Synthese, Charakterisierung und Anwendung von reversiblem PDLLA

Scientific Reports Band 6, Artikelnummer: 19077 (2016) Diesen Artikel zitieren

8481 Zugriffe

129 Zitate

1 Altmetrisch

Details zu den Metriken

In dieser Studie wurde eine Reihe injizierbarer thermoreversibler und thermogelierender PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymere entwickelt und eine systematische Bewertung des Thermogelsystems sowohl in vitro als auch in vivo durchgeführt. Die wässrigen PDLLA-PEG-PDLLA-Lösungen oberhalb einer kritischen Gelkonzentration könnten sich in vitro oder in vivo innerhalb von 2 Minuten bei Körpertemperatur spontan in Hydrogel umwandeln. Durch Modulation des Molekulargewichts, der Blocklänge und der Polymerkonzentration könnten das Sol-Gel-Übergangsverhalten und die mechanischen Eigenschaften der Hydrogele angepasst werden. Die Gelierung war aufgrund der physikalischen Wechselwirkung der Copolymermizellen thermisch reversibel und es bildete sich während der Gelierung keine Kristallisation. Es wurde eine geringe Zytotoxizität und Hämolyse dieses Polymers festgestellt und die Entzündungsreaktion nach der Injektion des Hydrogels in ein Kleintier war akzeptabel. In-vitro- und In-vivo-Abbauexperimente zeigten, dass das physikalische Hydrogel mehrere Wochen lang seine Integrität behalten und schließlich durch Hydrolyse abgebaut werden kann. Ein Rattenmodell für Seitenwanddefekt-Darmabrieb wurde verwendet und eine signifikante Verringerung der postoperativen Adhäsion wurde in der Gruppe der mit PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel behandelten Gruppe im Vergleich zur unbehandelten Kontrollgruppe und kommerziellen Hyaluronsäure (HA)-Antibiotika festgestellt. Adhäsionshydrogelgruppe. Daher könnte dieses PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel ein vielversprechender Kandidat für injizierbares Biomaterial für medizinische Anwendungen sein.

Temperaturempfindliche Polymerhydrogele wurden eingehend als vielversprechende Biomaterialien für die nachhaltige Arzneimittelabgabe, Zellverkapselung, Geweberegeneration und postoperative Verhinderung von Adhäsionen untersucht1,2,3. Typischerweise liegen die wässrigen Polymerlösungen bei Raumtemperatur oder darunter im Sol-(Lösungs-)Zustand vor, verwandeln sich jedoch nach der Verabreichung als Reaktion auf die physiologische Temperatur spontan in nicht fließende Gele. Dank dieser einzigartigen Eigenschaften können pharmazeutische Wirkstoffe oder Zellen einfach in die wässrigen Polymerlösungen eingearbeitet werden, indem man sie einfach im Sol-Zustand mischt und anschließend die entsprechenden Formulierungen in ein Zielgewebe injiziert, um in situ ein stehendes Gel zu bilden, das als Depot für die kontrollierte Arzneimittelabgabe fungiert oder Gerüstmaterialien. Mittlerweile ist ein solcher Ansatz ohne chemische Reaktion mit minimaler Invasivität für medizinische Anwendungen von großem Nutzen4,5.

Im Handel erhältliche Triblock-Copolymere aus Polyethylenglykol-Propylenglykol-Ethylenglykol (Pluronics oder Poloxamere) weisen einen temperaturinduzierten reversiblen Sol-Gel-Übergang auf und wurden für die nachhaltige Abgabe mehrerer Arzneimittel beschrieben4,6. Leider sind Poloxamer nicht biologisch abbaubar, potenziell toxisch und werden bei der Injektion nach der Verabreichung schnell abgebaut, was ihren Nutzen in biomedizinischen Anwendungen bis zu einem gewissen Grad einschränkt7,8. Daher bestanden Blockcopolymere aus Polyethylenglykol (PEG) und biologisch abbaubaren Polyestern wie Polymilchsäure (PLA)9,10, Polymilchsäure-co-glykolsäure (PLGA)11,12, Poly (Caprolacton) (PCL)13,14 und Poly(caprolacton-Co-Milchsäure) (PCLA)3,15 wurden entwickelt, um biologisch abbaubare und biokompatible thermogelierende Polymere zu erhalten, und in den letzten Jahrzehnten wurden beeindruckende Fortschritte erzielt.

Insbesondere thermogelierende Copolymere auf PEG/PLA-Basis haben bemerkenswerte Aufmerksamkeit erhalten, seit die PEG-PLLA-PEG-Copolymere von Jeong und Mitarbeitern als erste biologisch abbaubare und wärmeempfindliche Hydrogele entwickelt wurden9. Die PEG-PLLA-PEG-Dreiblockcopolymere wurden in zwei Schritten durch Kopplung der zunächst hergestellten MPEG-PLLA-Diblockpolymere unter Verwendung von Hexamethylendiisocyanat (HMDI) als Kupplungsmittel synthetisiert. Wässrige Lösungen der Triblockcopolymere durchliefen mit steigender Temperatur einen Gel-Sol-Übergang und die in vitro anhaltende Freisetzung von Dextran aus diesem Hydrogel wurde untersucht. Später wurde festgestellt, dass sternförmige PLLA-PEG16- und PEG-PDLLA-PEG-Triblock17-Copolymere einen ähnlichen Gel-Sol-Übergang besitzen. Die oben erwähnte Gel-Sol-Übergangseigenschaft dieser Copolymere eignet sich jedoch möglicherweise nicht für die Einkapselung von Proteinen oder einigen Arzneimitteln bei höheren Temperaturen, und die Injektion des Hydrogels bei erhöhter Temperatur ist für Patienten unangenehm5. Daher wurden viele Versuche unternommen, Hydrogele auf PEG/PLA-Basis mit einer niedrigeren kritischen Lösungstemperatur (LCST) in der Nähe der Körpertemperatur zu finden. Es wurde berichtet, dass Hydrogele, die aus der Stereokomplexierung von Poly(L-Lactid)- (PLLA) und Poly(D-Lactid)-Blöcken (PDLA) gebildet werden, bei steigender Temperatur einen erwarteten Sol-Gel-Übergang zeigen18. Obwohl die stereokomplexinduzierte Gelierung der enantiomeren Copolymere durch das Mischen von enantiomeren Triblok-Copolymeren19,20, sternförmigen Copolymeren21 oder Triblok- und sternförmigen Copolymeren22 erreicht werden konnte, war die Gelierung irreversibel und hing von einem begrenzten Bereich der Polymerzusammensetzung ab. Darüber hinaus wurden Multiblock-PEG/PLLA23- und PLA-PEG-PLA-Triblock-Stereocopolymere mit unterschiedlichen L-/DL-LA-Verhältnissen24 entwickelt, die beim Erhitzen einen gewünschten Sol-Gel-Sol-Übergang zeigen. Auch die Auswirkungen von Blocklänge, Zusammensetzung von Copolymeren und Additiven auf das Phasenübergangsverhalten wurden diskutiert.

Allerdings gibt es unseres Wissens bisher keinen Bericht über die PDLLA-PEG-PDLLA-Triblockcopolymere, die eine reversible temperaturempfindliche Gelierung zeigen. Hier haben wir ein neuartiges injizierbares thermogelierendes PDLLA-PEG-PDLLA-Triblock-Copolymer-Hydrogel entwickelt, indem wir die Zusammensetzung und Blocklänge der Copolymere modulieren, das einen reversiblen und scharfen Sol-Gel-Übergang zwischen Umgebungstemperatur und Körpertemperatur aufweist. Die PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymere wurden in einem Schritt ohne Verwendung eines möglicherweise toxischen Kopplungsmittels synthetisiert, was zu einem einfachen und sicheren Ansatz führte. In dieser Arbeit wurden die Struktur-Eigenschafts-Beziehung des reversiblen Sol-Gel-Übergangs, die Gelierungskinetik und die mechanischen Eigenschaften im Detail untersucht. Darüber hinaus werden wir eine systematische Untersuchung der thermogelierenden PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymere sowohl in vitro als auch in vivo vorstellen, einschließlich Untersuchungen zur Zytotoxizität, Biokompatibilität und dynamischen biologischen Abbaubarkeit. Im Vergleich zu zahlreichen Untersuchungen biologisch abbaubarer medizinischer Materialien ist die systematische Bewertung der Biokompatibilität und Abbauprofile injizierbarer synthetischer Hydrogele, insbesondere thermogelierender PEG/PLA-Copolymere, sehr begrenzt5,23,25. Die vorliegende Studie könnte für die thermogelierenden PEG/PLA-Copolymere in biomedizinischen und biopharmazeutischen Anwendungen von Bedeutung sein. In unserer früheren Arbeit haben wir auch ein thermoreversibles physikalisches Hydrogel auf der Basis von PCL-PEG-PCL (PCEC)26 untersucht, das großes Potenzial für die Arzneimittelabgabe und die Verhinderung postoperativer Adhäsionen im Bauchbereich gezeigt hat27,28. Aufgrund der Kristallisation der Polyesterblöcke neigte die PCEC-Lösung jedoch dazu, bei Raumtemperatur instabil zu sein und zu gelieren, was die Spritzbarkeit beeinträchtigen kann. Aus praktischer Sicht könnte das PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer praktischer sein und breitere Anwendungsaussichten haben, da es bei Raumtemperatur eine ausgeprägte Solphasenstabilität aufwies und als injizierbares in situ gebildetes Thermogel verwendet werden könnte. Schließlich wurde die Anwendung des PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogelsystems zur postoperativen Antiadhäsion auch in einem Rattenmodell für Seitenwanddefekt-Blinddarmabrieb evaluiert.

Die Triblockcopolymere wurden durch ringöffnende Polymerisation von D,L-Lactid unter Verwendung von PEG als Initiator und Zinnoctoat als Katalysator synthetisiert. In dieser Arbeit wurde eine Reihe von PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymeren mit unterschiedlichem Molekulargewicht und Blockverhältnis synthetisiert, um die Hydrogelformulierung und die mechanischen Eigenschaften zu optimieren. In dieser Arbeit wurden die Copolymere als LB-EA-LB (PLEL) bezeichnet, wobei A und B die theoretischen zahlenmittleren Molekulargewichte (Mn) der PEG- bzw. PDLLA-Blöcke darstellen. Zur Charakterisierung der chemischen Struktur der erhaltenen Copolymere wurden eine 1H-NMR-Analyse (siehe ergänzende Abbildung S1) und GPC-Messungen durchgeführt, die in Tabelle 1 zusammengefasst sind. Alle diese Ergebnisse zeigten die erfolgreiche Synthese der entwickelten PDLLA-PEG-PDLLA-Triblockcopolymere an durch Steuerung der Futterzusammensetzung und der Ausbeute lagen bei über 90 %.

Die synthetisierten PDLLA-PEG-PDLLA-Triblockcopolymere, bestehend aus einem hydrophilen PEG-Block und einem hydrophoben PDLLA-Block, zeigten in wässriger Lösung Amphipathie. Die Blocklänge, das PEG/Polyester-Verhältnis und das Molekulargewicht spielten eine wichtige Rolle bei der Auflösung der amphiphilen Blockcopolymere29. Unter diesen hergestellten Copolymeren konnten Copolymere (S1, S2, S3 und S6) mit einem PEG/PDLLA-Verhältnis von etwa 0,5 leicht in Wasser gelöst werden, während L1700–E1500–L1700 (Copolymer S4) mit einem kleineren PEG/PDLLA-Verhältnis schwer aufzulösen war. Obwohl L2000–E2000–L2000 (Copolymer S5) ein angemessenes PEG/PDLLA-Verhältnis von 0,5 aufwies, führte sein langer Block aus hydrophobem PDLLA zu einer starken Hydrophobie in Wasser. Unter diesen löslichen Copolymeren durchliefen die Copolymere (S1 ~ S3) einen offensichtlichen Sol-Gel-Übergang, wohingegen die Lösung L1000–E2000–L1000 (Copolymer S6) im Temperaturbereich von 10 ~ 60 °C keinen Sol-Gel-Übergang zeigte Es ist ein zu langer Block aus hydrophilem PEG. PCEC (1000-1000-1000) zeigte einen Sol-Gel-Übergang, wie in unserem zuvor veröffentlichten Artikel beschrieben13,26. Diese Phänomene deuten darauf hin, dass die Thermogelierung eines solchen amphiphilen Polyester-Polyether-Blockcopolymersystems auf das empfindliche Gleichgewicht zwischen Hydrophobie des Polyesterblocks und Hydrophilie des PEG-Segments zurückzuführen ist. Insbesondere konnte die Auflösung der erhaltenen PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymere durch Rühren bei niedriger Temperatur erfolgen, während die Herstellung der wässrigen PCEC-Polymerlösung ein umständliches Heiz- und Abschreckzyklusverfahren erforderte14,23.

Ein besseres Verständnis des temperaturabhängigen Sol-Gel-Übergangsmechanismus ist wichtig für die Optimierung der Eigenschaften des Hydrogels. Normalerweise können sich amphiphile Polyester-Polyether-Blockcopolymere in Wasser selbst zu Kern-Schale-ähnlichen Mizellen zusammenlagern, und es wurde angenommen, dass die Mizellenaggregation am zugrunde liegenden Mechanismus des physikalischen Sol-Gel-Übergangs beteiligt ist12,24. Daher untersuchten wir zunächst die selbstorganisierten PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer-Mizellen unter verschiedenen Bedingungen. Die Beobachtung mittels Transmissionselektronenmikroskopie (TEM) und die Messung der dynamischen Lichtstreuung (DLS) bestätigten, dass die Mizellen als einzelne kugelförmige Nanopartikel mit einer Partikelgröße von 40–50 nm bei einer niedrigen Konzentration (0,1 Gew.-%) dispergiert waren (Abb. 1A, B). Die Aggregation der Mizellen bei höherer Konzentration wurde außerdem durch DLS bei verschiedenen Temperaturen nachgewiesen, um die vorgeschlagene hierarchische Struktur während der Gelierung zu untersuchen. Mizellen in der 1,0 Gew.-%igen Polymerlösung zeigten unimodale Größenverteilungen und die Größe der Mizellen nahm mit steigender Temperatur von 4 °C auf 30 °C leicht zu, gefolgt von einer abrupten Vergrößerung bei etwa 37 °C, was möglicherweise eine stärkere Aggregation ermöglicht höhere Konzentrationen (Abb. 1C). Wie erwartet wurden multimodale Größenverteilungen und ein offensichtliches Aggregationsverhalten allmählich über 4 bis 30 ° C beobachtet, wenn sich Mizellen in der 10 Gew .-%igen Polymerlösung befanden, was dem Sol-Gel-Übergang entspricht (Abb. 1D). Darüber hinaus legen diese Ergebnisse nahe, dass der Sol-Gel-Übergang nicht nur von der Temperatur, sondern auch von der Konzentration der Copolymerlösung beeinflusst wird.

Charakterisierung von PDLLA-PEG-PDLLA-Mizellen bei niedrigen Konzentrationen und schematisches Diagramm, das das Thermogelierungsverhalten zeigt.

(A,B) TEM-Bild und Partikelgröße von Mizellen bei 25 °C (S3, 0,1 Gew.-%). (C,D) Partikelgrößenverteilungsspektrum von Mizellen (S3, 1 Gew.-% und 10 Gew.-%) bei verschiedenen Temperaturen, jede Messung wurde nach einer Äquilibrierung für 10 Minuten durchgeführt. (E) Das schematische Diagramm des Prozesses der temperaturinduzierten physikalischen Gelierung. Die amphiphilen Blockcopolymere organisieren sich in wässriger Lösung (25 Gew.-%) selbst zu Kern-Schale-ähnlichen Mizellen und gelieren dann zwischen Raumtemperatur und Körpertemperatur aufgrund der Vergrößerung und Aggregation der Mizellen nach dem Erhitzen.

Obwohl der zugrunde liegende Mechanismus der physikalischen Gelierung amphiphiler Blockcopolymere in Wasser nach wie vor ein anspruchsvolles Grundproblem auf diesem Gebiet darstellt, unterstützen alle unsere bisherigen Messungen den zweistufigen Prozess der temperaturinduzierten physikalischen Gelierung23,30, der schematisch dargestellt werden kann wie in Abb. 1E. In wässriger Lösung bildet das hydrophobe PDLLA im Copolymer aufgrund hydrophober Wechselwirkung den Kern der selbstorganisierten Mizelle und die hydratisierten PEG-Blöcke bilden die hydrophile Hülle. Bei niedriger Temperatur fließen die kleinen Mizellen frei und die wässrige Lösung scheint eine solartige Suspension zu sein. Mit zunehmender Temperatur nimmt die Größe der Mizellen zu, gefolgt von der Aggregation und Packung zwischen den Mizellen, was zu einer physikalisch vernetzten, nicht fließenden Gelstruktur bei Körpertemperatur führt.

Der Phasenübergang der wässrigen Lösungen der PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymere wurde mittels Reagenzglas-Inversionsmethode und dynamischer rheologischer Analyse untersucht. Abbildung 2 (A,B) zeigt das Phasenübergangsdiagramm wässriger Lösungen von PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymeren bei Temperatur und Konzentration, das mit der Röhrenumkehrmethode erhalten wurde. Oberhalb einer kritischen Gelkonzentration (CGC) bestand der Phasenübergangsprozess aus Sol, Gel und Ausfällung in drei grundlegenden physikalischen Zuständen beim Erhitzen, was zu einer unteren kritischen Gelierungstemperatur (LCGT) von Sol-Gel und einer oberen kritischen Gelierungstemperatur (UCGT) führte. aus Niederschlägen. Gemäß dem Phasenübergangsdiagramm änderten sich LCGT und UCGT mit der Konzentrationsschwankung. Mit zunehmender Polymerkonzentration fand die Gelierung bei niedrigeren Temperaturen statt, wohingegen die Ausfällung bei höheren Temperaturen erfolgte, was auf höhere Mizellenkonzentrationen und eine stärkere Aggregation zwischen Mizellen zurückzuführen ist. Wenn das PEG/PDLLA-Verhältnis konstant gehalten wurde (1/2), stieg das Gesamtmolekulargewicht von 3.000 für S1 auf 4.500 für S3, sowohl LCGT als auch UCGT stiegen deutlich an, während die Gesamtkurvenform nahezu unverändert blieb, was zu einer Verschiebung von führte das Gelfenster auf eine höhere Temperatur. Darüber hinaus führte die Zunahme der Länge des PDLLA-Blocks bei einem bestimmten PEG-Block (1.500) zu einer Verringerung von CGC und LCGT, aber zu einem Anstieg von UCGT. Mit anderen Worten: Der Gelbereich im Phasendiagramm wird mit der Zunahme der PLA-Blöcke größer, wenn der PEG-Block konstant gehalten wurde.

Der Test des Thermogelierungsverhaltens und die rheologische Analyse des erhaltenen Produkts.

PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel. (A) Fotos der Copolymerlösungen bei verschiedenen Temperaturen. Das Copolymer L1000–E1000–L1000 (S1, 25 Gew.-%) geliert zwischen 4 °C und Raumtemperatur und fällt bei etwa 37 °C aus. Das Copolymer L1500–E1500–L1500 (S3, 25 Gew.-%) zeigte bei 4 °C und Raumtemperatur ein Sol und gelierte etwa bei Körpertemperatur. (B) Sol-Gel-Phasenübergangsdiagramm des Hydrogels, das mit der Röhreninvertierungsmethode getestet wurde. (C) Temperaturabhängigkeit von Lagerung (G') und Verlustmodul (G") für die wässrige Copolymerlösung (S3, 25 Gew.-%) als Funktion der Temperatur. (D) Gelierungszeiten der Copolymerlösungen (S3, 25). Gew.-% bei 37 °C. (E) Änderung des G' der Copolymerlösungen bei unterschiedlichen Konzentrationen (S3, 15 Gew.-%, 20 Gew.-%, 25 Gew.-%) als Funktion der Temperatur.

Es ist offensichtlich, dass sich das Phasenübergangsverhalten je nach Molekülgewicht, Blocklänge und Polymerkonzentration deutlich veränderte. Somit konnten wir durch Modulation dieser Faktoren die Gelierungstemperatur des Hydrogels in einem physiologisch wichtigen Temperaturbereich anpassen. Ein angemessener LCGT zwischen Raumtemperatur und Körpertemperatur bedeutet eine realisierbare Injektion bei Raumtemperatur und eine schnelle Gelierung vor Ort während des Betriebs, während ein höherer UCGT über 50 °C eine stabile Gelphase nach der Anwendung des Hydrogels in vivo impliziert. Das Copolymer L1000–E1000–L1000 (S1) gelierte spontan bei Raumtemperatur und fiel bei etwa 37 °C aus (Abb. 2A, B), was für die praktische Anwendung unerwünscht war. Das Copolymer L1300–E1500–L1300 (S2) hatte im Vergleich zu L1500–E1500–L1500 (S3) ein engeres Gelierungsfenster (Abb. 2B). Insgesamt wies das Copolymer L1500–E1500–L1500 (S3) die optimierte Gelierungstemperatur auf (Abb. 2A, B), was die Wahl von L1500–E1500–L1500 (S3) in den für weitere Studien ausgewählten Formulierungen unterstützt.

Begleitend zum Thermogelierungsverhalten erfuhr die konzentrierte Polymerlösung eine deutliche Änderung der mechanischen Eigenschaften. Dynamische rheologische Messungen wurden durchgeführt, um den Sol-Gel-Übergang der Lösung L1500–E1500–L1500 (S3) quantitativ zu beobachten (Abb. 2C–E). Der nahe beieinander liegende Wert von Speichermodul (G‘) und Verlustmodul (G“) in der Gelphase aktueller Polymere weist auf die halbfeste Natur des Gels hin. Daher wurde der Sol-Gel-Übergang als der Punkt definiert, an dem G‘ größer anstieg als G"23. Sowohl G' als auch G'' der L1500–E1500–L1500-Lösung (S3, 25 Gew.-%) waren sehr niedrig (weniger als 1 Pa, G' < G'') und waren im Wesentlichen unabhängig von der Temperatur von 4 °C bis 30 °C. Dies bewies zusätzlich die Injizierbarkeit dieser Copolymerlösung ohne die Gefahr einer Verstopfung der Spritze bei der Injektion. Als die Temperatur etwa auf Körpertemperatur anstieg, stiegen sowohl G' als auch G" abrupt um mehr als drei Größenordnungen an, was dem Sol-Gel-Übergang entspricht (Abb. 2C). Die unterschiedlichen Wachstumsraten zwischen G' und G" führten zu einem Anstieg der Intensität des Hydrogels. Wie in Abb. 2D gezeigt, wurde auch die Gelierungszeit der Copolymerlösungen bei 37 °C untersucht. Das physikalische Hydrogel bildete sich innerhalb von etwa 50 bis 60 s bei 37 °C und diese Gelierungszeit ist für die Anwendung von in situ gelbildenden Hydrogelen, insbesondere für Tissue Engineering-Vorgänge, recht gut. Wir gehen auch davon aus, dass sich mit zunehmender Copolymerkonzentration der Speichermodul (G') entsprechend erhöht, was die Formbeständigkeit nach der Injektion in vivo verbessern kann (Abb. 2E).

Erwähnenswert ist, dass der Sol-Gel-Übergang des PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogels thermisch reversibel war. Das durch Erhöhen der Temperatur der wässrigen Polymerlösung gebildete nichtfließende Gel wurde beim Abkühlen auf niedrige Temperatur wieder zu einem Sol. Während der zahlreichen Wiederholungen der gegenseitigen Umwandlung zwischen Sol- und Gelzustand wurden bisher keine Hinweise auf eine Veränderung beobachtet. Die thermische Reversibilität des PDLLA-PEG-PDLLA (PLEL)-Hydrogels wurde außerdem durch die rheologische Messung durch Testen des G' beim Erhitzen und Abkühlen nachgewiesen, wie in Abb. 3A gezeigt. Obwohl eine leichte Hysterese zwischen den Heiz- und Abkühlkurven festgestellt wurde, waren die Übergangstemperatur und der Variationstrend von G' nahezu ähnlich, was die Thermoreversibilität der physikalischen Gelierung verdeutlicht. Interessanterweise unterschied sich die thermische Reversibilität des PDLLA-PEG-PDLLA-Polymerhydrogels erheblich von der physikalischen Gelierung unseres zuvor berichteten wärmeempfindlichen PCL-PEG-PCL (PCEC)-Hydrogels (Abb. 3B), was auf unterschiedliche Gelierungsmechanismen zurückzuführen sein könnte.

Die thermisch reversible Gelierungsstudie des PDLLA-PEG-PDLLA (PLEL)-Hydrogels (S3, 25 Gew.-%) im Vergleich zum PCL-PEG-PCL (PCEC)-Hydrogel (20 Gew.-%).

(A,B) Änderung von G' der PLEL-Copolymerlösung und der PCEC-Copolymerlösung während des Heiz- und Kühlprozesses. (C) Polarisierte optische Mikroskopbilder der PLEL-Copolymerlösung und der PCEC-Copolymerlösung unter verschiedenen Bedingungen: Bilder der Polymerlösungen bei 20 °C; Bilder der Polymerhydrogele, die durch direktes Erhitzen auf 37 °C gebildet wurden; Bilder der Proben nach 1 Stunde bei 20 °C. Der Maßstabsbalken betrug 20 μm. (D) Röntgenbeugungsmuster des PLEL-Hydrogels, das sich sofort bei 37 °C bildete, und des PCEC-Hydrogels, das sich 1 Stunde lang bei 20 °C oder sofort bei 37 °C bildete.

Um dieses Phänomen zu verstehen, wurden polarisierte optische Mikroskoptests der PDLLA-PEG-PDLLA (PLEL)-Copolymerlösung (25 Gew.-%) und der PCL-PEG-PCL (PCEC)-Copolymerlösung (20 Gew.-%) durchgeführt, um die Morphologie währenddessen zu untersuchen die Gelierung (Abb. 3C). Auf dem Foto der wässrigen PCEC-Copolymerlösung, das nach dem Auftropfen der Polymerlösung auf das Objektträgerglas bei 20 °C aufgenommen wurde, wurden nur wenige kristalline Phasen beobachtet. Als die PCEC-Probe auf 37 °C erhitzt wurde, bildete sich sofort ein undurchsichtiges Gel und das polarisierte optische Mikroskopbild zeigte ein Bündel der kristallinen Morphologie. Das gleiche undurchsichtige Gel und die gleiche signifikante kristalline Phase wurden auch im Bild der PCEC-Probe beobachtet, das nach 1 Stunde bei 20 °C aufgenommen wurde. Im Gegensatz dazu war das polarisierte optische Mikroskopbild der wässrigen Lösungen der PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymere bei demselben Verfahren dasselbe und es wurde weder im Solzustand bei 20 °C noch im Gelzustand bei 37 °C eine kristalline Morphologie gefunden.

Gleichzeitig zeigte die Röntgenbeugung des trüben PCEC-Hydrogels, das sich 1 Stunde lang bei 20 °C oder sofort bei 37 °C bildete, starke Beugungspeaks bei 21,3 °C und 23,9 °C, die kristallinem PCL entsprachen, während das PLEL-Hydrogel keine aufwies Beugungspeak (Abb. 3D). Alle diese Ergebnisse legen nahe, dass die Kristallisation des PCL-Blocks an der Gelierung der wässrigen PCEC-Copolymerlösung sowohl im Niedertemperaturgel als auch im Thermogel beteiligt ist, was mit Jeongs Arbeit übereinstimmt, über die zuvor berichtet wurde14. Im Gegensatz dazu entstand die Thermogelierung der wässrigen Lösung der PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymere aus der physikalischen Wechselwirkung der Copolymermicellen ohne Kristallisation, was zur thermisch reversiblen Gelierung führte. Diese zeigten daher auch, dass neben der Blocklänge und der Polymerkonzentration auch die Zusammensetzung des Polyesters eine wichtige Rolle für das Gelierungsverhalten spielt.

Die Zytotoxizität von PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer und Hydrogelextrakt wurde durch einen Zelllebensfähigkeitstest unter Verwendung von L929- und HUVEC-Zellen bewertet. Fibroblasten und Gefäßendothelzellen spielen während des Wundheilungsprozesses eine äußerst wichtige Rolle31,32. Daher steht die Biokompatibilität von PDLLA-PEG-PDLLA-Material mit diesen Zellen in direktem Zusammenhang mit den Anwendungen zur Geweberegeneration. Gemäß Abb. 4A nahm die Lebensfähigkeit sowohl der L929- als auch der HUVEC-Zellen mit zunehmender Copolymerkonzentration langsam ab. Aber selbst bei einer hohen Konzentration von 2,5 mg/ml wurde eine um 85 % höhere Zelllebensfähigkeit festgestellt. Die Lebensfähigkeit der mit Hydrogelextrakt kultivierten L929- und HUVEC-Zellen betrug ebenfalls etwa 90 % (Abb. 4B). Diese Ergebnisse zeigten, dass PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer und Hydrogelextrakt eine minimale Zellzytotoxizität aufwiesen und sichere Materialien waren.

Biokompatibilität von PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel (S3, 25 Gew.-%) in vitro und in vivo.

(A,B) Wirkung des Copolymers und des Hydrogelextrakts auf die Zelllebensfähigkeit von L929- und HUVEC-Zellen, gemessen durch MTT-Assay. Die Daten wurden als Mittelwert ± SD (n = 5) dargestellt. (C) Hämolytischer Test des PDLLA-PEG-PDLLA-Triblock-Copolymers (S3). Dieses Foto wurde nach 3 Stunden Reaktion aufgenommen. Probe (f) war destilliertes Wasser, das als Positivkontrolle verwendet wurde, während Probe (a) normale Kochsalzlösung war, die als Negativkontrolle verwendet wurde. Die Konzentration des PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymers betrug 0,01 mg/ml (b), 0,1 mg/ml (c), 1,0 mg/ml (d) und 10,0 mg/ml (e). Die Hämolyserate in jeder Gruppe wurde als Mittelwert ± SD (n = 3) angegeben. (D) HE-Färbung des umgebenden Gewebes zum angegebenen Zeitpunkt (a bis e) nach dorsaler subkutaner Injektion von PDLLA-PEG-PDLLA-Lösung (S3, 25 Gew.-% in PBS, PH = 7,4) in BALB/c-Mäuse zur Untersuchung der Entzündungsreaktion. Das als Blindkontrolle genommene normale Gewebe wurde in (f) gezeigt. Vergrößerung: 400 ×. Die Bilder waren repräsentativ für n = 3.

Angesichts der Tatsache, dass das Copolymer-Hydrogel bei der Anwendung zur Geweberegeneration die Verletzungsstelle abdecken sollte, haben wir auch die Hämokompatibilität des Copolymers in vitro beobachtet. Es wurde ein Hämolysetest verwendet, der dem Protokoll von ISO 10993 als internationalem Standard für die biologische Bewertung von Medizinprodukten folgte. Der Standard „keine Hämatotoxizität“ bezieht sich normalerweise auf einen Hämolyseprozentsatz unter 5 %33. Wie in Abb. 4C gezeigt, zeigte das synthetisierte PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer bei Konzentrationen im Bereich von 0,01 bis 10 mg/ml einen geringen Hämolyseprozentsatz von weniger als 5 %, was der Negativkontrolle (der normalen Kochsalzlösung) ähnlich war. Im Vergleich zur Positivkontrolle (destilliertes Wasser) zeigten alle unsere Polymerlösungen einen signifikanten Unterschied (P < 0,05), während die Positivkontrolle auf 100 % Hämolyse eingestellt war. Daher war die Hämolysekapazität des PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymers vernachlässigbar.

Die immunologische Reaktion der BALB/c-Mäuse auf das PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer-Hydrogel nach dorsaler subkutaner Injektion wurde untersucht, indem das Binde- und Muskelgewebe, das das Gel umgab, zu mehreren Zeitpunkten beobachtet wurde (Abb. 4D). In der ersten Woche wies die umgebende Injektionsstelle ein dickeres Infiltrat auf, das dicht mit Neutrophilen, Lymphozyten und Makrophagen besiedelt war, was für eine akute Entzündung charakteristisch ist34. Anschließend nahm die Anzahl der Neutrophilen, Lymphozyten und Makrophagen im Laufe von 2 bis 6 Wochen allmählich ab, was darauf hindeutet, dass die akute Entzündungsreaktion allmählich durch eine leichte chronische Entzündung ersetzt wurde25. Die PDLLA-PEG-PDLLA-Implantate zeigten eine akute und chronische Entzündungsreaktion, die mehr als 6 Wochen anhielt. Zehn Wochen später war die Gewebeprobe von der Injektionsstelle fast wieder in normales Gewebe übergegangen (das Implantat war zu diesem Zeitpunkt bereits absorbiert). Während der Experimente wurden weder signifikante Muskelschäden noch Gewebenekrose, Hyperämie, Ödeme oder Blutungen beobachtet ((siehe ergänzende Abbildung S2)). Zusammenfassend lässt sich sagen, dass das PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel eine akzeptable Biokompatibilität für biomedizinische Anwendungen aufweisen könnte.

Das In-vitro-Abbauverhalten von PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel wurde unter mimetischen physiologischen Bedingungen (37 °C, pH 7,4) bewertet. Abbildung 5A zeigt die Bruttoansichten der verbleibenden Hydrogele (S3, 25 Gew.-%) zu vorgegebenen Abbauzeitpunkten. Durch die Äquilibrierung mit dem Puffersystem quollen die Proben allmählich um fast 100 % auf und die Oberfläche erodierte innerhalb der ersten 4 Wochen. Ungefähr in der sechsten Woche löste sich eine beträchtliche Menge wasserlöslicher Produkte in der Pufferlösung auf und es war schwierig, die Gelform beizubehalten (siehe die gestrichelte Ellipse in Abb. 5A (6 Wochen)), was zum Zerfall des Hydrogels führte . Schließlich wurde das Gel im Röhrchen nach 8-wöchiger Inkubation zu einer frei fließenden Flüssigkeit. Die pH-Änderung des Puffermediums wurde während des Abbaus ebenfalls überprüft. Die Ergebnisse sind in Abb. 5B dargestellt. Es wurde beobachtet, dass der pH-Wert des Puffers aufgrund der Bildung von D,L-Lactid und Oligomer mit niedrigem Molekulargewicht langsam abnahm, selbst wenn das Medium alle 4 Tage ausgetauscht wurde. Dennoch lag der pH-Wert fünf Wochen lang immer noch zwischen 6,0 und 7,4, was auf eine leicht saure Wirkung des Hydrogels während des Abbaus hindeutet, was möglicherweise auf den hohen Wassergehalt im Hydrogel und die schnelle Diffusion saurer Abbauprodukte aus dem Gel zurückzuführen ist. Darüber hinaus wurden zu jedem Zeitpunkt die verbleibenden Hydrogele gesammelt und mittels GPC gemessen. Wie in Abb. 5C dargestellt, blieb das Einzelpeakprofil in den untersuchten Abbauperioden nahezu erhalten, die Retentionszeit am Peakmaximum verschob sich jedoch langsam zu größeren Werten und die Chromatogramme wurden als Funktion der Abbauzeit allmählich verbreitert, was einen stetigen Rückgang widerspiegelte von MW, während die Hydrolyse fortschritt. Unsere Forschung ergab, dass der Abbau der PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogele über eine stetige Hydrolyse von Esterbindungen und anschließende Erosion des Gels in Wasser erfolgte.

In-vitro-Abbau der PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogele (S3, 25 Gew.-%) in PBS (anfänglicher pH-Wert 7,4) bei 37 °C.

(A) Optische Bilder der Hydrogele zur angegebenen Abbauzeit und die Bilder waren zu jedem Zeitpunkt repräsentativ für n = 3. Der PBS-Pegel lag weit über der Oberkante des Hydrogels und somit außerhalb des Anzeigefelds in diesen Bildern. Das aus dem Gel diffundierte wasserlösliche Produkt wurde durch die gestrichelte Ellipse im Bild hervorgehoben (6 Wochen); (B) Die Änderung des pH-Werts des Mediums beim Abbau von Hydrogelen; (C) GPC-Profile von PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer nach der angegebenen Abbauzeit in vitro, der gestrichelte Pfeil zeigt die Abnahme des Spitzenmolekulargewichts an.

In-vivo-Gelbildung und -erhaltung wurden bei BALB/c-Mäusen durch dorsale subkutane Injektion mit einer Spritzennadel (25 Gauge) bei Raumtemperatur beobachtet und bestätigt. Die injizierte Copolymerlösung (S3, 25 Gew.-%) bildete nach subkutaner Injektion in den Rücken der Mäuse schnell einen runden oder unregelmäßig geformten Vorsprung. Abbildung 6A zeigt einige typische Bilder, die am ersten Tag, der zweiten Woche, der vierten Woche, der sechsten Woche, der achten Woche und der zehnten Woche nach der subkutanen Verabreichung aufgenommen wurden. Bei visueller Beobachtung behielt das Hydrogel mehrere Wochen lang seine volumetrische Integrität bei und wurde mit der Zeit kleiner, wobei die Größe nach 6 Wochen offensichtlich abnahm und etwa in der zehnten Woche vollständig verschwand. Darüber hinaus nahm die Intensität des verbleibenden Hydrogels mit der Zeit ab. Das biologisch abbaubare PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel mit schneller In-situ-Gelbildung und langer Gelpersistenz in vivo impliziert eine vielversprechende Anwendung für eine länger anhaltende Arzneimittelabgabe.

In-vivo-Abbau der Hydrogele nach subkutaner Injektion von 25 Gew.-% Copolymer in normaler Kochsalzlösung in den Rücken von BALB/c-Mäusen.

(A) In-vivo-Gelerhaltung. Die Bilder wurden zum vorher festgelegten Zeitpunkt nach der subkutanen Verabreichung aufgenommen. Die Bilder waren zu jedem vorher festgelegten Zeitpunkt repräsentativ für n = 3. Das verbleibende Hydrogel wurde mit der Zeit kleiner und verschwand in Woche 10 vollständig; (B) GPC-Spuren von PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer, gesammelt während des In-vivo-Abbaus nach subkutaner Injektion in Mäuse. Der gestrichelte Kreis betonte die Peaks der Abbauprodukte mit niedrigem Molekulargewicht; (C) Änderung des normalisierten Molekulargewichts (M(t)/M0) von Copolymeren in den verbleibenden Hydrogelen während des In-vitro- und In-vivo-Abbaus. Hier repräsentiert M0 das Molekulargewicht des Copolymers vor dem Abbau.

Darüber hinaus wurden zu jedem Zeitpunkt die verbleibenden Gele gesammelt und die Molekulargewichte der gewonnenen Copolymere mittels GPC ermittelt, um den Abbauprozess nachzuweisen. In Abbildung 6B sind die zeitabhängigen MW-Profile von PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogelen während des In-vivo-Abbaus dargestellt. Eine stetige Abnahme des MW wurde durch eine Zunahme der Retentionszeit mit fortschreitender Hydrolyse veranschaulicht. Anders als beim In-vitro-Abbau wurde während des In-vivo-Abbaus allmählich der multimodale und nicht der unimodale Abbau beobachtet (siehe den gestrichelten Kreis d in Abb. 6B), was möglicherweise auf die langsame Eliminierung abgebauter Fragmente mit niedrigem MW im Subkutan zurückzuführen ist Schicht der Mäuse. Zur Vereinfachung der Analyse ist die Änderung des Molekulargewichts (M(t)) während des In-vitro- und In-vivo-Abbaus in Abb. 6C dargestellt und die Abnahmen des MW wurden grob linear angepasst. Der Vergleich zeigt, dass der In-vivo-Abbau schneller erfolgt als der In-vitro-Abbau. Der Unterschied kann durch einen enzymunterstützten Abbau in vivo verursacht werden, wie er für ein ähnliches biologisch abbaubares Polyester-Polyether-Hydrogel3 beschrieben wurde.

Postoperative peritoneale Adhäsionen sind unvermeidliche Folgen von Bauch- oder Beckenoperationen und können schwere Komplikationen verursachen35,36. Unter den zahlreichen Strategien zur Verhinderung postoperativer Adhäsionen gelten physikalische Barrieresysteme als der wirksamste Ansatz. Insbesondere biologisch abbaubare wärmeempfindliche Hydrogele haben zunehmende Aufmerksamkeit erlangt und dienen als postoperatives Adhäsionsbarrierematerial13,37. Hierin wurde die Adhäsionsverhinderungswirksamkeit des in situ gebildeten PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogels unter Verwendung eines Rattenmodells für Seitenwanddefekte und Darmabrieb bewertet, wie in (Abb. 7A(a)) gezeigt. Während der Operation förderte die erhöhte Temperatur in der Bauchhöhle die Bildung von PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel (S3, 25 Gew.-%) innerhalb von 2 Minuten und passte sich der Form der angelegten Defekte an (Abb. 7A(b)). Die transparente, kommerzielle HA-Antihaftformulierung diffundierte schnell und bildete eine dünne Schicht, die die Wunde und das umliegende Gewebe bedeckte, nachdem sie in die Defekte injiziert wurde (Abb. 7A(c)). Alle Ratten wurden zwei Wochen nach der Operation getötet und seziert, um den Status der Adhäsionen zu beurteilen. Einige der typischen Fotos sind in Abb. 7A(d–f) dargestellt und die statistische Analyse der Adhäsionsereignisse ist in Tabelle 2 dargestellt. Bei der groben Untersuchung litten alle Ratten in der unbehandelten Kontrollgruppe (n = 8) an der Bewertung 3 Verwachsungen, die verletzte Bauchdecke haftete fest am Blinddarm und die Verklebungen konnten nur durch Schneiden getrennt werden (Abb. 7A(d)). Obwohl die Bildung von Adhäsionen in der mit HA-Anti-Adhäsions-Hydrogel behandelten Gruppe verringert war, entwickelten die meisten Tiere immer noch Adhäsionen mit einem Score von 1 bis 3 (Abb. 7A(e)). Die enttäuschende Leistung des HA-Anti-Adhäsions-Hydrogels kann auf seine kurze Aufrechterhaltung der Defekte und die schnelle Entfernung aus der Bauchhöhle zurückzuführen sein. Im Gegensatz dazu kam es bei den 8 mit PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel behandelten Ratten nur bei einer Ratte zu mäßigen Adhäsionen zwischen dem Omentum und dem genähten Einschnitt, bei den übrigen Tieren traten keine Adhäsionen auf und die Defekte wurden innerhalb von 14 Tagen fast vollständig regeneriert ( Abb. 7A(f)). Im Vergleich zu anderen Gruppen waren die mittleren Adhäsionswerte der mit PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel behandelten Tiere signifikant niedriger (p < 0,05, Mann-Whitney-μ-Test). Gleichzeitig war das PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel vollständig von den verletzten Stellen verschwunden und konnte aufgrund des Abbaus und der Absorption des Hydrogels nicht an den parietalen und viszeralen Oberflächen beobachtet werden.

In-vivo-Anwendung und Bewertung der adhäsionsverhindernden Wirkung im Rattenmodell.

Die Bilder waren repräsentativ für n = 8. (A) Fotografien von Tierversuchen zu postoperativen Adhäsionen. (a bis c) In Betrieb; (d bis f) grobe Beobachtungen der Wirksamkeit der Adhäsionsprävention nach 14 Tagen; (a und d) Der unbehandelte Defekt wurde als negative Kontrollgruppe verwendet und 14 Tage nach der Operation wurde eine feste Haftung beobachtet; (b und e) HA-Hydrogel wurde auf die Verletzungsstellen aufgetragen und in (d) wurde eine mäßige Haftung beobachtet; (c und f) Die Verletzungsstellen wurden mit PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel behandelt und in (f) wurde bei geheilter Bauchdecke und Blinddarm keine offensichtliche Adhäsion beobachtet. (B) Optische Mikroaufnahmen von HE-belastenden Schnitten für die verletzte Stelle 14 Tage nach der Operation. (a) Adhäsion zwischen dem defekten Blinddarm und der Bauchdecke des Tieres ohne Behandlung. (b und c) Abgeheilte Bauchdecke (b) und Blinddarm (c), behandelt mit dem PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel. An der Defektstelle bildet sich eine dünne Schicht remesothelialisierten Gewebes, das eine größere Anzahl Mesothelzellen enthält. ME: Mesothelzellen; SK: Skelettmuskel der Bauchdecke; SM: viszerale glatte Muskulatur; CE: Blinddarmschleimhaut. Vergrößerung: 50 ×.

Es wurde auch eine histologische Beobachtung der Adhäsionsstellen durchgeführt, wie in Abb. 7B dargestellt. Gewebe aus der Kontrollgruppe und der HA-Hydrogel-Gruppe zeigten, dass die Blinddarmmuskelschicht vollständig mit der Bauchwandmuskulatur verschmolzen war und dazwischen eine große Menge entzündlicher Substanzen vorhanden war Zellen und Fibroblasten an den Adhäsionsstellen (Abb. 7B(a)). Im Gegensatz dazu waren die mit PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel behandelten Defekte erneut epithelisiert und zeigten am 14. Tag integrale neomesotheliale Zellschichten auf der Oberseite des Bauch- oder Blinddarmmuskels, die denen im normalen Gewebe ähnelten (Abb. 7B(b,c)). Insgesamt zeigte das PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel eine zufriedenstellende Wirksamkeit bei der Verhinderung postoperativer Peritonealadhäsionen bei Ratten.

Wir berichten über ein neuartiges reversibles thermogelierendes PDLLA-PEG-PDLLA-Triblock-Copolymer, das beim Erhitzen einen scharfen Sol-Gel-Übergang durchlief. Durch Modulation von Molekülgewicht, Blocklänge und Polymerkonzentration konnte die Gelierungstemperatur in einem physiologisch wichtigen Temperaturbereich eingestellt werden. Es wurde angenommen, dass die Aggregation von Mizellen am Sol-Gel-Übergang beteiligt ist und sich während der Gelierung keine Kristallisation bildet. Die Gelierung erwies sich als thermisch reversibel und die Polymerlösungen zeigten eine ausgeprägte Solphasenstabilität bei Raumtemperatur. Somit konnte die Injektion problemlos durchgeführt werden, ohne dass die Gefahr einer Verstopfung der Spritze bestand, was eine bequeme Verabreichung ermöglichte. Sowohl die In-vitro- als auch die In-vivo-Untersuchungen zeigten die akzeptable Biokompatibilität und den biologischen Abbau des neuartigen physikalischen Hydrogels. Darüber hinaus erwies sich das PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogelsystem als äußerst wirksam bei der Reduzierung der postoperativen Adhäsionsbildung und als sehr praktisch in der Anwendung. Ein solches injizierbares, biokompatibles, biologisch abbaubares und thermoreversibles Hydrogel könnte als attraktives Biomaterial für die nachhaltige Arzneimittelabgabe, Anwendungen zur Geweberegeneration oder andere medizinische Anwendungen in Betracht gezogen werden.

Polyethylenglykol (PEG, Mn = 1500, 1000 bzw. 2000), Zinnoctoat (Sn(Oct)2, 95 %), ε-Caprolacton (ε-CL), 3-(4,5-Dimethylthiazol-2). -yl)-2,5-diphenyl-tetrazoliumbromid (MTT) wurden von Sigma-Aldrich (USA) bezogen. D,L-Lactid (D,L-LA) wurde von Daigang Chemicals, Jinan, China, gekauft. Dulbeccos modifiziertes Eagle-Medium (DMEM) wurde von Gibco (Grand Island, NY, USA) geliefert. Andere in dieser Arbeit verwendete chemische Wirkstoffe wurden von Kelong Chemical, Co., Ltd., Chengdu, China, gekauft. Sie waren alle analytisch rein und wurden wie erhalten verwendet.

Sprague-Dawley (SD)-Ratten (weiblich, 180 ± 20 g) und Balb/c-Mäuse (weiblich, 20 ± 2 g) wurden vom Experimental Animal Center der Sichuan-Universität (Chengdu, China) gekauft. Die Ratten wurden in einer spezifischen pathogenfreien (SPF) Umgebung mit einer konstanten Temperatur von 25 ± 2 °C und einer relativen Luftfeuchtigkeit von 50–60 % in 12-Stunden-Hell-Dunkel-Zyklen gehalten. Der Zugang zu Nahrung und Wasser war frei. Alle Tiere müssten vor der Behandlung mindestens eine Woche lang unter Quarantäne gestellt werden. Die Tierversuche wurden vom Animal Care and Use Committee der Sichuan University (Chengdu, China) genehmigt und in Übereinstimmung mit den genehmigten Richtlinien (IACUC-S200904-P001) durchgeführt.

Die Triblock-PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymere wurden durch ringöffnende Copolymerisation von D,L-Lactid in Gegenwart von PEG unter Verwendung von Zinnoctoat als Katalysator hergestellt. Ein typisches PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer mit einem Molekulargewicht von 4.500 Da (gekennzeichnet als L1500-E1500-L1500) wurde wie folgt synthetisiert: Kurz gesagt, PEG (20,00 g, 13,33 mmol) wurde 1 Stunde lang im Vakuum auf 100 °C erhitzt um die Spuren von Wasser zu beseitigen. Nachdem der Kolben auf Raumtemperatur abgekühlt war, wurden D,L-Lactid (40,00 g, 277,78 mmol) und Sn(Oct)2 (0,18 g, 0,44 mmol) zugegeben. Die Reaktion wurde 12 Stunden lang bei 140 °C unter Argonschutz durchgeführt. Schließlich wurde das resultierende PDLLA-PEG-PDLLA-Blockcopolymer in Ethanol (60 ml) gelöst und aus dem Filtrat mit überschüssigem vorgekühltem n-Pentan (600 ml) erneut ausgefällt. Das Sediment wurde bei 45 °C bis zur Gewichtskonstanz vakuumgetrocknet. Andere PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymere mit unterschiedlichem Molekulargewicht und unterschiedlichen Blöcken wurden auf ähnliche Weise synthetisiert. In dieser Arbeit wurden die Copolymere als LB-EA-LB (PLEL) bezeichnet, wobei A und B die theoretischen zahlenmittleren Molekulargewichte (Mn) der PEG- bzw. PDLLA-Blöcke darstellen. Zum Vergleich wurden PCL-PEG-PCL-Triblockcopolymere (PCEC, 1000–1000–1000) durch ringöffnende Copolymerisation von ε-CL initiiert durch PEG hergestellt, worüber unsere Gruppe zuvor berichtet hatte26. Die vollständige Liste der Synthese aller Copolymere finden Sie in der Ergänzungstabelle S1.

1H-NMR-Spektren (in CDCl3) wurden bei Raumtemperatur mit einem Varian 400-Spektrometer (Varian, USA) bei 400 MHz durchgeführt, um die chemische Zusammensetzung der Copolymere zu charakterisieren. Die Proben wurden in CDCl3 gelöst und die chemischen Verschiebungen wurden in ppm angegeben, wobei Tetramethylsilan (TMS) als interne Referenz verwendet wurde. GPC (Agilent 110 HPLC, USA) wurde auch verwendet, um das Makromolekulargewicht und die Makromolekulargewichtsverteilung der hergestellten Copolymere zu bestimmen. Die Proben wurden in frisch destilliertem Tetrahydrofuran (THF) in einer Konzentration von 1 mg/ml gelöst. THF wurde mit einer Geschwindigkeit von 1,0 ml/min eluiert. Die Molekulargewichte der Proben wurden mit Polystyrol (PS) als Standard kalibriert.

Die selbstorganisierten PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymermizellen in Wasser wurden durch Transmissionselektronenmikroskopie (TEM) und dynamische Lichtstreuungsmessungen (DLS) charakterisiert. Die Morphologie der Mizellen wurde unter einem Transmissionselektronenmikroskop (TEM, H-6009IV, Hitachi, Japan) beobachtet. Vor der Beobachtung wurden die Proben vorbereitet, indem ein Tropfen Mizellensuspension (0,1 Gew.-%, 20 °C) auf ein mit Nitrozellulose bedecktes Kupfergitter gegeben wurde. Anschließend wurden sie mit Phosphorwolframsäure negativ gefärbt und an der Luft getrocknet. Dynamische Lichtstreuung (Nano-ZS 90, Malvern, Worcestershire, UK) wurde verwendet, um die Größenverteilung der Mizellen bei Copolymerkonzentrationen von 1 Gew.-% und 10 Gew.-% zu bestimmen. Die Messungen wurden bei steigenden Temperaturen von 4 °C bis 45 °C durchgeführt und jede Temperatur wurde vor der Messung 10 Minuten lang im Gleichgewicht gehalten.

Die Phasenübergangstemperaturen Sol (Fluss) – Gel (kein Fluss) von Copolymeren in Wasser wurden mithilfe der Reagenzglas-Inversionsmethode mit einem 4-ml-Reagenzglas mit einem Innendurchmesser von 10 mm bei einem Temperaturintervall von 1 ° bestimmt C, von 0 °C bis zur Temperatur, bei der Niederschlag auftrat. Der Phasenübergang wurde visuell durch Umdrehen der Fläschchen beobachtet und ein Gel wurde definiert, wenn innerhalb von 1 Minute kein signifikanter Fluss beobachtet wurde, wie in den veröffentlichten Veröffentlichungen beschrieben13,23. Die Übergangstemperatur ist ein Mittelwert aus drei Messungen für jeden Punkt.

Rheologische Messungen der PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymerlösungen mit bestimmten Konzentrationen wurden mit einem HAAKE Rheostress 6000-Rheometer (Thermo Scientific, USA) unter Verwendung paralleler Platten durchgeführt. Die kalten Proben wurden zwischen parallelen Platten mit einem Durchmesser von 20 mm und einem Abstand von 1 mm platziert und sorgfältig mit einer dünnen Schicht niedrigviskosem Silikonöl überzogen, um die Lösungsmittelverdunstung zu minimieren. Während der Temperaturdurchlaufexperimente betrugen die Heiz- und Kühlraten 1 °C/min. Der Speichermodul (G') und der Verlustmodul (G") wurden als Funktionen der Temperatur gemessen. Die Daten wurden unter kontrollierter Spannung (4,0 dyn/cm2) und einer Frequenz von 1,0 Hz gesammelt. Gelierungszeiten der Copolymerlösungen bei 37 °C wurden ebenfalls untersucht, wobei G' und G'' als Funktionen der Zeit aufgezeichnet wurden. Die Gelierungszeit wurde als die Zeit definiert, in der G' höher als G" wurde. Zum Vergleich wurde auch die Änderung von G' der PCL-PEG-PCL (PCEC)-Copolymerlösung (20 Gew.-%) beim Erhitzen und Abkühlen untersucht.

Polarisierte optische Mikroskopietests der PDLLA-PEG-PDLLA (PLEL)-Copolymerlösung (25 Gew.-%) und der PCL-PEG-PCL (PCEC)-Copolymerlösung (20 Gew.-%) wurden unter Verwendung eines polarisierten optischen Mikroskops (Olympus; Bh.) durchgeführt -753pw), um die Morphologie während der Gelierung zu untersuchen. Die wässrige Polymerlösung wurde zwischen zwei Objektträgergläser gegeben und das mikroskopische Bild bei 0 Minuten und 1 Stunde bei 20 °C fotografiert. Anschließend wurden auch polarisierte optische Mikroskopbilder des augenblicklich gebildeten Gels durch Erhitzen des Objektträgers auf 37 °C erstellt.

Kristallographische Untersuchungen wurden am PDLLA-PEG-PDLLA (PLEL)-Copolymer-Hydrogel und PCL-PEG-PCL (PCEC)-Hydrogel mittels PHILIPS-Röntgenbeugung (XRD, X' Pert Pro, MPDDY 1291) unter Verwendung von Cu-KR-Strahlung durchgeführt. Die Proben wurden von 10° bis 60° mit einer Scangeschwindigkeit von 1°/min gescannt.

Maus-L929-Zellen und humane Nabelschnurvenen-Endothelzellen (HUVEC) (American Type Culture Collection, Rockville, MD) wurden ausgewählt, um die Zellzytotoxizität des synthetisierten Polymers und Wasserstoffs mittels MTT-Assay zu bewerten. Die Zellen wurden in Dulbeccos modifiziertem Eagle-Medium (DMEM, Gibco) mit 10 % fötalem Rinderserum (FBS, Gibco, USA), ergänzt mit 50 U/ml Penicillin und 50 U/ml Streptomycin, bei 37 °C in 5 % CO2 kultiviert. Zunächst wurde das vorbereitete PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogel 24 Stunden lang mit DMEM mit 10 % FBS extrahiert. Anschließend wurden aufeinanderfolgende Verdünnungen der Stammlösung durchgeführt, um eine Reihe von Konzentrationen der Sickerwässer zu erhalten. Zellsuspensionen wurden in einer Platte mit 96 Vertiefungen in einer Dichte von 3 × 104 Zellen/Vertiefung verteilt und 24 Stunden lang inkubiert. Anschließend wurde das Medium durch frisches Medium mit einer anderen Konzentration an PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer oder Hydrogel-Leckwasser ersetzt und bis zu weiteren 48 Stunden inkubiert. Anschließend wurden 20 μl MTT (3-(4,5-Dimethylthiazol-2-yl)-2,5-diphenyl-tetrazoliumbromid, Sigma-Aldrich, 5 mg/ml) in jede Vertiefung gegeben und die Zellen wurden weiter inkubiert weitere 4 h bei 37 °C. Das ausgefällte Formazan wurde in 150 μl DMSO gelöst und die Absorption bei 570 nm wurde mit einem ELISA-Mikroplattenlesegerät (Bio-Rad) gemessen. Die Zytotoxizität wurde als relative Lebensfähigkeit (%) definiert, ohne Blockcopolymer oder Hydrogel-Auslaugung im Kulturmedium als 100 %. Alle Daten wurden als Mittelwert ± SD (n = 5) ausgedrückt.

Der hämolytische Test wurde mit einer Lösung von PDLLA-PEG-PDLLA (S3)-Copolymer in normaler Kochsalzlösung in vitro gemäß der angegebenen Methode durchgeführt3,33. In diesem Experiment wurden 2,5-ml-Proben mit unterschiedlichen Konzentrationen zu 2,5 ml faserfreier Kaninchen-Erythrozytensuspension (2 %) in normaler Kochsalzlösung gegeben und bei 37 °C inkubiert. Als Negativ- bzw. Positivkontrolle wurden normale Kochsalzlösung und destilliertes Wasser verwendet. Nach 3-stündiger Inkubation bei 37 °C wurde die Erythrozytensuspension 10 Minuten lang bei 2000 U/min zentrifugiert und anschließend die Farbe des Überstands verglichen. Eine absolut achromatische überstehende Lösung bedeutet, dass keine Hämolyse stattfindet. Im Gegensatz dazu bedeutet eine rote überstehende Lösung Hämolyse. Anschließend wurde der Überstand der Erythrozytensuspension gesammelt und mit einem UV/Vis-Spektrophotometer (Lambda 35, Perkin Elmer) bei 540 nm detektiert, um das hämolytische Verhältnis zu bestimmen. Das hämolytische Verhältnis wurde nach folgender Gleichung berechnet:

Alle Ergebnisse wurden aus den Daten von drei unabhängigen Experimenten geschätzt und alle Daten wurden als Mittelwert ± SD (n = 3) ausgedrückt.

Das In-vitro-Abbauverhalten des Hydrogels wurde mit der Methode des vorherigen Berichts unter simulierten physiologischen Bedingungen gemessen25. Kurz gesagt wurde die wässrige Polymerlösung (25 Gew.-%, 1 ml) in ein Reagenzglas injiziert und in einem Schüttelbad bei 37 °C mit 50 Hüben/Minute inkubiert. Nach 10 Minuten wurden 9 ml PBS-Lösung (pH 7,4) zu den gebildeten Gelen gegeben. Die Pufferlösung wurde alle 4 Tage durch eine frische ersetzt, um den mittleren pH-Wert aufrechtzuerhalten. Zu festgelegten Zeiten wurden einige Proben aus dem Schüttelbad entnommen, der Puffer entfernt und die restlichen Gele bis zur Gewichtskonstanz gefriergetrocknet. Zur Analyse der getrockneten Probe wurden 1H-NMR- und GPC-Experimente durchgeführt. Die pH-Änderung des Mediums wurde mit einem pH-Meter in festgelegten Zeitintervallen gemessen, bevor das Medium durch ein frisches ersetzt wurde.

Bei BALB/c-Mäusen wurden In-vivo-Gelbildungs- und -abbautests nach dorsaler subkutaner Verabreichung durchgeführt. 0,5 ml wässrige Lösungen von PDLLA-PEG-PDLLA-Triblockcopolymer (25 Gew.-% in der PBS-Lösung, pH 7,4) wurden Mäusen mit einer Spritze mit einer 25-Gauge-Nadel bei Raumtemperatur subkutan dorsal injiziert. Zu einem festgelegten Zeitpunkt wurden drei Mäuse durch Genickbruch getötet. Die Injektionsstellen wurden vorsichtig geöffnet und dann wurden Fotos von den verbleibenden Gelen gemacht. Die verbleibenden Gele der Tiere wurden zur Analyse der MWs mittels GPC entnommen. In der Zwischenzeit wurden die Muskeln rund um die subkutanen Implantate und wichtigen Organe wie Herz, Leber, Milz, Lunge und Niere chirurgisch entfernt und anschließend zur weiteren histopathologischen Untersuchung mit Hämatoxylin-Eosin (HE) gefärbt.

Die Antiadhäsionswirksamkeit des PDLLA-PEG-PDLLA-Hydrogels wurde unter Verwendung eines Sprague-Dawley (SD)-Rattenmodells für Seitenwanddefekt-Blinddarmabrieb getestet31,37. In dieser Studie waren 24 SD-Ratten Modelltiere und wurden zufällig in drei Gruppen eingeteilt (n = 8). Alle Modelltiere wurden während der Studie human behandelt.

In der Chirurgie wurde während des gesamten Versuchszeitraums eine aseptische Technik angewendet. Die Ratten wurden durch intraperitoneale Injektion von Chloralhydrat (10 %, 3 ml/kg) vollständig anästhesiert und in Rückenlage gebracht, im Bauchbereich rasiert, woraufhin der Bauch durch einen ventralen Mittellinienschnitt freigelegt wurde. Bauchverklebungen wurden nach der Methode von Yoon Yeo induziert. et al.31. Zunächst wurde mit einem Skalpell ein 2 × 2 cm großer parietaler Peritonealdefekt mit punktueller Blutung in der rechten lateralen Bauchwand erzeugt, bis das Peritoneum sowie die darunter liegende teilweise Muskelschicht aus der Bauchwand herausgeschnitten wurden. Zweitens wurden 2 cm2 der Blinddarmserosa mit steriler, trockener chirurgischer Gaze abgerieben, bis Blut aus der Serosa austrat, diese aber nicht perforiert war. Dann wurden die beiden verletzten Oberflächen mit 3-0-Seidennähten gegenübergestellt, um sie zu kontaktieren. Für die Behandlungsgruppe wurde 1 ml der PDLLA-PEG-PDLLA-Lösung (25 Gew.-% in der PBS-Lösung, pH 7,4) gleichmäßig auf den Bauchwanddefekt bzw. die beschädigte Blinddarmoberfläche aufgetragen. Man ließ das Hydrogel vollständig gelatinieren (ungefähr 2 Minuten). Anschließend wurden die Schnitte aller Tiere in zwei Lagen mit chirurgischer Seide der Stärke 3/0 verschlossen. Bei der Positivkontrollgruppe wurde der Defekt mit 1 ml HA-Hydrogel (einem kommerziell erhältlichen Anti-Adhäsions-Hyaluronsäure-Hydrogel, Xinkeling®) behandelt. Die verbleibenden acht Ratten mit unbehandelten Defekten dienten als Negativkontrollen. Zwei Wochen nach der Operation wurden die Ratten durch Zervixluxation getötet und die Antiadhäsionswirksamkeit wurde von zwei Beobachtern im Doppelblindverfahren bewertet. Jedes Tier wurde nach dem folgenden Standard-Adhäsionsbewertungssystem bewertet, das in diesem Bereich weit verbreitet ist: Bewertung 0 = keine Adhäsion; Note 1 = leichte Adhäsion, leicht lösbare Darmadhäsion; Punktzahl 2 = mäßige Darmadhäsion, trennbar durch stumpfe Dissektion; Punktzahl 3 = schwere Darmadhäsion, Adhäsion, die eine scharfe Dissektion erfordert38. Darüber hinaus haben wir Proben aus dem beschädigten Blinddarm, der beschädigten Bauchdecke und dem mit Adhäsionen verbundenen Gewebe entnommen. Anschließend wurden die erhaltenen Proben in 10 % Formalin fixiert, in Paraffin eingebettet, geschnitten und für histologische Untersuchungen mit HE-Färbung gefärbt.

Die statistische Analyse wurde mit der Software SPSS 15.0 (Chicago, IL, USA) durchgeführt. Die Ergebnisse werden als Mittelwert ± SD ausgedrückt. Da die Adhäsionswerte nicht immer einer Normalverteilung folgten, wurden statistische Schlussfolgerungen mithilfe von Mann-Whitney-μ-Tests gezogen. Die statistische Signifikanz wurde als P ≤ 0,05 bestimmt.

Zitierweise für diesen Artikel: Shi, K. et al. Synthese, Charakterisierung und Anwendung reversibler PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer-Thermogele in vitro und in vivo. Wissenschaft. Rep. 6, 19077; doi: 10.1038/srep19077 (2016).

Moon, HJ, Ko du, Y., Park, MH, Joo, MK & Jeong, B. Temperaturempfindliche Verbindungen wie in situ gelierende biomedizinische Materialien. Che. Soc. Rev. 41, 4860–4883 (2012).

Artikel CAS Google Scholar

Ko, DY, Shinde, UP, Yeon, B. & Jeong, B. Jüngste Fortschritte bei in situ gebildeten Gelen für biomedizinische Anwendungen. Prog. Polym. Wissenschaft. 38, 672–701 (2013).

Artikel CAS Google Scholar

Zhang, Z. et al. Biologisch abbaubares und thermoreversibles PCLA-PEG-PCLA-Hydrogel als Barriere zur Verhinderung postoperativer Adhäsionen. Biomaterialien 32, 4725–4736 (2011).

Artikel CAS Google Scholar

Ruel-Gariepy, E. & Leroux, JC In-situ-bildende Hydrogele – Übersicht über temperaturempfindliche Systeme. EUR. J. Pharm. Biopharm. 58, 409–426 (2004).

Artikel CAS Google Scholar

Gong, C. et al. Thermoempfindliche Polymerhydrogele als Arzneimittelabgabesysteme. Curr. Med. Chem. 20, 79–94 (2013).

Artikel CAS Google Scholar

Brown, W., Schillen, K., Almgren, M., Hvidt, S. & Bahadur, P. Mizellen- und Gelbildung in einem Poly(ethylenoxid)/Poly(propylenoxid)/Poly(ethylenoxid)-Triblockcopolymer in Wasserlösung: dynamische und statische Lichtstreuung und oszillierende Schermessungen. PJ Phys. Chem. 95, 1850–1858 (1991).

Artikel CAS Google Scholar

Johnston, TP & Palmer, WK Mechanismus der durch Poloxamer 407 induzierten Hypertriglyceridämie bei der Ratte. Biochem. Pharmakol. 46, 1037–1042 (1993).

Artikel CAS Google Scholar

Johnston, T., Punjabi, M. & Froelich, C. Anhaltende Abgabe von Interleukin-2 aus einer Poloxamer-407-Gelmatrix nach intraperitonealer Injektion bei Mäusen. C. Pharm. Res. 9, 425–434 (1992).

Artikel CAS Google Scholar

Jeong, B., Bae, YH, Lee, DS & Kim, SW Biologisch abbaubare Blockcopolymere als injizierbare Arzneimittelabgabesysteme. Nature 388, 860–862 (1997).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Aamer, K. Rheologische Studien von PLLA-PEO-PLLA-Triblock-Copolymer-Hydrogelen. Biomaterialien 25, 1087–1093 (2004).

Artikel CAS Google Scholar

Jeong, B., Bae, YH & Kim, SW Thermoreversible Gelierung von wässrigen PEG-PLGA-PEG-Triblockcopolymerlösungen. Macromolecules 32, 7064–7069 (1999).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Lee, DS et al. Neuartige thermoreversible Gelierung biologisch abbaubarer PLGA-Block-PEO-Block-PLGA-Triblock-Copolymere in wässriger Lösung. Makromol. Schnelle Kommuni. 22, 587–592 (2001).

3.0.CO;2-8" data-track-action="article reference" href="https://doi.org/10.1002%2F1521-3927%2820010501%2922%3A8%3C587%3A%3AAID-MARC587%3E3.0.CO%3B2-8" aria-label="Article reference 12" data-doi="10.1002/1521-3927(20010501)22:83.0.CO;2-8">Artikel CAS Google Scholar

Gong, C. et al. Biologisch abbaubares, in situ gelbildendes, kontrolliertes Medikamentenverabreichungssystem basierend auf wärmeempfindlichem PCL-PEG-PCL-Hydrogel. Teil 2: Sol-Gel-Sol-Übergang und Arzneimittelabgabeverhalten. Acta. Biomaterial. 5, 3358–3370 (2009).

Artikel CAS Google Scholar

Bae, SJ et al. Gelierungsverhalten von wässrigen Lösungen von Poly(ethylenglykol) und Polycaprolacton-Triblock- und Multiblockcopolymeren. Macromolecules 39, 4873–4879 (2006).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Jiang, Z., Deng, wässrige Lösungen aus Poly(ɛ-caprolacton-co-L-lactid)–poly(ethylenglykol)–poly(ɛ-caprolacton-co-L-lactid). J. Polym. Wissenschaft. Pol. Chem. 45, 4091–4099 (2007).

Artikel CAS Google Scholar

Park, SY, Han, BR, Na, KM, Han, DK & Kim, SC Mizellenbildung und Gelierung wässriger Lösungen sternförmiger PLLA-PEO-Blockcopolymere. Macromolecules 36, 4115–4124 (2003).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Li, F., Li, S., El Ghzaoui, A., Nouailhas, H. & Zhuo, R. Synthese und Gelierungseigenschaften von PEG-PLA-PEG-Triblockcopolymeren, erhalten durch Kopplung von monohydroxyliertem PEG-PLA mit Adipoylchlorid. Langmuir 23, 2778–2783 (2007).

Artikel CAS Google Scholar

Fujiwara, T. et al. Neuartige thermoresponsive Bildung eines Hydrogels durch Stereokomplexierung zwischen PLLA-PEG-PLLA- und PDLA-PEG-PDLA-Blockcopolymeren. Makromol. Biowissenschaften. 1, 204–208 (2001).

3.0.CO;2-H" data-track-action="article reference" href="https://doi.org/10.1002%2F1616-5195%2820010701%291%3A5%3C204%3A%3AAID-MABI204%3E3.0.CO%3B2-H" aria-label="Article reference 18" data-doi="10.1002/1616-5195(20010701)1:53.0.CO;2-H">Artikel CAS Google Scholar

Li, S. & Vert, M. Synthese, Charakterisierung und Stereokomplex-induzierte Gelierung von Blockcopolymeren, hergestellt durch ringöffnende Polymerisation von l(d)-Lactid in Gegenwart von Poly(ethylenglykol). Macromolecules 36, 8008–8014 (2003).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Zhang, Y. et al. Neuartige Thymopentin-Freisetzungssysteme, hergestellt aus bioresorbierbaren PLA-PEG-PLA-Hydrogelen. Int. J. Pharm. 386, 15–22 (2010).

Artikel CAS Google Scholar

Hiemstra, C., Zhong, Z., Li, L., Dijkstra, PJ & Feijen, J. In-situ-Bildung biologisch abbaubarer Hydrogele durch Stereokomplexierung von PEG-(PLLA)8- und PEG-(PDLA)8-Sternblockcopolymeren. Biomacromolecules 7, 2790–2795 (2006).

Artikel CAS Google Scholar

Hiemstra, C., Zhong, Z., Dijkstra, PJ & Feijen, J. Stereokomplexvermittelte Gelierung von PEG-(PLA)2- und PEG-(PLA)8-Blockcopolymeren. Makromol. Symp. 224, 119–132 (2005).

Artikel CAS Google Scholar

Lee, J., Bae, YH, Sohn, YS & Jeong, B. Thermogelierende wässrige Lösungen alternierender Multiblockcopolymere aus Poly(l-milchsäure) und Poly(ethylenglykol). Biomakromoleküle 7, 1729–1734 (2006).

Artikel CAS Google Scholar

Lee, H. & Lee, D. Thermoresponsive Phasenübergänge von PLA-Block-PEO-Block-PLA-Triblock-Stereocopolymeren in wässriger Lösung. Makromol. Res. 10, 359–364 (2002).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Yu, L., Zhang, Z., Zhang, H. & Ding, J. Biologische Abbaubarkeit und Biokompatibilität von thermoreversiblen Hydrogelen, die durch Mischen eines Sols und eines Niederschlags von Blockcopolymeren in Wasser entstehen. Biomakromoleküle 11, 2169–2178 (2010).

Artikel CAS Google Scholar

Gong, CY et al. Biologisch abbaubares, in situ gelbildendes, kontrolliertes Medikamentenverabreichungssystem basierend auf wärmeempfindlichem PCL-PEG-PCL-Hydrogel: Teil 1 – Synthese, Charakterisierung und Bewertung der akuten Toxizität. J. Pharm. Wissenschaft. 98, 4684–4694 (2009).

Artikel CAS Google Scholar

Gong, C. et al. Effiziente Hemmung der kolorektalen Peritonealkarzinose durch medikamentenbeladene Mizellen in wärmeempfindlichen Hydrogel-Kompositen. Nanoscale 4, 3095–3104 (2012).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Gao, X. et al. Neuartiges wärmeempfindliches Hydrogel zur Verhinderung der Bildung von Adhäsionen im Bauchraum. Int. J. Nanomedizin. 8, 2453–2463 (2013).

Artikel Google Scholar

Lei, K., Shen, W., Cao, L., Yu, L. & Ding, J. Ein injizierbares Thermogel mit hoher Röntgenopazität. Chem. Komm. 51, 6080–6083 (2015).

Artikel CAS Google Scholar

Yu, L., Chang, G., Zhang, H. & Ding, J. Temperaturinduzierte spontane Sol-Gel-Übergänge von Poly(D,L-Milchsäure-co-Glykolsäure)-b-Poly(ethylenglykol) -b-Poly(D,L-Milchsäure-co-Glykolsäure)-Triblockcopolymere und ihre endverkappten Derivate in Wasser. J. Polym. Wissenschaft. Pol. Chem. 45, 1122–1133 (2007).

Artikel CAS Google Scholar

Li, L. et al. Biologisch abbaubare und injizierbare in situ vernetzende Hydrogele auf Chitosan-Hyaluronsäure-Basis zur postoperativen Adhäsionsprävention. Biomaterialien 35, 3903–3917 (2014).

Artikel CAS Google Scholar

Wei, CZ et al. Eine wärmeempfindliche Hydrogelbarriere auf Chitosanbasis zur Vorbeugung postoperativer Adhäsionen. Biomaterialien 30, 5534–5540 (2009).

Artikel CAS Google Scholar

Ci, T., Chen, L., Yu, L. & Ding, J. Tumorregression durch Einkapselung eines mäßig löslichen Arzneimittels in ein polymeres Thermogel. Wissenschaft. Rep. 4, 5473 (2014).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Hillel, AT et al. Photoaktiviertes Verbundbiomaterial zur Wiederherstellung von Weichgewebe bei Nagetieren und Menschen. Wissenschaft. Übers. Med. 3, 93ra67–93ra67 (2011).

Artikel CAS Google Scholar

Zong, X. et al. Vorbeugung postchirurgischer Adhäsionen im Bauchbereich durch elektrogesponnene, bioabsorbierbare, nanofaserige Membranen auf Poly(lactid-co-glycolid)-Basis. Ann. Surg. 240, 910–915 (2004).

Artikel Google Scholar

Ten Broek, RP, Kok-Krant, N., Bakkum, EA, Bleichrodt, RP & van Goor, H. Verschiedene chirurgische Techniken zur Reduzierung der postoperativen Adhäsionsbildung: eine systematische Überprüfung und Metaanalyse. Summen. Reproduktion. Update 19, 12–25 (2013).

Artikel CAS Google Scholar

Yeo, Y. et al. Vorbeugung von peritonealen Adhäsionen mit einem in situ vernetzbaren Hyaluronan-Hydrogel, das Budesonid abgibt. J. Kontrolle. Freigeben. 120, 178–185 (2007).

Artikel CAS Google Scholar

Fu, S. et al. Biologisch abbaubares und wärmeempfindliches Monomethoxy-Poly(ethylenglykol)-Poly(milchsäure)-Hydrogel als Barriere zur Verhinderung postoperativer Adhäsionen im Bauchraum. J. Biomed. Nanotechnologie. 10, 427–435 (2014).

Artikel CAS Google Scholar

Referenzen herunterladen

Diese Arbeit wurde finanziell unterstützt vom National High-Tech Project of China (863-Project, 2015AA020316), der National Natural Science Foundation (NSFC31525009 und 31222023) und dem International Science & Technology Cooperation Program of China (2013DFG52300).

State Key Laboratory of Biotherapy and Cancer Center, West China Hospital, Sichuan University und Collaborative Innovation Center for Biotherapy, Chengdu, 610041, China

Kun Shi, Ya-Li Wang, Ying Qu, Jin-Feng Liao, Bing-Yang Chu, Hua-Ping Zhang, Feng Luo und Zhi-Yong Qian

Sie können diesen Autor auch in PubMed Google Scholar suchen

Z.-YQ und KS führten das Design der Studie und die Koordination durch. KS führte alle Experimente durch, analysierte die Daten und verfasste das Manuskript. FL besprach die Daten. Y.-LW und B.-YC waren an der Synthese der Materialien beteiligt. YQ, J.-FL und H.-PZ führten die Tierstudie und die statistische Analyse durch. Alle Autoren haben das Manuskript rezensiert.

Die Autoren geben an, dass keine konkurrierenden finanziellen Interessen bestehen.

Dieses Werk ist unter einer Creative Commons Attribution 4.0 International License lizenziert. Die Bilder oder anderes Material Dritter in diesem Artikel sind in der Creative-Commons-Lizenz des Artikels enthalten, sofern in der Quellenangabe nichts anderes angegeben ist; Wenn das Material nicht unter der Creative-Commons-Lizenz enthalten ist, müssen Benutzer die Erlaubnis des Lizenzinhabers einholen, um das Material zu reproduzieren. Um eine Kopie dieser Lizenz anzuzeigen, besuchen Sie http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/

Nachdrucke und Genehmigungen

Shi, K., Wang, YL., Qu, Y. et al. Synthese, Charakterisierung und Anwendung reversibler PDLLA-PEG-PDLLA-Copolymer-Thermogele in vitro und in vivo. Sci Rep 6, 19077 (2016). https://doi.org/10.1038/srep19077

Zitat herunterladen

Eingegangen: 09. September 2015

Angenommen: 3. Dezember 2015

Veröffentlicht: 11. Januar 2016

DOI: https://doi.org/10.1038/srep19077

Jeder, mit dem Sie den folgenden Link teilen, kann diesen Inhalt lesen:

Leider ist für diesen Artikel derzeit kein gemeinsam nutzbarer Link verfügbar.

Bereitgestellt von der Content-Sharing-Initiative Springer Nature SharedIt

Bewertungen zu Herzinsuffizienz (2021)

Kommunikationsbiologie (2019)

Nanoforschung (2019)

Wissenschaftliche Berichte (2017)

Wissenschaftliche Berichte (2016)

Durch das Absenden eines Kommentars erklären Sie sich damit einverstanden, unsere Nutzungsbedingungen und Community-Richtlinien einzuhalten. Wenn Sie etwas als missbräuchlich empfinden oder etwas nicht unseren Bedingungen oder Richtlinien entspricht, kennzeichnen Sie es bitte als unangemessen.

Blog

Synthese, Charakterisierung und Anwendung von reversiblem PDLLA