JPH06502120A - カプセル押し出しシステム - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 カプセル　しシステム 及１と１１ 本発明の技術分野は、生物学的に活性な因子及びその他の組成物を被包（ｅｎｃ ａｐｓｕｌａｔｉｏｎ）するのに適したカプセルの押し出し成形に関する。

現在、例えば神経伝達物質、ホルモン、サイトカイン、神経細胞成長因子、脈管 形成因子、血液凝固因子、リンホカイン、酵素及び他の治療薬を含む、生細胞の 生物学的に活性な産生物に少なからぬ関心がある。また、そのような生物学的因 子を生産するための新規な方法及びシステムを開発すること、並びにこれらの因 子を治療目的で患者に送達することにも相当の関心がある。

例えば、パーキンソン氏病はドーパミン作動性の黒質線条体システムの変性によ り特徴づけられる。神経伝達物質、ドーパミンを持続する量で放出するポリマー 桿状体の線条体への移植はゲラ書類における実験的パーキンソン症候群を軽減し 、適当な標的組織中でのドーパミンの単独の放出がこの機能的欠損を矯正し得る ことを示していると報告された。

同様に、糖尿病Ｃよ、膵臓内分泌系が退化し、その結果、体がインシュリンを産 生ずる能力を失うことにより特徴づけられる病気である。糖尿病は、インシュリ ンを毎日注射することにより、ある程度治療することができるが、最適の治療プ ロトコールは個々の病気の状態、並びに患者の代謝作用の変化を日々考慮に入れ なければならない、これらの理由で、インシュリンについての高分子マトリック ス放出システムは特には良好な結果を得ていない。

同様に、注入或は期間の一層長い調節された放出療法によっては容易に補給する ことができない重要な生物学的因子の欠乏を特徴とする多くの他の病気がある。

物質の欠乏を特徴としないが、通常細胞により造られかつ分泌される生物学的に 活性な成分によって治療することができるなおその他の病気がある。すなわち、 栄養及び成長因子を用いてハンチングトン氏及びアルツハイマー氏病のような神 経変性症状を防止することができる。

高分子マトリックス薬物放出システムの限られた能力と対照的に、生細胞を被包 することが、神経伝達物質、ホルモン及びその他の生物学的因子の持続的供給を 与える手段として提案されてきた。生物学的因子の拡散を可能にさせる選択透過 性膜によるこのような細胞を被包することは、単に有糸分裂する活性な細胞の漏 出を防止するばかりでなく、また異種間（ｃｒｏｓｓｓｐｅｃ　ｉ　ｅｓ）或は 同種異系の移植における宿主の拒絶反応をも防止し得る。

多くの研究者が、治療移植目的及び生物学的生産物の大規模生産の両方について 、マイクロカプセル、すなわち細胞溶液の微視的液滴を被包する小さい球を用い ることを提案してきた。しかしながら、このマイクロカプセル化のアプローチに は多くの欠点がある０例えば、マイクロカプセルは取り扱うのが極めて困難（移 植した後に回収するのが困難であることを含み）になり得る。使用することがで きる被包物質のタイプは、生成プロセスにより生物学的に適合し得る溶媒に溶解 することができるポリマーに制限される。その上、寸法の一層大きい球の容積当 りの拡散性表面積が限られることにより、単一のマイクロカプセルにほんの限ら れた量の組織を入れることができるにすぎない。

別のアプローチはマクロカプセル化であったが、それは細胞を中空繊維の内に入 れ、次いで、先端をシールすることを伴うのが典型的である。マクロカプセルは 、マイクロカプセルと対照的に、回収容易の利点をもたらし、それは、治療移植 、特に神経移植における重要な特徴である。しかし、過去におけるマクロカプセ ルの構築はしばしば冗長でありかつ労働集約的であった。その上、クロージヤー が信頼し得ないことにより、従来のマクロカプセル化法は一致しない結果をもた らしてきた。

加えて、既存の技術は、シームを有するマクロカプセルを生じるのがしばしばで ある。これは、マクロカプセル化法から必ず開放端のマクロカプセルが生じるこ とによる。多くの用途について、シームレスカプセルを有することが望ましい。

このように、治療移植及び工業生産の両方の目的の大めに、細胞をマクロカプセ ル化するより良い技術の７男性が存在する。自動化された様式で行なうことがで き、より広い範囲の物質の利用を可能にし、かつ一層信頼てきる及び／又はシー ムレスのクロージヤーをもたらす初包技術は、この分野で長く感じられていた必 要性を満足させるものと思う。

１１立１刃 内側凝固剤流と外側高分子キャスチング溶液とを共通口を通して同時押し出しし て細胞懸濁体を被包する高分子膜を有する管状の押出物を形成することにより、 生物学的に活性な因子を産生ずる生細胞を含む治療剤を半透性の高分子膜内に被 包することができる。

発明の一態様では、凝固剤（細胞及び／又はその他の治療剤の生物学的組織破片 、細胞器官、或は懸濁体を含むことができる）及び高分子キャスチング溶液を、 少なくとも２つの同心の内腔（ｂｏｒｅ）を有する共通の押し出し口を通し、凝 固剤を内側の内腔を通して押し出しかつ高分子キャスチング溶液を外側の内腔を 通して押し出すようにして、押し出す方法を開示する。その方法は、キャスチン グ溶液を内腔を通して押し出すことを開始した後（例えば、約１０ミリ秒〜約１ 秒の範囲の後）に、凝固剤を内腔を通して送出することを開始することを含む。

次いで、凝固剤の送出を止め、直に或はある所定の時間後のいずれかに、キャス チング溶液の押し出した　を停止する。凝固剤の送出を開始することに対するキ ヤ要　スチング溶液の押し出しを開始するタイミングは、凝固剤及びその他の押 出物形成の自己開始（ａｕｔｏ−で　１ｎｉｔｉａｔｉｏｎ）をもたらす。

技　一実施態様では、凝固剤溶液の押し出しを間隔をおい２　て止め、その間キ ャスチング溶液を高分子リンクによって連結された境界を定めた別々の区画室（ 例えば、細胞培養室）に押し出すことを継続する。別の実施態様で面　は、高分 子押出物から形成されるテザー（つなぎ）を力）　ブセルと一体になって含むカ プセルを押し出す。

勿　このようにして形成したカプセル、球及び／又はテザシ　−ド（ｔｅｔｈｅ ｒａｄ）カプセルのストリングは、従来の細胞被包製品に勝る利点を多く有する 。移植可能な）　装置及びその他の細胞培養について、多区画室（ｍｕｌｔｉ− ｒ　ｃｏｍｐａｒｔｍｅｎｔ　）形態は、管状膜の亀裂が個々の細胞カブＣセル に抑制され得ることを確実にする。このような細胞μ　カプセルは、こうして製 造後に加工処理をしないで信頼可能に形成することができる。その上、そのデザ インは、生物学的に活性な因子を治療の目的で患者に送達するための移植可能な 細胞培養を調製する際に特に有利で１　ある１発明の方法を用いて形成した細胞 カプセルのストリングは、らせん状に巻く、ねじる又はその他の方法で種々の形 態で入れて移植のための密でコンパクトな構造ｉ　にすることができる、細胞カ プセルは互いに結合し、及び／又はテザーを含むため、それらは、また移植後に 容易に回収することができる。これらの生成物のストリング様特性は、典型的に は吸引により回収され、しばしば高いパーセンテージの未回収カプセルを生じ、 その結果、患者に炎症を生じる個々の球形マイクロカプセルに比べて特に好まし い。

発明の方法を用いて作られる細胞輸送ビヒクルは、管状押出物から、押出物を様 々な技術を用いて間隔をおいてシールすることにより形成することができる０例 えば、押出物は、それを機械又は空気の力を用いて間隔をおいて圧縮することに よりシールすることができる。別法として、細胞懸濁体又は高分子溶液を押し出 す圧力を加減して管状押出物を間隔をおいてつぶして分離した細胞区画室を定め ることができる。更に別の技術では、細胞懸濁液の流れを間隔をおいて中断し又 はその他の方法で妨げて管状押出物を同様につぶして細胞区画室を定めテザード ビヒクルは、また生物学的に活性な因子を治療部位に送達するためにも有用であ る。テザーを治療部位の外側に付着させ、装入し、付着されたマクロカプセルを 後に取り去ることができる。このようなビヒクルは、管状押出物から、細胞懸濁 体の送出を停止した後に、高分子物質を外側の内腔を通して押し出すことを続け ることにより、形成することができる。

本発明の生成物は、１９９０年１月９日に発行されたＡｅｂｉ　５ｃｈｅｒ−等 による米国特許４．８９２゜５３８号「移植される、被包された細胞による神経 伝達物質のイン・ビボ送達」に開示されているような治療用移植装置として用い るのに特に良く適している。同米国特許を本明細書中に援用する。米国特許第４ ，８９２゜５３８号には、被包された神経伝達物質分泌細胞を患者の脳内の標的 領域に移植し、それで被包された細胞が神経伝達物質を分泌し、それにより、パ ーキンソン病などの神経性欠乏症を治療するための治療剤の構成性送達を可能に するようにする技術が開示されている。別法として、ホルモン（例えば、インシ ュリン、胸腺因子、等）のような他の生物学的因子を分泌し得る人工器官もまた 本発明のカプセル、及び／又は多区画室細胞カプセルストリングを用いて構築す ることができる。

高分子溶液は、凝固する際に半透膜を形成するのが好ましい、膜は、移植された 細胞を自己免疫又はウィルスの攻撃から、並びに外部環境中の他の有害な物質か ら守り、他方、必須栄養素、細胞老廃物及び細胞分泌物をそれを通って拡散させ ることができる多孔性構造である。

本明細書中で用いる通りの「選択的透過性」又は「半透性」なる用語は、分子量 約１５０．０００　（ヱＪｒ）までを有する溶質がそれを通って拡散することを 可能にするを、コーティングが、凝固するに際し、拡散経路を与えるマイクロチ ャンネルのネットワークを有して生成するように、調整することにより変えるこ とができる。一実施態様では、これは、高分子溶液の成分として水混和性溶媒を 用いかつ凝固剤と高分子溶液との圧力差を押し出す間維持することにより達成す ることができる。管状押出物が生成するにつれて、溶媒が圧力差によって外方向 に駆逐されるので、凝固剤からの水は凝固しつつあるポリマー中に浸透して溶媒 と置き換わる。凝固に際して、高分子膜中に浸透した水は細孔のネットワークを もたらす、最適の圧力及び粘度は用いる溶媒及びポリマーにより変わるが、当業 者ならば、どんな特定のポリマー／溶媒の組合せについても、過度の実験を行な うことなく、容易に確かめることができる。

種々の形状（例えば、丸い或は環状）のカプセル状ビヒクルを生成しかつ結合さ れたカプセル（例えば、カプセル或はテザードカプセルのストリング）をもたら すのに加えて、本発明は、またカプセル壁の形態学に関して有意の調節を可能に する６例えば、凝固剤とポリマーキャスチング供給との差圧を変えて（例えば、 凝固剤の圧力及び／又は速度をポリマーキャスチング供給に対して増大させるこ とにより）一層大きい細孔を生じることができる。その上、同時押し出しする流 体の圧力／速度を調節するか、或は外表面の凝固に影響を与える外部物質を導入 するかのいずれかにより、異なる形態学の２或はそれ以上の層（例えば、密な細 孔の（ｔｉｇｈｔ−ｐｏｒｅｄ）内部スキン、或は外部スキン、或は両方）を形 成することができる。

本発明の別の態様では、細胞を被包して上記の管状押出物及び多区画室細胞カプ セル生成物を生産するためのシステムを開示する。このシステムは、第一の外側 内腔と第二の、同心の、内側内腔とを有するマルチ、プル環状押し出しロアセン ブリ（例えば、紡糸口金、等）、並びに、水性細胞懸濁液を押し出しヘッドアセ ンブリの内側内腔に供給するための凝固剤供給手段、及び高分子溶液を押し出し ヘッドアセンブリの外側内腔に供給するためのキャスチング溶液供給手段を含む ことができる。細胞懸濁体及び高分子溶液が同時押し出しされるにつれて、それ らは、細胞懸濁体を被包する高分子の外部コーティングを有する管状押出物を形 成する。

一実施態様では、発明の方法は、高分子溶液にすることができるキャスチング溶 液を押し出しロアセンブリの外側内腔を通して押し出すことを開始することを含 む。

短時間の後に、典型的には約１０ミリ秒〜約１秒の時間の範囲内で、次いで、被 包すべき凝固剤、例えば細胞懸濁体を押し出しヘッドアセンブリの内側内腔に送 出することを開始する。所定の時間の点において、凝固剤の送出を停止或は中断 する６次いで、生成物を完了した際に、キャスチング溶液の退出を停止する。そ の方法は、キャスチング溶液を円滑な非多孔質（例えば、グラス）内腔を通して 押し出し、円滑なシームレスカプセルを形成するに至ることによって行うのが好 ましい、＃；を固剤の送出を停止しである時間した後に、キャスチング溶液の押 し出しを停止するならば、生成するカプセルは一体となったテザーを含む、凝固 剤の送出を中断し、次いで続け、その間キャスチング溶液を連続して押し出すな らば、生成するビヒクルはカプセルのストリングとなる。

加えて、同時押し出しプロセスを十分長い期間持続するならば、細胞培養及び／ 又はその他の治療剤を含有するシールされた繊維を、単一工程プロセスで自動的 に形成することができる。キャスチング溶液及び凝固剤の両方の送出は、慣用の ポンプ、例えばマサチューセッツ、ナテイツク在Ｈａｒｖａｒｄ　Ａｐｐａｒａ ｔｕｓＣｏ、から市販されている注入ポンプを使用して達成することができる。

方法を実施する際に用いるシステムは、水性細胞懸濁液及びキャスチング溶液の 両方の送出時間を同時押し出しする間ｗＩ！節するための急速応答時間バルブを 含むのがよい。好適な実施態様では、バルブは各々１ｍｍの可動部を有し、タイ ミング範囲少なくとも約１０ｍ秒〜約１秒で移動することができる。そのシステ ムにおいて、バルブは一定流量について空気ポンプシステムと共に用いる空気バ ルブである。システムは、キャスチング及び凝固剤溶液の流れの精確なタイミン グを可能にするためにバルブを押し出しノズルの末口に或はその近くに位置させ て含むことができる。これらのバルブをコンピューターコントロール下で作動さ せることができる。

本明細書中に開示するシステムは、更に、押し出した後に高分子溶液を凝固させ るための水性冷却浴（ｑｕｅｎｃｈｅｎｔ　ｂａｔｈ）　、及び／又は管状押出 物を、それが押し出しヘッドから出るにつれて乾燥させるための様々な機構（ブ ロワ−１又は排気チャンバーを含む）を含むことができる。押し出しヘッドアセ ンブリは、マルチプルコーティングを与えるために又は冷却流体を管状押出物の 囲りに送出するために更に内腔を加入することができる。システムは、また、水 性細胞懸濁液内の細胞密度を増すために、細胞懸濁体についての沈殿用チャンバ ー、或は均等の細胞バッキング機構も含むことができ発明を、次に、いくつかの 例示する実施態様に関して記述する。しかし、当業者ならば、種々の付加、削除 又は変更を、発明の精神又は範囲から逸脱しないでなし得ることは明らかであろ う０例えば、本発明の種々の態様は、シールされた（或は一部シールされた）カ プセルの生成ばかりでなく、また中空繊維のようなその他の押出物にも適用可能 である。

図面の簡単な説明 図１は、発明に従う生育可能な細胞な被包するためのシステムの全体略図である 。

図２は、図１のシステムにおいて用いるための押し出しヘッドアセンブリの一層 詳細な略図である。

図３は、図１のシステムにおいて用いるための別の押し出しヘッドアセンブリの 略図である。

図４Ａは、本発明の方法を実施する際に使用するバルブアセンブリの略図である 。

図４Ｂは、ｒ：ｇＪ４Ａのバルブの部分断面図である。

図５Ａは、発明に従う押し出し技術の初期段階の略図解である。

図５Ｂは、図５Ａに示す押し出しにおける次の段階の略図解である。

図５０は、図５Ｂに示す押し出しにおけるそれ以上の段階の略図解である。

図６Ａは、発明に従って形成する被包ビヒクルの略断面図である。

図６Ｂは、発明に従って形成する別の被包ビヒクルの略断面図である。

図６０は、発明に従って形成する別の被包ビヒクルの略断面図である。

図６Ｄは、発明に従って形成する別の被包ビヒクルの略断面図である。

図６Ｅは、発明に従って形成する更に別の被包ビヒクルの略断面図である。

図６Ｆは、発明に従って形成する更に別の被包ビヒクルの略断面図である。

図７は、本発明を実施する際に使用するストリングビヒクルの長手方向断面図で ある。

それぞれの図における同様の参照番号は対応する部分を表わす。

１胤皇且ｊ 図１に、本発明の方法に従って管状細胞被包ビヒクル１２を製造するためのシス テム１０を示す、システム１ｏは第一の（外側の）内腔１８、第二の内側内腔１ ６及び、適宜、第三の（最も外側の）内腔２０を有する押し出しヘッド１４含む 、システムｌ○は、更に、凝固剤供給２２と付随するポンプ２４、キャスチング 溶液供給２６と付随するポンプ２８、及び適宜、フラッシュ溶液供給３０とポン プ３２とを含む、ポンプ２４．２８及び３２は、使用中、差圧（例えば、凝固剤 とポリマー溶液との間の）を確立することができるように、可変圧力（或は可変 流量）ポンプにするのが好ましい。

加入て、システムは、また、適宜、外側を流れる冷却剤（ｑｕｅｎｃｈａｎｔ） 供給３４を付随するポンプ３６と共に含むことができる。ポンプ要素はすべて手 動で制御することができるが、自動制御装置（例えば、マイクロプロセッサ−） ３８によってＩＪ御することができるのが好ましい、システム１０は、また冷却 浴４０も含むことができむことかでき、冷却浴４０は、運転中、押し出しヘッド １４の直ぐ下に配置するのが普通である。別法として、システムはブロワ−４１ を含むことができ或は溶媒の除去を助成するために排気された又はその他の減圧 チャンバー内で用いることができる。

図２に、押し出しヘッド１４を一層詳細に示す、押し出しヘッド１４は、凝固剤 を送出するための内側内腔１６とキャスチング溶液を送出するための外側内腔１ ８とを含む。凝固剤は被包すべき細胞懸濁体、或はその他の生物学的に活性な物 質を含むのが好ましい、キャスチング溶液はポリマーが好ましく、本明細書中で 別途また高分子溶液とも呼ぶ、細胞懸濁体と高分子溶液とが共通の押し出し細孔 １９を通して押し出されるにつれて、高分子溶液は凝固して細胞懸濁体の周囲に 外部コーティングを形成する。

図３に、別の押し出しヘッド１４Ａを一層詳細に示し、それは、細胞懸濁体を送 出するための内側内腔工６、高分子溶液を送出するための第二の外側内腔１８（ 内側の内腔を囲む）、及び塩溶液等の流動冷却流体を送出するための最も外側の 内腔２０を含む、この実施態様では、細胞懸濁体と高分子キャスチング溶液とを 共通の細孔１９を通して同時に押し出し、その間、例えば、押し出しヘッドアセ ンブリ１４Ａにおける最も外側の内腔２０から押し出す間、流動冷却流体を適用 することにより、円滑なコーティングを得ることができる。

図４Ａ及び図４Ｂに、別の代わりの押し出しヘッド１４Ｂを示す０図４Ａは、凝 固剤／細胞懸濁体８３の流量に影響を与えるためのソレノイド８５によって作動 させるニードルバルブ７２及びポリマーキャスチング溶液８９の流量に影響を与 えるためのソレノイド８７によって作動させるポリマーバルブ７４を加入した総 括の押し出しヘッドアセンブリ１４Ｂを示す０図４Ｂはヘッドアセンブリ１４Ｂ の部分断面図であり、バルブ７２及び７４を一層詳細に示す。

今、図５Ａ〜５Ｃを参照すると、発明の方法を実施する際に、ポリマー溶液供給 ポンプ２８を作動させて第一の最も外側の内腔１８へのポリマー溶液の送出を開 始させる。このようにして流れを開始させることにより、カプセルの一端が、次 いで、ｔＸｉ５Ａに示す通りに、閉キャップとして形成される。例えば、一実施 態様では、１０ミリ秒（ｍ秒）〜約１秒以内で、第二の凝固剤供給ポンプ２４を 作動させて第二の最も内側の内腔１６への凝固剤の送出を開始させる。好適な範 囲は約３００〜７００ｍ秒であり、およそ５００ｍ秒が典型的である。精確なタ イミングは、キャスチング溶液として用いるポリマーのタイプ、並びにそのキャ スチング溶液の選定する流量に依存する。初めの作業の後に、出口チャンネル１ １及び／又はポリマーリザーバー１７中にポリマーを十分に残留させて凝固剤の 流れの開始を同時に起こさせる或はポリマーの流れの開始に先行させさえして依 然円滑なカプセル及び／又は繊維を製造してもよいことは留意されるべきである 。

別の実施態様では、特定のカプセルを押し出した後に、キャスチング溶液流れを 再開始するが、ノズル末口から未重合のキャスチング溶液の滴が落下する或はそ の他の方法で除かれるまで、凝固剤の流れを再開始しない０次いで、凝固剤の流 れを開始する。これらの情況下で、凝固剤の流れは、キャスチング溶液流量に応 じて、何秒もの量産固剤の流れを再開始しないでよい、しかし、ノズル末口内に 最適な量のキャスチング溶液が蓄積することの関しては、凝固剤の流れを即座に 開始する。

凝固剤は、被包すべき生物学的、或はその他の物質を含む、凝固剤が細胞を含む ならば、凝固剤は生理学的に適合し得る水溶液（例えば、食塩水）、緩衝食塩水 、培地、等である。

図５Ｂに示す通りに、凝固剤の流れを開始すると、被包される物質の中央チュー ブの生成が始まる０発明の方法の次の工程は、凝固剤の送出を停止させる（少な くとも一時的に）ことを含む、これは、図５０に示す通りに、完全に被包された 物質のアリコートを生じる。この点で、ポリマーキャスチング溶液の押し出しを 停止して単一のビヒクルを生成してもよい、ＩＤＥＡ〜６Ｅに例示し、かつ以降 で更に詳細に検討する通りに、発明の方法を用いて異なる形態の細胞輸送ビヒク ルを製造してもよ図１のシステム１０を用いて管状押出物を造形して多区画室細 胞カプセルストリングにする場合、後へ引く手段４８を用いて内側の内腔１６を 、細胞懸濁体の流れを遮断するように、周期的に後へ引くことができる。この後 へ引く手段は種々の形を取ることができる０例えば、内側の内腔は、図２に示す 通りに、モーター４７及びピボットアーム４９により長手方向軸に沿って滑りか つ後に引くことができる。別法として、後へ引くことは、偏心カム機素、或は簡 単なレバー、或は当業者に自明なその他の手段によって達成することができる。

これらの後へ引くことの作用は、管状押出物を周期的にシールしかつ再び多区画 室を形成することにある。更に別の代わりのアプローチでは、制御装置３８（図 １に示す）は、ポンプ２４（及び／又はポンプ２８）により加えられる圧力或は 流量を変えて細胞懸濁体の流れにおいて周期的な遮断を生じることができる。

本発明の方法を実施する一形態では、中空繊維を形成する際に用いるのと同様の マルチプル環状紡糸口金を使用してもよい、その方法は、紡糸口金を、精確に時 間を限定する凝固剤の流れと共に使用して、機械的な助成或はスピニングを必要 としないで、押し出しの「自己開始（ａｕｔｏｉｎｆｔｉａｔｉｏｎ）Ｊをもた らす、いくつかの用途では、自己開始は、グラス、サファイヤ或はＤｅｌｒｉｎ のような非多孔質もしくは疎水性の外側内腔物質を用いることにより、更に助成 することができる。「自己開始」では、キャスチング溶液を外側内腔１８に押し 出すことを開始すると、自動的にノズルを閉塞したり或はラフな縁を形成しない で、ビヒクル生成を始める。この自己開始は、生成するビヒクルのエンドキャッ プ５０を円滑かつシームレスにさせることができ、かつ手動で押し出しを開始す る必要を省く。

カプセルの所望の形状の前縁を生じさせるためには、押し出しノズル上或は内で キャスチング溶液の発生期の液滴形成の間の最適な時に、転相（すなわち、凝固 剤の流れの開始時に通常行なわれている通りの凝固剤とキャスチング溶液との接 触）が起きなければならない、凝固剤の開始の最適なタイミングは、湾曲しかつ 円滑な初期のカプセルの前線を生じることになる。特に、押し出す間に追加の力 （重力の他に）を適当に加えるならば、タイミングを精確に調整して、弾丸形状 の、球根の（ダンベル或は球根の形成の悪い玉葱の端部のような）、或は種々の その他の形状である端部を有するカプセルを生成することができる８円滑な前線 の再現性のある生成を確実にするためには、また、押し出し開始の間にノズルの 閉塞に至る実施（例えば、高い周囲湿度）を回避するように注意しなければなら ない。

凝固剤の不存在において、押し出しノズル上或は内で、キャスチング溶液の液滴 成長寸法及び形状に影響を与λる因子は下記を含む：ノズル幾何学；キャスチン グ溶液の流量：環状寸法；環状幾何学；内側内腔寸法及び幾何学：ノズル材料の 湿潤性：及びポリマーの表面張力。

ノズル材料の環状寸法及び湿潤性は、所定のポリマーについて支λられ得る滴の 寸法を定める。ノズル幾何学と共に、流量が発生期の液滴の成長速度及び形状を 定める。ポリマーの表面張力もまた支えられ得る液滴の寸法及び形状、並びにサ イズ液滴に影響を与える。下記は、発生期の液滴を歪めて半球形と異なる幾何学 にし得るそれ以上の要因のリストである（これらの要因の内の一つ或はそれ以上 を実際に用いて所定の幾何学の前縁を生じ得る場合がいくつかある）：Ｗｌ固剤 の流れの開始による正圧；重力に対するノズルの角度；振動；ノズルの外側に真 空をかける：静電気源を用いて液滴を膨張させる；発生期の液滴を機械的に排出 する（例えば、ノズルの下に適当に位置させた毛管を使用することにより、もし くは遠心力、光誘導衝撃波、振動、起電力、或はノズルの機械的移動による）、 これらのパラメータの内のいずれかの作用は、また、キャスチング或は凝固剤溶 液の粘度の変化により変わり得る。

一旦、所望の形状の液滴が達成されかつ所定のポリマー流量について液滴を形成 する時間を決めたら、それ以上の検討を用いて適当な自己開始及び円滑なカプセ ル前縁生成を確実にすることができる。はとんどの用途について、凝固剤の流れ の開始時におけるキャスチング溶液の滴の寸法は、最小の外方向曲率を有するよ うに小さくするのが好ましい０滴を半球形より大きくなるようにさせるならば（ すなわち、環状リップへの入射角を９０１より大きくする）、球根の末端カプセ ルが生成されることになる。凝固剤の流れの開始によって引き起こされる圧力の 増大による液滴の形状及び寸法に及ぼす作用は、キャスチング溶液の流れを開始 した後に凝固剤の流れを始める適当な時間を決める際に、予想しかつ説明するこ とができる。

カプセルをそれぞれ押し出す間、逐次のカプセルの間のキャスチング溶液の流れ の停止はクリーンに行なわれるべきである。クリーンな停止は、押し出されるカ プセルの適当に形成される後縁を生成するため、並びに続くカプセルの前縁を管 理されてかつ予測可能に形成するために、重要である。クリーンな停止とは、キ ャスチング溶液の流れを、押し出されたカプセルが落下し或は放出される際に、 望まない或は不利な、残留する、未凝結の或は一部凝結された（ｐｒｅｃｉｐｉ ｔａｔｅｄ）すでに押し出されたキャスチング溶液がノズルにくっ付けられたま まになるような様式で停止することを言う、このような残留溶液は、続くカプセ ルの不利な形状或は幾何学を生じもしくはノズルの閉塞を引き起こし得る可能性 がある。

クリーンな停止は、押し出されたカプセルの後縁における未重合ポリマーと押し 出しノズル中に残留するポリマーとの間の連続性を分断させる。このような分断 は、押し出されたカプセルの後縁か或は次のカプセルの前縁のいずれかにおいて 、不利な形状が生成されないことを確実にする。下記の方法は、クリーンな停止 を生じる際に有用になり得る。ポリマー及び／又は凝固剤の流量を増大させて一 層速いカプセル押し出し速度を生じることができる；クロージヤーストロークの 間ニードルバルブ７２の速度を変えることを用いてポリマー或は凝固剤の流量に 無関係にカプセル押し出し速度を変更することができる。別法として、ニードル バルブ７２を、凝固剤の流れを密閉した後に、ニードルが凝固剤流路の中にチャ ンネル腔（ルーメン）に向かって移動し続けるように、作成することができる。

こんな風に、流路から残留凝固剤をパージし、かつ押し出されたカプセルをきれ いに駆逐する力を供する。別の実施態様では、適したバルブ及びポンプを有する 追加のインプットを溶媒流路或は凝固剤流路の中に、溶媒、水、空気、或は鉱油 のような不混和性液のバージスラグをカプセルの間に送出し得るように、置いて もよい、追加のインプッ、トは、バージスラグをポリマー流れの停止時に精確に 送出し得るように、作成すべきである。押し出しノズル上の最も外側の第三の腔 を用いて高い流路の摩［源（例えば、空気）を送出し、それがカプセル押し出し のクリーンな停止を助成し得る場合がいくつかある。

他の実施態様では、第一カプセルを完了した後に、凝固剤の不存在においてポリ マー流れを、未凝結のキャスチング溶液の液滴がノズルから落下するまでに、開 始することにより、ノズル内或はノズル上の所望されない残留ポリマーは排除さ れる。凝固剤の流れの開始を未重合凝固剤のしずくに時間を合わせ、それで押し 出されるカプセルの生成する前縁が最少のキャスチング溶液容量から形成される ようにする。前縁は滴下したキャスチング溶液から形成され無い。

別の実施態様では、機械的ブレード或はアームを使用して逐次に押し出されるカ プセルの間のキャスチング溶液の連続性を物理的に分断させてもよい。

同時押し出しの間、内部圧、すなわち、凝固剤が内側内腔を通って流れる際の凝 固剤の圧力を調節して、ポリマーキャスチング溶液中の溶媒が外方向に駆逐され 、それにより細胞懸濁体の成育可能性に悪影響を与えないことを確実にする。こ の膜内外圧力（ＴＭＰ）を調整して、懸濁体中の細胞を損傷しないでキャスチン グ溶液から溶媒を取り除く最適なレベルを達成することができる。精確な圧力は 、ノズル寸法、流量、ポリマー及び凝固剤の組成を含むいくつかの変数に依存す るが、経験的な観察を用いて所望のＴＭＰがいつ達成されるかを示すことができ る。！！明の好適な一態様では、ノズルの末口からおよそ５ｍｍの押出物の外側 に付いた小さい溶媒ビーズの外観が最適なＴＭＰを示す。

流量を調節することがＴＭＰを調節する一方法である。凝固剤の流量は、ポリマ ー溶液の流量の約０．８〜約５倍の範囲にするのが好ましい０例えば、ポリアク リロニトリル／ポリビニルクロリド（ＰＡＮ／ＰＶＣ）をポリマーキャスチング 溶液として用いて、ＰＡＮ／ｐｖｃ流量０．８ｍｌ／分と凝固剤流ｊ１１．５ｍ ｌ／分とを用いることができる。

上記のプロセスは、比較的円滑であり（密な細孔の）かつ−緒に半透性（「選択 透過性」）膜をもたらす「トラベキュラ」上の連続細孔の網状構造を特徴とする 一屡厚い外層である内部カプセル或はその他の押出物表面を生じるのが典型的で ある。また密な細孔を特徴とする外側スキンを有することも好ましくなり得る場 合がいくつかある。二重スキンの押出物は選択透過性保護の第二層を提供する。

外層を加えることは、可能性として内層への最少の損傷の存在においてさえ、選 択透過性調節を確実にすることができる。加えて、宿主細胞は押出物壁の内部ト ラベキュラに出入りしない、これはいくつかの用途について有用になり得る。第 ニスキンを加えることもまた一層強い押出物になる。これらの二重スキンを有す るカプセルでは、トラベキュラ層は選択透過性スキンによりどちらか一方の側に 結合される。スキンは、厚さ５〜１０μｍ程度でありかつ分子量カットオフ４０ 〜６０に程度を有するのが普通である。非溶剤をポリマーに加えて更に選択透過 性を調整することができる。

二重スキンを有する押出物は、キャスチング溶液の凝固剤で誘起される凝結を発 生期の押出物の内部部分だけに限ることにより、作られる。凝固剤溶液の対流が 押出物壁の最も外側の部分の完全な凝結を誘起し得る前に、外側押出物壁の凝結 を別の外部凝固剤源から誘起させる。外部凝結源の例は、押し出される押出物を 、ノズルから出ると直に、突っ込む凝結浴、或はポリマー収容内腔の外側の紡糸 口金における第三の腔を含む。この腔を用いて追加の凝固剤を送出することがで きる。また、給温した大気を外部凝固剤として用いて、押出物が紡糸口金から出 るにつれて発生期の押出物の外壁領域を凝結させてもよい。

中央内腔凝固剤の対流が発生期の押出物壁の外部部分の凝結を誘起しないことを 確実にするために、内部内腔を通る凝固剤の流量をキャスチング溶液流れに対し て減少させるべきである（例えば、内直径寸法６００μｍのノズルについてキャ スチング溶液の０．６〜１．０倍にする）、凝固剤流れをキャスチング溶液流れ に対して減少させてよいが、凝固剤流れの実際の速度（流量／単位面積）はキャ スチング溶液速度より大きくすることに留意すること、これは凝固剤のネットの 外方向対流を残す、ネットの外方向流れは、押出物の透過度を維持しかつ急速な 凝結を確実にするために重要である６調整可能な中央内腔プランジャーバルブを 押し出しノズルにおいて用いる場合、プランジャーのストロークは単一カプセル を押し出す間層固剤流量の変動に至らないことが重要である。このような変動は 、時にはカプセルの一部だけで外スキンを形成するに至り得る。これより、外ス キンの均一性を確実にするために、中央内腔プランジャーの横送りを、中央内腔 プランジャーが丁度凝固剤流れをブロックする点に限るのが重要である。凝固剤 流れの停止した後に続けることは、中央内腔内のプランジャーの前に存在する残 留凝固剤に対して射出作用を有する傾向になる。射出作用は凝固剤のネットの外 方向対流を増大させかつ多くの情況下で繊維壁全体の凝固剤媒介凝結を生じ、カ プセルの後縁近くの外スキンを排除することになる。

様々なポリマーをキャスチング溶液として用いて本発明の膜コーティングを形成 することができる。ポリマーは、その他の方法では生細胞の増殖に適合し得ない 溶液に由来するものを含むことができる０例えば、高分子膜は、ポリアクリレー ト（アクリル系コポリマーを含む）、ポリビニリデン、ポリ塩化ビニルコポリマ ー、ポリウレタン、ポリエチレンオキシド、ポリスチレン、ポリアミド、セルロ ースアセテート、セルロースニトレート、ポリスルホン、ポリアクリロニトリル 、並びにこれらの銹導体、ポリマーブレンド、コポリマー、及び混合物から形成 することができる。

ポリマー溶液用溶媒は、膜材料用に選択した特定のポリマーに依存する。適した 溶媒は、普通にはアルコール及びケトン、並びに、特別には、ジメチルスルホキ シド（ＤＭＳＯ）、ジメチルアセトアミド（ＤＭＡ）及びジメチルホルムアミド （ＤＭＦ）のような広い範囲の有機溶媒を含む、一般に、水混和性の有機溶媒が 好ましい。

凝固剤、ポリマー−溶媒、ポリマー及び任意の添加剤或はコポリマー、等は、急 速に凝結するシステムを生じるように選ぶべきである。凝結は、発生期のカプセ ルがノズルを去る際にその断面形状が維持されるように、十分速く行われなけれ ばならない、これは、中央内腔からの凝固剤がノズル末口内のポリマーに会うと ほとんど瞬間的に凝結が始まることを意味するのが普通である。カプセル形態学 が凝結の初期段階まで維持される限ワ、押し出されるカプセルが完全にノズルか ら離れるまで、反応は必ずしも完全に完了される必要は無い、二重にスキンを有 する繊維を製造するようないくつかの場合では、中央内腔からの凝固剤による繊 維壁の外部領域の凝結を避けるのが望ましい、三相図を作成することができる成 分を選ぶべきである、小さい混和性ギャップ（例えば、ＰＡＮ／ＰＶＣ、Ｈ２０ 、ＤＭＳＯ１３，５％）及びその結果の急速な凝結時間を示す三相成分を選択す る方法は、当分野でよく知られている。

高分子溶液、或は“ドープは、また、様々な添加剤をも含むことができ、それら は多孔性チャンネルの形成を増進する界面活性剤、並びに凝固プロセスの間に形 成される酸化物を封鎖する抗酸化剤を含む、界面活性剤の例はＳｉｇｍａ　Ｃｈ ｅｍｉｃａｌ　Ｃｏｒｐ、から入手し得るＴｒｉｔｏｎ−Ｘ　１００並びにＰｌ ｕｒｏｎｉｃｓ　Ｐ６５、Ｐ３２、及びＰＩ３を含む、抗酸化剤の例はビタミン Ｃ（アスコルビン酸）及びビタミンＥを含む、更に、本発明のビヒクルを移植用 にデザインする場合、炎症抑制剤、脈管形成因子及び細胞成長因子のような物質 を高分子膜に加入して、それぞれ免疫応答を減じ或は細胞培養を刺激することも できる。

炎症抑制剤の例は下記を含む：コルチゾンのようなコルチコイド、デキサメタシ ン、コルチゾル、インターロイキン−１及びそのレセプタ拮抗物質、並びにＴＧ Ｆ−β、インターロイキン−１及びインターフエロンーガンマへの抗体、脈管形 成因子の例は線維芽細胞成長因子及び神経成長因子を含む、別法として、これら の物質を多区画室細胞カプセルビヒクルに、形成した後に、後被覆或はスプレー プロセスによって加えることができる１例えば、ビヒクルを、押し出した後に、 コルチコイドのような炎症抑制剤、脈管形成因子、或は成長因子を含有する溶液 に浸漬して細胞カプセルを後被覆することができ後被覆手順は、また免疫原、等 に対する防御バリヤーを与えるために用いることもできる６例えば、細胞ビヒク ルは、形成した後に、ポリエチレンオキシド或はポリプロピレンオキシド（例え ば、分子量約１０，０００ダルトン又はそれ以上を有する）のような表面保護物 質を被覆して（例えば、浸漬、スプレーすることにより或は押し出す間に流れる 液体を加えることにより）、カプセルと蛋白質との相互作用を阻止することがで きる６生成した被包とヒクルの自己開始及び円滑性は、円滑な非多孔賀（例えば 、ガラス或はセラミック）内腔を用いることによって影響を与えることができる 。同様な結果は、ガラスに似た表面及び湿潤特性を有する物質を使用して達成す ることができる１発明の方法を実施する際にガラスを用いるが好適であるが、特 別な用途では、金属（例えば、チタン或はステンレススチール）或はその他の耐 熱性プラスチック（例えば、テフロン或はＰｖＣアセテート）のような他の材料 製の内腔を用いてよい。

こ　例えば、図１を再び参照すると、内側内腔は、小さい表面張力を生じるため に、ガラス、サファイヤ、ステンレ［ススチール、ダイヤモンド、ケブラー強化 ファイバーブ１　ラス、並びに表面改質プラスチック、金属或はカーボンで作製 することができる。同様な理由で、少なくとも外側内腔の外表面、及び口は小さ い表面張力を有し、ガラス或はパラフィン被覆ガラスのような材料から作製する 事実上任意の長さのビヒクルを本発明の方法によって作ることができる。下方限 界は各々の端部における最少の壁厚みについての要求（例えば、各々の端部にお いて壁厚み２０ｍｍ）によって制限されるが、ビヒクルの長さは約５０μｍから 数センチメートルまたはそれ以上の範囲にすることができる。好適な実施態様で は、ビヒクルの壁厚みは５０〜１１００Ｐ程度が普通である。ビヒクルの断面積 は主にノズルオリフィスの直径の関数になり、５０ＬＬｍ”より大きいのが普通 である。細胞収容ビヒクルの製造において有用な典型的な直径は、１００μｍよ り大きく、４００〜１．ＯＯＯＬＬｍが普通であり、約８００μｍが好ましい。

内直径（１，Ｄ、）７２０μｍの外側内腔紡糸口金を用いて外直径（０，Ｄ、） ８００μｍのビヒクルを製造することができる。直径７２０μｍの紡糸口金から のカプセル押し出しを自己開始させかつ厚みの最少４０μｍのエンドキャップ壁 （エンドキャップ壁容積およそ２０μｌ）を作るためには、凝固剤前面の先にポ リマー容積少なくとも約４０μｌを存在させるべきである（はとんどの場合、こ れは、凝固剤流れを開始する前に、押し出された或は「中央内腔の先端を通り過 ぎた」ことを意味する）、この寸法のノズルについての好適なポリマー流量は約 ０．２〜約５ｍｌ／分の範囲であり、約０．７５〜２ｍ１／分程度が好ましい。

この範囲の流量について、ポリマー４０ｕ　ｌが開始期間の間に（例えば、１０ ０ｍ秒〜１秒を越える）押し出されることになる。

これらや同様のタイミング計算を行なって種々の条件下での凝固剤流れを開始す る前の必要な遅れをめることができる。直径の一層大きい或は−１小さい内腔紡 糸口金について、流量を比例させ、よってタイミングを調整することができる。

好適な実施態様では、生成する押出物は長さ対直径（Ｌ／Ｄ）比的１・３〜約１ ：５を有する。押出物は長さおよそ０．５ｃｍ、好適なＬ／Ｄ比少なくとも約１ ：５を有するのが典型的である。

未凝結のポリマーのしずくがノズル末口から落下した後に、前縁をポリマー残分 から形成させるつもりの他の実施態様では、ノズル形状は、転相の開始において 所望の量の未凝結ポリマー（「ホールドアツプ容積」）だけが存在するように設 計すべきである。凝固剤を送出するために可動中央内腔を用いると、中央内腔の すぐ下にある全「デッドスペース」を調整することが可能になる。

未凝結キャスチング溶液のホールドアツプ容積を最少にするための手段は、疎水 性物質を外側内腔の外側或はリップ上で用いることを含む、外側内腔の最少のリ ップ厚み、及び低粘度キャスチング溶液もまたホールドアツプ容積を最少にする のを助成する。

様々な細胞系統を本発明に従って被包することができる。上述した通りに、多区 画室細胞ビヒクルは、副腎髄質、胎児腹側中脳組織及び神経芽細胞系統の細胞に より分泌されるドーパミン、或はエンケファリンのような神経伝達物質を送達す るのに特に有用である。ＰＣＩ２細胞（ラットのクロム親和性細胞種由来の不滅 化細胞系統）は、多量のドーパミン及びその他の活性因子を長い期間にわたって 分泌するそれらの能力により、いくつかの用途において特に好ましい、その他の 神経伝達物質は、ガンマ−アミノ酪酸（ＧＡＢＡ）、セロトニン、アセチルコリ ン、ノルアドレナリン及び他の正常な神経機能に必要な化合物を含む、これらの 神経伝達物質を分泌する多くの細胞タイプが知られており４分離することができ る。活性な神経伝達物質のアゴニスト、アナログ、誘導体或はフラグメントを合 成しかつ分泌する細胞もまた用いることができ、かかる細胞は、例えば、ブロモ クリプチン（ドーパミンアゴニスト）を分泌する細胞、及びし−ドーパ（ドーパ ミン前駆体）を分泌する細胞を含がホルモン、サイトカイン、神経成長因子、脈 管形成因子、抗体、血液凝固因子、リンホカイン、酵素及びその他の治療薬を分 泌するために選択することができる。その他の生物学的に活性な因子は、神経伝 達物質、ニューロペプチド及び栄養因子を含み得る。ニューロペプチドの例はエ ンケファリン、エンドルフィン、グイノルフィン、及び５ｕｂｓｔａｎｃｅ　Ｐ を含む、因子の例は下記を含む：神経成長因子（ＮＧＦ）、血小板由来の成長因 子（ＰＤＧＦ）、表皮成長因子（ＥＧＦ）、脳由来の成長因子（ＢＤＮＦ）、ニ ューロトロフィン−３（ＮＴ−３）、線維芽細胞成長因子の配列及び毛様体の神 経栄養因子。

水性細胞懸濁液は、更に、押し出しプロセスの間細胞を保護する或は引き続いて その成長を刺激する様々な添加剤を含むことができる。そのような添加剤は、例 えば、水性懸濁液中に加入する栄養培地或は成長因子、並びに細胞付着を増進す るための固定基質材料を含み得る。固定基質材料は、コラーゲン、ラミニン、或 はポリアミノ酸のような蛋白質様の物質にすることができる。

別法として、細胞懸濁液或は高分子溶液（或は両方）は、高分子コーティングの 内面を歪めて管状内部の固定表面を増大させることができる発泡剤或は膨張剤を 含むことができる。

本発明の生産物は、図６Ａ〜６Ｅに例示する通りに、単純な管状押出物並びに多 区画室細胞ビヒクルを含む様々な形態を取ることができる。多区画室細胞ビヒク ルの形状は、ソーセージに似たチューブ状、或は真珠のストリングに似たほぼ球 形にすることができる。ビヒクルの最大外直径は約０．１〜Ｌ、Ｏｍｍの範囲が 典型的である。膜壁の厚さは約１０〜１００μｍの範囲が典型的である。膜の多 孔度を調節して、高分子補体成分（例えば、Ｃ１ｑ）及びその他の細胞が押し出 されたカプセルの中に流入するのを有効に妨げ、同時に被包された物質が目標の 部位に流れ出るのを可能にさせ得る。これより、分子量カットオフは５０〜１５ ０ｋｄの範囲が好ましい、ビヒクルの長さは特定の応用及び特定の実施態様に応 じて変わる。

図６Ａは、発明の方法を用いて作製される具体的なビヒクル１０ｏの末端部分を 例示する。ビヒクル１００は、一般に、生物学的に適合し得る物質で被覆され得 る外膜５２、及び生物学的物質、或はその他の物質を収容する内部室５４を含む ０図６Ｂは、上述した通りの発明の方法に従って作製される単一アリコートタイ プのビヒクル１０２を例示する。

生産物は、また、「テザード」細胞カプセル、すなわち、長い高分子のチューブ 、ロッド或はストリングに接続された一つ又はそれ以上の個々の細胞区画室の形 態も取ることができる１図６Ｃに、被包された細胞溶液５４を囲み、個々の細胞 が中に配置された高分子膜５２を有するそのようなテザード細胞カプセル１０４ を示す。細胞カプセル１０４は、更に、キャスチング溶液の流れを保ちながら、 細胞溶液の流れを遮断することによって形成することができる長い高分子フィラ メント、或はテザーを含む。

図６Ｃに示すテザードビヒクルは、発明の方法に従って製造することができる。

そのビヒクル１０４について、キャスチング溶液の押し出しを開始し、凝固剤の 送出を開始し、次いで凝固剤の送出を停止する工程を、他のビヒクルの製造に関 してと実質的に同様に行う。しかし、他の実施態様と異なり、凝固剤の送出を停 止した後に、キャスチング溶液の押し出しをある期間続けてテザー５６を作製す る。この期間中、凝固剤は転相を助成するのに利用可能で無いので、テザーを形 成することになる押し出されたコーテイング物質の転相を助成するための手段（ 例えば、湿度、浸漬、或は凝固側塔）を設置すべきである。キャスチング溶液を 押し出し続ける時間が長い程、生成するテザー５６は長くなる。テザー５６の所 望の長さは、カプセルを入れる目標の治療部位、並びにビヒクルを製造する際に 使用する物質及び装置により課される物理的制限に従って変わる。

テザー５６は、またフィラメントに更に強度を付与する材料（例えば、ポリウレ タン、等）で後被覆することもできる。そのようなテザード細胞カプセルは、様 々な応用を、特に思考に活性因子を送達するために移植する場合に見出すことが できる。細胞カプセルは、使用に際し、標的領域、或は治療部位（例えば、脳、 腹腔或はどこか他の所）に所望する通りに近くに配置することができ、一方、テ ザーの他の端は、回収するために容易に近付き得る場所における簡便な固定点或 は配置に固定させることができる。

なお別の態様では、図６Ｄに例示する通りに、被包ビヒクル１０８は、カプセル ６０のストリングにしてもよく、各々のカプセル６０は生物学的に活性な物質の アリコートをポリマーの節によって分離させて含有する。このカプセルのストリ ングｌ○８は、発明の方法に従って、凝固剤の送出の開始及び停止を交互に繰り 返し、その間キャスチング溶液を連続して押し出すことによって製造することが できる。

ビヒクル構造の別の変更を図６Ｅに示す６図６Ｅでは、ビヒクル１１０は、カプ セル６０．６０’　を互いに接近して位置させかつ薄い、半透性の、ビヒクル内 の膜１１２によって分離させるように作成する。

ビヒクル構造の別の変更を図６Ｆに示す。図６Ｆでは、ビヒクル１１４は固体内 部コアー１１６を有するように作成し、細胞室６０を内部コアー１１６と外膜１ １６との間に配置する。中央室内の内部コアー（例えば、同軸ロッド）を用いて 空間に充填しかつ被包された細胞をカプセル内に半径方向に配置させた状態にし ておくことができる。これは、断面積の増大したカプセルの生成を可能にする。

断面積の大きいカプセルの中央における細胞は、栄養分及び酸素に欠乏するのが 普通である。中央ロッドの存在は、細胞をカプセルのこの好ましくない領域に寄 せつけさせない、その上、中央ロッドは、被包された細胞について追加の成長表 面として働き得る場合がいくつかある。

同軸ロッドを収容するカプセルは、図４Ａ及び図４Ｂに開臘して上述したシステ ムの簡単な変更態様によって製造することができる６通常のノズルは内側内腔直 径０．７２ｍｍを有し、０．５ｍｍのプランジャーを有する。プランジャーは、 送出室（中央内腔）の中にほんの短い距離だけ延在させるのが普通である。中央 内腔の内直径は減小されて０．６９ｍｍになった。加えて、プランジャーを調整 してダウンストロークの間中央内腔の中にかなりの距離移動して入り込むように した。内腔直径の減小及びプランジャーの中央内腔中への横送りの増大は、プラ ンジャーが引かれる（アップストローク）際に、真空を生じるに至った。カプセ ルを通常の通りにして押し出した（中央内腔流れを十分に多く生じて同軸部分が 中央内腔から射出され得るように注意した）（一部凝固剤流れにより及び一部ブ ランジャーの移動により）。

装置１０’のなお別の実施態様を図７に示す、その実施態様では、装置１０゛は 細胞室２０のストリングを含み、スレッド１０４を装置の長手方向に沿って占領 させる。スレッドを用いて、ポリマーキャスチング溶液及び細胞懸濁溶液の同時 押し出しの間装置の生成を助成する。スレッド１０４を用いて押し出しシステム を通す触媒ポリマー供給を引っばり（ｐｕｌｌ）開始することができる。

発明は、発明の精神或は本質的な特性から逸脱しないで、他の具体的な態様で具 体化し得る。従って、本実施態様ゝは、すべてに関して例示するものであって制 限するものではないと考えるべきである０発明の範囲は、前記の記述よりもむし ろ添付の請求の範囲により示される。

従って、請求の範囲の均等の意味及び範囲内に入る変更はすべて発明に包含され ることを意図する。

国際調査報告　ｅｒｔｔｕｃ　０，７ｎＫ８Ｇｏｒτ／ＩＫＣＢＩ１０’ｔ２Ｑ 。

フロントページの続き （７２）発明者　ミルズ、ジョン　エフ。

アメリカ合衆国　０２８７９　ロードアイランド、ウェイクフィールド、ミニス テリアルロード　２５１ （７２）発明者　ワールバーグ、ラースアメリカ合衆国　０２９０６　ロードア イランド、プロピデンス、ハイランド　アベニュ（７２）発明者　ドハティ、ニ ドワード　ジェイ。

アメリカ合衆国　０２０４８　マサチューセッツ、マンスフイールド、ネイサン 　ロード

Claims (28)

【特許請求の範囲】
1. １．キャスチング溶液をマルチプル環状押し出し口の第一の外側内腔を通して押 し出すことを開始し：凝固剤を押し出し口の第二の内側の内腔に送出することを 開始し； 凝固剤の送出を停止し；及び キャスチング溶液の送出を停止する 逐次の工程を含むシームレスカプセルを一体に形成する方法。
2. ２．キャスチング溶液を、ガラス内腔のような非多孔質内腔を通して押し出すこ とによってカプセル上に円滑な外面を形成する請求項１の方法。
3. ３．凝固剤の送出を停止する工程に続き、所定の時間遅れの後にキャスチング溶 液の送出を停止して押し出されたテザーを形成する請求項１の方法。
4. ４．凝固剤の送出を開始する工程及び凝固剤の送出を停止する工程を逐次に繰り 返してカプセルのストリングスを形成する請求項１の方法。
5. ５．外膜を周囲環境において凝固させる請求項１の方法。
6. ６．外膜を水性環境において凝固させる請求項１の方法。
7. ７．凝固剤の送出を開始する工程が、更に、治療因子を含有する凝固剤を送出す ることを含む請求項１の方法。
8. ８．凝固剤の送出を開始する工程が、更に、神経学的因子、神経伝達物質、ホル モン、インシュリンのような生物学的に活性な因子を分泌する細胞を含有する水 性懸濁液を送出することを含む請求項１の方法。
9. ９．凝固剤の送出を開始する工程が、更に、栄養培地或は固定基質物質を含有す る水性細胞懸濁液を送出することを含む請求項１の方法。
10. １０．押し出しを開始する工程が、更に水混和性溶媒成分を含む高分子溶液を押 し出すことを含む請求項１の方法。
11. １１．押し出しを開始する工程が、更に、界面活性剤、炎症抑制剤、抗酸化剤、 或は脈管形成因子を含む高分子溶液を押し出すことを含む請求項１の方法。
12. １２．更に、キャスチング溶液の粘度を、凝固する際に、外膜が生物学的物質を 含む凝固剤の回りに半透性膜を形成するように、調整することを含む請求項１の 方法。
13. １３．更に、同時押し出しする間凝固剤とキャスチング溶液との差圧を保って溶 媒がキャスチング溶液から凝固剤の中に拡散するのを妨げることを含む請求項１ の方法。
14. １４．更に、凝固剤を押し出し口の第二の内側の内腔に送出することを開始して 同時押し出しされた内側内腔を形成しかつ湾曲した円滑な前縁形状を達成するこ とを含む請求項１の方法。
15. １５．更に、下記： 凝固剤を押し出し口の第二の内側の内腔に送出することを開始して同時押し出し された内側内腔を形成しかつ湾曲した円滑な前縁形状を達成し、凝固剤は生物学 的物質を含有する水溶液を含み、 凝固剤の送出を停止し；及び キャスチング溶液の送出を停止する ことを含み、逐次の工程がシームレスカプセルを形成する請求項１の方法。
16. １６．更に、下記： キャスチング溶液をマルチプル環状押し出し口の第一の外側内腔を通して押し出 すことを開始し；次いで、凝固剤を押し出し口の第二の内側の内腔に送出するこ とを開始して同時押し出しされた内側内腔を形成しかつ湾曲した円滑な前縁形状 を達成し；同時押し出しする間凝固剤とキャスチング溶液との差圧を保って溶媒 がキャスチング溶液から凝固剤の中に拡散するのを規制し； 凝固剤の送出を停止し；及び キャスチング溶液の送出を停止する ことを含む請求項１の方法。
17. １７．凝固剤溶液が生物学的物質を含有する水溶液である請求項１６の方法。
18. １８．更に、下記： キャスチング溶液をマルチプル環状押し出し口の第一の外側内腔を通して押し出 すことを開始し、キャスチング溶液は水混和性溶媒成分を有し： 次いで、凝固剤を押し出し口の第二の内側の内腔に送出することを開始して同時 押し出しされた内側内腔を形成しかつ湾曲した円滑な前縁形状を達成し；凝固剤 の送出を停止し：及び キャスチング溶液の送出を停止する ことを含む請求項１の方法。
19. １９．前記の請求項の方法のいずれかによって製造された生成物。
20. ２０．下記： 管状の、選択的に充填可能な（ｆｉｌｌａｂｌｅ）室を定める高分子の押出物、 及び 該室を実質的に被包してカプセルを形成するシームレス外膜 を含むカプセル装置。
21. ２１．前記室が更に細胞懸濁体を中に含む請求項２０のカプセル。
22. ２２．更に、外膜から伸びるテザーを含む請求項２０のカプセル。
23. ２３．更に、複数の前記室を高分子の結合体によって互いに結合させて含む請求 項２０のカプセル。
24. ２４．カプセル膜が多孔度の異なる成分層を少なくとも２つ含む請求項２０のカ プセル。
25. ２５．密な細孔の内層を含む請求項２４のカプセル。
26. ２６．密な細孔の外層を含む請求項２４のカプセル。
27. ２７．密な多孔度の内部スキン層、密な多孔度の外部スキン層及び多孔度の一層 大きい中間層を含む請求項２４のカプセル。
28. ２８．更に、固体の内部コアーを含み、かつ前記細胞室を内部コアーと外膜との 問に配置する請求項２０のカプセル。