【科研摘要】
以更易管理和無痛的方式為患者提供更嚴格的血糖控制的1型糖尿病治療一直是下一代糖尿病治療的重點。在許多這些新興技術中，即自我調節的胰島素輸送和細胞替代療法，水凝膠被用來緩解某些最長期的挑戰。歲末12月29日，美國常春藤名校康奈爾大學馬明林助理教授協同Qingsheng Liu研究員團隊在《Chemical Reviews》綜述了關於』』Hydrogels in Emerging Technologies for Type 1 Diabetes』』一文，作者總結了水凝膠用於胰島素輸送和用於1型糖尿病管理的胰島素產生細胞療法的最新發展。首先概述用於智能胰島素遞送的葡萄糖敏感性水凝膠，用於口服胰島素遞送的pH敏感性聚合物水凝膠以及用於觸發胰島素從水凝膠釋放的其他理化信號的觀點。然後，研究水凝膠在胰島素分泌細胞封裝中的用途，特別側重於旨在減輕異物反應，提供合適的細胞外微環境並通過補氧和血管形成改善質量轉移的水凝膠。還考慮了局限性的評估和有希望的未來研究方向。將需要持續的跨學科和協作研究努力來生產具有指導性生化微環境的水凝膠，以應對新興的1型糖尿病療法的持久挑戰。
【背景介紹】
1型糖尿病（T1D）是一種免疫介導的慢性疾病，困擾著全球成千上萬的人。糖尿病的主要症狀-口渴（多飲）和尿頻（多尿），在許多文明中已被公認是一種病理學，儘管直到1788年才提出它與胰腺的聯繫。不同的胰腺細胞簇，如今被稱為朗格漢斯島的胰島，最早在1869年被其同名保羅朗格漢斯（Paul Langerhans）在組織學領域發現，並與本世紀初T1D的發病機制有關。此後不久，對T1D作為朗格漢斯島胰島葡萄糖控制分泌功能異常的基礎的當代理解就出現了。在健康個體中，胰島可通過動態調節胰島素分泌來精確調節血糖，從而誘導骨骼肌，肝臟和脂肪細胞攝取葡萄糖。T1D患者的血糖控制喪失會導致急性症狀，例如傳統指標，多飲，多食（飢餓過度），多尿和慢性高血糖（未經治療），例如低血糖意識不足和酮症酸中毒。
鑑於慢性高血糖症的嚴重後果以及以膳食為基礎的胰島素注射的負擔，已投入大量資金來改善T1D患者的糖尿病護理。但是，現代療法有其自身的局限性。因此，新興的方法試圖通過提供長期的自主胰島素輸送來進一步加強血糖控制並減輕患者依從性的負擔。兩種下一代技術可分為以下幾類：（1）刺激反應性胰島素釋放材料和（2）聚合物包裹的胰島或幹細胞衍生的胰島素產生β細胞（SC-βs）。兩者這些策略基於一類卓越的材料，即水凝膠-親水性聚合物鏈或分子網絡的交聯三維網絡，它們吸收的重量和體積是水中的許多倍。
水凝膠用於醫療應用的歷史可以追溯到1960年代，當時Wichterle和Lim提出在隱形眼鏡中使用甲基丙烯酸羥甲酯（HEMA）的水合網絡。從那時起，水凝膠因其可調節的物理性能，可控制的降解性以及易於製造而在生物材料的設計中發揮了重要作用。由於水凝膠含有大量的水（約70–99％），因此它們具有出色的生物相容性，並具有將親水性藥物（例如胰島素），細胞和其他材料包裹在其基質結構中的能力。還可以調整交聯網絡，以限制外部蛋白質的滲透，從而保護生物活性治療劑免受向內擴散酶的降解。因此，在基於水凝膠的治療劑遞送方面已經取得了巨大的進步。
【圖文解析】
2.用於胰島素輸送的水凝膠
2.2 葡萄糖響應型水凝膠，用於智能胰島素輸送
通過刺激響應性物質進行化學控制的胰島素遞送引起了極大的興趣。特別地，已經廣泛研究了將葡萄糖反應性成分摻入胰島素或胰島素遞送系統中的技術以用於生物反應性遞送。簡而言之，將葡萄糖感測部分（例如葡萄糖氧化酶（GOx），苯基硼酸（PBA）和葡萄糖結合分子）偶聯到葡萄糖敏感的輸送系統上，包括膜，核小體，細胞，微針貼片和微膠囊/納米凝膠或塊狀水凝膠。然後這些輸送系統通過葡萄糖誘導的結合能力變化或系統結構變化（例如基質溶脹/收縮，物質溶解，孔徑變化和/或載體降解）釋放胰島素（圖1）。使用葡萄糖反應性水凝膠進行智能胰島素輸送。
圖1.用於葡萄糖反應性胰島素釋放的葡萄糖結合部分的示意圖。（a）葡萄糖的葡萄糖氧化酶轉化為葡萄糖酸導致pH的局部降低和過氧化氫形成的增加。然後可以利用這些微環境的局部變化通過基質降解或溶脹促進胰島素釋放。（b）葡萄糖結合分子-聚合物複合物上糖結合位點的競爭性結合導致複合物在高葡萄糖條件下解離。（c）不帶電荷的硼酸鹽與帶電荷的硼酸鹽之比的葡萄糖依賴性變化影響聚合物溶解度，促進葡萄糖敏感性胰島素的釋放。
2.2.1.1 pH響應系統
pH敏感的水凝膠可以響應局部微環境中的pH改變而發生明顯的體積變化。在低pH值下，鹼性水凝膠會被離子化，因此會因電荷排斥而膨脹，而酸性水凝膠會失去電荷，導致它們在相同條件下收縮。利用這些相互作用可以構建pH響應水凝膠基質。用於葡萄糖依賴性胰島素釋放（圖2）。
圖2.基於葡萄糖氧化酶的胰島素遞送機制。
2.2.1.2 H2O2響應式微針貼劑
微針已成為一種吸引人的透皮給藥技術，可無痛地輸送各種大小的活性藥物。幾項成功的人類臨床試驗表明，空心微針的使用可以改善經皮輸送的胰島素，從而調節葡萄糖水平，促進對葡萄糖敏感的智能胰島素斑塊的發展趨勢（圖3）。
圖3.葡萄糖反應性微針裝置的示意圖。（a）缺氧敏感的微針陣列貼片裝載GOx和胰島素的示意圖。在高血糖情況下，GOx氧化葡萄糖會形成低氧環境。一旦疏水性的材料（例如2-硝基咪唑）被轉化為親水形式（例如2-氨基咪唑），即促進了微針的解離以釋放胰島素。（b）從微針釋放pH敏感性胰島素的示意圖。在這些系統中，在高血糖條件下暴露於GOx生成的H2O2會導致游離胰島素從用於構建貼劑的H2O2交聯劑的降解中快速釋放出來。（c）基於硼酸的微針貼劑的示意圖。葡萄糖與這些構建體的結合導致網絡電荷排斥引起的滲透性增加，從而去除了曾經疏水的「皮膚層」，從而促進了胰島素的釋放。
2.2.2 葡萄糖結合蛋白系統
凝集素是代表一類碳水化合物結合劑的蛋白質，可以在葡萄糖反應性水凝膠的發展中用作天然受體。伴刀豆球蛋白A（Con A）最初從千斤頂豆中提取，是葡萄糖反應性系統研究最多的凝集素。以下小節重點介紹了使用葡萄糖結合蛋白（特別是Con A）作為智能胰島素輸送載體的葡萄糖檢測方法（圖4）。
圖4.基於伴刀豆球蛋白A的胰島素遞送系統。
2.2.3 苯硼酸體系
長期以來，人們一直在探索基於PBA的材料來進行葡萄糖反應性胰島素的輸送，因為與基於蛋白質的系統（例如，GOx和Con A）不同，這些合成化合物獨特且用途廣泛的反應性提供了長期穩定性和可儲存性，使其成為耐用使用的理想選擇 在生理條件下（圖5）。硼酸在醫療設備中的廣泛應用最重要的化學特徵之一是它們與二醇形成可逆共價複合物的能力（圖5a）。葡萄糖依賴性的不帶電荷和帶電荷的硼酸酯之間的比例變化會影響聚合物的溶解度，從而為二醇敏感的胰島素釋放奠定基礎（圖5b）。
2.2.3.1 塊狀水凝膠
已經開發了幾種本體水凝膠製劑作為胰島素遞送載體。在高葡萄糖條件下，所謂的「皮膚層」變得親水，從而增加了用於胰島素釋放的膜的滲透性，其作用在低葡萄糖條件下是可逆的。 將這種水合作用的「皮膚層」與帶孔的矽膠導管相結合，創建了一種人造的胰腺樣裝置，該裝置可通過皮膚層驅動的擴散來釋放胰島素，以響應生理相關的葡萄糖濃度的變化（圖5c）
2.2.3.2 微凝膠/納米凝膠
減小胰島素載體的大小是經常用於加快葡萄糖反應系統的反應時間的一種策略。類似於塊狀水凝膠，葡萄糖和APBA的結合會導致微凝膠/納米凝膠載體溶脹或解離，從而促進胰島素釋放（圖5d）。
2.2.3.3 微針和膜
如上所述，已經有關於胰島素遞送微針貼片與GOx-封裝的聚合物納米膠囊整合的報導。為了解決這些局限性，Gu小組設計了幾種基於PBA的聚合物微針貼片（圖3c）用於胰島素遞送，這些貼片成功地調節了大小動物模型的血糖。
圖5.基於苯基硼酸的遞送系統。（a）水溶液中硼酸和二醇的可能平衡。葡萄糖依賴性的不帶電荷的硼酸鹽和帶電荷的硼酸鹽之間的比率變化會影響聚合物的溶解度，從而為二醇敏感的胰島素釋放奠定基礎。（b）硼酸二醇結合的示意圖，該結合導致胰島素釋放載體基質的滲透性增加。（c）由Kataoka團隊開發的胰島素輸送裝置的示意圖。在低葡萄糖條件下，疏水性硼酸會阻塞胰島素加載導管的孔，從而阻止胰島素釋放。在高血糖條件下，葡萄糖結合增加了「皮膚層」的滲透性，從而允許胰島素釋放。（d）微量/納米凝膠和核-殼配方中胰島素釋放的示意圖。
2.3 用於口服胰島素遞送的pH敏感型聚合物水凝膠
由於口服服藥會大大改善患者的依從性和生活質量，因此開發口服給藥的胰島素途徑引起了人們的極大興趣（圖6）。
圖6.pH反應性胰島素輸送納米顆粒的示意圖和功能研究。
2.4 黏膜粘附和外部刺激的水凝膠
除了由局部刺激或自我調節指導的策略外，還結合了外部驅動的刺激和相應的水凝膠平臺來觸發按需胰島素的遞送。儘管需要一定程度的患者交互作用，這些方式仍然有助於創建動態響應胰島素輸送系統的策略組合。
2.4.1用於鼻腔和肺部胰島素輸送的黏膜粘附水凝膠
已廣泛研究了類似於口服給藥的鼻內胰島素輸送，以克服胰島素注射療法的局限性（圖7）。
圖7.用於肺胰島素遞送的納米顆粒製劑的圖像和示意圖。
2.4.2 電，超聲和磁觸發的胰島素輸送
已經探索了將電場從外部觸發所用藥物的釋放，以實現微創胰島素輸送（圖8）。
圖8.超聲，拉伸和電壓觸發的胰島素輸送。（a）用於通過超聲介導的技術輸送胰島素的納米網絡的示意圖。在超聲刺激下，納米網絡分解，導致胰島素釋放。超聲刺激的去除導致網絡的重組。（b）用於電壓觸發的胰島素釋放的電沉積技術的示意圖。加載胰島素的水凝膠平臺響應於施加正電勢或負電勢引起的局部水凝膠微環境的變化釋放胰島素。（c）拉伸觸髮式胰島素輸送裝置的示意圖。當拉伸時，微凝膠貯庫的壓縮和增大的表面積促進胰島素釋放。可以將這樣的系統組合到微針貼片中，以進行用戶控制的胰島素輸送。
3.細胞替代療法中的水凝膠
3.3 異物反應
異物反應（FBR）是宿主組織對異物植入物的多層反應。鑑於植入物的體內性能取決於FBR的嚴重程度，因此了解其潛在的生物學機制非常重要。FBR是通過將各種宿主蛋白非特異性吸附到植入物表面上而引發的。吸收的蛋白質及其展開的程度隨後會影響局部巨噬細胞的反應（圖9）。
圖9.植入物與宿主接觸後異物反應過程的示意圖。FBR的形成涉及幾個階段：蛋白質吸附；中性粒細胞和單核細胞募集；巨噬細胞活化和融合形成巨細胞；成纖維細胞募集並激活，在植入物周圍形成纖維囊。
3.3.2 水凝膠和FBR的物理和幾何性質
大量文獻表明，FBR對植入的生物材料（包括水凝膠）的幾何和物理特性高度敏感（圖10）。
圖10.受FBR影響的水凝膠的物理和幾何性質的示意圖，包括（a）植入物尺寸，（b）植入物幾何形狀，（c）植入物表面粗糙度和（d）植入物模量。
3.3.5.2 化學改性藻酸鹽
還研究了用官能團修飾藻酸鹽以提高生物相容性的方法（圖11）。
圖11.有效減輕FBR的改性藻酸鹽的化學結構，圖像和功能研究。（a）三種鉛修飾藻酸鹽共軛物（Z2-Y12，Z1-Y15和Z1-Y19）的化學結構。（b）兩性兩性修飾藻酸鹽的化學結構。（c）在C57BL/6J小鼠腹膜內植入後14 d從不同的兩性離子修飾的藻酸鹽製備的微膠囊的相差圖像，以及相應的H＆E染色組織學分析。（d）在200天的研究中，兩性離子修飾的藻酸鹽（SB-SLG20）微膠囊可改善小鼠的糖尿病矯正。
3.4 細胞存活和傳質
為了使細胞替代療法有益於受體，移植的細胞必須具有足夠的營養和氧氣供應，以維持其功能。分離和封裝後，在細胞和宿主血流之間出現了擴散屏障。即使在裸露的胰島移植中，胰島（植入後在急性丟失事件中倖存的那些胰島）的血管化也很差，因此大多數細胞通常距互穿血管數個細胞層，而實際上，天然胰島中的所有細胞都直接與一個相鄰，而血液以動態的方式進行灌輸。
3.4.1 水凝膠增加氧合
如上所述，氧被認為是胰島包封系統中的限制性營養素。沒有增強的氧合作用，胰島必須稀疏地分布在包封的水凝膠中，因此，預計移植物的大小將超過外科手術移植的合理體積。因此，增加向胰島的氧氣輸送可允許以更高的密度播種，從而減少治療功效所需的必要移植體積。不幸的是，由於不良的水氧溶解度和相對較慢的氧擴散性，水凝膠在人體溫度下自然是不良的氧載體。然而，它們可以被修飾以支持可以賦予更高氧合的其他試劑。因此，已經開發出了基於水凝膠的系統來封裝可增加氧氣溶解度和滲透性或提供局部氧氣輸送或生成的試劑（圖12）。
圖12.水凝膠封裝的胰島的氧氣供應。
3.4.2水凝膠用於血管募集
許多水凝膠特性也可能影響移植物內部或附近的血管募集（圖13）。移植物血管形成的增加除了營養供應的增加以外，還提供了其他好處：從理論上講，堅固的脈管系統應減少葡萄糖感測和全身性胰島素輸送之間的延遲時間。
圖13. 水凝膠封裝的細胞的血管化策略。（a）示意圖說明封裝系統之間的區別，封裝系統可防止血管向內生長並提供免疫隔離，而「開放式」系統則允許血管向內生長但因此不提供免疫隔離。（b–g）改善血管生成的化學，物理和生物學特性：（b）某些促血管生成化學物質，（c）散裝水凝膠中較大的微孔，（d）較粗糙的表面，（e）散裝水凝膠的剛度較高，並且輸送（f）促血管生成因子或（g）促血管生成細胞在基於水凝膠的細胞包封系統中增加血管生成。
3.4.3 ECM模擬的水凝膠設計
水凝膠最常被用作移植的胰島或產生胰島素的細胞的包封材料，因此代表了人工ECM。大量的文獻表明，ECM的許多特徵賦予了影響細胞功能的線索。儘管回收細胞是必需的，但胰島分離過程使胰島暴露於許多應激源，包括膠原酶和機械剪切，這會破壞細胞的ECM。毫不奇怪，ECM損傷會降低胰島功能，因此，出現了許多在隔離後減輕或修復胰島ECM的方法（圖14）。
圖14. 基於水凝膠的細胞封裝系統中的ECM模仿。
3.5各種設備幾何形狀的水凝膠
已經出現了用於植入包封的治療細胞的各種各樣的植入結構。它們的範圍從宏觀到納米，每種樣式都具有獨特的優點和缺點。對於水凝膠，必須針對不同的設計規模考慮不同的現象。
3.5.1 宏觀設備
已經提出了幾種用於胰島包封的宏觀裝置，包括平面膜，水凝膠片，中空纖維和圓柱形結構（圖15）。
3.5.1.1水凝膠片
可能的最簡單的設計可能是Islet Sheet設備，該設備由夾在兩個無細胞藻酸鹽層之間的薄的（250μm）含胰島的藻酸鹽平板組成。將包裹同種異體胰島的Islet Sheet設備縫合到恢復常血糖的犬大網膜中84天，回收的胰島保持其生存能力和功能。儘管在大型動物中取得了成功的治療效果，但該裝置容易破裂，並增加了胰島突出的風險，不幸的是，這兩者都是臨床上無法接受的缺陷。
3.5.1.2水凝膠纖維
載有胰島的水凝膠纖維已經成為克服胰島移植挑戰的一種有前途的方法，因為該纖維具有均勻的尺寸控制分布，易於與其他材料組裝以增強機械強度，良好的傳質性和簡單的批量生產。
圖15.用於胰島封裝的宏設備。（a）使用雙同軸微流控設備製造載有胰島的鋇-海藻酸核-殼水凝膠的示意圖。（b）TRAFFIC裝置設計的示意圖。（c）NEED設備設計的示意圖。（d）含胰島的膠粘劑PEG-兒茶酚水凝膠裝置的示意圖。（e）由粘性水凝膠層和胰島包封層組成的胰島繃帶的示意圖。
3.5.2微囊化
胰島微囊化在此定義為將單個或少量胰島或SC-β簇囊化成直徑從數百微米到幾毫米不等的膠囊的過程。微囊化具有幾個優點。與大型設備相比，微膠囊具有更高的表面積體積比，這有利於促進傳質。
3.5.2.1微囊化技術
有幾種主要技術可用於產生用於胰島包封的微膠囊。電噴霧技術（「電動噴霧」的簡寫）已廣泛用於生產用於各種生物醫學應用的精細聚合物顆粒。電噴霧過程對於細胞是安全的，因為即使電壓達到幾千伏，也使用相對較低的電流（通常在納安範圍內）。為了製造載有胰島的藻酸鹽微膠囊，將胰島懸浮於粘性藻酸鹽溶液中，然後通過充有高壓的針頭將其分配。這種高電壓迫使液滴從針尖掉下並進一步破碎成較小的含胰島的微滴。
3.5.2.3瓊脂糖微膠囊
瓊脂糖像藻酸鹽（一種從海藻中提取的多糖）一樣，是一種熱固性水凝膠，響應溫度降低，它會發生適度的凝膠化。
3.5.2.4基於PEG的微膠囊
幾種溫和的交聯反應化學的最新發展使得有可能在細胞包封中使用PEG水凝膠，同時避免使用細胞毒性的自由基和紫外線。
3.5.3 超薄胰島水凝膠圖塗層
宏觀和微觀封裝的替代方法是在極薄的納米級水凝膠塗層中塗覆胰島或產生胰島素的細胞簇。與傳統方法相比，這種策略被稱為「納米封裝」。最重要的是，即使很小的微膠囊（例如直徑500μm）也太大而無法在門靜脈中移植，因此用最小厚度的水凝膠層包被胰島保留了在廣泛使用的肝內部位移植的能力。
3.5.3.1 PEG塗層
正如本評論經常確認的那樣，PEG和衍生物是胰島包封的常用聚合物。在超薄胰島水凝膠塗層的歷史發展中尤其如此（圖16）。
圖16. 胰島PEG化。（a）圖解說明將薄的PEG基層附著到胰島表面的方法的示意圖：（左上）通過光引發的界面聚合進行PEG化，（右上）通過微流體「收縮包裹」塗覆保形PEG塗層，（左下）共價 PEG與胰島表面蛋白的結合，以及（右下）通過疏水作用將PEG整合到外周胰島蛋白的細胞膜中。（b）顯示示例化學結構和將基於PEG的聚合物共價鍵合到胰島表面蛋白的化學反應的示意圖。（c）通過脂質部分（粉紅色）自發整合到細胞膜中的示例脂質-PEG聚合物的化學結構。
3.5.3.2 多層水凝膠塗層
在早期研究中，藻酸鹽微囊通過與聚陽離子（例如PLL或聚-1-鳥氨酸，PLO）凝聚而增強，並且常常通過附加的藻酸鹽層來增強。包括補充水凝膠層的沉積，以防止降解並提高機械強度，並確保總的胰島覆蓋率。儘管最近的微囊化方法已經放棄了這種做法（部分是由於PLL帶來的毒性），但最近已經研究了多層水凝膠塗層用於胰島納米囊化。通常通過一次在每一層上沉積一層來製造這種納米膜，因此得名LBL組件（圖17）。
圖17.逐層胰島塗層。（a）示意圖，顯示了納米級胰島塗層（左）和代表性聚合物（右）的靜電逐層組裝。（b）利用單寧酸和PVPON之間的氫鍵的示例性逐層塗層。（c）利用生物素偶聯的PLL-g-PEG和鏈黴親和素之間的鏈黴親和素-生物素相互作用的示例性逐層包衣。
參考文獻：
doi.org/10.1021/acs.chemrev.0c01062
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