Poli(etilénglikol) (PEG) és szintetikus PEG-származékok a szövetszerkesztésben és a sejtek bejuttatásában

Ali Affar, Fei Xu, Todd Hoare

McMaster University, Department of Chemical Engineering, 1280 Main Street West, Hamilton, Ontario, L8S 4L8, Canada.

Material Matters, 2018, 13.3

[email protected]

Bevezetés

A szövettechnológia és a regeneratív orvoslás óriási ígéretet kínál az élet javítására és meghosszabbítására, és számos sejtalapú terápia kezd eljutni a klinikára. A teljes szervek funkcionális helyettesítésétől kezdve a terápiás sejtek sérült helyre történő eljuttatásáig minden szövetszerkesztési stratégia sikere a sejtek in vitro és in vivo eljuttatására és/vagy fejlesztésére használt biomateriális állványzaton múlik.¹ A sikeres szövettechnológiai állványok több közös tulajdonsággal rendelkeznek: (1) reprodukálhatóan kell gyártani őket (ez a 3D nyomtatási stratégiák vonzerejének része);² (2) könnyen kell eljuttatni őket a kívánt hatáshelyre, lehetőleg injekcióval;^1,3 (3) ideális esetben meg kell felelniük a natív szövetek extracelluláris mátrixának (ECM) fizikai és mechanikai tulajdonságainak;⁴ (4) támogatniuk kell a kívánt sejtfunkciót, beleértve az adhéziót, proliferációt és/vagy differenciálódást;⁵ (5) minimális vagy semmilyen gyulladásos választ nem szabad kiváltaniuk; és (6) optimális sebességgel kell lebomlaniuk nem toxikus melléktermékekre, amelyeket a szervezet általánosan biztonságosnak tekint, és amelyek kiürítése biztonságosnak tekinthető.

A hidrogélek vízben oldódó polimerhálózatok, amelyek magas víztartalmuk, jellemzően alacsony gyulladásos reakcióik, hangolható biomimetikus mechanikájuk és rendkívül változó kémiai tulajdonságaik miatt jól alkalmazhatók szövetszerkezeti állványként. Különösen a természetben előforduló biopolimerek, például poliszacharidok, fehérjék vagy nukleinsavak (amelyek közül sok megtalálható a sejtek natív ECM-ében) széles skáláját vizsgálták szövetszerkezeti alkalmazásokban való felhasználásra.⁶ A biopolimerek általában nagyfokú citokompatibilitást mutatnak, és gyakran képesek biztonságos extracelluláris mátrix komponensekre, például cukrokra és aminosavakra lebomlani. A veleszületett bioaktivitás és az ilyen anyagok reprodukálható funkcionalizálásának nehézsége azonban megnehezíti a kulcsfontosságú tulajdonságok, például a lebomlási sebesség és a mechanika szabályozását. A szintetikus polimerek képesek kezelni ezeket a korlátokat, mivel jól meghatározott kémiai, szerkezeti, mechanikai és maradék funkcionalitású hidrogélek előállítására alkalmasak. A szintetikus megközelítés különösen lehetővé teszi több funkciós rész beépítését, beleértve olyanokat is, amelyek "intelligens" tulajdonságokat, például in situ gélesedést, hőérzékenységet vagy pH-rezisztenciát biztosítanak, jellemzően egyszerű kopolimerizációs stratégiák segítségével.^4,7 Bizonyos esetekben a szintetikus polimerek úgy is alakíthatók, hogy kis molekulákra bomoljanak; például a lebomló polimer poli(laktid-co-glikolid) (PLGA) a természetes metabolitok, a tejsav és a glikolsav lebomlásával. Kevesebb példa van azonban az ilyen funkcionalitással rendelkező vízoldható hidrogél prekurzor polimerekre.⁴ Alternatívaként szintetikus hidrogélek fejleszthetők ki, hogy a polimer méretének és polidiszperzitásának szabályozásával és a polimerek lebomló keresztkötésekkel történő összekapcsolásával lehetővé tegyék a veserendszer általi kiürülést.³

A bejelentett szintetikus polimerek közül a poli(etilénglikolt) (PEG) vizsgálták a legtöbbet szövettechnológiai célokra. A PEG a hidratált szerkezet előnyeit kínálja, ami jellemzően nagyfokú citokompatibilitást és fehérjetaszító képességet eredményez a gyulladásos reakciók minimalizálása érdekében.⁸ Bár a PEG hidrofil volta miatt általában nem tapad a sejtekhez, ez kiküszöbölhető a hidrogélbe épített sejttapadó motívumok, például arginilglicilaszparaginsav (RGD) beépítésével.⁷ E tulajdonságok alapján a PEG-alapú hidrogéleket sikeresen alkalmazták számos szövettechnológiai és sejtszállítási alkalmazásban.⁹ A hagyományos PEG-alapú hidrogélek azonban korlátozottak a befecskendezhetőség hiánya, a hangolható lebomlás hiánya és a viszonylag rossz mechanika miatt. A következőkben bemutatjuk, hogy a PEG kiindulási anyagok térhálósító kémiájának és/vagy láncszerkezetének megváltoztatásával hogyan lehet javítani a PEG és PEG-származék hidrogélek teljesítményét szövettechnológiai vagy sejtszállítási alkalmazásokban.

Hálózatkémia

A poli(etilénglikol) diakrilátok szabad gyökös polimerizációja a legelterjedtebb stratégia a PEG-alapú hidrogélek előállítására, a térhálósodás mértékét az akrilátcsoportok közötti PEG-lánc hosszának változtatásával állítják be.¹⁰ A keletkező hidrogélek alacsony duzzadási aránya, nem lebonthatósága, injektálhatóságának hiánya és nem szabályozható szemmérete azonban korlátokat szabhat az orvosbiológiai alkalmazásokban. Ezért alternatív térhálósítási stratégiákat terveztek a PEG-alapú hálózatok befecskendezhetőségének és lebonthatóságának elősegítésére.

Befecskendezhetőség

A befecskendezhető PEG-alapú hidrogélek létrehozásához a leggyakoribb stratégia két olyan PEG-származék együttes extrudálása, amelyeket komplementer csoportokkal funkcionalizáltak, amelyek képesek fizikai vagy kémiai térhálósításra. A kovalens in situ gélképzést, amely a szövettechnológiában a két módszer közül a gyakoribb, a PEG hidroxil végcsoportjának különböző gyorsan reagáló funkciós csoportokká történő átalakításával teszik lehetővé a különböző in situ keresztkötési kémiai eljárások közül egyet vagy többet, amint az 1. ábra mutatja. A képződött keresztkötések számának, hosszának és reverzibilitásának szabályozásával a hidrogél fizikai tulajdonságai hangolhatók.³

1. ábra. Példák különböző in situ térhálósító vegyszerekre: A) Michael-addíció; B) diszulfidkötés kialakulása; C) hidrazon-kondenzáció; D) oximképződés; E) Diels-Alder-cikloaddíció; F) törzs által támogatott alkin-azid-Huisgen-cikloaddíció. (A 3. hivatkozás engedélyével, copyright 2014 John Wiley & Sons).

Míg mindezeket a kémiai eljárásokat sikeresen alkalmazták különböző sejtvázas alkalmazásokban, mindegyiknek megvannak a maga előnyei és hátrányai. A Michael-addíciós kémia ( 1A ábra) viszonylag gyors, de nem lebomló kötést hoz létre, és kölcsönhatásba léphet a szervezetben lévő fehérjékkel. A diszulfidképzés (1. ábraB) redox-reagáló hidrogéleket eredményez, de jellemzően lassabb és gyengébb géleket eredményez. A hidrazon-kémia (1c. ábra) gyors és hidrolizálható hidrazonkötést képez, de jellemzően olyan aldehidcsoportokat használ, amelyek Schiff-bázisokat képezhetnek a fehérjékben lévő aminokkal. Az oximkémia (1D. ábra) lassabban lebomló kötést képez, amely alkalmas a hosszabb élettartamú állványok számára, de a gyors zselésedéshez savkatalízisre van szükség. A Diels-Alder-kémia (1E. ábra) nagymértékben bio-ortogonális, de kissé lassan gélesedik és funkcionálisan irreverzibilis keresztkötéseket hoz létre (legalábbis magas hőmérséklet nélkül). A törzs által támogatott alkin/azid-cikloaddíció (1F ábra) gyors és nagyon specifikus, de jelentősen hidrofóbságot visz be a hidrogélbe. Ezért a térhálósító vegyszert gondosan kell megválasztani a zselésedési sebesség, a lehetséges mellékreakciók és az egyes alkalmazásokhoz legmegfelelőbb lebomlási sebesség kiegyensúlyozása szempontjából.

A nem kovalens kölcsönhatások, mint például az elektrosztatika, a hidrogénkötés, a sztereokomplexáció vagy a hidrofób kölcsönhatások szintén felhasználhatók az in situ zselésedés elősegítésére vagy nagy nyíróhatású hidrogélek létrehozására, amelyek mégis lehetővé teszik az injektálást.¹¹ Ezek a stratégiák azonban gyakran olyan hidrogélekhez vezetnek, amelyek a szervezet erősen hígított környezetében gyenge stabilitásúak és/vagy in vivo olyan interferenciáknak vannak kitéve, amelyek megzavarják a térhálósodást. A ciklikus szupramolekuláris struktúrák, mint például az alfa-ciklodextrin (CD), mint polimerek, például poli(etilén-glikol) gazdatesteként történő felhasználásával előállított zárványkomplexek érdekes alternatívát kínálnak a kovalens térhálósításhoz képest.¹² Több PEG-lánc is átfűzhető a CD középpontján, és hidrogénkötés/dipolos kölcsönhatások révén kölcsönhatásba léphet, hogy térhálósodási pontot képezzen. A szövettechnológia szempontjából különösen fontos, hogy a befogadási komplex keresztkötések mobilitása (a kovalens keresztkötésekkel ellentétben) öngyógyuló hidrogélszerkezetekhez vezethet. A kovalens és a nemkovalens térhálósítási stratégiák kombinációi így érdekes lehetőségeket kínálnak, amelyek mind a kovalens, mind a fizikai megközelítések hátrányait kezelhetik. Qiao és munkatársai például a PEG-et alkin végcsoportokkal és a CD-gyűrűket reaktív azidcsoportokkal funkcionalizálták, hogy lehetővé tegyék mind a nemkovalens (CD-PEG kölcsönhatások), mind a kovalens (alkin/azid click-kémia) keresztkötést (2. ábra). Mind a HeLa-, mind a HEK293T-sejtek 10 napon keresztül 90%-nál nagyobb életképességgel tarthatók az állványzatban, és a gél 1 hónapon belül teljesen lebomlik.¹³

2. ábra. Az alkin-funkcionalizált PEG-ből és azid-funkcionalizált CD-ből előállított hidrogélben alkalmazott különböző hálózatépítési stratégiák vázlata. (A 13. hivatkozás engedélyével, copyright 2013 the Royal Society of Chemistry).

A lebonthatóság

A szövetek optimális regenerációjához az állványzat lebomlási sebességének meg kell egyeznie azzal a sebességgel, amellyel a benne lévő sejtek a mátrixon keresztül szaporodnak és létrehozzák saját extracelluláris mátrixukat, visszaállítva a natív biológiát. Bár az általános lebontási mechanizmusok, beleértve a hidrolízist is, megtervezhetők az ilyen irányítás lehetővé tételére, nagyon vonzó a specifikus ingerek, például a fény vagy a betegség állapota, használata a gél dinamikus lebontásához olyan specifikus környezeti feltételek mellett, amelyekben a lebontás kívánatos.⁵

Az enzimatikus lebontás a legnépszerűbb ilyen megközelítés, amelyben a különböző enzimek (köztük a betegségben specifikusan felszabályozottak) számára szubsztrátként szolgáló specifikus aminosav-szekvenciákat használnak térhálósítóként. A leggyakrabban jelentett szubsztrát a mátrix metalloproteázok (MMP-k), a sejtek által szekretált enzimek, amelyek számos gyulladásos állapotban és rákos megbetegedésben túlreprezentáltak.⁷ Például Bryant et al. egy PEG-alapú hidrogélről számoltak be, amelyet pre-osteoblaszt sejtekkel és hidroxiapatit nanorészecskékkel töltöttek meg, és MMP-érzékeny peptidszekvenciákkal keresztkötöttek; az MMP-k osteogenezis során történő felszabályozásakor a hidrogél degradációs sebessége felgyorsult, hogy elősegítse a csontregenerációt.⁹

UV vagy látható fényt is használtak a hidrogélek célzott degradációjának kiváltására. A keresztkötések manipulálhatók akár fény által indukált cisz-transz izomerizációval (pl. azobenzolok vagy stilbenek), akár reverzibilis gyűrűnyitó/gyűrűzáró izomerizációval (pl. diaryletének, spiropiránok, fulgimidek) (3. ábra).⁵ Bár ez a megközelítés a fény alacsony behatolása miatt nagyrészt in vitro felhasználásra korlátozódik, in vivo esetén alkalmazható. helyi, fogászati és optikai implantátumokban, hogy fotoindukált degradációs eseményeket váltson ki a gél lebontása vagy merevségének csökkentése érdekében, ez utóbbi hasznos a sejtproliferáció elősegítésére és/vagy specifikus sejtdifferenciálódás indukálására. Anseth csoportja például egy cellularizált hidrogélt állított elő tiolált 4-karú csillag PEG és akrilátfunkcionalizált poli(etilénglikol) di-fotodegradálható akrilát (PEGdiPDA) Michael-addíciós kémia útján történő keresztkötésével, majd a hidrogélt az o-nitrobenziléter fotodegradálható linker UV-sugárzással történő hasításával lebontotta.¹⁴ A hidrogél porozitásának és mechanikájának igény szerinti kapcsolása lehetővé tette a sejtválaszok, például az egyes őssejtek migrációjának¹⁵ és a sejtdifferenciálódás (pl. a fibroblaszt-tomiofibroblaszt átmenet) pontos szabályozását.¹⁶

3. ábra. Négy példa a fotoszponzív térhálósító megközelítésekre. (Az 5. hivatkozás engedélyével, copyright 2017 the Royal Society of Chemistry)

Láncszerkezet

A PEG és a PEG-alapú származékok kémiai szerkezete fontos szerepet játszik a PEG-alapú hidrogélek hidrofilitásának, biológiai válaszainak, mechanikai tulajdonságainak, fehérjetaszító képességének, lebomlási kinetikájának és duzzadásának szabályozásában.¹⁷ A leggyakrabban végzett módosítások közé tartozik a biológiailag lebomló hidrofób polimerblokkok, például poli(tejsav) (PLA), poli(laktid-co-glikolid) (PLGA) vagy poli(propilén-oxid) (PPO) alapú polimerek PEG-hez való kötése, hogy olyan diblokk vagy triblokk kopolimereket képezzenek, amelyek hidrofób kölcsönhatások révén önasszociálódnak hidrogéllé, de idővel lebomlanak, ahogy a hidrofób polimer lebomlik.¹⁸ A triblokk kopolimereket, különösen a PEO-PPO-PEO-t (azaz a Pluronics polimercsaládot) gyakran vizsgálták, mivel szobahőmérsékletről fiziológiás hőmérsékletre történő melegítéskor szol-gél átmenetet mutatnak, ami lehetővé teszi az injektálást. Kolesky és munkatársai például bemutatták a PEO-PPO-PEO termogélő sejtekkel töltött tintaként való felhasználását fibroblaszt sejteket tartalmazó vaszkularizált szövetszerkezetek bioprinteléssel történő létrehozására.¹⁹ E hálózatok idővel történő hígulásra való érzékenysége, valamint viszonylag gyenge mechanikájuk korlátozza az ilyen anyagok alkalmazását az alacsonyabb modulusú szövetek tervezésében, bár az ilyen polimerek kovalens kötésképző egységekkel való kombinálása (pl.pl. diakrilált Pluronic F-127 használatával)²⁰ részben orvosolhatja ezt a hátrányt.

A PEG-láncok fizikai elrendezésének megváltoztatása a lineáris láncoktól a bonyolultabb geometriájúakig szintén jelentős hatással van a gél tulajdonságaira. Különösen a PEG-láncok csillag vagy elágazó elrendezése teszi lehetővé a nagyobb modulusú és kémiailag hangolható PEG-hidrogélek kialakítását. Ez annak köszönhető, hogy az egy láncra jutó térhálósítható csoportok száma növekszik a lineáris PEG-hez képest, amelynek minden láncvégén csak egy -OH csoport található.²¹ A PEG-láncok térbeli elrendezése a prekurzor anyagokban rendezettebb és jól meghatározott kémiai struktúrák kialakítását is lehetővé teszi, ami előnyös a kívánatos sejtválaszok elősegítése szempontjából.²²

A csillag PEG-polimereket jellemzően úgy állítják elő, hogy 4, 6 vagy 8 (hangolható hosszúságú) lineáris PEG-kart egyetlen belső ponthoz kapcsolnak; az egyes karok végcsoportja tetszés szerint funkcionalizálható biomolekulákkal vagy térhálósítószerekkel, hogy jobban hangolható mechanikai és biológiai aktivitású gélek jöjjenek létre.²³ A tetraéder-orientált 4 karú csillag-PEG-ek bizonyítottan rendkívül homogén hálózati struktúrákat hoznak létre, lehetővé téve az MPa tartományba eső modulusú hidrogélek előállítását.²⁴ A csillag-PEG-ek befecskendezhető/lebomló kémiai anyagokkal együtt szöveti állványok kialakítására is felhasználhatók. Például az amfifil 8 karú PEG-b-PLA-koleszterin kopolimerek a koleszterincsoportok közötti kölcsönhatásoknak köszönhetően 34 °C-on termikusan zselésednek, és mikroszerkezetű hálózatot hoznak létre, amely képes támogatni az L929 egér fibroblaszt sejtek életképességét és proliferációját a hidrogélben.²⁵ A csillag PEG-ek további felületi funkcionalitásának kihasználása lehetővé teszi a magas funkcionalitású hidrogélek létrehozását a térhálósűrűség feláldozása nélkül. Például az RGD-vel módosított csillag-PEG bevonatok jelentősen fokozhatják a sejtek terjedését a nem RGD-funkcionalizált csillag-PEG-hez vagy az RGD-funkcionalizált lineáris PEG-gélekhez képest, tekintettel a csillag-PEG morfológiával oltott RGD nagyobb sűrűségére.²⁶

A csillag-PEG-ek többlépéses szintézisének elkerülése érdekében hiperelágazó PEG kopolimereket (gömb alakú láncok 1400 g/mol és 1 700 000 g/mol közötti molekulatömeggel) szintetizáltak etilén-oxid véletlenszerű anionos gyűrűnyílásos kopolimerizációja alapján glicidol jelenlétében.²⁷ Ez az egylépéses szabadgyökös reakciómódszer a nagyszámú funkcionalizálható láncvéggel rendelkező PEG-származék létrehozására szintetikusan és gyakorlatilag vonzó, bár a csillag-PEG-eknél polidiszperzebb kiindulási egységet eredményez (ami gyengébb gélekhez vezet) és alacsony hozamot eredményezhet. Tudomásunk szerint az ilyen anyagokat még nem vizsgálták széles körben szövettechnológiai alkalmazásokban.

A szerteágazó PEG kopolimerek alternatív és rendkívül vonzó lehetőséget kínálnak a PEG-alapú hidrogélek létrehozására. A legelterjedtebb elágazó PEG anyagok alapja a poli(oligoetilénglikol-metakrilát) (POEGMA), amely egy metakrilát gerincből és monomer ismétlődő egységenként egy hangolható hosszúságú PEG oldalláncból áll.¹⁷ Egy ilyen szerkezet könnyű polimerizációt tesz lehetővé szabad vagy szabályozott gyökös folyamatokon keresztül, ami lehetővé teszi lineáris és hiperelágazó szerkezetek kialakítását, valamint könnyű funkcionalizálhatóságot kopolimerizációval.²⁸ Ezen túlmenően a PEG-oldallánc hosszának változtatása jelentősen megváltoztatja a hidrogél tulajdonságait. Lutz és munkatársai például kimutatták, hogy hosszú oldalláncú oligo(etilénglikol)metiléter-metakrilát (OEGMA) és rövid oldalláncú di(etilénglikol)metiléter-metakrilát (M(EO)₂MA) monomerek összekapcsolásával olyan polimerek és hidrogélek jönnek létre, amelyek alsó kritikus oldathőmérséklete (LCST) pontosan beállítható a szobahőmérséklet és > 80 °C között, az OEGMA és az M(EO)₂MA arányától függően.²⁹ Az LCST viselkedés a hidrogélt erősen hidrofilből kissé hidrofóbra alakítja át, ami jelentős változásokat eredményez a sejtek tapadásában és így a sejtek delaminációjának hangolhatóvá válásában (4. ábra).³⁰

4. ábra. Mikroszkópos felvételek L929 egér fibroblasztokról poli(OEGMAco-M(EO)2MA)-modifikált aranytartókon A) 44 óra 37 °C-on és B) 25 °C-on 30 percig történő alkalmazás után. Méretsávok = 100 mm. (A 30. hivatkozás engedélyével, copyright 2008 John Wiley and Sons).

Laboratóriumunk aktívan fejlesztette a POEGMA hidrogélek befecskendezhető vagy nyomtatható analógjait a POEGMA prekurzor polimerek hidrazid és aldehid reaktív funkciós csoportokkal történő funkcionalizálásával, lehetővé téve a hidrazon keresztkötésen keresztül történő, keverésen alapuló koextrudálást követő gélesedést.³¹ A zselésedési idő percektől órákig állítható be a konkrét alkalmazásokhoz a prekurzor polimerek reaktív funkciós csoportjainak koncentrációjának, molekulatömegének és/vagy sűrűségének változtatásával, lehetővé téve a könnyű injekciózást
in vivo./i>, valamint a feldolgozást olyan technikákkal, mint az elektrospinning jól definiált nanoszálas hidrogél-hálózatok létrehozása, amelyek képesek utánozni a nanoszálas extracelluláris mátrixot³² vagy a tintasugaras nyomtatás immobilizált hidrogél bevonatok létrehozására porózus hordozókon.³³ A PEG-alapú kémia in vivo injekciózáskor alacsony gyulladásos reakciókat tart fenn, míg a hidrazonos gélképződési kémia megkönnyíti az idővel történő hidrolitikus lebomlást; sőt, mások kimutatták, hogy az elágazó PEG-ek elkerülhetik a PEG-alapú anyagoknál megfigyelt, kialakuló immunválaszok egy részét.³⁴ Ezenkívül a POEGMA könnyű kopolimerizálhatósága lehetővé teszi számunkra, hogy különféle funkcionális POEGMA-alapú kopolimereket hozzunk létre, amelyek befecskendezhetőek, miközben többek között hidrofób doménképzés, hőmérsékletre reagáló duzzadás, sejtdelamináció vagy sejttapadó tulajdonságok lehetőségét is bevezetik (5. ábra).¹⁷

5. ábra. Funkcionalizált hidrazid és aldehid-funkcionalizált poli(oligoetilénglikol-metakrilát) (POEGMA) hidrogél prekurzorok könyvtára, amelyeket funkcionális monomer kopolimerizáció és/vagy polimerizáció utáni oltás útján állítanak elő. (A 17. hivatkozás engedélyével, copyright 2015 Royal Society of Chemistry).

A sejtszállítás szempontjából különösen a töltött csoportok bevezetése a POEGMA akrilsavval (AA, anionos töltés) és/vagy N,N-dimetil-aminoetil-metakriláttal (DMAEMA, kationos töltés) történő kopolimerizációjával jelentősen javította a sejtek tapadását, a kationos és anionos funkcionalizált prekurzor polimerek keverésével előállított amfoterikus hidrogélek pedig különösen a sejtek életképességének javulását mutatták a retina pigment epithel sejtek hosszú távú kapszulázása és a szem hátsó részébe történő szállítása során (<<6. ábra).³⁵

6. ábra. Az ARPE-19 retina epithelsejtek 3D-s beágyazódása konfokális mikroszkópiás felvételekkel 3 nap és 15 nap után (A,B) töltés nélküli, (C,D) kationos, (E,F) amfoter és (G,H) anionos POEGMA injektálható hidrogélben, összehasonlítva (I) a Geltrex mátrix kontrollal. Az élő sejtek fluoreszcens lemezfedettségének százalékos arányát az egyes gélek és időpontok esetében a (J) mutatja. Méretsáv = 100 μm. (A 35. hivatkozás engedélyével reprodukálva, copyright 2017 American Chemical Society).

Következtetések

Míg a PEG bioinert természete lehetővé tette a PEG-hidrogélek hatékony alkalmazását számos szövettechnológiai és sejtszállítási alkalmazásban, a PEG-származékok, például az injektálható és a csillag/elágazó PEG-ek hangolható kémiai tulajdonságai egyedülálló lehetőséget kínálnak a PEG-alapú hidrogélek kémiai tulajdonságainak, lebonthatóságának, injektálhatóságának és mechanikájának szabályozására, hogy javítsák teljesítményüket a sejtalapú alkalmazásokban. Különösen a PEG-származék hidrogélek jelentősen javított kémiai rugalmassága révén úgy véljük, hogy a hagyományos PEG-hidrogélekben rejlő kihívások megoldhatók, különösen a mechanika és a sejt-hidrogél kölcsönhatások javítása tekintetében, a kívánt szövetnövekedés vagy sejtdifferenciálódás/tartósítási reakciók irányítása érdekében.

Hivatkozások

1. Liu M, Zeng X, Ma C, Yi H, Ali Z, Mou X, Li S, Deng Y, He N. 2017. Injectable hydrogels for cartilage and bone tissue engineering. Bone Res. 5(1): https://doi.org/10.1038/boneres.2017.14

2. Kang H, Lee SJ, Ko IK, Kengla C, Yoo JJ, Atala A. 2016. A 3D bioprinting system to produce human-scale tissue constructs with structural integrity. Nat Biotechnol. 34(3):312-319. https://doi.org/10.1038/nbt.3413

3. Patenaude M, Smeets NMB, Hoare T. 2014. Designing Injectable, Covalently Cross-Linked Hydrogels for Biomedical Applications. Macromol. Rapid Commun.. 35(6):598-617. https://doi.org/10.1002/marc.201300818

4. Khan F, Tanaka M. Designing Smart Biomaterials for Tissue Engineering. IJMS. 19(1):17. https://doi.org/10.3390/ijms19010017

5. Brown TE, Anseth KS. Spatiotemporal hydrogel biomaterials for regenerative medicine. Chem. Soc. Rev.. 46(21):6532-6552. https://doi.org/10.1039/c7cs00445a

6. Bedian L, Villalba-Rodríguez AM, Hernández-Vargas G, Parra-Saldivar R, Iqbal HM. 2017. Bio-based materials with novel characteristics for tissue engineering applications ? A review. International Journal of Biological Macromolecules. 98837-846. https://doi.org/10.1016/j.ijbiomac.2017.02.048

7. Lu Y, Aimetti AA, Langer R, Gu Z. 2017. Bioresponsive materials. Nat Rev Mater. 2(1): https://doi.org/10.1038/natrevmats.2016.75

8. Khoushabi A, Schmocker A, Pioletti D, Moser C, Schizas C, Månson J, Bourban P. 2015. Photo-polymerization, swelling and mechanical properties of cellulose fibre reinforced poly(ethylene glycol) hydrogels. Composites Science and Technology. 11993-99. https://doi.org/10.1016/j.compscitech.2015.10.002

9. Carles-Carner M, Saleh LS, Bryant SJ. The effects of hydroxyapatite nanoparticles embedded in a MMP-sensitive photoclickable PEG hydrogel on encapsulated MC3T3-E1 pre-osteoblasts. Biomed. Mater.. 13(4):045009. https://doi.org/10.1088/1748-605x/aabb31

10. Tan S, Blencowe A, Ladewig K, Qiao GG. 2013. A novel one-pot approach towards dynamically cross-linked hydrogels. Soft Matter. 9(21):5239. https://doi.org/10.1039/c3sm50638j

11. Zhu J. 2010. Bioactive modification of poly(ethylene glycol) hydrogels for tissue engineering. Biomaterials. 31(17):4639-4656. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2010.02.044

12. Wylie RG, Ahsan S, Aizawa Y, Maxwell KL, Morshead CM, Shoichet MS. 2011. Spatially controlled simultaneous patterning of multiple growth factors in three-dimensional hydrogels. Nature Mater. 10(10):799-806. https://doi.org/10.1038/nmat3101

13. Sawhney AS, Pathak CP, Hubbell JA. 1993. Bioerodible hydrogels based on photopolymerized poly(ethylene glycol)-co-poly(.alpha.-hydroxy acid) diacrylate macromers. Macromolecules. 26(4):581-587. https://doi.org/10.1021/ma00056a005

14. Revzin A, Russell RJ, Yadavalli VK, Koh W, Deister C, Hile DD, Mellott MB, Pishko MV. 2001. Fabrication of Poly(ethylene glycol) Hydrogel Microstructures Using Photolithography. Langmuir. 17(18):5440-5447. https://doi.org/10.1021/la010075w

15. Wang Y, Adokoh CK, Narain R. 2018. Recent development and biomedical applications of self-healing hydrogels. Expert Opinion on Drug Delivery. 15(1):77-91. https://doi.org/10.1080/17425247.2017.1360865

16. Poudel AJ, He F, Huang L, Xiao L, Yang G. 2018. Supramolecular hydrogels based on poly (ethylene glycol)-poly (lactic acid) block copolymer micelles and ?-cyclodextrin for potential injectable drug delivery system. Carbohydrate Polymers. 19469-79. https://doi.org/10.1016/j.carbpol.2018.04.035

17. Tan S, Blencowe A, Ladewig K, Qiao GG. 2013. A novel one-pot approach towards dynamically cross-linked hydrogels. Soft Matter. 9(21):5239. https://doi.org/10.1039/c3sm50638j

18. Kloxin AM, Kasko AM, Salinas CN, Anseth KS. 2009. Photodegradable Hydrogels for Dynamic Tuning of Physical and Chemical Properties. Science. 324(5923):59-63. https://doi.org/10.1126/science.1169494

19. Tibbitt, M. W.; Kloxin, A. M.; Sawicki, L. A.; Anseth, K. S. . Macromolecules2013, 46, 2785..

20. Guo Q, Wang X, Tibbitt MW, Anseth KS, Montell DJ, Elisseeff JH. 2012. Light activated cell migration in synthetic extracellular matrices. Biomaterials. 33(32):8040-8046. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2012.07.013

21. Kloxin AM, Benton JA, Anseth KS. 2010. In situ elasticity modulation with dynamic substrates to direct cell phenotype. Biomaterials. 31(1):1-8. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2009.09.025

22. Bakaic E, Smeets NMB, Hoare T. Injectable hydrogels based on poly(ethylene glycol) and derivatives as functional biomaterials. RSC Adv.. 5(45):35469-35486. https://doi.org/10.1039/c4ra13581d

23. Jeong B, Bae YH, Kim SW. 1999. Thermoreversible Gelation of PEG?PLGA?PEG Triblock Copolymer Aqueous Solutions. Macromolecules. 32(21):7064-7069. https://doi.org/10.1021/ma9908999

24. Zhu KJ, Xiangzhou L, Shilin Y. 1990. Preparation, characterization, and properties of polylactide (PLA)?poly(ethylene glycol) (PEG) copolymers: A potential drug carrier. J. Appl. Polym. Sci.. 39(1):1-9. https://doi.org/10.1002/app.1990.070390101

25. Kolesky DB, Truby RL, Gladman AS, Busbee TA, Homan KA, Lewis JA. 2014. 3D Bioprinting of Vascularized, Heterogeneous Cell-Laden Tissue Constructs. Adv. Mater.. 26(19):3124-3130. https://doi.org/10.1002/adma.201305506

26. Yoon JJ, Chung HJ, Park TG. 2007. Photo-crosslinkable and biodegradable Pluronic/heparin hydrogels for local and sustained delivery of angiogenic growth factor. J. Biomed. Mater. Res.. 83A(3):597-605. https://doi.org/10.1002/jbm.a.31271

27. Keys KB, Andreopoulos FM, Peppas NA. 1998. Poly(ethylene glycol) Star Polymer Hydrogels. Macromolecules. 31(23):8149-8156. https://doi.org/10.1021/ma980999z

28. Inoue K. 2000. Functional dendrimers, hyperbranched and star polymers. 25(4):453-571. https://doi.org/10.1016/s0079-6700(00)00011-3

29. Freudenberg U, Hermann A, Welzel PB, Stirl K, Schwarz SC, Grimmer M, Zieris A, Panyanuwat W, Zschoche S, Meinhold D, et al. 2009. A star-PEG?heparin hydrogel platform to aid cell replacement therapies for neurodegenerative diseases. Biomaterials. 30(28):5049-5060. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2009.06.002

30. Sakai T, Matsunaga T, Yamamoto Y, Ito C, Yoshida R, Suzuki S, Sasaki N, Shibayama M, Chung U. 2008. Design and Fabrication of a High-Strength Hydrogel with Ideally Homogeneous Network Structure from Tetrahedron-like Macromonomers. Macromolecules. 41(14):5379-5384. https://doi.org/10.1021/ma800476x

31. Nagahama K, Ouchi T, Ohya Y. 2008. Temperature-Induced Hydrogels Through Self-Assembly of Cholesterol-Substituted Star PEG-b-PLLA Copolymers: An Injectable Scaffold for Tissue Engineering. Adv. Funct. Mater.. 18(8):1220-1231. https://doi.org/10.1002/adfm.200700587

32. Groll J, Fiedler J, Engelhard E, Ameringer T, Tugulu S, Klok H, Brenner RE, Moeller M. 2005. A novel star PEG-derived surface coating for specific cell adhesion. J. Biomed. Mater. Res.. 74A(4):607-617. https://doi.org/10.1002/jbm.a.30335

33. Perevyazko I, Seiwert J, Schömer M, Frey H, Schubert US, Pavlov GM. 2015. Hyperbranched Poly(ethylene glycol) Copolymers: Absolute Values of the Molar Mass, Properties in Dilute Solution, and Hydrodynamic Homology. Macromolecules. 48(16):5887-5898. https://doi.org/10.1021/acs.macromol.5b01020

34. Wilms D, Schömer M, Wurm F, Hermanns MI, Kirkpatrick CJ, Frey H. 2010. Hyperbranched PEG by Random Copolymerization of Ethylene Oxide and Glycidol. Macromol. Rapid Commun.. 31(20):1811-1815. https://doi.org/10.1002/marc.201000329

35. Luzon M, Boyer C, Peinado C, Corrales T, Whittaker M, Tao L, Davis TP. 2010. Water-soluble, thermoresponsive, hyperbranched copolymers based on PEG-methacrylates: Synthesis, characterization, and LCST behavior. J. Polym. Sci. A Polym. Chem.. 48(13):2783-2792. https://doi.org/10.1002/pola.24027

36. Lutz J, Andrieu J, Üzgün S, Rudolph C, Agarwal S. 2007. Biocompatible, Thermoresponsive, and Biodegradable:  Simple Preparation of ?All-in-One? Biorelevant Polymers. Macromolecules. 40(24):8540-8543. https://doi.org/10.1021/ma7021474

37. Lutz J, Akdemir Ö, Hoth A. 2006. Point by Point Comparison of Two Thermosensitive Polymers Exhibiting a Similar LCST:  Is the Age of Poly(NIPAM) Over?. J. Am. Chem. Soc.. 128(40):13046-13047. https://doi.org/10.1021/ja065324n

38. Lutz J. 2011. Thermo-Switchable Materials Prepared Using the OEGMA-Platform. Adv. Mater.. 23(19):2237-2243. https://doi.org/10.1002/adma.201100597

39. Wischerhoff E, Uhlig K, Lankenau A, Börner H, Laschewsky A, Duschl C, Lutz J. 2008. Controlled Cell Adhesion on PEG-Based Switchable Surfaces. Angewandte Chemie International Edition. 47(30):5666-5668. https://doi.org/10.1002/anie.200801202

40. Bakaic E, Smeets NMB, Dorrington H, Hoare T. ?Off-the-shelf? thermoresponsive hydrogel design: tuning hydrogel properties by mixing precursor polymers with different lower-critical solution temperatures. RSC Adv.. 5(42):33364-33376. https://doi.org/10.1039/c5ra00920k

41. Smeets NMB, Bakaic E, Patenaude M, Hoare T. 2014. Injectable and tunable poly(ethylene glycol) analogue hydrogels based on poly(oligoethylene glycol methacrylate). Chem. Commun.. 50(25):3306. https://doi.org/10.1039/c3cc48514e

42. Xu F, Sheardown H, Hoare T. Reactive electrospinning of degradable poly(oligoethylene glycol methacrylate)-based nanofibrous hydrogel networks. Chem. Commun.. 52(7):1451-1454. https://doi.org/10.1039/c5cc08053c

43. Mateen R, Ali MM, Hoare T. 2018. A printable hydrogel microarray for drug screening avoids false positives associated with promiscuous aggregating inhibitors. Nat Commun. 9(1): https://doi.org/10.1038/s41467-018-02956-z

44. Liu M, Johansen P, Zabel F, Leroux J, Gauthier MA. 2014. Semi-permeable coatings fabricated from comb-polymers efficiently protect proteins in vivo. Nat Commun. 5(1): https://doi.org/10.1038/ncomms6526

45. (a) Bakaic, E.; Smeets, N. M. B.; Badv, M.; Dodd, M.; Barrigar, O.; Siebers, E.; Lawlor, M.; Sheardown, H.; Hoare, T. ACS Biomater. Sci. Eng.2017, DOI: 10.1021/acsbiomaterials.7b00397..

46. (b) Bakaic, E.; Smeets, N. M. B.; Barrigar, O.; Alsop, R.; Rheinstädter, M. C.; Hoare, T. Macromolecules2017,50, 7687. .