JPH07506961A - 生物学的材料カプセル化用ゲル - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 生物学的材料カプセル化用ゲル 良咀旦光団 本発明は、表面および３次元物体を、水溶性ポリマーの架橋網目構造で、コーテ ィングおよび／またはカプセル化する方法に関する。 マイクロカプセル化技術は、医学の多数の分野に、大きな可能性を有する。例え ば、いくつかの重要な用途として、糖尿病の治療のための細胞のカプセル化（Ｌ ｉ量、　Ｆ、　、　Ｓｕｎ、　Ａ、　Ｍ、、「生体人工的な内分泌性膵臓として のマイクロカプセル化された膵島」、（１９８０）　５ｃｉｅｎｃｅ　２１０． ９０ｇ−９１０）　、赤血球代替物用のヘモグロビンのカプセル化、および薬物 の徐放性が挙げられる。しかし、従来法を用いる場合、カプセル化される材料は 、しばしば、熱、有機溶媒、および非生理学的ｐＨを含む処理条件に曝されるた め、細胞死または細胞の機能低下を起こし、あるいはタンパク質が変性され、そ の結果として生物学的活性の損失を引き起こし得る。さらに、細胞が、処理条件 で生存した場合でも、生体適合性、化学的安定性、免疫防御、および細胞の過増 殖に対する抵抗性についての、カプセル化材料への厳密な要求により、従来法の 適用可能性は制限される。 例えば、アルギン酸塩（ポリアニオン）と、ポリリジンまたはポリオルニチン（ ポリカチオン）とのイオン架橋によるカプセル化法（Ｇｏｏｓｅｎら、（１９８ ５）　Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ　ａｎｄ　Ｂｉｏｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、 　２７：１４６）は、比較的穏やかなカプセル化条件を提供する。しかし、この ようなイオン的に架橋されたボッマーの長期にわたる機械的および熱的安定性に は、疑問が残る。 さらに、これらのポリマーは、インビボで移植された場合、。 細胞の過増殖に対し感受性である（　ＭａｃＭａｈｏｎら、（１９９０）　Ｊ。 Ｎａｔ、　Ｃａｎｃｅｒ　Ｉｎ５ｔ、、８２（２２）、１７１ｉ１−１７６５） 。この細胞の過増殖は、時間かたつにつれて、周囲からの栄養素、代謝材料およ び輸送タンパク質に対するマイクロカプセルの透過性を制限する。このため、カ プセル化されたランゲルハンス島は、飢餓して死に至る（０°５ｈｅａ、　Ｇ、 　Ｍ、ら、（１９８６）　Ｄｉａｂｅｔｅｓ、　３５．９４３〜９４６）。 このように、カプセル化ポリマーの特性を制御し、そして透過選択性、化学的安 定性、および非常に高い生体適合性の膜を、細胞の存在下で生成する、比較的穏 やかな細胞カプセル化法が必要である。生物学的材料と接触する材料のみならず 、細胞および組織以外の生物学的材料のカプセル化に対しても、同様の必要性が 存在する。 材料が、弱まった特異的な液性免疫応答または細胞性免疫応答を誘起するか、あ るいは材料が所望の機能を果たすことを妨害する非特異的異物応答を誘起せず、 そしてその材料が摂取または移植に際し有毒でない場合には、その材料は生体適 合性であると認められる。この材料はまた、血液と接触する場合にも、血栓症の ような特異的反応を誘起してなならない。 例えば、ポリ　（ヒドロキシエチルメタクリレート）（ポリ（）ＩＥＭＡ）　） 　、水不溶性ポリアクリレート、およびアガａ−スのような水中で膨潤してヒド ロゲルを形成するポリマーで製造されたゲルは、膵島および他の動物組織のカプ セル化に有用であることが示された（　Ｉｗａｔａら、（１９８９）　Ｄｉａｂ ｅｔｅｓ、　３８：２２４−２２５　；　Ｌａｍｂｅｒｔｉら、　（１９８４） 　Ａｐｐｌ、Ｂｉｏｃｈｅｔ　Ｂｊｏｔｅｃｈ、、１０．１０１−１０５　（１ ９８４）　”）。しかし１、これらのゲルは、望ましくない機械的特性を有する 。アガロースは、弱いゲルを形成し、そしてポリアクリレートは、潜在的な細胞 毒性を有する有機溶媒から沈澱させなければならない。Ｄｕｐｔｙら（１９８８ ）は、アクリルアミドを重合してボッアクリルアミドゲルを形成することによる 、膵島のマイクロカプセル化を報告している。しかし、この重合プロセスでは、 例えば、アクリルアミドおよび架橋剤のような有毒モノマーの存在が必要とされ 、そして、速く進行させて完了すると局所的に発熱が起こる。 アルギン酸塩オよびポリ（Ｌ−リジン）のコアセルベーションにより形成される マイクロカプセルは、例えば、Ｏ’　５ｈｅａら、１９８６に記載のように、免 疫防御性であることがか示されている。しかし、これらのマイクロカプセルでは 、移植後に強度の繊維性の過増殖が観察された（　ＭｃＭａｈｏｎら、１９９０ 　；　Ｏ’５ｈｅａら、１９８６）。生体適合性を向上させるポリ（エチレンオ キシド）（ＰＥＯ）の使用は、文献中に十分に記載されている。アルギン−ポリ （Ｌ−リジン）マイクロカプセルの生体適合性は、ＰＬＬおよびＰＥＯのグラフ トコポリマーをマイクロカプセル表面に取り込ませることで、顕著に高まること が報告されている（　Ｓａｗｈｎｅｙら、［ポリ（Ｌ−リジン）−アルギン酸塩 マイクロカプセル膜の生体適合性を高めるポリ（エチレンオキシド）−グラフト −ポリ（Ｌ−リジン）コポリマーＪ　（１９９１）Ｂｉｏｎ＋ａｔｅｒｉａｌｓ 、　１３．８６３−８７０）。 上記ＰＥＯ鎖は、高度に水溶性であり、且つ高度に柔軟性である。ＰＥＯ鎖は、 水中で極度に高い運動性を有し、本質的に非イオン性の構造を有する。表面上へ のＰＥＯの固定は、主に、ＰＥＯ側鎖を有するグラフトコポリマーの合成によす 行われル（Ｓａｖｈｎｅｙら、ＨＭｉｙａｍａら、１９８８　；　Ｎａｇｏａｋ ａら）。上記プロセスは、各用途に応じるモノマーおよびポリマーのカスタム合 成を包含する。しかし、グラフトコポリマーの使用では、高分子により「認識ヨ される表面が、完全にＰＥＯから構成されるとは、まだ保証されない。 電子線架橋がＰＥＯヒドロゲルの合成に使用され、このヒドロゲルは、非トロン ボゲン形成性であることが、Ｓｕｎら、（１９８７）　Ｐｏｌｙｍｅｒ　Ｐｒｅ ｐｒ、、　２８：２９２−２９４　；　Ｄｅｎｎｉｓｏｎ、　Ｋ、Ａ、、（１９ ８６）Ｐｈ、　Ｄ、論文、マサチューセノツエ科大学により報告されている。し かし、電子線の使用は、その照射が細胞毒性であるため、このポリマーと共に用 いても、いずれの生組織の存在をも妨害する。また、電子線により誘導される非 特異的架橋のために、この方法により形成される網目構造は、特徴付けが困難で ある。 短波長の紫外光の存在下で開始するＰＥＧジアクリレ−１・の光重合が、発酵お よび化学的変換のために酵母細胞の包括に使用サレタ（Ｋ　ｉｍｕｒａら、（１ ９８１）　ｒヌクレオチドの発酵性リン酸化における、酵母の固定化した解糖系 のい（っかの特性」Ｅｕｒ、Ｊ、Ａｐｐｌ、Ｍｉｃｒｏｂｉｏ、Ｂｉｏｔｅｃｈ ｎｏｌ、、１１ニア８−８０　；　Ｏｍａｔａら、（１９８１）、「有機溶媒中 での、ゲルに包括されたロドトルラ・ミヌタ・ｕｚｒ・チクセンシス細胞による ｄｌ−コハク酸メチルの立体選択的加水分解Ｊ　Ｅｕｒ、　Ｊ、　Ａｐｐｌ、　 Ｍｉｃｒｏｂｉａｌ　Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ、、１１：１９９−２０４　；　０ ｋａｄａ、　Ｔ、ら、「包括された増殖酵母細胞のペプチド分泌系への適用Ｊ　 Ａｐｐｌ、　Ｍｉｃｒｏｂｉｏｌ、　Ｂｉｏｔｅｅｈｎｏｌ、、Ｖｏｌ、　２６ ．１．１２頁−１１６頁（１９８７）。短波長紫外光照射で光重合可能な材料中 へ細胞をカプセル化する他の方法が、微生物細胞に使用された（Ｋｉｍｕｒａら 、１９８１　；　Ｏｍａｔａら、９８１　；　０ｋａｄａら、１９８７　；　Ｔ ａｎａｋａら、１９７７　；　Ｏｍａｔａら、１９７９ａ　；　Ｏｍａｔａら、 １９７９ｂ　；Ｃｈｕｎら、１９８１　；　Ｆｕｋｕｉら、１９７６　；　Ｆｕ ｋｕｉら、１９８４）　、しかし、酵母細胞および数種の微生物細胞は、劣悪な 環境、高温、および短波長紫外光照射に対し、哺乳類細胞およびヒトの組織より もずっと丈夫であり抵抗性である。 上記方法にはいくつかの問題がある。それらは、トロンボゲン形成性であるかま たはインビボで不安定であり、あるいは、哺乳類の生組織または生物学的に活性 な分子を破壊する傾向のある重合条件（例えば、短波長紫外光照射）を必要とす るような方法および／または材料の使用を包含する。ヒトまたは他の哺乳類被験 体への移植用に、生組織をカプセル化するには、重合条件により生組織が破壊さ れてはならず、そして生成するポリマーコーティング細胞は生体適合性でなけれ ばならない。 また、材料を、栄養素および気体に対し透過性であり、なおかつ強靭で非免疫原 性である材料の非常に薄い層中にカプセル化する必要がある。例えば、過去にお いては、ランゲルハンス島の移植には、その膵島（Ｊｏｏから２００ミクロンの 直径を有する）を、４００から１０００ミクロンの直径を有するミクロスフェア にカプセル化してきた。この大きな直径のために、結果として、栄養素分子の拡 散が遅延され得、移植容積が大きくなり得る。 すなわち、生体適合性であり、特異的または非特異的な免疫応答を誘起せず、且 つ生細胞または組織と、その細胞を傷つけ、または殺すことなく接触して、非常 に短い時間枠の中で、非常に薄い膜に重合され得る、細胞および組織または生物 学的に活性な分子をカプセル化する材料およびその使用方法が必要とされる。こ れらの材料のインビボでの使用の１つの重要な局面は、それらが、短い外科的処 置の時間内に、あるいは、カプセル化される材料が分散し、損傷しまたは死滅す る前に、重合されなければならないことである。 従って、本発明の１つの目的は、生細胞および組織と接触して、非常に短い時間 で重合され得る重合材料を提供するごとである。 本発明のさらなる目的は、生体適合性で、特定の時間にわたり分解に対して抵抗 性である重合材料を提供することである。 本発明のなおさらなる目的は、栄養素および気体に対し透過性であり、なおかつ 他の細胞によるインビボでの攻撃から細胞および組織を保護し得る重合材料を提 供することである。 ｌ艶旦斐１ 本明細書は、可視光または長波長の紫外光（１ｗｕｖ光、３２０ｎｍまたはそれ 以上）を用いる、直接または間接的に生組織を、その細胞、組織またはそれらの 担持体の表面に適合するポリマー性コーティングでカプセルをコーティングする 、迅速で穏やかな重合条件下における、マクロマーの重合方法を開示する。ポリ マーは、本明細書中でマクロマーと称される無毒性フレポリマーから形成される 。このマクロマーは、水溶性または実質的に水溶性であって、そして十分な大き さを有するため、コーティングされる細胞中には拡散しない。例えば、マクロマ ーとしては、高度に生体適合性のＰＥＧヒドロゲルが挙げられ、このヒドロゲル は、酸素の存在または非存在下で、有毒な重合開始剤を使用せずに、室温または 生理的温度で、そして生理的ｐＨで迅速に形成され得る。重合は、可視光または １ｗ　ｕｖ光で光重合可能なメチレンブルーまたはエオシンＹのような無毒性の 色素を使用して開始され得る。細胞中に拡散するが、無毒性である他の色素（例 えば、エチルエオシン）もまた使用され得る。適切な発色団の非存在下では、細 胞にはほとんど光が吸収されないので、本プロセスは無細胞毒性である。細胞タ ンパク質および核酸により強く吸収され細胞毒性となり得る短波長ＵＶ照射に対 するのとは逆に、この光に対しては、細胞はほとんど透明である。通常、はとん どのマクロマーでは、ミリ秒から数秒の間の時間内に重合を起こすには、低レベ ルの照射（５〜５００ａＷ）で十分である。細胞毒性がない第２の理由は、重合 可能な種が細胞中に拡散１７ないことである。 生成するポリマーは、半透膜、組織支持体としての粘着剤、プラグ、ｌ細胞組織 と他の細胞または組織との相互作用を防止するバリア、および生体活性種のキャ リアーとして働き得る。異なる幾何を有する多様な表面は、これらの重合材料の ３次元的に架橋された網目構造でコーティングされ得る。このボッマーは、タン パク質、多糖、薬物活性を有する有機化合物、および核酸を包含する生物学的に 活性な材料の送達用のマトリックスに形成され得る。 １つの好ましい実施態様では、このポリマーは、構造支持、管腔表面での血栓症 および炎症反応の防止、および／または血管への治療薬の送達のために、血管の 管腔の内面上に層を形成するのに使用される。他の好ましい実施態様では、この ポリマーは、ランゲルハンス島のような細胞の周囲に半透性障壁を形成して、免 疫グロブリン分子または細胞の通過を阻止するが、一方栄養素、気体および小型 の細胞産物を自由に通過させることで、その細胞を保護するために使用される。 このように処理された膵島細胞は、代謝プロセシングの欠陥に起因する疾患、ま たは生体調節材料分子の濃度が不十分であることから生じる糖尿病のような疾患 の治療に有用であり得る。 区ｊ日旧４厘ぷ」先方 図１は、エチルエオシン開始重合の反応スキームである。 図２Ａは、架橋アルギン酸塩ミクロスフェアの周囲のＰＥＧ層の色素開始重合の 模式図である。 図２Ｂは、図２Ａに記載される色素結合法を用いて、ＰＥＧ層８．５にテトラア クリレートヒドロゲルでコーティングされた、ヒトのランゲルハンス島を含有す るアルギン酸塩／ポリ（Ｌ−リジン）ミクロスフェアの光学顕微鏡写真である。 図３は、鉱油中に懸濁されたアルギン酸塩−ポリ（Ｌ−リジン）ミクロスフェア 上のＰＥＧコーティングの光重合の４１　式ｅｌである。 図４は、ＰＥＧ１８．５にテトラアクリレートヒドロゲル中にカプセル化された ヒトすい臓から単離されたランゲルハンス島の光学顕微鏡写真である。 図５は、レーザー重合を使用するマイクロカプセル化に用いられる共抽出装置の 模式図である。 図６は、ＰＥＧ４００ジアクリレートのレーザー重合により、細胞の周囲に形成 されるミクロスフェアの光学顕微鏡写真である。 図７Ａは、マウスで、腹腔内移植の４日後に回収された、アルキン酸塩−ＰＬＬ ミクロスフェアの光学顕微鏡写真である。 図７Ｂは、図１中に記載される色素拡散法を使用して、ＰＥＧ１８．５にクルト ンのテトラアクリレートでコーティングされたアルギン酸塩−ＰＰＬ　ミクロス フェアの光学顕微鏡写真である。 図８ＡからＦは、ゲル組成物に対する細胞数のグラフであり、以下に示す異なる ＰＥＯオーバーコーテイングゲル組成物で、マウスの腹膜腔を洗浄して得られた 非付着細胞について示す：　ａ−１８，５に；　ｂ−１０％０．５に、　９０％ １８．５ｋ　；　ｃ　−５０％１８．５ｋ。 ５０％０．４に；ｄ−１０％０．４に、　９０％３５に；ｅ−５０％０．４に、 　５０％３５に；および；ｒ−アルギン酸塩−ポリ（Ｌ−リジン）コントロール 。 図９は、時間（分）に対する放出タンパク質の％を示すグラフである。ウシ血清 アルブミン（ロ）、ヒトＩｇＧ　（ム）およびヒトフィブリノーゲン（■）の、 ＰＥ０１８．５にテトラアクリレートゲルを通しての拡散を示す。 図１０は、ＰＥ０４００ジアクリレート（ロ）およびＰＥＧ１８．５に一テトラ アクリレート（ム）ゲルを通過するウシ血清アルブミンの拡散％の経時変化（分 ）のグラフである。 図１１Ａは、トリメチロールプロパンの対数値（時間）（ミリ秒）に対する、ア ミンおよびエチルエオシン開始系を用い、アルゴンイオンレーザ−誘発重合によ り形成されるゲルの長さをｌ１１ｍで表すグラフである。 図１１Ｂは、エト牛シ化されたトリメチロールプロパントリアクリレートに、６ ７ミリ秒、１２５ミリ秒、２５０ミリ秒、５ｏｏミリ秒および１秒の持続時間の レーザー照射の結果形成された突起の光学顕微鏡写真である。 図１２Ａは、６時間、カバーグラス上で培養された、ＰＥＧ層８．５に一テトラ アクリレートゲルでコーティングされたヒト包皮線維芽細胞の光学顕微鏡写真で ある。 図１２Ｂは、６時間、カバーグラス上で培養された、ＰＥＧでコーティングされ ないヒト包皮線維芽細胞の光学顕微鏡写真である。 図１３は、マウスに移植され、４日後に体外移殖された、非常に少ない繊維性の 過増殖しか示さないＰＥＧ１８．５に一テトラアクリレートミクロスフェアゲル の光学顕微鏡写真である。 図１４ＡからＣは、ＰＥＧジアクリレートおよびテトラアクリレートゲルのクリ ープ曲線である；試験荷重および除荷型を、横座標の下に示す：　Ａ−１に；　 Ｂ−６に；およびＣ−１８，５Ｋ　ＰＥＧゲル。 発明の詳細な説明 本明細書中に記載されているように、生体適合性ポリマー材料は、少な（とも２ つの重合可能な置換基を有する生体適合性水溶性マクロマーをフリーラジカル重 合することによって、生物学的に活性な材料または細胞および組織と並列して用 いられるように形成される。これらのポリマーコーティング材料は、ホモポリマ ー、コポリマーまたはブロックコポリマーのいずれかであり得る。本明細書中で 使用されているように、ポリマーは、１０より大きい重合度を有して形成される 単位であり、オリゴマーは、２とｌＯとの間の重合度を有する。 重合度とは、構造中の繰り返し単位の数を意味し、例えば、ｄ、　ｐ、　＝　３ はトリマーを指す。少なくとも２つの重合可能な置換基を有する成分の重合は、 ゲル化と同等であり、重合が進むと３次元的な架橋ゲルが形成される。 ゲルを３“するのに−用なプレポリマー　マクロマー生物学的材料または細胞と 接触して重合され得るプレポリマー（以後、マクロマーと称する）の一般的な基 準は、以下の通りである：プレポリマーは、水溶性または実質的に水溶性であり 、フリーラジカル重合によってさらに重合または架橋され得、無毒性であり、非 常に大きいので、すなわち、２００より大きい分子量を有するために細胞中に拡 散されない。実質的に水溶性であるとは、本明細書中では、水と有機溶媒との混 合物中に溶解し得ることであると定義される。この場合、水は、溶媒混合物の大 半を占める。 本明細書中で使用されているように、マクロマーは、光のみを用いて、またはフ リーラジカル光重合開始剤のような開始剤および／または触媒の存在下で光重合 されなければならない。ここで、光は可視光または長波長紫外光の範囲、すなわ ち、３２０ｎｍ以上である。他の反応条件は、カプセル化される生組織の生存能 力に悪影響を与えなければ、フリーラジカル重合を開始するのに適切であり得る 。マクロマーはまた、重合の間に生組織に毒性であるような生成物または熱レベ ルを生じてはならない。触媒またはフリーラジカル開始剤もまた、使用条件下で 毒性であってはならない。 種々の実質的に水溶性のポリマーが存在する。そのいくつかを以下に概略的に示 す。（）は、ポリマーの実質的に水溶性の領域を示し、（・）は、フリーラジカ ル重合可能な種を示す。その例としては、以下が含まれる：Ａの例としては、Ｐ ＥＧジオールから形成されるＰＥＧノアクリレート、Ｂの例としては、ＰＥＧ　 トリオールから形成されるＰＥＧトリアクリレート、Ｃの例としては、ＰＥＧを シクロデキストリン中央環にグラフトし、さらにアクリル化することによって形 成されるＰＥＧ−シクロデキストリンテトラアクリレート、Ｄの例としては、２ つのＰＥＧジオールをビスエポキシドにグラフトし、さらにアクリル化すること によって形成されるＰＥＧテトラアクリレート、Ｅの例としては、ヒアルロン酸 鎖上の多くの部位をアクリル化することによって形成されるヒアルロン酸メタク リレート、Ｆの例としては、ＰＥＧをヒアルロン酸にグラフトし、さらにアクリ ル化することによって形成されるＰＥＧ＝ヒアルロン酸マルチアクリレート、Ｇ の例としては、ＰＥＧジオールを不飽和二塩基酸でエステル化することによって 形成されるＰＥＧ不飽和二塩基酸エステルが挙げられる。 多糖には、例えば、アルギン酸塩、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、デキス トラン、デキストラン硫酸、ヘパリン、ヘパラン硫酸、ヘパラン硫酸、キトサン 、ゲランガム、牛サンタンガム、グアーガムおよびに一カラゲナンが包含される 。 タンパク質には、例えば、天然源または組換え源から生成される、ゼラチン、コ ラーゲン、エラスチンおよびアルブミンが包含される。 光重合可能な置換基は、好ましくは、アクリレート、シアクワレート、オリゴア クリレート、ジメタクリレート、またはオリゴメタクリレート、および他の生物 学的に受容可能な光重合可能な基を包含する。 合成ポリマーマクロマー 水溶性マクロマーは、ポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ）、ポリ（エチレング リコール’）（ＰＥＧ）、ポリ（ビニルアル：ｌ−／ｌ／）（ＰＶＡ）、ポリ（ ヒニルビ０’／Ｆ７）（ＰＶＰ）、ポリ（エチルオキサプリン）（ＰＥＯＸ）、 ポリアミノ酸、擬ポリアミノ酸（ｐｓｅｕｄｏｐｏｌｙａｍｉｎｏ　ａｃｉｄｓ ）、およびポリエチルオキサゾリンを包含するが、これらに限定されない水溶性 ポリマー、また同様に、これらを互いにまたは他の水溶性ポリマーまたは非水溶 性ポリマー（複合体が水溶性の場合）と組み合わせたコポリマーから誘導され得 る。水溶性複合体としては、例えば、ポリエチレングリコールおよびボリブロビ シンオキシドのブロックコポリマーが挙げられ、これはプルロニックＴＭ界面活 性剤として商業的に入手可能である。 ゑ１ヱＩヱヱニ アルギン酸塩、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、デキストラン、デキストラ ン硫酸、ヘパリン、ヘパリン硫酸、ヘパラン硫酸、キトサン、ゲランガム、キサ ンタンガム、グアーガム、水溶性セルロース誘導体、およびカラゲナンのような 多糖は、これらの多糖上のヒドロキシルまたはアミンとの反応によって結合する 。これらの多糖もまた、マクロマー溶液を形成するのに用いられ得る。 ムＺ二１ｆｆｉノロマー ゼラチン、コラーゲン、エラスチン、ゼイン、およびアルブミンのようなタンパ ク質は、天然源または組換え源から生成され、アクリレート、ジアクリレート、 メタクリレート、メタクリレート、２−フェニルアクリレート、２−クロロアク リレート、２−ブロモアクリレート・、イタコネート、オリゴアクリレート、ジ メタクリレート、オリゴメタクリレート、アクリルアミド、メタクリルアミド、 スチレン基、または生物学的に受容可能な光重合可能な基を含む炭素−炭素の二 重または三重結合を有する部分の添加によってフリーラジカル重合される。これ らのタンパク質もまた、マクロマー溶液を形成するのに用いられ得る。 已棗見（比重量 色素感応性重合は、化学文献において周知である。例えば、アルゴンイオンレー ザ−からの光（５１４ｎｍ）は、牛サンチン色素および電子供与体く例えばトリ エタノールアミン）の存在下で、反応混合物中のアクリル基のフリーラジカル重 合を誘導する働きをする（　Ｎｅｃｋｅｒｓら、（１９８９）　Ｐｏｌｙｍ、　 Ｍａｔｅｒｉａｌｓ　Ｓｃｉ、Ｅｎｇ、、６０：１５：　Ｆｏｕａｓｓｉｅｒら 、（１９９１）　Ｍａｋｒｏｍｏｌ、Ｃｈｅｉ、。 １９２：２４５−２６０）。レーザー光の吸収後、色素は励起して三重項状態に 至る。この三重項状帖は、トリエタノールアミンなどの３級アミンと反応して、 重合反応を開始するフリーラジカルを生成する。重合はきわめて迅速であり、マ クロマーの官能性およびその濃度、光強度、および色素およびアミンの濃度に依 存する。 Ｌｌま皿呈亘又 ３２０ｎｍと９００ｎｍとの間の周波数を有する光を吸収し、フリーラジカルを 形成し得、少なくとも部分的に水溶性であり、そして重合に用いられる濃度では 生物学的材料に対して毒性のないあらゆる色素が用いられ得る。光学的に重合を 開始するのに用いられ得る感光性色素は多数あり、例えば、エチルエオシン、エ オシンＹ１フルオレセイン、２．２−ジメトキシ−２−フェニルアセトフェノン 、２−メトキシ、２−フェニルアセトフェノン、カンファーキノン、ローズベン ガル、メチレンブルー、エリトロノン、フロキシン、チオニン、リボフラビン、 メチレングリーン、アクリジンオレンジ、キサンチン色素、およびチオキサンチ ン色素などがある。 好ましい開始色素としては、水溶液中の分光特性を考えるとエチルエオシンが挙 げられる（最大吸収＝　５２８ｎｍ、消衰係数＝　Ｌ　ｌｘ　１０５Ｍ−’　ｃ 　ｍ−’、最大蛍光＝　５４７ｎｍ、量子収量＝　０．５９）。 エチルエオシンを用いる反応スキームを例として図１に示す。 色素は、照射後に漂白し、アミンと反応して無色の生成物とし、反応系の中への ビームのさらなる浸透を可能にする。 助触媒 光重合開始色素と共に有用に用いられる助触媒には、フリーラジカル反応を刺激 し得る窒素ベース化合物がある。１級、２級、３級、または４級アミンは、適切 な助触媒であり、それらはいずれもの窒素原子を含有する電子ランプな分子であ る。助触媒としては、例えば、トリエタノールアミン、トリエチルアミン、エタ ノールアミン、Ｎ−メチルジェタノールアミン、Ｎ、Ｎ−ジメチルベンジルアミ ン、ジベンジルアミン、Ｎ−ベンジルエタノールアミン、Ｎ−イソプロピルベン ジルアミン、テトラメチルエチレンジアミン、過硫酸カリウム、テトラメチルエ チレンジアミン、リジン、オルニチン、ヒスチジン、およびアルギニンが挙げら れるが、これらに限定されない。 色素／光重合開始剤系としては、例えば、アミンを含むエチルエオシン、アミン を含むエオンンＹ、２．２−ジメトキンー２−フェノキシアセトフェノン、２− メトキシ−２−フェノキシアセトフェノン、アミンを含むカンファーキノン、お よびアミンを含むローズベンガルが挙げられる。 ある場合には、アミンのような開始剤を付加しなくても、色素は光を吸収し、重 合を開始する。このような場合、露光によって重合を始めるには、色素およびマ クロマーの存在のみが必要とされる。レーザー光を除去すると、フリーラジカル の発生が終わる。２，２−ジメト牛７−２−フェニルアセトフェ／ンのようなあ る種の光重合開始剤は、光重合を誘導するのに助剤アミンを全く必要とせず、こ れらの場合、色素、マクロマー、および適切な波長の光が必要とされる。 好適な光源としては、以下の実施例に記載するような様々なランプおよびレーザ ーが含まれる。これらは、約３２０〜８００ｎｍ、最も好ましくは約３６５　ｒ ＋ｍまたは５１４　ｎｍの波長を有する。 この光は、水銀ランプ、長波ＵＶランプ、Ｈｅ−Ｎｅレーザー、またはアルゴン イオンレーザ−のような所望の照射を生成し得る適切な光源によって、または光 ファイバーを用いることによって提供され得る。 池の重合手段 重合には光以外の手段も使用し得る。例えば、トリエタノールアミンを含有する または含有しない過酸化ベンゾイル、テトラメチルエチレンジアミンを含有する または含有しない過硫酸カリウム、および重亜硫酸ナトリウムを含有する過硫酸 アンモニウムのような適度の温度でフリーラジカルを形成する、熱開始剤による 開始が含まれる。 生　“的に活　な牟　：の７且み　み 水溶性マクロマーは、生物学的に活性な分子の周囲で重合して分子のための送達 システムを形成し得るか、または、細胞、組織、細胞下手器官または他の細胞下 成分の周囲で重合して生物学的材料をカプセル化し得る。水溶性マクロマーはま た、組織のカプセル化と同様に、重合により生物学的に活性な分子を組み込み、 細菌増殖に対する抵抗性または炎症反応の低下のような新しい特性をポリマーに 付与し得る。タンパク質、ペプチド、多糖、有機または無機薬物、核酸、糖質、 細胞、および組織を包含する幅広い種類の生物学的に活性な材料をカプセル化ま たは組み込み得る。 カプセル化し得る細胞の例は、初代培養細胞、および形質転換細胞を包含する確 立細胞系を含む。これらは、膵島細胞、ヒト包皮線維芽細胞、チャイニーズハム スター卵巣細胞、ベータ細胞島細胞腫、リンパ芽球白血病細胞、マウス３Ｔ３線 維芽細胞、ドーパミン分泌腹側中脳細胞、神経芽細胞様細胞（ｎｅｕｒｏｂｌａ ｓｔｏｉｄ　ｃｅｌｌｓ）、副腎髄質細胞、およびＴ細胞を含むがこれらに限定 されない。このように一部を示しただけで分かるように、皮膚、神経、血液、器 官、筋肉、腺、生殖、および免疫系細胞を含むあらゆるタイプの細胞、および固 有の種を、この方法によって首尾よくカプセル化し得る。カプセル化し得るタン パク質の例は、ヘモグロビン、アデノシンデアミナーゼのような酵素、酵素系、 血液凝固因子、ストレプトキナーゼおよび組織プラスミノーゲン活性化因子のよ うなインヒビターまたは凝固溶解因子、免疫用抗原、およびホルモン、ヘパリン のような多糖、アンチセンスのようなオリゴヌクレオチド、細菌および他の微生 物（ウィルスを含む）、ビタミン、コファクター、および遺伝子治療用のレトロ ウィルスを、これらの方法によってカプセル化し得る。 生物学的材料はまず、多糖ゲルのような構造に包囲され得る。（Ｌｉｍ、米国特 許第４．３５２．８８３号；Ｌｉｉ＋、米国特許第４．３９１゜９０９号；　Ｌ ｉｍ、米国特許第４，４０９，３３１号ＨＴｓａｎｇら、米国特許第４、６６３ ．２８６号ＨＧｏｏｓｅｎら、米国特許第４．６７３．５５６号；　Ｇｏｏｓｅ ｎら。 米国特許第４．６８９．２９３号ＨＧｏｏｓｅｎら、米国特許第４．８０６．３ ５５号ＨＲｈａら、米国特許第４．７４４．９３３号ＨＲｈａら、米国特許第４ ．７４９゜６２０号、これらは参照として本明細書中に援用される）。このよう なゲルは、材料にさらなる構造的な保護、および副次的１／ベルの透過選択性を 提供し得る。 七 好ましくは、マクロマーを重合開始剤と混合し、材料または重合されるべき部位 に付与して、光または熱のような重合を開始する作因にさらす。 １つの好適な方法では、光開始系を、光重合可能なマクロマーの水溶液へ添加し て水性混合物を形成する；生物学的に活性な材料を添加する；そして、水溶液に 光を照射する。マクロマーは、好ましくは、光重合可能な置換基を有する水溶性 ポリマーにより形成される。色素／重合開始剤系による光吸収により、重合を開 始するフリーラジカルが形成される。 第２の好適な方法では、生物学的起源を有するもの、または動物における移植用 の合成基体であり得る３次元物体の表面に、マクロマーをコーティングする。水 溶性マクロマーを光開始剤系と混合して水性混合物を形成する；混合物をコーテ ィングが行われる表面に付与して、コーティング表面を形成する；およびコーテ ィングされた表面に光を照射してマクロマーの重合を開始する。 本実施例の変形例では、合成基体は親水性ミクロスフェア、マイクロカプセル、 またはビーズであり得る。親水性ミクロスフェアを、光開始剤系と組み合わせて 、水溶性マクロマー溶液と混合して水性混合物を形成する；ミクロスフェアをオ イル中でマクロマーと撹拌により懸濁させてオイル懸濁液を形成し、そしてミク ロスフェアに光を照射する。 別の特に好適な実施態様では、光感応性色素を、処理されるべき組織表面に吸収 させ、吸収されなかった色素を組織から希釈によりまたは洗浄により分離し、色 素結合表面にマクロマー溶液を付与し、そして重合を開始する。この結果、界面 重合が起こる。 重合は、バルク重合または界面重合を利用する少なくとも５つの異なる方法によ って行われ得る。これらの実施態様について、重合の材料および方法の特定の適 用に関して以下にさらに述べる。 バルク重合 バルク重合では、コーティングされる材料をマクロマー、光開始剤、および必要 に応じて助触媒を含む溶液と接触させて置き、次いて例えば照射にさらすことに よって重合を誘導スル。バルク重合の３つの例を以下に示す。 材料をカプセル化するためのバルク懸濁重合法カプセル化される生物学的材料を 、マクロマー、助触媒、および必要に応じて促進剤を含有するマクロマー水溶液 、および、重合開始剤と混合する。好ましくは、空気と、または好ましくは鉱油 であるオイルのような非混和性物質と上記水溶液とを共押出（ｃｏｅｘｔｒｕｓ ｉｏｎ）　ｔ、て液滴を形成するか、または水相をオイル相のような非混和性の 相と接触させて撹拌して液滴を形成することによって、球体、卵形、または長円 形のような小さな球状幾何学構造を形成する。続いて球体中のマクロマーを照射 にさらすことで重合させる。球体にはマクロマーおよび重合開始剤が閉じ込めら れているため、重合によって得られる構造は、生物学的材料を包囲するカプセル となる。これが「懸濁重合」であり、これによって球体の水性部分全体が重合し て、細胞材料の周りに厚い膜を形成する。 マイクロカプセル懸濁重合法 バルク懸濁法の１つの変形例では、懸濁重合反応において、マイクロカプセル化 材料をマクロマーが重合するコアとして用いる。まず、生物学的材料を、ミクロ スフェア、マイクロカプセル、または微粒子（本明細書中では、総称してマイク ロカプセルと称する）、例えばアルギン酸塩マイクロカプセル内にカプセル化す る。次いでマイクロカプセルをマクロマ−溶液および重合開始剤と混合して、マ クロマー溶液を重合する。 この方法は、特にＰＥＧマクロマーと共に使用する場合に適切であり、ＰＥＧマ クロマーの高度な親水性を利用して、特にアルギン酸塩−ポリ（Ｌ−リジン）の ようなヒドロゲルマイクロカプセルと共に使用する場合に良好に適用される。ミ クロスフェアは水中で膨張する。触媒および／または重合開始剤または促進剤を 含有するマクロマー溶液を、鉱油のような疎水性媒体中で相分離させると、ＰＥ Ｇマクロマー溶液はアルギン酸塩マイクロカプセルの親水性表面上に留まる傾回 にある。このｖ濁液を照射すると、ＰＥＧマクロマーは重合して、ゲル化し、ミ クロスフェアの周囲にポリマー性水不溶性ゲルの薄層が形成される。 この技術は、好ましくは、マクロマーおよび重合開始剤の溶液中のマイクロカプ セルを共押出して、溶液を、水と非混和性である空気または液体と接触させるが 、これは液滴が混和しない鉱油のような溶液に落下することで液滴を形成する。 非混和性液は、液滴の形成を維持する能力によって選択される。さらに、膜カプ セル化材料を動物に注入または移植する場合には、残留物は無毒性および非免疫 原性でなければならない。鉱油は好適な非混和性液体である。液滴かこの非混和 性液体に接触すると、これらは重合する。 この共押出し法により、厚さが５０ミクロンより大きい架橋ポリマーコーティン グか得られる。または、マイクロカプセルを、マクロマーおよび重合開始剤の溶 液内で懸濁し、鉱油のような非混和性相と接触させて撹拌し得る。得られる乳剤 を重合し、マイクロカプセルの周囲に、同じく厚さ５０ミクロンより大きいポリ マーコーティングを形成する。 パルり重Ａ（こよる且　− ボワマー材料は、組織を接着するのにも使用され得る。光反応開始剤と組み合わ せた水溶性の重合可能なマクロマーを、組織接着を行うのが望ましい組織表面に 付与する。接着されるのが望ましい組織にこの組織表面を接触させて組織接合部 を形成する。そして、組織接合部をマクロマーが重合されるまで光で照射する。 好適な実施態様では、この工程は数秒間から数分間、最も好ましくは数秒間で完 了する。 好適な実施態様では、このマクロマー混合物は、ＰＥＧ４００ジアクリレートま たはＰＥＧ１８．５にテトラアクリレートのような水溶液である。この溶液は、 組織を覆う粘液または体液の湿潤層を有する組織に接触すると、その組織上の水 分と混ざり合う。組織上の粘液層は、細胞表面に密に接触する水溶性多糖を有す るが、これらは、糖タンパク質およびプロテオグリカンを豊富に含んでいる。こ のように、物理的な混合、および、フレバスへの浸透による表面結合力は、架橋 に続いてＰＥＧゲルを組織表面に接着させるのに寄与する力の一部である。 このような接着剤の特定の用途には、血管吻合、柔組織再結合、排液性火傷用包 帯、および網膜再付着が含まれ得る。 組織バリヤ形成のためのパル１゜ この材料は非常に親水性が高いために、ＰＥＧゲルが組織から離れて重合された 場合、一般に、極度に接着力の欠如した表面が細胞および組織に形成される。 この性質を利用して、コーティングされた組織に細胞が付着するのを防くために 、組織上にバリヤを形成することができる。その用途としては、例えば、バルク 重合（マクロマーと混合した重合開始剤との）または界面重合（表面に吸収され た開始剤との）によって、血栓症、血管ａ彎または血管虚脱を防止するために、 ランゲルハンス島または血管管腔の上にバリヤを形成することが挙げられる。 界面重合 界面重合では、フリ・−ラジカル開始剤をコーティングされる材料の表面に吸着 させ、すすぎ用溶液を用いるか、もしくはマクロマー溶液を使用して吸着されな い開始剤を希釈もしくは洗い落し、必要に応じて助触媒を含有するマクロマー溶 液を材料に付与し、次いで重合させる。界面重合の二つの例を以下に示す。 マイクロカプセル　重Δ ＠濁重合に関して上述したように、生物学的材料はカプセル化され得るが、これ は生物学的材料またはマイクロカプセルの表面に膜を形成するために界面重合を 利用するものである。これは生物学的材料またはマイクロカプセルを光反応開始 剤でコーティングし、マクロマー溶液内で生物学的材料またはマイクロカプセル を懸濁し、そして例えば照射によって直ちに重合させることを包含する。厚さ５ ０ミクロン未満の薄イホ１Ｊｖ−ニアーティングを、生物学的材料またはマイク ロカプセルの周囲に形成する。これは、光開始剤がマイクロカプセル表面のみに 存在しており、マクロマー溶液の内部深くに拡散するのに十分な時間を与えられ ないためである。 はとんどの場合、色素などの開始剤は、生物学的材料またはマイクロカプセルの 表面に吸着するだけでなく、その内部に浸透する。必要に応じてトリエタノール アミンなどの助触媒を含有するマクロマー溶液が、表面に付与され、レーザー光 などの開始剤にさらされるとき、反応物中の必須成分は全て、生物学的材料また はマイクロカプセルとマクロマーＭＭとの界面および界面のすぐ内側にのみ存在 する。従って、典型的には約１００ミリ秒以内で起こるような、重合またはゲル 化（多官能基性マクロマーを使用した場合）は、最初、界面、界面直下および界 面のすぐ裏側でのみ生じる。これを長時間放置すると、開始剤はミクロスフェア 内核から溶液内への拡散を開始する。同様に、マクロマーは核の内部で拡散を開 始し、そして、より厚いポリマー層が形成される。 直接界面重合法 膜を組織表面に直接形成するための界面重合である。組織は開始剤で直接コーテ ィングされ、余分な開始剤は除去される。マクロマー溶液を組織に付し、重合さ せる。 ポリマー　°詐・コの　′ コーティングの透過率は、ポリマーの分子量および架橋により、ある程度決定さ れる。例えば、架橋間のＰＥＧ鎖が短い場合、網目構造内でつくられる「ボア」 は比較的堅固な境界を有しており、比較的小さいので、このゲルを通過して拡散 しようとする高分子は、ふるい分は効果によって選択的に制限される。架橋間の 鎖の長さが長い場合は、鎖は折れ曲がったり高い運動性を有して動き回ったりし 得るので、拡散する高分子は、ふるい分は効果だけでなく自由体積排除効果を受 ける。 この二つの相反する効果があるために、拡散のための分子量カットオフと開始オ リゴマーの分子量との間の直接的な関係は、完全には定義され得ない。しかし、 架橋密度およびＰＥＧセグメントの長さを調節することにより、ペプチドのよう な特定のタンパク質または薬物に対する所望の放出プロフィールが達成され得る 。従って、所望のタンパク質透過性プロフィールは、移植された細胞または組織 を保護するために細胞がゲル内に進入することを可能にし、そして、抗体および 補体タンパク質のような免疫モジュレータの拡散を制限する一方で、栄養素、酸 素、二酸化炭素、老廃物、ホルモン、成長因子、輸送タンパク質、および、分泌 細胞合成産物（例えばタンパク質）が拡散することを可能にするように設計され 得る。この三次元架橋の共有結合ポリマー網目構造は、インビボでの長時間の使 用に対しても化学的に安定している。 細胞および組織を、抗体は膜を透過できないが細胞代謝作用に不可欠な栄養素は 透過できるようにしてカプセル化するために、好適な開始マクロマーの大きさは 、１０．０ＯＯＤとｉａ、ｓ。 ＯＤとの開の範囲にあり、最も好ましくは約１８．５０００である。マクロマー が小さければ、より小さなボアを有する、より高密度のポリマー膜が得られる。 ポリマー　の　さおよびン、 膜の厚さは、透過選択性、硬さ、膜の大きさを含む種々のパラメーターに影響を 与える。反応成分および／または反応条件を選択することにより、厚さは変更さ れ得る。例えば、マクロマー濃度は、マクロマーの種類によって、数％から１０ ０％まで変更され得る。同様に、強い照射および長時間の照射により、弱い照射 または短時間の照射で得られるよりも厚いフイルノ・がつくられる。促進剤もま た、厚さを調節するために種々の濃度で添加され得る。例えば、Ｎ−ビニルピロ リジノンが、促進剤として添加され得、これは、池の条件が全く同じであっても 、高い濃度においては低い濃度の場合よりも厚い層を生成する。例えば、Ｎ−ビ ニルピロリジノンの濃度は、Ｏ〜０．５％であり得る。 界面重合法では、形成されるポリマー膜の厚さを調節するために、重合の持続時 間が変更され得る。膜厚さと照射持続時間との間の相互関係は、光開始剤が一定 速度で拡散し、その拡散が連続的に発生するプロセスであることに起因する。 従って、照射持続時間が長いほど、光開始剤はマクロマー混合物中の重合をよく 開始させ、マクロマーはよ（重合し、得られる膜は厚くなる。膜厚に影響を与え る付加的な要素は、マクロマー当りの反応基の数、およびマクロマー溶液中の促 進剤の濃度である。この技術により、非常に薄い膜をつくることが可能になるが 、これは、光反応開始剤が最初、生物学的材料表面の非常に薄い層の中に存在し 、そして、重合が光反応開始剤が存在する場所でのみ起こるからである。 懸濁重合法では、マクロマー溶液全体に重合が起こるので、界面重合法で得られ る膜より幾分厚い膜が形成される。懸濁重合法で形成される膜の厚さは、マクロ マー溶液の粘度、その溶液中でのマクロマーの濃度、懸濁液の流体の機械的環境 、および懸濁液中の界面活性剤によって、ある程度決定される。 これらの膜の厚さは、５０ミクロンと３００ミクロンとの間の範囲で変動する。 非生物学的表面 マクロマー溶液および重合開始剤は、生物学的環境と接触して配置することを予 定される非生物学的表面にも付与され得る。そのような表面は、例えば、移植血 管片、コンタクトレンズ、眼内レンズ、限外濾過膜、および生物学的材料用の容 器を包含する。 通常、非常に異なる物理化学的特性を有するポリマー間で良好な接着を得ること は、困難である。表面物理的浸透網目構造の概念が、ＤｅｓａｉおよびＨｕｂｂ ｅｌ　（Ｎ、　Ｐ、　Ｄｅｓａｉら（１９９２））によって示された。一つのポ リマーの表面に非常に異なった特性を持つポリマーの完全なコーティングを取り 入れるこの方法は、ベースポリマーおよび組み込まれるポリマー（浸透ポリマー ）に対して、改変されるべきポリマー（ベースポリマー）の表面を共通溶媒、あ るいは膨潤溶媒中で膨潤させるこトラ包含する。浸透ポリマーが、ベースポリマ ーの表面ニ拡散する。この界面は、ベースポリマーを非溶媒浴中に置くことによ って急速に表面を沈澱あるいは脱膨潤させることによって、安定化される。この 結果、表面物理的浸透網目構造と呼ばれる構造において、ベースポリマーの表面 でベースポリマーのマトリックス中にある浸透ポリマーがからみあう。 この方法は、膨潤状態でベースポリマーの表面の浸透ポリマーを光重合すること によって、改善され得る。この結果、上記方法の安定性よりもさらに高い安定性 が得られ、これらの材料に対する生物学的応答が高められる。浸透物は、プレポ リマーであるマクロマー、すなわち、それ自体が重合し得るように化学的に改変 され得る。この重合は、熱的に、あるいは可視光、紫外光、赤外光、ガンマ線、 電子ビーム照射、あるいはプラズマ状態にさらすことよって開始される。比較的 非特異的なガンマ線あるいは電子ビーム照射による反応の場合は、特別に反応性 部位を化学的に組み込むことは必らずしも必要ではない。 ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）は、細胞が接着しないことが所望される生医 学的用途には、特に有用な浸透ポリマーである。以前の研究では、化学的架橋な しで分子量１８．５００Ｄで最もよい性能を示している。ＰＥＧブレボッマーは 、末端あるいは鎖中のどの部位においてでも水酸基をアクリル化することによっ て、容易に形成され得る。これらのプレポリマーは容易に重合され得る。これら のプレポリマーの光開始重合は、特に便利で迅速である。特定の光化学的反応色 素による光吸収によって開始される様々な可視光開始反応および紫外光開始反応 がある。これと同様の方法が、ポリ（Ｎ−ビニルピロリジノン）、ポリ　くＮ− イソプロピルアクリルアミド）、ポリ　（エチルオキサゾリン）およびその他の 多数の水溶性ポリマーと共に使用され得る。 −の升≦Ｊ７″法 高分子材料は、当業者に公知の標準的技術によって、所望の形状に形成される。 ここで、マクロマー溶液、好ましくは触媒および重合開始剤を含有するマクロマ ー溶液を形状化し、重合する。例えば、スラブは平面上で注型することによって 形成され得、ディスク形はディスク型の容器に注型することによって形成され得 る。シリンダーおよびチューブは押出しによって形成され得る。球は乳化油から 、油との共押出し、あるいは空気、その池のガスあるいは蒸気との共押出しによ って形成され得る。次いで、マクロマーを重合を開始するために光照射などの状 況にさらす。このような照射は形状化処理に続いて、あるいは所望のときは、形 状化処理と同時に行われ得る。 マクロマーは、内部支持構造あるいは外部支持構造との関連においても形状化さ れ得る。内部支持構造は、安定なあるいは分解可能なポリマーあるいは無毒性の 金属のスクリーン状網目構造を含む。外部構造は、例えば、シリンダー内にゲル を注型し、シリンダーの内部表面に生物学的材料を含有するゲルが張り付くよう にすることを含む。 表面コーティングの方法 これらの材料は、限外濾過、血液透析、動物組織の非マイクロカプセル化免疫的 隔離に適用され得る。この場合のマイクロカプセルは、通常、７０，０００Ｄａ 以下カツトオフの分子量で微孔を有する。これは、中空繊維、らせんモジュール 、平板、あるいはその他の形状であり得る。そのようなマイクロカプセルの表面 は、ＰＥＧなどのポリマーを使用して改変し得、非汚損、非トロンボゲン、非細 胞接着表面を生成する。コーティングは、生体適合性を高め、付加的な免疫保護 を提供するために役立つ。このような方法で改変され得る材料は、ポリスルホン 、セルロース膜、ポリカーボネート、ポリアミド、ポリイミド、ポリベンズイミ ダゾール、ナイロン、ポリ（アクリロニトリル−ＣＯ−ビニルクロライド）コポ リマー、ポリウレタン、ポリスチレン、ポリ（スチレン−〇〇−アクリロニトリ ルン、ポリ（塩化ビニル）およびポリ（エチレンテレフタレート）を含む。 表面の物理的および化学的性質に従って、様々な方法が、生体適合性保護膜を形 成するために用いられ得る。親水性表面は、適切な量の色素およびアミンを含有 するＰＥＧジアクリレートなどの、重合可能な溶液の薄い層（例えば、５０と３ ００ミクロンとの間の厚さ）を付与することによってコーティングされ得る。疎 水性表面を、まずガスプラズマ放出処理によって親水性にし、得られた表面を同 様にコーティングし得、あるいは、ＰＥＧジアクリレート溶液による処理の前あ るいは処理の開に界面活性剤によって簡単に処理してもよい。例えば、疎水性の ポリスチレン表面は、まず０２プラズマあるいはＮ２プラズマへさらすことによ って処理され得る。この結果、酸素含有表面種あるいは窒素含有表面種を各々生 成することによって、表面はより親水性になる。これらの種は、表面に結合した フリーラジカル反応性種を生成し得るアクリロイルクロライドなどの物質との反 応によって、さらに処理され得る。 あるいは、疎水性ポリスチレン表面はまず、ポリ（エチレンオキシド）−ポリ（ プロピレンオキシド）ブロックコポリマーなどの界面活性剤で処理され得るが、 所望であればこの後にアクリル化され得る。このような処理によって、親水性コ ーティング層と処理されている疎水性材料との間の接着が強くなる。 テクスチャー化往料」よびヒドロゲルの処理織ダクロン、ダクロンベロア、膨張 ポリ（四フッ化エチレン）　（ｅＰＴＦＥ）膜などの一定度合の表面テクスチャ ーを有する材料の表面は、ヒドロゲルで処理され得る。テクスチャー化された多 孔性表面によって、材料表面へのＰＥＧゲルの接着が増強され、ＰＴＦＥおよび ポリ（エチレンテレフタレート）　（ＰＥＴ）などの比較的疎水性の材料をコー ティングし得るようになる。 ヒドロゲル（例えば、ポリ（ＨＥＭＡ）　、架橋ポリ（ビニルアルコール）およ びポリ（ビニルピロリドン））をその表面に有する酵素感応およびイオン感応電 極などの移植可能な材料は、以下の実施例でアルギン酸塩−ＰＬＬ　ミクロスフ ェアに使用される色素吸着技術および重合技術に類似の方法で、より生体適合性 のＰＥＯゲルでコーティングされる。 監支笠社且旦処１ ゲルのコーティング（ｇｅｎ　ｃｏａｔｉｎｇ）は、ＰＥＴ、　ＰＴＦＥ、ポリ カーボネート、ポリアミド、ポリスルホン、ポリウレタン、ポリエチレン、ポリ プロピレン、ポリスチレン、ガラスおよびセラミックを含むポリマーのような緻 密（例えば、非テクスチャー化、非ゲル）材料の表面に付与され得る。初めに疎 水性表面をガスプラズマ放出あるいは界面活性剤によって処理し、表面を親水性 にする。これによって、表面へのゲルのコーティングの接着がより確実になる。 あるいは、ポリマー合成および表面改変に関する当業者に容易に明らかであるよ うに、カップリング剤を接着を増強するために使用してもよい。 およびその也の且　上への　重４によろ　いコーティング 上記の方法論は、非分解性のポリマーコーティングの非常に薄い膜を光重合する ために、血管と共に使用され得、血管壁と血小板との相互作用を変え、かつ、酵 素およびその他のタンパク質のような治療薬、ヒアルロン酸などの多糖、アンチ センスおよびリボザイムのような核酸、およびその他の有機および無機薬物を送 達する。 血管内でのポリマー重合の直接の効果は、損傷血管表面のトロンボゲン形成を減 少させることである。これは、毛管のトロンボゲン形成およびバルーン拡張によ る外傷の発生を減少させることによって、バルーン血管形成の結果を改善するこ とにおいて、明確な有用性を持つ。この改変の他の効果は、平滑筋細胞増生を減 少させることであり得る。これは、二つの理由から予期される。第１に、血小板 は有効な成長因子、面前形成後増生に関係があると考えられている血小板由来成 長因子（ＰＤＧＦ）を含む。血小板によって送達される「薬物」が送達されるの を防止するという点で、ＰＤＧＦ自体の送達の中断によって、薬理学的介入が引 き起こされる。血栓症によって公知の平滑筋細胞分裂促進物質であるトロンビン が生成される。トロンビン生成および血管壁への送出の中断によっても、薬理学 的介入が引き起こされる。さらに、平滑筋細胞分裂促進物質として知られるプラ ズマに可溶のその他の成長因子がある。ゲル層は組織の表面上の透過選択性バリ アを与え、それによってゲル層は血管形成後の増生を減少させることが予期され る。さらにゲルは、血管をトロンビンなどの血管収縮薬へさらすことから保護す ることによって血管痙彎を減少させ、急性再閉鎖の発生を減少させ得る。 界面での重合の制限は、非常に重要な利点である。血管内の疾患損傷は、その形 状が非常に不規則である。従って、バルーンなどのあらかじめ形状を持つ物体を 使用して、血管に隣接する重合材料を含有すべき形態を形成することは非常に困 難である。 組織との細胞相互作用を制御すること、あるいはバルクまたは界面重合によって 同様のバリアを生成することが必要ないくつかの他の器官がある。この方法論は 、その他の器官にも、また特定の種類の細胞、あるいは例えば下記のような様々 な代謝欠陥および疾患の治療のための酵素などの生物学的に活性な材料のカプセ ル化にも、同様に適用可能である。 （ｉ）神経伝達物質放出細胞のカプセル化麻酔振せん、より一般的には「パーキ ンソン症」と呼ばれる疾患は、脳の線条中での神経伝達物質ドーパミンの欠乏に よるものである。中脳腹側、神経芽細胞様細胞系あるいは副腎Ｍ質由来の細胞な どのドーパミン分泌細胞は、本明細書に記載の方法および材料を使用してカプセ ル化され得る。遺伝的に設計された細胞を含み、神経伝達物質の前駆体、アゴニ スト、個々の神経伝達物質の誘導体あるいは擬態、あるいは類似体を分泌する細 胞もまた、カプセル化され得る。 （ｉｉ）合ｔｆｆｌ赤血球のためのヘモグロビンのカプセル化遊離型のヘモグロ ビンは、ＰＥＧゲル中にカプセル化され、拡散を妨害するＰＥＧの鎖長および架 橋密度を選択することにより保持され得る。ゲルからのヘモグロビンの拡散は、 ポリヘモグロビン（ヘモグロビンの架橋体である）の使用によりさらに妨害され 得る。ポリヘモグロビン分子は大きすぎるため、ＰＥＧゲルから拡散できない。 天然または架橋ヘモグロビンのいずれかに適切であるカプセル化が、合成赤血球 の製造に用いられ得る。これらの高生体適合性材料からなる５ミクロン未満の小 球中にヘモグロビンを包括することにより、架橋ヘモグロビンまたはリポソーム でカプセル化したヘモグロビンに比較して循環時間が長くなる。 （ｉｉｉ）仮胤胆１ｐ　正および　８　のたへ旦住棗立２括止酵素の欠損から生 じる多くの疾患および欠陥がある。例えば、酵素カタラーゼの先天的欠損により 、無カタラーゼ血症が起こる。ＰＥＧゲル網目構造中のカタラーゼの固定化は、 この疾患を治療する酵素置換の方法を提供し得る。同様にグルコンダーゼの包括 は、ゴシェ病を治療するのに有用であり得る。 ウレアーゼを包括するミクロスフェアのＰＥＧゲルは、尿素をアンモニアに変換 するために体外血液中で用いられ得る。アスパラギナーゼのような酵素は、腫瘍 細胞によって必要とされるアミノ酸を分解し得る。これらの酵素の免疫原性のた めに、化学療法における直接的な使用が妨害される。しかし、このような酵素を ＰＥＧゲルに包括することにより、化学療法を首尾よく援護し得る。適切な製剤 が、酵素の遅延放出または無放出のいずれかのために設計され得る。 １（ＩＶに感染したまたは感染していないヒトのＴリンパ芽球様細胞は、上記の 他の細胞に関する記載のようにしてＰＥＧゲル中にカプセル化され得る。これら のマイクロカプセルは、非ヒト動物に移植され得、次いで、試験薬剤で処理され 得る。処理後、マイクロカプセルは回収され得、カプセル化細胞は、生育能力お よび機能正常性に対してスクリーニングされ得る。 感染Ｔ細胞の生存は、薬剤の作用が成功したことを示唆する。 薬剤評価に対するこのアプローチにおける報告されている問題点は生体適合性の 欠如であるが、本明細書中に記載の高生体適合性ゲルはこの問題を解決する。 （１）直ｉ圭Ｊ麦］二」しη幻」江鼠立二書ける　°　コーチイン久立里皇 非常に薄く血管内にコーティングがされ得るように、より厚い構造ゲル層もまた 、血管内で重合し得る。これらは、血管の突然の再閉塞を減少し、血管壁の断面 を維持し、血管痙彎を抑制し、あるいは平滑筋肉細胞の増生を減少し得る。これ らのゲルは、バルク重合あるいは界面重合で製造され得、材料の架橋密度がより 強く、高度になるほど、血管壁内の構造はより強くなる。この処理は、身体の多 数の器官上あるいは器官内部で実行され得る。 以下の実施例は、本発明の好ましい実施態様および利用法について記述するため に提供するものであるが、本明細書に添付の請求の範囲に記載される以外は、本 発明を制限することを意味しない。これら実施態様は、−緒にまとめて、本発明 を実施するうえで、現在に理解されている最良形態の代表例を示す。 （以下余白） 実施例１：ＰＥＧ６Ｋ　ジアクリレートの合韮分子量４００Ｄａおよび１，００ ０ＤａのＰＥＧアクリレートは、それぞれ　５ａｒｔｏｉｅｒ　ａｎｄ　Ｄａｊ ａｃ　Ｉｎｃ、、から購入し得る。２０ｇのＰＥＧ６にジオールを、２５０ｍ１ の丸底フラスコ内の２００ｍ１ジクロロメタンに溶解した。フラスコを０℃に冷 却し、１．４４ｍ１　トリエチルアミンおよび１゜３ｍｌのアクリロイルクロラ イドを、乾燥窒素雰囲気下で常時、攪拌しつつ加えた。次いで、反応混合物を室 温へ移行し、窒素雰囲気下で１２時間、攪拌した。次いで、これを濾過し、濾過 液に大過剰のへキサンを加え、沈澱させた。粗モノマーをジクロロメタンに溶解 し、ヘキサンで沈澱させて精製した。 収率は６０％。 実施例２：ＰＥＧ１８，５にテトラアクリレートのム３０ｇのテトラヒドロキシ 水溶性ＰＥＧ（分＋ｌ１８，５００）（ＰＥＧ１８．５Ｋ）をＰｏ１ｙｓｃｉｅ ｎｃｅｓ、　Ｉｎｃ　から購入した。 ＰＥＧをベンゼンに溶解し、水−ベンゼン共沸物を蒸留することにより、乾燥し た。５９ｇのＰＥＧ１８．５Ｋを、５００ｍ１フラスコ内の３００ｍ１のベンゼ ンに溶解した。これに、３．６ｍｌのトリエチルアミンおよび２．２ｍｌのアク リロイルクロライドを、窒素雰囲気下で加え、反応混合物を２時間、還流した。 次いで、冷却ｌ２、−晩攪拌した。濾過により、塩酸トリエチルアミンを分離し 、濾過液に大過剰のヘキサンを加えて沈澱させて、コポリマーを回収した。ポリ マーをさらに、塩化メチレンに溶解し、ヘキサン中に再沈澱させて精製した。ポ リマーを真空中、５０℃で一日、乾燥した。収率６８％。 実施例３：、　による　アルギン　塩−ＰＬＬミクロスフェアのコーティング マイクロカプセル界面重合法で、膵島を含有するアルギン酸塩−ＰＰＬマイクロ カプセルの周囲に薄膜を形成した。１つあるいは２つのヒトの肺臓島細胞をそれ ぞれに含有するアルギン酸塩−ＰＰＬコアセルベートミクロスフェアを、１゜１ ％のＣａＣ１λ溶岐に懸濁し、過剰液をアスピレータで除去し、濃密なミクロス フェアプラグを得た。エチルニオシン溶液（０，０４％Ｗ／Ｖ）を１．１％（： ａＣ１２溶液中に調製した。この溶液を、０．４５μｍのフィルターを通ｌ−て 、フィルター殺菌した。色素の吸い上げができるように、ミクロスフェアのプラ グを１０ｍ１のエオシン溶液に２分間、懸濁させた。次いで、ミクロスフェアを 、きれいな１，１％のＣａＣｌ２で４回洗浄し、過剰の色素を除去した。ヒドロ キシエチルピペラジンエタンスルホン酸（ＨＥＰＥＳ）緩衝生理食塩水中に、３ ．５％ｗ／’ｖのトリエタノールアミン溶液を１００μｌを含有するＰＥＧ１８ ．５テトラアクリレートの溶液（２３％Ｗ／Ｖ）２ｍｔを、０．５ｍｌのこれら のミクロスフェアに加えた。このミクロスフェアを３０秒間、周期的に攪拌しな がら、アルゴンイオンレーザ−光に、さらした。ミクロスフェアの懸濁液を、こ の時間中、光で一様に走査した。 ミクロスフェアを、次いで、カルシウム溶液で洗い、さらにコーティングを安定 化するために、この方法を繰り返した。 この技法でコーティングした膵島を含有する、アルギン酸塩／ＰＬＬミクロスフ ェアを図２に示す。 静的グルコース刺激試験（ＳＧＳ）を、ＰＥＧゲルでコーティングしたミクロス フェア内にカプセル化された膵島上に実施した。この試みに関するインスワン分 泌のデータを、表１に示す。膵島は、ジチゾン染色では、生存能力を有するよう に見える。ＳＧＳ試験データは、膵島の活性度と機能性を確認する。 表１：　カプセル化膵島細胞機能ＳＯＳグルコース濃度（ｍｇ％） 初期値　終値 インスリン　膵島／時間（」１１圧ｌ 拡散オーバ゛−］−ティンク′法　１．０　１０．０４±３．５６　２．５４± ０．７６鉱油オー八゛−コーチインク法　１．０　１０．２３±３．２８　１． ０２±０．７８コント叶ル遊離膵島　１．０　３．７４±１．４　１．９±０． １７９値は平均±Ｓ、Ｄ１．３００ｍｇ％グルコースにさらし、膵島を再び初期 投与量にさらした後、すべてを初期値の６０ａ＋ｇ％グルコースに対し正規化し た。 ＰＥＧジアクリレートマクロマーは、本実施例に記載のＰる。 実施例４：　アルギン　塩−ＰＬＬミクロスフェア鴫艮１金ユニｊエヱ１座 この方法は、ＰＥＧモノマーの親水特性を利用する。１つあるいは２つのヒト膵 臓島細胞をそれぞれに含有する２ｍｌのアルギン酸塩／ＰＬＬミクロスフェアを 、５０ｍ１の透明な遠沈管内に、ＰＥＧテトラアクリレートマクロマー溶液（Ｐ ＥＧ分子量１８．５ＫＤ、生理食塩水中２３％溶液）と混合した。トリエタノー ルアミン（０，１Ｍ）および０．５ｍＭエチルエオンンをマクロマー溶液と混合 した。過剰のマクロマー溶液をデカンチー７−１ンして、２０　ｍ　ｌの鉱油を 遠沈管に加え、反応混合物を５分間、ポルテックスにかけた。 シリコーン油は、本合成において同様に作用するが、シカし、残留すれば、アジ ュバント特性は低下し得る。その他の、水と非混和性のどんな液体も、「オイル 」相として使用し得る。 約ＬｍＭから約１００ｍＭの濃度範囲のトリエタノールアミンが受容され得る。 約０．０１ｍＭから１０ｍＭ以上の濃度範囲のエチルニオノンが受容され得る。 マクロマー／色素溶液の薄い被覆のために、ビーズはやや、赤色であった。これ を２０秒から５０秒間、アルゴンイオンレーザ−（出力５０〜５００ｍＷ）で照 射した。（赤色）のエチルエオシンの色の脱色は、反応の完了を示唆する。ビー ズを次いで、鉱油から分離して、生理食塩水で数回洗浄した。 全工程は、無菌状態で実施した。 オイル中のミクロスフェア（ｍａｃｒｏｓｐｈｅｒｅ）のコーティングプロセス の模式図を図３に示す。アルギン酸塩／ポリリジンカプセルは、ｐＨ１２で、ク エン酸ナトリウムに可溶である。 これらのコーティングされたミクロスフェアは、ｐＨ１２でクエン酸ナトリウム と接触させると、内部のアルギン酸塩／ポリリジンコアセルベートは溶解するが 、ＰＥＧｆ！６膜はまだ確認され得る（架橋ＰＥＧゲルは、水および、ｐＨ１２ のクエン酸ナトリウムを包含する全ての溶媒に実質的に不溶である）。コントロ ールのコーティングしていないミクロスフェアは、同じ溶液に完全にかつ急速に 溶解する。 静的なグルコースの試みを、実施例３と同様にして、上記膵島に適用した。デー タをまた、表１に示す。上記膵島は生存能力を有し、機能的であった。 実施例５：ランゲルハンス　島のカプセル化この実施例では、直接界面重合法を 用いた。ヒトのすい臓から分離されたランゲルハンス膵島をＰＥＧテトラアクリ レートマクロマーゲルにカプセル化した。１０％のウシ胎児の血清を含有するＲ ＰＭＩ　１６４０培養液に懸濁した５００の膵島を、ｌｏｏｇ、３分間、遠心分 離してペレットにした。 このペレットを、ＨＥＰＥＳ緩衝生理食塩水中の、１ｍｌのＰ’ＥＧ１８．５に テトラアクリレートマクロマーの２３％Ｗ／　Ｖ　溶Ｈに再懸濁した。ビニルピ ロリドン中のエチルエオシン溶液（０，５％１度）５μｌを、生理食塩水中のト リエタノールアミンの５Ｍ溶液１００μｍと共に、この溶液へ加えた。次いで、 ２０ｍｌの鉱油を、その遠沈管に加え、２００〜５００μｍの粒径の小滴の拡散 物を形成するために激しく攪拌した。この分散液を２５０ｍＷの出力、５１４ｎ ｍ波長のアルゴンイオンレーザ−に３０秒間さらした。次いで、ミクロスフェア を沈澱させることで鉱油を分離し、得られたミクロスフェアを、リン酸緩衝生理 食塩水（ＰＢＳ）で２回、ヘキサンで１回、培養液で３回洗浄した。 図４は、ＰＥＧ−テトラアクリレートゲル中にカプセル化されたランゲルハンス 島を示す。膵島の生存能力を、アクリジンオレンジおよびプロビジラムヨウ素染 色法、およびまたジチゾン染色法により検査した。機能正常性を試験するために 、ＳＧＳ試験をこれらの膵島に実施した。カプセル化膵島の応答を、同じ時間、 培地に置かれた遊離膵島の応答と比較した。ＳＧＳが実施される前の１週間、す べての膵島は、培地で維持された。結果は表２にまとめる。カプセル化膵島は、 遊離膵島より有意に多い量（ｐｒｏ、０５）のインスリンを分泌することが判断 され得る。ＰＥＧテトラアクリレートゲルのカプセル化プロセスは、膵島の機能 を損なうことなく、また実際に、それらがカプセル化されなかった場合より良好 に、培地でその機能を保持するのを助ける。 表２．膵島細胞からのインスリンの分泌膵島インスリン分泌 グルコース°　１％ 土乙五去ヱ乙見臭　時間（Ｕｍｌ）” 遊離膵島　１．０　３．７４±１．４０　１．９±０，１７カプセル化膵島　１ ．０　２０．８１±　９．３６　２．０±０．７６′値は平均±Ｓ、　Ｄ、６０ ｍｇ％グルコースの初期基準値に正規化実施例６：動物細胞のマイクロカプセル 比翼なった分子量のＰＥＧジアクリレートを、実施例１と同様に、アクリロイル クロライドとＰＥＧとを反応させて合成した。図５に示す２軸空気流押出し装置 （ｃｏｅｘｔｒｕｓｉｏｎ　ａｉｒ　ｆｌｏｗ　ａｐｐａｒａｔｕｓ）を通して レーザー光を照射する前に、２０％〜３０％のマクロマー溶液を、細胞懸１ｌｌ ｉｉ液、エチルエオンン、およびトリエタノールアミン開始系と共に混合した。 ミクロスフェアを、マクロマーの流れが、環状の空気流により噴霧されるプロセ スで調整した。用いた空気流速度は１，６００ＣＣ／分で、マクロマー流の速度 はｏ、５ｍｌ／分であった０小滴を、中に鉱油を満たしたベトリ皿へ落下し、ミ クロスフェアを重合し水に不溶性とするためにそれぞれ、約０．１５秒間レーザ ー光にさらした。ミクロスフェアをオイルから分離し、ＰＢＳ緩衝液で完全に洗 浄し、未反応のマクロマーおよび残っている開始剤を除去した。ミクロスフェア の粒径および形状は、押出し速度（０，０５〜Ｏ，１ｍｌ／分）および押出し７ キヤピラリーの直径（１８Ｇａ〜ｚｓｃａ）に依存した。重合時間は、開始剤濃 度（エチルエオシン濃度）（５μＭ〜０．５ｍＭ）、ビニルピロリドン濃度（０ ，０％〜０゜１％）、トリエタノールアミン濃度（５〜１００ｍＭ）、レーザー 出力（１０ｍＷ　〜Ｉ　Ｗ）　、およびマクロマー濃度（ｌＯ％ｗ／’ｖ）に依 存した。 分子ｆｉ４００ＤａのＰＥＧジアクリレートマクロマーは、助触媒としてのＯ， １Ｍトリエタノールアミン、および光開始剤としての０．５ｍＭのエチルエオシ ンを含有するＰＢＳ中の３０％溶液として使用した。本性に使用するために調製 した球を、図６に示す。重合は、空気の存在下で、生理的ｐ［（の条件下で実施 した。ラジカル重合は酸素の存在により影響を受け得るので、このことは大切な ことである。アクリレートの重合は、充分に速いので、効果的に進行する。 このプロセスはまた、より低温でも作動する。細胞カプセル化には、ＰＥＧジア クリレートの２３％溶液を、空気噴霧技法で使用したのと同じ開始および重合条 件で行った。カプセル化後の細胞生存能力を、トリバンブルー除去アッセイ（ｔ ｒｙｐａｎ　ｂｌｕｅ　ｅｘｃｌｕｓｉｏｎ　ａｓｓａｙ）でチェックした。　 ヒト包皮線維芽細胞（ＨＦＦ）、チャイニーズハムスター卵巣細胞（Ｃ）（０− Ｋｌ）、およびベータ細胞膵島細胞種系（Ｒｉ　Ｎ５　Ｆ）は、カプセル後も、 生育能力を有する（９５％より高い）ことが判明した。１０％より大きいＰＥＧ ジアクリレートの濃度は、広範囲において、ＰＥＧテトラアクリレートマクロマ ーがそうであったように、等しく効果的に使用され得る。 実施例７：　アルギン　塩−ＰＬＬ　ミクロスフェアおよび個々の細胞の表面色 素吸着でのコーティング動物細胞を含有する、アルギン酸塩−ＰＬＬコアセルベ ート化ミクロスフェアを１．１％ＣａＣｌ２溶液に懸濁させ、そして吸引により 過剰の溶液を取り除き、ミクロスフェアのプラグを得た。 ミクロスフェアのプラグを１０ｍ１のエオシン溶液に２　分間懸ｍさせ、色素を 取り込ませた。ＨＥＰＥＳ緩衝生理食塩水中の、トリエタノールアミン溶液（３ ，５ｗ／ｖ）　１００μｌを含むＰＥＧ１８．５テトラアクリレート溶液（２３ ％豐／ｖ）　２＋ｎｌを、ミクロスフェア０゜５ｍｌに加えた。ミクロスフェア を、周期的に撹拌しながら、アルゴンイオンレーザ−に３０秒間さらした。この 間、ミクロスフェアの懸濁をレーザーで均一に走査した。次いで、ミクロスフェ アをカル／ラム溶液で洗浄し、そしてこの操作をもう一度繰り返すことにより、 安定なコーティングが得られた。 オーバーコーテイングの工程後で細胞が生存していることを証明するため、アル ギン酸塩／ＰＬＬマイクロカプセルを存在させずに懸濁した細胞を同様の重合条 件にさらした。リンパ芽球性白血病細胞（ＲＡＪＩ）　（５Ｘ　１０５個の細胞 ）１ｍｌを３００ｇで３分間遠心した。エチルエオシン溶液をリン酸緩衝生理食 塩水（ＰＢＳ）化した、０．０４％の滅菌濾液１ｍｌを加え、そしてベレットを 再懸濁させた。細胞を色素に１分間さらし、モしてＰＢＳで二度洗浄し、次いで ペレット化した。トリエタノールアミ７溶液（０，１Ｍ）　１０μｌをベレット に加え、そして遠沈管をポルテックスにかけ、細胞を再懸濁させた。次いで、Ｐ ＥＧ　１８゜５にテトラアクリレートマクロマー０．５ｍｌをこの懸濁に混合し 、そして得られた混合物をアルゴンイオンレーザ−（５１４ｎｍ、　５０ｍＷ） に４５秒間さらした。次いで、細胞を生理食塩水１０ｍ１で二度洗浄し、そして 培地（１０％ＦＣＳおよび１％抗生物質、抗真菌性物質を含むＲＰＭＩ　１．６ ４０）で一度洗浄した。ＰＥＧテトラアクリレートゲルの薄膜が個体細胞の周辺 に形成されるのが観察された。 トリバンブルー除去法によると、コントロール細胞群（９３％生存）と処理細胞 （９５％生存）との間には生存率の有意な差異は認められなかった。細胞の生存 率および機能に関するアッセイが、ＲＡＪ　ｌ細胞に対して、ＭＴＴ−ホルマザ ンアッセイにより行われた。このアッセイにより９０％を越える生存率が示され た。類似のアッセイが、別の２種のモデル細胞系に対しても行われた。チャイニ ーズハムスター卵巣細胞（ＣＨＯ−Ｋｌ）は、ＭＴＴ−ホルマザンアッセイの評 価によると、代謝機能において有意な差異を示さない（ｐ＜０．０５）。３Ｔ３ マウスの線維芽細胞もまた、代謝活性において有意な変化を示さない（ｐｒｏ。 ５０）。 実施例４に記載の方法を用い、アルギン酸塩−ＰＬＬ　ミクロスフェアに包括さ れたＲＡＪＩ細胞を、ＰＥＧ　１８．５にテトラアクリレートポリマー膜でコー ティングした。これらの細胞の生存率を、トリバンブルー除去法により検査し、 そして９５％を越える生存率を示した。 実施例７に記載の方法を用い、エチルエオシンを膵島の表面に吸着させ、そして トリエタノールアミンを含むＰＥＧマクロマー溶液を、色素でコーティングされ た細胞に付与した。細胞にアルゴンイオンレーザ−光を照射して、膵島の表面に 厚いＰＥＧポリマー膜を形成した。膵島の生存率を、プロピジウムヨウ素による 染色の欠如から評価した。 実施例１０：ミクロスフェア上のＰＥＧの生　ム実施例７および８で調製された ミクロスフェアの炎症反応の程度のインビボでの評価を、マウスの腹腔内にそれ を移植することにより行った。およそ０．５ｍｌのミクロスフェアを、滅菌した ＨＥＰＥＳ緩衝生理食塩水５ｉｌ中に懸濁させた。この懸？ｌ１ｉＩ液２．５ｍ ｌを、ＩＣＲ雄スイスイスホワイトマウスｗｉｓｓ　ｗｈｉｔｅ　ｍ１ｃｅ）の 腹腔内に注入した。４日後、１０υヘパリン／ｍｌ　ＰＢＳ　５ｍｌで腹腔を洗 浄することによりミクロスフェアを回収した。ミクロスフェア上での細胞増殖の 程度を、位相差顕微鏡で視覚的に検査した。回収した洗浄液中に存在する未付着 細胞の数をコールタ−カウンターで測定した。 図７Ａは、４日後に回収したアルギン酸塩−ポリ（Ｌ−リジン）ミクロスフェア の写真を示し、対して図７Ｂは、移植前に色素拡散プロセスによりＰＥＧゲルを コーティングした類似のスフェアを示す。予想された通り、外側のアルギン酸塩 層を含まない二層のアルギン酸塩−ポリリジンカプセルは、細胞のＰＬＬ表面へ の高い粘着性により、細胞に完全に覆われた。一方、ＰＥＧでコーティングした ミクロスフェアは、実質的に粘着細胞から離れていた。ポリリジンは表面にアミ ７基を有し、そして正の電荷を有する表面のアミンが細胞表面のプロテオグリカ ンと相互作用し得、さらに細胞の増殖を助は得るため、アルギン酸塩−ポリ（Ｌ −リジン）のほぼ完全な被覆が予想された（　Ｒｅｕｖｅｎｙら、（１９８３） 　Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ、Ｂｉｏｅｎｇ、、２５：４６９〜４８０）。 図７Ｂの写真は、ＰＬＬの高度に電荷を有する細胞粘着表面が、ＰＥＧゲルの安 定な層により覆われること強く示唆している。ゲルは妥協のない完全なものであ った。 これらミクロスフェアの細胞非粘着傾向を、過増殖した細胞で覆われた全ミクロ スフェア領域の百分率として評価した。 これらの結果を表３にまとめる。 表３：過増殖した細胞によるミクロスフェアの被覆率（４日１８．５ｋ　９０％ ：０．４ｋ　１０％　く１１８．５ｋ　５０％・０．４に５０％　〈１３５ｋ　 ９０％：０．４ｋ　１０％　５−７３５ｋ　５０％：０．４ｋ　ｓｏ％　く１ア ルギン酸塩−ポリ（Ｌ−リジン）　６０−８０細胞数の増加は、化学因子（例え ば、インターロイキン）を分泌し、そして非定住マクロファージを移植部位に移 動させる定住マクロファージ（ｒｅｓｉｄｅｎｔ　ｍａｃｒｏｐｈａｇｅｓ）が 活性化した結果である。この因子はまたコラーゲン合成に関与する線維芽細胞を 引きつける。コーティングされる化学組成物による細胞数の変化を図８　（Ａ− Ｆ）に示す。図より、すべてのＰＥＧコーティングされた球が実質的に細胞数を 減少させたことが理解され得る。このことは、ＰＥＧコーティングが一般に腹腔 に刺激を与えないことと一致する。 しかしながら、ＰＥＧ組成物には生体適合性における差異があり、そして分子量 を増加させることは細胞数の減少と関連している。これは、高分子量オリゴマー からつくられるゲルが、より長い鎖長に起因する潜在的に大きな立体反発を有す るためであり得る。 実施例１】：■ａｙｔ座λゑ孟ユ ラン血清アルブミン２０ｍｇ、ヒトＩｇＧ、またはヒトフイブリノ−ケンヲ、Ｐ ＢＳ中のオリゴマーＰＥＧ　１８．５にテトラアクリレート溶液（２３％ｖ／ｖ ）　２ｍｌに溶解させた。この溶液をレーザーで重合させ、２　ｃｍＸ　２　ｃ ｍｘ　０．５ｃｍの大きさのゲルを生成した。ウシ血）青アルフ゛ミン、ヒトＩ ｇＧ、およびヒトフィブリノーゲン（それぞれ、分子Ｉｔ　６６ｋＤａ、　１５ ０ｋＤａ、　３５０ｋＤａ）の拡散を、全タンパク質アッセイ試薬（Ｂｉｏｒａ ｄ）を用いて、これらのゲルの２ｃｍＸ２ｃｍの面を通じて検査した。ＰＥＧ　 １８．５にゲルの典型的な放出のプロフィールを図９に示した。このゲルはアル ブミンをゆっくり輸送したが、ＩｇＧおよびフィブリノーゲンは拡散させなかっ た。このことは、これらのゲルが免疫保護バリアとして用いられ得ることを示し でいる。これは、動物組織の適切なマイクロカプセル化材料として重要な要求を 満たす。 放出のプロフィールは、架橋密度およびポリエチレングリコール部分のモノマー の分子量の関数であることが見い出された。図１０は、ＰＥＯジアクリレートお よびテトラアクリレート（それぞれ０，４におよび１８．５ｋ）の２３％溶液か ら作られたゲルからのウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）の放出を示す。１８．５に のゲルはアルブミンを自由に透過させ、対して０．４にのゲルはアルブミンの拡 散を制限したことが明らかである。これらのゲルからのいかなる物質の放出も、 網目構造の架橋密度に依存し、そしてまた網目構造のＰＥ０部分の運動性に依存 する。この効果はまたマクロマーの機能性に依存していた。例えば、ＰＥ０１． ８゜５にテトラアクリレ−１−ゲルの透過性は、他の点は同一であるＰＥ０２０ にジアクリレートゲルの透過性より低かった。 ２ｘ２ｃｍの医療用シリコーンゴムを、０．４ｋ　ＰＥＧジアクリレート（２３ ％）および２．２−ジメトキシ−２−フェニルアセトフェノン（０，５％）を含 むベンゼン中に１時間浸漬した。この膨張したゴムを長波長ＵＶランプ（３６５ ｎｍ）で１５分間照射した。照射後、試料をベンゼンで洗浄し、そして乾燥した 。空気中でのシリコーンゴムと水との接触角を、処理前および処理後に測定した 。未処理シリコーンゴムの最初の接触角が６３６であるのに対して、処理後は接 触角が５０６に減少した。このことは、ゴム表面にＰＥＧゲルが存在することに より親水性が増加することを反映する。 この方法は、マクロマー重合を１．ポリマー表面を改質して生体適合性を増大す るために用い得ることを示唆する。例えば、ＰＥＧでコーティングした移植可能 なデｔ　ｓｌイスを得るために、ポリウレタンカテーテルをこの方法で処理し得 る。ＰＥＧはポリウレタンカテーテルの表面に堅く結ばれた。なぜなら、光重合 する前の漫１段階で、マクロマーがカテーテｌし表面（こ漫透した（１〜２ミク ロンの深さまで）からである。これが照射されると、中まで入り込んだＰＥＧと ポリウレタンの網目構造が生じる。こう１５て、ＰＥＧはポリウレタンと非常に 強く結ばれた。 実施例１３：１釦Ｉ度 レーザー開始重合による多官能性アクリルモノマーのゲル化の速さを明確にする ため、典型的な反応の速度を測定した。 トリメチロールプロピルドリアクリレート（マクロマー混合物１ｍｌあたすＮ− ビニルピロリドン１０μモル中に、光開始剤としてエチルエオシン５　Ｘ　１０ −４Ｍ、および助触媒としてトリエタノールアミン０．１Ｍを含有する）を、５ ００ｄのアルゴンイオンレーザ−で照射した（波長Ｓ　ｌ　４ｎｎ＋、出力３． ０５Ｘ　１０５Ｗ／ｒｓ２、光線幅１＋ａｍ、生成したゲルの平均の直径１　ｍ ｍ）。レーザー照射時間に対する、レーザー光線の貫通により形成されるゲルの スパイク長のプロットを図１１Ａに示す。マクロマーへのレーザー光貫通の結果 として形成されるスパイクが、図１１Ｂで理解され得る。 開始剤溶Ｍ（Ｎ−ビニルピロリドン中に２．２−ジメトキシ−２−フェノキシア セトフェノン３００ｍｇ／＋１）　３μＩ　ヲ含ｃｔ　ルＨＥＰＥＳ緩衝生理食 塩水中の種々のマクロマー溶液（２３％Ｗ／Ｗ）　１００μｌをカバーガラス上 に置き、そして低強度長波長ＵＶ　（ＬＷＵＶ）ランプ（Ｂｌａｃｋ−Ｒａｙ、 フラッドライトのモデル３−１０ＯＡ）を照射した。ゲル化が生じるのに要求さ れる時間を測定し、そして表４に示す。この時間は、典型的には、１０秒の範囲 内である。 表４：照射ポリマーのゲル化時間 ポリマーの大きさ　Ｌ之眸皿ユ並Ｌ （平均±Ｓ、　Ｄ、　） ０．４Ｋ　６．９±０．５ １Ｋ　２１．３±２．４ ６Ｋ　１４．２±０５ １０Ｋ　８．３±０．２ １８．５Ｋ　６．９±０．１ ２０Ｋ　９．０±０．４ ３００μｍの直径（マイクロカプセル化技術に用いられるゲルの典型的な大きさ ）の小滴をゲル化するには、約１０〜１００＋ｍｓの時間で十分である。このよ うな迅速なゲル化により、マクロマーが適切に選択されるならば、三次元的に共 有結合したポリマー網目構造中に生存細胞を包括し得る。適切な発色団が存在し なければ、単色レーザー光は細胞に吸収されない。そして、波長が約４００ｎｍ よりも長いと、細胞には無害であると考えられる。長波長紫外光（３６０ｎｍよ り大きい）の照射は、実用上の強度および時間においては無害である。 マクロマーの重合速度は、マクロマーの濃度、開始剤の濃度、およびマクロマー の官能性（例えば、ＰＥＧジアクリレートの二官能性、またはＰＥＧテトラアク リレートの四官能性）、ならびに材料のアクリル化の度合に依存する。 （以下余白） 実施例１４　：　ＰＥＧゲル相互作用 ＯＦＦ　（ヒト包皮線維芽細胞）細胞との生体適合性を以下のように説明した。 ）ＩＦＦ細胞を、１０％ウシ胎児血清を含むＤｕｌｂｅｃｃＯ改変Ｅａｇｌｅ培 地中の１８．０００細胞／ｃｍ２の密度で、ＰＥ０１８．５にテトラアクリレー トゲル上に植え付けた。次いでゲルを、５％Ｃ０２環境下３７°Ｃで４時間イン キュベートｌ、た。この終了時点で、ゲルをＰＢＳで洗浄してすべての非付着細 胞を除去し、位相差顕微鏡で拡大率２００×で観察した。 図１２Ａは、ガラス表面（図１２Ｂ）と比較した、これらの細胞の典型的なＰＥ Ｇゲル上での増殖を示す。ＩＣｌ１１２当りの付着細胞の数は、対照のガラス表 面では１３，２００±３．９１０であるのに対し、ゲル表面では５１０±１７０ であることが分かった。これらのゲル上の細胞は円形であり、通常のスプレ・ノ ド形態ではなかった。このことにより、これらのゲルは細胞の付着を助長しない ことが強く示唆される。 ミクロスフェア上の生体適合性は、以下のように説明された。図１３は、実施例 １０でマウスから体外移植したミクロスフェアの写真を示す；４日後に非常にわ ず力）な線維性過増殖がみられる。タンパク質吸着およびそれに伴う細胞増殖（ こ対するＰＥＧ鎖の抵抗性は、かなり立証されている。表５（ま、４日間腹腔内 に移植した後に、種々のＰＥＧジ゛γクリレートゲルカ）ら形成されたこれらの ミクロスフェア上でみられる細胞の過増殖の程度をまとめたものである。 表１５ニゲル上の細胞過増殖の程度 １．０００　：１５−２５を ５．０００　３−５％ ６．０００　２−１５１ １０．０００　１０−２０に １８．５００　４４０を ビニル−２−ピロリドン中に３０ｍｇ／ｍｌの２．２−ジメトキシ−２−フェニ ルアセトフェノンを含有する１０μｌの開始剤溶液を、ＰＥＧジアクリレート（ ０，４に、６に、ｌ０Ｋ）およびＰＥＧテトラアクリレート（１８，５Ｋ　）の ２３％ｗ／ｖ溶液１ｍｌにつき加えた。マクロマーを含有する開始剤溶液を４． ＯＸｌ、ＯＸｏ、５　ｃｍの型にいれ、長波長紫外線ランプ（３６５ｎｍ）に約 １０秒間あて、ゲル化を銹導した。 試料は、分析を行う前に１週間リン酸緩衝生理食塩水（ｐ）Ｉ　７゜４）中で平 衡化させた。 一連の［ドツグボーン（ｄｏｇｂｏｎｅ）Ｊ試料（スラブを犬の骨の形状に切り 取った試料、両端が広く中央はど狭く長い形状である）を最大引っ張り強さ試験 用に切断した。試料の厚さは、それらが切り取られた試料の厚さにより定義した 。これらの厚さは約０．５ｍｍ〜１．７５ｍｍの範囲であった。狭い「ネック」 領域では、試料は長さ２０ｍｍであり幅２ｍｍであった。応カー歪み試験では、 １秒当り４％の速度で長さをコントロールして行った。 各試験後、横断面の面積を測定した。表６は最大引っ張り強さのデータを示す。 低分子量のマクロマーは、一般に、高分子Ｉのマクロマーを用いて生成されるゲ ルよりも伸長性の低い、強いゲルを生成することが分かる。ＰＥＧ　１８．５に テトラアクリレートゲルは、このシリーズにおいて例外的であり、これはマクロ マーの多官能性および生成するゲルのそれに対応する高い架橋密度に起因してい る。この種の強度評価の結果は、４つのフリーラジカル感応性基（例えばアクリ レート基）以外を有して得られるマクロマーについても同様に得られ得る。 表６：ゲル強度試験 クリープ試験については、８つの試料（約０．２ｘ　０．４ｘ　２　ｃｍ）を生 理食塩水中に、浸漬しながら負荷した。それらは、１時間の間、一定の所定荷重 をかけ、そして１０分間負荷をゆるめて回復させることにより試験した。本研究 には、ＩＫ、６Ｋ。 およびＩＯＫのＰＥＧジアク１ル−ト、ならびに１８．５Ｋ　ＰＥＧ分子量のＰ ＥＧテトラアクリレートから生成されたゲルを用いた。ＩＯＫの試験は、測定限 界を超えたために中止した（試料は負荷フレームの可動域を越えて伸長した）。 ＩＫ紙試料、１０ｇの負荷をかけ、その後負荷を０．２ｇに弱めて試験した。６ に試料は、１３ｇの負荷をかけ、その後負荷を０．５ｇに弱めて試験した。１８ ．５に試料は、１３ｇの負荷をかけ、その後負荷を０．２ｇに弱めて試験した。 これらの試料に対する負荷を選択することにより、−次および二次領域を有する 一般的なりリープ曲線が得られた。ＩＫ、６に、および１８．５にの試料のクリ ープ軌跡は、それぞれ図１４ＡからＣに示される。 実施例１６：■虻〕区遣述１ 種々のマクロマー溶液を上記のようにして生成した。ディスク形のゲルを型を用 いて生成した。各ディスクに対し、４００μｌの溶液を用いた。完全なゲル化を 確実にするために、この溶液を２分間照射した。ディスク形ゲルを取り出し、真 空下６０°Ｃで２日間乾燥した。ディスクを計量しくＷｌ）　、次いで１日間ク ロロホルムで繰り返し抽出した。ディスクを再び乾燥し、そして計量した（Ｗｌ ）。ゲル画分をＷ２７Ｗｌとして計算した。このデータを表７に示す。 抽出に続き、過剰の水を注意深く拭き取った後、ディスクをＨＢＳで６時間平衡 化させ、そして計量した（Ｗ３）。全含水量を（Ｗ３−Ｗｌ）　Ｘ１００／＊３ として１十算した。ゲル含水量のデータを以下の表にまとめて示す。 表７：　ゲル含水量データ ポリマーコード　総水Ｍ（％）　ゲル含量（％）０．４　９９．８±１．９ １、Ｋ　７９　、　Ｂ１０．１　９４．５±２．０６ｋ　９５．２±２．５　６ ９．４±０．６１０ｋ　９１４±１．６　９６．９ｔ１．Ｓ：Ｌ８．５ｋ　９１ ．４±０．９　８０．３±０．９２０ｋ　９４．４±０．６　ｓｓ、ｏｔｏ、４ 実施例１７：　後のＰＥＧゲルの　８・ＰＥＧシアクツレート（ＩＯＫ）および ＰＥＧテトラアクリレート（分子量、１８．５　Ｋ　’）を、犬の骨の形状に実 施例１５に記載のようにして注型した。滅菌ＨＥＰＥＳ緩衝生理食塩水（、１（ ＢＳ）　（０゜９％ＮａＣ１，１０ｍＭ　ＨＥＰＥＳ、　ｐＨ７，４）　（開始 剤として９００ｐｐｍの２．２−ジメトキシ−２−フェノキシアセトフェノンを 含有する）中の２３重量％のＰＥＧジアクリレートまたはテトラアクリレ−１・ をアルミニウムの型に流し込み、ＬＷＵＶランプ（Ｂｌａｃｋ、１１）で１分間 照射した。これらの試料の開始重量は、これらのゲルを一定の重量になるまでオ ーブン乾燥して得られた。試料を、試験前に、ゲルマトリックスから未反応のプ レポリマーをすべて浸出させる（ゾル浸出）ために、ソックスレー抽出法により ３６時間塩化メチレンで抽出した。抽出過程は、乾燥したゲルが一定の重量にな るまで続けた。 ＩＣＲ５ｗ１ｓｓ雄白マウス（６〜８週齢）　（Ｓｐｒａｇｕｅ−Ｄａｗｌｅｙ ）を、ベントパルビタールナトリウムの腹腔内注射により麻酔した。 マウスの腹部を剃り、ベタジン（ｂｅｔａｄｉｎｅ）で調製した。腹部中央線の 長さ１０〜１５＋ｎｉ＋の切開を行った。滅菌ＰＢＳ　（リン酸緩衝生理食塩水 ）またはＩ（ＥＰＥＳ緩衝生理食塩水中で十分に水和させた（カルシウム沈着研 究のため）ポリマー試料を、切開部に挿入し、創傷部位からはなれた腸間膜上に おいた。腹膜壁を、かぎステッチランニング縫合（ｌｏｃｋ　５ｔｉｔｃｈｅｄ 　ｒｕｎｎｉｎｇ　５ｕｔｕｒｅ）（４，０絹、Ｅｔｈｉｃｏｎ）で閉じた。皮 膚をステンレス鋼皮膚ステーブルで閉じ、局所抗生物質（Ｆｕｒａｃｉｎ）を切 開部位に付与した。３匹の動物を各時点に対し用いた。１つのドツグボーン試料 をマウス１匹につき移植し、１週間、３週間、６週間、および８週間の終わりに 体外移植した。体外移植ゲルをＨＢＳ中で２回すすぎ、次いで０．３＋ｍｇ／ｍ ｌプロナーゼ（Ｃａｌｂｉｏｃｈｅｍ）で処理し、付着細胞および組織を除去し た。次いで、前述したように、試料を、一定の重量になるまでオーブン乾燥し、 そして抽出し、再膨張させた（ｒｅｓｗｅｌｌｅｄ）。 引っ張り応カー歪み試験を、小型の水平動インストロン様装置テ、コントロール （移植せず）と体外移植しタトソクホーンとの両方で行った。この装置は、２つ の平行なアルミニウムガイド間の木製板に、水平にマウントした２つのクランプ （ｃｌａｍｐ）からなるアルミニウムプラットフォームである。トップクランプ は固定してあり、ボトムクランプは可動性である。可動クランプの摩擦表面とブ ラ／トフォームの両方ともがアルミニウムバンクテフロン（ａｌｔ＋ｍｉｎｕｍ 　ｂａｃｋｅｄ　Ｔｅｆｒｏｎ）（Ｃｏ１ｅ−ＰａｒＩＩｅｒ）でコートされて おり、摩擦抵抗性を最小限に抑えている。可動クランプは、負荷を徐々に増加し て与え得る装置に固定されている。装置全体を解剖顕微ＭＬ　（Ｒｅｉｃｈｅｒ ｔ）の下に水平におき、試料の伸びをビデオカメラを用いてモニターする。カメ ラからの画像は、画像プロセッサー（Ａｒｇｕｓ−１０、ｔｉａａｔａｍａｔｓ ｕ）により得られ、モニターに送られる。破断後、破断面の横断面を切断し、そ の面積を測定した。破断時の負荷をこの断面積で割って、最大引っ張り応力を得 た。表８は、種々の時間間隔で体外移植したＰＥＧテトラアクリレート（１８゜ ５Ｋ）ヒドロゲルの破砕（ｆ　ｒａｃ　ｔｕｒｅ）での応力を列挙する。引っ張 り強度での時間的な変化は顕著ではないことが明らかである。従って、このゲル は、マウスの移植の最大時間枠内で、インビボでの生体分解に対し力学的に安定 である。 表８：ポリマー移植の分解に対する抵抗性１、　Ｌ　５２．８±１６．７　０． ３２±０．１９３１　３６．７±１０．６　０．３７±０．１７６　、！１　７ ３．３±３４−９　０．４２±０．２６８１１！Ｌ３４．ｌ＃　０・３０＃ 実施例１８：ＰＥＧゲルのカルシウム沈着のモニ９１Ｊングデイスク形ＰＥＧテ トラアクリレートヒドロゲル（分子量１８゜５Ｋ）を、上記のようにしてマウス の腹腔内に、１週間、３週間、６週間、または８週間にわたって移植した。体外 移植ゲルをＨＢＳ中で２回すすぎ、そしてプロナーゼ（Ｃａｌｂｉｏｃｈｅｍ） で処理し、細胞および細胞デブリを除去した。次いで、試料をＨＢＳ中で平衡化 させ、遊離Ｃａ＋’ｐをゲルマトリックスから拡散させた。次いで、ゲルを一定 の重量にまでオーブン乾燥しくＢｌｕｅ−Ｍ）　、酸化アルミニウムのるつぼ（ ｃｒｕｃｉｂｌｅ）　（ＣＯＯＲ３，耐高温性）に移した。それらを炉中で少な くとも１６時間、７００”Ｃで焼成した。るつぼを全体の焼成に対してチェック した。いかなる残留物またはデブリも認められるならば、それらをさらに１２時 間焼成した。続いて、るつぼを２ｍｌの０．５Ｍ　１（ＣＩで満たし、試料中の Ｃａ４４塩および他の無機物を溶解させた。この溶液を濾過し、カルシウム沈着 を原子吸光分光法（ＡＡ）で分析した。 ＰＥＧテトラアクリレート（分子量１８．５Ｋ）ゲル移植片のカルシウム沈着デ ータを表９に示す。マウスの８週間移植まで、カルシウム沈着の顕著な増加はみ られなかった。 （以下余白） 表９　：　ＰＥＧテトラアクリレート（分子量１８．５　Ｋ　）ゲル移植片のカ ルフラム沈着データ ２１　０．８Ｂ　：０．００９ ４２　１、Ｏａ±０．３０ ＰＥＧテトラアクリレート（１０％、１８．５Ｋ　）の製剤を、ラットの離断し た坐骨神経末端の縫合によらない付着を安定させるための接着剤として用いた。 ラットをベンドパルビタール麻酔下で、外科的滅菌処置を施した。坐骨神経を、 中央大腿部レベルで大腿二頭筋の頭部をそらせることにより、側部からさらした 。坐骨神経を約１ｃｍ動かし、虹彩切除はさみで頚骨−腓骨分岐の近位約３ｍｍ を切開した。切断された神経の末端間の隔たりは２〜３ｍ＋ｎであった。創傷を 生理食塩水で洗浄し、軽く拭いて過剰の生理食塩水を取り除いた。滅菌した未重 合のＰＥＧテトラアクリレート溶液を創傷部に付与した。外膜または神経層膜を 保持するために精緻な鉗子を用いて、神経末端を付！させ、光開始剤おして２， ２−ジメトキシ−２−フェノキンアセトフェノンを含有するマクロマー溶液を神 経末端に付与１２、創傷を長波長ＵＶ光（３６５ｎｍ）に約１０秒間あて、接着 剤を重合した。鉗子を穏やかに引き出した。マクロマー溶液が２つの神経断端間 を流れないように注意を払った。あるいは、神経断端接合部を照明から保護しく 例えば金属箔で）、マクロマー溶液の断端間でのゲル化を防いだ；次いで、残っ ているマクロマー溶液を洗い流した。 別のアプローチでは、離断神経の両末端が１対の鉗子を用いて一緒に保持され得 る。鉗子の先端をワセリンで軽くコートし、接着剤との反応を防ぐ。 重合した接着剤は、創傷をカプセル化し、神経を基礎となる筋に接着する働きを する。神経末端の吻合は、接合部の緩慢な移動を阻止し、適度の安定性を示す。 筋および皮膚を縫合糸で閉じた。１力月後の再検査では、切断神経は、動物の活 動が拘束されないにも関わらず、再結合した状態が保たれていることが示される 。 実施例２０：外」上手Ｗ 雌ニューシーラント白ウサギ由来の腹筋支弁を切り取り、１　ｃｍＸ　５　ａｍ の小片に切断した。この支弁は約０．５〜０．８ｃｍの厚さであった。このよう な支弁を２つ用いて、重なり接合部を１、ｃｍＸｌｃｍにした。２つの異なるＰ ＥＯジーおよびテトラ−アクリレートマクロマー組成物（０，４Ｋ　（ジー）お よび１１１．５Ｋ　（テトラ−））を評価した。０．４に組成物は粘性流体であ り、さらに希釈することなく用いた。１．８．５に組成物は１（ＢＳ中の２３重 量％溶液として用いた。５０μＩのトリエタノールアミンと共に、ｎ−ビニルビ ロリドン（２０ｍｇ／ｍｌ）中の１２５μｍのエチルエオシン溶液を、各接着剤 溶液の１１に加えた。１００μｌの接着剤溶液を重なった支弁の各々に付与した 。次いで、重なり接合部を、２Ｗアルゴンイオンレーザ−で３０秒間、各側面か ら走査して照射した。得られた接合部の強度を、重なり接合部を剪断するのに必 要とされる力を測定することにより評価した。重なり接合部の一端をクランプ固 定し、他端に負荷を増加させながら与えた。この負荷は、接合片を水平に保ち破 断するまでかけた。 ４つの接合片を各組成物に対して試験した。０．４に接合部は、１２．０±６． ９ＫＰａ　（平均値±Ｓ、Ｄ、）の強度を有し、一方１８．５に接合部は２．７ ±０．５ＫＰａの強度を有していた。光重合を達成し、そして組織の厚さが６〜 ８ＩＩＩＩ１１であるにも関わらず適度な接合強度を得ることができたことは、 かなり注目すべきことである。 ５１４ｒ＋ｍの光を用いる分光光度計による評価は、このような筋組織に対して １％未満の透過であったことを示した。 実施例２１：ポリビニルアルコールの　パ２ｇのポリビニルアルコール（分子量 ｔｏｏ、　ｏｏｏ〜１１０．０００）を２０ｎ＋１の熱ＤＭＳＯに溶解した。こ の溶液を室温まで冷却し、アルゴン雰囲気下で、０．２ｍｌのトリエチルアミン および０．２ｍｌのアクリロイルクロライドを激しく攪拌しながら加えた。反応 混合物を２時間の間７０°Ｃに加熱し、そして冷却した。ポリマーをアセトンで 沈澱させ、熱水に再溶解し、そしてアセトンで再び沈澱させた。最終的に、それ を真空下６０℃で１２時間乾燥した。ＰＢＳ中のこのポリマーの５〜１０％Ｖ／ Ｖ溶液をＵＶ光開始剤と混合し、長波長ＵＶ光を用いて重合し、２００〜１，０ ００ミクロンのサイズのミクロスフェアを作製した。 これらのミクロスフェアは水中での加熱に対して安定であり、このことはゲルが 共有結合により架橋していることを示唆する。このゲルは極度に弾性である。こ のマクロマー、すなわちＰｖ八へ官能性アクリレートは、ＰＥＧジアクリレート ゲル中の架橋密度を増加させるのに用いられ得、これに対応して機械的特性およ び透過性を変化させる。このアプローチは、光重合可能な基で化学的に改変され た多数の水溶性ポリマーについて行われ得る。このアプローチは、例えば、以下 から選択される水溶性ポリマーについて行われ得る：ポリビニルピロリドン、ポ リエチルオキサゾリン、ポリエチレンオキシドーボリブロビシンオキシドコポリ マー、多糖（例えば、デキストラン、アルギン酸塩、ヒアルロン酸、コンドロイ チン硫酸、”’　バ’Ｊン、ヘパリン硫酸、ヘパラン硫酸、グアーガム、ゲラン ガム、キサンタンガム、ガラゲナンガム）、およびタンパク質（例えば、アルブ ミン、コラーゲン、およびゼラチン）。 実施例２２：　の゛′重ムロ　。　の 多くの光重合可能な基が、ゲル化を容易にするために用いられ得る。別の典型的 な合成を説明するために、ＰＥＧ　ＩＫウレタンメタクリレートの合成を以下に 記載する：２５０ｍ１の丸底フラスコ中で、ＬｏｇのＰＥＧ　ｉＫジオールを１ ５ｈ＋１のベンゼンに溶解した。３．３８ｇの２−イソンアナトエチルメタクリ レートおよび２０μｌのジブチルスズジラウレートを、フラスコ中にゆっくりと 入れた。反応物を６時間還流し、冷却し、１０１００Ｏのヘキサン中に注いだ。 次いで、沈澱物を濾過し、真空下６０°Ｃで２４時間乾燥した。この場合、メタ クリレートフリーラジカル重合可能基は、例えばアリールオキシルクロライドと 反応させたときに得られるようなエステル結合ではなく、ウレタン結合によりポ リマーに結び付けられた。 実施例２３：゛′重ム可しポリカチオンによるアルギン　塩−ＰＬＬ−アルギン 　塩マイクロカプセルの≦アルギン酸塩−ボリリジンーアルギン酸塩マイクロカ プセルを、アルギン酸塩のゲルミクロスフェア上で、ポリカチオン（例えばポリ リジン（ＰＬＬ））を吸着またはコアセルベートすることにより作製する。得ら れた膜は、電荷−電荷相互作用により合わさって維持されるので、安定性が制限 される。この安定性を増大させるために、ポリカチオンは、例えば炭素−炭素二 重結合を導入することにより、光重合可能に生成され得る。 これは、膜の安定性を膜自身により増大させるために、または、例えば光重合可 能ＰＥＧと反応させて生体適合性を高めるために用いられ得る。 このような光重合可能ポリカチオンの合成を説明するためで秤量し、１０ｒｔｒ ｌの蒸留水ＣＤＷ＞に溶解した。０，２Ｍ水酸化ナトリウム溶液を用いて、ポリ マー溶液のｐＨを７に調整した。次いで、ポリマーを大量のアセトン中に沈澱さ せることにより分離した。次いで、これを１０ｍ１　ＤＷ中に再溶解し、この溶 液を５０ｍ１丸底フラスコに移した。０６２ｎｌのグルシジルメタクリレートを ゆっくりと反応フラスコ中に入れ、反応混合物を室温で４８時間攪拌した。この 溶液を２００ｍ　ｌアセトン中に注ぎ、沈澱物を濾過により分離し、真空下で乾 燥した。このマクロマーは、ＰＥＧジアクリレートのような第二の重合可能種の 存在下または非存在下のいずれにおいても、アルギン酸塩−ＰＬＬ−アルギン酸 塩を光化学的に安定化させるのに有用である。 アルギン酸塩のような物質中に細胞をカプセル化することに用いるのに加えて、 このような光重合可能ポリカチオンは、ＰＥＧ光重合可能ゲルに結合する光重合 可能ポリマーの吸着によって、細胞、細胞凝集体、組織、および合成材料に対す るポリマー接着を高めるためのプライマーまたはカップリング剤として有用であ り得る。 実施例２４：、ｉ　・　球　のヘモグロビンのカプセル遊離型のヘモグロビンは 、ＰＥＧゲル中にカプセル化され、拡散を妨害するＰＥＧの鎖長および架橋密度 を選択することにより保持され得る。ゲルからのヘモグロビンの拡散は、ポリヘ モグロビン（ヘモグロビンの架橋体である）の使用によりさらに妨害され得る。 ポリヘモグロビン分子は大きすぎるため、ＰＥＧゲルから拡散できない。天然ま たは架橋ヘモグロビンのいずれかに適切であるカプセル化が、合成赤血球の製造 に用いられ得る。これらの高生体適合性物質からなる５ミクロン未満の小球中に ヘモグロビンを包括することにより、架橋ヘモグロビンまたはリポソームでカプ セル化したヘモグロビンに比較して循環時間が長くなる。 ＰＢＳ中のヘモグロビンを、以下の処方のプレポリマーと共に混合する： 所望とされる量のヘモグロビン ＰＥＧ　ＤＡ　（ＭＷ　１００００）　３５％ＰＥＧ　ＤＡ　（ＭＷ　１０００ ）　５％ＰＢＳ　６０％ 上記溶液は１．６％の２．２−ジメトキシ−２−フェニルアセトフェノンを有す る。 この溶液を、鉱油５部に対しヘモグロビン／プレポリマー溶液１部の割合で鉱油 中に入れ、モーターミキサーで激しく攪拌してエマルジョンを形成させる。次い で、これに長波長紫外光（３６０ｎｍ）を５分間照射し、ＰＥＧプレポリマーを 架橋させてゲルを形成させる。プレポリマーの分子量は、ゲルからのへ、モグロ ピンの拡散を阻止するように選択され得、ＰＥＧ分子量が小さいほど拡散が少な くなる。ＰＥＧ　ＤＡ　１０００とさらに架橋した分子量ｔｏｏ、　ｏｏｏのＰ ＥＧ　ＤＡは、ヘモグロビンの拡散を制限するのに適切な透過選択性を有してお り、そして血流内を循環するのに適切な生体適合性を有している。 実施例２５：代謝障′の矯正および化学療法のための　素の１括 酵素カタラーゼの先天的欠損により、無ガタラーゼ血症が起こる。ＰＥＧゲル網 目構造中のカタラーゼの固定化は、この疾患を治療する酵素置換の方法を提供す る。同様にグルコシダーゼの包括は、ゴシェ病を治療するのに有用であり得る。 ウレアーゼを包括するミクロスフェアのＰＥＧゲルは、尿素をアンモニアに変換 するために体外血液中で用いられ得る。アスパラギナーゼのような酵素は、腫瘍 細胞によって必要とされるアミノ酸を分解し得る。これらの酵素の免疫原性のた めに、化学療法における直接的な使用が妨害される。しかし、このような酵素を ＰＥＧゲルに包括することにより、化学療法を首尾よく援護し得る。適切な製剤 が、酵素の遅延放出または無放出のいずれかのために開発され得る。 ＰＢＳ中のカタラーゼを、以下の処方のプレポリマーと共に混合する： 所望とされる量のカタラーゼ ＰＥＧ　ＤＡ　（ＭＷ　１００００）　３５％ＰＥＧ　ＤＡ　（ＭＷ　１０００ ）　５％ＰＢＳ　６０％ 上記溶液は１．６％の２．２−ジメトキシ−２−フェニルアセトフェノンを有す る。 この溶液を、鉱油５部に対しカタラーゼ／プレポリマー溶液１部の割合で鉱油中 に入れ、モーターミキサーで激しく攪拌してエマルジョンを形成させる。このエ マルジョンに長波長紫外光（３６０ｎｍ）を５分間照射し、ＰＥＧプレポリマー を架橋させてゲルを形成させる。プレポリマーの分子量は、ゲルからのカタラー ゼの拡散を阻止するように選択され得、ＰＥＧ　ＤＡ分子量は小さいほど拡散が 少なくなる。 ＰＥＧ　ＤＡ　１０００とさらに架橋した分子量１０．０００のＰＥＧ　ＤＡは 、カタラーゼの拡散を制限するのに適切な透過選択性を有しており、そしてゲル に包括されたカタラーゼへ過酸化水素を拡散させるのに適切な透過選択性を有し ている。このため、過酸化水素は血流から酵素除去される。さらに、ＰＥＧ　Ｄ Ａは、血流内を循環するのに適切な生体適合性を有している。 このように、ゲルは、体内で生物活性物質の制御的封じ込めに用いられる。活性 物質（酵素）は大きく、ゲルの中に保持され、それが作用する物質（基質）は小 さく、酵素に富む区画（ｅｎｚｙｍｅ　ｒｉｃｈ　ｃｏｍｐａｒｔｍｅｎｔ）中 に拡散し得るｏ　しかし、活性物質は、身体または標的とされる身体区画から排 出されることを妨げられる。これは活性物質がゲル区画から拡散し得ないからで ある。 実施例２６：抗ヒト免　不全ウィルス薬のインビボでの評価のための　のマイク ロカプセルヒ ＨＩＶに感染したまたは感染していないヒトのＴリンパ芽球様細胞を、上記の他 の細胞に関する記載のようにしてＰＥＧゲル中にカプセル化し得る。これらのマ イクロカプセルを、抗旧Ｖ薬のだめの試験系を提供する非ヒト動物に移植し得、 次いで、試験薬物（例えばＡＺＴまたはＤＤＩ）で処理し得る。処理後、マイク ロカプセルを回収し得、カプセル化細胞を、フルオレセインジアセテート／エチ ジウムプロミド生存／死滅細胞アッセイを用いて、生育能力および機能正常性に 対してスクリーニングする。感染細胞の生存は、薬剤の作用が成功したことを示 唆する。薬剤評価に対するこのアプローチにおける報告されている問題点は生体 適合性の欠如であるが、本明細書中に記載のゲルを用いることにより克服され得 る。 改変および変形は、上述の詳細な説明から明らかである。 このような改変および変形は、添付の請求の範囲の範囲内に含まれることが意図 される。 ＦＩＧ、２Ｂ ＦＩＧ、４ ＦＩＧ、６ ＦＩＧ、７Ａ ＦＩＧ、７Ｂ ＦＩＧ、８ ＦＩＧ、１１σ ＦＩＧ、１ＩＢ ＦＩＧ、　１２Ａ ＦＩＧ、１２Ｂ ＦＩＧ、１Ｂ −間（ｓｅａτ２） ＦＩＧ、７４σ ０、○０　９．○０　１８００　２７．００　３６．００　４５．００−間（ｓ ｅｃ−２） フロントページの続き （３１）優先権主張番号　９５８，８７０（３２）優先臼　１９９２年１０月７ 日（３３）優先権主張国　米国（ＵＳ） （８１）指定国　ＥＰ（ＡＴ、ＢＥ、ＣＨ，ＤＥ。 ＤＫ、ＥＳ、ＦＲ，ＧＢ、ＧＲ，ＩＥ、ＩＴ、ＬＵ、ＭＣ，ＮＬ、　ＰＴ、ＳＥ ）、　ＡＵ、　ＢＢ、　ＢＧ、　ＢＲ，ＣＡ、ＦＩ、ＨＵ、ＪＰ、ＫＰ、ＫＲ， ＬＫ、ＭＧ、ＭＮ、　ＭＷ、　Ｎｏ、　ＮＺ、　ＰＬ、　ＲＯ，ＲＵ、　ＳＤ、 　ＳＫ。 Ａ （７２）発明者　サー二一、アマルプリート　ニス。 アメリカ合衆国　マサチューセッツ ０２１５８　、ニュートン、チャーチ　ストリート　１４８ （７２）発明者　プサイ、ニール　ビー。 アメリカ合衆国　カリフォルニア　９００３６゜ロサンゼルス、アランゾール　 アベニュー（７２）発明者　ヒル、ジェニファー　エル。 アメリカ合衆国　テキサス　７８７４１．オースティン、ナンバー８２１．ウィ ッカーズハム　レーン　２５０１ （７２）発明者　ホッシニー、シェド、エフ、エイ。 アメリカ合衆国　テキサス　７８７５１．オースティン、スピードウェイ　ナン バー１０５

Claims (50)

【特許請求の範囲】
1. １．生物学的材料をカプセル化、封止、充填、あるいは支持ずるための方法であ って、以下の工程；ａ）（ｉ）少なくとも２つのフリーラジカル重合可能置換基 を含有する水溶性の生体適合性マクロマー（ここで該マクロマーは毒性がなく、 そして分子量が少なくとも４００である）、（ｉｉ）生物学的材料、および（ｉ ｉｉ）可視光または長波長の紫外光で活性化されるフリーラジカル開始剤、熱で 活性化されるフリーラジカル開始剤、過酸化ベンゾイル、過硫酸カリウムおよび 過硫酸アンモニウムからなる群から選択される、無毒性のフリーラジカル重合開 始剤、を混合する工程；およびｂ）該混合物を、該マクロマーの重合を引き起こ す活性化作因にさらす工程、 を包含する方法。
2. ２．前記生物学的材料が、哺乳類細胞、細胞凝集物、および細胞組織からなる群 から選択される、請求項１に記載の方法。
3. ３．生物学的に活性な分子が、１００より少ないアミノ酸からなるペプチド、１ ００またはそれより多いアミノ酸からなるタンパク質、多糖、核酸、有機薬物、 および無機薬物からなる群から選択される、請求項１に記載の方法。
4. ４．前記フリーラジカル重合可能置換基が炭素−炭素２重結合または３重結合を 有する、請求項１に記載の方法。
5. ５．無毒性の触媒または促進剤が前記混合工程で添加される、請求項１に記載の 方法。
6. ６．前記水溶性マクロマーが、２つまたはそれより多い重合可能置換基を含む、 ポリ（エチレングリコール）、ポリ（エチレンオキシド）、ポリ（ビニルアルコ ール）、ポリ（ビニルビロリドン）、ポリ（エチルオキサゾリン）、ポリ（アミ ノ酸）、多糖、タンパク質、あるいはそれらのブロックまたはランダムコポリマ ーからなる群から選択される、請求項１に記載の方法。
7. ７．前記多糖が、アルギン酸塩、ヒァルロン酸、コンドロイチン硫酸、デキスト ラン、デキストラン硫酸、ヘパリン、ヘパリン硫酸、ヘパラン硫酸、キトサン、 ゲランガム、キサンタンガム、グアーガム、およびＫ−カラゲナンからなる群が ら選択される、請求項６に記載の方法。
8. ８．前記タンパク質が、ゼラチン、コラーゲンおよびアルブミンからなる群から 選択される、請求項６に記載の方法。
9. ９．前記開始剤が熱重合開始剤であり、そして開始作因が温度で変化する、請求 項１に記載の方法。
10. １０．前記フリーラジカル重合可能置換基が２つまたはそれより多いアクリレー ト基を有するマクロマーの群から選択される、請求項１に記載の方法。
11. １１．ゲルがアクリレートで末端封止されたポリ（エチレングリコール）を含む マクロマーから調製される、請求項１に記載の方法。
12. １２．前記重合開始剤が、エオシン色素、置換基を有するエオシン色素、リボフ ラビン、アセトフェノン、置換基を有するアセトフェノン、フルオレセイン色素 、置換基を有するラルオレセイン色素、カンファーキノン、ローズベンガル、メ チレングリーン、メチレンブルー、エオシンＹ、エチルエオシン、アクリジンオ レンジ、キサンチン色素、およびチオキサンチン色素からなる群から選択される 、請求項１に記載の方法。
13. １３．前記重合開始剤が、エリトロシン、フロキシン、およびチオニンからなる 群から選択される、請求項１に記載の方法。
14. １４．前記触媒または促進剤がアミンである、請求項５に記載の方法。
15. １５．前記アミンが、トリエタノールアミン、トリエチルアミン、エタノールア ミン、Ｎ−メチルジエタノールアミン、Ｎ，Ｎ−ジメチルベンジルアミン、ジベ ンジルアミン、Ｎ−ベンジルエタノールアミン、Ｎ−イソプロピルベンジルアミ ン、テトラメチルエチレンジアミン、リジン、オルニチン、ヒスチジンおよびア ルギニンからなる群から選択される、請求項１４に記載の方法。
16. １６．重合が３２０と８００ｎｍとの間の波長を有する光で開始される、請求項 １に記載の方法。
17. １７．前記光が５１４ｎｍまたは３６５ｎｍの波長を有する、請求項１６または ２に記載の方法。
18. １８．哺乳類細胞、哺乳類細胞凝集物、または哺乳類組織を光感応性光開始剤の 溶液と接触させて該哺乳類細胞、哺乳類細胞凝集物、または哺乳類組織に該光開 始剤を結合させ、そして該開始剤をポリマーまたはオリゴマーと接触させる前に 結合していない開始剤を除く、請求項２に記載の方法。
19. １９．前記結合していない開始剤が、前記哺乳類細胞、哺乳類細胞凝集物、また は哺乳類組織の表面のみで重合が起こるように、マクロマー溶液を用いた希釈に よって除去される、請求項１８に記載の方法。
20. ２０．前記マクロマー溶液が形状化され、次いで重合される、請求項１に記載の 方法。
21. ２１．ゲルが支持構造を有する、請求項１に記載の方法。
22. ２２．カプセル化された材料の周囲に所望の透過性を生じるように、ポリマーが 選択され、そして重合が制御される、請求項１に記載の方法。
23. ２３．前記マクロマー溶液の重合が組織を他の組織または細胞と接着させる、請 求項１に記載の方法。
24. ２４．前記生物学的に活性な材料が細胞または組織でカプセル化される、請求項 ２に記載の方法。
25. ２５．光重合可能のポリカチオンが、カプセル化されるべき分子または材料に予 め吸着されて、ゲルの該分子または材料への付着を増進させる、請求項１に記載 の方法。
26. ２６．前記マクロマー溶液が組織内腔に付与され、次いで重合されて組織内腔表 面上にコーティングまたは支持体を形成する、請求項１に記載の方法。
27. ２７．生体適合性基体を調製する方法であって、以下の工程： ａ）（ｉ）少なくとも２つのフリーラジカル重合可能置換基を含有する水溶性の 生体適合性マクロマー（ここで該マクロマーは、毒性がなく、そして分子量が少 なくとも４００である）、（ｉｉ）生物学的材料、および（ｉｉｉ）可視光また は長波長の紫外光で活性化されるフリーラジカル開始剤、熱で活性化されるフリ ーラジカル開始剤、過酸化ベンゾイル、過硫酸カリウムおよび過硫酸アンモニウ ムからなる群から選択される、無毒性のフリーラジカル重合開始剤、を混合する 工程；およびｂ）該混合物を、該マクロマーの重合を引き起こす活性化作因にさ らす工程、 を包含する方法。
28. ２８．触媒または促進剤が混合工程で添加される、請求項２７に記載の方法。
29. ２９．前記基体が、ミクロスフェア、膜、織込マトリックス、多孔性マトリック スおよび補綴の移植片からなる群から選択される、請求項２７に記載の方法。
30. ３０．前記基体が開始剤で処理され、前記結合していない開始剤が除去され、前 記マクロマーが基体に付与され、そして重合される、請求項２７に記載の方法。
31. ３１．可視光または長波長の紫外光で活性化されるフリーラジカル開始剤、熱で 活性化されるフリーラジカル開始剤、過酸化ベンゾイル、過硫酸カリウムおよび 過硫酸アンモニウムからなる群から選択される開始剤を用いて、基体に付与され る少なくとも２つのフリーラジカル重合可能置換基を有する水溶性マクロマーの フリーラジカル重合によって形成されたポリマー性コーティングを有する基体。
32. ３２．少なくとも２つのフリーラジカル重合可能置換基が共有結合的に結合され た生体適合性の水溶性マクロマーのフリーラジカル重合によって調製されるポリ マーから形成される組織内腔上のコーティング。
33. ３３．前記組織内腔が血管である、請求項３２に記載のコーテイング。
34. ３４．ポリマー性コーティングを組織または細胞に付与する方法であって、光開 始剤を該組織または細胞に適用すること、結合していない該開始剤を除去するこ と、少なくとも２つのフリーラジカル重合可能置換基を含む水溶性マクロマー溶 液を該細胞または組織に付与すること、および該溶液を可視光または長波長の紫 外光にさらすことを包含する方法。
35. ３５．生物学的材料をカプセル化する方法であって、以下の工程： ａ）該生物学的材料を、光開始剤およびマクロマーを含有する水性マクロマー溶 液中に混合する工程であって、該マクロマーは、少なくとも２つの炭素一炭素２ 重結合相互作用を通して重合して水不溶性のポリマーになり得る水溶性で、エチ レン性不飽和のポリマーから必要に応じて選択され、ポリ（エチレンオキシド） （ＰＥＯ）、必要に応じてＰＥＧ多官能性アタリレートであるポリ（エチレング リコール）（ＰＥＧ）、ポリ（ビニルアルコール）（ＰＶＡ）、ポリ（ビニルピ ロリドン）（ＰＶＰ）、ポリ（エチルオキサゾリン）（ＰＥＯＸ）、ポリ（アミ ノ酸）、およびアルギン酸塩、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、デキストラ ン、デキストラン硫酸、ヘパリン、ヘパリン硫酸、ヘパラン硫酸、キトサン、ゲ ランガム、キサンタンガム、グアーガム、水溶性セルロース誘導体およびカラゲ ニンから必要に応じて選択される多糖、およびゲラチン、コラーゲンおよびアル ブミンから必要に応じて選択されるタンパク質、のエチレン性不飽和誘導体から 必要に応じて選択される、工程ｂ）ａ）において、該混合物を、必要に応じて空 気と共押出しすること、あるいは、無毒性、非免疫原性、非混和性の液適形成を 維持し得る物質、必要に応じて鉱油、と共押出しまたは撹拌することによって、 混合物の小さな球状の幾何学的形状を形成する工程；および ｃ）該幾何学的形状を光照射にさらすことによって該マクロマーを重合する工程 、 を包含する方法。
36. ３６．前記ＰＥＧが約１８，５００Ｄの分子量を有するＰＥＧテトラアクリレー トである、請求項３５に記載の方法。
37. ３７．前記光開始剤が、３２０ｎｍと９００ｎｍとの間、好ましくは３５０ｎｍ と７００ｎｍとの間の周波数を有する光を吸収するあらゆる色素であり、フリー ラジカルを形成し得、少なくとも部分的に水溶性であり、そして重合に使用され る濃度では生物学的材料に対して無毒性であって、必要に応じて２，２−ジメト キシ−２−フェニルアセトフェノンおよび２−メトキ−２−フェニルアセトフェ ノンから選択される、請求項３５に記載の方法。
38. ３８．前記マクロマー溶液がさらに助触媒を含有し、該助触媒は必要に応じてフ リーラジカル反応を刺激し得る窒素ベース化合物であって、必要に応じて１級、 ２級、３級または４級アミンであり、必要に応じてトリエタノールアミン、トリ エチルアミン、エタノールアミン、Ｎ−メチルジエタノールアミン、Ｎ，Ｎ−ジ メチルベンジルアミン、ジベンジルアミン、Ｎ−ベンジルエタノールアミン、Ｎ −イソプロピルベンジルアミン、テトラメチルエチレンジアミン、過硫酸カリウ ム、リジン、オルニチン、ヒスチジンおよびアルギニンから選択され、そして前 記光開始剤がエチルエオシン、エオシンＹ、フルオレセイン、２，２−ジメトキ シ−２−フェニルアセトフェノン、２−メトキシ−２−フェニルアセトフェノン 、カンファーキノン、ローズベンガル、メチレンブルー、エリトロシン、フロキ シン、チオネイン、リボフラピンおよびメチレングリーンからなる群から選択さ れる、請求項３５に記載の方法。
39. ３９．前記生物学的材料が、哺乳類組織、哺乳類細胞の初代または確立系（膵臓 ランゲルハンス島細胞、ヒト包皮線維芽細胞、チャイニーズハムスター卵巣細胞 、ベータ細胞島細胞腫、リンパ芽球白血病細胞、マウス３Ｔ３線維芽細胞、ドー パミン分泌中脳腹側細胞、神経芽細胞様細胞、副腎髄質細胞、およびＴ細胞から 必要に応じて選択される）、細胞下小器官、および細胞下非小器官成分から選択 される、請求項３５に記載の方法。
40. ４０．前記生物学的材料が、必要に応じてヘモグロビンであるタンパク質、多糖 、オリゴヌクレオチド、必要に応じてにアデノシンデアミナーゼである酵素、酵 素系、細菌、微生物、ビタミン、コファクター、血液凝固因子、必要に応じてＴ ＰＡ、ストレプトキナーゼおよびヘパリンから選択される薬物、免疫原、ホルモ ン、およびレトロウイルスから選択される、請求項３５に記載の方法。
41. ４１．前記生物学的材料が、まずマイクロカプセルにカプセル化される、請求項 ３５に記載の方法であって、ここで該マイクロカプセルは、アルギン酸塩、キト サン、アガロース、ゼラチン、またはそれらの組み合わせからなるカプセル化材 料に対して無毒性のイオン凝固性または熱凝固性ポリマーで必要に応じて構成さ れる、方法。
42. ４２．前記マクロマー溶液がさらに、必要に応じてアリル、ビニルまたはアクリ レート基を有する小分子であって、必要に応じてＮ−ビニルピロリドン、２−ビ ニルピリジン、１−ビニルイミダゾール、９−ビニルカルバゾール、アクリル酸 および２−アリル−２−メチル−１，３−シクロペンタンジオンから選択される 、重合速度を加速するための促進剤を含有する、請求項３５に記載の方法。
43. ４３．前記生物学的材料をカプセル化するための方法であって、以下の工程； ａ）光開始剤で該生物学的材料をコーティングする工程；ｂ）マクロマーを含有 するマクロマー溶液中にコーティングされた材料を懸濁する工程であって、該マ クロマーは、少なくとも２つの炭素一炭素２重結合相互作用を通して重合して水 不溶性のポリマーになり得る水溶性で、エチレン性不飽和のポリマーから必要に 応じて選択され、ポリ（エチレンオキシド）（ＰＥＯ）、必要に応じてＰＥＧ多 官能性アクリレートであるポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）、ポリ（ビニ ルアルコール）（ＰＶＡ）、ポリ（ビニルピロリドン）（ＰＶＰ）、ポリ（エチ ルオキサゾリン）（ＰＥＯＸ）、ポリ（アミノ酸）、およびアルギン酸塩、ヒア ルロン酸、コンドロイチン硫酸、デキストラン、デキストラン硫酸、ヘパリン、 ヘパリン硫酸、へパラン硫酸、キトサン、ゲランガム、キサンタンガム、グアー ガム、水溶性セルロース誘導体およびカラゲニンから必要に応じて選択される多 糖、およびゲラチン、コラーゲンおよびアルブミンから必要に応じて選択される タンパク質、のエチレン性不飽和誘導体から必要に応じて選択される、工程；お よびｃ）該懸濁液を光照射にさらすことによって該マクロマーを重合する工程、 を包含する方法。
44. ４４．前記ＰＥＧが約１８，５００Ｄの分子量を有するＰＥＧテトラアクリレー トである、請求項４３に記載の方法。
45. ４５．前記光開始剤が、３２０ｎｍと９００ｎｍとの間、好ましくは３５０ｎｍ と７００ｎｍとの間の周波数を有する光を吸収するあらゆる色素であり、フリー ラジカルを形成し得、少なくとも部分的に水溶性であり、そして重合に使用され る濃度では生物学的材料に対して無毒性であって、必要に応じて２，２−ジメト キシ−２−フェニルアセトフェノンおよび２−メトキシ−２−フェニルアセトフ ェノンから選択される、請求項４３に記載の方法。
46. ４６．前記マクロマー溶液がさらに助触媒を含有し、該助触媒は必要に応じてフ リーラジカル反応を刺激し得る窒素ベース化合物であって、必要に応じて１級、 ２級、３級または４級アミンであり、必要に応じてトリエタノールアミン、トリ エチルアミン、エタノールアミン、Ｎ−メチルジエタノールアミン、Ｎ，Ｎ−ジ メチルベンジルァミン、ジベンジルァミン、Ｎ−ベンジルエタノールアミン、Ｎ −イソプロピルベンジルアミン、テトラメチルエチレンジアミン、過硫酸カリウ ム、リジン、オルニチン、ヒスチジンおよびアルギニンから選択され、そして前 記光開始剤がエチルエオシン、エオシンＹ、フルオレセイン、２，２−ジメトキ シ−２−フェニルアセトフェノン、２−メトキシ−２−フェニルアセトフェノン 、カンファーキノン、ローズベンガル、メチレンブルー、エリトロシン、フロキ シン、チオネイン、リボフラビンおよびメチレングリーンからなる群から選択さ れる、請求項４３に記載の方法。
47. ４７．前記生物学的材料が、哺乳類組織、哺乳類細胞の初代または確立系（膵臓 ランゲルハンス島細胞、ヒト包皮線維芽細胞、チャイニーズハムスター卵巣細胞 、ベータ細胞島細胞腫、リンパ芽球白血病細胞、マウス３Ｔ３線維芽細胞、ドー パミン分泌中脳腹側細胞、神経芽細胞様細胞、副腎髄質細胞、およびＴ細胞から 必要に応じて選択される）、細胞下小器官、および細胞下非小器官成分から選択 される、請求項４３に記載の方法。
48. ４８．前記生物学的材料が、必要に応じてヘモグロビンであるタンパク質、多糖 、オリゴヌクレオチド、必要に応じてにアデノシンデアミナーゼである酵素、酵 素系、細菌、微生物、ビタミン、コファクター、血液凝固因子、必要に応じてＴ ＰＡ、ストレプトキナーゼおよびヘパリンから選択される薬物、免疫原、ホルモ ン、およびレトロウイルスから選択される、請求項４３に記載の方法。
49. ４９．前記生物学的材料が、まずマイクロカプセルにカプセル化される、請求項 ４３に記載の方法であって、ここで該マイクロカプセルは、アルギン酸塩、キト サン、アガロース、ゼラチン、またはそれらの組み合わせからなるカプセル化材 料に対して無毒性のイオン凝固性または熱凝固性ポリマーで必要に応じて構成さ れる、方法。
50. ５０．前記マクロマー溶液がさらに、必要に応じてアリル、ビニルまたはアクリ レート基を有する小分子であって、必要に応じてＮ−ビニルピロリドン、２−ビ ニルピリジン、１−ビニルイミダゾール、９−ビニルカルバゾール、アクリル酸 および２−アリル−２−メチル−１，３−シクロベンタンジオンから選択される 、重合速度を加速するための促進剤を含有する、請求項４３に記載の方法。