2.5細胞カプセル化

細胞カプセル化または生体材料が移植細胞の生存とその治療効果を達成するためには、移植のために細胞を保持する能力が重要である。 生体材料表面への細胞付着に加えて、3Dヒドロゲル中の細胞懸濁液も実行可能な戦略である。 一般的にヒドロゲルに作られる生体材料には、コラーゲン、フィブリン、ヒアルロン酸（Ｈ Ａ）、キトサン、アルギン酸塩、およびポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）（Ｆｏｒｄ ｅ ｔ ａ ｌ． ら，２ ０ ０ ６；Ｈａｔａｍｉら，２ ０ ０ ６；Ｈａｔａｍｉら， ら、２ ０ ０ ９；Ｍｃｃｒｅｅｄｙ ｅ ｔ ａ ｌ． ら、２ ０ １ ４；Ｍｏｓａｈｅｂｉ ｅ ｔ ａ ｌ． ら，２ ０ ０ ３；Ｔｈｏｍｐｓｏｎ ｅ ｔ ａ ｌ． ら、２ ０ １ ８；Ｚａｈｉｒ ｅ ｔ ａ ｌ．, 2008). 近年，ハイドロゲルは神経誘導導管の内部マトリックスとして多くの注目を集めている。 ヒドロゲルはまた、それらの機械的特性が天然の脊髄ＥＣＭと密接に一致するので、特にＳＣＩのための独立足場として使用することができる（Ｍａｃａｙａ ａｎｄ Ｓｐｅｃｔｏｒ，２ ０ １ ２；Ｍａｄｉｇａｎ ｅ ｔ ａ ｌ．, 2009). SCIに使用される異なるマクロアーキテクチャを比較することにより、オープンパス設計は、欠陥の長さを倍増させ、周囲の組織に悪影響を及ぼし、円筒、管、, 2008). 脊髄が両方の縦方向接続（すなわち、脊髄小脳路、皮質脊髄路など）を有することを考慮すると、脊髄は、脊髄小脳路、脊髄小脳路、脊髄小脳路、脊髄小脳路、脊髄小脳）、ならびに異なるタイプの介在ニューロンおよび運動ニューロン間の横方向の接続は、すべての方向への神経突起の伸長が好ましい（Friedman et al. 2002年、Kiehn and Butt、2003年）。 マクロ多孔性および軟質であるなどのヒドロゲルの固有の特性は、潜在的に神経再生に有益であり得る分子交換、細胞接着および遊走を可能にする（Macaya ら、２ ０ ０ ９；Ｎｏｖｉｋｏｖａ ｅ ｔ ａ ｌ． ら、２ ０ ０ ６；Ｘｉｅ ｅ ｔ ａ ｌ． ら，２ ０ ０ ９；Ｙｕａｎ ｅ ｔ ａ ｌ．, 2004). ハイドロゲルのもう一つの主要な利点は、それらの注射性である。 注射可能な材料はSCIの損害キャビティの形に容易に合致できます。 これは、病変部位の周りの健康な組織を除去することを含むことができる定義された幾何学的形状を有する足場を収容する必要性を排除する。 注射可能な材料は、移植された細胞の封入を維持するために、生理学的条件下で、通常は数分以内に凝固するべきである。

細胞送達プラットフォームとして使用されるヒドロゲルについては、いくつかの設計パラメータを考慮する必要がある（Macaya and Spector,2012;Shoichet et al., 2007). 前述したように、多孔性、機械的強度、および分解速度は、生体材料の重要な設計パラメータである。 ゲル化のための時間は、細胞移植のためにも重要である。 一般的に、穏やかな条件下での比較的迅速なゲル化または架橋プロセスは、封入された細胞および／または治療剤の局在化を維持し、病変部位でのさらなる損傷を回避するために好ましい。 ハイドロゲルの大部分は化学的または物理的なトリガーのいずれかを介して架橋するので、移植された細胞はこれらの条件下で生存することがで 化学的架橋剤は細胞傷害性であり得るが、物理的トリガーは、細胞をそれらの生存に好ましくない非生理学的条件（温度、ｐＨ）にシフトさせることを含み得る。 ヒドロゲルの形成に必要な化学開始剤および架橋剤は、移植された細胞集団に悪影響を与えるべきではない。 特に注射可能なヒドロゲルのために、化学架橋剤は通常生体内で洗浄されるか、または注入前に癒やされることができません。 一般的な化学架橋方法には、光開始重合、酵素架橋、および分子架橋が含まれる。 光開始重合は、多くの場合、光開始分子と紫外線（UV）光を使用することを含む。 この方法は迅速なゲル化を可能にするが、ＵＶ光および光開始剤はアポトーシスを誘導することができる（Ｈｙｎｅｓ ｅ ｔ ａ ｌ．, 2007). 酵素的架橋ヒドロゲルについては、移植された細胞型に対する酵素の効果を考慮し、調査する必要がある（Yang et al., 2016). 分子架橋剤は、剪断弾性率および分解速度を微調整する利点を提示する（Ｓｕｎｄａｒａｒａｇｈａｖａｎ ｅ ｔ ａ ｌ． しかしながら、それらはまた、濃度および封入された細胞型に依存して細胞傷害性であり得る（Barker et al.,2008）。 ら、１ ９ ８ ０；Ｌｉａｎｇ ｅ ｔ ａ ｌ．, 2003). 一般的な物理的架橋戦略には、温度、イオン架橋、および自己組織化システムが含まれる。 物理的トリガーの利点は、それらがしばしば水溶液中で起こり得ることである。 考慮すべき重要なパラメータは、細胞死を誘導することができる劇的な温度およびｐＨ変化である（Ｇｉｌｌｅｔｔｅ ｅ ｔ ａ ｌ． ら、２ ０ ０ ８；Ｗａｎｇ ｅ ｔ ａ ｌ．, 2008). 自己組織化ヒドロゲルの重要なクラスは、せん断間伐ヒドロゲルである。 せん断の薄くなるヒドロゲルのための主条件は適度な圧力の下で流れ、注入の後で急速にゲルし、注入プロセスの間に十分な機械強さを維持する機能 遅いゲル化は移植された細胞および薬剤の沈降で起因するかもしれません。 重要なことに、物理的架橋法は、多くの場合、数十から数百Paの範囲のモジュライを有する弱いヒドロゲルをもたらす。 この範囲は脊髄の機械的強度に対応しており、SCI修復に適しています。 しかし、このような機械的強度は、ＰＮＩ修復には十分ではない可能性がある。

ハイドロゲルを使用するもう一つの潜在的な問題は、再生軸索と支持細胞が効率的に成長許容環境にハイドロゲルを改造できるかどうかです。 ハイドロゲルを用いた以前の研究では、固体ハイドロゲルによってもたらされる物理的障害のために、マウス（5mm）のサブクリティカル欠損に対する長期的な末梢神経再生が損なわれたことが示された（Madison et al. ら、１ ９ ８ ７；Ｖａｌｅｎｔｉｎｉ ｅ ｔ ａ ｌ．, 1987). これは、効率的な再生のために、マトリックスメタロプロテイナーゼ（ＭＭＰ）９などのプロテアーゼを用いたマトリックスリモデリングの重要性を強調し得る（Ｎｏｒｄｓｔｒｏｍ ｅ ｔ ａ ｌ． ら，１ ９ ９ ５；ＳｈｕｂａｙｅｖおよびＭｙｅｒｓ，２ ０ ０ ４）。 追加の研究では、マウスESC分化に対するコラーゲンマトリックス組成の効果を検討した。 具体的には、コラーゲン濃度は、Ｅｓｃ由来の胚様体が足場の内部で分化する能力に影響を及ぼす（Ｂａｔｔｉｓｔａ ｅ ｔ ａ ｌ．, 2005). 高濃度のコラーゲンでは、細胞は遊走することができず、アポトーシスになり、細胞遊走のためのマトリックスの最適濃度を示し、細胞–細胞接触は幹細胞の生存と分化に必要である。