Poly(ethylene glycol) (PEG) và dẫn xuất PEG tổng hợp cho Kỹ thuật mô và Phân phối tế bào

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]

Giới thiệu

Kỹ thuật mô và y học tái sinh cung cấp lời hứa to lớn để cải thiện và kéo dài tuổi thọ, với một số liệu pháp dựa trên tế bào hiện bắt đầu đến phòng khám. Từ việc thay thế chức năng toàn bộ các cơ quan đến việc cung cấp các tế bào trị liệu đến một vị trí bị tổn thương, sự thành công của bất kỳ chiến lược kỹ thuật mô nào phụ thuộc vào giàn giáo vật liệu sinh học được sử dụng để cung cấp và / hoặc phát triển các tế bào cả trong vitro và in vivo.¹ giàn giáo kỹ thuật mô thành công có một số tính chất phổ biến: (1) Chúng phải được chế tạo lại (một phần sức hấp dẫn của 3D chiến lược in);² (2) Chúng phải dễ dàng giao đến vị trí mong muốn, tốt nhất là thông qua tiêm;^1,3 (3) lý tưởng là chúng phải phù hợp với các tính chất vật lý và cơ học của ma trận ngoại bào (ECM) của mô tự nhiên;⁴ (4) chúng phải hỗ trợ chức năng tế bào mong muốn, bao gồm sự kết dính, tăng sinh và / hoặc biệt hóa;⁵ (5) Chúng nên gây ra phản ứng viêm tối thiểu hoặc không có phản ứng viêm; và (6) chúng phải thoái hóa ở tốc độ tối ưu thành các sản phẩm phụ không độc hại thường được coi là an toàn cho sự thanh thải của cơ thể.

Hydrogel, là các mạng polymer hòa tan trong nước rất phù hợp với các giàn giáo kỹ thuật mô với hàm lượng nước cao của chúng, điển hình là các phản ứng viêm thấp, cơ học sinh học có thể điều chỉnh và hóa học biến đổi cao. Đặc biệt, một loạt các polyme sinh học tự nhiên xuất hiện như polysaccharide, protein hoặc axit nucleic (nhiều trong số đó có thể được tìm thấy trong ECM tự nhiên của các tế bào) đã được khám phá để sử dụng trong các ứng dụng kỹ thuật mô.⁶ polyme sinh học thường thể hiện tính tương thích tế bào cao và thường có thể phân hủy thành các thành phần ma trận ngoại bào an toàn như đường và axit amin. Tuy nhiên, hoạt động sinh học vốn có và khó khăn trong việc tái sản xuất các vật liệu như vậy làm cho nó khó kiểm soát các tính chất chính như tốc độ xuống cấp và cơ học. Polyme tổng hợp có thể giải quyết những hạn chế này vì chúng có thể được chế tạo để sản xuất hydrogel với hóa học, cấu trúc, cơ học và chức năng còn lại được xác định rõ ràng. Đặc biệt, một cách tiếp cận tổng hợp cho phép kết hợp nhiều chi tiết chức năng, bao gồm một số giới thiệu các tính chất "thông minh" như trong gelation tại chỗ, nhiệt độ, hoặc đáp ứng pH, thông qua các chiến lược đồng trùng hợp điển hình.^4,7 Trong một số trường hợp, polyme tổng hợp cũng có thể được điều chỉnh để phân hủy thành các phân tử nhỏ; ví dụ, poly polyme phân hủy (lactide-co-glycolide) (PLGA) có thể phân hủy thành các chất chuyển hóa tự nhiên axit lactic và axit glycolic. Tuy nhiên, có ít ví dụ về các polyme tiền chất hydrogel hòa tan trong nước với chức năng như vậy.⁴ xen kẽ, hydrogel tổng hợp có thể được phát triển để cho phép sự thanh thải của hệ thống thận bằng cách kiểm soát kích thước polymer và sự phân tán polymerity và liên kết các polyme với liên kết chéo phân hủy.³

Trong số tất cả các polyme tổng hợp được báo cáo, poly (ethylene glycol) (PEG) đã được nghiên cứu rộng rãi nhất về kỹ thuật mô. PEG cung cấp các lợi ích của cấu trúc hydrat hóa, dẫn đến khả năng tương thích tế bào cao và chống lại protein để giảm thiểu phản ứng viêm.⁸ Trong khi tính ưa nước của PEG làm cho nó thường không dính vào các tế bào, điều này có thể được khắc phục bằng cách kết hợp các họa tiết bám dính tế bào như axit arginylglycyllaspartic (RGD) trong hydrogel.⁷ Dựa trên những đặc tính này, hydrogel dựa trên PEG đã được áp dụng thành công cho một loạt các ứng dụng kỹ thuật mô và phân phối tế bào.⁹ Tuy nhiên, các hydrogel dựa trên PEG thông thường bị hạn chế về mặt thiếu khả năng tiêm, thiếu suy thoái có thể điều chỉnh và cơ chế tương đối kém. Trong tài liệu này, chúng tôi mô tả cách thay đổi hóa học liên kết chéo và/hoặc cấu trúc chuỗi của các vật liệu bắt đầu PEG có thể cải thiện hiệu suất của các hydrogel dẫn xuất PEG và PEG cho các ứng dụng kỹ thuật mô hoặc phân phối tế bào.

Crosslinking chemistry

Sự trùng hợp gốc tự do của poly(ethylene glycol) diacrylates là chiến lược phổ biến nhất để chuẩn bị hydrogel dựa trên PEG, với mức độ liên kết ngang được điều chỉnh bằng cách thay đổi độ dài của chuỗi PEG giữa các nhóm acrylate.¹⁰ Tuy nhiên, tỷ lệ sưng thấp, khả năng không phân hủy, thiếu khả năng tiêm và kích thước lưới không kiểm soát của các hydrogel thu được có thể tạo ra những hạn chế trong các ứng dụng y sinh. Do đó, các chiến lược liên kết chéo thay thế đã được thiết kế để tạo điều kiện cho cả tính độc hại và khả năng thoái hóa trong các mạng dựa trên PEG.

Sự tự tin

Để tạo ra hydrogel dựa trên PEG dạng phun, chiến lược phổ biến nhất là co-đùn hai dẫn xuất PEG được chức năng với các nhóm bổ sung có thể giao thoa vật lý hoặc hóa học. Cộng hóa trị tại chỗ, phổ biến hơn trong kỹ thuật mô, được kích hoạt bằng cách chuyển đổi nhóm cuối hydroxyl của PEG thành một loạt các nhóm chức năng phản ứng nhanh chóng để cho phép một hoặc nhiều hóa học liên kết chéo tại chỗ khác nhau được hiển thị trong Hình 1. Bằng cách kiểm soát số lượng, chiều dài và khả năng đảo ngược của các liên kết chéo được hình thành, các tính chất vật lý của một hydrogel có thể được điều chỉnh.³

Hình 1. Ví dụ về các hóa chất liên kết chéo tại chỗ khác nhau: A) Michael addition; B) sự hình thành liên kết disulfide; C) ngưng tụ hydrazone; D) hình thành oxime; E) Diels-Alder cycloaddition; F) cycloalkyne-azide được thúc đẩy chủng. (Được sao chép với sự cho phép từ tham chiếu 3, bản quyền 2014 John Wiley & Sons).

Trong khi tất cả các hóa chất này đã được áp dụng thành công cho các ứng dụng giàn giáo tế bào khác nhau, mỗi loại đều có ưu điểm và hạn chế riêng biệt. Hóa học bổ sung Michael (Hình 1A) tương đối nhanh nhưng tạo ra một liên kết không thể phân hủy và có thể tương tác với các protein trong cơ thể. Sự hình thành disulfide (Hình 1B) tạo ra hydrogel phản ứng oxy hóa khử nhưng thường chậm hơn và tạo ra gel yếu hơn. Hóa học Hydrazone (Hình 1C) nhanh chóng và tạo thành liên kết hydrazone thủy phân nhưng thường sử dụng các nhóm aldehyd có thể tạo thành các bazơ Schiff với amin trong protein. Hóa học oxime (Hình 1D) tạo thành một liên kết thoái hóa chậm hơn thích hợp cho giàn giáo kéo dài hơn nhưng đòi hỏi sự xúc tác axit để tạo gel nhanh chóng. Hóa học Diels-Alder (Hình 1E) có tính trực giao sinh học cao nhưng gel hơi chậm và tạo ra các liên kết chéo không thể đảo ngược về chức năng (ít nhất là không có nhiệt độ cao). Alkyne / azide cycloaddition (Hình 1F) được thúc đẩy nhanh và đặc hiệu cao nhưng đưa ra tính chất hydrophobiicity đáng kể vào hydrogel. Do đó, hóa học liên kết chéo phải được lựa chọn cẩn thận về mặt cân bằng tốc độ gel, tiềm năng cho các phản ứng phụ và tốc độ suy thoái thích hợp nhất cho mỗi ứng dụng.

Các tương tác không cộng hóa trị như tĩnh điện học, liên kết hydro, stereocomplation hoặc tương tác kỵ nước cũng có thể được sử dụng để tạo điều kiện cho quá trình gelation tại chỗ hoặc tạo ra các hydrogel mỏng cắt cao vẫn cho phép tiêm.¹¹ Tuy nhiên, những chiến lược này thường dẫn đến hydrogel với độ ổn định kém trong môi trường pha loãng cao của cơ thể và / hoặc có sự can thiệp in vivo làm gián đoạn liên kết chéo. Các phức hợp bao gồm được điều chế bằng cách sử dụng các cấu trúc siêu phân tử tuần hoàn như alpha-cyclodextrin (CD) làm vật chủ cho các polyme như poly (ethylene glycol) cung cấp một sự thay thế thú vị mặc dù liên kết chéo cộng hóa trị.¹² nhiều chuỗi PEG có thể chạy qua trung tâm của CD và tương tác thông qua các tương tác liên kết hydro/lưỡng cực để tạo thành một điểm liên kết chéo. Có liên quan đặc biệt đến kỹ thuật mô, tính di động của các liên kết chéo phức tạp bao gồm (không giống như liên kết chéo cộng hóa trị) có thể dẫn đến các cấu trúc hydrogel selfhealing. Sự kết hợp của các chiến lược liên kết chéo cộng hóa trị và không cộng hóa trị do đó cung cấp các lựa chọn hấp dẫn có thể giải quyết các hạn chế của cả phương pháp cộng hóa trị và vật lý. Ví dụ, Kiều và cộng sự PEG có chức năng với các nhóm cuối alkyne và vòng CD với các nhóm azide phản ứng để cho phép cả hai liên kết chéo không cộng hóa trị (tương tác CD-PEG) và liên kết cộng hóa trị (hóa học nhấp alkyne/azide) (Hình 2). Cả tế bào HeLa và HEK293T đều có thể được duy trì bên trong giàn giáo với khả năng tồn tại hơn 90% trong 10 ngày, và gel có thể trải qua quá trình thoái hóa hoàn toàn trong vòng 1 tháng.¹³

Hình 2. Một sơ đồ của các chiến lược hình thành mạng khác nhau được áp dụng trong một hydrogel được sản xuất từ PEG chức năng alkyne và CD chức năng azide. (Được sao chép với sự cho phép từ tham khảo 13, bản quyền 2013 Hiệp hội Hóa học Hoàng gia)

Khả năng hạ cấp

Để cho phép tái tạo mô tối ưu, tỷ lệ thoái hóa của giàn giáo phải phù hợp với tốc độ mà các tế bào bên trong nhân giống thông qua ma trận và tạo ra ma trận ngoại bào của riêng chúng, tái tạo lại sinh học tự nhiên. Mặc dù các cơ chế thoái hóa phổ biến bao gồm thủy phân có thể được thiết kế để cho phép kiểm soát như vậy, việc sử dụng các kích thích cụ thể như trạng thái ánh sáng hoặc bệnh tật để tự động làm suy giảm gel trong các điều kiện môi trường cụ thể trong đó suy thoái là rất hấp dẫn.⁵

Sự phân hủy enzyme là phổ biến nhất trong số các phương pháp tiếp cận này, trong đó các trình tự axit amin cụ thể là chất nền cho các enzyme khác nhau (bao gồm cả những enzyme đặc biệt được điều chỉnh trong bệnh) được sử dụng làm chất liên kết chéo. Chất nền được báo cáo phổ biến nhất là đối với metalloprotease ma trận (MMPs), các enzyme tiết ra tế bào biểu hiện quá mức trong một số điều kiện viêm và ung thư.⁷ Ví dụ, Bryant et al. Báo cáo một hydrogel dựa trên PEG được nạp các tế bào tiền xương và các hạt nano hydroxyapatite và liên kết chéo với các chuỗi peptide nhạy cảm MMP; khi điều chỉnh MMP trong quá trình tạo xương, tốc độ suy thoái của hydrogel được tăng tốc để thúc đẩy tái tạo xương.⁹

Tia cực tím hoặc ánh sáng nhìn thấy cũng đã được sử dụng để gây ra sự suy thoái mục tiêu trong hydrogel. Liên kết chéo có thể được thao tác bằng cách đồng phân hóa cis-trans cảm ứng ánh sáng (ví dụ azobenzenes hoặc stilbens) hoặc đồng phân mở vòng/đóng vòng có thể đảo ngược (ví dụ diarylethenes, spiropyrans, fulgimides) (Hình 3).⁵ Mặc dù cách tiếp cận như vậy phần lớn chỉ giới hạn trong việc sử dụng trong ống nghiệm do sự thâm nhập thấp của ánh sáng qua cơ thể , nó có thể được sử dụng trong cơ thể, nha khoa, và cấy ghép quang học để kích hoạt các sự kiện thoái hóa do quang gây ra để làm giảm hoặc giảm độ cứng của gel, hữu ích sau này để thúc đẩy sự tăng sinh tế bào và / hoặc gây ra sự biệt hóa tế bào cụ thể. Ví dụ, nhóm của Anseth đã tạo ra một hydrogel tế bào hóa bằng cách liên kết chéo PEG 4 cánh và acrylatefindialized poly (ethylene glycol) di-photodegradable acrylate (PEGdiPDA) thông qua hóa học bổ sung Michael và sau đó làm thoái hóa hydrogel thông qua sự phân tách của o-nitrobenzyl ether bằng bức xạ irUV.¹⁴ Chuyển đổi theo yêu cầu của độ xốp và cơ học hydrogel cho phép kiểm soát chính xác các phản ứng của tế bào như di chuyển tế bào gốc đơn¹ 5and biệt hóa tế bào (ví dụ: Chuyển đổi nguyên bào sợi-nguyên bào nguyên bào tử).¹⁶

Hình 3. Bốn ví dụ về cách tiếp cận liên kết ngang quang điện từ. (Được sao chép với sự cho phép của giới thiệu 5, bản quyền 2017 Hiệp hội Hóa học Hoàng gia)

Chain structure

Cấu trúc hóa học của các dẫn xuất dựa trên PEG và PEG đóng một vai trò quan trọng trong việc điều chỉnh tính ưa nước, phản ứng sinh học, tính chất cơ học, chống protein, động học thoái hóa, và sự sưng tấy của hydrogel nền PEG.¹⁷ Trong số các sửa đổi phổ biến hơn được thực hiện là gắn các khối polymer kỵ nước phân hủy sinh học dựa trên các polyme như poly (axit lactic) (PLA), poly (lactide-co-glycolide) (PLGA), hoặc poly(propylene oxide) (PPO) thành PEG để tạo thành các copolyme diblock hoặc triblock có thể tự liên kết với hydrogel thông qua các tương tác kỵ nước nhưng bị suy giảm theo thời gian khi polymer kỵ nước bị phân hủy.¹⁸ Đồng phân Triblock, đặc biệt là PEO-PPO-PEO (tức là họ polymers Pluronics), đã được nghiên cứu thường xuyên vì hành vi chuyển đổi sol-gel của chúng khi sưởi ấm từ nhiệt độ phòng sang nhiệt độ sinh lý, cho phép tiêm. Ví dụ, Kolesky và cộng sự Đã chứng minh việc sử dụng PEO-PPO-PEO như một loại mực chứa tế bào nhiệt để tạo ra các cấu trúc mô mạch có chứa các tế bào nguyên bào sợi bằng cách in sinh học.¹⁹ Tính nhạy cảm của các mạng này để pha loãng theo thời gian cũng như cơ học tương đối kém của chúng giới hạn các vật liệu như vậy để sử dụng trong kỹ thuật mô đun thấp hơn, mặc dù kết hợp các polyme như vậy với các đơn vị hình thành liên kết cộng hóa trị (ví dụ sử dụng diacrylated Pluronic F-127)² 0can một phần giải quyết hạn chế này.

Thay đổi sự sắp xếp vật lý của chuỗi PEG từ chuỗi tuyến tính sang hình học phức tạp hơn cũng có tác động đáng kể đến tính chất gel. Đặc biệt, sự sắp xếp sao hoặc phân nhánh của chuỗi PEG cho phép hình thành các mô đun cao hơn và các hydrogel PEG có khả năng điều chỉnh về mặt hóa học. Điều này là do số lượng các nhóm có thể liên kết chéo trên một chuỗi ngày càng tăng so với PEG tuyến tính, trong đó chỉ có một nhóm –OH ở mỗi chuỗi kết thúc²¹ chuỗi PEG tổ chức không gian trong các vật liệu tiền thân cũng cho phép hình thành các cấu trúc hóa học được sắp xếp và định nghĩa tốt hơn, có lợi cho việc thúc đẩy các phản ứng tế bào mong muốn.²²

Các polyme PEG hình sao thường được điều chế bằng cách kết nối 4, 6 hoặc 8 cánh tay PEG tuyến tính (có chiều dài có thể điều chỉnh) với một điểm bên trong duy nhất; nhóm cuối của mỗi cánh tay có thể được chức năng với các phân tử sinh học hoặc liên kết chéo như mong muốn để tạo ra các gel có cơ học điều chỉnh hơn và các hoạt động sinh học.²³ quả thực, các PEG sao 4 cánh tay định hướng tứ diện đã được chứng minh là tạo ra các cấu trúc mạng đồng nhất cao, cho phép sản xuất hydrogel với moduli trong phạm vi MPa.²⁴ Star-PEG cũng có thể được sử dụng kết hợp với các hóa chất tiêm/thoái hóa để tạo thành giàn giáo mô. Ví dụ, amphiphilic 8-armed PEG-b-PLA-cholesterol copolyme cảm nhiệt gel ở 34 °C do tương tác giữa các nhóm cholesterol để tạo ra một mạng lưới vi cấu trúc có thể hỗ trợ L929 tế bào nguyên bào sợi và tăng sinh trong hydrogel.²⁵ Tận dụng chức năng bề mặt bổ sung của PEG sao cũng cho phép tạo ra các hydrogel chức năng cao mà không làm giảm mật độ liên kết chéo. Ví dụ, lớp mạ PEG sao biến đổi RGD có thể tăng cường đáng kể sự lan rộng tế bào so với PEG sao không chức năng RGD hoặc PEG tuyến tính chức năng RGD cho mật độ cao hơn của RGD có thể được ghép bằng hình thái sao-PEG.²⁶

Để tránh sự tổng hợp nhiều bước của PEG sao, các copolyme PEG siêu phân nhánh (chuỗi hình cầu với trọng lượng phân tử dao động từ 1400 g / mol đến 1.700.000 g / mol) đã được tổng hợp dựa trên đồng trùng hợp ion mở vòng ngẫu nhiên của ethylene oxide với sự hiện diện của glycidol.²⁷ Phương pháp phản ứng gốc tự do một bước này để tạo ra một dẫn xuất PEG với một số lượng cao các đầu chuỗi có thể chức năng là một tổng hợp và thực tế hấp dẫn, mặc dù nó tạo ra một đơn vị khởi đầu đa phân tán nhiều hơn so với PEG sao (dẫn đến gel yếu hơn) và có thể dẫn đến năng suất thấp. Theo kiến thức của chúng tôi, những vật liệu này chưa được khám phá rộng rãi cho các ứng dụng kỹ thuật mô.

Các copolyme PEG phân nhánh cung cấp một lựa chọn thay thế và rất hấp dẫn để tạo ra các hydrogel nền tảng PEG. Các vật liệu PEG phân nhánh phổ biến nhất dựa trên poly (oligoethylene glycol methacrylate) (POEGMA), bao gồm một xương sống methacrylate và một chuỗi bên PEG có độ dài điều chỉnh trên mỗi đơn vị lặp monome.¹⁷ Cấu trúc như vậy cung cấp sự trùng hợp fax thông qua các quá trình gốc tự do hoặc có kiểm soát cho phép hình thành cả cấu trúc tuyến tính và siêu phân nhánh cũng dễ dàng chức năng bằng cách đồng trùng hợp.²⁸ Ngoài ra, thay đổi độ dài của chuỗi bên PEG thay đổi đáng kể tính chất của hydrogel. Ví dụ, Lutz và các đồng nghiệp đã chứng minh rằng copolyme hóa chuỗi dài oligo (ethylene glycol) methyl ether methacrylate (OEGMA) và chuỗi bên ngắn di (ethylene glycol) methyl ether methacrylate (M(EO)₂MA) các monome dẫn đến polyme và hydrogel với nhiệt độ dung dịch tới hạn thấp hơn chính xác (LCST) giữa nhiệt độ phòng đến > 80 °C theo tỷ lệ OEGMA và M (EO)₂MA được sử dụng.²⁹ Hành vi LCST chuyển đổi hydrogel từ ưa nước cao sang hơi kỵ nước, thúc đẩy những thay đổi đáng kể trong liên kết tế bào và do đó điều chỉnh sự tách lớp tế bào (Hình 4).³⁰

Hình 4. Hình ảnh hiển vi của L929 nguyên bào sợi chuột trên poly(OEGMACo-M(EO)2MA) chất nền vàng biến đổi sau A) 44 giờ ở 37 °C và B) 25 °C trong 30 phút. Thanh thang đo = 100 mm. (Được sao chép với sự cho phép từ tham chiếu 30, bản quyền 2008 John Wiley and Sons).

Phòng thí nghiệm của chúng tôi đã tích cực phát triển các chất tương tự bơm hoặc có thể in được của hydrogels POEGMA bằng cách chức năng các polyme tiền chất POEGMA với các nhóm chức năng phản ứng hydrazide và aldehyde, enablin gin sit ugelation sau khi ép đùn dựa trên hỗn hợp thông qua liên kết chéo hydrazone.³¹ Thời gian tráng men có thể được điều chỉnh từ phút sang giờ cho các ứng dụng cụ thể bằng cách thay đổi nồng độ, trọng lượng phân tử và / hoặc mật độ của các nhóm chức năng phản ứng trên polyme tiền chất, cho phép tiêm fax
in vivo cũng như xử lý thông qua các kỹ thuật như quay điện để tạo ra các mạng lưới hydrogel nano được xác định rõ ràng với khả năng bắt chước ma trận ngoại bào nano để in phun mực 3 2or để tạo ra lớp phủ hydrogel cố định trên các hỗ trợ xốp.³³ Hóa học dựa trên PEG duy trì phản ứng viêm thấp khi tiêm in vivo, trong khi hóa học gelation hydrazone tạo điều kiện cho sự suy thoái thủy phân theo thời gian; thật vậy, những người khác đã chỉ ra rằng PEG phân nhánh có thể tránh một số phản ứng miễn dịch mới nổi quan sát được với các vật liệu dựa trên PEG.³⁴ Ngoài ra, khả năng đồng phân facile của POEGMA cho phép chúng ta tạo ra một loạt các copolyme dựa trên POEGMA chức năng được tiêm trong khi cũng giới thiệu tiềm năng hình thành miền kỵ nước, sưng đáp ứng nhiệt độ, tách tế bào hoặc tính chất kết dính tế bào, trong số những người khác (Hình 5).¹⁷

Hình 5. Thư viện các chất hydrogel chức năng hydrazide và aldehyde-chức năng poly (oligoethylene glycol methacrylate) (POEGMA) tiền chất hydrogel được điều chế thông qua copolyme hóa monome chức năng và / hoặc ghép sau trùng hợp. (Được sao chép với sự cho phép từ tham chiếu 17, bản quyền 2015 Hiệp hội Hóa học Hoàng gia).

Đặc biệt, từ bối cảnh phân phối tế bào, sự ra đời của các nhóm tích điện bằng cách đồng trùng hợp POEGMA với axit acrylic (AA, điện tích anion) và/hoặc N, N-dimethylaminoethyl methacrylate (DMAEMA, điện tích cation) tăng cường đáng kể sự bám dính tế bào, đã chứng minh với hydrogel lưỡng tính được điều chế bằng cách trộn các polyme tiền chất cation vầ anion chức năng đặc biệt chứng minh khả năng tồn tại tế bào cải thiện trong việc đóng gói lâu dài vầ cung cấp các tế bào biểu mô sắc tố võng mạc vào phía sau mắt (Hình 6).³⁵

Hình 6. 3D Đóng gói các tế bào biểu mô võng mạc ARPE-19 được chụp bằng kính hiển vi tiêu cự sau 3 ngày và 15 ngày trong (A,B) không tích điện, (C,D) cation, (E,F) amphoteric, và (G,H) hydrogels tiêm POEGMA anion so với (I) một điều khiển ma trận Geltrex. Tỷ lệ phần trăm độ bao phủ tấm huỳnh quang của các tế bào sống cho mỗi gel và thời gian được hiển thị trong (J). Thanh tỷ lệ = 100 μm. (Được sao chép với sự cho phép từ tham khảo 35, bản quyền 2017 Hiệp hội Hóa học Hoa Kỳ).

Kết luận

Mặc dù bản chất trơ sinh học của PEG đã cho phép các hydrogel PEG được sử dụng hiệu quả trong một loạt các ứng dụng kỹ thuật mô và phân phối tế bào, các tính chất hóa học có thể điều chỉnh của các dẫn xuất PEG như PEG tiêm và sao / phân nhánh cung cấp tiềm năng độc đáo để kiểm soát hóa học, khả năng thoái hóa, khả năng tiêm, và cơ chế của hydrogel nền tảng PEG để cải thiện hiệu suất của chúng trong các ứng dụng dựa trên tế bào. Đặc biệt, chúng tôi tin rằng sự linh hoạt hóa học được cải thiện đáng kể của hydrogel dẫn xuất PEG có thể giải quyết những thách thức vốn có của hydrogel PEG thông thường, đặc biệt là về việc cải thiện cơ học và tương tác tế bào-hydrogel để trực tiếp tăng trưởng mô mong muốn hoặc phản ứng biệt hóa / bảo trì tế bào.

Tài liệu tham khảo

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. .