Dynamische Betätigung verbessert den Transport und verlängert die therapeutische Lebensdauer in einer implantierbaren Medikamentenverabreichungsplattform

Nature Communications Band 13, Artikelnummer: 4496 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Die Bildung von Faserkapseln (FC) als Folge der Fremdkörperreaktion (FBR) behindert den molekularen Transport und ist schädlich für die langfristige Wirksamkeit implantierbarer Arzneimittelverabreichungsgeräte, insbesondere wenn eine abstimmbare, zeitliche Kontrolle erforderlich ist. Wir berichten über die Entwicklung einer implantierbaren mechanotherapeutischen Medikamentenverabreichungsplattform zur Abschwächung und Überwindung dieser Immunantwort des Wirts mithilfe zweier unterschiedlicher, aber synergistischer Soft-Roboter-Strategien. Erstens sorgt die tägliche intermittierende Betätigung (Zyklus bei 1 Hz für 5 Minuten alle 12 Stunden) für eine langfristige, schnelle Abgabe eines Modellarzneimittels (Insulin) über 8 Wochen nach der Implantation, indem eine lokale Immunmodulation des zellulären FBR vermittelt und eine mehrphasige temporale FC induziert wird Änderungen. Zweitens kann eine durch Betätigung vermittelte schnelle Freisetzung der Therapie den Massentransport und die therapeutische Wirkung mit einstellbarer zeitlicher Kontrolle verbessern. In einem Schritt in Richtung klinischer Umsetzung nutzen wir einen minimalinvasiven perkutanen Ansatz, um ein vergrößertes Gerät in ein menschliches Leichenmodell zu implantieren. Unsere sanft betätigbare Plattform hat potenziellen klinischen Nutzen für eine Vielzahl von Indikationen, bei denen der Transport durch Fibrose beeinträchtigt wird, wie beispielsweise die Behandlung von Typ-1-Diabetes.

Unser Immunsystem hat sich zu einem robusten Abwehrmechanismus gegen das Eindringen von Fremdkörpern entwickelt. In Gegenwart eines „Fremdkörpers“ löst die Infiltration von Neutrophilen eine Kaskade von Entzündungs- und Wundheilungsprozessen aus, die die Bildung einer dichten, einkapselnden Faserkapsel (FC) auslösen1,2. Die Fremdkörperreaktion (FBR) minimiert die Exposition gegenüber potenziellen Toxinen und ist oft vorteilhaft; Beispielsweise entwickeln Soldaten mit Schusswunden selten klinische Symptome einer Bleivergiftung3,4.

Diese Schutzreaktion wirkt sich jedoch nachteilig auf die langfristige Haltbarkeit implantierbarer biomedizinischer Geräte wie Brustimplantate5,6, Herzklappen7 und Herzschrittmacher8 aus. Diese Geräte haben die moderne Patientenversorgung verändert, aber die Immuninfiltration und die fibrotische Reaktion können mit der Zeit die Funktion des Geräts beeinträchtigen und eine schmerzhafte Revision oder Ersatzoperation erforderlich machen. Diese Faserbarriere ist besonders schädlich für Biosensoren wie kontinuierliche Glukosemonitore und Geräte zur kontrollierten Arzneimittelfreisetzung wie Insulinpumpen, die auf interaktive Kommunikation mit ihrer lokalen Gewebeumgebung angewiesen sind9,10,11. In solchen Fällen kann die Bildung einer hypopermeablen Kapsel den Transport von Molekülen sowohl zum12 als auch vom13,14 zum Implantat behindern und zu einem Therapieversagen führen.

Ein relevantes Beispiel ist die Behandlung von Typ-1-Diabetes, einer chronischen Krankheit, von der weltweit 18 Millionen Menschen betroffen sind und die eine jährliche wirtschaftliche Belastung von mehr als 90 Milliarden US-Dollar verursacht (Studie: Krankheitsmodifizierende Therapien erforderlich, um die Kosten von Typ-1-Diabetes auszugleichen – Juvenile Diabetes Research). Stiftung). Eine erfolgreiche Implementierung und klinische Einführung einer künstlichen Bauchspeicheldrüse, die eine kontinuierliche Glukoseüberwachung mit der schnellen, reaktionsschnellen Freisetzung von Insulin (oder Glucagon) kombiniert, würde die Ergebnisse und die Lebensqualität dieser Patientengruppe erheblich verbessern. Die Entwicklung eines vollautomatischen Insulinabgabesystems mit geschlossenem Kreislauf würde die Belastung für den Benutzer verringern, die Notwendigkeit mehrerer täglicher Injektionen überflüssig machen und die Zeit verlängern, die im optimalen Blutzuckerbereich verbracht wird, was für die Prävention langfristiger diabetischer Komplikationen unerlässlich ist. Leider wurden die aktuellen Bemühungen zur Entwicklung eines solchen Geräts durch den dynamischen und unvorhersehbaren FBR behindert, was zu einer Ungenauigkeit der Glukosemessung, einer Hemmung der Insulinfreisetzung und einem allmählichen Funktionsverlust in den Wochen bis Monaten nach der Implantation führte4,15,16,17. Mit Blick auf die Zukunft stellen lebende Implantate, die aus Stammzellen gewonnene Pankreas-β-Zellen enthalten, ein potenzielles Heilmittel für Diabetes dar. Allerdings stellt die Abschwächung des Sauerstoff- und Molekültransports aufgrund der FC-Barriere immer noch ein großes Hindernis für eine erfolgreiche klinische Umsetzung dieser Implantate dar9,10,18,19. Es ist offensichtlich, dass eine Methode zur (i) Linderung der FBR oder (ii) Verbesserung des Transports durch die FC die Behandlung dieser weit verbreiteten Krankheit verändern könnte. Darüber hinaus könnte eine solche Methode umfassendere Auswirkungen auf eine Reihe von Krankheiten und gerätebasierten Behandlungen haben, die von der FBR betroffen sind.

Herkömmliche Strategien zur Minderung des FBR konzentrierten sich auf die Veränderung der Eigenschaften des Implantatmaterials selbst, wie etwa seiner Größe, Form, Topographie und Oberflächenbeschichtung20,21,22,23,24,25,26,27,28, oder schlossen die damit einhergehende Veränderung ein Verabreichung von FBR-modifizierenden Medikamenten, wie steroidalen entzündungshemmenden, antifibrotischen und antiproliferativen Wirkstoffen29. Obwohl sich diese Strategien als vielversprechend erwiesen haben, gelang es ihnen nicht, die FBR vollständig zu entwaffnen, und sie weisen mehrere Einschränkungen auf. Erstens sind Materialien im Allgemeinen so konzipiert, dass sie nur auf eine Komponente oder einen Zeitpunkt einer vielschichtigen und zeitlich dynamischen Immunantwort abzielen. Zweitens stellt der Einsatz von FBR-modifizierenden Therapeutika Sicherheitsbedenken aufgrund ungezielter Nebenwirkungen und lokaler Toxizität dar30,31,32. Eine anhaltende, systemische Verabreichung von Therapeutika wie nichtsteroidalen Entzündungshemmern ist mit einer Reihe von Toxizitäten in der Leber, den Nieren, dem Herzen und dem Magen-Darm-Trakt verbunden32. Eine örtliche gezielte Verabreichung kann Nebenwirkungen außerhalb des Ziels reduzieren, kann aber dennoch das darunter liegende Gewebe beeinträchtigen oder den Wirkmechanismus des implantierbaren Geräts beeinträchtigen. Beispielsweise kann die lokale Verabreichung von Dexamethason die FBR mildern, jedoch nicht ohne die zugrunde liegende Geweberegeneration zu unterdrücken33. Darüber hinaus ist die Auswirkung einer langfristigen Immunsuppression auf das Verhalten und das Sekretom zellbasierter Therapeutika unklar. Schließlich ist ein lokales Arzneimitteldepot begrenzt und reicht oft für ein bis zwei Monate, während viele Bedürfnisse lebenslang bestehen32. Abhängig von der Pharmakologie des Arzneimittels und dem klinischen Kontext kann es daher zu einer Erholung der Immun- und Fibrosereaktion kommen, sobald die Restwirkungen der Arzneimittelhemmung nachlassen. Eine langfristige, drogenfreie Methode, die die FBR im Laufe der Zeit modulieren und anpassen kann, wäre daher äußerst wünschenswert, um diese Einschränkungen zu beseitigen.

Die dynamische Veränderung der lokalen biomechanischen Umgebung an der Implantationsstelle ist ein solcher vielversprechender, aber noch wenig erforschter, arzneimittelfreier Ansatz34. Zellen in unserem Körper reagieren äußerst empfindlich auf ihre mechanische Umgebung, wobei die Belastung eine entscheidende Rolle bei Zellfunktionen wie Differenzierung35, Proliferation36 und Migration37 spielt. In der Vergangenheit wurde in Studien beobachtet, dass biomechanischer Stress einen profibrotischen oder regenerativen Reiz auslöst1, was zeigt, dass die Anwendung von Dehnung38,39,40, Flüssigkeitsfluss41,42 oder Kompression43 auf Zellen zu einer erhöhten Ablagerung von Kollagenmatrix führen kann. Dementsprechend konzentrieren sich viele Anti-FBR-Strategien auf die Minimierung der mechanischen Fehlanpassung, der Grenzflächenspannung und der Bewegung zwischen dem Implantat und dem lokalen Gewebe. Unsere Forschung versucht, diesen Status quo in Frage zu stellen und zeigt das Potenzial für ein dynamisches Mechanotherapeutikum auf, das atraumatische Gewebebelastungen geringer Stärke und konvektive Strömungen als Abwehrmechanismus gegen das eindringende zelluläre FBR nutzt. Interessanterweise haben einige Studien beobachtet, dass dynamische Belastungen geringer Größe entzündungshemmende und proregenerative Wirkungen haben. Frühere Arbeiten zur dynamischen Belastung des Gewebes nutzten täglich mechanische, pneumatische oder magnetische Reize, entweder intern oder extern, um zyklische Belastungen auszuüben, die Belastungen im Bereich von 4 bis 50 % induzierten, wobei jeder Zyklus zwischen 1 s und 10 min dauerte44,45, 46,47,48,49,50. Diese Studien haben positive Auswirkungen auf die Vaskularisierung44,45,50, die funktionelle Geweberegeneration46,49 und die entzündungshemmende Genexpression47 gezeigt. Diese früheren Arbeiten zur mechanischen Belastung haben auf das Vorhandensein einer therapeutischen Schwelle hingewiesen, ab der es zu Gewebeschäden und Entzündungen kommt47,49.

Frühere Arbeiten unserer Gruppe zeigten einen fibrosemindernden Effekt, der durch ein dynamisches weiches Reservoir nach einer akuten Implantation hervorgerufen wird34. Hier bauen wir auf dieser Arbeit auf und stellen ein Soft Transport Augmenting Reservoir (STAR) vor, das den dynamischen FBR dauerhaft abschwächen und eine langfristige, schnelle, molekulare Kommunikation mit seiner Gewebeumgebung aufrechterhalten kann, indem es zwei unterschiedliche und synergistische Soft-Roboter-Betätigungsstrategien verwendet: intermittierend Betätigung (IA) und betätigungsvermittelte schnelle Freisetzung (RR). Wichtig ist, dass wir die mechanistischen Grundlagen der IA beleuchten und einen immunmodulatorischen Effekt in der akuten Phase der Implantation aufdecken, mit einer signifikanten Verringerung der Neutrophileninfiltration an der perikapsulären Stelle, gefolgt von mehrphasigen temporalen Kapselveränderungen bei chronischer Implantation. Schließlich demonstrieren wir in einem Schritt in Richtung klinischer Umsetzung die minimalinvasive perkutane Verabreichung eines STAR-Geräts im menschlichen Maßstab.

Unser Labor hat zuvor das fibrotische Dämpfungspotenzial eines dynamischen Geräts während der Anfangsphase des FBR (2 Wochen) nachgewiesen34. Basierend auf dieser grundlegenden Arbeit schlagen wir vor, dass die Anwendung einer intermittierenden, zyklischen Betätigung mit geringer Amplitude als oszillierender Schutzschild gegen das eindringende mehrphasige FBR wirken, lokale immunmodulatorische Effekte induzieren und ein günstiges Umfeld für den schnellen langfristigen Transport von Makromolekülen schaffen kann medikamentöse Therapie (Abb. 1a).

a Vorgeschlagener Mechanismus von STAR: Die intermittierende Betätigung schwächt die Fremdkörperreaktion ab und schafft so ein günstiges Umfeld für den schnellen Langzeittransport der makromolekularen Arzneimitteltherapie. b Explosionsansicht, die die verschiedenen Schichten zeigt, aus denen STAR besteht. c Durchbiegung der Betätigungs- und porösen Schichten während der Betätigung. d Ein Prototyp von STAR, der die Durchbiegung der porösen Schicht während eines Betätigungszyklus zeigt. Der Maßstabsbalken beträgt 5 mm. e FE-Modell, das die periimplantäre Flüssigkeitsgeschwindigkeit der konvektiven Strömung während der Betätigung zeigt. f FE-Modell zur Schätzung der maximalen Hauptgewebebelastung, die durch Betätigung hervorgerufen wird.

Um diese Hypothese zu testen, haben wir zunächst ein Reservoir entwickelt, das für die langfristige Gewebeimplantation und die präzise, ​​wiederholbare Abgabe von Medikamenten und Betätigungstherapie geeignet ist. Abbildung 1b zeigt den mehrschichtigen Aufbau von STAR mit einem flachen Design, das das Vorhandensein scharfer Winkel oder Kanten minimiert, die die FBR51,52 verschärfen könnten. Eine therapeutische Kammer steht in direktem Kontakt mit dem darunter liegenden Gewebe und ist durch eine Membran mit einer Anordnung von 10 μm großen Poren getrennt (ergänzende Abbildung 1). Eine angeschlossene Verweilkatheterleitung ermöglicht die Verabreichung einer medikamentösen Therapie mit zeitlicher Kontrolle (Abb. 1b, c). Über der Therapiekammer befindet sich eine Betätigungskammer, die unter Druck gesetzt werden kann, um eine kontrollierte Schwingung der porösen, gewebekontaktierenden Membran auszulösen (Abb. 1c, d; Zusatzfilm 1). Es ist auch bekannt, dass Ungleichgewichte zwischen den mechanischen Eigenschaften des Implantats und dem umgebenden Gewebe die FC-Bildung verstärken, wobei steifere Implantate eine verstärkte Immunantwort hervorrufen52. Aus diesem Grund wurde STAR aus thermoplastischem Polyurethan (TPU) mit einem Elastizitätsmodul von ~15 MPa (Abb. 1d) hergestellt, ähnlich dem der extrazellulären Matrix53,54. STAR kann mithilfe von 3D-gedruckten Formen und einem einfachen Thermoform-/Heißsiegelverfahren problemlos zwischen Tiermodellen skaliert werden (ergänzende Abbildung 2).

Im Rahmen des Gerätedesigns und der Geräteoptimierung führten wir Finite-Elemente-Simulationen (FE) durch, um die durch Betätigung vermittelten biomechanischen Veränderungen zu verstehen, insbesondere die Beziehungen zwischen Membranauslenkung, Konvektionsströmung und Gewebespannung (Abb. 1e, f; ergänzende Abb. 3). Basierend auf kürzlich veröffentlichten Ergebnissen49 haben wir unsere sanfte Roboterbetätigungsstrategie entwickelt, um eine Gewebebelastung zu induzieren, die in den atraumatischen Bereich (<40 %) fällt, und gehen davon aus, dass dieses Regime die FBR abschwächen würde, indem ein konvektiver Fluss erzeugt wird, der die zelluläre Immunantwort stört.

Nach dem Design und der Herstellung von STAR haben wir als nächstes eine Methode entwickelt, um die schädliche und fortschreitende Wirkung des FBR auf den Therapietransport in Längsrichtung zu überwachen (Abb. 2a). Als unser makromolekulares Modellarzneimittel wurde Insulin ausgewählt, um eine dosisabhängige Messung der funktionellen Reaktion in Echtzeit zu ermöglichen, wenn Insulin den FC passiert und in den Blutkreislauf gelangt.

a Schematische Darstellung, die den schädlichen Effekt der Bildung fibröser Kapseln (FC) auf die Therapieabgabe im Laufe der Zeit zeigt. b Blutzuckerreaktion (BG) auf über STAR verabreichtes Humaninsulin, gemessen über 120 Minuten zu Studienbeginn (BL, Tag 3), Woche 2 und Woche 3. n = 5 Mäuse zu jedem Zeitpunkt. c Zeitliche Entwicklung des maximalen prozentualen Blutzuckerabfalls (bezeichnet den funktionellen Effekt), berechnet aus b. d Repräsentativer 2D-µCT-Schnitt von STAR mit faseriger Einkapselung. Der Maßstabsbalken beträgt 1 mm. e Durchschnittliche FC-Dicke, die STAR zu Studienbeginn (Tag 3), Woche 2 und Woche 3 nach der Implantation einkapselt. n = 3 Mäuse zu Studienbeginn und 2 Wochen, 5 Mäuse nach 3 Wochen. Die Daten sind Mittelwerte ± Standardfehler des Mittelwerts. f Zusammenhang zwischen der FC-Dicke und der maximalen Wirkung von Insulin, gemessen durch Senkung des Blutzuckerspiegels. g COMSOL Multiphysics-Simulationen, die die räumliche Arzneimitteldiffusion durch FCs unterschiedlicher Dicke zeigen. h Zeitliche Entwicklung des Wirkstofffreisetzungsprozentsatzes für unterschiedliche FC-Dicken.

Zuerst implantierten wir statische STAR-Geräte (ohne IA) auf der subkutanen dorsalen Seite von C57BL/6-Mäusen (ergänzende Abbildung 4). Als nächstes injizierten wir kurzwirksames Humaninsulin in das Gerät und überwachten die diffusionsbasierte Freisetzung über den FC in den systemischen Kreislauf durch serielle Blutzuckermessungen am Tag 3 (Grundlinie, BL), 2 Wochen und 3 Wochen nach der Implantation (Abb. 2b).

Die funktionelle Wirksamkeit einer äquivalenten Insulindosis nahm mit der Implantationszeit und mit dem Fortschreiten des FBR ab, was durch den maximalen Blutzuckerabfall (BZ) (Abb. 2c) und die Fläche unter der BG-Kurve (AUC; ergänzende Abb. 5a) angezeigt wird. B). Um diese Ergebnisse zu untermauern, analysierten wir die FC-Dicke in Längsrichtung mithilfe der 2D-Mikrocomputertomographie (µCT; Abb. 2d) und bezogen sie auf diese funktionellen Ergebnisse. Wie erwartet nahm die Dicke der Kapsel mit der Zeit zu (Abb. 2e). Wichtig ist, dass wir eine umgekehrte lineare Beziehung (r = –0, 929) zwischen der FC-Dicke und den Insulinwirksamkeitsmetriken beobachteten (Abb. 2f, ergänzende Abb. 5c).

In einem letzten Validierungsschritt untersuchten wir die Auswirkung der FC-Dicke auf die Therapiefreisetzung mithilfe eines multiphysikalischen rechnerischen Diffusionsmodells. Unsere Simulationen bestätigen unsere experimentellen Ergebnisse und zeigen auch, dass eine zunehmende FC-Dicke einen deutlichen Einfluss auf den Arzneimitteltransport hat (Abb. 2g), was zu einer Zeitverzögerung führt, bis die gewünschte therapeutische Konzentration die Kapsel passiert und einen funktionellen Effekt hervorruft (Abb. 2h).

Zusammenfassend zeigen diese Daten die Entwicklung und Validierung eines präklinischen Modells, das Echtzeitänderungen in der FC-Bildung anhand ihrer Wirkung auf den makromolekularen Transport erkennen und diese Änderungen über die Zeit verfolgen kann.

Nach der Geräte- und In-vivo-Modellentwicklung haben wir eine 8-wöchige präklinische Längsschnittstudie entworfen, um die Fähigkeit von STAR zu testen, den FBR zu modulieren und die makromolekulare Abgabe über das gebildete FC zu verbessern.

Wir implantierten STAR-Geräte (ohne Medikament) auf der dorsalen subkutanen Seite von drei Gruppen von Mäusen (Abb. 3a). In zwei Versuchsgruppen führten wir alle 12 Stunden 5 Minuten lang eine STAR-fähige IA mit zyklischer Druckeingabe von 2 psi bei 1 Hz unter Verwendung eines maßgeschneiderten pneumatischen Steuerungssystems durch (ergänzende Abbildung 6). Eine Gruppe (8W IA) wurde während der gesamten Studiendauer von 8 Wochen intermittierend betätigt, während die zweite Gruppe (3W IA) 3 Wochen lang IA erhielt und anschließend für den Rest der Studie keine Betätigung erhielt. Als Kontrolle diente eine dritte Gruppe, die keine IA erhielt. Anschließend injizierten wir zu verschiedenen Zeitpunkten nach der Implantation kurzwirksames Humaninsulin (2 IE/kg) in das Gerät: 2, 3, 4, 5 und 8 Wochen sowie Tag 3, der als BL diente. Zu diesen Zeitpunkten haben wir den passiven, diffusionsbasierten Transport durch das gebildete FC und in den Blutkreislauf über serielle Blutzuckermessungen überwacht.

ein präklinischer Studienzeitplan zur Bewertung der Wirkung von IA auf den Insulintransport durch eine Faserkapsel. b Reaktion des Blutzuckers (BZ) auf Humaninsulin, gemessen über 120 Minuten an Tag 3 (Grundlinie), Woche 3 und Woche 8. c Maximale prozentuale BZ-Änderung zum Zeitpunkt 8 Wochen. d Zeit, um einen Abfall des Blutzuckerspiegels um 30 % zu erreichen, gemessen in Längsrichtung. e Kumulative Inzidenzkurven, die die Wahrscheinlichkeit zeigen, dass innerhalb von 120 Minuten für alle Gruppen sowohl zum Ausgangszeitpunkt (3 Tage) als auch zum 8-Wochen-Zeitpunkt ein Blutzuckerabfall von 30 % erreicht wird. f Fläche unter der Blutzucker-%-Kurve (AUC), die den über die Studiendauer kartierten Gesamtfunktionseffekt angibt. Statistische Vergleiche mit der Kontrollgruppe. g Änderung der AUC seit dem 3-Wochen-Zeitpunkt. Die Daten sind Mittelwerte ± Standardfehler des Mittelwerts; *p < 0,05, **p < 0,01, ***p < 0,001. Detaillierte statistische Analysen finden Sie in der Ergänzenden Anmerkung 1. † Die Basisstudie wurde post-hoc mit einzelnen Mäusen durchgeführt. # Kontrollmäuse wurden zu Zwischenzeiten aufgrund selbstverschuldeter Geräteschäden aus der Studie entfernt, was zu einem Rückgang von n führte.

Zu Studienbeginn führte die Insulinverabreichung sowohl in der IA- als auch in der Kontrollgruppe zu einem ähnlichen Abfall des Blutzuckers (Abb. 3b, Ergänzende Anmerkung 1). Über 8 Wochen hinweg trennten sich die Blutzuckerkurven, wobei die Insulinreaktivität in der Kontroll- und der 3W-IA-Gruppe im Vergleich zur 8W-IA-Gruppe verringert war. Beeindruckend war, dass die 8W-IA-Gruppe ihren raschen Blutzuckerabfall über die gesamte Studiendauer hinweg aufrechterhielt (Abb. 3b). Trotz chronischer Implantation und FC-Entwicklung gab es keinen statistischen Unterschied im maximalen Blutzuckerabfall 3 Tage (BL; 72,5 ± 2,2 %) und 8 Wochen (68,3 ± 3,4 %) nach der Implantation in der 8W-IA-Gruppe (Abb. 3c). , Ergänzende Anmerkung 1). Im Gegensatz dazu erreichte die Kontrollgruppe nach 8 Wochen nur einen maximalen Blutzuckerabfall von 20,9 ± 4,3 %, was einen nahezu vollständigen Verlust der Arzneimittelabgabefunktionalität aufgrund der Implantatisolierung durch die FC widerspiegelt. Die 3W IA-Gruppe hatte einen ähnlichen Funktionsverlust, mit einem maximalen Blutzuckerabfall, der am Ende der Studie nicht signifikant besser war als der der Kontrollgruppe (Einzelheiten siehe Ergänzende Anmerkung 1).

Die mittlere Zeit bis zum Erreichen einer physiologisch relevanten Reaktion (Abfall des Blutzuckers um 30 %) blieb in der 8W-IA-Gruppe über die gesamte Studiendauer bei weniger als 30 Minuten (Abb. 3d, Ergänzende Anmerkung 1), wobei alle Mäuse diese 30 Minuten erreichten % Abfall innerhalb von 48 Minuten nach 8 Wochen (Abb. 3e). Im Gegensatz dazu nahm die mittlere Zeit bis zur Wirkung bei der Kontroll- und der 3W-IA-Gruppe mit der Implantationszeit zunehmend zu. Die mittlere Zeit bis zur therapeutischen Wirkung stieg in der 3W-IA-Gruppe in der 8. Woche auf >65 Minuten (wobei 2 von 5 Mäusen nicht reagierten) und war innerhalb des experimentellen Zeitrahmens von 120 Minuten in der Kontrollgruppe nicht nachweisbar (Abb. 3d, z. B , Ergänzende Anmerkung 1). Bemerkenswert ist, dass 8-W-IA-Geräte einen therapeutischen Blutzuckerabfall nach 4 Wochen doppelt so schnell wie Kontrollgeräte erreichen konnten (durchschnittliche Zeit bis zum Abfall um 30 %: 27,43 ± 4,48 Minuten gegenüber 73,55 ± 14,85 Minuten) und nach 8 Wochen viermal so schnell ( 26,33 ± 6,16 Min. vs. >120 Min.).

Wenn Zeit und Größe durch Berechnung der AUC integriert wurden (ergänzende Abbildung 5a), erzeugte 8W IA einen robusten Behandlungseffekt mit signifikanten Vorteilen bei der Arzneimittelabgabe zu allen Zeitpunkten im Vergleich zur Kontrollgruppe (Abb. 3f, ergänzende Anmerkung 1). Das Stoppen der Aktivierung nach 3 Wochen führte in der 3W-IA-Gruppe zu einer Verschlechterung der Insulinreaktion mit einem AUC-Verlauf, der dem der Kontrollgruppe entsprach (Abb. 3g). Obwohl es bei der 3W-IA im Vergleich zur Kontrolle zu späteren Zeitpunkten einen Trend zu einer besseren funktionellen Wirkung zu geben scheint, war dies statistisch nicht signifikant, was bedeutet, dass eine fortgesetzte mechanische Dosierung für robuste langfristige positive Auswirkungen auf den Transport erforderlich sein wird (Abb . 3f, g). Insgesamt deuten diese Daten darauf hin, dass IA die FBR mildern und die therapeutische Lebensdauer implantierbarer Arzneimittelverabreichungsgeräte verlängern kann.

Nach Abschluss unserer präklinischen Studie machten wir uns als nächstes daran, Unterschiede in der FC-Zusammensetzung zu sich entwickelnden Zeitpunkten zu analysieren, um die mehrphasigen zellulären Veränderungen und die Haupttreiber des durch IA verursachten verstärkten Arzneimitteltransports besser zu verstehen (Abb. 4a).

a Zeitleiste der durch IA induzierten mehrphasigen Veränderungen der Zell- und Faserkapsel (FC). b Repräsentative Fluoreszenzbilder des FC, gefärbt mit Ly-6G + (grün) und DAPI (blau). Maßstabsbalken sind 20 µm. c Quantifizierung der im FC+/− IA vorhandenen Neutrophilen an Tag 3 und 5. d Repräsentative Fluoreszenzbilder des FC, gefärbt mit α-SMA (grün) und CD31 (rot). Maßstabsbalken sind 50 µm. e Quantifizierung der nach 2 Wochen in FC+/− IA vorhandenen Myofibroblasten. f Repräsentative histologische Bilder des mit Hämatoxylin und Eosin gefärbten FC. Maßstabsbalken sind 20 µm. g Quantifizierung der Gesamtzellen/Kapselfläche +/– IA am Tag 3, Tag 5 und 2 Wochen. h Repräsentative topografische Rekonstruktionen von µCT-Bildern, die die Unterschiede in der FC-Dicke +/- IA nach 2 Wochen zeigen. i Durchschnittliche FC-Dicke der Kontroll- und aktivierten Gruppe am Tag 3, Tag 5, 2 Wochen und 8 Wochen mit zwei Messungen pro Tier. j Repräsentative polarisierte Lichtmikroskopiebilder des FC, erhalten nach der Picrosirius-Rot-Färbung nach 8 Wochen. Maßstabsbalken sind 100 µm. k, Quantifizierung der FC-Kollagenfaserorientierung durch optische Kohärenz mit 60 ROIs pro Tier. l Repräsentative REM-Bilder, die eine verringerte Zellinvasion mit Aktivierung zum Zeitpunkt 8 Wochen zeigen. Maßstabsbalken sind 500 µm. n = 2–6 Tiere pro Gruppe; Daten sind Mittelwerte ± Standardfehler des Mittelwerts; *p < 0,05, **p < 0,01, ***p < 0,001, ****p < 0,0001. Detaillierte statistische Analysen finden Sie in der Ergänzenden Anmerkung 1.

Zunächst untersuchten wir die anfängliche, akute Phase der entzündlichen FBR. Mittels immunfluoreszierender Ly-6G+-Färbung untersuchten wir die perikapsuläre Region auf das Vorhandensein von Neutrophilen, den Ersthelfern der Immunabwehr. Wir fanden heraus, dass IA das Vorhandensein von Neutrophilen am Tag 5 im Vergleich zur Kontrolle signifikant reduziert (Abb. 4b, c). Dieses Ergebnis weist darauf hin, dass die Anwendung von IA eine lokalisierte immunmodulatorische Wirkung vermitteln kann.

Als nächstes untersuchten wir die Aktivierung von Matrix-produzierenden Zellen in einen Myofibroblasten-Phänotyp, eine wichtige kontraktile Zelle beim Fortschreiten der Fibrose. Die IA-Gruppe zeigte nach 2 Wochen eine signifikante Verringerung der αSMA-Expression im Vergleich zur Kontrolle (Abb. 4d, e). Trotz der Beobachtung von Unterschieden in einzelnen Zellpopulationen (Neutrophile, Myofibroblasten) konnten wir zu äquivalenten Zeitpunkten keine Unterschiede in der Gesamtzellzahl feststellen (Abb. 4f, g).

Als nächstes untersuchten wir die makroskaligen Kapselveränderungen, die für einen verbesserten Therapietransport verantwortlich sind. Wir untersuchten die Entwicklung der Kapseldicke bei längerer STAR-Implantation. IA milderte das Kapselwachstum in den ersten 2 Wochen nach der Implantation, wobei nach 2 Wochen eine signifikante Verringerung der Dicke gegenüber der Kontrolle beobachtet wurde (Abb. 4h, i). Dieses Ergebnis stimmt mit der verbesserten Blutzuckerreaktivität der IA-Gruppe zu frühen Zeitpunkten überein (Abb. 3) und legt nahe, dass die FC-Dicke einen wichtigen Beitrag zu anfänglichen Verbesserungen des makromolekularen Transports leistet.

Nach 8 Wochen hatte sich jedoch die Kapseldicke zwischen der IA- und der Kontrollgruppe angeglichen (Abb. 4i). Dieses Ergebnis legt nahe, dass zusätzliche Mechanismen für die nachhaltige Verbesserung der funktionellen Reaktion auf Insulin in der IA-Gruppe zu späteren Zeitpunkten verantwortlich sind (Abb. 3). Um dies weiter zu untersuchen, untersuchten wir die Vaskularität, Dichte und Reife der Kollagenfasern der Kapsel. Wir haben jedoch keine Unterschiede beobachtet, die zu Verbesserungen des makromolekularen Transports und der funktionellen Wirkung führen würden (Ergänzende Abbildung 7, Ergänzende Anmerkung 1). Durch optische Kohärenzanalyse von Polarisationslichtmikroskopiebildern stellten wir fest, dass Kollagenfasern in der IA-Gruppe im Vergleich zur Kontrollgruppe in Woche 8 eine höhere Ausrichtung aufwiesen (Abb. 4j, k). IA schien die Kollagenausrichtung im Laufe der Zeit von 2 Wochen auf 8 Wochen zu erhöhen, wohingegen in der Kontrollgruppe keine zeitliche Änderung der Ausrichtung beobachtet wurde (Abb. 4k). Wir gehen davon aus, dass der geringere Grad der Ausrichtung und damit der höhere Grad der Faserverschränkung in der Kontrollgruppe eine sterische Hinderung erzeugt, die möglicherweise den Transport von Makromolekülen durch die kollagene Matrix verlangsamt oder immobilisiert55,56.

Schließlich untersuchten wir die Fähigkeit von IA, vor Zellinvasion und Blockierung der porösen Membran von STAR zu schützen. Die Rasterelektronenmikroskopie zeigte deutliche Unterschiede in der Zellinfiltration zwischen der Kontroll- und der IA-Gruppe zum Zeitpunkt 8 Wochen (Abb. 4l). Dieser Effekt könnte auf die von STAR bei Betätigung erzeugte Konvektionsströmung zurückgeführt werden (ergänzende Abbildung 3g). Diese Kapselanalysen offenbaren die pleiotrope Rolle von IA bei der Modulation des FBR und heben zelluläre und strukturelle Veränderungen hervor, die zu einem verbesserten Transport der makromolekularen Therapie führen.

Zusätzlich zur intermittierenden immunmodulatorischen Betätigung demonstrieren wir einen weiteren, auf weicher Roboterbetätigung basierenden Mechanismus zur Steigerung des Arzneimitteltransports. Die durch Betätigung vermittelte RR eines mit Medikamenten beladenen STAR-Geräts besteht aus einigen (~1–5) Zyklen bedarfsgesteuerter Betätigung mit der gleichen Stärke wie IA (2 psi, 1 Hz). Diese Strategie kann den Massentransport von Arzneimitteln aus dem Gerätereservoir (Abb. 5a, Zusatzfilm 2) in das umliegende Gewebe beschleunigen (Abb. 5b, Zusatzfilm 3). Mit diesem bedarfsorientierten, auf konvektiver Strömung basierenden Ansatz untersuchten wir, ob RR eine diffusionsbegrenzende FC-Barriere überwinden kann, indem höhere Konzentrations- und Druckgradienten induziert werden (Abb. 5c, d).

Ein RR ermöglicht den konvektiven Fluss eines Modellarzneimittels, Methylenblau, aus dem Therapiereservoir von STAR. Der Maßstabsbalken beträgt 5 mm. b Photoakustische Bilder, die subkutan implantiertes STAR in einem Rattenmodell zeigen: RR ermöglicht den konvektiven Fluss des Arzneimittelanalogons (rot) aus dem Therapiereservoir in die umgebende Gewebetasche. c Schematische Darstellung der durch Betätigung vermittelten RR, die die faserige Einkapselung überwindet. d Schnappschüsse aus der COMSOL Multiphysics-Simulation, die die von einem FC erzeugte geschwindigkeitsbegrenzende Diffusionsbarriere und die Möglichkeit zeigen, den Transport mithilfe von RR zu verbessern. e Konzentration des Arzneimittels außerhalb des FC im Vergleich der passiven Diffusion allein mit der RR bei 200 s. f Konzentration des Arzneimittels außerhalb des FC für einen dünnen (100 μm) oder dicken (200 μm) FC mit 1 oder 5 RR-Betätigungszyklen. g In-vivo-Bilder eines Rattenmodells mit zwei implantierten STAR-Geräten. Die Fluoreszenz zeigt die Verteilung des Arzneimittelanalogons Genhance 750. Der rote Pfeil zeigt das Gerät nach der RR-Aktivierung an. h Zeitliche Entwicklung des Arzneimitteldiffusionsbereichs von Genhance 750 im passiven (Kontrolle) und RR-aktivierten STAR, quantifiziert durch Fluoreszenz-IVIS-Bildgebung. i Blutzuckerreaktion auf Insulin in Kontroll- (nur passive Diffusion) und in RR-aktivierten (bei t = 150 Min.) STAR-Geräten, 2 Wochen nach der Implantation. n = 4 Tiere pro Gruppe; Die Daten stellen Mittelwerte ± Standardfehler des Mittelwerts dar. p-Wert berechnet aus gepaartem einseitigem t-Test.

Zunächst entwickelten wir ein multiphysikalisches Rechenmodell, das den passiven diffusionsbasierten Transport mit RR vergleicht (Abb. 5d – f). RR verbessert den Arzneimitteltransport durch die Kapsel und somit können höhere Konzentrationen das therapeutische Ziel auf zeitlich kontrollierte Weise erreichen (Abb. 5d, e). Darüber hinaus können mehrere Betätigungszyklen den transkapsulären Transport im Vergleich zu einem einzelnen Zyklus erhöhen und so die Dosierung an das spezifische klinische Szenario anpassen (Abb. 5f). Berechnungen der Péclet-Zahl (Pe)57 schätzen Pe = 2,35 für passive Diffusion und Pe = 70,18 für betätigungsvermittelte RR, was darauf hindeutet, dass für eine gegebene Arzneimitteldosis die Zeit, die für die passive Arzneimittelabgabe durch einen diffusionsdominierten Prozess erforderlich ist, die der Betätigungs- vermittelte Arzneimittelabgabe, die durch Konvektion dominiert wird.

Um diese Simulationen zu untermauern, untersuchten wir als nächstes den Nutzen von RR in vivo nach langfristiger Implantation und Entwicklung eines FC. Wir haben zwei STAR-Geräte in ein Sprague-Dawley-Rattenmodell implantiert, um die räumliche Verteilung des Arzneimittels mit und ohne RR zu bewerten. Am 24. Tag nach der Implantation überwachten wir den Verteilungsbereich eines fluoreszierenden niedermolekularen Arzneimittelanalogons (Genhance 750) mithilfe eines In-vivo-Bildgebungssystems (IVIS) (Abb. 5g). Während die passive Diffusion von Genhance langsam verlief, führte RR zu einem starken Anstieg (~7-fach) der Arzneimittelverteilung, trotz der Anwesenheit eines FC (Abb. 5h).

In einem letzten Beispiel haben wir zwei Wochen nach der STAR-Implantation mithilfe von RR in unserem ITT-Modell einen verbesserten Massentransport und einen nachgeschalteten funktionellen Effekt nachgewiesen (Abb. 5i). Die passive Diffusion von Insulin führte bei allen Tieren zu einem Abfall des Blutzuckers über 120 Minuten. Zu diesem Zeitpunkt wurde einer Gruppe Nahrung verabreicht, um eine Erholung des Blutzuckerspiegels auf den Ausgangswert zu ermöglichen. Nach 150 Minuten wurde diese Gruppe fünf Betätigungszyklen unterzogen (mit den gleichen Parametern von 2 psi bei 1 Hz). Nach der zu Beginn der ITT verabreichten Anfangsdosis wurde kein weiteres Insulin verabreicht. Trotz eines verringerten Insulinkonzentrationsgradienten im gesamten Gerät und einer abgeschwächten Insulinsensitivität bei den postprandialen Tieren führte die durch Betätigung vermittelte RR zu einer signifikanten Senkung des Blutzuckerspiegels über 15 Minuten aufgrund der verstärkten Insulinfreisetzung aus STAR (Abb. 5i).

Diese Ergebnisse unterstützen die Entwicklung einer bedarfsgesteuerten aktuierungsbasierten Methode zur Verbesserung des Transports durch einen diffusionsbegrenzenden FC.

Wir demonstrieren anhand eines menschlichen Leichenmodells, dass sich die weichen und faltbaren Eigenschaften von STAR für eine minimalinvasive Implantation eignen und so die Machbarkeit einer klinischen Übertragung belegen. Unsere Materialauswahl (TPU) ermöglicht die Skalierbarkeit auf klinisch relevante Abmessungen (80 mm × 120 mm) und die Integration zusätzlicher Elemente wie Einsatz- und Klebekanäle, ohne den Herstellungsprozess zu ändern (ergänzende Abbildung 8). Wir haben ein Einsatzsystem und einen chirurgischen Plan entwickelt (ergänzende Abbildung 9), um eine minimalinvasive Implantation von STAR an einer intermuskulären Abgabestelle durch einen 1 cm langen Einschnitt zu ermöglichen. Das Entfaltungssystem besteht aus einer Verabreichungshülle, einem raumbildenden Ballon und einer Verabreichungskartusche mit STAR. Als Implantationsstelle wählten wir die Ebene des M. transversus abdominis, die in der vorderen Bauchwand zwischen M. obliquus internus und M. transversus abdominis liegt (Abb. 6a). Dieser potenzielle Raum ist gut vaskularisiert und stellt eine etablierte Gewebeebene dar, auf die Gesundheitsdienstleister häufig zugreifen, z. B. für die Verabreichung von Analgetika bei Bauchoperationen58,59.

a Lage der Ebene des M. transversus abdominis in der vorderen Bauchdecke. b Ultraschallgesteuerter Nadelzugang zur gewünschten intermuskulären Gewebeebene in der vorderen Bauchdecke und Hydrodissektion zur Erzeugung eines potenziellen Raums (EOM: äußerer schräger Muskel, IOM: innerer schräger Muskel, TAM: transversus abdominis-Muskel). c Die Seldinger-Technik wurde verwendet, um einen Nadelzugang zur Transversus-abdominis-Ebene zu erhalten, und eine 5-Charr-Schleuse wurde über einen Führungsdraht ausgetauscht, um einen dauerhaften Zugang zur Gewebeebene aufrechtzuerhalten. d Ein handelsübliches Dilatatorset wird verwendet, um den Raum zu erweitern und die Positionierung der Entfaltungshülse zu ermöglichen. e STAR-Vorschub durch die Schleuse in den Geweberaum. f, g Ein echogenes Kontrastmittel wurde zum Aufblasen des Einsatzkanals verwendet, um mithilfe von Ultraschallführung eine vollständige Entfaltung des STAR-Geräts innerhalb des Flugzeugs sicherzustellen.

Mithilfe der Ultraschallbildgebung gelangten wir zunächst mit einer 18-Gauge-Nadel in die vordere Bauchdecke in den intermuskulären Transversus-abdominis-Raum und trennten mithilfe einer Hydrodissektion die Gewebeebene zwischen den inneren schrägen und transversus-abdominis-Muskeln (Abb. 6b). Als nächstes nutzten wir die Seldinger-Technik, um die Nadel über einen Draht60 auszutauschen und die korrekte Gewebeplatzierung unter Ultraschallführung zu überprüfen (Abb. 6c). Anschließend machten wir einen 1 cm langen Hautschnitt, um die Einführung des Geräts zu erleichtern, und verwendeten ein handelsübliches Dilatatorset, um den Raum zu erweitern und die Positionierung unserer maßgeschneiderten Einführungshülle zu ermöglichen (Abb. 6d). Schließlich haben wir die Trennung der Gewebeebenen mit einem raumbildenden Ballon abgeschlossen, der während des Füllens mit Ultraschall sichtbar gemacht werden konnte. Das vergrößerte STAR-Gerät wurde dann in die Abgabekartusche vorgeladen, leicht durch die Hülle in die submuskuläre Ebene vorgeschoben (Abb. 6e) und entfaltet. Die Druckbeaufschlagung des Einsatzkanals mit echogenem Kontrast ermöglichte das Öffnen des Geräts unter Ultraschallvisualisierung (Abb. 6f, g). Die postoperative Präparation des Gewebes zeigte an, dass das Gerät erfolgreich in den entsprechenden Raum eingeführt wurde.

Wir präsentieren STAR, eine implantierbare Plattform, die die Diffusionsbarriere des FC umgehen und überwinden kann, um mithilfe zweier synergistischer Soft-Roboter-Strategien einen langfristig verbesserten Therapietransport zu erreichen: (1) intermittierende immunmodulatorische Betätigung und (2) durch Betätigung vermittelte schnelle Freisetzung.

Bevor wir diese mechanotherapeutischen Strategien testeten, entwickelten wir eine robuste In-vivo-Methode (ITT), um die Wirkung des FBR auf den makromolekularen Transport von Insulin zu erfassen und dieses Ergebnis über die Zeit zu überwachen (Abb. 2). Das ITT verfügt über mehrere vorteilhafte Merkmale, die die Technologieentwicklung unterstützen. Erstens ermöglicht die Messung in Echtzeit ein agiles Feedback und eine iterative Entwicklung. Zweitens ermöglicht die Methode eine präzise, ​​quantitative Bewertung der Intervention anhand klinisch relevanter Parameter wie Zeit bis zur Wirkung, maximale Wirkung oder eine Integration von Zeit und Ausmaß über die AUC. Schließlich ermöglichen die wiederholten, nicht-invasiven Messungen Längsschnittstudien komplexer, mehrphasiger Phänomene mit der Möglichkeit, einzelne Tiere und Behandlungsgruppen im Laufe der Zeit zu verfolgen.

IA ist das erste Element im Arsenal von STAR. Indem es eine Spannung an der gewebekontaktierenden Membran hervorruft und den Flüssigkeitsfluss um das Gerät herum stört, fungiert STAR als oszillierender mechanischer Schutzschild gegen das eindringende zelluläre FBR. Diese lokalisierten mechanischen Effekte schaffen ein günstiges Umfeld für den langfristigen Transport von Makromolekülen. IA ist in der Lage, die funktionelle Wirkung von STAR über 8 Wochen auf dem gleichen Niveau wie unmittelbar nach der Implantation aufrechtzuerhalten, dh vor der Bildung einer signifikanten hemmenden FC (Abb. 3c). Im krassen Gegensatz dazu nahm die Insulinreaktivität der Kontrollgruppe mit längerer Implantationszeit ab, bis die FC-Isolierung nahezu vollständig war und das Implantat versagte. Die Verlängerung der therapeutischen Wirkung durch eine einfache 5-minütige, zweimal tägliche Betätigungskur stellt eine attraktive und innovative Strategie zur Linderung des FBR dar.

Durch die Kombination von ITT-Blutzuckerergebnissen mit einer Reihe von Ex-vivo-Kapselanalysetechniken konnten wir die mehrphasigen, zeitlichen Auswirkungen von IA auf die Zellinfiltration und Kapselbildung entschlüsseln. Bei der Untersuchung der Entzündungsreaktion in der IA- und der Kontrollgruppe stellten wir signifikante Unterschiede in den verschiedenen Zellpopulationen zu Zeiten der erwarteten maximalen Infiltration fest, obwohl es keinen Unterschied in der Gesamtzahl der perikapsulären Zellen gab (Abb. 4).

Wir haben gezeigt, dass IA eine lokalisierte immunmodulatorische Wirkung hervorruft, indem es Neutrophile aus der perikapsulären Stelle entfernt (Abb. 4b, c). Die Infiltration von Neutrophilen ist ein wichtiger erster Schritt im FBR, der den Entzündungsprozess auslöst und verbreitet, der die anschließende Rekrutierung von Zellpopulationen verursacht, von denen bekannt ist, dass sie FC entwickeln (z. B. Makrophagen). Eine frühzeitige Modulation der Neutrophilenreaktion kann wichtige langfristige Auswirkungen auf die FBR haben. Tatsächlich beobachteten wir in der 3W-IA-Gruppe einen Trend zu einer besseren funktionellen Wirkung im Vergleich zur Kontrollgruppe, selbst nach Beendigung der Betätigung. Obwohl dieser Effekt keine statistische Signifikanz erreichte, könnte es einige langfristige Vorteile beim Therapietransport geben, selbst bei anfänglichen Aktivierungsperioden; Es ist jedoch klar, dass der maximale entzündungshemmende Nutzen mit einer fortgesetzten Betätigung einhergeht (Abb. 3f). Eine aktuelle Studie von Seo et al49. bestätigt die mechanosensitive Natur neutrophiler Zellpopulationen nach dynamischer Belastung für die Regeneration der Skelettmuskulatur. Die Autoren postulierten, dass die mechanische Spülung von Chemoattraktoren für den gemeldeten Rückgang der Neutrophilen verantwortlich sei49. In diesem Zusammenhang motiviert unsere Arbeit zu weiteren Untersuchungen über die Wirkung von IA auf proinflammatorische Chemoattraktionsgradienten wie Interleukin 1, 6 und 8 im Vergleich zu direkten mechanischen Auswirkungen auf die Zellanhaftung, -orientierung und -funktion.

Wir stellten einen signifikanten Rückgang der Myofibroblastenzellzahl bei IA im Vergleich zur Kontrolle fest (Abb. 4d, e). Die Aktivierung von Matrix-produzierenden Zellen in einen Myofibroblasten-Phänotyp, der durch αSMA-Expression gekennzeichnet ist, ist ein entscheidender Schritt im Fortschreiten der Fibrose. Eine erhöhte Expression führt zu einer erhöhten kontraktilen Aktivität, der Bildung von Stressfasern und der Synthese extrazellulärer Matrix. Darüber hinaus können aktivierte fibrogene Zellen Zytokine produzieren, die für eine zusätzliche Zellrekrutierung und Ausbreitung der schädlichen fibrotischen Reaktion verantwortlich sind43. Es wird immer deutlicher, dass Steifheit der Fibrose vorausgeht oder eine wichtige Ursache dafür ist61. Daher könnte die Reduzierung der Myofibroblastenexpression und ihrer Auswirkung auf die Matrixsteifigkeit eine Schlüsselstrategie zur Modifizierung dieses sich selbst erhaltenden fibrotischen Effekts sein.

Zusätzlich zu mehrphasigen zellulären Veränderungen im Laufe der Zeit beobachteten wir auch mehrphasige Unterschiede in der Entwicklung der Makrokapselarchitektur, mit deutlichen Unterschieden zwischen der IA- und der Kontrollgruppe. Zu frühen Zeitpunkten (2 Wochen) nach der Implantation beobachteten wir Unterschiede in der Kapseldicke zwischen den Gruppen (Abb. 4h, i), was gut mit einem verbesserten diffusionsbasierten Transport zu diesen Zeitpunkten übereinstimmt (Abb. 3b, f). Die FC-Dicke gleicht sich zwischen den Gruppen nach 8 Wochen Implantation aus, was darauf hindeutet, dass andere Mechanismen für den verbesserten Transport zu späteren Zeitpunkten verantwortlich sind. Wir haben mehrere relevante Hypothesen für einen verbesserten Transport in der IA-Gruppe abgelehnt, darunter Vaskularität, Kapseldichte und Kollagenreife (ergänzende Abbildung 7). Wir haben jedoch Unterschiede in der Kollagenarchitektur und der zellulären Infiltration in das Gerätereservoir festgestellt, die zu späten Unterschieden im Transport und bei funktionellen Effekten zwischen den Gruppen beitragen können (Abb. 4j – l). Weitere Untersuchungen sind erforderlich, um die vielfältigen Mechanismen, die im Spiel sind, vollständig aufzuklären und zu verstehen. Beachten Sie, dass 2 von 6 Mäusen in der Kontrollgruppe zu einem späteren Zeitpunkt aus der Studie ausgeschlossen werden mussten, weil sie sich selbst Schäden an ihrem Rückengewebe und ihrem subkutanen Implantat zugefügt hatten. Interessanterweise trat dies bei keiner der Mäuse der IA-Gruppe auf. Eine durch übermäßige FBR vermittelte Kapselkontraktur ist ein schmerzhafter Zustand62, der diesen Gruppenunterschied erklären könnte, und zukünftige Arbeiten könnten diese Beobachtung weiter untersuchen.

Zusätzlich zu IA verfügt STAR über eine zweite transportsteigernde Strategie von RR. Die Betätigung eines mit Medikamenten beladenen STAR kann höhere Konzentrations- und Druckgradienten induzieren31,32 und so den Medikamententransport durch einen gebildeten FC mit zeitlicher Kontrolle verbessern (Abb. 5). RR kann besonders vorteilhaft für wirksame Medikamente sein, bei denen eine genaue Dosierung und eine schnelle Zeit bis zur funktionellen Wirkung wichtig sind, oder für Makromedikamente wie Proteine, bei denen der konvektive Fluss den diffusionsbasierten Fluss verstärkt, der hauptsächlich durch das Molekulargewicht und den Konzentrationsgradienten bestimmt wird33,34. Die konvektionsverstärkte Verabreichung wurde erfolgreich eingesetzt, um die Verteilung der Chemotherapie bei tiefen Hirntumorzielen zu verbessern, wenn auch mit mäßigen klinischen Ergebnissen26,27,32,63.

Wir stellen uns mehrere klinische Einsatzszenarien für IA- und RR-Technologien vor, die in dieser Arbeit demonstriert werden. RR könnte unabhängig von IA eingesetzt werden, beispielsweise für die schnelle, bedarfsgerechte Bereitstellung von Therapeutika als Reaktion auf einen klinischen Notfall. Einige relevante Beispiele umfassen die Verabreichung von Adrenalin zur Behandlung von Anaphylaxie oder von Glucagon zur Behandlung von hypoglykämischem Koma. In beiden Fällen hätte eine Lieferhemmung aufgrund der FC-Bildung schwerwiegende Folgen.

Eine optimale FC-Minderungsstrategie könnte auch IA und RR kombinieren. Beispielsweise könnten kurze tägliche IA-Ausbrüche (ohne Medikament) die FBR abschwächen, um die Lebensdauer des Geräts zu verlängern und die Leistung bei der Langzeitimplantation zu verbessern. Ein zeitlich gesteuertes und modulares RR-Betätigungsregime könnte dann verwendet werden, um schnelle und präzise Dosisanpassungen entsprechend dem patientenspezifischen klinischen Szenario und/oder dem FBR-Schweregrad vorzunehmen. IA und RR sind komplementäre Strategien, die auf elegante Weise ein einziges Gerätedesign und eine einzige Pumpe nutzen, wodurch STAR gut für eine Vielzahl klinischer Szenarien geeignet ist.

Die Behandlung von Typ-1-Diabetes ist ein relevanter klinischer Bereich, in dem STAR synergistische Vorteile bieten könnte. Beispielsweise könnte IA eingesetzt werden, um die Lebensdauer einer künstlichen Bauchspeicheldrüse zu verlängern64, unnötige FBR-vermittelte Blockaden und damit verbundene hyperglykämische Ereignisse zu verhindern und letztendlich das Dosierungsschema und die Patientenerfahrung zu vereinfachen. In Synergie könnte die durch Betätigung vermittelte RR schnelle Insulinanpassungen bewirken und den Blutzuckerspiegel in dem engen Fenster halten, das zur Vermeidung langfristiger Komplikationen erforderlich ist65. Wenn man weiter in die Zukunft blickt, könnte die Anwendung von STAR die Umsetzung bioartifizieller Technologien der nächsten Generation ermöglichen, bei denen vom Menschen stammende insulinproduzierende Inselzellen genutzt werden, indem die transportbegrenzende FC modifiziert wird, die ein großes Hindernis für die Lebensfähigkeit zellbasierter Therapeutika darstellt18. 66,67,68. Angesichts der Notwendigkeit einer täglichen IA für eine langfristige Wirksamkeit ist es wahrscheinlich, dass Ausführungsformen eine tragbare Pumpe erfordern, ähnlich denen, die in bestehenden Insulinpumpen verwendet werden69.

Das weiche Material von STAR verleiht ihm Biokompatibilitätsvorteile gegenüber starren implantierbaren Medikamentenverabreichungssystemen70 und eignet sich für die minimalinvasive Katheterimplantation. Als Schritt zur klinischen Umsetzung haben wir das STAR-Gerät vergrößert und ein maßgeschneidertes Verabreichungstool sowie ein minimalinvasives Verfahren entwickelt, das mit herkömmlichen Techniken der interventionellen Radiologie übereinstimmt (Abb. 6). Wir haben die Abgabe von STAR an einen klinisch zugänglichen intermuskulären Raum in der vorderen Bauchwand in einem menschlichen Leichenmodell demonstriert. Dieser Ansatz ermöglichte eine kurze Eingriffszeit (<20 Minuten) für die Implantation eines Geräts im Humanmaßstab durch eine modifizierte Hülle unter Ultraschallführung in den Händen eines erfahrenen interventionellen Radiologen. Zusätzliche Designmerkmale demonstrierten die korrekte Bereitstellung und Klebstoffabgabe, um die Position des Geräts in der Gewebeebene beizubehalten. Somit kann STAR von Interventionalisten ambulant unter örtlicher Betäubung unter Verwendung einer etablierten Bildgebungsmodalität schnell implantiert werden.

Obwohl wir in einem Langzeit-Mausmodell robuste präklinische Ergebnisse gezeigt haben, gibt es mehrere Einschränkungen und Hindernisse für die klinische Umsetzung. Unsere Erkenntnisse aus der Implantation im dorsalen subkutanen Raum von Mäusen können möglicherweise nicht direkt ähnliche Ergebnisse beim Menschen an verschiedenen anatomischen Orten (z. B. im intermuskulären Bauchraum) vorhersagen, und es sind weitere Arbeiten erforderlich, um zu verstehen, wie sich diese anatomischen und mikroumgebungsbedingten Unterschiede auf die Auswirkungen von STAR auswirken. Obwohl zur Untersuchung des FBR in großem Umfang Nagetiermodelle verwendet wurden9,26, wurde gezeigt, dass Nagetiere im Vergleich zu Menschen einen anderen Gewebekollagengehalt im subkutanen Raum um ein Implantat herum und andere Metaboliten in der interstitiellen Flüssigkeit an den Implantatschnittstellen aufweisen71. Darüber hinaus können Unterschiede in der Haut, im Fell und im Verhalten von Nagetieren implantierte Geräte anderen biomechanischen Kräften aussetzen als beim Menschen51. Erfreulicherweise haben wir bisher ähnliche FBR-mildernde Wirkungen mit einem IA-Regime beobachtet, das unabhängig von der Art und dem Gerätedesign ist34. Darüber hinaus lässt das Vorhandensein konservierter Entzündungswege bei der FC-Bildung über alle Spezies hinweg72 darauf schließen, dass STAR einen ähnlichen Nutzen bei der Verlängerung der Implantatlebensdauer beim Menschen haben könnte.

Obwohl es eine Reihe früherer Studien gab, die die Auswirkung mechanischer Belastung auf Entzündungen und Geweberegeneration untersuchten, gibt es erhebliche Heterogenität hinsichtlich der Betätigungsmethoden, -schemata, resultierenden Verformungen, Zielgewebe und verwendeten Tiermodelle44,45,46,47 ,48,49,50. Nur wenige Studien haben versucht, die Auswirkungen unterschiedlicher Gewebebelastung47,49,50 und Belastungshäufigkeit50 zu untersuchen; Daher ist erhebliche Arbeit erforderlich, um die optimalen Belastungsparameter zu definieren, die die entzündungshemmenden Wirkungen der mechanischen Betätigung maximieren, die je nach Gewebeart und mechanischem Reiz unterschiedlich sein können.

Aus dieser Studie können wir sechs Schlussfolgerungen ziehen: (1) Das ITT stellt eine robuste Längsschnittmethode zur Überwachung des makromolekularen Therapietransports über einen sich entwickelnden FC in vivo dar. (2) Der FBR kann den Insulintransport im Laufe der Zeit von einem statischen STAR-Gerät bis zur vollständigen Implantatisolierung und Therapieversagen zunichte machen. (3) Eine intermittierende Betätigung kann den Therapietransport auf dem Ausgangsniveau aufrechterhalten und die therapeutische Lebensdauer von STAR verlängern, selbst bei Langzeitimplantation. (4) IA kann immunmodulatorische Veränderungen in der Entzündungsreaktion von Neutrophilen vermitteln und nachgeschaltete mehrphasige zeitliche Veränderungen in der Zellinfiltration und Kapselbildung hervorrufen. (5) Durch die Betätigung vermittelte RR eines mit Medikamenten beladenen STAR-Geräts kann trotz der Anwesenheit eines FC den Massentransport und die therapeutische Wirkung mit einstellbarer zeitlicher Kontrolle synergetisch verbessern. (6) Die minimalinvasive Katheterimplantation von STAR war in einem menschlichen Leichenmodell möglich, was die klinische Übertragbarkeit unseres Ansatzes zeigt.

Zusammenfassend stellt die STAR-Plattform einen neuen mechanotherapeutischen Ansatz zur Linderung und Überwindung des FBR dar und verlängert die Lebensdauer und Wirksamkeit implantierbarer Arzneimittelverabreichungsgeräte. Es bietet einen enormen klinischen Nutzen für eine Vielzahl von Indikationen, bei denen der Transport durch Fibrose beeinträchtigt ist, beispielsweise bei der Behandlung von Typ-1-Diabetes.

Ein- und zweikanalige Positiv- und entsprechende Negativformen wurden mit VeroBlue-Harz (Stratasys Objet30) 3D-gedruckt (ergänzende Abbildung 2a). Thermoplastisches Urethan (TPU; 0,3 mm, XGD0385, QING GEN) wurde über der positiven Zweikanalform vakuumthermogeformt (Yescom Dental) (ergänzende Abbildung 2b). Dieser Vorgang wurde dann mit dem positiven Einkanal unter Verwendung eines dünneren TPU (0, 076 mm, HTM-8001-M, Polyether, American Polyfilm) wiederholt (ergänzende Abbildung 2b). Poren mit einem Durchmesser von 10 µm wurden mit einem UV-Nanosekundenlaser (National Centre for Laser Applications, National University of Ireland Galway) in eine TPU-Membran (0,076 mm, HTM-8001-M, Polyether, American Polyfilm) lasergeschnitten.

Die thermogeformten und lasergeschnittenen Membranen wurden in einer Negativform zusammengebaut (ergänzende Abbildung 2c). Um die Durchgängigkeit zu gewährleisten, wurden Dorne mit einem Außendurchmesser von 0,21 mm in die Kanäle eingeführt. Die Baugruppe wurde mithilfe einer Wärmeübertragungsmaschine (330QXAi, PowerPress) heißversiegelt. Der Dorn wurde entfernt und ein TPU-Katheterschlauch (0,037″ × 0,023″; MRE037, Micro-Renathane, Braintree Scientific) eingeführt und mit einem Schrumpfschlauch am Gerät heißgesiegelt. Die fertig zusammengebauten Geräte hatten die Maße 15 mm (Breite) × 18 mm (Länge) × 2 mm (Höhe) und bestanden aus zwei Kammern – die größere mit den Maßen 12 × 6 mm und die kleinere mit den Maßen 3 × 12 mm (ergänzende Abbildung 3a, b). .

Rattenwaagen wurden wie zuvor beschrieben hergestellt34. Die endgültigen Geräte hatten eine Länge von 12 mm, wobei das halbkugelförmige Reservoir eine Höhe von 3,9 mm und einen Durchmesser von 3,5 mm hatte, mit 3Fr-TPU-Katheterschläuchen unterschiedlicher Länge.

Geräte im menschlichen Maßstab mit den Maßen 120 × 80 mm wurden wie zuvor beschrieben hergestellt (ergänzende Abbildung 8)73. Ein zusätzlicher Einsatzkanal und eine Betätigungskammer wurden eingebaut, um eine minimalinvasive Abgabe durch eine Schleuse und eine dynamische Betätigung nach der Implantation zu ermöglichen (ergänzende Abbildung 9).

Ein maßgeschneidertes elektropneumatisches System zur Betätigung des implantierten Geräts wurde wie in der ergänzenden Abbildung 6 beschrieben entwickelt. Das System bestand aus vorprogrammierten elektrischen Signalen zur Steuerung pneumatischer Energiequellen. Zu den pneumatischen Komponenten gehörten ein Überdruck- und Vakuumgenerator, ein Druckregler und elektropneumatische (Magnetventile). Ein programmierbares Mikrocontroller-Board (Arduino Uno) wurde zusammen mit einer Stromquelle verwendet, um eine offene Steuerung der pneumatischen Energie einzurichten. Überdruck wurde durch einen elektropneumatischen Druckregler (ITV1030; SMC Inc.) geleitet, der über die Mikrocontrollerplatine gesteuert wurde, um den genauen Betätigungsdruck einzustellen. Die Betätigung des implantierten Geräts wurde dann durch Wechseln des Überdrucks für die Geräteexpansion und des Unterdrucks für die Entleerung des Geräts erreicht. Die Bereitstellung dieses pneumatischen Betätigungsmusters wurde durch zwei elektropneumatische Magnetventile (NVKF333; SMC Inc.) für Über- und Unterdruck sichergestellt, die über denselben Mikrocontroller und zwei an die Stromversorgung gekoppelte MOSFETs gesteuert wurden (ergänzende Abbildung 6a). Ein Verteiler wurde verwendet, um mehrere Geräte in einzelnen Tieren gleichzeitig zu betätigen, um sicherzustellen, dass der eingestellte Druckpegel auf allen Verteilerkanälen konstant erreicht wurde (ergänzende Abbildung 6b, c).

STAR-Geräte wurden hergestellt und in einem maßgeschneiderten 3D-gedruckten Halter (Objet30 Prime, Stratasys) platziert. Die Geräte wurden unter Verwendung des oben beschriebenen elektropneumatischen Betätigungs- und Steuersystems pneumatisch von 1 auf 9 psi aufgeblasen. Bilder der Membranauslenkung wurden mit einer Digitalkamera (Nikon DLSR) und einem in der Seitenansicht positionierten Stativ aufgenommen. Anschließend wurde die Ablenkungsgröße mit ImageJ analysiert. Basierend auf dieser Strategie wurde eine Zweikammerkonfiguration ausgewählt, um den Effekt von zwei unterschiedlichen Ablenkungsgrößen (0,58 und 1,3 mm) in unserem präklinischen Mausmodell zu untersuchen. Es ist zu beachten, dass die geringere Ablenkungsgröße eng mit unserer vorherigen Arbeit übereinstimmte.

5 mm × 5 mm große Stücke lasergeschnittener poröser TPU-Membranen wurden durch Rasterelektronenmikroskopie (REM) unter Verwendung eines Hitachi S2400-Mikroskops charakterisiert, das bei einem Elektronenbeschleunigungspotential von 20 kV im Rückstreuelektronen-Bildgebungsmodus und einem Probenarbeitsabstand zwischen 8 und 10 mm arbeitete. Nach der Bildgebung wurden die Porendurchmesser anhand der Bilder mithilfe der Hough-Kreistransformationsfunktion in Fiji 2.0.0 (ImageJ) gemessen (ergänzende Abbildung 1).

Zur Untersuchung des periimplantären Flüssigkeitsflusses und der Dynamik des Arzneimitteltransports bei aktiver Verabreichung wurden Simulationen der Fluid-Struktur-Interaktion (FSI) mithilfe der Methode der Smoothed Particle Hydrodynamic (SPH) durchgeführt. Alle FSI-Simulationen wurden mit Abaqus/Explicit 2018 (Dassault Systèmes, Vélizy-Villacoublay, Frankreich) erstellt. Das Gerät wurde als 3D-Oberflächengeometrie modelliert und mit 14.636 Schalenelementen mit vier Knoten (Abaqus-Knotentyp S4R) vernetzt. Am Rand der unteren porösen Membran wurde eine Dirichlet-Randbedingung angewendet, bei der die Knotenverschiebung in alle Richtungen auf Null festgelegt wurde, um eine Bewegung des starren Körpers zu verhindern. Auf die Innenfläche der äußeren und mittleren Membran wurde eine Druckbelastung ausgeübt, die in 500 ms linear auf 2 psi anstieg und in den nächsten 500 ms auf 0 psi abfiel. Die Membranen wurden unter Verwendung eines hyperelastischen Ogden-Materials 3. Ordnung mit den Parametern μ1 = –8,31 MPa, μ2 = –0,36 MPa, μ3 = 17,89 MPa, α1 = 0,46, α2 = 3,62, α3 = –3,10 modelliert. Die Flüssigkeitsdomänen, Arzneimittel und äußere Flüssigkeit, wurden mit linearen tetraedrischen Elementen vernetzt und jedes Element wurde in ein SPH-Partikel umgewandelt, das sich an seinem Schwerpunkt befand. Die Arzneimitteldomäne und die äußere Flüssigkeitsdomäne enthielten 107.406 bzw. 174.516 Partikel. Den Partikeln wurden folgende Eigenschaften zugeordnet: Dichte von 9,96E-7 kg/mm3, Volumenmodul von 2,094 GPa und dynamische Viskosität von 3,56E-8 MPa–s.

Um die Verformung des Gewebes unter dem Gerät zu untersuchen, wurde ein strukturelles Finite-Elemente-Modell (FE-Modell) erstellt. Das Gerät wurde mit derselben Geometrie und demselben Materialmodell wie die FSI-Simulationen modelliert. Um die Hautbeschränkung bei subkutaner Implantation des Geräts zu modellieren, wurde oben auf dem Gerät eine kuppelförmige Schalenstruktur mit einer linearen elastischen Eigenschaft (E = 1 MPa) hinzugefügt. Das Gewebe wurde auch als linear elastisches Material (E = 15 kPa) modelliert. Hinsichtlich der Randbedingungen wurden sowohl der Rand der Haut als auch die Unterseite des Gewebes in alle Richtungen fixiert. Zur Modellierung der Nahtbefestigungen zwischen dem Gerät und dem Gewebe wurden Bindungsbeschränkungen verwendet. Im gesamten Modell wurde ein allgemeiner Kontakt mit einem Reibungskoeffizienten von 0,5 angewendet. Die Innenkammer des Geräts wurde verschiedenen linear ansteigenden Druckbelastungen ausgesetzt (1 psi, 2 psi und 3 psi). Aus den FE-Simulationen wurden Spannungskonturdiagramme und Konturdiagramme der Abwärtsverschiebung des Gewebes extrahiert. Die durchschnittliche Dehnung und Durchbiegung wurden an der Schnittstelle zwischen Gerät und Gewebe berechnet.

Massentransportsimulationen wurden mit der COMSOL Multiphysics-Software Version 5.6 (COMSOL, Burlington, MA) durchgeführt. Das 2D-Modell enthält drei Domänen: das Arzneimittelreservoir, die FC und die äußere Flüssigkeitsdomäne, die den Körper darstellt. Der FC ist eine dünne Schicht, die das Gerät umgibt und eine Dicke von 50 μm bis 200 μm aufweist. Die äußere Flüssigkeitsdomäne ist ein rechteckiger Bereich mit einer Höhe und Breite von 5 mm bzw. 20 mm. Der Massentransport wurde mithilfe der transienten Diffusions-Konvektions-Gleichung im Modul „Transport verdünnter Arten“ in COMSOL modelliert. Die Diffusionsfähigkeit im Reservoir und im äußeren Flüssigkeitsbereich wurde mit 855 μm2/s angegeben und die Diffusionsfähigkeit im FC mit 50 μm2/s74. Im Wirkstoffreservoirbereich wurde eine Anfangskonzentration von 1 mol/mm3 angewendet. Die Flüssigkeitsgeschwindigkeit zwischen der reinen Flüssigkeitsdomäne und dem porösen Medium wurde mithilfe der Brinkman-Gleichungen in COMSOL berechnet. Das Arzneimittelreservoir und die äußere Flüssigkeit wurden als reine Flüssigkeitsdomäne mit einer Dichte von 997 kg/m3 und einer Viskosität von 8,9E-4 Pa–s modelliert. Der FC wurde als poröses Medium mit einer Permeabilität von 8,9E-16 m2 und einer Porosität von 0,8 modelliert. Beim Auslösen der Gerätebetätigung wurde am Rand des Reservoirs ein Druckeinlass von 2 psi angelegt, der innerhalb von 1 s an- und abstieg; und an der Grenze des äußeren Flüssigkeitsbereichs wurde ein Auslassdruck von Null angelegt. Das Modell zeigte die vorübergehenden Änderungen des Arzneimittelverteilungsprofils innerhalb von 30 Minuten unter Diffusion und Konvektion. In allen Simulationen wurden sowohl die lokale Konzentration als auch die regional akkumulierte Konzentration über die Zeit als quantitative Ergebnisse extrahiert.

Die Péclet-Zahl für den Stofftransport für eine charakteristische Länge L ist definiert als PeL = uL/D, wobei u die lokale Strömungsgeschwindigkeit und D die Diffusivität57 ist. Für repräsentative Berechnungen wurde L = 1 mm angenommen. Diese Annahme basiert auf experimentellen und rechnerischen Daten, die zeigen, dass die maximale Membranauslenkung des Geräts ~ 1,5 mm und die geschätzte Gewebeauslenkung ~ 0,73 mm beträgt (ergänzende Abbildung 3). Es wurde eine Diffusionsfähigkeit von D = 855 μm2/s verwendet, was dem gleichen Wert entspricht, der in den oben genannten COMSOL Multiphysics-Modellen verwendet wird74. Für das passive Diffusionsszenario ist eine vernünftige Schätzung für u die Geschwindigkeit der interstitiellen Flüssigkeit, von der weithin berichtet wurde, dass sie im Bereich von 0,1–2 μm/s75 liegt. Aus den obigen COMSOL-Simulationen wurde eine Strömungsgeschwindigkeit von 0,06 mm/s neben der porösen Membran unmittelbar nach der Betätigung berechnet.

Tierversuche wurden gemäß den ethischen Vorschriften vom Institutional Animal Care and Use Committee am Massachusetts Institute of Technology überprüft und genehmigt. Die Tiere wurden in einer Anlage mit 12-stündigem Ein-/Aus-Lichtzyklus bei 20–22 °C und einer relativen Luftfeuchtigkeit zwischen 30 und 70 % gehalten. Die Tiere wurden für die Dauer der Studie einzeln mit Standard-Einstreu und -Futter gehalten. Alle Geräte wurden vor der Implantation mit Ethylenoxid sterilisiert.

Männliche C57BL/6-Mäuse (25–30 g) wurden mit inhalierbarem Isofluran (1–3 %) betäubt. Zur Schmerzkontrolle wurde eine Einzeldosis Buprenorphin mit verzögerter Freisetzung (Bup-SR, 1 mg/kg) subkutan verabreicht. Ein STAR-Gerät wurde subkutan in die Maus implantiert, wie in der ergänzenden Abbildung 4 dargestellt. Um die Operationsstelle vorzubereiten, wurden die Haare auf dem Rücken der Maus mit einer Haarschneidemaschine und topischer Enthaarungscreme entfernt und die Stelle mit drei Wäschen sterilisiert Povidon-Jod und 70 % Ethanol. Mediale dorsale Einschnitte wurden am Halsansatz und 1 cm vom Schwanz entfernt vorgenommen (ergänzende Abbildung 4a). An den Inzisionsstellen wurde eine stumpfe Dissektion durchgeführt und mit einem gebogenen Hämostat wurde ein subkutaner Tunnel von der oberen zur unteren Stelle angelegt. Ein von Instech Laboratories erhältlicher transkutaner selbstdichtender Port (VABM2B/22R22) wurde mit dem dorsalen Ende des Therapie- und Betätigungskatheters jedes STAR-Geräts verbunden. Das 15 × 18 × 2 mm große STAR-Gerät (ergänzende Abbildung 3a, b) wurde dann über die obere Inzisionsstelle unter die Haut eingeführt und nach unten in Position getunnelt. Das Gerät wurde mit einer Naht auf beiden Seiten (7-0-Monofilament) an der darunter liegenden Faszie befestigt. Der Port wurde dann an der oberen Inzisionsstelle unter die Haut eingeführt (ergänzende Abbildung 4b). Die Haut an jeder Inzisionsstelle wurde dann mit Einzelknopfnähten (5-0 Maxon-Monofilament) verschlossen (ergänzende Abbildung 4c), und das Tier konnte sich auf einer beheizten Unterlage erholen. Um intraoperative Flüssigkeitsverluste auszugleichen, wurden 0,2 ml warme Kochsalzlösung subkutan verabreicht.

Mithilfe eines ITT wurde ein kinetisches Maß für die Insulinfreisetzung aus STAR-Geräten und die anschließende Auswirkung auf den Blutzuckerspiegel gemessen. Die Maus wurde gewogen und eine Lösung mit einer Dosis von 1 IU/kg/150 µL wurde aus einer Stammlösung von Humulin R U-100, kurzwirksamem Humaninsulin, hergestellt. Die Tiere wurden vor Beginn des ITT 4 Stunden lang nüchtern gehalten und für die Dauer des Tests in einem sauberen Käfig ohne Futter und Einstreu gehalten. Um einen Basiswert festzulegen, wurde zunächst eine Blutzuckermessung durchgeführt. Anschließend wurde zum Zeitpunkt = 0 Minuten ein Insulinpräparat mit einer Gesamtdosis von 2 IE/kg über den von Instech Laboratories erhältlichen transkutanen selbstdichtenden Port (VABM2B/22R22) in das Gerät verabreicht. Zur Verabreichung der Dosis wurde ein PNP3M verwendet, der mit einer 1-ml-Luer-Lock-Einwegspritze (BD) verbunden war (ergänzende Abbildung 4e). Nach der Verabreichung wurde Blut aus der seitlichen Schwanzvene der Maus entnommen und über 120 Minuten wurden mit einem Bayer Contour Next Blutzuckermessgerät zu den Zeitpunkten 15, 30, 45, 60, 75, 90 und 120 serielle Blutzuckermessungen durchgeführt Mindest. Das Tier wurde mit einem handelsüblichen Restrainer (TV-RED 150-STD, Braintree Scientific) festgehalten. Der Schwanz wurde vor der Blutentnahme 10 Sekunden lang mit einem HotHand-Wärmer erwärmt. Anschließend wurde der Bereich mit einem in 70 % Ethanol getränkten Kimwipe desinfiziert. Abschließend wurde eine Venenpunktion mit einer 27-Gauge-Nadel (BD) durchgeführt und die Messung aufgezeichnet.

Die intermittierende Betätigung wurde durchgeführt, indem ein maßgeschneidertes elektropneumatisches Betätigungs- und Steuerungssystem (oben beschrieben) über einen PNP3M-Stecker (Instech) an den selbstdichtenden transkutanen Betätigungsanschluss angeschlossen wurde (ergänzende Abbildung 4d). Das Gerät wurde dann zyklisch alle 12 Stunden für 5 Minuten mit einem kontrollierten Eingangsdruck von 2 psi bei 1 Hz betätigt, wie zuvor beschrieben34,46. Während der gesamten Studie befand sich während der IA kein Medikament im Gerät.

Die Geräte wurden wie oben beschrieben in männliche C57BL/6-Mäuse implantiert. ITTs wie oben beschrieben wurden bei allen Mäusen 2, 3, 4, 5 und 8 Wochen nach der Implantation des Geräts durchgeführt. Anschließend wurden die Tiere durch CO2 eingeschläfert. Bei sechs Geräten handelte es sich um statische Steuerungen, und zehn Geräte wurden alle 12 Stunden für 5 Minuten dynamisch betätigt. Die Betätigungsgruppe wurde 3 Wochen nach der Betätigung aufgeteilt, wobei eine Gruppe (n = 5) die Betätigung stoppte und danach passiv blieb und eine andere Gruppe (n = 5) die dynamische Betätigung über den gesamten 8-wöchigen Studienzeitraum fortsetzte (Abb. 3a). ).

Zwei Wochen nach der Implantation wurden über 120 Minuten nach der Insulininjektion wie oben beschrieben serielle Blutzuckermessungen durchgeführt. Der RR-Gruppe wurde nach 120 Minuten Nahrung gegeben, um die Wiederherstellung des Blutzuckerspiegels zu ermöglichen. Anschließend wurde eine durch Betätigung vermittelte RR durch Betätigung des STAR-Geräts nach 150 Minuten durchgeführt. Beachten Sie, dass nach der zum Zeitpunkt = 0 Minuten verabreichten Anfangsdosis kein weiteres Insulin verabreicht wurde. Das STAR-Betätigungsreservoir wurde über den transkutanen selbstdichtenden Zugangsanschluss mithilfe eines PNP3M-Anschlusses (Instech) an eine speziell angefertigte pneumatische Steuereinheit angeschlossen und für 5 Zyklen mit 2 psi zyklischem Druck bei 1 Hz pneumatisch aktiviert. Die Dauer der Aktivierung und Evakuierung war gleich. Der Blutzuckerspiegel wurde durch Schwanzvenenprobenentnahme in vier weiteren 15-Minuten-Schritten bei 4 Mäusen pro Gruppe gemessen.

Zwei weibliche Sprague-Dawley-Ratten (250–300 g) wurden mit inhalierbarem Isofluran (1–3 %) betäubt. Zur Schmerzkontrolle wurde Bup-SR (1 mg/kg) subkutan verabreicht. Um die Operationsstelle vorzubereiten, wurden die Haare auf dem Rücken der Ratten entfernt und die Stellen mit drei Wäschen Betadine und 70 % Ethanol sterilisiert. Am Halsansatz wurde ein oberer Einschnitt für den Port vorgenommen, und zwei untere Einschnitte wurden 9 cm vom ursprünglichen Einschnitt entlang des Rückens der Ratte und 1 cm seitlich der Wirbelsäule vorgenommen. An allen Einschnitten wurde eine stumpfe Dissektion durchgeführt und mit einer Pinzette wurde ein subkutaner Tunnel von der vorderen zur hinteren Stelle angelegt. Ein von Instech Laboratories erhältlicher transkutaner selbstdichtender Port (VABM2B/22R22) wurde mit dem dorsalen Ende des Therapie- und Betätigungskatheters jedes STAR-Geräts verbunden. Die Ports wurden an der Basis des Halses platziert und die Geräte wurden nach hinten in Position getunnelt. Jeder Port wurde mit mindestens einer unterbrochenen Naht (5-0-Monofilament) an der darunter liegenden Faszie befestigt. Jedes STAR-Gerät wurde mit einer Naht auf beiden Seiten (7-0-Monofilament) an der darunter liegenden Faszie befestigt. Die Haut wurde mit Einzelknopfnähten (5-0 Monofilament) verschlossen und das Tier konnte sich dann auf einer beheizten Unterlage erholen. Warme Kochsalzlösung (300 µL) wurde subkutan verabreicht, um den durch die Operation verursachten Flüssigkeitsverlust und die Dehydrierung zu mildern. Die Tiere wurden durch CO2 eingeschläfert.

Am 24. Tag der präklinischen Rattenstudie wurde die Freisetzung eines niedermolekularen fluoreszierenden Arzneimittelanalogs, Genhance 750 (Perkin Elmer), mit dem In-vivo-Bildgebungssystem IVIS Spectrum (PerkinElmer) bewertet. Zur Aufnahme der Bilder wurde ein Anregungsfilter von 745 nm und ein Emissionsfilter von 800 nm verwendet. Zunächst wurden die Tiere mit inhalierbarem Isofluran betäubt. Die Haare wurden über dem subkutanen STAR-Reservoir entfernt und der Umfang jedes Reservoirs auf der Haut markiert, um die Identifizierung der Region von Interesse (ROI) zu erleichtern. Nach der Vorbereitung wurde ein Kontrollbild aufgenommen. Anschließend wurden 35 μl des Genhance-Arzneimittelanalogons mithilfe einer Spritzenpumpe (Harvard Apparatus) über den transkutanen Anschluss und die Nachfüllleitung in jedes STAR-Reservoir injiziert. Die Nachfüllleitung und der Vorratsbehälter wurden zunächst durch Anlegen von Unterdruck entleert. Die Bilder wurden alle 3 Minuten nacheinander aufgenommen. 14 Minuten nach der Injektion von Genhance in STAR wurde die Bildgebung angehalten und das Interventionsreservoir pneumatisch aktiviert. Anschließend wurde das Imaging neu gestartet. Unter Verwendung eines konsistenten Bildschwellenwerts wurde ein benutzerdefinierter ROI verwendet, um den Diffusionsbereich in jedem Bild abzugrenzen (Living Image 4.5.4, PerkinElmer). Die anfängliche Diffusionsfläche bei t = 0 nach der Injektion wurde zur Analyse von allen nachfolgenden Messwerten abgezogen.

Methylenblaulösung (1 mg/ml) wurde in den STAR-Reservoir gefüllt und die Betätigungsleitung des Geräts über ein Dreiwegeventil (Qosina) mit Wasser gefüllt, da Luft das Ultraschallsignal stören könnte. Das Gerät wurde einer Sprague-Dawley-Ratte unmittelbar nach der Euthanasie subkutan implantiert. Ultraschall und photoakustische Bildgebung (PAI) wurden mit dem Vevo LAZR-X Photoakustik- und Mikroultraschall-Bildgebungssystem (FUJIFILM VisualSonics, Toronto, Kanada) unter Verwendung eines MX550-Wandlers bei einer Frequenz von 40 MHz und einer Auflösung von 40 μm durchgeführt. Für die multispektrale PAI-Bildgebung wurde die schmale optische Vevo-Faser verwendet, die aus hocheffizientem Quarzglas besteht und von einem MX550-Fasermantel umgeben ist.

Die Sonde wurde mithilfe eines 3D-Schrittmotors über die Haut und das subkutane Gerät bewegt, um einen 3D-Datensatz zu erhalten. Im Nanostepper-Modus bestand jeder Schnitt des 3D-Scans aus Bildern, die bei den Wellenlängen 680, 730, 750, 800, 850 und 900 nm aufgenommen wurden. Darüber hinaus wurde eine Spektromodus-Aufnahme an einem einzelnen Schnitt durchgeführt, wobei Bilder zwischen 680 und 970 nm in Schritten von 5 nm aufgenommen wurden. Die Bilder wurden mit der Software VevoLAB 3.2.0 (FUJIFILM VisualSonics, Toronto, Kanada) gerendert.

Das Protokoll für diese Studie wurde von der Forschungsethikkommission der National University of Ireland Galway (NUI Galway) genehmigt. Das gesamte Leichenmaterial wurde der Medizinischen Fakultät NUI Galway zur weiteren Weiterentwicklung des medizinischen Wissens vermacht. Im Rahmen des Vermächtnisses wurde die Einverständniserklärung der nächsten Angehörigen eingeholt. Dies ist durch die Gesetzgebung geregelt, die die Ausübung der Anatomie in der Republik Irland regelt (Medical Practitioners Act 2007). Ganze erwachsene männliche menschliche Kadaver wurden mit Einbalsamierungsflüssigkeit fixiert, die 21 % Methanol, 21 % Glycerin, 5,6 % Phenol und 3,1 % Formaldehyd enthielt. Für den Zugang zur Transversus-abdominis-Ebene wurde unter Ultraschallführung eine Seldinger-Technik verwendet60. Das Verabreichungssystem bestand aus einer Verabreichungshülle, einem raumbildenden Ballon und der STAR-Verabreichungskartusche (ergänzende Abbildung 9). Die Einführhülle und die STAR-Einführkartusche wurden direkt 3D-gedruckt (Form 2, Formlabs, Somerville, MA). Der raumschaffende Ballon bestand aus einem 3D-gedruckten Schaft, der mit einem TPU-Ballon verbunden war. Zur Visualisierung der Muskelschichten der vorderen Bauchdecke des Leichnams wurde ein linearer Ultraschallwandler mit 4–14 MHz (Clarius) verwendet. Eine 18-Gauge-Nadel wurde in die Ebene des M. transversus abdominis vorgeschoben und physiologische Kochsalzlösung injiziert, um die Muskelebenen mittels Hydrodissektion zu trennen. Die Nadel wurde über eine 5 Fr, 10 cm lange Hülle ausgetauscht und mit einem Skalpell ein 1 cm langer Hautschnitt vorgenommen. Dann wurde ein 0,035" Amplatz Super Stiff-Draht (Boston Scientific) in den Raum vorgeschoben und die serielle Dilatation mit einem Amplatz-Nierendilatatorset (Boston Scientific) durchgeführt, gefolgt vom Vorschieben der maßgeschneiderten Einführschleuse in den Raum Gewebeebene. Der raumbildende Ballon wurde verwendet, um die Gewebeebenen vollständig zu trennen, und wurde dann gegen die Förderkartusche ausgetauscht. Anschließend wurde STAR mithilfe der Kartusche in den intermuskulären Raum eingesetzt. Die Kartusche und die Förderhülle wurden entfernt und die Befüllung des Reservoirs wurde demonstriert mit Infusion eines Ultraschallkontrastmittels (SonoVue) und Visualisierung unter Ultraschall. Die korrekte Anwendung des Geräts und die Positionierung wurden durch Dissektion bestätigt.

Nach der Tötung der Tiere mit CO2 wurden jedes Gerät und das unmittelbar umgebende Gewebe entnommen. Die Gewebe wurden 24 Stunden lang mit 10 % Formalin (pH 7,4) fixiert. Anschließend wurde das Gewebe gewaschen und in PBS gelagert. Fixierte Gewebeproben wurden in zwei Hälften durchtrennt, ausgerichtet und für histologische und immunhistochemische Analysen in Paraffinwachsblöcke eingebettet. Jedem Block wurde zu Randomisierungs- und Verblindungszwecken ein Code zugewiesen. Abschnitte von 7 µm wurden geschnitten, in Xylol entparaffiniert und durch eine Reihe abgestufter Alkohole rehydratisiert. Zur Beurteilung der Reife und Anordnung des FC-Kollagens wurden die Schnitte in 0,1 % Fast Green und dann in 0,1 % Sirius Red in gesättigter Pikrinsäure gefärbt. Anschließend wurden die Objektträger durch abgestufte Alkohole dehydriert und in zwei Wechseln Xylol geklärt. Die Objektträger wurden mit DPX-Eindeckmedium abgedeckt und trocknen gelassen. Die Objektträger wurden mit der Ocular 2.0 Imaging Software auf einem Olympus BX4 Polarisationslichtmikroskop (Mason Technology Ltd. Dublin, Irland) bei 20-facher Vergrößerung abgebildet.

Um die Gesamtzellzahl pro Fläche zu bestimmen, wurden die Proben nach weithin etablierten Protokollen mit Hämatoxylin und Eosin gefärbt76. Ocular 2.0 Imaging Software auf einem Olympus-Mikroskop (Mason Technology Ltd. Dublin, Irland) bei 40-facher Vergrößerung. Für die immunhistochemische Analyse wurden Primärantikörper von CD31 (1:200; Ab182981, Abcam) und αSMA (1:500; ab7817, Abcam) 1 Stunde lang bei 37 °C inkubiert. Sekundärantikörper von Alexa Fluor 594 Ziegen-Anti-Maus-Immunglobulin G (IgG; 1:200 Thermo Fisher Scientific), Alexa Fluor 594 Ziegen-Anti-Kaninchen-IgG (1:200; Thermo Fisher Scientific) und Alexa Fluor 488 Ziegen-Anti-Maus-IgG (1:200; Thermo Fisher Scientific) wurden jeweils 1 Stunde bei Raumtemperatur inkubiert. Der Primärantikörper Ly-6G (1:100; Biolegend 127602) wurde nach der Tris-EDTA-Antigengewinnung (pH 9) 1 Stunde lang bei 37 °C inkubiert. Zur Blockierung der endogenen Bindung wurde eine Maus-zu-Maus-Blockierungslösung für fertige Sonden (Invitrogen, R37621) verwendet. Der Sekundärantikörper Alexa Fluor 488 Ziege Anti-Ratte 488 (1:100; Thermo Fisher Scientific) wurde 1 Stunde lang bei Raumtemperatur inkubiert. Die Schnitte wurden mit Hoechst gefärbt und mit Fluoromount abgedeckt. Mit Immunfluoreszenz gefärbte Objektträger wurden unter Verwendung eines inversen konfokalen Spinnscheibenmikroskops (CSU22, Yokagawa) in Kombination mit der Andor iQ 2.3-Software beobachtet. Für die Blutgefäßanalyse wurde CD31 (1:200; Ab182981, Abcam) nach der Natriumcitrat-Antigengewinnung (pH 7,2) 1 Stunde lang bei 37 °C inkubiert. Eine Sekundär- und Gegenfärbung (Hämatoxylin) von Dako EnVision+ System–HRP (DAB) wurde gemäß den Anweisungen des Herstellers aufgetragen.

Mittels Lichtmikroskopie wurden aus zwei Schnitten fünf zufällige Sichtfelder erfasst. Die Bilder wurden zugeschnitten, um sicherzustellen, dass nur die Kapsel in die Analyse einbezogen wurde. Die Schnitte wurden in 8-Bit-Bilder umgewandelt und die Kerne wurden manuell aus dem Hintergrundgewebe abgegrenzt. Die Partikel wurden mit der Software ImageJ (Fidschi-Version 2.0.0) umrissen und analysiert.

Mittels konfokaler Mikroskopie wurden aus zwei Schnitten zehn zufällige Sichtfelder erfasst. Der Volumenanteil von αSMA+-Zellen und Ly-6G+-Zellen innerhalb der FC wurde durch eine unvoreingenommene stereologische Zähltechnik unter Verwendung der ImageJ-Software (Fidschi-Version 2.0.0) geschätzt. Die gleiche unvoreingenommene stereologische Methode wurde verwendet, um sowohl Myofibroblasten als auch Neutrophile zu zählen. Den Bildern wurde ein zufällig versetztes stereologisches Quadratgitter (10.000 μm2) überlagert, um Testpunkte bereitzustellen. Um den Flächenanteil zu berechnen, wurden die Schnittpunkte, die auf positiv gefärbte Zellen fielen, gezählt und als Verhältnis der gesamten Gitterschnittpunkte innerhalb des FC ausgedrückt. Um das relative Volumen der Myofibroblastenzellen pro FC abzuschätzen und zu beurteilen, ob das Vorhandensein von Myofibroblasten durch die Betätigung gestört wurde, wurde der Volumenanteil der αSMA + -Zellen auf ein Volumen normalisiert, das durch die FC-Dicke multipliziert mit der Flächeneinheit unter Verwendung der folgenden Gleichung definiert ist: Relatives Volumen von αSMA+-Zellen (mm3) = (Volumenanteil der αSMA+-Zellen)/FC-Dicke (mm) × 1 mm × 1 mm.

Die Quantifizierung der Vaskularisierung des FC wurde mit einer zuvor beschriebenen Technik durchgeführt5,77,78. Es wurde eine systemische Zufallsstichprobenstrategie verwendet. Von jedem Gewebeschnitt wurden zehn nicht überlappende Bilder des FC im interessierenden Bereich aufgenommen. Die Anzahl der Blutgefäße pro Fläche (Na) wurde mithilfe eines unvoreingenommenen Zählrahmens (Gittergröße = 2000 μm2) berechnet. Die Anzahl der Punkte, die mit Blutgefäßen übereinstimmten, wurde gezählt. Anschließend wurden die Volumenanteile der Blutgefäße berechnet, indem der Anteil der auf Blutgefäße treffenden Punkte als Bruchteil der Gesamtzahl der im Gewebe beobachteten Punkte ausgedrückt wurde. Die Regel der verbotenen Linie wurde befolgt, um sicherzustellen, dass Blutgefäße nur einmal gezählt wurden. Die Anwendung dieser Zählregel erzeugt eine unvoreingenommene Schätzung der Anzahl der Blutgefäße pro Flächeneinheit (Na = CN × Cpts × A; wobei CN die kumulative Anzahl der gezählten Blutgefäße und Cpts die kumulative Anzahl der Punkte in der Fläche ist). Interesse).

Die Quantifizierung des Kollagengehalts wurde mit einer zuvor beschriebenen Technik durchgeführt5,34,79,80,81. In ImageJ wurden sechs ROIs manuell für jedes durch Polarisationslichtmikroskopie erhaltene Bild ausgewählt, um alle abgebildeten Kollagenfasern vollständig zu erfassen und gleichzeitig das Rauschen durch Hintergrundartefakte zu minimieren. Mithilfe des Plugins OrientationJ 2.0.5 wurde die Kohärenz jedes ROI berechnet. Jede Geräteprobe generierte insgesamt 60 Datenpunkte (6 ROIs pro Abschnitt, 10 Abschnitte pro Probe) (Abb. 4k).

Nach der µCT-Bildgebung implantierter Geräte wurde die FC-Dicke mit der Software Materialise MIMICS Research 18.0.0.525 und Materialise 3-matic Research 10.0.0.212 quantifiziert. Aus µCT-Scans generierte DICOM-Dateien wurden in MIMICS importiert und eine Schwellenwertmaske auf das Sichtfeld angewendet, die es ermöglichte, den FC visuell durch eine Änderung der Signalintensität oberhalb der Faszienschicht zu identifizieren. Der Schwellenwertbereich wurde so zugeschnitten, dass er nur den Bereich des FC umfasste, und es wurde eine manuelle Segmentierung des FC in der Sagittalansicht durchgeführt. Dies wurde alle fünf DICOM-Schnitte wiederholt, wobei zwischen den Schnitten eine Interpolation durchgeführt wurde, um den FC in den Zwischenregionen zu maskieren. Nach Abschluss des Maskierungsprozesses wurde ein rechteckiger Abschnitt aus der Mitte der Maske isoliert. Eine STL-Datei dieses rechteckigen Abschnitts wurde zur Dickenanalyse mit 3-matic Research exportiert. In 3-matic wurde der Korrekturassistent zum Beheben von Fehlern in der STL-Datei verwendet und ein Glättungsfaktor von 0,8 angewendet, woraufhin das Modell mithilfe der Funktion zur automatischen Neuvernetzung neu vernetzt wurde. Es wurde eine Wanddickenanalyse erstellt und die Daten für statistische Analysen exportiert.

Die Wandstärke des isolierten FC sowohl unter der kleinen als auch unter der großen Kammer wurde gemessen (ergänzende Abbildung 10a, b), was keinen Unterschied zeigte. In ähnlicher Weise wurden Dickenmessungen an den Gerätekanten durchgeführt, die sich nicht wesentlich von den Dickenwerten unterhalb der Gerätekammern unterschieden (ergänzende Abbildung 10c, d).

Die Dichte des Gewebes in der fibrotischen Kapsel wurde mithilfe der Funktion „Dichte im Rechteck“ in Materialise MIMICS Research 18.0.0.525 auf µCT-Scans von explantierten STAR-Geräten gemessen. Unter jeder Kammer wurden drei Radiodichtemessungen von rechteckigen Abschnitten (0,01 mm2) der fibrotischen Kapsel an fünf Stellen über die Spannweite des STAR-Geräts durchgeführt. Messungen der Hintergrundstrahlungsdichte wurden aus Nicht-Probenbereichen des Scans ermittelt und vom durchschnittlichen Strahlungsdichtewert für den FC unter jeder Kammer abgezogen.

Nach der µCT-Bildgebung wurden die Geräte mit dem zugehörigen umgebenden Gewebe für die SEM verarbeitet. Gewebeproben wurden zunächst von überschüssigem Gewebe befreit und Haare entfernt, um unerwünschte Wechselwirkungen mit dem Elektronenstrahl zu verhindern. Die Proben wurden zunächst durch abgestufte Alkohole (70 %, 95 %, 100 %, 100 %) dehydriert, bevor sie 3 Stunden lang in einen LEICA EM CPD300-Kristallpunkttrockner gegeben wurden. Die getrockneten Proben wurden dann mit Kohlenstoffklebestreifen auf Aluminiumstummel montiert und mit einem Quorum Q150R ES plus mit Gold sputterbeschichtet. Die Proben wurden bei 40-facher Vergrößerung und 15 kV auf einem HITACHI S-26OON Rasterelektronenmikroskop beobachtet und abgebildet.

Ungepaarte, einseitige T-Tests mit zwei Stichproben wurden verwendet, um die Unterschiede im Blutzuckerspiegel und der FC-Dicke zwischen den Gruppen zu bewerten. Ungepaarte, zweiseitige T-Tests mit zwei Stichproben wurden verwendet, um die histologischen, immunhistochemischen, Vaskularitäts- und Radiodichteunterschiede zwischen der Kontroll- und der IA-Gruppe zu bewerten. Vor der Durchführung von T-Tests wurde die Varianzgleichheit zwischen den Gruppen mithilfe des Levene-Tests überprüft. Die Analysen wurden in OriginPro 2018b (OriginLab Corp.) durchgeführt und zur Erstellung aller Diagramme wurde dieselbe Software verwendet. Die Daten werden als Mittelwert ± Standardfehler des Mittelwerts dargestellt. Unterschiede zwischen den Gruppen wurden mit einem Signifikanzniveau von 95 % (α = 0,05) bewertet. Die Bonferroni-Korrektur wurde für Mehrfachvergleiche angewendet, indem α durch m dividiert wurde, wobei m die Anzahl der Vergleiche ist. p wurde bei p < α/m als signifikant erachtet. Genaue p-Werte für alle statistischen Vergleiche sind in der Ergänzenden Anmerkung 1 aufgeführt.

Weitere Informationen zum Forschungsdesign finden Sie in der mit diesem Artikel verlinkten Nature Research Reporting Summary.

Alle Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, sind im Artikel und in den Zusatzinformationen verfügbar. Daten sind auf Anfrage bei den entsprechenden Autoren erhältlich.

Corradetti, B. Die Immunantwort auf implantierte Materialien und Geräte: Der Einfluss des Immunsystems auf den Erfolg eines Implantats. https://doi.org/10.1007/978-3-319-45433-7 (Springer International Publishing, 2016.)

Anderson, JM, Rodriguez, A. & Chang, DT Fremdkörperreaktion auf Biomaterialien. Semin. Immunol. 20, 86–100 (2008).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Scuderi, GJ, Vaccaro, AR, Fitzhenry, LN, Greenberg, S. & Eismont, F. Langfristige klinische Manifestationen zurückgehaltener Geschossfragmente im Bandscheibenraum. J. Wirbelsäulenerkrankung. 17, 108–111 (2004).

Artikel Google Scholar

Ward, WK Ein Überblick über die Fremdkörperreaktion auf subkutan implantierte Geräte: die Rolle von Makrophagen und Zytokinen bei Biofouling und Fibrose. J. Diabetes Sci. Technol. 2, 768–777 (2008).

Coulter, FB et al. Additive Fertigung multiskaliger poröser Weichgewebeimplantate, die die Vaskularisierung und das Einwachsen von Gewebe fördern. Adv. Gesundheitc. Mater. 10, 2100229 (2021).

Doloff, JC et al. Die Oberflächentopographie von Silikon-Brustimplantaten vermittelt die Fremdkörperreaktion bei Mäusen, Kaninchen und Menschen. Nat. Biomed. Ing. 5, 1115–1130 (2021).

Van Bilsen, PHJ et al. Anhaltende Fremdkörperreaktion auf subkutan implantiertes (Heparin) modifiziertes Dacron bei Ratten. J. Biomed. Mater. Res. – Teil A 68, 423–427 (2004).

Artikel CAS Google Scholar

Sanchez-Los Arcos, L., Feito-Rodriguez, M., Rodriguez Bandera, AI, Gonzalez-Lopez, G. & de Lucas-Laguna, R. Verzögerte granulomatöse Reaktion und kutane Fistel, induziert durch zurückgehaltene Elektroden eines Herzschrittmachers in a Kind. Pädiatr. Dermatol. 36, e6–e11 (2019).

Artikel PubMed Google Scholar

Veiseh, O. & Vegas, AJ Domestizierung der Fremdkörperreaktion: aktuelle Fortschritte und Anwendungen. Adv. Drogenlieferung Rev. 144, 148–161 (2019).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Zhang, D. et al. Umgang mit der Fremdkörperreaktion auf implantierte Biomaterialien: Strategien und Anwendungen neuer Materialien. Adv. Funktion. Mater. 31, 2007226 (2021).

Ward, WK & Duman, HM In-vivo-Glukosemessung. in In Vivo Glucose Sensing (Hrsg. Cunningham, DD & Stenken, JA) 59–85 (Wiley, 2010).

Sharkawy, AA, Klitzman, B., Truskey, GA & Reichert, WM Entwicklung des Gewebes, das subkutane Implantate einkapselt. I. Diffusionseigenschaften. J. Biomed. Mater. Res. 37, 401–412 (1997).

3.0.CO;2-E" data-track-action="article reference" href="https://doi.org/10.1002%2F%28SICI%291097-4636%2819971205%2937%3A3%3C401%3A%3AAID-JBM11%3E3.0.CO%3B2-E" aria-label="Article reference 12" data-doi="10.1002/(SICI)1097-4636(19971205)37:33.0.CO;2-E">Artikel CAS PubMed Google Scholar

Ratner, BD Reduzierung der Kapseldicke und Verbesserung der Angiogenese rund um implantierte Arzneimittelfreisetzungssysteme. in. J. Controlled Release 78, 211–218 (2002).

Artikel CAS Google Scholar

Blanco, E. et al. Einfluss der Faserkapselbildung auf die Doxorubicin-Verteilung in Rattenlebern, die durch Radiofrequenzablation entfernt wurden. J. Biomed. Mater. Res. – Teil A 69, 398–406 (2004).

Artikel CAS Google Scholar

Kharbikar, BN, Chendke, GS & Desai, TA Modulation der Fremdkörperreaktion von Implantaten zur Diabetesbehandlung. Adv. Drogenlieferung Rev. 174, 87–113 (2021).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Edman, C. & Drinan, D. Ein Überblick über das Management implantierter medizinischer Geräte bei Diabetes: Trends und Richtungen. J. Diabetes Sci. Technol. 2, 995–1002 (2008).

Photiadis, SJ, Gologorsky, RC & Sarode, D. Der aktuelle Status bioartifizieller Pankreasgeräte. ASAIO J. 67, 370–381 (2021).

Goswami, D. et al. Designüberlegungen für Makroverkapselungsgeräte für aus Stammzellen gewonnene Inseln zur Behandlung von Typ-1-Diabetes. Adv. Wissenschaft. 8, 2100820 (2021).

Bose, S. et al. Ein rückholbares Implantat für die langfristige Einkapselung und das Überleben therapeutischer xenogener Zellen. Nat. Biomed. Ing. 4, 814–826 (2020).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Liu, Q. et al. Zwitterionisch modifizierte Alginate mildern das Überwachsen der Zellen und sorgen für eine Zellverkapselung. Nat. Komm. 10, 5262 (2019).

Artikel ADS PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Zhang, D. et al. Bioinspirierte Poly-DL-Serin-Materialien widerstehen der Fremdkörperreaktion. Nat. Komm. 12, 5327 (2021).

Artikel ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Zhang, D. et al. Von Seide inspirierte β-Peptid-Materialien widerstehen Verschmutzung und Fremdkörperreaktionen. Angew. Chem. 132, 9673–9680 (2020).

Artikel ADS Google Scholar

Zhang, J. et al. Schnelle und langfristige glykämische Regulierung mit einem ausgeglichen geladenen immunevasiven Hydrogel bei T1DM-Mäusen. Adv. Funktion. Mater. 29, 1900140 (2019).

Artikel CAS Google Scholar

Zhang, L. et al. In Mäuse implantierte zwitterionische Hydrogele widerstehen der Fremdkörperreaktion. Nat. Biotechnologie. 31, 553–556 (2013).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Vegas, AJ et al. Die kombinatorische Hydrogel-Bibliothek ermöglicht die Identifizierung von Materialien, die die Fremdkörperreaktion bei Primaten abschwächen. Nat. Biotechnologie. 34, 345–352 (2016).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Vegas, AJ et al. Langfristige Blutzuckerkontrolle mit polymerverkapselten Betazellen aus menschlichen Stammzellen bei immunkompetenten Mäusen. Nat. Med. 22, 306–311 (2016).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Bochenek, MA et al. Alginateinkapselung als langfristiger Immunschutz allogener Pankreasinselzellen, die in die Bursa omentalis von Makaken transplantiert wurden. Nat. Biomed. Ing. 2, 810–821 (2018).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Veiseh, O. et al. Größen- und formabhängige Immunantwort von Fremdkörpern auf implantierte Materialien in Nagetieren und nichtmenschlichen Primaten. Nat. Mater. 14, 643–651 (2015).

Artikel ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Avula, MN & Grainger, DW Bewältigung der Herausforderungen medizinischer Geräte durch Arzneimittel-Geräte-Kombinationen. Arzneimittel-Geräte-Kombination. Chronische Dis. 1–38. https://doi.org/10.1002/9781119002956.CH01 (2015).

Bhardwaj, U., Sura, R., Papadimitrakopoulos, F. & Burgess, DJ PLGA/PVA-Hydrogel-Komposite zur langfristigen Entzündungskontrolle nach sc-Implantation. Int. J. Pharm. 384, 78–86 (2010).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Vishwakarma, A. et al. Entwicklung immunmodulatorischer Biomaterialien zur Steuerung der Entzündungsreaktion. Trends Biotechnologie. 34, 470–482 (2016).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Farah, S. et al. Langfristige Prävention von Implantatfibrose bei Nagetieren und nichtmenschlichen Primaten unter Verwendung kristallisierter Arzneimittelformulierungen. Nat. Mater. 18, 892–904 (2019).

Artikel ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Barone, DG et al. Verhinderung der Fremdkörperreaktion auf implantierbare medizinische Geräte durch Inflammasom-Hemmung. Proz. Natl. Acad. Wissenschaft. 119, e2115857119 (2022).

Dolan, EB et al. Ein betätigbares weiches Reservoir moduliert die Reaktion des Wirts auf Fremdkörper. Wissenschaft. Roboter. 4, eaax7043 (2019).

Artikel PubMed Google Scholar

Engler, AJ, Rehfeldt, F., Sen, S. & Discher, DE Mikrogewebeelastizität: Messungen mittels Rasterkraftmikroskopie und ihr Einfluss auf die Zelldifferenzierung. Methoden Zellbiol. 83, 521–545 (2007).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Wang, HB, Dembo, M. & Wang, YL Die Flexibilität des Substrats reguliert das Wachstum und die Apoptose normaler, aber nicht transformierter Zellen. Bin. J. Physiol. - Zellphysiologie. 279, C1345–C1350 (2000).

Peyton, SR & Putnam, AJ Die Steifheit der extrazellulären Matrix steuert die Motilität der glatten Muskelzellen auf zweiphasige Weise. J. Zelle. Physiol. 204, 198–209 (2005).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Jalil, JE et al. Fibrilläres Kollagen und Myokardsteifheit im intakten hypertrophierten linken Ventrikel der Ratte. Zirkel. Res. 64, 1041–1050 (1989).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Imsirovic, J. et al. Ein neuartiges Gerät zum Strecken mehrerer Gewebeproben mit variablen Mustern: Anwendung für die mRNA-Regulierung in gewebetechnologisch hergestellten Konstrukten. Biomaterie 3, e24650 (2013).

Leung, DYM, Glagov, S. & Mathews, MB Zyklisches Dehnen stimuliert in vitro die Synthese von Matrixkomponenten durch arterielle glatte Muskelzellen. Science 191, 475–477 (1976).

Artikel ADS CAS PubMed Google Scholar

Tan, H. et al. Flüssigkeitsströmungskräfte und RhoA regulieren die faserige Entwicklung der Atrioventrikularklappen. Entwickler Biol. 374, 345–356 (2013).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Rodríguez, I. & González, M. Physiologische Mechanismen der durch Scherbeanspruchung hervorgerufenen Gefäßreaktion und Wirkung von Bewegung im systemischen und plazentaren Kreislauf. Vorderseite. Pharmakol. 5, 209 (2014).

Carver, W. & Goldsmith, EC Regulierung der Gewebefibrose durch die biomechanische Umgebung. Biomed. Res. Int. 2013, 101979 (2013).

Lee, KY, Peters, MC, Anderson, KW & Mooney, DJ Kontrollierte Freisetzung von Wachstumsfaktoren aus synthetischen extrazellulären Matrizen. Natur 408, 998–1000 (2000).

Artikel ADS CAS PubMed Google Scholar

Lee, KY, Peters, MC & Mooney, DJ Kontrollierte Arzneimittelabgabe aus Polymeren durch mechanische Signale. Adv. Mater. 13, 837–839 (2001).

3.0.CO;2-D" data-track-action="article reference" href="https://doi.org/10.1002%2F1521-4095%28200106%2913%3A11%3C837%3A%3AAID-ADMA837%3E3.0.CO%3B2-D" aria-label="Article reference 45" data-doi="10.1002/1521-4095(200106)13:113.0.CO;2-D">Artikel CAS Google Scholar

Cezar, CA et al. Biologikafreie, mechanisch induzierte Muskelregeneration. Proz. Natl Acad. Wissenschaft. USA 113, 1534–1539 (2016).

Artikel ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Yang, G., Im, HJ & Wang, JHC Wiederholtes mechanisches Dehnen moduliert die IL-1β-induzierte COX-2-, MMP-1-Expression und PGE2-Produktion in menschlichen Patellasehnenfibroblasten. Gene 363, 166 (2005).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Seo, BR & Mooney, DJ Aktuelle und zukünftige Strategien der Mechanotherapie für die geweberegenerative Rehabilitation. ACS Biomater. Wissenschaft. Ing. Artikel ASAP, A–D https://doi.org/10.1021/acsbiomaterials.1c01477 (2022).

SEO, BR et al. Regeneration der Skelettmuskulatur mit durch Roboterbetätigung vermittelter Clearance von Neutrophilen. Wissenschaft. Übers. Med. 13, eabe8868 (2021).

Lee, J. et al. Mechanobiologische Konditionierung mesenchymaler Stammzellen für eine verbesserte Gefäßregeneration. Nat. Biomed. Ing. 5, 89–102 (2021).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Helton, KL, Ratner, BD & Wisniewski, NA Biomechanik der Sensor-Gewebe-Schnittstelle – Auswirkungen von Bewegung, Druck und Design auf die Sensorleistung und die Fremdkörperreaktion – Teil I: Theoretischer Rahmen. J. Diabetes Sci. Technol. 5, 632–646 (2011).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Helton, KL, Ratner, BD, Wisniewski, NA & Wisniewski, N. Biomechanik der Sensor-Gewebe-Schnittstelle – Auswirkungen von Bewegung, Druck und Design auf die Sensorleistung und Fremdkörperreaktion – Teil II: Beispiele und Anwendung. J. Diabetes Sci. Technol. 5, 647–656 (2011).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Guimarães, CF, Gasperini, L., Marques, AP & Reis, RL Die Steifheit lebender Gewebe und ihre Auswirkungen auf das Tissue Engineering. Nat. Rev. Mater. 5, 351–370 (2020).

Artikel ADS Google Scholar

Blakney, AK, Swartzlander, MD & Bryant, SJ Die Auswirkungen der Substratsteifigkeit auf die In-vitro-Aktivierung von Makrophagen und die In-vivo-Wirtsreaktion auf Hydrogele auf Poly(ethylenglykol)-Basis. J. Biomed. Mater. Res. A 100, 1375–1386 (2012).

Artikel PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Li, J. & Mooney, DJ Entwerfen von Hydrogelen für die kontrollierte Arzneimittelabgabe. Nat. Rev. Mater. 1, 16071 (2016).

Artikel ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Shirazi, RN et al. Multiskalige Computermodellierung: Multiskalige experimentelle und rechnerische Modellierungsansätze zur Charakterisierung der Therapieabgabe an das Herz aus einem implantierbaren epikardialen Biomaterialreservoir (Adv. Healthcare Mater. 16/2019). Adv. Gesundheitc. Mater. 8, 2019 (2019).

Google Scholar

Huysmans, M. & Dassargues, A. Übersicht über die Verwendung von Péclet-Zahlen zur Bestimmung der relativen Bedeutung von Advektion und Diffusion in Umgebungen mit geringer Permeabilität. Hydrogeol. J. 13, 895–904 (2005).

Artikel ADS Google Scholar

McDonnell, JG et al. Die analgetische Wirksamkeit der Transversus-abdominis-Plane-Blockade nach einer Bauchoperation: eine prospektive, randomisierte, kontrollierte Studie. Anästhesie. Analg. 104, 193–197 (2007).

Artikel Google Scholar

McDonnell, JG et al. Transversus-abdominis-Plane-Block: eine Leichen- und radiologische Untersuchung. Reg. Anästhesie. Schmerz. Med. 32, 399–404 (2007).

Google Scholar

Seldinger, SI Katheterersatz der Nadel in der perkutanen Arteriographie: eine neue Technik. Acta-Radio. 39, 368–376 (1953).

Artikel CAS Google Scholar

Georges, PC et al. Eine erhöhte Steifheit der Rattenleber geht der Matrixablagerung voraus: Auswirkungen auf die Fibrose. Bin. J. Physiol. Magen-Darm-Test. Leberphysiologie. 293, G1147–G1154 (2007).

Jabaley, ME & Das, SK Späte Brustschmerzen nach Rekonstruktion mit polyurethanbeschichteten Implantaten. Plast. Rekonstr. Surg. 78, 390–395 (1986).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Dang, TT et al. Raumzeitliche Auswirkungen eines entzündungshemmenden Arzneimittels mit kontrollierter Freisetzung auf die zelluläre Dynamik der Wirtsreaktion. Biomaterialien 32, 4464–4470 (2011).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Freckmann, G. et al. Randomisierte Cross-Over-Studie zum Vergleich zweier Infusionssets für CSII im täglichen Leben. J. Diabetes Sci. Technol. 11, 253 (2017).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Kharroubi, AT Diabetes mellitus: die Epidemie des Jahrhunderts. Welt J. Diabetes 6, 850 (2015).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Hwang, PTJ et al. Fortschritte und Herausforderungen der bioartifiziellen Bauchspeicheldrüse. Nano Convergence 3, 28 (2016).

Artikel PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Vaithilingam, V., Bal, S. & Tuch, BE Verkapselte Inseltransplantation: Wo stehen wir? Rev. Diabet. Zucht. 14, 51–78 (2017).

Artikel PubMed PubMed Central Google Scholar

Chick, WL et al. Künstliche Bauchspeicheldrüse unter Verwendung lebender Betazellen: Auswirkungen auf die Glukosehomöostase bei diabetischen Ratten. Science 197, 780–782 (1977).

Artikel ADS CAS PubMed Google Scholar

Alsaleh, FM, Smith, FJ, Keady, S. & Taylor, KMG Insulinpumpen: von der Gründung bis zur Gegenwart und in die Zukunft. J. Clin. Pharm. Dort. 35, 127–138 (2010).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Farra, R. et al. Erster Test eines drahtlos gesteuerten Mikrochips zur Medikamentenverabreichung am Menschen. Wissenschaft. Übers. Med. 4, 122ra21 (2012).

Artikel PubMed CAS Google Scholar

Wisniewski, N. et al. Der Analytfluss durch chronisch implantierte subkutane Polyamidmembranen ist bei Menschen und Ratten unterschiedlich. Bin. J. Physiol. Metab. 282, E1316–E1323 (2002).

CAS Google Scholar

Chung, L. et al. Interleukin 17 und seneszente Zellen regulieren die Fremdkörperreaktion auf Kunststoffimplantate bei Mäusen und Menschen. Wissenschaft. Übers. Med. 12, eaax3799 (2020).

Duffy, GP et al. Implantierbare therapeutische Reservoirsysteme für vielfältige klinische Anwendungen in Großtiermodellen. Adv. Gesundheitc. Mater. 9, 2000305 (2020).

Artikel CAS Google Scholar

Buchwald, P. Ein lokales, auf der Glukose- und Sauerstoffkonzentration basierendes Insulinsekretionsmodell für Pankreasinseln. Theor. Biol. Med. Modell. 8, 20 (2011).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Conway, DE, Eskin, SG & McIntire, LV Auswirkungen mechanischer Kräfte auf Zellen und Gewebe (die Grenzfläche zwischen Flüssigkeit und Zelle). Biomaterial. Wissenschaft. 474–487. https://doi.org/10.1016/B978-0-08-087780-8.00040-1 (2013).

Sampias, C. & Rolls, G. H&E Staining Overview: Ein Leitfaden für Best Practices. Leica Biosystems Knowledge Pathway (2022). https://www.leicabiosystems.com/knowledge-pathway/he-staining-overview-a-guide-to-best-practices/. Zugriff am 3. Januar 2022

Dockery, P. & Fraher, J. Die Quantifizierung von Gefäßbetten: ein stereologischer Ansatz. Exp. Mol. Pathol. 82, 110–120 (2007).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Madigan, NN et al. Vergleich der Zellarchitektur, des Axonwachstums und der Blutgefäßbildung durch zellbeladene Polymergerüste im durchtrennten Rückenmark der Ratte. Gewebe-Ing. – Teil A 20, 2985–2997 (2014).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Monaghan, MG et al. Die exogene miR-29B-Verabreichung über ein injizierbares System auf Hyaluronan-Basis sorgt für die funktionelle Aufrechterhaltung des infarktierten Myokards. Gewebe-Ing. – Teil A 24, 57–67 (2018).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Dolan, EB et al. Ein bioresorbierbarer Biomaterialträger und ein passives Stabilisierungsgerät zur Verbesserung der Herzfunktion nach einem Myokardinfarkt. Mater. Wissenschaft. Ing. C. 103, 109751 (2019).

Artikel CAS Google Scholar

Clemons, TD et al. Kohärenzbildanalyse zur Quantifizierung der Kollagenarchitektur: Auswirkungen auf die Narbenbeurteilung. RSC Adv. 8, 9661–9669 (2018).

Artikel ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Referenzen herunterladen

WW, STR, RB und GPD danken der Science Foundation Ireland im Rahmen des Zuschusses SFI/12/RC/2278, dem Advanced Materials and Bioengineering Research (AMBER) Centre, dem Royal College of Surgeons in Ireland, der National University of Ireland Galway und dem Trinity College für die Unterstützung Dublin, Irland. WW, EBD und ETR danken für einen Pilot- und Machbarkeitszuschuss des Juvenile Diabetes Research Fund (1-PNF-2019-778-SB). NAW und EBD danken der Science Foundation Ireland Royal Society University Research Fellowship (URF\R1\191335) für die Finanzierung. SXW dankt für die Finanzierung durch das Ausbildungsstipendium T32 HL007734 der National Institutes of Health. STR hat Mittel aus dem Forschungs- und Innovationsprogramm Horizon 2020 der Europäischen Union im Rahmen der Marie-Skłodowska-Curie-Maßnahmen-Zuschussvereinbarung Nr. 713567 erhalten. DSM dankt für die Finanzierung durch das Postgraduiertenstipendium der irischen Regierung des Irish Research Council (GOIPG/2017/927) und ein Fulbright-Stipendium Enterprise Ireland Award. EBD und GPD würdigen das DRIVE-Projekt, das im Rahmen der Fördervereinbarung Nr. 645991 vom Rahmenprogramm Horizon 2020 der Europäischen Union gefördert wurde. ETR dankt für die abteilungsbezogene Finanzierung durch das Institute for Medical Engineering and Science und die Abteilung für Maschinenbau am Massachusetts Institute of Technology Finanzierung durch NSF EFRI-Stipendium 1935291. Wir danken dem Center for Microscopy and Imaging (NUI Galway) und Ciaran Weldon für die Unterstützung bei der SEM-Bildgebung. Wir danken Dr. Bo Ri Seo für die Bereitstellung des Färbeprotokolls für die neutrophile Immunantwort.

Diese Autoren haben gleichermaßen beigetragen: William Whyte, Debkalpa Goswami, Sophie X. Wang.

Institut für Medizintechnik und Wissenschaft, Massachusetts Institute of Technology, Cambridge, MA, USA

William Whyte, Debkalpa Goswami, Sophie X. Wang, Niamh A. Ward, David S. Monahan, Joanne O'Dwyer, Arielle S. Rothman und Ellen T. Roche

Abteilung für Chirurgie, Beth Israel Deaconess Medical Center, Boston, MA, USA

Sophie X. Wang

Fakultät für Maschinenbau, Massachusetts Institute of Technology, Cambridge, MA, USA

Yiling Fan & Ellen T. Roche

Abteilung für Biomedizintechnik, National University of Ireland Galway, Galway, Irland

Niamh A. Ward, Lesley Trask, Joanne O'Dwyer und Eimear B. Dolan

Anatomy and Regenerative Medicine Institute (REMEDI), National University of Ireland Galway, Galway, Irland

Ruth E. Levey, Rachel Beatty, Scott T. Robinson, Raymond O'Connor, David S. Monahan, Robert Wylie, Daniel A. Domingo-Lopez und Garry P. Duffy

Advanced Materials and BioEngineering Research Centre (AMBER), Trinity College Dublin, Dublin, Irland

Scott T. Robinson und Garry P. Duffy

Abteilung für Radiologie, Universitätsklinikum, Galway, Irland

Declan Sheppard

Harvard-MIT-Programm für Gesundheitswissenschaften und Technologie, Cambridge, MA, USA

Keegan L. Mendez, Claudia E. Varela, Markus A. Horvath und Ellen T. Roche

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WW, DG, SXW, GPD, EBD und ETR haben die Studie entworfen. WW, DG, SXW, NAW, REL, RB, STR, DS, R.O'C., DSM, KLM, CEV, MAH, J.O'D. und ASR führten die Experimente durch. YF führte eine Computermodellierung durch. WW, DG, SXW, YF, NAW, REL, RB, LT, DAD-L, RW und EBD analysierten und überprüften die Daten. WW, DG, SXW, YF, NAW, REL, STR, GPD, EBD und ETR haben den Artikel geschrieben. Alle Autoren haben das Papier überprüft und bearbeitet.

Korrespondenz mit Eimear B. Dolan oder Ellen T. Roche.

WW, STR, KLM, CEV, GPD, EBD und ETR sind Erfinder einer anhängigen Patentanmeldung im Zusammenhang mit dem hier beschriebenen Gerät. Die anderen Autoren erklären keine konkurrierenden Interessen.

Nature Communications dankt David Grainger und den anonymen Gutachtern für ihren Beitrag zum Peer-Review dieser Arbeit. Peer-Reviewer-Berichte sind verfügbar.

Anmerkung des Herausgebers Springer Nature bleibt hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten neutral.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Whyte, W., Goswami, D., Wang, SX et al. Dynamische Betätigung verbessert den Transport und verlängert die therapeutische Lebensdauer in einer implantierbaren Medikamentenverabreichungsplattform. Nat Commun 13, 4496 (2022). https://doi.org/10.1038/s41467-022-32147-w

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Eingegangen: 08. August 2021

Angenommen: 18. Juli 2022

Veröffentlicht: 03. August 2022

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

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