JP4837563B2 - 生体人工インプラントおよびインスリンポンプ - Google Patents

Description

発明の分野

本発明の技術分野は、半透性バリアをベースにした生体人工インプラントに関する。

発明の背景

人体は体の免疫防御で生じる拒絶現象により臓器／組織の移植を妨げることが、臓器移植技術で知られている。免疫抑制剤（二次作用、免疫防御の障害）を避けるために、植込まれるドナー組織／細胞と、ドニー体から植込み（即ち移植）ドナー組織／細胞への栄養素および酸素の拡散は行うが、ドニー免疫防御メカニズム（細胞）の拡散は行わず、同時にドナー組織／細胞により生じる望ましい物質のドニー体への拡散を行わせる、半透性バリアまたは“フィルター”とを含んでなる、生体人工インプラントが開発された。このような生体人工インプラントに関する特許文献の例としてＵＳ‐Ａ‐６，６３２，２４４およびＷＯ０２／０２７４５があり、そこではドニー体でインスリンの生産のために摘出ランゲルハンス島（生体人工膵臓）の植込みについて特に記載している。ＵＳ６，６３２，２４４はドニー体における線維形成（結合組織の増殖）のリスクについても記載しており、これはバリアの孔が結合組織により覆われることで、インプラントが（低酸素症で）“餓死する”ことであり、それはドニー体から酸素および栄養素を受け取れなくなるからである。この現象は生体適合性でないバリア物質で生じる。後者の特許によると、この不都合は、下記３要素の薄いシートの形をとる生体適合性インプラントで避けられる：（ａ）生体組織、栄養因子およびナース細胞からなるコア、例えばカルシウムで架橋されたアルギン酸ポリマー、および補強用の線維網、（ｂ）透過性の制御用にカルシウムで架橋されたアルギン酸ポリマーのコーティング、および（ｃ）同じく架橋アルギン酸ポリマーからなるコーティング。インプラントの厚さは４００μｍを超えないことが勧められる。

同じくアルギン酸（多層）で被覆された移植体がＵＳ５，８７６，７４２で開示されている。コーティングは非線維形成性であると言われている。コーティングの厚さは２０〜２００μｍである。

ＵＳ‐Ａ‐５，７８２，９１２は第一孔質膜から壁が作製されたインプラントについて開示するが、該膜はドニーの組織に近接しており、ドニー膜界面で血管構造の形成に有利であり、そこで結合組織の形成を妨げると言われている。該インプラントは第二孔質膜も有し、これは免疫隔離空間を形成している。該空間は、ドニー細胞と接触しないよう保護されねばならない組織、膵臓小島を封入している。第二膜は、例えばインスリンを生産する、封入組織により生じた成分の拡散を行わせる。第二膜は、組織へ栄養素を供給するために、ドニーから該空間への栄養素の拡散も行わせる。該膜はポリマー製であり、第一膜は特別な三次元孔構造を有している。この特許は“既知の生体適合性医療インプラントはセラミックおよび金属からできている。これらの物質がそこで記載された三次元構造を有するように扱われるとすれば、それらは本発明でも有用であろう”と述べている。

ＵＳ‐Ａ‐５，７８２，９１２は、内在センサーおよび内在カテーテルのコーティングとして、内在センサーへの生理学的因子の輸送用手段として、チャンバーまたはカテーテルからドニー組織への薬物の輸送用手段として、および細胞および分子欠乏の治療用の移植細胞の封入（免疫隔離）用手段として、装置の使用についても開示している。

半透性バリアをベースにした上記のインプラントおよび他のインプラントは、デザインが複雑で、製造が難しい。これらの状況では望ましい性質の再生産可能なインプラントを得られない、と考えられる理由がある。結合組織およびバリア間における液体に満ちたギャップが考慮されていないため、既知インプラントの血管新生バリアが線維形成を防ぐ上で最良に効果的というわけではない、と考えられる理由もある。

発明の目的

本発明の目的は、上記タイプの、即ち血管新生され、結合組織の増殖（線維形成）を妨げ、デザインがより簡単で、既知インプラントより生産しやすいという特性を有した、このような生体人工半透性インプラントを提供することである。

発明の要旨

該目的は、請求項１の特徴を有するインプラントおよび請求項９による方法で達成される。有利な態様は、従属項で記載された特徴を有している。

本発明は、人体に植込まれて、栄養素、酸素、他のガス、組織／細胞物質、細胞系を選択的に通過させうるが、免疫防御メカニズムが通過拡散しないように作製された、従来の半透性バリア、“フィルター”、“膜”に、生体適合性または生物活性金属の透過性コーティングを施したならば、線維形成問題は有意に減少するであろう、という我々の驚くべき発見に基づいている。

行われた実験は、生物活性コーティングを施したバリアが植込まれたドニーで、血管が該コーティングの表面に“引き寄せ”られ、それに沿い増殖するという事実から、この線維形成対抗効果が生じている、と考えうる理由を我々に与えている。結果として、この表面近くで結合組織の増殖、線維形成が阻止されるため、血管が生物活性コーティングの表面近くで増殖する前に、このような結合組織の増殖が再び始まる時間を有しなくなる。生物活性コーティングの表面近くにおける血管および血管の増殖により、結合組織で妨げられていないインプラントを介して血管から栄養素および酸素が輸送（拡散）されうる、という事実に至っている。

“引き寄せ”はここでは厳密に科学的な表現として解釈されるべきでなく、該効果を説明するメカニズムがなお確立されていないからである。その表現はむしろ、我々の発見によると、生体適合性と称されるまたはそうでない、従来のバリアの表面およびその近くでは血管が増殖せず（不十分に増殖し）、一方で従来のバリア上で生物活性金属からなるこのようなコーティングの近くでは血管が増殖する、という事実を確認する意味である。

金属が上に施された従来の半透性バリアに加えて、金属コーティングが半透性バリアとみなされることはないことに留意すべきである。これは、下の半透性バリアまたは膜に血管新生、線維形成阻害効果を加える、上記特許のアルギン酸層またはポリマー膜とは正反対である。アルギン酸／ポリマー層はそれ自体が半透性であり、下の半透性バリアの場合とは異なる透過性であるインプラントの透過性を生み出している。本発明によるインプラントの金属コーティングは、このような効果を有していない。

例１
生物活性金属コーティングを有しない、および本発明による生物活性金属コーティングを有した、半透性バリアのインプラントに関する、結合組織増殖の差異が、図１および２で示されている。

図１は、インプラントが移植された状態にある、アルギン酸バリア２にランゲルハンス島１が埋め込まれた従来のインプラントについて示した光学顕微鏡写真である。矢印で示された層３は結合組織と見られる。写真は、結合組織３がインプラント近くで、インプラントとドニー組織／血管４との間に位置することを示している。

図２は、片側が本発明に従いチタンコーティングＴで被覆された、従来の半透性バリア２′からなるインプラントを示している。矢印で示された部分４′は血管と見られる。これはチタンコーティングＴの近くに位置し、該コーティング中へもわずかに侵入している。血管とバリアとの間に結合組織はない。チタンコーティングを有しないバリアの反対側にも、ほとんど血管がない。

発明の態様

半透性バリア
バリアがポリマー物質製で、上記輸送に関して上記性質を有した、インプラントの半透性バリアは、例えば前記ＵＳ６，３７２，２４４による、従来タイプのものであるか、または組織適合性種の他の物質、例えばGoreTex^Ｒである。炭水化物、セルロース、プラスチック（例えばポリカーボネート）、ヒドロゲルのような他の物質の半透性バリアは既に市販されており、例えばMillipore Inc.、Baxter Inc.、AmiconおよびPall Corporationから販売されている。それらは市販されているか、または依頼により、何を遮断または通過させるかに応じて異なる孔径で生産される。例えば、細胞の拡散（免疫防御）を阻止するが、分子（栄養素および酸素並びにバリアが植込まれたドニー体からの物質）およびバリアに封入されたドナー臓器／臓器部分／組織からの物質、例えばドニー体に植込まれたランゲルハンス島により生産されるインスリンを通過させる半透性バリアが、市場にはある。バリアは、植込まれる組織または細胞が埋め込まれたシートの形をとるか、または植込まれる細胞／組織が封入された容器（バッグ、スリーブ）の形をとる。この場合には、生物活性コーティングが少なくとも容器の外側に配置される。

生物活性金属コーティングおよびその付着
インプラントの生物活性金属コーティングは透過性でなければならず、即ち栄養素、酸素および組織／細胞物質を孔／開口から（拡散）通過させねばならず、即ちコーティングは半透性バリアの機能および目的を妨げてはならないのである。しかしながら、孔径が免疫防御の拡散を妨げる必要はない；これは半透性バリアで対処されている。そのため、コーティングの透過性は（半透性バリアの孔壁における金属コーティングの小さな効果を考慮しながら）バリアの場合と少なくとも同程度にすべきである。コーティングは、従来の噴霧プロセス、または蒸発（ＰＶＤ）、スパッタリングのような薄膜技術により、バリア上に施された粉体／粉末からなっても、あるいは適切な手法で、例えば生物学的接着剤を用いたバリアへの接着またはそれへのレーザー溶接で施された、ネットまたは穿孔（例えばレーザーによる）ホイルの形をとってもよい。縫製によるホイルの取付けも許容される方法である。バリアへの粒子の“散布”はもう１つのオプションである。バリアにコーティングを施す方法を選択する際には、バリア物質の特徴、特に耐熱性が、もちろん考慮されねばならない。

コーティングは実質的に連続性であるべきであり、これは下の半透性バリア上で結合組織が増殖すべきでないことを意味している。コーティングがホイルからなるときはこの要件はほとんど問題を生じないが、例えばスパッタリング、蒸発、化学沈殿により施される、コーティングが粒子から構成される方法を用いて、半透性バリアにコーティングが施されるならば、該要件に注意を払わなければならない。そこで、半透性バリア上の生物活性物質のコーティングは均一で、結合組織の増殖を引き起こしうる大きなコブのないように、保証されねばならない。他方、コーティングが過度に厚くなり、半透性バリアの孔を塞いでしまうほど付着して、コーティングにコブの不在という要件が誇張に至らないように、同じく保証されねばならない。

バリアの孔径とは無関係に、約５ｎｍ以上、更に好ましくは約５０〜２５０ｎｍの金属コーティングの厚さで、優れた結果（上記のような輸送および線維形成の防止）が現在の付着技術を用いて得られることがわかった。

上記の事項に関して、本発明によると、生物活性物質の粒子が、付着時に、バリアの孔／開口中へ侵入し、それらを縮小させることは、上記輸送または拡散のために孔／開口が残存しているかぎり排除されないことに、留意すべきである。

生物活性金属
生物活性金属とは、生体適合性に加えて、‐上記のように‐組織を“引き寄せ”、これをそれ自体に繋ぎ止めうる、生体適合性金属を意味する。このような物質は、既に知られているように、チタン、ジルコニウム、タンタルおよび適切なその合金である。本発明によると、チタンが好ましい。

例２、図３
チタンコーティングを、AmiconのDiaflo YM5 LOT AN 01383Aからなる、セルロースの半透性バリアの片側に施した。Edwards Inc.のエバポレーターで蒸発技術により付着を行った。コーティングを３０ｎｍの厚さで施した。結果が図３で示されており、そこからはセルロースバリアの孔がチタン粒子で塞がれていないことが明らかであり、即ちバリアの表面構造がコーティングで実質的に変化しなかったのである。図２は、植込み後１ヶ月における、マウスでインプラントとしてコーティングを施したこのバリアを示している。

例３
Millipore Inc.のフィルター、タイプＳＳ３．０μｍを用いて、その例を繰返した。例１と同様の結果が得られた。

発明の別の態様

本発明の基本的考えは、ドニーに移植されて、ドニー体からの栄養素／酸素の供給によりそこで生存する、ドナー体組織／細胞を封入した半透性バリアのみに適用しうるものではない。本発明の考えは、生体中へ挿入されて、一般的にバリア壁の反対側から半透性バリアを介して物質を輸送させる、機器、測定エレメントなどにも適用しうる。このような適用例は、本発明に従い半透性バリアを施した体内挿入の注入セットから検出血糖値に応じてインスリンを送り込むためのインスリンポンプへ接続させて、人体に植え込まれる、センサーエレメントの周りに半透性バリアを施した血糖検出センサーである。本発明の問題、即ちバリアの近くで結合組織の増殖を防ぐことも、このような場合に、上記のような透過性チタンコーティングで解決される。

本発明の他の適用例は、薬物分泌（化学療法、鎮痛剤など）、臓器移植（腎臓、肝臓など）、エリトロポエチン、凝固因子、成長ホルモン、インターフェロンα、パラトルモン、インスリンなどを生産するバッグ中の細胞、人工臓器（例えば肝臓細胞）、微小透析技術である。

言うまでもなく、本発明はヒトと動物に適用しうる。

金属コーティングは、１以上の別々に施された金属層（ホイルまたは粉末）からなってもよく、所望であればインプラントから物質の選択的輸送用に、チタン層はインプラントにおいてバリアとサンドイッチ構造をとってもよい。

別の例

例４および５
図４ａ〜４ｃおよび５ａ〜５ｃは、Pall Corporationから商品名ＴＦ‐２００およびVersapor^Ｒ‐２００の従来の半透性バリア（膜）における試験を示している。Ｔｉ被覆および非被覆膜の構造を、外部光源装備のLEICA M76顕微鏡を用いて調べた。構造の変化は、非被覆膜と比較して、膜が１つのＴｉ層で被覆されたときに検出されなかった。膜構造は水溶液中でＴｉ被覆膜のインキュベート後にも調べたが、変化は観察されなかった。そのため、被覆操作に次いで水溶液への暴露後も、膜構造が留められていた。図４ａは無変更の、即ち無Ｔｉ層の膜ＴＦ‐２００を示し、図４ｂは１つの乾燥Ｔｉ層で被覆された膜ＴＦ‐２００を示し、図４ｃは１つの湿潤Ｔｉ層で被覆された膜ＴＦ‐２００を示している。図５ａは無変更の、即ち無Ｔｉ層の膜Versapor^Ｒ２００を示し、図５ｂは１つの乾燥Ｔｉ層で被覆された膜Versapor^Ｒ２００を示し、図５ｃは１つの湿潤Ｔｉ層で被覆された膜Versapor^Ｒ２００を示している。

例６および７
図６ａ〜６ｄおよび７ａ〜７ｃは、Pall CorporationのVersapor^Ｒ２００およびＨＴ‐２００膜を用いた、透析性能について示している。図６ａは、ビーカー１０、透析室１１、膜１２および磁気スターラー１３を備えた、透析性能試験の配置図を示している。透析室１１を０．５Ｍグルコースおよび２．５Ｕ／Ｌインスリンを含有した人血１ｍｌで満たし、膜を該室へ取り付けた。ＰＢＳ５０ｍｌで満たされたビーカーで透析を行った。サンプルを０、１５、３０、６０、１２０、１８０、２４０および３００ｍｉｎ目に集め、グルコース濃度、タンパク質濃度およびＩｇＧ含有率を示す２８０ｎｍの吸光度について分析した。透析性能の差異は、非被覆およびＴｉ被覆Versapor^Ｒ２００およびＨＴ２００膜の間でみられなかった。図６ｂはVersapor^Ｒ２００膜でのグルコースの透析を示し、図６ｃはVersapor^Ｒ２００膜でのタンパク質の透析を示し、図６ｄはVersapor^Ｒ２００膜でのＩｇＧの透析を示している。図７ａはＨＴ‐２００膜でのグルコースの透析を示し、図７ｂはＨＴ‐２００膜でのタンパク質の透析を示し、図７ｃはＨＴ‐２００膜でのＩｇＧの透析を示している。

例８
図８ａ参照のTheraCyte^ＴＭ装置は、基本的に２枚の膜間で形成されたバッグである。各シートは、織物ポリエステルの１外層、５μｍ孔径のＰＴＦＥ中間層および０．４５μｍ孔径のＰＴＦＥ内層の３層から構成されている。２つの外層は血管形成用のガイドとして働かせるためにある。内層は内部を外部細胞から隔離するための隔離層である。

外部光源装備のLEICA M76顕微鏡およびNikon Eclipse E600光学顕微鏡を用いて、１または２つのＴｉ層でコーティング前および後に、上記TheraCyte^ＴＭ装置を試験した。Ｔｉ被覆操作による装置構造の変化は観察されなかった。図８ｂは無変更（無Ｔｉコーティング）の装置を示し、図８ｃは１つのＴｉ層を有する装置を示し、図８ｄは２つのＴｉ層を有する装置を示している。図８ｅ〜８ｇは、無変更の、１つのＴｉ層および２つのＴｉ層を有する装置について各々示している。図８ｈ〜８ｊは、無変更の、１つのＴｉ層および２つのＴｉ層を有する装置について各々示している。図８ｋ〜８ｍは、無変更の、１つのＴｉ層および２つのＴｉ層を有する装置について各々示している。

０．９％ＮａＣｌ中において上記装置で透析を行った。インスリンおよび放射線標識グルコースを各々装置に導入した。透析開始後、０、１５、３０、６０、１２０および１８０ｍｉｎ目にサンプルを集めた。液体シンチレーションカウンターを用いてグルコース、およびIsoInsulin Enzyme ImmunoAssay（ＥＩＡ）を用いてインスリンを検出した。結果：図８ｎおよび８ｏ参照。図８ｎはTheraCyte^ＴＭ装置によるグルコースの透析について示している。数値は、装置に被覆されているＴｉ層の数を示している。Ｋは無変更装置を示している。図８ｏはTheraCyte^ＴＭ装置によるインスリンの透析について示している。数値は、装置に被覆されている層の数を示している。コントロールは無変更装置を示している。

TheraCyte^ＴＭ装置を雄性LEWISラットに植え込んだ。１７日後、装置を摘出した。肉眼レベルによると、非被覆装置は血清液含有嚢で取り囲まれている。断面は、非被覆装置よりもＴｉ被覆TheraCyte^ＴＭ装置で、強い組織接触の存在を呈している。図８ｐおよび８ｓ参照；上から：図８ｐ ２つのＴｉ層、図８ｒ コントロール（非被覆、無変更）、図８ｓ
単一Ｔｉ層。図８ｔはコントロール装置（無変更、無Ｔｉコーティング）の断面を示し、図８ｕは１つのＴｉ層を有する装置の断面を示し、図８ｖは２つのＴｉ層を有する装置の断面を示している。

図９ａおよび９ｂは、マウスの胸筋下に植え込まれたTheraCyte^ＴＭバッグについて示している。バッグを動物に４１日間取り付け、次いで^１４Ｃ‐グルコース含有の３０ｍＭｏｌ／Ｌグルコース溶液をバッグに注入した。図Ｘで示されているように血液サンプルを採取した。図は、グルコースレベルが、実際の濃度と放射能との双方で反映されているように、非被覆バッグのコントロール動物（黒丸）において、２０ｍｉｎまでは約１０ｍｍｏｌ／Ｌで一定であり、次いで７５ｍｉｎ後に２５ｍｍｏｌ／Ｌへ上昇したことを示している。対照的に、チタン被覆のバッグを取り付けた動物では、グルコースレベルが５ｍｉｎ後に既に上昇し始めている。

この結果は、チタン被覆が周辺組織とかなり強く結合することで、組織および周辺血管へグルコースを直接拡散させている、という所見と完全に一致している。対照的に、コントロール動物ではバッグと組織との接触が強くなく、該物体と組織と線維組織嚢との間でスリットを形成している。グルコースが組織の血管へ達する前に、それはスリットおよび線維組織嚢の流体中へ拡散せざるをえないのである。これがグルコース濃度上昇の遅れを説明している。

図１０は、１１５００倍率で、電子顕微鏡による植込みTheraCyte^ＴＭバッグの一部を示している。左側の白っぽい部分は織物ポリエステル層のフィラメントであり、その近くの黒色ストリングはＴｉコーティングであり、残部はＴｉコーティング近くの体組織である。Ｔｉコーティングは約１００ｎｍ厚である。

Claims (13)

1. 半透性バリアを含んでなる生体人工インプラントであって、
   半透性バリアが生物活性金属の表面コーティングを有し、該表面コーティングが前記半透性バリアの半透性を妨げないように透過性であることを特徴とする生体人工インプラント。
2. 前記半透性バリアが第一の側と第二の反対側とを有し、前記半透性バリアの半透性が、前記第一の側から前記第二の反対側への、物質、材料、分子の少なくとも一つの第一群の拡散を行わせるが、前記第一の側から前記第二の反対側への、細胞および細胞系からなる第二群の拡散を妨げる、請求項１に記載の人工インプラント。
3. 前記表面コーティングが前記生物活性金属のネットである、請求項１または２に記載のインプラント。
4. 前記生物活性金属が、チタン、ジルコニウム、タンタルおよびそれらの合金の一つから選択される、請求項１〜３に記載のインプラント。
5. 前記生物活性金属がチタンである、請求項４に記載のインプラント。
6. 金属が、噴霧プロセスにより適用されている、請求項１〜５のいずれか一項に記載のインプラント。
7. 前記生体人工インプラントが容器の形をとる、請求項１〜６のいずれか一項に記載のインプラント。
8. 前記半透性バリアが両側に表面コーティングを有している、請求項１〜７のいずれか一項に記載のインプラント。
9. 前記表面コーティングが５０〜２５０ｎｍの厚さを有している、請求項１〜８のいずれか一項に記載のインプラント。
10. 前記半透性バリアが、
    前記第一の側から、ドナーからの体臓器および細胞の少なくとも一つが配置された前記半透性バリアの前記第二の反対側への、ドニー体からの体細胞栄養素および酸素の拡散を行わせ、かつ、
    前記第二の反対側から前記第一の側へと、ドナーの体臓器および細胞の少なくとも一つにより生産された物質の拡散を行わせる
    ようにデザインされてなる、請求項２に記載のインプラント。
11. 前記インプラントが、前記半透性バリアによって囲まれたセンサーエレメントをさらに備えてなり、それによって、全半透性バリアが、
    前記第一の側から半透性バリアの前記第二の反対側へ、前記センサーエレメントによって検出可能な前記物質の拡散を行わせ、かつ、
    前記第二の反対側から前記第一の側へと、前記物質の拡散を行わせる
    ようにデザインされてなる、請求項２に記載のインプラント。
12. 前記物質が血糖であり、前記センサーエレメントが血糖検出センサーエレメントである、請求項１１に記載のインプラント。
13. 請求項１２に記載の生体人工インプラントと、
    前記生体人工インプラントの前記血糖検出センサーエレメントによって検出された検出血糖値に基づいてインスリンを送り込むための注入セットと
    を備えてなり、それによって、前記注入セットが、前記生物活性金属の表面コーティングを有する半透性バリアを備え、前記表面コーティングが、前記半透性バリアを介してインスリンを拡散させられるように透過性である、インスリンポンプ。

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