細胞電微小環境の有限元素モデリング
Summary
本論文では、電界(EF)に曝露された繊維状導電材料の有限元素モデルを構築するための戦略を示す。モデルは、そのような材料に播種された細胞が受け取る電気入力を推定し、足場の構成材料特性、構造または向きを変更した場合の影響を評価するために使用することができる。
Abstract
臨床研究は、電気刺激(ES)が様々な組織の治癒および再生のための潜在的な治療法であることを示しています。電界に曝露された場合の細胞応答のメカニズムを理解することは、臨床応用の最適化を導くことができる。in vitro実験は、それらを明らかにすることを目的としており、倫理的かつ効果的に評価できるより広い入力および出力範囲の利点を提供します。しかし、インビトロ実験の進歩は、臨床現場で直接再現することは困難です。主に、インビトロで使用されるESデバイスは患者の使用に適したものとは大きく異なり、電極から標的細胞への経路が異なるからである。したがって、in vitro の結果を in vivo プロシージャに変換することは簡単ではありません。我々は、細胞微小環境の構造及び物性が実際の実験試験条件において決定的な役割を果たしていることを強調し、インビトロとインビボの間のギャップを埋めるために電荷分布の尺度を使用できることを示唆する。これを考えて、我々は、シリコ有限要素モデリング(FEM)で細胞微小環境と電界(EF)暴露によって生じる変化を記述するためにどのように使用できるかを示す。我々は、EFが幾何学的構造を持つどのように組み合って電荷分布を決定するかを強調する。次に、時間依存入力が電荷の動きに与える影響を示します。最後に、(i)インビトロ線維化ポリ(3,4-エチレンジオキシチオフェン)ポリ(スチレンジュルホン酸塩)(PEDOT-PSS)足場と(ii)細胞外マトリックス(ECM)の生体内コラーゲンの2つのケーススタディを用いて、新しいインシリコモデル方法論の関連性を実証します。
Introduction
ESは、生物細胞や組織の制御を目的としたEFの使用です。そのメカニズムは、内部および周囲の生体分子が外部から生成された電圧勾配にさらされたときに細胞に伝達される物理的刺激に基づいています。荷電粒子はクーロンの法則に準拠した組織的な運動に従事し、荷電されていない粒子に抗力を発生させる。得られた流体流量および電荷分布は、細胞が微小環境条件の変化に適応しようとする中で、接着、収縮、移動、配向、分化および増殖1 などの細胞活動および機能を変化させる。
EFは制御可能で、非侵襲的で、非薬理学的であり、必須細胞の挙動に有効な影響を与えることを示すため、ESは組織工学および再生医療にとって貴重なツールです。これは、正常に神経2、骨格3、心筋4、骨5および皮膚6の発達を導くために使用されています。また、イオントフォアシス7を増強するに従って、従来の薬理学的なものに対する代替的または相補的な治療法として用いられる。より高品質の臨床試験が8、9、10を待っているように、疼痛管理におけるその効率はまだ議論されている。それにもかかわらず、副作用は報告されておらず、患者の福祉11、12、13、14、15を改善する可能性がある。
臨床試験のみが、処置の有効性に関する決定的な評決を下すことができるが、インビトロおよびインシリコモデルは、より広範な実験条件に対してより強力な制御を提供するため、予測可能なES治療の設計を知らせる必要がある。ESの調査された臨床使用は、骨再生16、17、脱熱筋18、19、手術後の軸索再生20、21、疼痛緩和22、創傷治癒23、24、25およびイオン刺激性薬物送達26である。ESデバイスがすべての可能なターゲットアプリケーションに広く導入されるには、臨床試験はまだ効率的な治療のためのより強力な証拠を確立していません。生体内動物研究とヒト研究の両方が一貫して肯定的な結果を報告するドメインにおいても、報告された方法の多くは、それらと高い取得価格の間で選択する方法に関するあまりにも少ないガイダンスと相まって、臨床医がESデバイス27に投資するのを妨げる。これを克服するために、標的組織はもはやブラックボックス(インビボ実験の限界)として扱われなくなるが、複数のサブシステムの複雑な相乗効果と見なされなければならない(図1)。
複数のES実験は、28年、29年、30年、31年、32年、33年、34年にわたってインビトロで行われてきた。これらのほとんどは、電極間の電圧降下をそれらの間の距離で割っただけでESを特徴付ける – 電界の大きさの大まかな近似。しかし、電界自体は荷電粒子にのみ影響し、細胞は直接影響を与えない。また、装置と細胞の間に複数の材料が介在する場合、粗近似が保持されない場合があります。
入力信号の特性を高めるには、刺激がどのように細胞に伝達されるのかを明確に把握する必要があります。ESを提供する主な方法は、直接、容量性および誘導性のカップリング35、36である。各方法のデバイスは、電極タイプ(ロッド、平面または巻き)と、ターゲット組織に対する配置(接触または単離)35と異なる。より長い治療のために生体内で使用されるデバイスはウェアラブルである必要があり、したがって、電極およびエネルギー源のほとんどの時間は、創傷包帯または電気活性パッチとして皮膚に移植または取り付けられる。生成された電圧勾配は、処理領域内の荷電粒子を置き換える。
細胞の近傍で得られる荷電粒子流に影響を与えるため、足場構造はESプロトコルの設計において最も重要である。電圧勾配変化に対するプラットフォーム材料、合成技術、構造または向きが変化する場合、異なる電荷輸送構成が生じます。生体内では、荷電粒子の入手可能性と移動は、細胞だけでなく、コラーゲンネットワークおよび支持ECMを構成する間質流体によっても影響を受けます。設計された足場は、vitro1,35で自然な細胞微小環境をより良く再現するためにますます使用されています。同時に、ECMは複雑な自然の足場です。
人工足場は、金属、導電ポリマーおよび炭素に基づいており、電気化学的性能および長期安定性との生体適合性のバランスをとることに焦点を当てて設計される36。汎用性の高い足場タイプの1つは、制御可能なナノスケールの地形を提供するエレクトロスパン繊維状マットです。これは、ECMに似て設計することができ、したがって、組織37の広い範囲の再生を助ける同様の機械的手がかりを提供する。ESに大きな影響を与えるためには、マットがある程度導電性である必要があります。しかし、導電性ポリマーは、絶縁担体とのエレクトロスピンやブレンドが困難であり、得られる繊維38の導電性を制限する。一つの溶液は、誘電性繊維の表面に導電性モノマーを重合し、その結果、最終的な製品38の機械的強度および電気特性が良好になる。例としては、シルクのエレクトロスパン繊維を半導電性PEDOT-PSS39でコーティングする。機械的および電磁的な手掛かりの組合せは、神経突起の成長40、41、42を著しく加速させる。ニューライトは、繊維の整列を足場に従い、繊維に平行なEFに曝露した後、垂直143よりも伸びる。同様に、EFへの線維性足場のアラインメントも、筋形成性成熟33を促進する。
ECMは、線維形成タンパク質44から主に構成され、それらのうち、I型のコラーゲンのうち軟骨(コラーゲンII型が豊富)44を除くすべての動物組織において主要な構成成分である。トロポコラーゲン(TC)は、ポリペプチド鎖の三重らせん立合体、コラーゲンフィブリル45の構造モチーフである。コラーゲン線維の透過電子顕微鏡および原子間力顕微鏡画像は、ホッジ&ペトルスカモデル47によってTCギャップとオーバーラップ45の規則的な配列として説明されたD周期的バンドパターン46を示す。腱は、非コラーゲン性高親水性プロテオグリカンマトリックス48、49によってシールドされた整列したコラーゲン性フィブリラーマトリックスから構成される。デコリンは、コラーゲン線維のギャップ領域を結合し、グリコサミノグリカン(GAG)側鎖49を介して他のSLRPsと接続することができる小さなロイシン豊富なプロテオグリカン(SLRP)である。腱に関する研究は、水和すると電気特性が大きく変化することを示しています50,51,水和レベルが増加するにつれて、電荷輸送機構は原発性からイオン性に変化します51.これは、コラーゲンタイプIフィブリルに沿った電気伝導が、異なる電気伝導性と誘電率を有するギャップと重なり合う領域を有するデコリン水コートによって可能にすることができることを示唆している。
人工足場によるECMの同一のレクリエーションはあり得ないので、翻訳可能な結果によって可能になるin vivoとin vitroの間の相乗効果を生み出す知識は行き止まりにあるように思われる。シリコモデリングでは、両者の間の翻訳を再び可能にするだけでなく、ESに関与する未知のプロセスを特徴付けに重要な利点を追加します。インビボ観測とin vitroを比較すると、標的組織と生物の残りの部分との結合強度に関する情報を得ることができますが、現在の知識限界は明らかにされません。未知は、現在の知識と何が起こるかに基づいて起こることが予想されるのとの違いを観察することによって暴露することができる。数理モデリングに基づくインシリコ実験では、プロセスを既知のサブプロセスと未知のサブプロセスに分割することができます。このように、モデルで説明されていない現象は、インビトロおよびインビボ実験と比較して、インビリコ予測で明るみに出る。
細胞や組織が電界にどう影響を受けるかの基礎となるメカニズムに関する仮説の形成とテストは、別々に検査する必要がある多数のパラメータ52 によって妨げられる。代表的な実験条件を定義するには、ESプロセスをサブプロセスで分割する必要があります (図 1) とセルの動作に影響を与える主要な入力信号を特定する必要があります。細胞に対するESの基本的な物理的効果を表すモデルは、EFと細胞を結び付けるドメインを記述する – 荷電粒子53のそれ。細胞外の粒子の挙動は微小環境に依存し、細胞とは別に調べることができます。セルの主要な入力信号は、セル応答の変動の度合いが最も大きい ES デバイス出力のサブセットです。すべての支配的なセル入力信号のバリエーションを生成できる完全な実験パラメータの最小サブセットを使用して、パラメータ空間の次元とテストケースの数を減らすことができます。
生物学的ES標的モデルの入力は、ESの細胞に対するESの物理的影響を記述するのに有用な、ESデバイスによって生成される出力信号のサブセットである必要があります。直接結合を有する単純なバイオリアクターは、電解電気化学細胞と同じ構造を有する。これらのモデルは、一次(溶液抵抗を考慮する)、二次(ファラディック反応も考慮する)または三次(イオン拡散を考慮した)電流密度分布を示す。複雑さは計算コストに変換するため、最も単純なモデルは、パラメータ空間探査に最も適しています。材料特性54によって動機づけられた繊維状複合材料のシミュレーションは、複雑なマイクロアーキテクチャの結果としてバルク材料特性に焦点を当て、したがってEF露光の局所的な影響を記述することができない。インシリコモデルに存在し、ESによって動機づけられ、生物学的試料に焦点を当て、均質な媒体55、56、57、または均質な細胞外空間58を有する複合組織に浸漬した単一の細胞である。電荷密度と電流密度(図2)は、ESデバイスと生物学的サンプルのモデル間、またはESデバイスの異なるコンポーネント間のインタフェース信号として機能します。提案されたFEMベースのプロトコルは、図2に記載されている方程式を使用し、直接結合設定によって生成されたEFとは無関係に、これらの2つの信号を調節するためにスキャフォールド依存パラメータをどのように使用できるかを研究するために使用されました。結果はESが標的細胞に与える影響を調査する際に、足場またはECM電気的特性を考慮する必要があることを強調する。
Protocol
Representative Results
Discussion
提案されたプロトコルは、天然および人工足場のための均一なモデリングソリューションを示唆し、そのような材料に播種された細胞に対するEFの影響を検査する際に繊維足場のナノ構造を考慮する必要性を強調する。EF強度の粗い近似(電極間の距離で割った電極電位差)は、100 mV/mmのフィールド強度を期待することにつながりますが、シミュレーションはマットの異なる領域で最大30%高い定常電界強度を予測します(図5)。細胞死は強すぎるEFによって引き起こされる可能性がありますので、この結果はES実験設計とデータ解釈に関心を持つはずです。電気的な微小環境を暴露することは、ESと細胞の発達との間の直接的な相関関係を可能にするであろう。いくつかの研究は、使用された足場33、43、59の詳細な形態解析を提示するが、それらは、構造、材料の電気的特性とEFの間の相互作用を調査していない。このプロトコルは、ファイバー半径、コーティング層の厚さ、繊維間の距離、およびコンポーネント材料の電気特性などのパラメータとして、このリンクを可能にし、ステップ1.2および1.3でグローバル定義を変更することにより、各実験に従って変更することができます。したがって、カスタマイズされた3D空間的に解決された電荷と電流密度予測は、静的ESレジームとダイナミックESレジームの両方に対して行うことができます。
スキャフォールド設計の最適化は、提案された形態やそれらの一部をスケーリングし、広いパラメータ範囲の探査を持つRNCおよびRNCdモデルを介してターゲットにすることができます。また、他のスキャフォールド構成は、セクション 1.6.5 で配列タイプを線形から 3 次元に変更し、セクション 1.6.2 のスキャフォールド ジオメトリを適応させることによって、提案されたプロトコルで調査できます。ただし、目的がなければスキャフォールドの最適化はできません。組織工学の目的のために、主な焦点は細胞の運命であるが、その信頼できる制御が望まれるならば、その主な決定要因である刺激に関するより明確な画像が不可欠である。電荷と電流密度は、EFとECMなどの複雑な足場の異なる成分材料の電気特性との相互作用を示すため、細胞電気微小環境の良好な記述子です。このプロトコルは、ナノ繊維スキャフォールド幾何学を与えられたこれらのメトリックの予測を計算する方法を示し、EFとの繊維の位置合わせ角度の重要性を強調する。電荷と電流密度の予測は、細胞の発達にリンクすることができ、したがって、足場とES体制は、特定のタスクのために最適化することができます。
興味深いことに、研究は、EF露光が平行アライメント60を有するフィルムと比較して、外部EFに垂直なナノファイバーを有する複合フィルムにおいて2倍以上の強度の機械的ストレスを発生させたことを示している。報告された機械的ストレスは、大まかなモデルシミュレーション(RC、RNC、RNCd)によって予測される荷電繊維間で作用するクーロン力の結果である可能性があります(図6)。これらのシミュレーションはこの仮説を調査する上で有用であるが、報告された実験結果は容量結合を有するシステムで得られ、シミュレーションは直接結合を示す。
セルラー入力信号を推定するプロトコルの将来の使用に対する制限要因は、パラメータの不確実性です。幾何学的な不確定なパラメータは、コーティング層の厚さと繊維コア間の距離です。最初のものは、実験的に検証できるバルクインピーダンスにつながる値を見つけることによって推測することができます。2つ目は、高解像度の材料スキャンから抽出できます。材料の物性を説明するパラメータも、不確定性の影響を受けます。しかしながら、例示した材料の電気伝導性と誘電率は、実験測定精度よりもはるかに異なる(表2)。したがって、報告された効果は、中程度の測定誤差にもかかわらず維持されます。
結果は、モデルの複雑さが十分でない場合に、関連情報が隠れる可能性を示しています。このプロトコルは、電荷輸送に影響を与えることができるプロセス-導体(電極)、半導体(コーティング)、誘電体(繊維コア)および電解(周囲物質)に関与する材料の異なる性質を考慮していないため、発生する物理的現象の単純化されたバージョンをシミュレートすることが重要です。この問題は、インターフェース(ファラディック反応)および電解質内のイオン輸送遅延にエネルギー伝達遅延を追加することで、将来のモデル拡張で説明することができます。しかし、観察されたもののほとんどを再現する単純なモデルは、情報をほとんど追加しないが、多くの構成要素パラメータの不確実性に深く敏感である非常に正確なものよりも有用であるため、複雑さを追加することは実験的な検証によって導かれるべきである。
組織工学の最終目標は、生体内環境の1つまたは2つの側面を模倣するだけでなく、すべての細胞発生手がかり61を複製および制御するバイオリアクターを作成することであるとして、インシリコモデルの電磁および機械的ならびにバイオリアクター成分間の熱伝達モデルを組み合わせる必要がある。その後のモデリング段階では、オーム加熱、電解液流、電気刺激60 および圧電62 に応答した形態学的足場変形などの相互作用間の結合現象も加えることができる。ただし、モデルは、各モデルが実験的に検証された後にのみマージする必要があります。このようにして、細胞微小環境における各成分の影響と、刺激の最適化方法について、より良い理解を得ることができます。
提案されたモデルが実験的に検証された場合、それは生物学的細胞のモデルと組み合わせることができます – 図1.電荷密度パターンおよび変調は、特定のイオンポンプの活性に非対称的に影響を与え、膜接着63 を駆動するタンパク質の繊維へのアタッチメントに影響を与え、したがって移行、増殖パターンおよび形態形成64を導く。これらの仮説を探求することは、ESに対する組織および細胞応答を支えるメカニズムを理解する上で前進する方法である。
Disclosures
The authors have nothing to disclose.
Acknowledgements
この研究は、定量・生物物理学生物学における4年間のウェルカムトラスト博士課程プログラムによって支えられたものです。
Materials
| Comsol multiphysics 5.2 AC/DC module | COMSOL | – | FEM modelling software |
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