JPS6144823A - マイクロカプセル、その製造方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、液体粒子の製造に関するものであり、さらに
詳しくは、生きている細胞または個（固の細胞をマイク
ロカプセル中に封入している液体粒子の製造に関するも
のである。

〔従来の技術〕

この２０年間に、生体組織と生物学的適合性を有し、し
かも免疫系の成分を浸透しない、半透過性マイクロカプ
セルを提供すべく、多くノ試みがなされてきている。こ
のような試みの代表的なものとしては、フランクリン　
リム（Ｆｒａｎｋｌｉｎ　Ｌｉｍ）による米国特許第４
．３５２．８８３号および同第４．３９１．９０　り号
がある。

この中に記載されているように、生きている組織または
個々の細胞をアルギン酸ナトリウムで代表される可逆ゲ
ル性物質の水溶液中に懸濁させ、この懸濁液の液体粒子
を、塩化カルシウムで代表される固化液体中で沈殿させ
ている。

このようにして形成された一時的なカプセルをさらにポ
リリジンおよびポリエチレンイミンで処理して、外側に
半透過性コーティングを形成させる。このコア物質はカ
ルシウムイオンのイオン交換によって液化される。

このような先行技術によシ製造されたマイクロカプセル
の動物体内における寿命は一貫して３日以内であり、こ
の先行技術の封入方法の利用は、糖尿病とか肝臓病とか
のような器官移植を必要とするような病気の処置に利用
することは厳しく制限されている。

共に１９８４年１２月１２日に公開されたヨーロッパ特
許出願第０１２７７１３号および同第０１２７９８９号
中には、上記の先行技術の製造法の改良法が記載されて
おシ、ここでは、生物学的適合性を有し、しかも移植さ
れた組織および細胞の免疫系による破壊を防止すること
のできる半透過性薄膜を形成するもので、動物実験にお
いては、封入された島の単一腹壁内面移植により１年以
上にわたって糖尿病の症状を消すことができた。

上記の２つの公開出願による方法は生物学的適合性のあ
る、陰極荷電された外側表面を持つ、半浸透性耐久性薄
膜を利用することによシ成功を納めている。このような
マイクロカプセルの耐久性即ち耐破壊性の改良は、この
マイクロカプセルが完全に球形をしておシカゾセル膜の
厚さが厚くなっているためである。

上記の公開出願の方法によシ製造されたマイクロカプセ
ルは、器管移植を必要とする病気の処置に顕著な進歩を
与えるものであるが、このマイクロカプセルをさらに理
想的に使用しようとすると一つの欠点がある。この欠点
は、個々のマイクロカプセルが、７００〜１０００μｍ
の直径をもつもので比較的大きなものとなってしまうこ
とである。先に述べたリム（Ｌｉｍ　）の特許の方法に
よシ製造されたマイクロカプセルも、約１０００〜２０
００／ｊｍ　　といった比較的大きな直径のものであっ
た。このような直径をもつマイクロカプセルは、これら
が血管を閉塞するので、心臓血管系に直接注射すること
ができない。従ってこのようなマイクロカプセルは腹管
内面腔のような大きな体腔の中に移植しなければならな
い。

心臓血管以外の体の部分に移植した場合、血液状態に変
化を与えるまでのマイクロカプセルの対応時間は、マイ
クロカプセルが直接血流と接触していないので、永くな
ってしまう。さらに、マイクロカプセル化された組織ま
たは細胞と比較してマイクロカプセルの大きさが相対的
に大きくなると（例えばランゲルハンスの島については
約２００μｍである）、分子がマイクロカプセルコアま
で通シにくくなり、拡散抵抗が　。

高くなってしまう。

アルギン酸ナトリウム水溶液中に島を懸濁させたものか
ら、島または他の組織または細胞をつつみこんでいるゲ
ル液体粒子を製造するために、上記の公開出願およびリ
ム特許においては、エアジェツト−シリン−）７１？ン
ゾにょる押し出し法が採用されている。この方法では、
アルギン酸す）　ＩＪウム溶液は、さやを通して一定速
度の空気が流れるようになっている、さや状チューブを
その内側に配置しである針から押し出される。液体の滴
は、シリンジポンプによって針の先端から押し出され、
この小滴が、高速エアー流により生じた剪断力によって
引き離される。

容積測定空気流速が速くなれば、それだけ剪断力も大き
くなシ、液体の滴もそれだけ急速に針の先端から引き離
され、得られる液体粒子もその分だけ小さくなる− 〔発明が解決すべき問題点〕 しかしながら、先行技術の方法には、７００μｍ以下の
大きさのマイクロカプセルは製造できないという、技術
固有の制限がある。これらの制限とは、即ち、ゲル形成
性液体の粘度は、完全に球状のカプセルを形成するため
の最低粘度よシ大きくなくてはならないこと、針の最小
内側直径は島によって針がつまらないようにするため３
００μＴｎ（２４ゲージ）よシ大きくしなければならな
いこと、さらに容積測定空気流速は均一な直径のカプセ
ルを製造するために２０００ｃｃＺ分以下に保たなけれ
ばならないことである。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明者等は、完全に球状の、平滑で均一な液体粒子を
製造する改良製造法およびその装置を開発したもので、
これらによって、直径が７００１１ｍ未満、好ましくは
１５０〜５００μｍの、完全球状の平滑で均一なマイク
ロカプセルを製造することができる。このようなマイク
ロカプセル自身も、本発明の一つを構成している。

本発明の新規マイクロカプセルは、生物学的適合性のあ
る物質から製造され、コア物質として生きている組織ま
だは細胞を含有するものである。好ましくはコア物質は
ランゲルノ・ンス島であシ、生物学的適合性のあるマイ
クロカプセル化うンゲルノ・ンス島を心臓血管注射する
ことにより、人間を含む、糖尿病の動物の血糖量を長期
にわたって調整することができる。

本発明によれば、２００〜３００μｍの一段と直径の小
さいマイクロカプセルを製造することができ、このマイ
クロカプセルは血流中に直接注射することができるので
、連続的に新鮮な血液で洗われている肝臓または肺臓の
ような生体器官の中にすぐに入ることができる。マイク
ロカプセルと血液が直接接触すると封入された組織また
は細胞の生化学的変化への応答時間が短縮されるのでそ
の効力も増す。その結果、小さい直径のマイクロカプセ
ル化うンゲルノ・ンス島は、糖尿病患者の血糖量を長期
にわたって調整するのに受領体の重量のｋｇ当りに移植
されるべき必要量がさらに少くてすむ。

本発明の生きている組織を含有するマイクロカプセルは
、治療すべき生体中の他の都合のよい局部に注射または
移植することもできるが、このような投与方法は上記の
理由によシあまシ好ましくない。

本発明により提供される直径の小さいマイクロカプセル
は、初期のゲル−液体粒子形成工程で静電液体粒子発生
器を使用することによって製造することができる。この
方法においては、源から懸濁された液体粒子には高い静
電圧をかけ、第２区域、例えば収集槽には、この液体粒
子を引き付けるために反対の極性をかける。この第１お
よび第２区域の間の電圧差の門口を通過する際、液体粒
子が源から第２区域に移行しそれによシ収集槽に集めら
れる。

調整可能な高電圧パルスを発生させ、これをシリンジポ
ンプにより針の先端に形成された液体粒子に与える。パ
ルス電圧の高さ、パルス周波数および・？ルス幅は分散
された物質の量により調整すると、一定の大きさの液体
粒子がくり返し発生し、これを集めることができる。

本発明を、添付の図面を参照しながら、さら　、に詳し
く説明する。

第１図は、本発明の一実施態様によって構成された液体
粒子製造用の装置の概略図、第２図は、本発明の第２の
実施態様によって構成されだ液体粒子製造用の装置の概
略図、第３図は、第１または第２図の液体粒子発生器に
電気を通すのに必要な回路図の概要、第４図は、第３図
の液体粒子発生器の回路図の出力の典型的な波形をグラ
フ化したものである。

第１図は、本発明の一つの具体例において構成された液
体粒子形成装置１０を示している。

ここに示されているように、非導電性物質、即ち通常は
ポリマーからなるシリンジ１２には生きている細胞を含
有する液体粒子形成用液体１４が入れられている。プラ
ンジャー１６は、シリンジポンプ・ぐ−１２の下方末端
で力を伝達してステンレススチールシリンジ針２２の下
方末端から液体粒子２０を追い出すだめのシリンジポン
プ１８によって硬化溶液２６を含有している収集槽２４
の方へと駆動される。ここで硬化溶液としては、アルギ
ン酸ナトリウムを含有している液体粒子形成用水溶液を
使用する場合には、塩化カルシウム水溶液を使用するこ
とができる。

電気パルス発生器（第３図参照）の陽極り一ド２８を針
２２に連結させ、パルス発生器の陰極リードは硬化溶液
に連結させる。

針２２は必要に応じてその出口先端２７を斜めに切って
もよい。先端２７は、液体粒子を形成させる。ためにそ
の間に与えるべき電圧パルスと調和した。収集槽２４中
の受容媒体２６の表面からの一定の距離に配置させた。

液体粒子の大きさは針の先端２７と収集槽２４中の液体
との距離を変えることによシ調整することができ、距離
を狭めればそれだけ小さな液体粒子になる。

またリード２８と３０にかけられる電圧を変えることに
よって調整でき、電圧を上げると、それだけ小さな液体
粒子になる。施す電気のパルス幅によっても調整でき、
パルス幅を短くすると、それだけ小さな液体粒子になシ
、さらにポンプ１８の速度を変えることによっても調整
することができ、ポンプの速度を下げると液体粒子はそ
の分だけ小さくなる。

第２図は他の態様を説明するためのものであシ、パルス
発生器からの陽極リード３２を針２２から取シはずし、
その代りに針２２の周囲をかこみ針２２よシ下にのびて
いる、非、導電体料からなる円錐形支持体３４の下方の
末端にすえつケラれたステンレススチールリング３２に
取シ付ける。陰極ＩＪ　−）’　３０は、受容媒体２６
ではなく針２２に取シ付ける。このようにすることによ
シ、針２２の先端２７と受容媒体２６の上面との距離が
、ゲル液体粒子の大きさに影響し力いようにすることが
できる。

第１図および第２図における液状粒子形成の間、リード
線２８および３０にかけられる静電圧により、７００μ
ｍ未満好ましくは１５０〜５００μ密の直径を持つゲル
液状粒子を得ることができる。これらの液状粒子はさら
に半透過性の生物学的に受容できる薄膜の薄いコーティ
ングで被覆させてもよい。シリンジに合った１８ゲージ
の針と使用する場合得られるマイクロカプセルは動物の
体に注射できる程度の充分小さなものとなる。

液体粒子の形成の間にかけられる電圧が静電圧であるの
で、ランゲルノ・ンス島とか肝臓細胞のような封入され
た生きている組織の生存能力は破壊されずにすみ、マイ
クロカプセル化された生きている組織は進行する列線代
謝が可能である。

図面の第３図および第４図を参照すると、第３図には、
第１図または第２図の装置により液体粒子を形成する間
にかけられる静電パルスの形成に適した静電・ぐルス発
生器１１０について説明されている。図から明らかのよ
うに、パルス発生器１１０には、どのような電気出力の
源にも接続することのできる、非接地の電源（ｉｓｏ１
３、ｔｅｄ　ｐＯＷｅｒ　５ｕｐｐｌｙ　）　１１２、
ロ、タック回路部分１１４、パルス周波数１１８、パル
ス幅１２０および高電圧出力１２２用の調整ノブを取シ
つケタコンソール型・ξネル１１６、ノｑルス増幅器１
２４およびリード線２８および３０に出力する高電圧変
圧器および整流器１２６が含まれている。

目的とする液体粒子の大きさに応じてリード線２８およ
び３０によって液体粒子形成装置１０に通される・ｑル
ス電圧、パルス周波数およびパルス幅は、各々広範囲に
変えることができる。

針２２の末端から液体粒子を引っばる力の強さを決定す
る・ぐルス電圧は、通常１〜２５ｋＶの範囲で変えるこ
とができる。液体粒子に細口のパルスがかけられたかを
決定するパルス周波数は通常１０〜１００／秒の範囲で
変えることができる。液体粒子形成力を与える時間の長
さを決定するパルス幅は通常１〜６ｒｒＬ・秒の範囲で
変えることができる。種々の時間周期およびそれらの効
力の相互作用については第４図において説明する。これ
らの値は、均一にそろった大きさの液状粒子を得るため
に針から分配される物質の量と一致するようにする。

このような一定の設計のノソラメーターは、各各のパル
スが１０〜１００ｍ・秒毎に起りながら一回のパルスが
１〜６ｍ・秒持続するので電圧の重複がないことを保証
する。従って、４ｍ・秒の最小および９９．・秒の最大
が生じる。さらに、パルスの間の位置で液体粒子の形成
を維持する低いベースライン電圧がある。

生物細胞を静電気によシタ類するための装置、塗料およ
び／またはポリマーを分散させるだめの静電スプレー、
インク印刷用の静電液体粒子発生器については多数の先
行技術例がある。このような装置の具体例は、米国特許
第４．３１９３５号、同第４，３９５，７１６号および
同第４．０９’（３７３号さらには英国特許第１，３４
６，３０１号中に記載されている。

これらの先行特許中に記載されている液体粒子発生器は
、液体粒子を最初の形成の際、音の振動のような外部か
らの励起源を利用している。

液体粒子は発生器を離れだ後において静電的に荷電され
るのであるが、本発明においては、液体粒子形成用の液
体が直接に高い静電圧を荷電されている。即ち、先行技
術の処理では、外部からの振動源が液体粒子の形成を生
じさせているのに対して、本発明においては、液体粒子
は直接静電相互作用によって製造される。

本発明の液体粒子発生器は、液体粒子形成の各々の工程
を作業員が直接制御することによって、生きている細胞
を含有する、非常に細かい球状液体粒子を製造すること
ができる。

本発明における記載は主に上記したような特定の目的ま
たは利点のために、生きている組織または細胞を封入す
るものであるが、本発明に記載された静電液体粒子形成
方法および装置は、他の分野においても利用することが
でき、例えは、スザレー塗装およびインク印刷にも利用
することかできる。

本発明においては、生きている組織または個々の細胞は
、ヒＰ口ゲルのかたちで生物学的適合性を有する半透過
性薄膜中に封入されている。

封入されるべき物質は可逆的にゲル化でき組織にとって
一時的保護環境を提供することのできる水溶性物質を含
有している生理学的適合性のある媒体中に懸濁させる。

この媒体が、本発明の液体粒子発生方法を利用し、例え
ば温度、ｐＨまたはイオン環境条件を変えることによシ
ゲル化させて一時的カプセルを形成することにより、組
織を含有している、実質的に完全な球形の液体粒子のか
たちになる。次に、得られた一時的カプセルは、形状を
保持したま＼の一時的カプセルの周囲に調整された透過
性を持ち陰極電荷された外側表面の薄膜を形成するだめ
の処理を行う。この薄膜の半透過特性は、コア物質がマ
イクロカプセル中に保たれている間、栄養物および酸素
がコア物質へ流れ込むことができ、新陳代謝生成物がコ
ア物質から流れ出ることができるようになっている。半
透過性薄膜のこの生物学的適合特性によシ、上記のよう
な物質のコアへの、およびコアからの通過が、炎症とか
他→− の有害な生体反応なし生じ、一方性側の陰極−荷電され
た表面は球状細胞の成長を妨げるので、この除膜は半透
過性を保つことができ、長期間にわたって、特に３〜６
ケ月以上にわたって効力を保つことができる。

一時的カプセルは、置かれている媒体中の条件を変える
ことによシ、ゲル化して一つの形状を床っているかた捷
りを形成することのできる毒性のない水醇性物であれば
何を使用しても製造することができ、さらにこれは陰イ
オンまたは陽イオン基を形成するべく、容易にイオン化
される複数の基からなっている。このような基の存在に
よってカプセルの表面層が架橋して、反対荷電の複数の
官能価を含有しているポリマーにさらした場合に恒久的
薄膜をつくることができる。

一時的カプセルは好ましくは、状態の変化にさらされる
ことによシ、一定の形状を保つがたまりを形成するべく
ゲル化させることのでき、さらにアミン基のような酸性
多糖成分と反応することのできる反応基を含有している
ポリマーによシ恒久的に架橋または硬化させることので
きるタイプの多糖ガムから製造することができ、この多
糖ガムは天然産のものであっても、合成されたものであ
ってもかまわない。最も好ましくは、このガムはアルギ
ン酸のアルカリ金属塩であって、他の水溶性ガムも使用
できるが、特にアルギン酸ナトリウムが好ましい。

゛一時的カプセルは、アルギン酸ナトリウム水溶液の液
体粒子を塩化カルシウム水溶液中に押し出すことによシ
、アルギン酸ナトリウムから製造することもできる。乙
の一時的カプセルは完全に球状のマイクロカプセルが心
臓血管注射用としてつくられ得るので、実質的に球状で
あるのが好ましい。実質的に完全球状の一時的カプセル
は３０センチポイズ以上の粘度を持つアルギン酸ナトＩ
Ｊウム水溶液を使用して製造することができる。この臨
界下限より低粘度のもの１： を使用すると、一時的カプセルは不ぞろいの形状のもの
になってしまう。完全球状カプセルは好ましくは３０セ
ンチポイズという臨界下限以上であれば、広範囲の粘度
にわたって得ることができ、その上限は大まかには溶液
を硬化媒体中に押し出すことが可能かどうかによって決
めることができる。しかし、３０　Ｃｐｓ以上の粘度で
得ることのできた完全球状の液体粒子の最小の大きさは
粘度が増すにつれ大きくなることをも発見した。

一時的カプセルの周囲に、恒久的半透過性薄膜を形成す
るには好ましくは、ゲル化ガムの表面層中の遊離酸基と
、アミン基のような酸−反応性の基を含有している生物
学的適合性のあるポリマーとの間でイオン反応させれば
よく、通常は、選択されたポリマーの希釈水溶液中にお
いて行われる。

使用することのできる架橋性をもち、かつ生物学的適合
性のあるポリマーには、ポリアミノ酸、好ましくはポリ
リジンが含まれる。ポリエチレンイミンおよび他のイミ
ン−含有ポリマーは、これらが生物学的適合性を有して
いない点を考慮すると薄膜の形成用としては適していな
いことがわかる。好ましいポリリジンポリマーの分子量
は、１０．０００〜３０．０００　　の狭い範囲、好ま
しくは１７０００に調整する必要があり、このように調
整することにより、必要とされる薄膜多孔度を達成する
ことができる。ポリリジンまたは他のポリアミノ酸を使
用すると、マイクロカプセル自身は生物学的適合性を有
するものではあるが、陽極荷電された表面を持つマイク
ロカプセルになってしまい、これは長期間の生存能力用
としては適さない。生存寿命を長期化するためには、ポ
リリ、クンまたは他のポリアミノ酸について、Ｂｂ；実
質的な厚さに発達するのに充分な時間にわたって反応さ
せることが大切であって、このようにすると後で述べる
ように後反応のだめの実質的な数の表面基、生体内注射
に耐えるのに十分な構造強度および生体内において構造
保全性を保持せしめることのできる充分な量の生物学的
適合性のあるポリマーを提供することができる。通常、
上記した分子量範囲のポリリジンについては、上記した
ような結果を達成するためには、６分以上、好ましくは
９分以上であって通常は９分までの反応時間が必要とさ
れる。このような反応時間をかけると、約５μｍの厚さ
のポリリ、ジン層ができる。

驚くべきことに、一時的なカプセルとの反応に使用され
るポＩＪ　ＩＪレジン溶液の実際の強さは、００５重量
％超過の濃度では、カプセル壁の厚さに影響されない。

ポリアミノ酸との反応により一時的カプセルの周囲に形
成された半透過性薄膜をさらに、遊離のアミン基とイオ
ン反応することのできる毒性のない生物学的適合性を有
する水溶液ポリマー物質で処理することにより、薄膜の
周囲に外側が陰極荷電されたコーティングを形成するが
、これは通常、上記ポリマー物質の水溶液中にマイクロ
カプセルを懸濁させることによシ行うことができる。外
側のコーティングを形成するために使用される物質は、
一時的カプセルを形成するのに使用されたものと同一の
ものが好ましく、好ましくは多糖ガム、さらに好ましく
はアルギン酸ナトリウムのようなアルギン酸のアルカリ
金属塩がよい。ポリビニルアルコールオヨびポリβ−ヒ
ドロキシ酪酸のような、塩基−反応性基を含有している
他の生物学的適合性を有するポリマー物質を使用して、
マイクロカプセルの外側コーティングを形成することも
できる。

このようなポリマー物質の分子量は、一般的には１０’
〜１０６　の範囲で変えることができる。

アミノ−反応性基を含有している、生物学的適合性を有
する水溶性ポリマー物質は、半透過性薄膜の外側のアミ
ン基と反応し、外側コーティングを形成する。この外側
コーティングは、半透過性膜の多孔度はそのま＼に保つ
ものの、ポリアミノ酸層を恒久的に包囲し、陰極−荷電
された表面を提供する。反応時間とを充分にとると、ポ
リアミノ酸膜上の表面アミノ基の数によって、外側の陰
極−荷電されたポリマーコーティングは生体内において
、劣化したりはがれたりしにくいので、陽極−荷電され
た表面は、身体環境に露されないですむ。

ポリアミノマイクロカプセルを生物学的適合性を有する
塩基−反応性物質によって処理′しても半透過膜の全生
物学的適合特性は保たれ細胞の成長を阻止する陰電荷さ
れた外側表面ができ、それにより半透過膜がその透過性
を保つことができ、長期間にわたる有効性を保つことが
できる。

マイクロカプセルの製造に際して、コア物質用の懸濁媒
体の再液化は、その条件下においてコア物質が液体とな
るような条件を再びつくり出すことによって行うことが
できる。これは多価の陽イオンを除去するだめのイオン
交換により達成することができ、例えばリン酸塩緩衝サ
リン捷たはくえん酸塩緩衝液中に浸漬するとかにより達
成できる。この再液化工程は、拡散抵抗を下けるには有
効で・あるが、有効生成物を提供するのには必ずしも必
要ではなく、省略してもよい。これは、その内部が再液
化されていないマイクロカプセル内の移植島（ねずみか
ら２０日ねずみ）も、糖尿病の動物の血糖量を中和する
のに有効であるためである。驚くべきことに、アルギン
酸カルシウムゲルコアは、体内においても液化せず、移
植後−年を経過した糖尿病の動物から回収されたマイク
ロカプセル中に、完全なゲルコアが発見された。

本発明の方法は生きている組織その多孔値画分または個
々の細胞を封入するのに利用でき、例えばラングルノ・
ンス島、肝臓細胞、赤血球および他の生物学的活性を有
する物質の封入に利用できる。このようにして得られた
マイクロカプセルは、その組織が生育しうる状態に保た
れている間は、その組織の特定の生理学的機能を身体に
与えるために、哨乳類の身体内の適切な部所に移植する
ことができる。移植は簡単な注射により行うことができ
るので、外科手術を必要としない。当初から注目されて
いるように、静１０体粒子発生法からは今までよシもさ
らに直径の小さいマイクロカプセルを得ることができる
ため、これを心臓血管に注射することができる。

マイクロカプセルのコアは生きている組繊細胞と、この
組織を保持し、その正常な新陳代謝を確保するのに充分
な養分の水性媒体を含有している。この細胞は生きてお
シ、生理学的活性を有し、進行する新陳代謝が可能なも
のである。

コア物質を封入している生物学的適合性のある半透過性
膜は、イオン的に相互作用した生物学的適合性のある物
質の互いにしみ通る層からなるものである。どの半透過
性膜の全体の壁の厚さは通常約４〜６μｍの範囲である
。マイクロカプセル自身は約７００μｍ未満の範囲の直
径を医つが、コア物質としてランゲルノ・ンス島を含有
しているマイクロカプセルについては、１５０〜５００
μｍの直径範囲のものが好ましい。生物学的適合性のあ
る半透過性膜はヒドロゲルのかたちにあるので、膜構造
中の全水含率が２０重量％以上であシ、ポリアミノ酸の
分子量により９５重量％まで変化し得る。

本発明の特に好ましい具体例においては生きる細胞は、
ポリリ、ジンーアルギン酸塩半透過性ヒＰロゲルの中に
封入させる。細胞はまずアルギン酸す）　ＩＪウムの生
理的食塩水中溶液内で均一に懸濁させる。このマイクロ
カプセルを、人間を含む糖尿病の動物の血糖を調整する
ことによる糖尿病の処置に利用する場合、生きている細
胞は、動物の膵臓から採取したランゲルハンス島のかた
ちをとるものである。

細胞を含有している球状液体粒子は、本発明の静電液体
粒子発生方法によシ、アルギン酸ナトリウム水溶液から
製造され、ゲル化球体として塩化カルシウムのような硬
化溶液中に集められる。このゲル化球体は、アルギン酸
ナトリウムの外側コーティングに続いて、ポリリジンに
よってコーティングされる１、このマイクロカプセルは
、次に篤浸透圧のクエン酸ナトリウムまたは他の慣用の
イオン交換媒体中に懸濁させて、細胞を動く状態に返す
ためにマイクロカプセル内のアルギン酸塩ゲルを再液化
させてもよい。

先に述べたように、この工程は、必要に応じて省略して
もよい。

外側の生物化学的に不活性であるが生物学的適合性を有
するアルギン酸塩ゲルは、９５％までの水を含有してい
る陰電荷ヒドロゲルである。

膨潤したゲル表面と水性生理学的環境との間の低い界面
張力が蛋白質の相互作用を最小限にとどめるが、そうで
ない場合には強い蛋白質−ポリマーの相互作用によって
ひどい炎症が起きてしまう。このヒＰロゲル膜の生物学
的適合性によシ移植した場合、カプセルの生存能力を長
期化することができる。ポリエチレンイミンの表面ヲ持
つマイクロカプセルは、このような特性は持ってい々い
ようで、ひどい炎症が起ってしまい、体に拒否反応がで
でしまうのでこのマイクロカプセルの生体内の利用は厳
しく制限される。はとんどのゲルは軟かいゴムのような
堅さのものであるので、周囲の組織に対する摩擦刺激を
下げることによっても生物学的適合性を高めている。

生体内移植に際しては、生物学的適合性を有する外側表
面は、アルギン酸ナトリウムからなるものである必要は
必ずしもないが、外側表面が、生物学的適合性を有する
ものであり、しかも陰電荷されていることは必須条件で
ある。通常はヒドロキシル基またはカルＩキシル基であ
る。生物学的適合性のある外側表面物質の陰電荷基と、
ポリリジン上の陽電荷されたアミノ基の間で結合が生ず
る。

〔発明の効果〕

以上から明らかのように、本発明においては、生存寿命
を長くすることができ、また血流中の生きている組織に
注射するのに適した直径を持った生物学的適合性を有す
るマイクロカプセルを得ることができたものであシ、従
って本発明のマイクロカプセルは、その中で新陳代謝が
進行している身体器官内に入れることができる。

本発明のさらに小さい直径のマイクロカプセルの第一の
利点は、生体内利用にあるが、この活性組織含有マイク
ロカシセルは生体外（ｉｎ　ｖｉｔｒｏ）用途にも種々
と利用することができる。

本発明においては、活性組織または細胞を含有している
マイクロカプセルの製造に加えて、マイクロカプセルの
目的とする最終用途によって他の種々なコア物質を含有
しているマイクロカプセルの製造にも利用することがで
きる。

〔実施例〕

本発明を、下記の実施例によりさらに詳しく説明する。

（以下余白） 実施例１ 本実施例では、静電液体粒子発生器を使用して、直径の
小さいゲル液体粒子を製造する。

第１図に示された装置を据え付けた。１０ｃｃのシリン
ジ１２の中に１．５　Ｗ／Ｖのアルギン酸ナトリウム溶
９１４を入れた。シリンジ１２には９０°の斜め切りに
した出口を持つ２２ゲージステンレススチール針２２を
取り付けた。陽極線２８をこの針の金属ロック部分に叡
り付け、さらに針−シリンジ組合せをシリンジポンプ１
８に敗り付けた。

１．１％の塩化カルシウム溶液２６を４インチ×１イン
チのベトリ皿２４の中に注ぎ、ペトリ皿に陰極線３０を
取り付けた。ぺｌ−ＩＪ皿２４は、その中の液体表面が
針２２の先端から１ＯＩｕｌとなるように配置した。

調整パネル１１６上のパルス電圧ダイアル１２２を１２
Ｋｖに、パルス周波数ダイアル１１８を２０／秒に、パ
ルス幅ダイアル１２０を２ｍ・秒に合わせ、シリンジポ
ンプを４旬間の速度にした。シリンジポンプ１８と液体
粒子発生器の両方のスイッチを入れると、針２２の先端
２７からアルキン酸ナトリウム液体粒子２０が流れ出し
、ベトす皿２４の中の塩化カルシウム溶液に入り、この
際アルギン酸力ルンウムケル液体粒子ができ、その中に
集められる。アルキン酸カルシウムゲル液体粒子は、完
全に平滑で球状であり、平均直径が３００±（５０標準
偏差）μｍのものであった。

本実施例において使用された／リンジ針２２は、エアー
ンエソトンリンジを使用して針２２の先端２７からアル
ギン酸ナトリウム溶液の液体粒子を除去するのζこ、急
速度の空気流を利用するエアーンエソトンリンンに使用
されたものと同一の直径のものを使用した。エアーシェ
ツトシリンジを使用した場合に得られた最小直径のアル
ギン酸力ルンウムケル液体粒子は、直径７００μｍのも
のであった。このように、本実施例において記載した静
＋ｆＨこよる方法ては、ケル液体粒子の直径をこの値の
はＸ半分に低下させることができたのである。

実施例２ この実施例では直径の小さなゲル液体粒子を、別の形態
の液体粒子発生法により製造する。

第２図の装置を使用する以外、実施例１におけるのと同
様の手順をくり返した。即ち、本実施例では、陰極線（
ｎｅｇａｔｉｖｅ　ｐｏ１３、ｒｉｔｙ　ｗｉｒｅ）　
３０を針２２に嘔り付け、陽極線（ｐｏｓｉｔｉｖｅ　
ｐｏ１３、ｒｉｔｙｗｉｒｅ）２８を、針２２の先端か
ら下の方に配置された金属リンク装置３２に取り付ける
。金属リングの中心が針２２の先端２７から下方７藺に
なるように配位し、荷電されていないペトリ皿２４を、
リンクアセンフリから下に５ＬＭのところに配置した。

上記のような手順により製造され、ペトリ皿に集められ
たアルキン酸カルシウムゲル液体粒子は、完全に平滑で
球状のものであり、平均直径が４５０（±６５標準偏差
）μｍのものであることが判った。この実験を電荷をか
けすにくり返したところ、ケル液体粒子直径かはヌ２倍
の標準偏差のさらに大きなばらつきのゲル液体粒子直径
のものができた。

実施例３ 本実施例においては、静電液体粒子発生器を通過した後
の生きている組織の生存能力について説明する。

犬の膵臓組織から抽出されたランゲルハンス島を、シリ
ンジ中のアルギン酸ナトリウム溶液に、濃度が５００島
（１ｓｌｅｔｓ　）／　２　ｍｌとなるように添加する
こと、および塩化カルシウムの代りに食塩水を使用する
こと以外、実施例１と同様の手段をくり返した。この場
合はゲル液体粒子の形成は起らなかった。静電液体粒子
発生器を通過後、トリパン青染色を利用したところ、１
００％の島が見えるようになった。顕微鏡下で見た場合
、すべての島は白く見え、死んだ島を特徴付ける青い外
観のものは見当らなかった。

実施例４ 本実施例では、ランゲルハンス島を含有シテいる小さな
半透過性マイクロカプセルを製造する。

養殖ラットのランゲルハンス島（２×１０３島１０．２
−媒体）を、１．５％（２／２　）のアルギン酸すトリ
ウムの生理的食塩水への溶液の２−中に均一に懸濁させ
た。実施例１の手順により静電液体粒子発生器を使用し
て、島を含有している球状の液体粒子を製造し、これを
１．５％（Ｗ／ｗ）の塩化カルシウム水浴液中で集めた
。」二澄みを捨て、島を含有しているゲル化球状アルギ
ン酸力ルノウム液状粒子を、２−ンクロへキシルアミノ
エタンスルホン酸（ｃＨｇｓ　）溶液と、１．１％の塩
化力ルンウム溶液で洗った。

上澄みを追い出してから、ゲル化した液体粒子を、分子
量１７．０００のポＩＪ　ＩＪリジン０．０５％ＣＷ／
Ｗ　）　ｇ　ｔｌ中で６分間培養した。上澄みを除き、
ポＩＪ　ＩＪンンカプセルを、希釈ＣＨＥＳ　１．１％
の塩化カルシウム溶液および生理的食塩水で洗った。

洗浄したポリリジンカプセルを、０．０３％のアルギン
酸ナトリウム溶液３〇−中で４分間培養して、ポＩＪ　
ＩＪノン膜の上に外側アルキン酸塩膜を、陰電荷アルギ
ン酸塩と陽電荷ボＩＪ　ＩＪリジン間のイオン相互作用
ζこより形成させた。

得られたマイクロカプセルを食塩水で洗い、０．０５Ｍ
のクエン酸塩緩衝液で６分間処理して内部のアルギン酸
カルシウムを再液化してから最後に食塩水で洗った。マ
イクロカプセルは、完全に球状であり、各々には１〜２
ケの肉眼でみることのできる島を含んでいることがわか
った。このマイクロカプセルは３００（士５０　ＳＤ　
）μｍの平均直径を持つもので壁の厚さは５μｍであっ
た。このカプセルを３７℃で養分媒体中に懸濁させた。

島の生存能力は、カプセル壁をヘパリンで分離した後、
トリパン青の染色により示された。

実施例５ ・＼パトサイト（肝臓細胞）を含有している小さな半透
過性マイクロカプセルを製造した。

胎児マウスまたは成人ラットのヘパトサイトを１０５へ
パトサイｌ−／ｍ７！のアルギン酸塩浴液となる量で、
アルギン酸す）　ＩＪウム溶液に添加し、針の先端から
塩化カルシウム溶液の表面までの距離を７Ｕに狭める以
外は、実施例４の手順をくり返した。得られたマイクロ
カプセルは、外見は球状でアリ、２５０（±５０ＳＤ）
μｍの直径を持つものであった。３７℃で４週間以上培
養した後においても生育し得るヘパトサイトの存在がト
リパン青染色および顕微鏡的解剖によって証明された゛
。

実施例６ 本実施例においては、針パラメーターのゲル液体粒子の
径に与える影響について説明する。

９０°斜角の２２ゲージの針の代りに２２°の斜角の２
６ゲージの針を使用する以外、実施例１の手順をくり返
した。得られたゲル液体粒子は、１７０　　　　　’（
±３０８Ｄ）μｍ　の直径を持つもので、細い直径の針
を使用すればそれだけ小さい直径のゲル液体粒子および
従ってマイクロカプセルを形成させることができること
を示している。

本発明の記載をまとめると、本発明は、心臓血管注射す
るのに適した直径の小さなマイクロカプセルを形成する
ため、活性組織または細胞のマイクロカプセル化に特に
有用である静電力を利用する新規液体粒子発生方法を提
供するものである・本発明の範噴内で種々の改良を行う
ことはもちろん可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施態様によって構成された液体粒
子製造用の装置の概略図、 第２図は本発明の第２の実権態様によって構成された液
体粒子製造用の装置の概要図、第３図は、第１図または
第２図の液体粒子発生器に電気を通すのに必要な回路の
概略を示す図面、第４図は、液体粒子発生器の回路図の
出力の典型的な波形をクラフ化して示した図面である。 １０、：液体粒子形成装置 １２：ンリンジ １４：液体粒子形成用液体 １６：ブランジャー １８：ポンプ ２０：液体粒子 ２２：ンリンジ針 ２４：収集槽 ２６：受容媒体 ２７：ンリンシ針の先端 ２８：陽極リート ３０：陰極リート ３２ニステンレススチールリング ３４：円錐形支持体 １１０：静電パルス発生器 １１２：非接地の電源 １１４：ロジック回路部分 １１６：コンソール型パネル １１８：パルス周波数調整ノブ １２０：パルス幅調整ノブ １２２：高電圧出力調整ノブ １２４：パルス増幅器

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、直径７００μｍ未満で、生きている組織または細胞
   を含有していることを特徴とする球状の、平滑で均一な
   マイクロカプセル。 ２、直径が１５０〜５００μｍであることを特徴とする
   特許請求の範囲第１項記載のマイクロカプセル。 ３、マイクロカプセルが、生きている組織または細胞の
   コアを封入している生物学的適合性を有する透過性薄膜
   からなる特許請求の範囲第１項または第２項記載のマイ
   クロカプセル。 ４、生きている組織がランゲルハンス島からなるもので
   ある特許請求の範囲第３項記載のマイクロカプセル。 ５、生きている組織または細胞が再液化性可逆ゲル物質
   の中に包含されていることを特徴とする特許請求の範囲
   第１項〜第４項のいずれかに記載のマイクロカプセル。 ６、薄膜が４〜６μの厚さを持つものである特許請求の
   範囲第１項〜第５項のいずれかに記載のマイクロカプセ
   ル。 ７、（１）液体粒子形成性液体を、第１区域の源から下
   向きに押し出し、（２）押し出された物質に一つの極性
   の電荷をかけ、（３）第１区域の垂直下に間隔をあけて
   設けられた第２区域に反対の極性の電荷をかけ、（４）
   第１区域と第２区域の間に押し出された物質から液体粒
   子をつくり、この粒子を第２区域に引つ張るのに充分な
   だけの電圧の差をかける工程からなることを特徴とする
   液体粒子の製造方法。 ８、第１区域が、軸方向に下向きに向けられた導電性針
   からなることを特徴とする特許請求の範囲第７項記載の
   方法。 ９、第２区域が、その中に形成された液体粒子を集める
   ことのできる受容媒体からなり、この受容媒体が、この
   媒体の中で形成された液体粒子から個々のマイクロカプ
   セルを形成することのできる硬化性溶液からなるもので
   あることを特徴とする特許請求の範囲第８項記載の方法
   。 １０、第２区域が、針の軸を包囲している、軸と同中心
   の導電性物質のリングからなり、受容媒体をその中に形
   成された液体粒子を受け入れ、集めるために第２区域の
   下に配置させこの受容媒体として、その中で形成された
   液体粒子から個々のマイクロカプセルを形成することの
   できる硬化性溶液を使用することを特徴とする特許請求
   の範囲第８項記載の方法。 １１、液体粒子形成のための電圧差を、連続的に押し出
   された液体粒子形成性液体に周期的にパルスとして与え
   、液体粒子の連続的製造を行うことを特徴とする特許請
   求の範囲第７項〜第１０項のいずれかに記載の方法。 １２、パルス電圧が１〜２５ｋＶであり、パルス周波数
   が１０〜１００／秒であり、パルス幅が１〜６ｍ・秒で
   あることを特徴とする特許請求の範囲第１１項記載の方
   法。 １３、源から液体粒子形成性液体を下向きに押し出すた
   めの導電性押し出し手段（２２）、押し出した物質に電
   荷を与えるため、押し出し手段（２２）に対して１つの
   極性の静電荷を与えるための手段（２８）、導電性押し
   出し手段の下に配置した導電体（２６）に反対の極性の
   静電荷を与えるための手段（３０）、および押し出し手
   段（２２）から押し出された液体粒子形成性液体に個々
   の液体粒子形成力を与えるため、導電性押し出し手段（
   ２２）と導電体（２６、３２）の間の電圧を変化させる
   ための手段（１１０）とからなることを特徴とする液体
   粒子製造装置。 １４、押し出し手段（２２）が先の鋭つた針からなるこ
   とを特徴とする特許請求の範囲第１３項記載の装置。 １５、導電体（２６）が個々の液体粒子（２０）を集め
   るための受容媒体からなることを特徴とする特許請求の
   範囲第１３項または第１４項記載の装置。 １６、導電体（３２）が、押し出し手段（２２）の軸を
   囲んでいて、しかも押し出し手段（２２）と同心円であ
   る導電性環状部材からなるものである特許請求の範囲第
   １３項または第１４項記載の装置。 １７、電圧を変えるための手段（１１０）が、一定の限
   界電圧水準以上の連続的電圧パルスを発生させるための
   電圧パルス発生手段からなるものであることを特徴とす
   る特許請求の範囲第１３項〜第１６項のいずれかに記載
   の装置。 １８、電圧パルス発生手段が、１〜２５ｋＶのパルス電
   圧、１０〜１００／秒のパルス周波数および１〜６ｍ・
   秒のパルス幅を確保できるものである特許請求の範囲第
   １７項記載の装置。