動的作動により移植可能な薬物送達プラットフォームの輸送が強化され、治療寿命が延長されます。

Nature Communications volume 13、記事番号: 4496 (2022) この記事を引用

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258 オルトメトリック

メトリクスの詳細

異物反応 (FBR) に続発する線維性カプセル (FC) の形成は、分子輸送を妨げ、特に調整可能な時間制御が必要な場合、埋め込み型薬物送達デバイスの長期有効性に悪影響を及ぼします。我々は、2つの異なる、しかし相乗的なソフトロボット戦略を使用して、この宿主免疫応答を軽減および克服するための移植可能な機械療法的薬物送達プラットフォームの開発を報告します。まず、毎日の間欠作動 (12 時間ごとに 1 Hz で 5 分間のサイクル) により、細胞 FBR の局所免疫調節を媒介し、多相性の側頭 FC を誘導することにより、移植後 8 週間にわたってモデル薬物 (インスリン) の長期迅速送達が維持されます。変化します。第二に、作動を介した治療の迅速な放出は、調整可能な一時的な制御によって物質輸送と治療効果を高めることができます。臨床応用に向けた一歩として、私たちは低侵襲性の経皮的アプローチを利用して、人間の死体モデルにスケールアップされたデバイスを埋め込みます。当社のソフトに作動可能なプラットフォームは、1 型糖尿病の管理など、輸送が線維症の影響を受けるさまざまな適応症に対して潜在的な臨床用途を備えています。

私たちの免疫システムは、異物の侵入に対する強固な防御機構を獲得するために進化してきました。「異物」の存在下では、好中球の浸潤によって炎症および創傷治癒の一連のプロセスが開始され、高密度でカプセル化された線維性カプセル (FC) の形成が促進されます 1,2。異物反応 (FBR) は潜在的な毒素への曝露を最小限に抑え、多くの場合有利です。たとえば、銃弾による傷を負った兵士が鉛中毒の臨床症状を発現することはほとんどありません3,4。

しかし、この防御反応は、乳房インプラント 5、6、心臓弁 7、ペースメーカー 8 などの埋め込み型生物医学機器の長期耐久性に有害です。これらのデバイスは現代の患者ケアを変革しましたが、免疫浸潤と線維化反応により時間の経過とともにデバイスの機能が無効になり、痛みを伴う修正手術や交換手術が必要になる可能性があります。この線維性バリアは、持続グルコースモニターなどのバイオセンサーや、局所組織環境との相互通信に依存するインスリンポンプなどの薬物放出制御装置にとって特に有害です9、10、11。このような場合、低透過性カプセルの形成により、インプラントへの分子の輸送とインプラントからの分子の輸送が妨げられ、治療の失敗につながる可能性があります。

適切な例の 1 つは、世界中で 1,800 万人が罹患している慢性疾患である 1 型糖尿病の管理であり、その経済的負担は年間 900 億ドルを超えています (研究: 1 型糖尿病のコストを相殺するために必要な疾患修飾療法 - 若年性糖尿病研究)財団）。継続的なグルコースモニタリングと迅速かつ応答性の高いインスリン（またはグルカゴン）放出を組み合わせた人工膵臓の実装と臨床導入が成功すれば、この患者集団の転帰と生活の質は大幅に改善されるでしょう。完全に自動化されたクローズドループのインスリン送達システムの開発により、ユーザーの負担が軽減され、毎日複数回の注射が不要になり、長期の糖尿病合併症の予防に不可欠な最適な血糖値範囲で過ごす時間が増加します。残念ながら、そのようなデバイスを開発する現在の取り組みは、動的で予測不可能なFBRによって妨げられており、グルコース感知の不正確さ、インスリン放出の阻害、および移植後の数週間から数か月での段階的な機能の喪失につながっています4、15、16、17。将来に目を向けると、幹細胞由来の膵臓β細胞を含む生きたインプラントは糖尿病の治療法となる可能性がある。しかし、FC バリアによる酸素と分子輸送の減衰は、依然としてこれらのインプラントの臨床応用を成功させるための大きな障害となっています 9、10、18、19。 (i) FBR を軽減する方法、または (ii) FC を通過する輸送を改善する方法が、この蔓延性疾患の管理を変える可能性があることは明らかです。さらに、このような方法は、FBR の影響を受けるさまざまな疾患やデバイスベースの治療に、より広範な影響を与える可能性があります。

FBRを軽減するための従来の戦略は、インプラント材料自体のサイズ、形状、地形、表面コーティングなどの属性を変更することに焦点を当てていました20、21、22、23、24、25、26、27、28、または付随するものを関与させてきました。ステロイド系抗炎症剤、抗線維化剤、抗増殖剤などの FBR 修飾薬の送達 29。これらの戦略は有望であることが示されていますが、FBR の完全な武装解除には成功しておらず、いくつかの限界があります。第一に、材料は一般に、多面的かつ時間的に動的である免疫応答の 1 つの要素または時点のみを標的とするように事前に設計されています。第二に、FBR 修飾治療薬の使用には、標的外の副作用と局所毒性による安全性の懸念があります 30,31,32。非ステロイド性抗炎症薬などの治療薬の持続的な全身送達は、肝臓、腎臓、心臓、胃腸管におけるさまざまな毒性と関連しています 32。局所的標的送達は、オフターゲット効果を低減することができるが、それでもなお、下にある組織に悪影響を及ぼしたり、埋め込み型デバイスの作用機序を妨害したりする可能性がある。たとえば、デキサメタゾンの局所送達は FBR を軽減できますが、根底にある組織の再生を抑制することはできません 33。さらに、細胞ベースの治療薬の挙動とセクレトームに対する長期の免疫抑制の影響は不明です。最後に、地元の医薬品倉庫は有限であり、多くの場合 1 ～ 2 か月持続しますが、多くのニーズは生涯続きます 32。したがって、薬物の薬理学および臨床状況によっては、薬物阻害の残留効果が消失すると、免疫反応および線維症反応が回復する可能性があります。したがって、これらの制限に対処するには、時間の経過とともにFBRを調節して適応させることができる、長期にわたる薬物を使用しない方法が非常に望ましいと考えられます。

インプラント部位の局所的な生体力学的環境を動的に変化させることは、そのような有望ではあるものの、まだ十分に研究されていない薬物を使用しないアプローチの 1 つです 34。私たちの体内の細胞は機械的環境に非常に敏感であり、負荷は分化 35、増殖 36、遊走 37 などの細胞機能において極めて重要な役割を果たしています。歴史的に、研究では生体力学的ストレスが線維化促進または再生刺激として観察されており 1、伸張 38、39、40、流体の流れ 41、42、または圧縮 43 を細胞に適用すると、コラーゲン性マトリックスの沈着が増加する可能性があることが実証されています。したがって、多くの抗 FBR 戦略は、インプラントと局所組織の間の機械的不一致、界面応力、および動きを最小限に抑えることに焦点を当ててきました。私たちの研究は、この現状に挑戦することを目指しており、侵入する細胞FBRに対する防御機構として、低強度で非外傷性の組織ひずみと対流を使用する動的機械療法の可能性を明らかにしています。興味深いことに、いくつかの研究では、小規模な動的負荷が抗炎症効果と再生促進効果があることを観察しています。組織に動的負荷を適用するこれまでの研究では、内部または外部のいずれかで機械的、空気圧、または磁気刺激を毎日使用して周期的負荷を適用し、各サイクルが 1 秒から 10 分継続する 4 ～ 50% の範囲のひずみを誘発していました 44,45。 46、47、48、49、50。これらの研究は、血管新生 44、45、50、機能的組織再生 46、49、および抗炎症遺伝子発現 47 に関して有益な効果を実証しました。機械的負荷に関するこれらの以前の研究は、それを超えると組織損傷や炎症が発生する治療閾値の存在を示しています 47,49。

私たちのグループによる以前の研究では、急性移植後の動的ソフトリザーバーによって引き起こされる線維症の軽減効果が実証されました 34 。ここでは、我々はこの研究に基づいて、動的FBRを永続的に軽減し、2つの異なる相乗的なソフトロボット作動戦略を使用して組織環境との長期的かつ迅速な分子コミュニケーションを維持できるソフト輸送増強リザーバー（STAR）を紹介します。作動（IA）および作動媒介急速放出（RR）。重要なことに、我々はIAのメカニズムの基礎を明らかにし、嚢周囲部位での好中球浸潤の大幅な減少とそれに続く慢性移植に伴う多相の側頭嚢変化を伴う、移植の急性期における免疫調節効果を明らかにしました。最後に、臨床応用に向けた一歩として、ヒューマンスケールの STAR デバイスの低侵襲性経皮送達を実証します。

私たちの研究室は以前、FBR の初期段階 (2 週間) で動的デバイスの線維症減衰の可能性を実証しました 34。この基礎的な研究に基づいて、断続的、周期的、低振幅の駆動を適用すると、侵入する多相FBRに対する振動シールドとして機能し、局所的な免疫調節効果を誘発し、高分子の急速な長期輸送に好ましい環境を作り出すことができると提案します。薬物療法（図1a）。

a STAR の提案されたメカニズム: 断続的な作動は異物反応を弱め、高分子薬物療法の迅速な長期輸送に好ましい環境を作り出します。 b STARを構成するさまざまな層を示す分解図。 c 作動中の作動層と多孔質層のたわみ。 d 作動サイクル中の多孔質層のたわみを示す STAR のプロトタイプ。スケールバーは5mmです。 e 作動中の対流のインプラント周囲の流体速度を示す FE モデル。 f 作動によって誘発される最大主組織歪みを推定する FE モデル。

この仮説を検証するために、私たちはまず、長期にわたる組織移植と、薬物療法と作動療法の両方の正確な反復送達に適したリザーバーを設計しました。図 1b は、FBR を悪化させる可能性のある鋭角やエッジの存在を最小限に抑える薄型設計の STAR の多層構成を示しています51、52。治療用チャンバーは、下にある組織と直接接触して位置し、10μmの細孔の配列を備えた膜によって分離されています（補足図1）。接続された留置カテーテルラインにより、時間制御を伴う薬物療法の送達が可能になります (図 1b、c)。治療チャンバーには、加圧して組織に接触する多孔質膜の制御された振動を引き起こすことができる作動チャンバーが重ねられています（図1c、d;補足ムービー1）。インプラントと周囲の組織の機械的特性の不均衡も FC 形成を悪化させることが知られており、より硬いインプラントは免疫反応の亢進を誘発します 52。このため、STAR は、細胞外マトリックスの弾性率と同様に、弾性率が約 15 MPa の熱可塑性ポリウレタン (TPU) から製造されました (図 1d)。 STAR は、3D プリント金型と単純な熱成形/ヒートシールプロセスを使用して、動物モデル間で簡単にスケール変更できます (補足図 2)。

デバイスの設計と最適化の一環として、駆動によって媒介される生体力学的変化、特に膜のたわみ、対流、組織のひずみの関係を理解するために有限要素（FE）シミュレーションを実行しました（図1e、f;補足図3）。最近報告された結果 49 に基づいて、我々は非外傷性範囲 (<40%) に入る組織歪みを誘発するソフトロボット作動戦略を設計し、このレジメンは細胞性免疫応答を破壊する対流を生み出すことによって FBR を軽減すると仮説を立てた。

STARの設計と製造に続いて、次に、治療輸送に対するFBRの有害かつ進行性の影響を長期的に監視する方法を開発しました（図2a）。インスリンが FC を通過して血流に入る際の機能応答を用量依存的にリアルタイムで測定できるようにするため、インスリンをモデル高分子薬として選択しました。

a 線維性カプセル (FC) 形成が治療送達に及ぼす時間の経過に伴う悪影響を示す概略図。 b STAR経由で送達されたヒトインスリンに対する血糖（BG）反応。ベースライン（BL、3日目）、2週目、3週目に120分間測定。各時点でn = 5マウス。ｃｂから計算された、最大ＢＧ％低下（機能的効果を示す）の時間的変化。 d 線維性カプセル化を備えたSTARの代表的な2D μCTスライス。スケールバーは1 mmです。 e 移植後ベースライン（3日目）、2週目、および3週目でのSTARを封入する平均FC厚さ。 n = ベースラインおよび 2 週間で 3 匹のマウス、3 週間で 5 匹のマウス。データは平均値±平均値の標準誤差です。 f FCの厚さと血糖値の低下によって測定されたインスリンの最大効果との関係。 g さまざまな厚さの FC を介した薬物の空間拡散を示す COMSOL マルチフィジックスシミュレーション。 h さまざまな FC 厚さに対する薬物放出パーセンテージの時間的変化。

まず、C57BL / 6マウスの皮下背側に静的STARデバイス（IAなし）を移植しました（補足図4）。次に、短時間作用型ヒトインスリンをデバイスに注射し、埋め込み後 3 日目（ベースライン、BL）、2 週間、および 3 週間の連続血糖測定により、FC を介して全身循環への拡散に基づく放出をモニタリングしました（図 1）。 2b)。

等価用量のインスリンの機能的有効性は、最大血糖（BG）低下（図2c）およびBG曲線下面積（AUC;補足図5a）で示されるように、移植時間およびFBRの進行とともに減少しました。 b）。これらの結果を裏付けるために、2Dマイクロコンピュータ断層撮影法（μCT、図2d）を使用してFCの厚さを縦方向に分析し、それをこれらの機能的結果と関連付けました。予想通り、カプセルの厚さは時間の経過とともに増加しました（図2e）。重要なことは、FCの厚さとインスリン有効性測定基準の間に逆直線関係（r = –0.929）を観察したことです（図2f、補足図5c）。

最後の検証ステップでは、マルチフィジックス計算拡散モデルを使用して、治療放出に対する FC の厚さの影響を調べました。私たちのシミュレーションは実験結果を裏付けており、FCの厚さの増加が薬物輸送に顕著な影響を及ぼし（図2g）、所望の治療濃度がカプセルを通過して機能的効果を引き出すまでに時間差が生じることも示しています（図2h）。

要約すると、このデータは、高分子輸送への影響を介して FC 形成のリアルタイム変化を検出し、これらの変化を経時的に追跡できる前臨床モデルの開発と検証を示しています。

デバイスと in vivo モデルの開発に続いて、FBR を調節し、形成された FC 全体への高分子送達を改善する STAR の能力をテストするための 8 週間の縦断的前臨床研究を設計しました。

我々は、3つのグループのマウスの背側皮下にSTARデバイス（薬剤なし）を移植しました（図3a）。 2 つの実験グループでは、カスタムメイドの空気圧制御システムを使用して、12 時間ごとに 5 分間、1 Hz で 2 psi の周期的な圧力入力で STAR 対応 IA を実行しました (補足図 6)。 1 つのグループ (8W IA) は、合計 8 週間の研究期間にわたって断続的に作動させられましたが、2 番目のグループ (3W IA) は 3 週間の IA を受け、その後研究の残りの期間は作動されませんでした。 IAを受けなかった3番目のグループは対照として機能しました。次に、移植後のさまざまな時点（2、3、4、5、8週間、およびBLとして機能する3日目）に短時間作用型ヒトインスリン（2 IU/kg）をデバイスに注射しました。これらの時点での連続血糖測定により、形成された FC を通過して血流への受動的拡散ベースの輸送を監視しました。

線維性カプセルを通るインスリン輸送に対する IA の効果を評価するために使用される前臨床研究のタイムライン。 b ヒトインスリンに対する血糖 (BG) 反応。3 日目 (ベースライン)、3 週目、および 8 週目に 120 分間測定。 c 8 週間の時点での最大 BG% 変化。 d 経時的に測定した、BG レベルの 30% 低下に達するまでの時間。 e 累積発生率曲線は、ベースライン (3 日) と 8 週間の両方の時点で、すべてのグループについて 120 分間で 30% の BG 低下を達成する確率を示しています。 f 研究期間にわたってマッピングされた全体的な機能効果を示す BG % 曲線下面積 (AUC)。対照群との統計的比較。 g 3週間の時点からのAUCの変化。データは平均値 ± 平均値の標準誤差です。 *p < 0.05、**p < 0.01、***p < 0.001。詳細な統計分析については、補足注記 1 を参照してください。 † ベースライン研究は、別のマウスを用いて事後的に実施されました。 # コントロールマウスは、自傷によるデバイス損傷により中間時点で研究から除外され、その後のnの減少。

ベースラインでは、インスリン投与により、IA グループとコントロールグループの両方で血糖値が同様に低下しました（図 3b、補足注 1）。 8 週間にわたって、血糖曲線は分離し、8W IA グループと比較して、コントロールと 3W IA グループではインスリン反応性が低下しました。印象的なことに、8W IA グループは研究期間全体にわたって血糖値の急速な低下を維持しました (図 3b)。慢性的な移植とFCの発達にもかかわらず、8W IAグループでは移植後3日（BL; 72.5 ± 2.2％）および8週間（68.3 ± 3.4％）での最大血糖降下に統計的な差はありませんでした（図3c） , 補足1)。対照的に、対照群は、8週間の時点で血糖値の最大低下が20.9±4.3%にとどまり、これはFCによるインプラント隔離による薬物送達機能のほぼ完全な喪失を反映している。 3W IA グループも同様の機能喪失を示し、研究終了時の最大血糖値低下は対照よりも有意に良好ではありませんでした（詳細については補足ノート 1 を参照）。

生理学的に関連する反応（血糖値の30％低下）に達するまでの平均時間は、研究期間全体にわたって8W IAグループで30分未満で維持され（図3d、補足注1）、すべてのマウスがこの30分を達成しました。 %は8週間で48分以内に低下しました（図3e）。対照的に、対照群および 3W IA グループの平均効果時間は、移植時間とともに徐々に増加しました。治療効果までの平均時間は、8週目までに3W IAグループ（5匹中2匹が反応しなかった）で>65分に増加しましたが、対照グループでは120分の実験時間枠内では検出できませんでした（図3d、e） , 補足1)。注目すべきことに、8W IA デバイスは、4 週間でコントロールデバイスの 2 倍の速さで治療血糖値を低下させることができ (30% 低下までの平均時間: 27.43 ± 4.48 分 vs 73.55 ± 14.85 分)、8 週間では 4 倍の速さでした ( 26.33 ± 6.16 分 vs >120 分)。

AUCを計算することによって時間と大きさを統合した場合（補足図5a）、8W IAは対照群と比較してすべての時点で薬物送達に大きな利点をもたらし、強力な治療効果をもたらしました（図3f、補足注1）。 3W IAグループで3週間で作動を停止すると、インスリン反応の悪化が生じ、AUCの進行は対照グループと同等でした（図3g）。後の時点では、対照と比較して 3W IA では機能的効果が向上する傾向があるように見えますが、これは統計的に有意ではありませんでした。これは、輸送に対する強力な長期的な有益な効果を得るには、継続的な機械的投与が必要であることを意味します（図） .3f、g）。全体として、このデータは、IA が FBR を緩和し、埋め込み型薬物送達デバイスの治療寿命を延長できることを示唆しています。

前臨床研究の完了に続いて、次に、IAによって引き起こされる多相の細胞変化と薬物輸送の強化の主要な要因をよりよく理解するために、進化する時点でのFC組成の違いを分析することに着手しました（図4a）。

IAによって誘発される多相の細胞および線維性カプセル（FC）変化のタイムライン。 b Ly-6G + (緑) および DAPI (青) で染色した FC の代表的な蛍光画像。スケールバーは20μmです。 c 3日目および5日目のFC+/- IA内に存在する好中球の定量。 d α-SMA（緑色）およびCD31（赤色）で染色したFCの代表的な蛍光画像。スケールバーは50μmです。 e 2週間後のFC+/- IA内に存在する筋線維芽細胞の定量。 f ヘマトキシリンおよびエオシンで染色された FC の代表的な組織像。スケールバーは20μmです。 g 3日目、5日目、および2週間後の総細胞/莢膜面積+/- IAの定量。 h 2週間後のFC厚さ+/- IAの違いを示すμCT画像の代表的な地形的再構成。 i 動物あたり 2 回測定した、3 日目、5 日目、2 週間、および 8 週間の対照群および作動群の平均 FC 厚さ。 j 8週間でピクロシリウスレッド染色後に得られたFCの代表的な偏光顕微鏡画像。スケールバーは100μmです。 k、動物当たり60のROIを用いた光学的コヒーレンシーによるFCコラーゲン線維配向の定量化。 l 8週間の時点での作動による細胞浸潤の減少を示す代表的なSEM画像。スケールバーは500μmです。 n = 1 グループあたり 2 ～ 6 匹の動物。データは平均値 ± 平均値の標準誤差です。 *p < 0.05、**p < 0.01、***p < 0.001、****p < 0.0001。詳細な統計分析については、補足注記 1 を参照してください。

まず、炎症性FBRの初期急性期を調査しました。免疫蛍光 Ly-6G + 染色を使用して、免疫防御の最初の応答者である好中球の存在について嚢周囲領域を検査しました。我々は、IAが対照と比較して5日目に好中球の存在を有意に減少させることを発見した（図4b、c）。この結果は、IA の適用が局所的な免疫調節効果を媒介できることを示しています。

次に、線維症進行における重要な収縮細胞である筋線維芽細胞表現型へのマトリックス産生細胞の活性化を評価しました。 IAグループは、2週間の時点で対照と比較した場合、αSMA発現の有意な減少を示しました（図4d、e）。個々の細胞集団（好中球、筋線維芽細胞）の違いが観察されたにもかかわらず、同等の時点で全体の細胞数の違いは検出されませんでした（図4f、g）。

次に、治療輸送の改善に関与するマクロスケールの被膜変化を調査しました。私たちは、STAR 移植期間が長くなり、カプセルの厚さが変化することを調べました。ＩＡは、移植後の最初の２週間で被膜の成長を軽減し、２週間の時点で対照と比較して厚さの顕著な減少が観察された（図４ｈ、ｉ）。この結果は、初期の時点でのIAグループの血糖応答性の向上と一致しており(図3)、FCの厚さが高分子輸送の初期改善に重要な寄与をしていることを示唆しています。

しかし、8週間までに、カプセルの厚さはIA群と対照群の間で等しくなりました（図4i）。この結果は、追加のメカニズムが、後の時点でのIAグループのインスリンに対する機能的反応の持続的な改善に関与していることを示唆しています（図3）。これをさらに調査するために、カプセルの血管分布、密度、コラーゲン線維の成熟度を調べました。ただし、高分子の輸送と機能的効果の改善を説明するような違いは観察されませんでした（補足図7、補足注1）。偏光顕微鏡画像の光コヒーレンス分析により、8週目にコラーゲン線維が対照と比較してIAグループでより高い整列を示すことがわかりました（図4j、k）。 IAは、2週間から8週間まで経時的にコラーゲンの整列を増加させるように見えましたが、対照群では整列の時間的変化は観察されませんでした（図4k）。我々は、対照群では整列度が低く、したがって繊維の絡み合いが大きいため、立体障害が生じ、コラーゲンマトリックスを通る高分子の輸送が潜在的に遅くなるか固定化されると考えています55,56。

最後に、細胞侵入およびSTARの多孔質膜の遮断に対するIAの能力を調べました。走査型電子顕微鏡により、8週間の時点で対照群とIA群の間の細胞浸潤に明らかな違いが示された(図4l)。この効果は、STAR の作動時に生成される対流に起因すると考えられます (補足図 3g)。これらの莢膜解析により、FBR の調節における IA の多面発現的な役割が明らかになり、高分子治療の輸送改善につながる細胞変化と構造変化が強調されます。

断続的な免疫調節作動に加えて、薬物輸送を増強する別のソフトロボット作動ベースのメカニズムを実証します。薬剤を装填した STAR デバイスの作動媒介 RR は、IA (2 psi、1 Hz) と同じ大きさのオンデマンド作動の数サイクル (約 1 ～ 5) で構成されます。この戦略により、デバイスのリザーバー (図 5a、補足ムービー 2) から周囲の組織 (図 5b、補足ムービー 3) への薬物の大量輸送を加速できます。このオンデマンドの対流ベースのアプローチを使用して、RRがより高い濃度と圧力勾配を誘導することによって拡散を制限するFCバリアを克服できるかどうかを調査しました（図5c、d）。

RR は、STAR の治療リザーバーからモデル薬物であるメチレンブルーの対流を可能にします。スケールバーは5mmです。 b ラットモデルに皮下に埋め込まれたSTARを示す光音響画像：RRにより、治療リザーバーから周囲の組織ポケットへの薬物類似体（赤）の対流が可能になります。 c 線維性カプセル化を克服する作動媒介RRを示す概略図。 d FC によって生成される律速拡散障壁と、RR を使用して輸送を改善する能力を示す COMSOL Multiphysics シミュレーションのスナップショット。 e 受動的拡散単独と 200 秒の RR を比較した FC 外部の薬物濃度。 f 1 回または 5 回の RR 作動サイクルでの薄い (100 μm) または厚い (200 μm) FC の FC 外側の薬物の濃度。 g 2 つの STAR デバイスが埋め込まれたラットモデルの生体内画像。蛍光は、薬物類似体 Genhance 750 の分布を示します。赤い矢印は、RR 作動後のデバイスを示します。 h 蛍光 IVIS イメージングによって定量化された、パッシブ (コントロール) および RR 作動 STAR における Genhance 750 の薬物拡散領域の時間的変化。 i 埋め込み後 2 週間の、対照 (受動拡散のみ) および RR 作動 (t = 150 分) の STAR デバイスにおけるインスリンに対する血糖反応。 n = 1 グループあたり 4 匹の動物。データは平均値 ± 平均値の標準誤差を表します。対応のある片側 t 検定から計算された p 値。

まず、受動拡散ベースの輸送とRRを比較するマルチフィジックス計算モデルを開発しました（図5d–f）。 RRはカプセルを通過する薬物輸送を強化するため、より高い濃度が時間的に制御された方法で治療標的に到達することができます（図5d、e）。さらに、複数の作動サイクルは、単一サイクルと比較してカプセル内輸送を増加させることができるため、投与量を特定の臨床シナリオに適応させることができます（図5f）。ペクレ数 (Pe) の計算 57 では、受動的拡散では Pe = 2.35、作動媒介 RR では Pe = 70.18 と推定されており、これは、所定の用量の薬物について、拡散支配プロセスによる受動的薬物送達に必要な時間が作動の時間をはるかに上回っていることを示唆しています。媒介薬物送達。これは対流が支配的です。

これらのシミュレーションを実証するために、我々は次に、長期間の移植およびＦＣの開発に続いて、生体内でのＲＲの有用性を調査した。我々は、RR の有無にかかわらず薬物の空間分布を評価するために、Sprague Dawley ラットモデルに 2 つの STAR デバイスを埋め込みました。移植後 24 日目に、生体内イメージングシステム (IVIS) を使用して、蛍光小分子薬物類似体 (Genhance 750) の分布領域をモニタリングしました (図 5g)。 Genhanceの受動的拡散は遅い一方で、FCの存在にもかかわらず、RRは薬物分布の急激な増加（約7倍）を引き起こしました（図5h）。

最後の例では、STAR移植後2週間でITTモデルのRRを使用して、物質輸送と下流の機能効果の強化を実証しました（図5i）。インスリンの受動的拡散により、すべての動物で 120 分間にわたって血糖値が低下しました。この時点で、血糖値をベースラインに向かって回復させるために、1 つのグループに食物が与えられました。 150 分の時点で、このグループは 5 サイクルの作動を受けました (1 Hz で 2 psi の同じパラメータ)。 ITTの開始時に与えられた最初の用量の後、追加のインスリンは投与されなかった。デバイス全体のインスリン濃度勾配の減少と食後の動物のインスリン感受性の低下にもかかわらず、作動媒介RRは、STARからのインスリン放出の増加により、15分間にわたって血糖値の大幅な低下をもたらしました（図5i）。

これらの結果は、拡散制限 FC を通過する輸送を強化するためのオンデマンド作動ベースの方法の開発を裏付けます。

我々は、STAR の柔らかく折り畳み可能な特性が低侵襲移植に適していることをヒト死体モデルで実証し、臨床応用の実現可能性を確立します。当社の材料 (TPU) の選択により、製造プロセスを変更することなく、臨床的に関連する寸法 (80 mm × 120 mm) への拡張性と、展開や接着チャネルなどの追加要素の統合が可能になります (補足図 8)。我々は、1 cmの切開を通して筋間送達部位へのSTARの低侵襲移植を可能にする展開システムと手術計画（補足図9）を設計しました。展開システムは、デリバリーシース、空間形成バルーン、STAR を含むデリバリーカートリッジで構成されます。我々は、内腹斜筋と腹横筋の間の前腹壁にある腹横筋面をインプラント部位として選択しました（図6a）。この潜在的な空間は十分に血管が発達しており、例えば腹部手術中に鎮痛剤を投与するために医療提供者によって頻繁にアクセスされる確立された組織面である58,59。

a 前腹壁の腹横面の位置。 b 超音波ガイド下で腹壁前壁の目的の組織筋間面に針をアクセスし、潜在的な空間を生成するための水圧解剖 (EOM: 外腹斜筋、IOM: 内腹斜筋、TAM: 腹横筋)。 c セルディンガー技術を使用して腹横筋面に針をアクセスし、組織面への耐久性のあるアクセスを維持するためにガイドワイヤー上で 5 Fr シースを交換しました。 d 市販の拡張器セットを使用して、展開シースの位置決めに対応するスペースを拡張します。 e STAR はシースを通って組織空間に前進します。 f、g 超音波誘導を使用して飛行機内で STAR デバイスが完全に展開することを保証するために、エコー源性造影剤を使用して展開チャネルを膨張させました。

超音波画像に導かれて、最初に腹壁前壁の18ゲージ針で腹横筋間の筋間空間にアクセスし、水圧解剖を使用して内腹斜筋と腹横筋の間の組織面を分離しました（図6b）。次に、セルディンガー技術を利用してワイヤ60上で針を交換し、超音波ガイドで組織が正しく配置されていることを確認しました（図6c）。次に、デバイスの送達を容易にするために 1 cm の皮膚切開を行い、スペースを拡張して特注の送達シースの位置に対応するために市販の拡張器セットを使用しました (図 6d)。最後に、空間作成バルーンを使用して組織面の分離を完了しました。充填中に超音波で視覚化できます。次に、スケールアップしたSTARデバイスを送達カートリッジに事前に装填し、シースを通して筋肉下面まで容易に前進させて（図6e）、展開しました。エコー源性コントラストによる展開チャネルの加圧により、超音波視覚化下でデバイスを開くことが可能になりました（図6f、g）。処置後の組織の解剖により、デバイスが適切な空間にうまく送達されたことが示されました。

我々は、(1) 断続的な免疫調節作動、および(2) 作動媒介の急速放出という 2 つの相乗的なソフトロボット戦略を使用して、FC の拡散障壁を回避および克服し、長期の強化された治療輸送を達成できる移植可能なプラットフォームである STAR を紹介します。

これらの機械療法戦略をテストする前に、インスリンの高分子輸送に対するFBRの効果を検出し、この結果を経時的にモニタリングする堅牢なin vivo法（ITT）を開発しました（図2）。 ITT には、技術開発を支援するいくつかの有利な機能があります。まず、リアルタイムでの測定により、機敏なフィードバックと反復開発が可能になります。第二に、この方法では、効果までの時間、最大効果、または AUC による時間と規模の両方の統合などの臨床関連パラメータを使用して、介入の正確で定量的な評価が可能になります。最後に、非侵襲的な測定を繰り返すことで、個々の動物や治療グループを長期にわたって追跡できる、複雑で多相的な現象の長期的な研究が可能になります。

IA は STAR の兵器の最初の要素です。組織と接触する膜に歪みを誘発し、デバイス周囲の流体の流れを乱すことにより、STAR は侵入する細胞 FBR に対する振動機械的シールドとして機能します。これらの局所的な機械的効果は、巨大分子の長期輸送に好ましい環境を作り出します。 IAは、移植直後、すなわち顕著な阻害性FCの形成前に見られるのと同じレベルでSTARの機能的効果を8週間にわたって保存することができる(図3c)。顕著な対照的に、対照群のインスリン反応性は、埋め込み時間が長くなると減少し、ほぼ完全なFC分離と埋め込み失敗に至るまで続きました。シンプルな 5 分間、1 日 2 回の作動レジメンを使用した治療効果の延長は、FBR を軽減するための魅力的で革新的な戦略を表します。

ITT 血糖の結果をさまざまな ex vivo 莢膜分析技術と組み合わせることで、細胞浸潤と莢膜形成に対する IA の多相的、時間的影響を解明することができました。 IA群と対照群の炎症反応を調べると、嚢周囲細胞の総数には差がないにもかかわらず、予想される浸潤のピーク時に異なる細胞集団に有意な差が検出されました（図4）。

我々は、IAが嚢周囲部位から好中球を除去することによって局所的な免疫調節効果を生み出すことを実証しました（図4b、c）。好中球の浸潤は、FBRの重要な最初のステップであり、炎症過程を開始および伝播させ、その後のFCを発症することが知られている細胞集団（例えば、マクロファージ）の補充を引き起こす。好中球応答の早期調節は、FBR に長期的に重要な影響を与える可能性があります。実際、我々は、作動を停止した後でも、コントロールと比較して、3W IA グループで機能的効果が向上する傾向を観察しました。この効果は統計的に有意には達しませんでしたが、たとえ初期の作動期間であっても、治療輸送において長期的な利点がある可能性があります。ただし、最大の抗炎症効果は継続的な作動によってもたらされることは明らかです (図 3f)。 Seoらによる最近の研究49。骨格筋再生のための動的負荷後の好中球細胞集団の機械感受性の性質を裏付けています。著者らは、報告されている好中球の減少の原因は、化学誘引物質の機械的な洗い流しにあると仮定した。これに関連して、我々の研究は、インターロイキン 1、6、8 などの炎症促進性化学誘引物質の勾配に対する IA の影響を、細胞の接着、配向、機能に対する直接的な機械的影響と比較してさらに研究する動機となります。

我々は、対照と比較してIAによる筋線維芽細胞数の有意な減少に注目した(図4d、e)。 αSMA 発現を特徴とする筋線維芽細胞表現型へのマトリックス産生細胞の活性化は、線維症の進行における重要なステップです。発現の増加は、収縮活動の亢進、応力線維の形成、および細胞外マトリックスの合成につながります。さらに、活性化された線維形成細胞は、さらなる細胞動員と有害な線維化反応の伝播に関与するサイトカインを産生する可能性があります43。硬直が線維症に先行するか、線維症の重要な要因であることがますます明らかになりつつあります61。したがって、筋線維芽細胞の発現とマトリックス剛性に対するその影響を減らすことは、この自己永続的な線維化効果を修正するための重要な戦略である可能性があります。

時間の経過に伴う細胞の多相変化に加えて、IA群と対照群の間に明確な違いがある、マクロカプセル構造の進化における多相の違いも観察されました。移植後の初期の時点（2週間）で、グループ間のカプセルの厚さの違いが観察されました（図4h、i）。これは、これらの時点での拡散ベースの輸送の改善とよく一致しています（図3b、f）。 FC の厚さは移植 8 週間後にグループ間で等しくなり、他のメカニズムが後の時点での輸送の改善に関与していることを示しています。血管分布、カプセル密度、コラーゲン成熟度など、IAグループの輸送改善に関するいくつかの関連仮説を却下しました（補足図7）。ただし、コラーゲンの構造とデバイスリザーバーへの細胞浸潤の違いが、グループ間の輸送と機能的効果の後期の違いに寄与する可能性があることに気づきました（図4j-l）。作用している複数のメカニズムを完全に解明し理解するには、さらなる研究が必要である。対照群の６匹のマウスのうち２匹は、背部組織および皮下インプラントに対する自傷的損傷のため、後の時点で研究から除外されなければならなかったことに留意されたい。興味深いことに、これはどのIAグループのマウスでも起こらなかった。過剰な FBR によって媒介される被膜拘縮は痛みを伴う症状 62 であり、このグループの違いを合理化する可能性があり、将来の研究ではこの観察結果をさらに調査する可能性があります。

IA に加えて、STAR は RR という 2 番目の輸送増強戦略を持っています。薬剤を充填した STAR を作動させると、より高い濃度と圧力勾配が誘導され 31,32、その結果、時間制御により形成された FC を横切る薬剤輸送が改善されます (図 5)。 RR は、正確な投与と機能効果までの迅速な時間が重要な強力な薬剤、または主に分子量と濃度勾配によって支配される対流が拡散ベースのフラックスを強化するタンパク質などのマクロ薬剤にとって特に有利です。対流増強送達は、臨床転帰は控えめではあるものの、深部脳腫瘍標的における化学療法の分布を改善するために成功裡に使用されている26、27、32、63。

私たちは、この研究で実証された IA および RR テクノロジーのいくつかの臨床使用シナリオを想定しています。 RR は、臨床上の緊急事態に対応した迅速なオンデマンドの治療薬の送達など、IA とは独立して使用できます。関連する例としては、アナフィラキシーの治療のためのアドレナリンの送達や、低血糖性昏睡の治療のためのグルカゴンの送達が挙げられます。どちらの場合も、FC 形成による配送の阻害は重大な結果をもたらします。

最適な FC 緩和戦略では、IA と RR の両方を組み合わせることもできます。たとえば、IA を毎日短時間バースト（薬剤なし）すると、FBR が弱まり、デバイスの寿命が延び、長期の移植におけるパフォーマンスが向上する可能性があります。その後、時間的に制御されモジュール式の RR 作動レジームを使用して、患者固有の臨床シナリオおよび/または FBR 重症度に従って、迅速かつ正確な投与量調整を行うことができます。 IA と RR は、単一のデバイス設計とポンプをエレガントに利用する補完的な戦略であるため、STAR はさまざまな臨床シナリオに適しています。

1 型糖尿病の管理は、STAR が相乗効果をもたらす可能性がある関連臨床分野の 1 つです。例えば、IA は人工膵臓の寿命を延長するために適用でき 64、不必要な FBR 媒介の遮断や関連する高血糖事象を防止し、最終的には投与計画と患者の経験を簡素化することができます。相乗効果として、作動媒介RRは迅速なインスリン調整を行い、長期合併症の予防に必要な狭い範囲内で血糖値を維持する可能性がある65。さらに将来に目を向けると、STAR の応用により、細胞ベースの治療法の実行可能性に対する主要な障壁となっている輸送を制限する FC を修飾することにより、ヒト由来のインスリン産生膵島細胞を利用した次世代バイオ人工技術の翻訳が可能になる可能性があります。 66、67、68。長期的な有効性を得るための毎日の IA の必要性を考慮すると、実施形態では、既存のインスリンポンプで使用されているものと同様のウェアラブルポンプが必要となる可能性があります 69。

STAR の柔らかい素材は、硬い移植可能な薬物送達システム 70 に比べて生体適合性の利点を備えており、低侵襲のカテーテル移植に適しています。臨床応用に向けた一歩として、我々は STAR デバイスをスケールアップし、オーダーメイドの送達ツールと、従来のインターベンショナル放射線技術と一致する低侵襲手順を開発しました (図 6)。我々は、人間の死体モデルにおいて、臨床的にアクセス可能な前腹壁の筋間腔へのSTARの送達を実証した。このアプローチにより、経験豊富なインターベンショナル放射線科医の手による超音波ガイドを使用して、改良されたシースを介してヒューマンスケールのデバイスを移植するための短い処置時間 (<20 分) が可能になりました。追加の設計機能により、組織面でのデバイスの位置を維持するための正しい展開と接着剤の送達が実証されました。したがって、STAR は、確立された画像診断法を使用して、局所麻酔下で外来患者の介入医によって迅速に埋め込まれることができます。

私たちは長期マウスモデルにおいて堅実な前臨床結果を実証しましたが、臨床応用にはいくつかの制限と障壁があります。マウスの背側皮下腔への移植から得られた我々の発見は、ヒトの異なる解剖学的位置（例えば、腹部筋間腔）での同様の結果を直接予測できない可能性があり、これらの解剖学的および微小環境の違いがSTARの効果にどのような影響を与えるかを理解するにはさらなる研究が必要である。 FBR の研究にはげっ歯類のモデルが広く使用されています 9,26 が、げっ歯類ではヒトと比較して、インプラント周囲の皮下空間の組織コラーゲン含有量が異なり、インプラント界面の間質液の代謝産物も異なることが示されています 71。さらに、げっ歯類の皮膚、毛皮、および行動の違いにより、埋め込まれたデバイスは人間とは異なる生体力学的力を受ける可能性があります51。心強いことに、これまでのところ、種やデバイス設計にとらわれない IA レジメンでも同様の FBR 軽減効果が観察されています 34。これに加えて、種を超えて FC 形成に保存された炎症経路が存在すること 72 は、STAR がヒトのインプラント寿命の延長において同様の利点を持つ可能性があることを示唆しています。

炎症や組織再生に対する機械的負荷の影響を調べる先行研究は多数ありますが、作動方法、処方計画、結果として生じる変形、標的組織、および使用する動物モデルに関してはかなりの不均一性があります44、45、46、47。、48、49、50。組織のひずみ 47、49、50 および負荷周波数 50 の変化の影響に対処しようと試みた研究はほんのわずかです。したがって、機械的作動の抗炎症効果を最大化する最適な負荷パラメーターを定義するには多大な作業が必要ですが、これは組織の種類や機械的刺激によって異なる可能性があります。

この研究から 6 つの結論を導き出すことができます。 (1) ITT は、生体内で発生中の FC を通過する高分子療法の輸送を監視するための堅牢で長期的な方法を表します。 (2) FBR は、インプラントが完全に分離されて治療が失敗するまで、静的 STAR デバイスからのインスリン輸送を時間の経過とともに無効にすることができます。 (3) 断続的な作動により、長期間の植込みであっても治療輸送をベースラインレベルに維持し、STAR の治療寿命を延長することができます。 (4) IA は、好中球の炎症反応における免疫調節変化を媒介し、細胞浸潤およびカプセル形成における下流の多相の時間的変化を誘発することができます。 (5) 薬物を装填した STAR デバイスの作動媒介 RR は、FC の存在にもかかわらず、調整可能な時間制御により物質輸送と治療効果を相乗的に高めることができます。 (6) ヒト死体モデルにおいて STAR の低侵襲カテーテル移植が可能であり、我々のアプローチの臨床応用可能性を示しています。

要約すると、STAR プラットフォームは、FBR を緩和および克服し、埋め込み型薬物送達デバイスの寿命と有効性を延長するための新しい機械療法アプローチを表します。 1 型糖尿病の管理など、線維症によって輸送が影響を受けるさまざまな適応症に対して、臨床的に非常に有用です。

1 および 2 チャンネルのポジティブおよび対応するネガティブモールドは、VeroBlue 樹脂 (Stratasys Objet30) を使用して 3D プリントされました (補足図 2a)。熱可塑性ウレタン (TPU; 0.3 mm、XGD0385、QING GEN) をポジティブ 2 チャネル金型上で真空熱成形 (Yescom Dental) しました (補足図 2b)。次に、このプロセスを、より薄い TPU (0.076 mm、HTM-8001-M、ポリエーテル、American Polyfilm) を使用してポジティブ 1 チャネルで繰り返しました (補足図 2b)。 UV ナノ秒レーザー (アイルランド国立大学ゴールウェイ国立レーザー応用センター) を使用して、TPU 膜 (0.076 mm、HTM-8001-M、ポリエーテル、American Polyfilm) に直径 10 μm の細孔をレーザーカットしました。

熱成形およびレーザーカットされた膜は、ネガ型に組み立てられました (補足図 2c)。外径０．２１ｍｍのマンドレルをチャネルに挿入して開存性を維持した。熱転写機 (330QXAi、PowerPress) を使用してアセンブリをヒートシールしました。マンドレルを取り外し、TPU カテーテルチューブ (0.037 インチ × 0.023 インチ、MRE037、Micro-Renathane、Braintree Scientific) を挿入し、熱収縮チューブを使用してデバイスにヒートシールしました。最終的に組み立てられたデバイスの寸法は 15 mm (幅) × 18 mm (長さ) × 2 mm (高さ) で、2 つのチャンバーで構成されています。大きい方のチャンバーは 12 × 6 mm、小さい方のチャンバーは 3 × 12 mm です (補足図 3a、b)。。

ラットスケールデバイスは前述のように製造されました 34。最終デバイスは、長さ 12 mm、高さ 3.9 mm、直径 3.5 mm の半球状リザーバーを備え、3Fr TPU カテーテルチューブの長さは可変でした。

120 × 80 mm のヒューマンスケールのデバイスは、前述のように製造されました (補足図 8)73。追加の展開チャネルと作動チャンバーが含まれており、シースを介した低侵襲送達と移植後の動的作動が可能になりました（補足図9）。

埋め込み型デバイスに作動を与えるカスタムメイドの電空システムは、補足図 6 で説明されているように開発されました。このシステムは、空気圧電源を制御するための事前にプログラムされた電気信号で構成されていました。空気圧コンポーネントには、正圧および真空発生器、圧力調整器、電空 (ソレノイド) バルブが含まれます。プログラマブルマイクロコントローラーボード (Arduino Uno) と電源を使用して、空気圧パワーの開ループ制御を確立しました。陽圧は電空圧レギュレーター (ITV1030; SMC Inc.) を介して誘導され、マイクロコントローラーボードを介して制御され、正確な作動圧力が調整されました。次いで、埋め込まれた装置の作動は、装置の拡張のための正圧と装置の収縮のための負圧を交互に行うことによって達成された。この空気圧作動パターンの送達は、同じマイクロコントローラーと電源に接続された2つのMOSFETを使用して制御される、正圧と負圧用の2つの電空ソレノイドバルブ（NVKF333; SMC Inc.）によって保証されました（補足図6a）。マニホールドを使用して、別々の動物で複数のデバイスを同時に作動させ、すべてのマニホールドチャネルで設定圧力レベルが一貫して達成されるようにしました（補足図6b、c）。

STAR デバイスを製造し、カスタムメイドの 3D プリントホルダー (Objet30 Prime、Stratasys) に配置しました。デバイスは、上記の電空作動および制御システムを使用して、1 ～ 9 psi まで空気圧で膨張されました。膜のたわみの画像は、デジタルカメラ (Nikon DLSR) と側面図に配置された三脚を使用して撮影されました。その後、たわみの大きさを ImageJ を使用して分析しました。この戦略に基づいて、前臨床マウスモデルにおける 2 つの異なるたわみの大きさ (0.58 および 1.3 mm) の影響を調査するために、二室構成が選択されました。より低いたわみの大きさは、以前の研究とほぼ一致していることに注意してください。

レーザーカットされた 5 mm × 5 mm 片の多孔質 TPU 膜は、後方散乱電子イメージングモードで 20 kV の電子加速電位および 8 ～ 10 mm のサンプル作動距離で動作する Hitachi S2400 顕微鏡を使用した走査型電子顕微鏡 (SEM) によって特性評価されました。イメージング後、Fiji 2.0.0（ImageJ）のハフ円変換関数を使用して画像から細孔直径を測定しました（補足図1）。

平滑化粒子流体力学（SPH）法を使用した流体構造相互作用（FSI）シミュレーションは、インプラント周囲の流体の流れと能動送達下の薬物輸送のダイナミクスを調査するために実施されました。すべての FSI シミュレーションは、Abaqus/Explicit 2018 (Dassault Systèmes、Vélizy-Villacoublay、フランス) を使用して作成されました。デバイスは 3D サーフェスジオメトリとしてモデル化され、14,636 個の 4 ノードシェル要素 (Abaqus ノードタイプ S4R) でメッシュ化されました。剛体の運動を防ぐために、すべての方向の節点変位がゼロに固定されるディリクレ境界条件が底部多孔質膜の端に適用されました。 500 ms で 2 psi まで直線的に増加し、次の 500 ms で 0 psi まで減少する圧力負荷を、外膜と中間膜の内面に加えました。膜は、μ1 = –8.31 MPa、μ2 = –0.36 MPa、μ3 = 17.89 MPa、α1 = 0.46、α2 = 3.62、α3 = –3.10 のパラメータを持つ Ogden 3 次超弾性材料を使用してモデル化されました。流体ドメイン、薬物および外部流体は、線形四面体要素でメッシュ化され、各要素はその重心に位置する SPH 粒子に変換されました。薬物ドメインと外側流体ドメインには、それぞれ 107,406 個と 174,516 個の粒子が含まれていました。粒子には、密度 9.96E-7 kg/mm3、体積弾性率 2.094 GPa、動粘度 3.56E-8 MPa-s の特性が割り当てられました。

構造有限要素 (FE) モデルは、デバイスの下の組織の変形を調査するために構築されました。デバイスは、FSI シミュレーションと同じ形状および材料モデルを使用してモデル化されました。デバイスが皮下に埋め込まれたときの皮膚の拘束をモデル化するために、線形弾性特性 (E = 1 MPa) を持つドーム型のシェル構造がデバイスの上部に追加されました。組織は線形弾性材料 (E = 15 kPa) としてもモデル化されました。境界条件に関しては、皮膚の端と組織の底面は両方とも全方向に固定されていました。タイ拘束を使用して、デバイスと組織間の縫合糸の取り付けをモデル化しました。摩擦係数0.5の一般的な接触をモデル全体に適用しました。デバイスの内部チャンバーは、直線的に増加するさまざまな圧力負荷 (1 psi、2 psi、および 3 psi) にさらされました。 FE シミュレーションから、組織のひずみ等高線図と下向き変位等高線図が抽出されました。平均ひずみとたわみは、デバイスと組織の間の界面で計算されました。

物質輸送シミュレーションは、COMSOL Multiphysics ソフトウェアバージョン 5.6 (COMSOL、バーリントン、マサチューセッツ州) を使用して実行されました。 2D モデルには、薬物貯蔵庫、FC、および身体を表す外部流体ドメインの 3 つのドメインが含まれています。 FC はデバイスを取り囲む厚さ 50 μm ～ 200 μm の薄い層です。外側の流体ドメインは、高さと幅がそれぞれ 5 mm と 20 mm の長方形の領域です。物質輸送は、COMSOL の「希釈種の輸送」モジュールの過渡拡散対流方程式を使用してモデル化されました。リザーバーおよび外部流体ドメインの拡散率は 855 μm2/s と与えられ、FC の拡散率は 50 μm2/s と与えられました74。初期濃度 1 mol/mm3 を薬物リザーバードメインに適用しました。純粋な流体ドメインと多孔質媒体の間の流体速度は、COMSOL のブリンクマン方程式を使用して計算されました。薬物リザーバーと外部流体は、密度 997 kg/m3、粘度 8.9E-4 Pa-s の純粋な流体ドメインとしてモデル化されました。 FC は、8.9E-16 m2 の透過性と 0.8 の多孔性を備えた多孔質媒体としてモデル化されました。装置の作動がトリガーされると、1 秒以内に 2 psi の圧力入口がリザーバーの境界に印加されました。外側流体領域の境界にはゼロ出口圧力が適用されました。モデルは、拡散と対流下で 30 分以内の薬物分布プロファイルの一時的な変化を示しました。すべてのシミュレーションにおいて、局所的な濃度と地域的に蓄積された濃度の両方が定量的な出力として時間の経過とともに抽出されました。

特性長さ L に対する物質移動のペクレ数は、PeL = uL/D として定義されます。ここで、u は局所流速、D は拡散率です57。代表的な計算では、L = 1 mm と仮定しました。この仮定は、デバイス膜の最大たわみが〜1.5 mm、推定組織のたわみが〜0.73 mmであることを示す実験データと計算データに基づいています（補足図3）。拡散率 D = 855 μm2/s が使用されました。これは、上記の COMSOL Multiphysics モデルで使用されたのと同じ値です74。受動的拡散シナリオの場合、u の合理的な推定値は間質液の速度であり、その範囲は 0.1 ～ 2 μm/s であると広く報告されています 75。上記の COMSOL シミュレーションから、作動直後の多孔質膜付近の流速 0.06 mm/s が計算されました。

動物の手順は、マサチューセッツ工科大学の施設内動物管理使用委員会による倫理規定に従って審査され、承認されました。動物は、20 ～ 22 °C、相対湿度 30 ～ 70% の範囲で、12 時間の照明サイクルのオン/オフの施設で飼育されました。研究期間中、動物は標準的な寝具と餌を与えて個別に飼育されました。すべてのデバイスは、移植前にエチレンオキシドを使用して滅菌されました。

雄の C57BL/6 マウス (25 ～ 30 g) を、吸入可能なイソフルラン (1 ～ 3%) を使用して麻酔下に置きました。疼痛を制御するために、徐放性ブプレノルフィン (Bup-SR、1 mg/kg) を単回皮下投与しました。補足図4に示すように、STARデバイスをマウスの皮下に移植しました。手術部位を準備するために、バリカンと局所脱毛クリームを使用してマウスの背中の毛を取り除き、その部位を水で3回洗浄して滅菌しました。ポビドンヨードと 70% エタノール。内側背側切開を首の付け根と尾から 1 cm の位置で行いました (補足図 4a)。切開部位で鈍的切開を行い、湾曲した止血鉗子を使用して、上側部位から下側部位まで皮下にトンネルを通した。 Instech Laboratories から入手可能な経皮的自己シールポート (VABM2B/22R22) を、各 STAR デバイスの治療および作動カテーテルの後端に接続しました。次に、15 × 18 × 2 mm STAR デバイス（補足図 3a、b）を上部切開部位を介して皮膚の下に挿入し、下方にトンネルを通って所定の位置に挿入しました。デバイスを、両側の1本の縫合糸で下にある筋膜に固定しました(7-0モノフィラメント)。次に、ポートを上部切開部位の皮膚の下に挿入しました（補足図4b）。次に、各切開部位の皮膚を断続縫合糸（5-0 Maxon モノフィラメント）で閉じ（補足図 4c）、動物を加熱パッド上で回復させました。術中の体液損失を補うために、0.2 mL の温かい生理食塩水を皮下投与しました。

STAR デバイスからのインスリン放出の動態測定とその後の血糖値への影響は、ITT を通じて測定されました。マウスの体重を量り、Humulin R U-100 短時間作用型ヒトインスリンの原液から 1 IU/kg/150 μL の用量を含む溶液を調製しました。動物は ITT の開始前に 4 時間絶食させ、試験中は餌も寝具も与えずに清潔なケージ内に保管しました。ベースラインを確立するために、最初の血糖測定が行われました。次いで、総用量２ＩＵ／ｋｇのインスリン製剤を、時間＝０分に、Ｉｎｓｔｅｃｈｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ（ＶＡＢＭ２Ｂ／２２Ｒ２２）から入手可能な経皮的自己シールポートを介して装置内に投与した。 1 mL Luer Lock使い捨てシリンジ（BD）に接続されたPNP3Mを使用して用量を投与しました（補足図4e）。投与後、マウスの外側尾静脈から血液を採取し、Bayer Contour Next Blood Glucose Monitoring System を使用して、時間 = 15、30、45、60、75、90、および 120 分に連続血糖測定を 120 分間実行しました。分。動物を市販の拘束具（TV-RED 150-STD、Braintree Scientific）を使用して拘束した。採血前に、HotHand ウォーマーを使用して尾を 10 秒間温めました。次に、70％エタノールに浸したキムワイプでその領域を消毒しました。最後に、27 ゲージ針 (BD) を使用して静脈穿刺を実行し、測定値を記録しました。

断続的作動は、PNP3Mコネクタ（Instech）を使用して、カスタムメイドの電空作動および制御システム（上記）を自己密閉経皮作動ポートに接続することによって実行されました（補足図4d）。次に、前述したように、デバイスを 12 時間ごとに 5 分間、1 Hz で 2 psi の制御された入力圧力で周期的に作動させました 34,46。研究全体を通して、IA中にデバイス内に薬物は存在しませんでした。

デバイスは、上記のように雄の C57BL/6 マウスに移植されました。デバイス移植後 2、3、4、5、および 8 週間後に、上記の ITT をすべてのマウスで実施し、その後、動物を CO2 で安楽死させました。 6 台のデバイスは静的制御であり、10 台のデバイスは 12 時間ごとに 5 分間動的に作動されました。作動グループは作動後 3 週間で分割され、1 つのグループ (n = 5) は作動を停止し、その後は受動的なままであり、別のグループ (n = 5) は 8 週間の研究期間全体にわたって動的作動を継続しました (図 3a)。）。

移植後 2 週間で、上記のようにインスリン注射後 120 分間にわたって連続血糖測定を実施しました。血糖値を回復させるために、120分にRR群に食物を与えた。次に、STAR デバイスを 150 分で作動させることによって、作動媒介 RR を実行しました。時間 = 0 分の初回投与後に追加のインスリンは投与されなかったことに注意してください。 STAR 作動リザーバーは、PNP3M コネクタ (Instech) を使用して、経皮的セルフシールアクセスポートを介してカスタムメイドの空気圧制御ユニットに接続し、1 Hz で 2 psi の周期圧力を 5 サイクル空気圧で作動させました。作動時間と避難時間は同等でした。血糖値は、１群あたり４匹のマウスにおいて、さらに４回の１５分間の増分で尾静脈サンプリングにより測定した。

2 匹のメスの Sprague Dawley ラット (250 ～ 300 g) を、吸入可能なイソフルラン (1 ～ 3%) を使用して麻酔下に置きました。痛みを制御するために、Bup-SR (1 mg/kg) を皮下投与しました。手術部位を準備するために、ラットの背中の毛を除去し、その部位をベタジンと 70% エタノールで 3 回洗浄して滅菌しました。首の付け根に上方の切開部をポート用に作製し、２つの下方の切開部をラットの背部に沿って元の切開部から９ｃｍの位置および脊椎の側方１ｃｍに作製した。すべての切開部で鈍的切開を行い、一対の鉗子を使用して前部から後部まで皮下にトンネルを掘った。 Instech Laboratories から入手可能な経皮的自己シールポート (VABM2B/22R22) を、各 STAR デバイスの治療および作動カテーテルの後端に接続しました。ポートは首の付け根の所定の位置に配置され、デバイスは後方にトンネルを通して所定の位置に挿入されました。各ポートは、少なくとも 1 本の断続縫合糸 (5-0 モノフィラメント) を使用して下にある筋膜に固定されました。各 STAR デバイスを、両側の 1 本の縫合糸 (7-0 モノフィラメント) で下にある筋膜に固定しました。皮膚を断続縫合糸 (5-0 モノフィラメント) で閉じ、動物を加熱パッド上で回復させました。手術による体液損失と脱水症状を軽減するために、温かい生理食塩水 (300 μL) を皮下投与しました。動物はCO2により安楽死させた。

ラット前臨床研究の 24 日目に、IVIS Spectrum in vivo イメージングシステム (PerkinElmer) を使用して、小分子蛍光薬物類似体 Genhance 750 (Perkin Elmer) の放出を評価しました。 745 nm の励起フィルターと 800 nm の発光フィルターを使用して画像を取得しました。まず、吸入可能なイソフルランを使用して動物を麻酔しました。関心領域 (ROI) の特定を助けるために、皮下の STAR リザーバーの上の毛を除去し、各リザーバーの周囲を皮膚にマークしました。準備後、コントロール画像を取得しました。次いで、３５μＬのＧｅｎｈａｎｃｅ薬物類似体を、シリンジポンプ（ＨａｒｖａｒｄＡｐｐａｒａｔｕｓ）を使用して、経皮ポートおよび再充填ラインを介して各ＳＴＡＲリザーバーに注入した。まず、負圧を加えて補充ラインとリザーバーをきれいにしました。画像は 3 分ごとに連続して取得されました。 Genhance を STAR に注入してから 14 分後、イメージングを一時停止し、介入リザーバーを空気圧で作動させました。その後、イメージングが再開されました。一貫した画像しきい値を使用して、カスタム ROI を使用して各画像の拡散領域を描写しました (Living Image 4.5.4、PerkinElmer)。注入後の t = 0 での初期拡散面積を、分析のためにその後のすべての読み取り値から差し引いた。

メチレンブルー溶液 (1 mg/mL) を STAR リザーバーにロードし、空気が超音波信号との干渉を引き起こす可能性があるため、三方弁 (Qosina) を使用してデバイスの作動ラインを水で満たしました。この装置は、安楽死直後に 1 匹の Sprague Dawley ラットの皮下に埋め込まれました。超音波および光音響イメージング (PAI) は、周波数 40 MHz、解像度 40 μm の MX550 トランスデューサーを使用する Vevo LAZR-X 光音響およびマイクロ超音波イメージングシステム (FUJIFILM VisualSonics、トロント、カナダ) を使用して実行されました。高効率の溶融シリカで構成され、MX550 ファイバージャケットで囲まれた細い Vevo 光ファイバーを使用して、マルチスペクトル PAI イメージングを実行しました。

3D ステッピングモーターを使用してプローブを皮膚と皮下デバイス上で移動させ、3D データセットを取得しました。ナノステッパーモードを使用すると、3D スキャンの各スライスは、680、730、750、800、850、900 nm の波長で撮影された画像で構成されます。さらに、単一スライスでスペクトルモード取得を実行し、680 ～ 970 nm の間で 5 nm 刻みで画像を取得しました。画像は、VevoLAB 3.2.0 ソフトウェア (FUJIFILM VisualSonics、トロント、カナダ) を使用してレンダリングされました。

この研究のプロトコールは、アイルランド国立大学ゴールウェイ校 (NUI ゴールウェイ) 研究倫理委員会によって承認されました。すべての死体資料は、医学知識のさらなる進歩のために、ゴールウェイ大学医学部に遺贈されました。遺贈手続きの一環として、近親者からインフォームド・コンセントを得ました。これは、アイルランド共和国における解剖学の実践を管理する法律 (2007 年医師法) によってカバーされています。成人男性の死体全体を、メタノール 21%、グリセリン 21%、フェノール 5.6%、ホルムアルデヒド 3.1% を含む防腐処理液で固定しました。セルディンガー法を使用して、超音波誘導下で腹横面にアクセスしました60。送達システムは、送達シース、空間作成バルーン、および STAR 送達カートリッジで構成されていました (補足図 9)。送達シースと STAR 送達カートリッジは直接 3D プリントされました (Form 2、Formlabs、Somerville、MA)。空間創造バルーンは、TPU バルーンに接続された 3D プリントされたシャフトで構成されていました。 4 ～ 14 MHz の線形超音波トランスデューサー (Clarius) を使用して、死体の前腹壁の筋肉層を視覚化しました。１８ゲージの針を腹横面に進め、生理食塩水を注入して、水圧解剖により筋面を分離した。針を５Ｆｒ、１０ｃｍのシース上に交換し、メスを使用して１ｃｍの皮膚切開を行った。次に、0.035 インチの Amplatz Super Stiff ワイヤー (Boston Scientific) を空間内に前進させ、Amplatz 型腎拡張器セット (Boston Scientific) を使用して連続拡張を実行し、続いてカスタムメイドのデリバリーシースを体内に前進させました。空間作成バルーンを使用して組織面を完全に分離し、その後デリバリーカートリッジと交換しました。その後、カートリッジを使用して STAR を筋間腔に展開しました。カートリッジとデリバリーシースを取り外し、リザーバーの充填を実証しました。超音波造影剤 (SonoVue) を注入し、超音波下で視覚化され、デバイスの適切な展開と位置が解剖によって確認されました。

CO2 で動物を安楽死させた後、各デバイスとその周囲の組織を抽出しました。組織は、10% ホルマリン (pH 7.4) を使用して 24 時間固定されました。次いで、組織を洗浄し、ＰＢＳ中に保存した。組織学的および免疫組織化学的分析のために、固定された組織サンプルを半分に切断し、配向し、パラフィンワックスブロックに包埋しました。各ブロックには、ランダム化と盲検化の目的でコードが割り当てられました。 7 µm の切片を切り出し、キシレンで脱パラフィンし、一連の段階的アルコールで再水和しました。 FCコラーゲンの成熟度および配置を評価するために、切片を0.1%ファストグリーンで染色し、次に飽和ピクリン酸中の0.1%シリウスレッドで染色した。次いで、スライドを段階的アルコールによって脱水し、キシレンを２回交換して透明にした。 DPX封入剤を使用してスライドにカバースリップを付け、乾燥させました。スライドは、Olympus BX4 偏光顕微鏡 (Mason Technology Ltd.、アイルランド、ダブリン) の Ocular 2.0 Imaging Software を使用し、倍率 20 倍で画像化されました。

領域ごとの総細胞数を決定するために、広く確立されたプロトコルに従ってサンプルをヘマトキシリンおよびエオシンで染色しました 76。オリンパス顕微鏡 (Mason Technology Ltd.、アイルランド、ダブリン) の Ocular 2.0 Imaging ソフトウェア (倍率 40 倍)。免疫組織化学分析では、CD31 (1:200; Ab182981、Abcam) および αSMA (1:500; ab7817、Abcam) の一次抗体を 37 °C で 1 時間インキュベートしました。 Alexa Fluor 594 ヤギ抗マウス免疫グロブリン G (IgG; 1:200 Thermo Fisher Scientific)、Alexa Fluor 594 ヤギ抗ウサギ IgG (1:200; Thermo Fisher Scientific)、および Alexa Fluor 488 ヤギ抗マウス IgG の二次抗体(1:200; Thermo Fisher Scientific) をそれぞれ室温で 1 時間インキュベートしました。一次抗体 Ly-6G (1:100; Biolegend 127602) を Tris-EDTA (pH 9) 抗原回復後 37 °C で 1 時間インキュベートしました。 Ready Probes マウスオンマウス (Invitrogen、R37621) ブロッキング溶液を使用して、内因性結合をブロックしました。二次抗体 Alexa Fluor 488 ヤギ抗ラット 488 (1:100; Thermo Fisher Scientific) を室温で 1 時間インキュベートしました。切片をヘキストで染色し、フルオロマウントを使用してカバースリップをかけた。免疫蛍光染色されたスライドは、Andor iQ 2.3 ソフトウェアと組み合わせた回転ディスク倒立共焦点顕微鏡 (CSU22、Yokakawa) を使用して観察されました。血管分析では、クエン酸ナトリウム抗原回復 (pH 7.2) 後、CD31 (1:200; Ab182981、Abcam) を 37 °C で 1 時間インキュベートしました。 Dako EnVision+ System-HRP (DAB) 二次染色および対比染色 (ヘマトキシリン) をメーカーの指示に従って適用しました。

光学顕微鏡を使用して、2 つの切片から 5 つのランダムな視野を取得しました。カプセルのみが分析に含まれるように、画像は切り取られました。切片は 8 ビット画像に変換され、核はバックグラウンド組織から手動で閾値処理されました。粒子の輪郭を描き、ImageJ (Fiji version 2.0.0) ソフトウェアを使用して分析しました。

共焦点顕微鏡を使用して、2 つのセクションから 10 のランダムな視野が取得されました。 FC内のαSMA + 細胞およびLy-6G + 細胞の体積分率は、ImageJ (Fiji version 2.0.0)ソフトウェアを使用する不偏立体計数技術によって推定されました。同じ公平な立体学的方法を使用して、筋線維芽細胞と好中球の両方を計数しました。ランダムなオフセット立体正方形グリッド (10,000 μm2) を画像上に重ねて、テストポイントを提供しました。面積分率を計算するために、陽性に染色された細胞に該当する交差をカウントし、FC 内の総グリッド交差の比率として表しました。 FCあたりの筋線維芽細胞の相対体積を推定し、筋線維芽細胞の存在が作動によって乱されたかどうかを評価するために、αSMA + 細胞の体積分率を、次の方程式を使用してFCの厚さと単位面積を乗じて定義される体積に正規化しました。 αSMA+ セル (mm3) = (αSMA+ セルの体積分率)/FC 厚さ (mm) × 1 mm × 1 mm。

FC の血管新生の定量化は、以前に報告された技術 5,77,78 を使用して実行されました。体系的なランダムサンプリング戦略が使用されました。各組織切片から、対象領域内の FC の重複しない画像 10 枚が撮影されました。面積当たりの血管数（Na）は、不偏計数フレーム（グリッドサイズ = 2000 μm2）を使用して計算されました。血管と一致する点の数を数えた。次に、組織内で観察された点の総数の割合として血管に当たる点の割合を表すことによって、血管の体積分率を計算しました。血管が 1 回だけカウントされるようにするために、禁止されたラインのルールが守られました。この計数ルールを適用すると、単位面積あたりの血管数の不偏推定値が生成されます (Na = CN × Cpts × A; ここで、CN は計数された血管の累積数、Cpts は領域内の累積点の数です)興味）。

コラーゲン含有量の定量は、以前に報告された技術を使用して実行されました5、34、79、80、81。 ImageJ では、背景アーチファクトからのノイズを最小限に抑えながら、画像化されたすべてのコラーゲン線維を完全に捕捉するために、偏光顕微鏡で得られた各画像に対して 6 つの ROI が手動で選択されました。 OrientationJ 2.0.5 プラグインを使用して、各 ROI の一貫性が計算されました。各デバイスサンプルは合計 60 のデータポイントを生成しました (セクションごとに 6 ROI、サンプルごとに 10 セクション) (図 4k)。

埋め込まれたデバイスの µCT イメージングの後、Materize MIMICS Research 18.0.0.525 および Materialsize 3-matic Research 10.0.0.212 ソフトウェアを使用して FC の厚さを定量化しました。 μCTスキャンから生成されたDICOMファイルはMIMICSにインポートされ、閾値マスクが視野に適用され、筋膜層を超える信号強度の変化によってFCを視覚的に識別できるようになりました。閾値領域は、ＦＣの領域のみを含むように切り取られ、矢状面図におけるＦＣの手動セグメンテーションが実行された。これを 5 つの DICOM スライスごとに繰り返し、スライス間の補間を実行して中間領域の FC をマスクしました。マスキングプロセスが完了すると、マスクの中心から長方形の部分が分離されました。この長方形断面の STL ファイルは、3-matic Research を使用した厚さ解析用にエクスポートされました。 3-matic では、修正ウィザードを使用して STL ファイル内のエラーを修正し、平滑化係数 0.8 を適用しました。その後、自動再メッシュ機能を使用してモデルが再メッシュされました。壁厚分析が生成され、統計分析のためにデータがエクスポートされました。

小チャンバーと大チャンバーの両方の下で分離された FC の壁厚が測定されましたが (補足図 10a、b)、違いはありませんでした。同様に、デバイスの端で厚さの測定が行われましたが、デバイスチャンバーの下の厚さの値と大きく異なりませんでした（補足図10c、d）。

線維性被膜内の組織の密度は、外植された STAR デバイスの µCT スキャンで、Materialise MIMICS Research 18.0.0.525 の「Density in Rectangle」機能を使用して測定されました。線維性カプセルの長方形セクション (0.01 mm2) の 3 つの放射線密度測定が、STAR デバイスのスパンにわたる 5 つの場所で、各チャンバーの下で測定されました。バックグラウンド放射線密度測定値は、スキャンの非サンプル領域から取得され、各チャンバーの下の FC の平均放射線密度測定値から差し引かれました。

μCTイメージングの後、関連する周囲組織を備えたデバイスがSEM用に処理されました。電子ビームとの望ましくない相互作用を防ぐために、組織サンプルから最初に余分な組織を切り取り、毛を除去しました。サンプルはまず段階的アルコール (70%、95%、100%、100%) で脱水した後、LEICA EM CPD300 臨界点乾燥機に 3 時間入れました。次に、乾燥したサンプルをカーボン接着タブを備えたアルミニウムスタブに取り付け、Quorum Q150R ES plus を使用して金スパッタコーティングを施しました。サンプルは、HITACHI S-26OON 走査型電子顕微鏡で 40 倍の倍率、15 kV で観察および画像化されました。

対応のない片側 2 サンプル t 検定を使用して、グループ間の血糖値と FC 厚さの違いを評価しました。対応のない両側の 2 サンプル t 検定を使用して、対照群と IA 群の間の組織学的、免疫組織化学的、血管分布および放射線密度の違いを評価しました。 t 検定を実行する前に、Levene 検定を使用してグループ間の分散が等しいことが検証されました。分析は OriginPro 2018b (OriginLab Corp.) で実行され、同じソフトウェアを使用してすべてのプロットが生成されました。データは平均値±平均値の標準誤差として表されます。グループ間の差異は、95% の有意水準 (α = 0.05) で評価されました。ボンフェローニ補正は、α を m で割ることによって多重比較に適用されました (m は比較の数)。 p < α/m で p は有意であるとみなされました。すべての統計比較の正確な p 値は補足注 1 に示されています。

研究デザインの詳細については、この記事にリンクされている Nature Research レポートの概要をご覧ください。

この研究の結果を裏付けるすべてのデータは、記事と補足情報で入手できます。データは、リクエストに応じて対応する著者から入手できます。

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WW、STR、RB、および GPD は、補助金 SFI/12/RC/2278 に基づくアイルランド科学財団、先進材料および生物工学研究 (AMBER) センター、アイルランド王立外科医大学、アイルランド国立大学ゴールウェイ校、およびトリニティカレッジからの支援を認めます。ダブリン、アイルランド。 WW、EBD、ETR は、若年性糖尿病研究基金 (1-PNF-2019-778-SB) からのパイロットおよび実現可能性助成金を承認しました。 NAW と EBD は、アイルランド科学財団アイルランド王立協会大学研究フェローシップ (URF\R1\191335) からの資金提供を認めています。 SXW は、国立衛生研究所のトレーニング助成金 T32 HL007734 からの資金提供を認めています。 STR は、マリー・スクウォドフスカ・キュリー・アクション助成協定第 713567 号に基づく欧州連合の Horizon 2020 研究およびイノベーションプログラムから資金提供を受けています。DSM は、アイルランド研究評議会アイルランド政府大学院奨学金 (GOIPG/2017/927) およびフルブライトからの資金提供を認めています。アイルランド企業賞を受賞。 EBD と GPD は、助成契約番号 645991 に基づいて欧州連合の Horizon 2020 Framework Program から資金提供を受けた DRIVE プロジェクトを認めています。ETR は、医療工学科学研究所とマサチューセッツ工科大学機械工学部からの部門資金を認めています。 NSF EFRI 助成金 1935291 からの資金提供。SEM イメージングの支援については、顕微鏡画像イメージングセンター (NUI ゴールウェイ) と Ciaran Weldon に感謝します。好中球免疫応答の染色プロトコルを提供してくださった Bo Ri Seo 博士に感謝します。

William Whyte、Debkalpa Goswami、Sophie X. Wang などの著者も同様に貢献しました。

マサチューセッツ工科大学医工学科学研究所、米国マサチューセッツ州ケンブリッジ

ウィリアム・ホワイト、デブカルパ・ゴスワミ、ソフィー・X・ワン、ニアム・A・ウォード、デヴィッド・S・モナハン、ジョアン・オドワイヤー、アリエル・S・ロスマン、エレン・T・ロシュ

米国マサチューセッツ州ボストン、ベス・イスラエル・ディーコネス・メディカルセンター外科

ソフィー・X・ワン

マサチューセッツ工科大学機械工学科、ケンブリッジ、マサチューセッツ州、米国

イーリン・ファン & エレン・T・ロシュ

アイルランド国立大学ゴールウェイ校生物医工学部、ゴールウェイ、アイルランド

ニアム・A・ウォード、レスリー・トラスク、ジョアン・オドワイヤー、アイメア・B・ドーラン

解剖学・再生医学研究所 (REMEDI)、アイルランド国立大学ゴールウェイ校、ゴールウェイ、アイルランド

ルース・E・レヴィ、レイチェル・ビーティ、スコット・T・ロビンソン、レイモンド・オコナー、デヴィッド・S・モナハン、ロバート・ワイリー、ダニエル・A・ドミンゴ＝ロペス、ギャリー・P・ダフィー

先進材料およびバイオエンジニアリング研究センター (AMBER)、トリニティカレッジダブリン、ダブリン、アイルランド

スコット・T・ロビンソン & ギャリー・P・ダフィー

アイルランド、ゴールウェイの大学病院、放射線科

デクラン・シェパード

ハーバード大学と MIT の健康科学および技術プログラム、米国マサチューセッツ州ケンブリッジ

キーガン・L・メンデス、クラウディア・E・バレラ、マーカス・A・ホーバス、エレン・T・ロッシュ

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WW、DG、SXW、GPD、EBD、ETR がこの研究を設計しました。 WW、DG、SXW、NAW、REL、RB、STR、DS、R.O'C.、DSM、KLM、CEV、MAH、J.O'D.、ASR が実験を実施しました。 YF は計算モデリングを実行しました。 WW、DG、SXW、YF、NAW、REL、RB、LT、DAD-L、RW、および EBD がデータを分析およびレビューしました。 WW、DG、SXW、YF、NAW、REL、STR、GPD、EBD、ETR がこの論文を執筆しました。著者全員が論文をレビューし、編集しました。

Aimear B. Dolan または Ellen T. Roche との通信。

WW、STR、KLM、CEV、GPD、EBD、ETR は、ここで説明するデバイスに関連する係属中の特許出願の発明者です。他の著者は競合する利益を宣言していません。

Nature Communications は、この研究の査読に貢献してくれた David Grainger と匿名の査読者に感謝します。査読者レポートが利用可能です。

発行者注記 Springer Nature は、発行された地図および所属機関の管轄権の主張に関して中立を保っています。

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転載と許可

Whyte, W.、Goswami, D.、Wang, SX 他。動的作動により、移植可能な薬物送達プラットフォームの輸送が強化され、治療寿命が延長されます。 Nat Commun 13、4496 (2022)。 https://doi.org/10.1038/s41467-022-32147-w

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受信日: 2021 年 8 月 8 日

受理日: 2022 年 7 月 18 日

公開日: 2022 年 8 月 3 日

DOI: https://doi.org/10.1038/s41467-022-32147-w

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