていない。そのようなデバイスは多くの疾患および障害の処置に有 用である。発明の要旨 本発明は、制御された非共有結合の解離（「CND」）によって、巨大分子の治 療部位への送達の最適化において有用であるように特異的に調整された、複合多 孔質膜を生産するための方法を包含するデバイスに関する。得られた多孔質性CN Dの制御された放出性膜を「CND制御放出デバイス」と呼ぶ。このCND制御放出デ バイスは以下の３つの構成成分からなる（図1Aおよび1Bを参照のこと）： ａ） 多孔質基底層 ｂ） 基底層の内部表面に結合しているマイクロスキン。マイクロスキンは、 協同的な２次結合により非共有的に巨大分子（以下の構成成分「ｃ」を参照）に 結合し、そして制御された非共有結合の解離（CND）によって巨大分子を徐々に 放出するように特異的に調整される。マイクロスキンは、得られた複合構造が、 基底層によって提供される多孔性の特徴を保持し得るような様式で、基底層の内 部表面に結合される。 ｃ） 結合され、そして放出されるべき１つ以上の巨大分子。 得られるCND制御放出デバイスは、放出される巨大分子の構造内部から外部の 体液への輸送を可能にする、相互に連通している毛細ポアを含む。放出される生 物学的巨大分子は、標的組織に対して有益な治療効果を発揮し得る。 好ましい実施態様は、所望する治療効果の標的またはその付近へのデバイスの 移植を包含する。このタイプのデバイスはまた、治療用の巨大分子の体外投与に 使用され得る。 現在の実施は、浸透圧ミニポンプ、マイクロスフェア、経皮パッチ、生分解性 ポリマー、およびキャリアタンパク質と共に治療剤物を放出する膜の使用を包含 する。巨大分子の制御された放出のために、上記のような複合構造を使用する先 行技術は存在しない。本発明者らは、本明細書において、本発明が多くの巨大分 子の選択的な制御された放出（例えば、神経を再生するための栄養因子の放出） に、特に十分に適切であることを実証する。先行技術に対する本発明の利点を表 １にまとめ、そして以下に述べる。利点として、以下のことが包含される： ａ） 送達しようとする物質のみの放出 対照的に、多孔質を用いる先行技術 のデバイス、例えば上記のEVA膜作製方法によって生産されるデバイス（Cohenら 米国特許第4,591,496号、ならびにFolkmanら米国特許第4,164,560号および同第4 ,391,797号）は、ポア形成のための基質としてキャリアタンパク質粒子の使用を 包含する。制御された様式で送達しようとする生物学的活性は、タンパク質粒子 に取り込まれ、そしてキャリアタンパク質と共に放出される。 ｂ） 高い表面積／容積比 先行技術の平面非透過性フィルム（Song，S-Z.， EPA 0 518 697 A2，1992）と比較すると、本発明は制御された放出に対して、よ り高い能力を有し、これは相互に連通している毛細ポアの相互ネットワークによ る（図1A参照）：得られた高い表面対容積比は、膜の微小な表面積単位あたりの 放出能力を提供する。この能力は、好ましい実施態様では、先行技術の非透過性 フィルムより１〜数オーダーの大きさで高い。さらに、同時に得られる利点は、 ２つの各構成成分（基底層およびマイクロスキン）の特性を制御することによる 多孔性、生体適合性、生体侵食性、および送達の動力学の独立した制御である。 非透過性フィルム由来のCNDの先行技術（Song，S-Z．EPA 0 518 697 A2，1992 ）とはさらに対照的に、制御されたポアサイズの基底層材料を作製し、そして最 適な多孔性、表面対容積比、および膜外表層におけるまたはそれを越えた放出性 巨大分子の生物学的材料へのアクセス（accessibility）のデバイスを作製する ために使用し得る（図1Aおよび1Bを参照）。例えば、得られるCND制御放出デバ イスのポアサイズは、本デバイス内から細胞および／または細菌を除去するのに 十分に小さく製造され得、そして、このことは以下の（ｃ）に記載の理由から 望ましい。 ｃ） タンパク質分解、食作用、および巨大分子を改変および／または分解し 得る他の生物学的プロセスからの結合巨大分子の保護 非透過性フィルムとは対 照的に、放出能力の大きささは、相互に連通している毛細ポアの相互ネットワー クにある。従って、巨大分子のアクセス、ならびにそれによる細胞表層との接触 、ならびに随伴する細胞介在食作用、飲食作用、および／または不溶化したタン パク質および／またはマイクロスキンの分解、および／またはタンパク質の放出 動力学を変更し得る関連のプロセスが制限されるように、ポアサイズを小さくす ることが可能である。 ｄ） 比較的最小の改変を伴う、種々のタンパク質および／またはペプチドを 放出するための単一複合デバイスの使用 拡散が制御された制御放出デバイスと は対照的に、多孔質CNDデバイスによる放出動力学は、治療上重要なタンパク質 の分子量の影響を比較的受けない。CND制御放出デバイスの好ましい実施態様お よびその使用方法は、ポアサイズが通常分子のディメンジョンより極めて大きい 膜を用いることから、放出の動力学は、CNDにタンパク質を固定化させる可逆的 、協同的な二次結合の強さおよび数によって主に決定される。これらの結合は、 デバイスのマイクロスキンとタンパク質との間の主として非特異的な様式で形成 する；本明細書において例示されるように、それにもかかわらず分子量および構 造が異なるタンパク質が、同様な所望の時間経過（一般に数日〜数週間）を超え て放出可能である。多くの拡散制御放出デバイスは、同じ結果を達成するために 、製品の重要な再処方（reformulation）を必要とする。 ｅ） 治療剤の選択的標的化 必要とされる量および時間での作用部位への選 択的な送達により、放出される巨大分子に関連する毒性が制限される。実施にお いて、本発明の時間的かつ空間的選択性は絶対的なものではあり得ないが、本明 細書において例示されるように（実施例１〜４；図２を参照のこと）、従来の様 式の送達より改善されていることは明らかである。 ｆ） 破滅的なデバイスの衰退による薬剤の所望しないまたは過剰な放出の防 止 物質と基質との間の化学結合の解離によって介在される放出に依存するより も、薬剤の放出を制御するための薬剤の物理的閉じこめに依存するデバイス（例 えば、移植可能な浸透圧ミニポンプ）は、デバイスが破壊した場合に薬剤の大量 放出を生じ得る。その体液内レベルが非常に高いときに、薬剤が毒性を生じるタ ンパク質またはペプチドである場合、大量放出は重大な結果、または生命を脅か す結果さえ引き起こし得る。注目される例として、ホルモンのインスリンがある 。これは血中レベルが過剰である場合、潜在的に致死的なインスリンショックを 生じ得る（Larner,J．Goodman and Gilman's Pharmacological Basis of Therap eutics第７版New York: MacMillan 1985，1502）。対照的に、本発明は拡散-制 御デバイスの高い放出能力と化学的に制御された放出システムに固有の安全性と を組み合わせる。CND多孔質膜が破壊されるか、あるいは断片化される場合、断 片が元の膜に極めて類似する制御放出特性を保持するので、大量放出が防止され る。 図面の簡単な説明 図1Aおよび1Bは、CND送達デバイスの徐放膜の作製および得られる組成物を包 含する工程の概略図を包含する；図1Aにおいて、（１）は空気充填微小毛細ポア を表す；（２）は毛細管作用によりマイクロスキン材料の溶液が満たされたポア を表す；（３）はマイクロスキンでコートされたポアの空気乾燥を表す；（４） は固定化し、後に放出すされる巨大分子溶液の導入を表す；（５）は得られたCN D送達デバイスを表す。 図２は、基底層としてポリスルホンの中空繊維膜（チューブ）を用いて、イン ビトロで形成されるCND制御放出デバイスからのrhGGF2の制御された放出を示す ；ここで、図２は、このデバイスから放出されるrhGGF2量と、先行技術（NPC） に類似の非透過性フィルムから得られる放出をさらに比較し、先行技術と比較す ると、本発明のデバイスにより、かなり持続的かつ増強された放出を示す。 図３は、神経ガイドチューブを覆うCND制御放出デバイスから放出される疑似 定常状態の管腔内[rhGGF2]を、水平の点線で表されたシュワン細胞の増殖に対す る閾値に関連して、時間とrhGGF2減衰時間定数との関数として表す；ここで、図 ３は、実施例８に例示されたモデルを用いて、rhGGF2がシュワン細胞増殖の刺激 に対する閾値を超えるたままである期間を推定する。 図４は、先を切断された（transected）神経の再生を補助する目的で、円筒形 の神経ガイドチューブ内のCND制御放出デバイスの様々な形状の配置を示す図で ある。 図５は、rhGGF2を、インビボで切断したラットの坐骨神経を架橋している（br idging）神経ガイドの腔内に注入した場合の、rhGGF2の急激な衰退を示す。 図６は、インビトロでシュワン細胞培養物への放射性標識ヨードデオキシウリ ジン（（¹²⁵Ｉ）UDR）の取り込みの増強によって測定されるところの、「rhGGF2 」がシュワン細胞の分裂促進（mitogenesis）を刺激する、濃度依存性の能力を 示す。 図７は、セルロースの基底層上にコラーゲンのマイクロスキンから形成される CND制御放出デバイス内に結合したrhGGF2の放出を示す。放出は、放出量／mm²と して表されている。 図８は，［rhGGF2]の変化速度（pmol／時間）に関して、インビトロてのCND制 御放出デバイスからのrhGGF2の放出速度を示す。ここで、本デバイスを使用して 、インビボで神経ガイドチューブを覆った。 図９は、インビボのデータ（実施例５を参照）の外挿に基づき、そして[GGF] を神経ガイドチューブにボーラスとして初回注入した場合の、疑似定常状態の腔 内[GGF]を、水平の点線で表されたシュワン細胞の増殖に対する閾値に関して、 時間とGGF減衰時間定数との関数として表す；ここで、図８は、実施例８に例示 されたモデルを用いて、GGFがシュワン細胞増殖の刺激に対する閾値を超えたま まである期間を推定し、図４に例示されるように、その時間はCND制御放出デバ イスから放出されるGGFが放出される場合よりも、実質的により短く、かつ減衰 時間定数により劇的に影響されることを示す；ここで、[GGF]は３〜10日間の間 でシュワン細胞の刺激について閾値より低い値で減衰するが、これは、神経ガイ ドチューブ内のGGF消失に対する推定半減期に依存するという結果が得られる（ インビボ実験に基づいて上限および下限を推定した）。 図10は、インビトロでのCND制御放出デバイスからの塩基性繊維芽細胞増殖因 子（「bFGF」）の制御された放出を示す。発明の詳細な説明 全ての参考文献が本明細書中において参考として援用することが意図される。 Ｉ． 重要な用語の定義 粘着物質 − 共有的、および／または非共有的化学結合により、および／また は疎水的相互作用、および／または他の分子間力の結果として、別の物質に結合 する傾向のある物質。本明細書において使用されるように、粘着物質であるとい う特性はマイクロスキンに望まれる特性である。何故なら、基底層のポアを規定 している内部表面に粘着し得、そして後の放出のために巨大分子に結合し得るか らである。 生体適合性物質 − 生体内に移植、または並置(juxtaposed)、あるいは積極的 に身体から離れ、そして再び身体に入る液体または材料と接触するように配置さ れるとき、個体の健康に関し重大な局面をもたらすような病理生理学的事象を引 き起こさない物質。 生分解性物質 − 本明細書において定義されるように、生体内および／または 生体と接触して一定期間が過ぎたとき、デバイスを除去するための侵入的手順を 軽減する様式で崩壊および／または分解する物質。生分解は、酵素的手段のよう な積極的プロセスに起因するか、あるいは水溶液において体温で起こるポリラク チドのエステル結合の化学的加水分解のような自発的（すなわち、非酵素的）プ ロセスに起因する。 結合 − １つ以上の共有結合、イオン結合、水素結合、疎水結合、あるいは他 の分子間力を介して安定な様式で連結するとき、分子または構造は別の分子また は構造と結合するという。本明細書において定義されているように、２つの構造 にお互いに並置であることをもたらす物理的強制の結果として、２つの構造はま た「結合」されるという。例えば、多孔質のテフロン(ポリテトラフルオロエチ レン)は本発明で適切な基底層として供し得る。テフロンとコラーゲンとの間に は分子間力がないかあるいは最小の分子間力しか存在しないと主張し得るが、こ こではコラーゲンコーティングのようなマイクロスキンがテフロンと結合すると いわれる。このような場合、主な強制力は、他のコラーゲン分子と相互作用する コラーゲンに起因する。この強制力は周辺の構造にコラーゲンをもたらし、輪ゴ ムあるいはゴムリボンが荷物に結び付くのと同様様式でテフロンの多孔質のネッ トワークを構築する。 制御された送達または放出 − 本明細書において定義されるように、デバイス からの物質の漏出の速度および期間のデバイスによる制御を提供するような様式 におけるデバイスによる物質の送達。例えば、本明細書の背景の節に記載されて いるように、制御放出デバイスからの送達はデバイスからの拡散、化学的結合の 解離などによって制御され得る。 協同的非共有結合 − ２つ以上の非共有化学結合、それらのうち水素結合、イ オン結合、疎水相互作用から生じる２つ以上の分子または物質間の相互作用。 障害 − 外部的要因、遺伝的素因、物理的または化学的外傷、またはこれらの 組み合わせから生じる生命体の機能および／または構造の混乱であって、いずれ の哺乳動物の疾患をも包含するがこれに限定しない。 使用環境 − 本明細書において定義されるように、本発明の適切な実施態様が 制御された放出の機能を実施する場所。例えば、使用環境は目であり得、視力を 妨げないような配置に従ったディメンジョンにデバイスのサイズおよび形状を制 限する；または、神経の再生を妨げない様式で、チューブのディメンジョンに従 って適応する神経ガイドチューブの内部。 巨大分子 − 本明細書において定義されるように、約400ダルトンを超える分 子量の分子。相対的に小さな巨大分子の例としては、これらに制限されないがペ ンタペプチド(すなわち５アミノ酸のペプチド)、トリサッカリド(３つの糖のモ ノマー単位のポリサッカライド)、および３個以上のモノマー単位を含む任意の ポリマーを包含する。 マイクロスキン − 主要成分として１つ以上のポリマーを有する物質の薄層。 この層は基底層の内部ポアを規定する表面に結合し、そして表面上で薄いコーテ ィングを形成する。得られる複合構造の多孔質の性質を保持する様式で、マイク ロスキンが基底層をコートする。すなわち、マイクロスキンは基底層のポアをコ ートするが完全には充填しない。この特性は、比較的制限されない様式でポアネ ットワークの間に入り込む(intercalte)外部の液体またはガスの能力を保存する 。 配置 − 本明細書において使用されるように、装着が標的、個体、使用環境に 有害に影響せずに制御された放出の有益な影響を生じる様式におけるデバイスの 挿入および方向。 ポリマー − 「モノマー」と呼ばれる単位を共有結合して作られる物質。モノ マーは互いに同一あるいは異なり得る。例えば、あるペンタペプチドは同一ある いは異なるアミノ酸のモノマー単位のいずれかから作られ得る(すなわち、ポリ リジン、ペンタペプチドのメチオニン-エンケファインの場合、この構造はチロ シン-グリシン-グリシン-フェニルアラニン-メチオニン、すなわち、非同一アミ ノ酸のポリマーである)。 タンパク質 − ペプチド結合によって３個以上のアミノ酸から作製されるポリ マー。一般的に、10個以下のアミノ酸からなるタンパク質はペプチドといわれる 。 タンパク質は、それに結合した他の化学的成分（すなわち、それに結合した糖、 脂肪）を有し得る。しかし、本明細書中ではそのような構造物もタンパク質と定 義する。すなわち、例えば、糖タンパク質、リポタンパク質はタンパク質の一般 的定義のサブクラスという。 放出 − １つの分子または構造が、安定な様式で、１つ以上の共有結合、イオ ン結合、水素結合、疎水結合または他の力を介しても、もはや結合しない場合、 予め結合していた別の分子または構造から離れることをいう。構造を互いに結合 する物理的強制（「結合」の定義を参照）がもはや構造を互いに並置しない場合 、構造物が互いに離れることもまたいう。 対象 − 本明細書において定義されるように、哺乳動物(特に、ヒト)、または 昆虫、細菌、植物のような他の生物であって、本発明のデバイスによって送達さ れる薬剤の標的である。 持続性 − 本明細書において定義されるように、本発明のデバイスから、ある いは先行技術の制御送達デバイスからの物質の持続性放出であって、放出された 物質の消失半減期を顕著に越える時間にわたって放出が生じることを示す。物質 は従来の手段、すなわち、単回のi.v.注射の単回のボーラスとして放出された。 合成ポリマー − 生物によって天然に作成されたものよりむしろ、化学的に合 成により作製された物質の全て、あるいは一部分を包含するポリマー。天然に存 在するポリマーである物質はまた、化学的合成により作成され得、例えば、ペプ チドおよびヌクレオチドは天然に、あるいは化学実験室のいずれかで作製され得 る。 療法 − 種々の方法による疾患または傷害の処置。本明細書中において使用さ れるように、療法は、療法上有益な１つ以上の薬剤の制御された放出を包含する 。 外的損傷 − 別の物体または力との有害な物理的相互作用、例えば、衝突、か すり、切断、引き裂き、火傷から生じている細胞、組織、生物に対する損傷。外 的損傷は低酸素症、化学的毒性、あるいは細胞、組織、または生物に供給する血 液の消失(すなわち、虚血)のような環境の他の改変から生じる損傷とは区別され る。 処置 − 本明細書において定義されるように、処置の目標上意図される効果を 及ぼすようにデザインされた手順、すなわち、医学的手順であって、一般的に本 発明のデバイスからの物質の制御された放出を包含する。神経の再生のための栄 養因子の送達から生じ得るように、処置は標的に対して有益な効果を有し得るか 、あるいは、殺虫剤の制御された放出の目標である昆虫の死のように、意図的に 有害作用を有し得る。 栄養因子 − 巨大分子、独占的ではないが通常タンパク質あるいはペプチドで あって、標的との相互作用の結果として、増殖、分化、移動、発育、代謝、ある いは標的もしくは生物または標的により制御される実体の他の成長に関連した特 性の状態に測定可能な方法において影響を及ぼす。 基底層 − 主構成成分として、１つ以上の合成および／または、生物学的ポリ マーを有する制限された厚さ(一般的に数mmより小さい)の多孔質構造。基底層は ディメンジョンの安定性を供給し、そしてポアの相互ネットワークによって容積 単位あたり比較的高い表面積を有する。ポアは約100Å〜数百ミクロンの範囲の ディメンジョンで、本発明の好ましい実施態様においては約1000Å〜100ミクロ ンの範囲である。適切な基底層の例としては、膜フィルター、深型フィルター、 およびヌクレポア(Nuclepore)フィルターがある。 II．発明を包含するデバイスおよび方法 デバイスは種々の材料から構築され、そして種々の形状であり得る。以下のセ クションにおいて本発明の１つの選択された成分と輪郭を記述するが、いずれに しても記述したことに制限されることを意図しない。 Ａ．基底層組成物および作製方法 １．膜フィルターのキャスティング（「ミリポア(Millipore)フィルター法」） 多孔質の基底層は、膜フィルターのキャスティング方法の適用により、種々の 重合性材料から作製される。キャスティング方法は文献によく記載されており( すなわち、Badenhop，C.T．米国特許第4,569,009号、Degenら、米国特許第4,702 ,840号、Salemme，R.M.、米国特許第4,032,309号、Kamide，K.、米国特許第3,88 3,626号および、これら特許において引用された種々の先行の参考文献)、そし て、種々のポリマーから膜を生産するために、そして種々の濾過の適用に使用さ れている。当業者は本方法によって容易に基底層を作製し得るべきである。実際 、実施例１に例示されるように、基底層としての使用に適切な材料は、多くの供 給者(すなわち、Millipore Corp.，Bedford，MA，Amicon Corp.，Bedford，MA， Gelman Sciences Ann Arbor MI)から膜フィルターとして市販されている。これ らの例に制限されることを意図しないが、適切な組成物の膜フィルターは以下の 材料から製造されているセルロースアセテート、他のセルロースエステル、すな わち、セルロースアセテートとニトロセルロースとの混合エステル、ナイロン、 ポリテトラフルオロエチレン（「テフロン」）、フェネリンジアミン-イソフタ ル酸コポリマー、ポリカーボネート、ポリビニリデンジフルオリド(PVDF)；およ びポリスルホン。 簡単に説明すると、この方法の実施態様において、膜フィルターのキャスティ ングによる基底層の製作は、以下の工程を包含する。適切なポリマーを複数成分 の溶媒系に溶解する。この溶媒系は、典型的には揮発性およびポリマーを溶解す る性質が異なる有機溶媒を含有する。ポリマー溶液をキャスティングデバイス内 に置く。キャスティングデバイスは、典型的に底部に溶液が流出および／または 押し出しされる小さいスリットを有する化学的に不活性なチャンバを含む。キャ スティングデバイスを平らな表面上に置き、表面に置かれたポリマー溶液の薄い フィルム(典型的には、２mmより小さい厚さ)を可能にするような一定の速度で吸 い出される。空気または窒素のようなガスは制御された様式で表面上に流れる； より揮発性の溶媒が初めに最も急速に蒸発する傾向を有する成分である。溶液の 組成物が変化すると、ポリマーの溶解度の限界に達し、そして中空の隙間が相互 に連通している多孔質ネットワークをもたらすような様式でポリマーが沈殿する 。溶媒の蒸発が完了するとき、得られた構造はCND制御放出デバイスの基底層と しての使用のための膜フィルターを含有する。 当業者には一般的に既知であるが、多孔質ネットワークの得られるポアサイズ はキャスティング手順を変更することにより制御される。ポアサイズを決定する キャスティングの変数は、これに限定されないが、以下を包含する：溶媒組成分 、ポリマー組成分、キャスティング温度、およびキャスト(cast)ポリマー溶液の 表 面上の空気および／または他のガスの流速。CND制御放出デバイスの基底層とし ての使用のためには、適切なポアサイズは、これらに制限されることを意図しな いが、「バブルポイント」または「ポアポイント」法(すなわち、Badenhop，C.T ．米国特許第4,569,009号)で決定されるように、500Å〜10μmの範囲であり得る 。このポアサイズ範囲において、特に約３μm未満では、CND制御放出デバイスの 基底層の隙間へ細胞がアクセスすることを制限する。このことは、細胞介在性の デバイスの局部損傷、改変、または破壊を防止する。このポアサイズの範囲は放 出されるタンパク質および／またはペプチドの拡散を最小に制限する間隙ポアネ ットワークのディメンジョンを包含している。従って、巨大分子の放出速度を主 に制御しているのはCNDの動力学である。 ２．中空繊維/溶液注入法(アミコン中空繊維を作製するために使用する) 多孔質の基底層は中空繊維押し出し方法の適用により種々の重合性材料から作 製される。中空繊維作製方法は文献に良く記載され(すなわち、Chuら米国特許第 5,232,601号、Nobuyosiら、米国特許第5,160,672号、およびこれらの特許におい て引用された種々の先行の参考文献)、そして種々のポリマーから膜を生産する のに、そして種々の濾過および限外濾過の適用に使用されている。当業者は、本 方法によって容易に基底層を作製し得るべきである。実際、栄養因子放出のため に生産し、そして使用される中空繊維から形成されるCND制御放出デバイスによ って例示されるように(実施例４)、中空繊維基底層としての使用に適切な材料は 多くの供給者(すなわち、W.R.Grace，Bedford，MA and Amicon Corp.，Bedford ，MA)から市販されている。これらの例に制限されることを意図しないが、中空 繊維の適切な組成物は以下の材料から製造されている：セルロースアセテート、 他のセルロースエステル(すなわち、セルロースアセテートとセルロースとの混 合エステル)；ポリスルホン。 簡単に説明すると、使用され得る中空繊維作製方法の範囲を制限することを意 図するものではないが、中空繊維押し出し法による基底層の作製は、一般に以下 のような工程を包含する。適切なポリマーを複数成分の溶媒系に溶解する。代表 的には、この溶媒系は水に対する溶解度、オイル/水の混和性、そしてポリマー を溶解する性質が異なる有機溶媒を含有する。液体(普通水溶液)が連続的に流れ 得る化学的に不活性なチャンバを典型的に含む押し出しデバイスにポリマー溶液 を入れる。１つ以上のプローブを設置し、プローブの出口が流れている溶液の表 面より下になるようにする。プローブは２つの異なる径の同心円筒から成ってい る。ポリマーの中空多孔質繊維を形成し得るような一定の速度、割合で、ポリマ ー溶液は内側と外部との間の同心円筒で規定される環を介して押し出され、ポリ マー溶液が大きな外部のチャンバ内の第２の溶液中に押し出される。このことは 、ポリマーが不溶性であり、従って、ポリマー溶液の押し出し時に中空繊維の形 態で直ちに沈殿するという事実から生じる。溶液はまた、普通内側の円筒の内表 面によって規定される穴を介して押し出される。このポリマーが不溶性であるこ の溶液の目的は、ポリマーが規定された径の中空のコアを有する繊維の形態で沈 殿することを確実にすることである。プロセスパラメーター（これらのうち、溶 液組成物、２つの溶液の押し出し速度、および温度）を制御することによって、 ポリマーは中空の間隙の相互に連通している多孔質ネットワークをもたらすよう な様式で沈殿する。この繊維を安定化し、洗浄するために、さらなる数プロセス の後、得られる構造物はCND制御放出デバイスの基底層としての使用のための膜 フィルターを含有する。 当業者に一般的に既知であるように、多孔質ネットワークの得られるポアサイ ズは種々の作製手順で制御される。ポアサイズを決定する変数としては以下のも のがあるがこれらに制限されない：溶媒の組成、ポリマーの組成、押し出し温度 、および本操作に包含されるいくらかの溶液の内の１つ以上の流速である。これ らの制限に拘束されることを意図するものではないが、CND制御放出デバイスの 基底層としての使用に対して、上記の「バブル点法」により決定されるような適 切なポアサイズは500Å〜10μmの範囲である。このポアサイズ範囲において、特 に約３μm未満では、CND制御放出デバイスの基底層の間隙へ細胞がアクセスする ことを制限する。このことは、細胞介在性のデバイスの局部損傷、改変、または 破壊を防止する。このポアサイズの範囲は放出されるタンパク質および／または ペプチドの拡散を最小に制限する間隙のポアネットワークのディメンジョンを包 含する。従って、巨大分子の放出速度を主に制御しているのはCNDの動力学であ る。 ３．エチレンビニルアセテート、ポリカーボネイト、およびその関連ポリマーの 多孔質基底層 ポリエチレンビニルアセテートは生体適合性であり、そして体内使用に適切で あることが知られるいくらかの重合体システムのうちの１つであり、そしてそれ 自体、多孔質基底層の作製の好ましい実施態様を構成する。ポリエチレンビニル アセテートは神経ガイドチューブの材料として使用されている(AebischerらJ.Ne urosci．Res.(1989)23:282)。基底層は、既知の方法(すなわち、Cohenら、米国 特許第4,591,496号、Folkmanら、米国特許第4,164,560号、4,391,797号)、また はそれからの適切な変法でポリエチレンビニルアセテートおよびその関連ポリマ ーから作製され得る。膜形成の際に、酵素溶液、または適切な溶媒による処置、 あるいは水溶液を長時間浸出することによって、タンパク質粒子が浸出され得る 。次いで、マイクロスキンがセクションＣおよびＤ（以下）に記載された手順の １つ以上の簡便な変異体によって、本基底層の内外表面上に形成され得る。 ポリエチレンビニルアセテートの作製の別の手段として、ポリマーシステムを 、上記に記載の膜フィルターキャスティング法に供し得る。ポリエチレンビニル アセテートをメチレンクロリドに溶解する際、適切な共溶媒(cosolvent)および 沈殿化剤をフィルターキャスティング溶液の形成に選択し得る。過去のフィルタ ーキャスティングに対する詳細な方法の最適化(溶媒の組成、温度、空気および ／または乾燥剤の流速などの最適化)に対し行われた半経験的プロセスによって 、当業者は本方法により、適切なポアサイズの多孔質基底層を容易に処方し得る べきである。 基底層はまた、General Electric社によって初めて開発された(Meiklejohn W. H.、米国特許第4,245,506号、Fleischer，R.L.、米国特許第3,802,972号)、いわ ゆるヌクレポアフィルターを生産する手順により作製され得る。簡単に説明する と、ポリガーボネイトまたは他の適切なポリマーで作製される薄いフィルムを中 性子ボンバーメントに供し、そして制御し、得られる穴をエッチング(etching) し、典型的には0.1μmから20μmの範囲で制御したディメンジョンの円筒形ポア を生産し得る。次いで、マイクロスキンが、以下のセクションＣおよびＤに記載 される手順の１つ以上の簡便な変異体によって、この基底層の内外の表層上に形 成され得る。 あるいは、ポリカーボネイト基底層はまた、上記の膜フィルターキャスティン グ法で作製され得る。 ４．深型(depth)フィルター いわゆる、「深型フィルター」は、任意に方向付けられた繊維のマトリックス を含有する。当業者には既知の、および一般に行われている方法によって、この 繊維はプレスされ、巻き揚げられ、焼結され、または共に結びつけられる。その ような深型フィルターはガラス微小繊維および他の種々のポリマーの繊維から作 製される。特定の深型フィルターは、多くの会社(Millipore Corp.，Bedford，M A，Amicon Corp.，Bedford，MA，Gelman Sciences Ann Arbor MI)から市販され ている。次いで、マイクロスキンが、以下のセクションＣおよびＤに記載される 手順の１つ以上の簡便な変異体によって、この基底層の内外の表面上に形成され 得る。 ５．他の多孔質構造物 上記の実施例は現在、そして今後、多孔質基底層を作製するのに用いられ得る 方法の範囲を例証するが、制限することを意味しない。 Ｂ．基底層組成物を含有する別の材料（単独あるいは組合せ） フィルターキャスティング法や他の手段による多孔質膜の作製のための方法を 記述した上記のセクションにおいて引用されたポリマーに加えて、さらなるポリ マーまたはポリマーシステムが本発明の好ましい実施態様を構成し得る場合、実 例が生じる。例えば、移植されたCND制御放出デバイスが、随伴する危険性を有 する外科的医療処置を必要とする場合、再吸収および生分解性のポリマーシステ ムがこの場合の本発明の好ましい実施態様である。以下に参照する実施例で制限 されることを意図しないが、本発明者らは、生分解性生物的再吸収ポリマーシス テムへの作製に適切ないくつかの特別なポリマーシステムを引用する。 １．ポリラクチド/ポリグリコリド(polylactide/polyglycolide) ポリラクチド(polylactide)/ポリグリコリド(polyglycolide)のコポリマーは 生分解性外科的縫合糸を作製するのに広範に使用されている。これらは、拡散お よび生物的侵食により制御される持続性薬物送達のためのマイクロスフェアの形 態でヒトに注入するため選択されたポリマーであり、この目的のためにStolle R esearch and Development，Corp.，Cincinnati，OH(Hutchinson,F.G．and B.J.A ．Furr．J．Controlled Release（1990）13:279)から入手され得る。インビボで の使用に対して本コポリマーシステムが望まれる顕著な理由は、インビボでのコ ポリマーシステムの分解産物が乳酸およびグリコール酸であり、またこの分解産 物はヒトの代謝産物であり、そしてそれ自体、縫合糸またはマイクロスフェアの 遅い生分解により産生される量では無毒であることが知られている。徐放性放出 マイクロスフェアや他のデバイスは黄体刺激ホルモン放出ホルモン(LHRH)やその 類似体を送達するために使用されている。類似体、それらの中でザロダクス(Zal odax)はポリラクチド/ポリグリコリド皮下移植の形態であり(Dukmanら、J．Ster oid Biochem．Molec．Biol（1990）37:993)、前立腺ガン、子宮がん、そして乳 ガンの処置の候補である。持続された方法で放出されるLHRH類似体、それらの中 でZalodax(Dukman J．Steroid Biochem．molec．Biol（1990）37:993)およびNaf arelin(Sandersら、J．Pharm．Sci．（1986）75:356)はまた、雌および雄の避妊 薬としての使用の候補である。上記考察に基づき、コポリマーはCND制御放出デ バイスの基底層としての使用ための選択される１つのシステムであるべきである 。 コポリマーのマイクロスフェアを製造するための典型的プロセス(Mauding，H. J．J．Contr.Release（1987）6:167)はコポリマーを溶媒、メチレンジクロリド に溶解することを包含する。非溶媒「層誘導剤」、典型的には水相を添加し、マ イクロカプセルを生成して水性ポアを有するマイクロスフェアを含有するエマル ジョンを形成する。もし水溶性薬物をエマルジョンに添加すれば、薬物はその後 の徐放性放出されるために、薬物は水性ポア中に閉じこめられる。 当業者の当該分野の知識に基づけば、上記に例示された簡潔な説明で、当業者 は、CND制御放出デバイスの基底層としての使用のためのコポリマーの膜フィル ターを容易にキャストし得る。 ２．他のポリマー 生物学的侵食性ポリマーとしての使用のための適切な他のモノマー、またはそ のコポリマーの成分はポリ(オルトエステル)アルザマー(Alzamer)、および他の ポリ(オルトエステル)を含有する。特異的エステルの加水分解速度は広範に変化 し、そしてこの特性はエステルから作製されるポリマーまたはコポリマーの生物 学的侵食の速度を制御するために開発され得る。以下のエステル結合は加水分解 速度が減少する順に挙げられている(インビトロでのデータに基づく)：エチルア セテート、メチルアセテート、メチル-(2-クロロアセテート)、エチルピルベー ト、メチル-(2,2-ジクロロアセテート)、ジメチルオキサレート(Heller，J．"Ad vances in Controlled Release Technology: Polymeric Delivery Systems for Drugs，Pesticides，and Foods"制御した放出技術における進歩：薬物、殺虫剤 、食品に対するポリマー送達システム、Notes from M.I.T．Summer Course 1994 )。 ポリ無水物(polyanhydrides)、それらの中で脂肪酸２量体ポリ無水物は、デキ ストランおよび化学的に架橋したデキストランを有する生物学的侵食性の薬物送 達システムのために使用されてきた（Heller，J．"Advances in Controlled Rel ease Technology: Polymeric Delivery Systems for Drugs，Pesticides，and F oods"Notes from M.I.T．Summer Course 1994）。 ３．タンパク質材料およびポリサッカライド材料 コラーゲン、ラミニン、フィブロネクチン、デキストラン、グリコサミノグリ カン(GAG),またはマイクロスキン（以下を参照のこと）としての使用に適切であ るような上記に関連した他のあらゆる材料は、繊維、または粒子、噴霧乾燥(spr ay-drying)などのキャスティング、紡績、圧搾を包含するが、これら限定されな い方法で基底層の作製のために用いられ得る。 Ｃ．マイクロスキン組成物（単独あるいは組み合わせて使用される材料） デバイスの構築において考慮され得るポリマー材料の多くのタイプのうち、天 然に存在する細胞外マトリクスの成分は、それが正しく選択されるとき、本質的 に生物学的適合性である点で特に興味深く、そして本願のデバイスの提案した適 用を容易にし得る本質的特性を有する。細胞外マトリクスタンパク質の最も多い クラスは、タンパク質のコラーゲンおよびポリサッカライドのグリコサミノグリ カン（GAG）がある。それ程豊富ではないが、十分量存在するものとして、マト リクスタンパク質のフィブロネクチンおよびラミニンファミリーがある。 １． コラーゲン コラーゲン(Albertsら編集Molecular Biology of the Cell（細胞の分子生物 学），New York: Garland，1983.693-6)は共通の性質を持つ関連分子の大きなク ラスからなる。個々のコラーゲン分子は繊維性、３本鎖のらせん構造で、それぞ れおよそ1000アミノ酸からなるα鎖として知られる３個の別々のペプチド鎖から なる。異なるコラーゲンはそのα鎖組成物の立体構造、および組織分布の通常の パターンが異なる。従って、もし最大限の生物学的適合性が所定のデバイスにも 望まれるならば、移植部位に通常存在しているコラーゲンタイプを使用するのが 適切であり得る。例えば、タイプＩコラーゲンは腱や靱帯に多く、一方、タイプ IIコラーゲンは軟骨組織に多い。もし、デバイスが細胞接着、または浸潤を促進 することを所望するならば、所望の細胞の接着、運動を促進するコラーゲンを使 用すべきである。例えば、タイプＩコラーゲンはシュワン細胞の増殖を阻害する と報告されている(Ecclestonら、Exp．CellRes．(1989)182:173-85)、一方、タ イプIVコラーゲンはニューロンとの接触によってシュワン細胞で普通産生される (Careyら、J．Cell Biol．(1983)97:473-9)。このようにタイプIVコラーゲンは 末梢神経での正常なシュワン細胞の挙動を促進することが期待されるデバイスと してより適切であり得る。 ２．グリコサミノグリカン(「GAG」) GAGは、単位の１つの糖がアミノ糖である、ジサッカライドの繰り返し単位か らなる長い枝分れしていないポリサッカライドである(Albertsら編集Molecular Biology of the Cell（細胞の分子生物学），New York: Garland，1983.702-4) 。これらの分子は豊富な硫酸塩やカルボキシル基のために高度に負に帯電する傾 向がある。個々のポリマーはその分子量に大きな違いがあり、その範囲は3000〜 4000ダルトンから1、000、000ダルトン以上にわたり得る。最も良く特徴付けづけ られているものとして、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、 硫酸ヘパリン、ヘパリン、および硫酸ケラチンがある。コラーゲンの場合と同様 に、通常の発現の組織特異性パターンが見られることから、生体適合性を促進す る特定のGAGの形態を示唆し得る。例えば、コンドロイチン硫酸は主に軟骨組織 に見 出され、デルマタン硫酸は主に皮膚に見出される。細胞接着および浸潤に関連し て、コンドロイチン硫酸の抗接着性は細胞接着を阻害し得るが、ヘパリンまたは 硫酸ヘパリンは細胞接着および浸潤を促進し得る。GAGの帯電している局面は、 治療用巨大分子との会合をも促進し得る。これはデバイスのスキン成分を作製す る場合、特に興味深い。例えば、タンパク質の繊維芽細胞増殖因子(FGF)ファミ リーのメンバーはヘパリンと会合することは既知であり、酸性FGFの場合、ヘパ リンの存在は本因子の活性を増強する(Gospodarowicz，D．and J．Cheng．J．Ce ll Physiol.（1986）128:475-84，SudhalterらJ．Biol．Chem．（1989）264:689 2-7)。 ３．フィブロネクチンおよびラミニン フィブロネクチン(Hynes，R．Ann．Rev．Cell Biol．（1985）1:67-90)および ラミニン(Martin，G.R．and R．Timpl．Ann．Rev．Cell Biol.（1987）3:57-85) はほとんどの細胞外マトリクスに少量存在する成分である。しかし、これらは細 胞接着に対する有力な基質である。フィブロネクチンはそれぞれ約250、000ダル トンのサブユニット、２個が共有結合した２量体である。一方、古典的な（clas sical）ラミニンはヘテロ３量体で、約200、000ダルトンの２本の軽鎖および約40 0、000ダルトンの１本の重鎖からなる。他の細胞外マトリクスタンパク質に対す る接着部位および細胞接着部位を両鎖とも大量に有する。最も周知の後者は、ア ミノ酸配列がアルギニン−グリシン-アルギニン酸であり、この配列はインテグ リンとして知られる細胞表層上のリセプターに認められる(Hynes，R.O．Cell（1 987）48:549-54)。これらタンパク質は上記に概説した理由からデバイスの成分 として有用であり得る。 GAG、フィブロネクチンおよびラミニンは生理食塩水に溶解したとき基質を容 易にコートする(Mahanthappa et al．Development（1994）120:1373-84)。マイ クロスキンは溶液を、基底層上にコラーゲンのマイクロスキンを作製するのに使 用される中程度の酸性溶液（実施例１および４を参照）に置換することにより形 成され得る。 ４． 合成ポリマーおよび化学的誘導体 マイクロスキンは、種々の合成ポリマーからも作製し得、基底層の作製のため に以下に挙げたものを含有する。コラーゲンおよびフィブロネクチンのような合 成ポリマーおよび／または生物的ポリマーのいずれかは、制御された様式で結合 し、そして放出したいと意図する巨大分子および共有結合を形成するように適切 な環境下で反応し得る官能基を付加するように誘導され得る。共有結合の形成は 放出の速度を減衰するために所望され得る。共有結合の形成は、協同的非共有結 合が安定な様式で巨大分子を固定化するのに不適当であるときの環境下で結合し た巨大分子を安定化するために所望されるか、そうでなければ、共有結合の形成 は、結合した巨大分子の量および巨大分子放出の時間経過制御の増加を得るため に所望される。 Ｄ． マイクロスキンの作製方法 マイクロスキンは、以下記載の手順および図1Aおよび1Bに例示の手順により、 基底層上に形成され得る。多孔質質セルロースの基底層上にコラーゲンマイクロ スキンを作製するための特に詳細なプロトコルが実施例１に提供され、そしてセ ルロースの基底層の上にコラーゲンマイクロスキンを作製するためのプロトコル が実施例４に提供される。 本明細書に記載の方法により制限されることは意図しないが、好適な方法は、 第一にマイクロスキン材料を溶解するための適切な手段を見出すことを包含する 。コラーゲンの場合、希釈酢酸(0.1N)が用いられる。次いで、溶液を毛細管現象 で湿潤性（wettable）多孔質中に取り込むことにより、多孔質基底層は次いでマ イクロスキン溶液に曝される。基底層の外部表面（図１参照）は過剰なマイクロ スキン溶液がないようにブロットされ、得られるマイクロスキン溶液が染み込ん だ基底層は空気中で徐々に乾燥される。温度および湿度(または溶媒が無水性の 場合、溶媒の蒸気圧)は乾燥速度を制御するため調節され得る。実施例１に記載 の方法について、材料を空気中で１〜２時間で乾燥すると、室温で約50〜約70％ の相対的湿度が適切である。得られる構造は微細なコーティングマイクロスキン を覆う内部ポアネットワークを有する基底層である（図１参照）。 溶媒溶液中でのマイクロスキンの材料の濃度は重量比率で約0.01％〜約50％以 上の濃度にわたって変化し得るが、好ましくは重量比率0.1％〜10％の間である 。 実施例１にはセルロース基底層のコーティングとして重量比率0.35％〜0.4％コ ラーゲン溶液の使用を例示する。 この方法の種々の変法は特別な場合において基底膜上にコーティング十分なマ イクロスキンを達成するために考案され得ることが認識される。 Ｅ． 放出性巨大分子 放出性巨大分子は約400ダルトンを超える分子量であり得る。以下はそのよう な巨大分子の例である。 １． 成長因子 記述されたデバイスに取り込まれ得る治療に関連する多くの放出性巨大分子の うち、ポリペプチド成長因子は大きなカテゴリーを構成する。多くの既知のポリ ペプチド成長因子は関連した構造の「ファミリー」に分類される。理想的には、 本明細書に記載のデバイスにより制御された放出は、標的領域内または近傍にデ バイスを並置することにより、適切な標的組織への種々のポリペプチドファミリ ーのメンバーの局所投与（focal administration）を可能にする。 ａ．ニューロトロフィン(Neutrophins) ニューロトロフィンは神経系において最も良く特徴付けされたポリペプチド成 長因子である(Snider，W.D．Cell（1994）77:627-38)。現在のメンバーのリスト は、神経成長因子(nerve growth factor; NGF)、脳由来神経因子(Brain-derived neutrophic facttor; BDNF)、ならびにニューロトロフィンNT-3およびニューロ トロフィンNT-4を含む。これらの因子のそれぞれは、末梢神経系と中枢神経系と の両方に対し、異なるが重複するグループのニューロンの生存および分化を促進 する。さらに、繊毛神経因子（ciliary neurotrophic factor; CNTF）および白 血病阻害因子(Leukemia inhibitory factor; LIF)(MasuらNature（1993）365:27 -32)の両方は制限された集団のニューロンの分化および維持の役割を果たしてい る。記載のデバイスによるこれらの分子の送達は、損傷または疾患で障害を受け たニューロンの集団を救済し、そして神経の再生を促進し得る。 ｂ． ニューレグリン(Neuregulins)および他のEGFファミリーのメンバー 多くの表皮成長因子(EGF)ファミリーの中には、EGF、トランスフォーミング成 長因子-α(TGF-α)(transforming growth factor-α)、アンフィレグリン(Amphi regulin)、シュワン鞘腫誘導性成長因子（Schwannoma-derived growth factor） 、ヘパリン結合性EGF様因子（heparin-binding EGF-like factor）（Deuel，T.F ．Ann．Rev．Cell Biol.（1987）3:443-92およびMassague，J．and A．Pandiell a．Ann ．Rev．Biochem.（1993）62:515-41）およびニューレグリン(neuregulins )がある（Marchionniら、Nature（1993）362:312-8）。多くのこれら分子は種々 の上皮組織起源の細胞に対して潜在的な分裂促進剤であることが既知である。特 にニューレグリンは、乳線細胞の分裂および分化を調節すること、末梢神経系の シュワン細胞の分裂を促進すること、および神経−筋肉接合部分でアセチルコリ ンレセプターの発現を誘導することが既知である。記載のデバイスによるこれら 分子の送達は疾患状態の上皮、および神経系の疾患領域または損傷領域の処置に おいて有用性を実証し得る。 ｃ． トランスフォーミング成長因子ファミリー 成長因子のトランスフォーミング成長因子-β(TGF-β)(transforming growth Factor-β)ファミリーは様々な機能を持った分子の非常に大きなファミリーを構 成する(Massague，J．Ann．Rev．Cell Biol.(1990)6:597-641)。このファミリー は１〜５に番号付けられたTGF-βのイソフォーム、アクチビン(activins)、イン ヒビン(inhibins)、骨形態タンパク質(bone morphogenetic protein; BMP)１− ７、そしてムレリアン阻害物質(Mullerian inhibitory substance; MIS)を含有 する。TGF-β群は根本的には、ある場合には分化を阻害し、(すなわち、脂肪細 胞、および骨格筋芽細胞)、他の場合には促進して(すなわち、軟骨細胞、および 種々の上皮細胞型)分化を調節する因子である。アクチビン(activins)およびイ ンヒビン(inhibins)は脳下垂体の細胞で濾胞刺激ホルモンの産生を調節し、従っ て、受精能を調節する。BMPは骨発達および形成に重要な調節因子である。MISは 胎児発育中生殖器の発達を制御する。記載のデバイスによるこれら分子の送達は 、上皮組織起源の細胞(すなわち、乳ガン細胞)の増殖している細胞の制御に、胎 児発育および受精能の制御に、そして損傷または手術後の治癒している骨の制 御に有用であることを実証し得る。 ｄ． 造血細胞増殖因子(Hematopoietic Growth Factors) 様々な構造的には関連しない分子が、血液細胞形成の様々な局面を促進するこ とは既知である(Dexter，T.M．and E．Soocer Ann．Rev．Cell Biol（1987）3:4 23-41)。これらはインターロイキン-３およびインターロイキン-４、宿主のコロ ニー刺激因子(G-CSF、M-CSF、およびGM-CSF)およびエリスロポイエチンを包含す る。造血活性の様々な部位に移植された、記載のデバイスによるこれら分子の制 御した放出は血液細胞形成を促進し得、そして全身投与により観察されるように 、これらのタンパク質の治療効果を達成するのに必要な用量を減少し得る。 ｅ． 他のポリペプチド成長因子 記載のデバイスにより有用に送達され得るさらに多くの他のポリペプチド成長 因子がある。繊維芽細胞成長因子（FGF）ファミリー（Burgess，W.H．and T．Ma ciag．Ann．Rev．Biochem.（1989）58:575-606）の成長因子は外胚葉および中胚 葉起源の様々な細胞に対して潜在的分裂促進剤であり、そして血管形成および血 管新生の潜在的プロモーターである。同様に、インスリンおよびインスリン様成 長因子(Insulin-Iike growth factor; IGF)も潜在的分裂促進剤であり、分化お よび代謝の調節因子である(Cohick，W.H．and D.R．Clemmons．Ann Rev Physiol .（1993）55:131-53)。IGFの活性はIGF結合タンパク質(Floriniら、Diabetes Re views(印刷中))として知られるポリペプチドによって順に調節され得る。血小板 由来成長因子（PDGF）PDGF-AA、PDGF-BBおよびPDGF-ABの全てが様々な組織特異 的分裂促進活性を有し、他の成長因子の活性を調節し得る(Deuel，T.F．Ann.Rev ．Cell Biol.（1987）3:443-92)。全てのポリペプチド成長因子は記載のデバイ スで投与可能な巨大分子である。 ２．様々な治療目的に対する抗体、特にモノクローナル抗体 哺乳動物の免疫システムは様々な抗原に対する反応に高い特異性を示す。この 特性は種々の治療目標に対して使用可能な抗体を作製するため開発されている。 このうちガン治療では細胞特異的抗原の選択的標的化はガン細胞を破壊するため 使用し得る(Tomlinson，E．Advanced Drug Deliv．Rev.（1987）1:87-198および Shin，S.U．Biotherapy（1991）3:43-53)。抗体は細胞の移動に影響し、次に、 抗体はシュワン細胞移動を刺激し、そしてこれは神経再生を刺激するのに有効で あり得る（Mathews，W.、未刊行）。ウイルスまたは細菌の抗原に反応する抗体 は、抗体または抗原による感染を破壊するために使用され得る。 記載の実施例に制限されることを意図しないが、これらは治療目的に対して抗 体の制御された送達に対してCND制御放出デバイスの治療有用性を例示するのに 役立つ。本発明の好適な実施例は、モノクローナル抗体の持続性放出への使用で ある。デバイスの適切な使用により、治療部位を選択的に標的化し得、送達され た抗体が分解される機会を減少し得、そして送達された抗体の毒性を最小化し得 る。 ３．ワクチン ワクチンはウイルス、細菌などの病原性生物に対する防御を高めるために免疫 系を刺激するため１世紀以上にわたって使用されている。従来の抗生物質治療に 耐性である多剤耐性細菌の出現は注目度を増し、特定のウイルスが引き起こす疾 患(とりわけ、後天性免疫不全症候群、AIDS)(Acquired Immunodeficiency Syndr ome)に、既存のワクチンまたは抗生物質の使用ではまだ克服されないという事実 から、より効果的なワクチンの作製には大いに興味あることである(Walker，B.D ．J．Acquired Immunodef．Synd．Suppl．１（1994）7:S6-S13およびCease，K.B . and J.A．Berzofsky．Ann．Rev．Immunol.（1994）12:923-89)。 CND制御放出デバイスをこの目的で使用し得る１つの方法は、ワクチンの制御 された送達に対して用いることである。ワクチンはしばしば熱で殺した、または 改変したウイルス、細菌、細菌フラグメント、ウイルスフラグメント、またはこ れらの成分の形態をしている。CND制御放出デバイスの特性は、被験体に適切に 移植されるとき、ワクチンの制御された送達を適切にすることである。上記のよ うに、ワクチンがデバイスの適切な実施様態のポア中に固定化されるとき、ワク チンは細胞の介在した破壊についてアクセル不能であり得る。ウイルスおよび細 菌の表面は、タンパク質または他の巨大分子（デバイスのマイクロスキンに固定 化し得る）を含有するため、ワクチンの制御された送達のためのデバイスを容易 に用い得るべきである。この目的に対してのCND制御放出デバイスの移植物とし ての使用に加えて、デバイスはワクチン投与そして関連指示に対し体外デバイス としても使用され得る。 ４．CND制御放出デバイスによる不動化および放出に対する他の化学的および／ または拡散制御機構 ここまで、本発明品からの薬物の固定化および放出を決定している唯一の機構 として、協同的非共有結合に注目してきた。しかし、CND制御放出デバイスによ る固定化および放出に対する他の機構の使用は以前の技術を改善することが明ら かである。例えば、基底層ポアおよび／またはマイクロスキンの大きさはミクロ ン以下に近づき、デバイスの厚さがミリメーター以上に近づいたとき、デバイス の外部に送達される薬物の拡散がデバイスから制御された放出を支配する優勢な 過程に寄与し得るか、優性な過程である。それ故、適切に構築されたCND制御放 出デバイスは、デバイスからの放出の動力学の制御に対して１次的または２次的 に寄与している過程として、制御された放出を制御された拡散に用い得る。 同様に、共有化学結合はマイクロスキンと放出される薬剤との間に形成され得 、共有結合の解離（すなわち加水分解／または酸化）はまた、CND制御放出デバ イス中に取り込まれた薬物の固定化および放出の決定に１次的または２次的な役 割を果たす過程であり得る。例えば、タンパク質の凍結乾燥または他の手段での 無水化で、分子間ジスルフィド結合はタンパク質中に、および／または他の硫化 水素基を含む分子を形成し得ることが知られている。それ故、適切に構築された CND制御放出デバイスはデバイスからの放出の動力学の制御に対して１次的また は２次的に寄与している過程として共有化学結合で制御される制御した放出を用 い得ることを強調する。固定化および／またはデバイスからの放出の動力学に更 なる制御を得るためには、マイクロスキン、および／または結合する巨大分子を 化学的に誘導体化することが望ましい状況が生じ得る。実施例は、当業者には既 知の方法により、タンパク質とのその後の反応に対して、マイクロスキンへの遊 離硫化水素基または遊離アミノ基の付着を包含する。 ５．本発明で結合、そして放出され得る他の巨大分子 タンパク質およびペプチドに加えて、様々な他の自然のそして合成巨大分子が 協同的非共有結合および／または可逆的(すなわち、加水分解または酸化)共有結 合を形成し得ることが認められる。これら共有結合はCND制御放出デバイスによ る制御された手段で結合し得、そして放出され得る薬剤として適切なものとして いることが認められる。次の実施例で制限されることは意図しないが、自然また は合成巨大分子は、核酸、多糖類、脂肪、糖脂質、糖タンパク質、そして脂質タ ンパク質を包含する。 Ｆ． デバイスおよび多孔質複合膜の外形 薄く、柔軟性で、空間的に安定な複合膜の形をしたCND制御放出デバイスは特 別な適用のために調整した様々な外形が容易に形成され得る。以下の実施例はそ のような外面的形態の代表的例を例示するために使用する。しかし、本発明の範 囲を制限するように解釈するべきではない。 １． 円筒環（ガイドチューブの被覆としての使用に適切）（実施例３および８ 、ならびに図３および４を参照） ２． 予め形成された透過性中空繊維膜円筒（神経ガイドチューブとして使用さ れ得る）（実施例４、図２を参照） ３． 巨大分子を除去するようにデザインされた第２番目の膜を有する透過型ガ イドチューブの被膜。最適な神経再生に対して、選択的にある栄養物および巨大 分子は管を通して移送され、一方大きな巨大分子は除外するような様式に管を作 る必要があり得る、または適切であり得る(GuenardらJ．Neurosci（1992）12:33 10-20)。適切な半透過性を持つ中空繊維は当業者によって容易に作製される。そ して、約1,000〜約1,000,000ダルトンの様々な範囲に分子量除去限界を持ってい る物が、例えば、アミコン社(Bedford，MA)、スペクトラポア社から市販されて いる。 例えば、アミコン製品の透過性バリヤーは中空繊維の内部表面上にある。そし て、バリヤーは神経ガイドチューブの壁からこの間の内部で再生している神経へ の分子の移送を阻害し得。この理由のため、中空繊維の内部表面よりむしろ外部 表面上に透過性バリヤーを作ることが望ましい。これは中空繊維作製に初期に使 われた過程を改変することにより、達成され得る。改変は当業者にとって容易に 行われる。 あるいは、形成済みの中空繊維CND制御放出デバイスの作製に対する過程の他 の改変は検討し得る。例えば、多孔質が管上に付加される前後に、多電解質複合 体から作られた限外濾過膜を中空繊維チューブの円筒環の外部表面に添加し得る 。例えば、そのような他電解質複合体は以下のように作製され得る（Mahanthapp aら、Development（1994）120:1373-84）。 ａ．正に帯電した塩化ポリビニールベンジルトリメチルアンモニウム(VBTAC) (polyvinyl benzyl trimethylammonium chloride)のような多電解質溶液を中空 繊維膜のポアに浸透させる。 ｂ．上記の処理された中空繊維膜のポアがまだVBTAC溶液で湿っている間に、 中空繊維膜はポリスチレンナトリウムスルフォン酸(NASS)(Sodium polystyrenes ulfonate)のような、適切な負に帯電した第２の多電解質溶液に浸漬する。多電 解質複合体は中空繊維膜の外部表面に薄いスキンとして形成されるそして所望の 半透性膜を構成する。得られる中空繊維/多電解質複合体膜デバイスは、過剰の 未反応多電解質複合体溶液を除くために洗浄される。 ４．リボンまたは帯状構造（治療標的組織へのタンパク質またはペプチドの局部 的または全身的に制御された送達が所望される、神経ガイドチューブ(図４)、皮 下、静脈内、または体内の他の部分への移植に適切）。 ５．糸状構造（治療標的組織へのタンパク質またはペプチドの局部的または全身 的に制御された送達か望まれる、神経ガイドチューブ(図４)、皮下、静脈内、ま たは体内の他の部分への移植に適切）。 ６．シート状構造（治療標的組織へのタンパク質またはペプチドの局部的または 全身的に制御された送達が望まれる、皮下、静脈内、または体内の他の部分への 移植に適切）。 CND制御放出デバイスの形態の適切な改変はタンパク質および／またはペプチ ドの制御された送達に対して皮膚パッチ、静脈注入デバイスおよび他の体外デバ イスのように体外設置に対して適切なデバイスをもたらし得ることが理解される 。 CND制御放出デバイスはまた、口内（buccal）および口腔用デバイス、円筒状 、弾丸状、楕円形、円形、環形、輪、弓形、またはこれら生物環境へ設置するた め適切な他のあらゆる形の腟および子宮用デバイスを含有する装置として作製さ れ得る。デバイスは、また楕円形、マメ形、バナナ形、円形、長方形、ドーナッ ツ形、三日月型、そして半円形のような盲管に快適な場所でいずれの幾何学的形 の接眼鏡用デバイスを含有する。交差部分で接眼鏡用デバイスは２重に凸状、凹 状−凸状などにし得る。接眼鏡用デバイスの大きさは眼の形によって変化し得、 デバイスでは一般的に長さ４〜20mm,、幅１〜15mm、そして厚さ0.05〜4mmである 。本発明の範囲および精神の範囲内にある他のデバイスとして、移植、肛門座薬 、 ペッサリー、補綴用デバイス、および自然の腺の生理的機能と同様の機能を持っ た薬理的に望まれる巨大分子薬剤を分配する人口腺が挙げられる。また、頚部、 鼻、耳、および皮膚デバイスを包含する。 Ｇ．CND制御放出デバイスの治療的使用に対する指示 本発明者らは、疾患および障害の機構および処置に関して新たな発見は絶えず なされていることを指摘することで本発明による制御された送達の治療的使用に 対する代表的指摘の概要を好ましいと考えている。広範な範囲の上記障害を処置 する目的で早急にCND制御放出デバイスを開発した。それは、以下の２つに基づ いている。(a)ペプチド、タンパク質、他の巨大分子、およびワクチンなどの他 の薬剤の投与による処置への現在知られている疾患の機構および概論、(b)未だ 発見されていない前述試薬の投与による処置への疾患の機構および概論。以下に 、現在確立している上記機構および上記処置ストラテジーならびに現在進行中の 基礎研究から発展し得る関連の機構および処置ストラテジーに将来性を提供する 。 １． 神経ガイドチューブの使用および他の神経再生パラダイム（paradigm） 以下（「好適な実施様態」）および実施例２〜６に詳細に記載されるように、 神経の再生は多くの栄養因子または移動−および／または増殖-誘導抗体のよう な関連物質に曝すことで促進する。このように本発明の好適実施例は構成されて いる。 ２．脳下垂体機能の障害を処置するための使用（すなわち、甲状腺または成長欠 損） ある過分泌障害は中枢神経系の細胞、これらの間の下垂体細胞、脳の基底部に 位置する脳下垂体という細胞が異常活性を示すことによる。ホルモンと関連物質 の腺性脳下垂体からの分泌はまず視床下部から分泌される放出因子によって調節 されている(Cooper，P.E．and J.B．Martin．Diseases of the Nervous System: Clinical Neurobiology.Philadelphia: Saunders，1992.567-83)。腺性脳下垂 体から分泌される物質として成長ホルモン、プロラクチン、甲状腺刺激ホルモン (TSH)、および副腎皮質刺激ホルモン(ACTH)がある。脳下垂体からのこれら物質 の過分泌は様々な成長障害（すなわち、成長ホルモンの過分泌のための先端巨大 症）および代謝異常（すなわちTSHの過分泌によって甲状腺機能亢進が２番目に 引き起こされる、そして脳下垂体によるACTHを含む前駆体ペプチドの過剰分泌に よるクッシング(Cushing)病）を来す(Cooper，P.E．and J.B．Martin．Diseases of the Nervous System: Clinical Neurobiology.Philadelphia: Saunders，19 92.567-83を参照のこと)。これら障害はしばしば脳下垂体分泌細胞の良性腫瘍に 依っている。逆に、上記ペプチドホルモンの低分泌はまた、疾患または障害、そ れらの中で小人病(成長ホルモンの低分泌による)、甲状腺機能低下症(甲状腺ホ ルモンの低分泌による)を誘導し得る。 脳下垂体ペプチド、脳下垂体放出因子、または、そのペプチドアンタゴニスト の制御された放出による適切な薬物治療は、本発明を使用することにより達成さ れ得る。この実施例に制限されることを意図しないが、脳下垂体放機能の直接影 響の目的に対して、CND制御放出デバイスの生体適合型デバイスの脳移植が所望 され得る。そのような移植に望まれる他の性質は生体分解性である。先行技術で のデバイスの脳移植は現在活発に検討されている。 脳下垂体の神経下垂体からの分泌はCNS内のいずれかからの神経支配によって 制御されている。例えば、オキシトシン、バソプレシンの放出は、神経下垂体を 神経支配している視床下部の傍室核内の神経細胞の活性によって少なくとも部分 的に制御されている。現在知られている、または将来示される化合物の制御され た送達は神経下垂体からの物質の分泌の障害に対する治療に有用である。その障 害の中には、バソプレシンの不適当な分泌によって起こると考えられている低ナ トリウム血症がある。 上記の論理によって、本発明を使用して適切なペプチド、および／またはタン パク質の制御された放出は視床下部で産生される物質の過分泌に関連した障害の 治療に有効である。これらの中には、バソプレシン（「AVP」）への過敏、また はAVPの過剰放出によって引き起こされる尿崩症がある。AVPは視床下部の視索上 核および傍室核の神経細胞で合成され、放出されるペプチドである(Cooper，P.E . and J.B．Martin．Diseases of the Nervous System: Clinical Neurobiology .Philadelphia: Saunders，1992.567-83参照のこと)。尿崩症の治療の現在の方 法は視索上核内のほとんどの細胞の外科的破壊てある。本発明による方法でAVP のペプチドアンタゴニストまたはタンパク質アンタゴニストの制御された放出を 含有する薬物治療は、そのような神経外科の必要性をある場合には無用にする。 場合によって、脳下垂体放出ホルモンのペプチドアンタゴニストの制御された 放出を用いた薬物治療は、過分泌を起こしている脳下垂体の良性腫瘍を除去する ために行われる神経外科の必要性とそれに伴う危険性を除去する。 ３．GGFファミリーおよびニューレグリン(neuregulin)ファミリーの他のメンバ ーの制御された送達 脳下垂体は成長因子を放出すると仮定されてきた。それらの中には、上記のニ ューレグリンファミリーのタンパク質である神経膠増殖因子「GGF」がある。こ れはミエリン形成シュワン細胞を増殖促進させることから、神経系の発達および 再生に重要な役割を果たす（Marchionniら、Nature（1993）362:312-8）。GGF類 は、構造的にニューレグリンファミリーメンバーに関連し、チロシンカイネース のEGFレセプターファミリーのc-neuおよび関連するメンバーを活性化することが 知られており、ヘレグリン(heregulin)(Holmesら、Science（1992）256:1205-10 )およびneu分化因子(Wenら、Cell（1992）69:559-72)を包含する。 ウシ腺性脳下垂体はGGF類の豊富な供給源として同定された。そして、分子量3 1,000のGGFはウシ脳下垂体から精製された(Lemke，G.E．およびJ.P．Brockes.， J．Neurosci．（1984）4:75-83)。GGFの多重分子形は活性型、または前駆体の形 で脳下垂体から分泌される。ウシ脳下垂体由来のGGF類抽出物は、異なる分子量 を有する少なくとも３つの活性物質に分けられる：GGF-1(34,000)、GGF2(59,000 )、およびGGF3(45,000)(Goodearlら、J．Biol．Chem．268:18095-102)。 ヒトGGF2の遺伝子はクローン化され、組換え体GGF2を分泌するため細胞株中で 発現された。上記組換え体GGF2および相同タンパク質である「ARIA」は筋細胞の 前駆体である筋原細胞に強い栄養作用を示した(Sklar，R．Cambridge NeuroScie nce、未発表データ,およびFallsらCell（1993）72:801-15)。これら結果は、GGF 類およびその関連タンパク質もまた筋肉の発達、維持、および／または再生に関 与していることを示している。 神経系および筋肉の発達、維持、および／または修復におけるGGF類および上 述の関連タンパク質の正確な役割はまだ明らかでなく、そしてGGFおよび関連分 子の分泌方法および場所はまだ規定されていない。しかし、現存知られている事 実を基に以下のように仮定することは合理的である。脳下垂体および／または他 の分泌部位からGGF類および関連タンパク質の分泌を制御を所望するような病態 生理学的事態が生じ得る。１つの可能な事態は神経の劣化に関連した疾患である 。例えば、糖尿神経障害(Duchen，L.W．Autonomic Failure: A Textbook of Cli nical Disorders of the Nervous System．New York: Oxford University Press ，1983およびFoster，D.W．Harrison's Principles of Internal Medicine第11 版New York: McGraw-Hill，1987．1788-95)、または筋肉の低下、それらの中に は筋ジストロフィーがある(Brooke，M.H．A Clinician's View of Neuromuscula r Disease 2nd ed．Baltimore: Williams and Wilkins，1985 and Huges，S.M. and H.M．Blau Nature（1990）345: 350-2)。 従って、本発明によるGGF、ニューレグリンファミリーの他のメンバー、イン スリン様成長因子（IGF）および線維芽細胞増殖因子(FGF)のような栄養因子の制 御された送達に関する薬物治療は、GGF/ニューレグリン置換または上記の補給薬 により障害を直し得る。 ４．腫瘍増殖の防止および避妊薬貯蔵としての使用（すなわち、乳ガン、前立腺 ガンの治療） 乳ガンおよび前立腺ガンの治療のインビボ試験において、LHRHアナログの制御 された放出のインビボでの上述の成功および避妊薬としての潜在性を示したこと に基づいて、CND制御放出デバイスが上記LHRHアナログおよびガン治療および避 妊に対する他のペプチドおよびタンパク質の制御された送達のための貯蔵庫とし て適切であることを提供する。 ５．虚血した脳障害の限定のためのTGFβおよび関連分子の送達 トランスフォーミング増殖因子β1(TGFβ31)はウサギモデルで実験的大脳虚血 の梗塞部分の大きさを減少させることを示した(GrossらStroke（1993）24:558) 。TGFβ1およびIGF-1はまた、酸素欠乏/虚血の脳傷害のラットモデルで治療的に 関連した有効性を示す(Williamsら、Proceedings of the 2nd Int'l Neuroprote ction Conf．New York: Ann．N.Y．Acad．Sci．1994 in press)。これら結果に 基づいて、TGF類、および／またはIGF類のファミリーのメンバーの制御された送 達は神経障害予防(neuroprotective)治療に有効である。神経障害予防薬として 種々の他のタンパク質およびペプチドに対する段階を、進行中のさらなる研究に 設定した。それらの中には、円錐かたつむり(cone snail)ペプチドSNX111(omeg- コンクトキシンN-VII-A)(Valentinoら、Proc．NAtl．Acad．Sci．USA（1993）90 :7894)。ペプチドは毒性の副作用を有しており、それらの中には重症低血圧症を 引き起こすことから、CND制御放出デバイスを用いてペプチドの制御された、お よび／または局所的送達は、効率および安全性の比率を改善する。 ６．CND制御放出デバイスの応用性に対する更なる一般的考察 一般的な用語において、CND制御放出デバイスは、動物に１カ所以上の局所的 、または全身的効果を与える、生理学的および／または薬理学的に活性のある巨 大分子を送達するため上記に記載されたデバイスに同類の治療系および形態の中 で製造される。動物には以下のものが含有される。温血動物、ヒトおよび霊長類 、スポーツ用および家畜用動物（例えば、ヒツジ、ヤギ、ウシ、ウマ、およびブ タ）、投与のための齧歯類のような実験動物、ならびに鳥類、魚類、爬虫類、お よび動物園動物。ND制御放出デバイスから放出される巨大分子薬物の量は、好適 実施例において、例えば、６時間、１日、数日、数週間、数カ月、または数年ま で長期間にわたって必要とされる適用量を満足する必要量以上である。 Ｈ． CND 制御放出デバイスの他の使用 CND制御放出デバイスの好ましい実施態様は、治療以外の使用に対しても種々 の巨大分子物質の制御された送達に用いられる。次の例に制限されることは意図 しないが、デバイスの応用範囲を例示するために用いる。本デバイスは制御され た酵素の放出に対して使用される。その結果、腐敗性タンク、流し配管、および 鉛管類デバイスを洗浄し得る。さらに毒性藻類、その中に「赤潮」と呼ばれるも のがあり、神経毒のサキシトキシンを放出する藻類の繁殖を制御する抗藻類薬物 または適切な物質の放出のために；穀物類の損害の防止について、および家庭で の使用についての殺虫剤の放出のために；昆虫フェロモンの制御された放出のた めに；そして植物成長ホルモンや植物の生長を助長するような巨大分子物質を放 出するために使用し得る。 Ｉ． 好ましい実施様態：多孔質コラーゲン/合成膜からのrhGGF2および／また はFGFの制御された放出 本発明の特性、利点、および動作原理を例示するため、本発明の好適実施様態 を、神経の再生を補助するための使用例で詳細に例示する。この特別な実施例で 多孔質質の制御されたCND放出膜(CND制御放出デバイスと呼ぶ)の作製および使用 を記載する。この実施例は例示することを意図するものであり、CND制御放出デ バイスの範囲および広範な有用性の制限を意図するものではない。 神経再生のデバイスとして成長因子の治療的可能性を最適化するため、神経修 復部位へそれら因子の送達を制御することが望まれる。組換え体ヒトグリア細胞 増殖因子２(Recombinant human glial growth factor 2；「rhGGF2」)、ニュー レグリン遺伝子の産物は培養細胞でラットシュワン細胞の増殖およびDNA合成を 促進する(MarchionniらNature vol.362(1993)312-8)。可溶性rhGGF2がラット坐 骨神経の２つの切断末端を再連結しているポリエチレン神経ガイドチューブに添 加されたとき、rhGGF2の生物学的活性の半減期は24時間以下である(実施例７お よび図５)。神経再生、切断神経の機能回復に伴うシュワン細胞の増殖は、通常 、少なくとも数週間を要する(Bunge R.P.およびJ.W．Griffin．Diseases of the Neuvous System: Clinical Neurobiology．Philadelphia: W.B．Saunders，1 992 and MadisonらWound Healing: Biochemical and Clinical Aspects．Philad elphia: W.B．Saunders，1992450-87)。ナイフまたは突出物での傷害による神経 切断傷害は、重大な障害を引き起こす。多くのこのような場合の治療に容認され ている方法は、傷ついた神経の回復不可能な損傷部分の損失のために切断した神 経の両末端間を数ｍｍまたはそれ以上の間隙を空けてガイドチューブ中の神経を 切除することである(図４)。 神経の再生を補助するため神経ガイドチューブ中に使用し得るCND制御放出デ バイスを作製するため、本発明の形状は、神経ガイドチューブ中にあて布状（li nig）、帯状、または、糸状構造体物で設置に適合するように作られている(図４ 参照)。rhGGF2および／または線維芽細胞増殖因子("FGF")は神経の再生を高め得 ることが示された証拠に基づき(Aebischer Hら、J．Neurosci．Res．（1989）23 :282，CordeiroらPlastic Surg．Reconstr．Surg．（1989）83:1013-20、および 上記参照のMadisonの論文)、この研究の初めの目標は、神経ガイドチューブ中の シュワン細胞の増殖を引き延ばすに十分な量の上記栄養因子が結合し、放出され るかどうか決定することであった。坐骨神経修復のラットモデルをヒトの治療に 使用に適合し得る手法において、治療的有用性を示すためにこの技術を用いる。 セルロースの混合エステルの基底層およびコラーゲンのマイクロスキンとで構 成されている合成多孔質構造はこの目的のために開発され、そして実施例１に記 載したような方法で作成されたる。rhGGF2を穏やかな酸性条件下でこの細孔膜（ 厚さ〜150mm）に曝す；コラーゲンマトリックス中の２次結合が破壊され、膜中 にrhGGF2を取り込むためpHを高くした場合、再形成される(実施例２)。 シュワン細胞への(¹²⁵Ｉ)-ウリジン(または（³Ｈ）-チミジン）取り込みを、 インビトロでrhGGF2の放出のためのマーカーとして用いた(図６)。放出の割合は 、少なくとも２週間以上にわたって膜表面のmm²当たり0.5×10^-6pmol／時間以上 であった。初日の初期の移しい量の放出に続いて、放出の割合はおおよそ１次関 数的動力学で減少する(図７)。この膜で被覆した直径1.4mmの神経ガイドチュー ブの数学的モデルは、前記の放出の割合で[rhGGF2]は、この２週間の期間を通し て１時間当たり10pMolを超える割合で増加することを予測している（図８）。ラ ットのインビボでの神経ガイドチューブ中の可溶化rhGGF2の半減期の予備的推測 、 およびシュワン細胞増殖の刺激についてEC50が約100pMであること（インビトロ での（¹²⁵Ｉ）-ウリジンの取り込み(図６)を参照）に基づく場合、制御した放出 の手段で、[rhGGF2]は上記２週間の間シュワン細胞の細胞分裂の刺激に必要な濃 度以上であることを本モデルは予測している（図３）。これに反して、神経ガイ ドチューブに注入された[rhGGF2]は濃度において、急速に減少し、分解の半減期 により敏感である(図９)ことを本発明者らのデータから予測する。 神経再生に治療的適切な効果を上げることが示された塩基性線維芽細胞増殖因 子(bFGF)(AebischerらJ．Neurosci．Res．（1989）23:282)は、神経修復を補助 するようbFGFの制御された放出のためにCND制御放出デバイスを用いる機会があ る場合、結合し、そして同様な動力学（実施例５および図１０）でCND制御放出 デバイスから緩慢に放出される。FGF類は単独で、あるいはrhGGF2またはニュー レグリンファミリーの他のメンバーと組み合わせて使用することで、神経再生の 過程を高め得る。本発明の好適な実施様態に開示された方法の変法を使用するこ とで、当業者はニューロトロフィン、抗体、ならびに他の治療的に適切なタンパ ク質およびペプチドを含む他の栄養因子を放出し得る。発明の実施例 次の実施例は本発明のある面を例示するため考案されている。本実施例は本発 明の全ての特徴および全ての実施例を理解するように意図されたものではなく、 ここに申請しているクレームを制限するように取るべきではない。実施例１ ： ・外部スキンにコラーゲンを持ったセルロース基底層デバイスの調製 ・図１参照 （全ての手順を滅菌条件下で行う） １．ミリポア 酢酸セルロース/硝酸セルロースフィルターおよびコラーゲン溶 液の調製： ａ． ミリポアSSWP-025-00,type SS，3.0ミクロンフィルターをオートク レーブする。 ｂ． 60×15mmペトリディッシュに合う大きさのフィルターをオートクレ ーブする。 ｃ． コートしたフィルターを充填するガーゼをオートクレーブする。 ｄ． コラーゲンの調製、typeI(Collaborative，#40236)に氷酢酸を添加 して最終濃度0.1N酢酸溶液にした。(Collaborative社由来の酢酸の初めの濃度は 0.02Nであった)コラーゲンの最終濃度はCollaborative社のバッチにも依るが3.5 〜4.0mg/mlであった。 ２．酢酸/硝酸セルロースの基底層上にコラーゲンマイクロスキンを被膜する。 １日目： 調製したコラーゲン溶液をペトリディッシュに入れる、そしてコラーゲン溶液の 上にオートクレーブ済みのミリポアフィルターを注意深く「浮かべる」。フィル ターが湿ったら、静かにコラーゲン溶液中に沈める。室温で一晩放置する。 ２日目： ａ． コラーゲン溶液からフィルターを取り出し、過剰のコラーゲン溶液をオー トクレーブ済みのガーゼ上で除く。ペトリディッシュの側部にフィルターを立て かけて乾燥する。 ｂ． フィルターが乾燥した後（約１〜２時間）、7/32インチの穴あけ具で直径 ６mmの小さなディスクを作る。 実施例２： ・組換え体ヒトグリア細胞成長因子(rhGGF2)の緩慢な放出を行うCND制御放出デ バイスの作成 ａ． 制御して放出する膜(Controlled release membrane; CRM)は実施例１に記 述した方法でコラーゲン外部被膜およびセルロース基底層と共に作製される。 ｂ． 実施例１の第二日で、タンパク質濃度162〜225μg/mlのrhGGF2をディスク に添加して(ディスク１枚あたり５μlの既知濃度の成長因子、または５μlの対 照溶液)、そしてディスクは適切に配置され、余分な溶液を加えてフィルターが 乾燥しないようにする。対照溶液はリン酸緩衝化生理食塩水(Phosphate buffere d Saline;PBS)、そのPBSの組成は0.05M NaPO4，0.15M NaCl，pH7.4である。 ｃ． ディスクがおかれているペトリディッシュの上部に滅菌水に浸け湿らした オートクレイブしたフィルターを貼り付ける。これによってフィルターの乾燥が 防げる。 ｄ． それから小さなペトリディッシュは水の入った大きなペトリディッシュに 中に置かれる。大きなペトリディッシュをパラフィルムでシールし、室温で一晩 放置する。 ３日目 フィルターを取り出し、室温で約１時間放置して自然乾燥する。 実施例３： ・インビトロでのrhGGF2の緩慢な放出 ・図６(標準曲線)、図７(面積当たりの放出)、図８(全放出)を参照 ａ． 実施例２で規定したように、固定化したGGFを含有するフィルターは96 ウェルプレートに置き、５％HIFCS(50-100μlの熱処理した子ウシ血清/Dulbecco の変更Eagle培地/1l当たり1gグルコース)をそれぞれのウェルに添加する。 ｂ． 放出されたGGFを含有する培地の回収操作を次のように行う。経時的に それぞれ培地を取り出し、フィルターを50-100μlのPBSで洗浄して、あらたに培 地を添加する。取り出された全てのサンプルは後の試験のために凍結しておく。 これら実験に使用した対照溶液は実施例１のディスクをrhGGF2の非存在下でPB Sで処理したフィルターを用いた。PBSの組成は0.05M NaPO4，0.15M NaCl，pH7.4 である。ラットシュワン細胞のDNA合成試験で測定したとき、意味ある量の放出 は観察されなかった。 ラットシュワン細胞のDNA合成試験の方法 ラット新生児坐骨神経シュワン細胞を調製し、ラットシュワン細胞のDNA合成 試験はBrockesら（Meth．in Enzymol（1987）147:217-25、参考として援用する ）の方法で行った。（図６の標準曲線を参照） 実施例４： ・中空繊維放出研究プロトコル ・図２も参照 分子量30,000のポリスルホン中空繊維はAmicon H1P 30-43透析カートリッジか ら得た。外部包装を両末端で切り、繊維は一方の末端をつまみながら切断した。 繊維を限外濾過したランニング水に約２時間浸け、グリセリンコーティングを除 去した。この繊維を４℃で、滅菌限外濾過水または滅菌リン酸緩衝化生理食塩水 (PBS)中に保存した。 中空繊維チューブのセグメントを過剰量のタイプＩラット尾コラーゲン(3.5〜 4.0mg/ml)(Collaborative Biomedical Products)で満たした。これは、その酢酸 濃度が0.1Nまで上昇した。チューブをコラーゲン溶液中に湿った条件下、室温で 一晩インキュベートした。本チューブを５mmの長さに切断し、２〜３時間培養用 フード中で空気乾燥させた。５マイクロリッターの225μg/ml GGF溶液を５mm長 のそれぞれの繊維の孔にピペットチップから注入した。存在しているオリフィス （orifice）を切り出すと、GGF溶液の小滴の頂部が観察され得る。次いで、これ らのチューブセグメントを、湿潤条件下で、室温で、１晩インキュベートした。 それぞれのセグメントを96ウェルプレート中に置いた。100μlの10％熱処理ウ シ胎児血清を含有する培地（DMEM／低グルコース）をチューブを保持しているウ ェルに添加した。各時間ポイントで、100μlの溶液を取り出し、そして後の試験 用に-34℃で凍結保存した。サンプルを100μlの滅菌PBSでリンスし、次いで100 μlの10％血清含有培地を取り替えた。（図２参照）バイオアッセイ ラットシュワン細胞のDNA合成アッセイのプロトコル： ラット新生児坐骨神経シュワン細胞を調製し、そしてラットシュワン細胞のDN A合成試験を、BrockesらMeth．in Enzymol（1987）147:217-25（参考として援用 する）の方法で実施した。ただし、以下の重要な改変を伴う：¹²⁵Ｉ-ヨードデオ キシウリジンの取り込みの代わりに³H-チミジンの取り込みを測定した(図６中 のように)。 非ポアコラーゲンフィルム放出研究プロトコル コラーゲンフィルムは、パラフィルムのシート上にタイプＩラット尾コラーゲ ン溶液のプール（１ml）を置き、そして１晩乾燥させることによって作製した。 コラーゲン溶液は、酢酸濃度を0.1規定とした。得られたコラーゲンフィルムを パラフィルムからはぎ取り、そして96ウェルプレートのウェルに固定されるよう に円形に切断した。５μlより過剰の162μg/ml GGF溶液をそれぞれのコラーゲン サークル（circle）に添加した。次いで、これらを湿潤環境、室温で、１晩イン キュベートした。 それぞれのサークルを96ウェルプレートのウェルに置いた。100μlの５％血清 含有培地を、コラーゲンフィルムを保持するウェルに添加した。各時間ポイント で、100μlの溶液を取り出し、そして後のアッセイのために-37℃で凍結保存し た。サンプルを100μlの滅菌PBSでリンスし、次いで100μlの５％血清含有培地 を取り替えた。（図２参照）バイオアッセイ 上記のように実施したシュワン細胞チャレンジアッセイのために、96ウェルプ レートを調製した。それぞれのサンプルから10μlずつを４つウェルに置いた。³ H-チミジンバイオアッセイを上記のように実施した(図６中のように)。実施例５ ： ・塩基性線維芽細胞成長因子（bFGF）の徐放性放出のためのCND制御放出デバイ スの作製 ・図10も参照 ａ． 制御された放出膜（CRM）を、実施例１に記載の方法により、コラーゲ ン外部スキンおよびセルロース基底層から作製した。 ｂ． 実施例１で述べられているように、「２日目」に、[タンパク質]の66.7 μg/mlでbFGFをディスクに添加し（ディスク１枚あたり５μlの既知濃度の成長 因子、または５μlのビヒクルコントロール）、そしてディスクを適切に配列し 、そしてフィルターが乾燥しないように過剰なプール因子を添加した。 ｃ．ディスクが置かれているペトリディッシュの上部を、滅菌水に浸け湿らし たフィルターで覆う。これはさらにフィルターの乾燥を防止する。 ｄ． 次いで水が置かれている大きなペトリディッシュに小さなペトリディッ シュを置き、次いで大きなペトリディッシュをパラフィルムでシールし、そして 室温で１晩インキュベートする。 ３日目 ａ． フィルターを分離し、そして室温で約１時間空気乾燥する。 ｂ． 次いでフィルターを96ウェルプレートに置き、Dulbeccoの低グルコース 改変Eagle培地(１g/lのグルコース)を添加する。 ｃ． 放出されたGGFを含有する培地の回収プロトコルを開始する。それぞれ の時間ポイントで、培地を取り出し、フィルターをPBSで洗浄して、そして次の 時間ポイントの間に培地を添加する。次いで全ての時間ポイントサンプルをアッ セイのために凍結する。 徐放性放出をモニターする実験で使用したビヒクルコントロール溶液を、塩基 性FGF(bFGF)の非存在下でDulbeccoのリン酸緩衝化生理食塩水(CaおよびMgなし) で処置のために、実施例１のディスクに供した。これらのコントロール実験のい ずれにおいても、シュワン細胞DNA合成の検出可能な刺激は認められなかった。 実施例６： ・インビトロでの塩基性線維芽細胞成長因子(bFGF)の徐放性放出 bFGFの徐放性放出を、rhGGF2の徐放性放出を測定する実施例３の方法と本質的 に同様な様式で測定した。 実施例７： ・神経ガイドチューブ中のrhGGF2のインビボ半減期の測定 ・図５も参照 Ａ． プロトコル １． 100μlのrhGGF2の２本のバイアル（49.5ng/μl；サンプルラベルは「GGF1 st 71993 4.95μg/100ml HIC 9-9-93」）を解凍し、そして合わせる。２×122.7 5μlの滅菌食塩水（245.5μl）および２×24.75μlの10mg/mlラット血清アルブ ミン（RSA）（49.5μl）を添加して、滅菌食塩水中に１mg/ml RSAを含む20ng/μ lのrhGGF2溶液495μlを作製する。23個のマイクロ遠心チューブに20μlずつ分注 （aliquot）し、-30℃で凍結保存する。 ２． 50μlの10mg/ml RSAを450μlの滅菌食塩水に添加して、１mg/ml RSAの滅 菌食塩水溶液500μlを作製する。23個のマイクロ遠心チューブに20μlずつ分注 し、-30℃で凍結保存する。 ３． 成獣ラットの坐骨神経（腿中部）の末梢神経側および中枢神経側末端をポ リエチレン（PE）チューブて再付着する；神経の７mmを除去する；長さ13mmのPE チューブを使用する；末梢神経側および中枢神経側末端の間隔＝10mm。 ４． rhGGF2（または生理食塩水）を解凍し、そしてインビボでPEチューブに添 加(20ng/μl)し、そして時間tで（ｔ＝０、６時間、１、３、５日）に滅菌25μl ハミルトンシリンジを用いて溶液を回収する。 ５． 回収された溶液（４〜11μl）を滅菌マイクロ遠心チューブ（500μl）に 置く。回収した溶液の容積を見積もる(Xμl)。 ６． マイクロ遠心機で30秒間パルススピン（pulse spin）し、そして４μlの 溶液（最大用量＝20ng/μl＝80ng）をとり、５% FCSを含有する36μlの培地に移 して、ドライアイスで冷却した70%エタノール中で直ちに凍結する。（１：10希 釈；５% FCSを含有する培地中の最大用量＝80ng/40μl＝２ng/μlのrhGGF2） ７． 全ての必要な時間（ｔ）を回収後、サンプルを解凍し、そして３つのそれ ぞれの10μlのアリコートを用いて(最大20ng/ウェル)、インビトロでのシュワン 細胞増殖アッセイにより３反復で分裂促進活性を試験する（¹²⁵Ｉ-ヨードデオキ シウリジンの取り込み）。 ８． シュワン細胞増殖活性量（cpm）を時間に対してプロットし、rhGGF2のイ ンビボでの半減期を測定する。 インビボでの半減期研究のための実験動物 Ｂ．結果 図５は、¹²⁵Ｉ-ヨードデオキシウリジンの取り込みの刺激により測定する場合 に、実験期間３日にわたってコントロール動物に検出可能なrhGGF2活性が認めら れないことを示す。さらに、rhGGF2活性レベルの平均は３匹のラットで６時間ま でに半分を下回り、３匹のうち２匹は24時間までにその活性は完全に消失したこ とを示す。３日目に、rhGGF2を投与されたいずれの動物においても活性が回復し 得なかった。神経ガイドチューブ内のrhGGF2活性の急速な消失はある重要な意味 を有し、神経ガイドチューブ内のrhGGF2の徐放性の長期放出の方法の使用が望ま しいことを示す。実施例８ ： 本実施例は、rhGGF2濃度の動的変化の数学モデルに使われている外形および算 出について記載する。rhGGF2濃度の動的変化は２つの競合するプロセス、神経ガ イドチューブを覆うCND制御放出デバイスからのrhGGF2の放出と、分解および／ または他の作用によるチューブからのrhGGF2の除去とに起因する；モデルは、[r hGGF2]がシュワン細胞増殖に対する閾値を上回って保持する時間の長さを予測す るために使用される（図９もまた参照のこと）。 半径Ｒおよび長さＬの円筒を考える。この円筒をコートする固定化物Ｃの表面 積は２πＲＬである。 また、GGFを放出する円形フィルター（インビトロ実験）を考える。 フィルターの半径＝ｒ 求める公式は： 単位面積当たりのフィルターからの放出速度＝Ｑ_f＝Ｇ/πr²（単位pmoles/hr/cm² ） ここでＧ＝放出速度で(pmol/hr) 時間の関数として放出速度＝Ｑ(t) 円筒中での[GGF]の変化＝Qv=Q_f*(2πRL/πR²L) =Q_f*(2/R) （単位pmoles/mm³hr） これをピコモルで得るために、mm³をリッターに変換する：上の式に１０⁶mm³/L を乗じる --------------- r=2.5mm（フィルター） R=0.7mm(神経ガイドチューブ) 意義があるが複雑すぎないモデルを作ると： d[GGF]/dt=Qv-k[GGF]（放出速度から分解速度を引く） これは微分方程式の形式であり： dy/dx=ａ-by 積分してこれを解く： ∫dy/(a-by)=∫dx x=-1/b[ln(a-by)] 上記式を本発明の場合に変換すると： t=[ln(Qv-k[GGF])]/k それから指数化すると： Qv=0，d[GGF]/dt=(-0.693/τ)・[GGF]のとき （式１） ここで τ=可溶性GGFの消滅の半減期 式１を神経ガイドチューブ中でのGGF半減期の関数として、所定の時間点におい てGGFの分解速度について解く。 定常状態で、d[GGF]/dt=Qv-k[GGF]=0 よって、Qv=k[GGF] これから、k=0.693/τ 解くために ------〉 [GGF]=τ*Qv/0.693 〈---------- （τ=6hrおよびτ=24hrの値に基づく理論曲線を図９に表わす。）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号 ＦＩ Ａ６１Ｋ 47/30 Ａ６１Ｋ 37/02 ＡＡＡ (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ， ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ)， ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，Ｃ Ｈ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ ，ＧＥ，ＨＵ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＬＲ，ＭＧ， ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，Ｒ Ｕ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＺ ，ＶＮ (72)発明者 マハンサッパ， ナゲシュ ケイ. アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02141， ケンブリッジ，コロンビア ス トリート ナンバー１ 319 (72)発明者 シュドハルター， ジュデイス アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02162， ニュートン ロウワー フォー ルズ， シー−１， グローブ ストリー ト 416 (72)発明者 フィーヌ， エリック スイス国 セアシュ−1011 ローザンヌ, パビヨン ３，ルシュルシュ シルール ジャン セアッシュヤブエ （番地なし)

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 以下を備えるデバイス： ａ． 多孔質基底層； ｂ． 該多孔質基底層に結合するマイクロスキン；および ｃ． 該マイクロスキンに結合する巨大分子。 ２． 以下を備えるデバイス： ａ． 多孔質基底層；および ｂ． 巨大分子が結合および放出され得る該多孔質基底層に結合するマイクロ スキン。 ３． 前記多孔質基底層がポリマーを含有する、請求項１に記載のデバイス。 ４． 前記ポリマーが、オレフィン、アミド、カルボネート、エステル、スチレ ン、スルホン、イミド、ビニルクロリド、アルデヒド、アリーレート、ハロオレ フィンアセチル、アクリレート、ウレタン、ビニリジンフロリド、、ビニリジン クロリド、セルロースエステルまたはセルロース、ラクチド、無水物、グリコリ ド、サッカリド、アミノ酸、およびそれらの各誘導体からなる群より選択される １以上のモノマーを含む、請求項３に記載のデバイス。 ５． 前記マイクロスキンが前記基底層に結合し得、そしてその後の前記巨大分 子の制御された放出を可能にするような様式で該巨大分子に結合し得る１以上の 物質を含む、請求項１に記載のデバイス。 ６． 前記マイクロスキンが、コラーゲン、フィブロネクチン、ラミニン、プロ テオグリカン、糖脂質、グリコサミングリカン、およびそれらの各誘導体からな る群より選択される１以上の物質を含む、請求項５に記載のデバイス。 ７． 前記マイクロスキンが、オレフィン、アミド、カルボネート、エステル、 スチレン、スルホン、イミド、ビニルクロリド、アルデヒド、アリーレート、ハ ロオレフィンアセチル、アクリレート、ウレタン、ビニリデンフロリド、ビニリ デンクロリド、セルロースエステル、ラクチド、無水物、グリコリド、サッカリ ド、アミノ酸、およびそれらの各誘導体からなる群より選択される１以上のモノ マーを含む、請求項５に記載のデバイス。 ８． 前記巨大分子がアミノ酸またはアミノ酸誘導体を含有する、請求項１に記 載のデバイス。 ９． 前記巨大分子が栄養因子である、請求項８に記載のデバイス。 １０． 前記巨大分子が抗体である、請求項８に記載のデバイス。 １１． 前記巨大分子がワクチンである、請求項８に記載のデバイス。 １２． 前記巨大分子が協同的非共有結合で前記マイクロスキンに結合する、請 求項１に記載のデバイス。 １３． 前記基底層、前記マイクロスキン、および前記巨大分子が生分解性であ る、請求項１に記載のデバイス。 １４． 前記デバイスが使用環境における配置に対して適切なサイズおよび形状 である、請求項１に記載のデバイス。 １５． 前記形状が、円筒状、弾丸状、楕円形、円形、球根状、ループ状、弓形 、楕円体、中空円筒形、矩形、ドーナツ状、および三日月形からなる群より選択 される、請求項１４に記載のデバイス。 １６． 以下を備えるデバイス： ａ． セルロースからなる多孔質基底層； ｂ． 該多孔質基底層に結合されるコラーゲンからなるマイクロスキン；および ｃ． 該マイクロスキンに結合した栄養因子。 １７． 巨大分子の制御された送達のための方法であって、使用環境に請求項１ に記載のデバイスを配置することを包含する方法。 １８． 前記使用環境が哺乳動物の身体である、請求項１７に記載の方法。 １９． 障害を伴うか、または障害にかかりやすい被験体に対する処置または治 療方法であって、被験体に請求項１に記載のデバイスを配置することを包含する 方法。 ２０． 前記デバイスの配置が前記処置または治療のために前記被験体内の治療 標的付近にある、請求項１９に記載の方法。 ２１． 前記障害が外傷を包含する、請求項１９に記載の方法。 ２２． ヒトの障害に対して神経の再生を包含する処置または治療方法であって 、前記神経の再生部位の付近に請求項１６に記載のデバイスを配置すること包含 する方法。 ２３． 請求項１に記載の製造を作成する方法であって、以下の工程を包含する 、方法： ａ． 前記多孔質基底層を作製する工程； ｂ． 前記マイクロスキンを該多孔質基底層に結合する工程；および ｃ． 前記巨大分子を該マイクロスキンに結合する工程。