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当前水凝胶在物理化学和生物反应方面的进展推动了生物医学应用的多样性
曹欢 ， 段丽霞， 张燕， 曹军
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和 Kun Zhang
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水凝胶是一种多功能平台，经过合理的结构和功能设计后具有各种生物医学应用，它利用材料工程来调节其物理化学性质（例如刚度、孔径、粘弹性、微结构、降解性、配体呈递、刺激响应特性等）并影响细胞信号级联反应和命运。在过去的几十年里，已经实施了大量开创性研究来探索细胞-水凝胶基质相互作用并找出潜在机制，为基于水凝胶的实验室到临床的转化铺平了道路
疗法。在本文中，我们首先简要介绍了水凝胶的物理化学性质及其制备方法。随后，阐明了全面的描述和深入的讨论，其中强调了不同水凝胶特性对细胞行为和细胞信号事件的影响。这些行为或事件包括整合素聚集、粘着斑 （FA） 复合物积累和激活、细胞骨架重排、蛋白质细胞核穿梭和激活（例如，Yes 相关蛋白 （YAP）、catenin 等）、细胞区室重组、基因表达和进一步的细胞生物学调节（例如，扩散、迁移、增殖、谱系定型等）。基于它们，目前的体外和体内水凝胶应用主要涵盖疾病模型、各种组织细胞递送方案
进一步总结和讨论了再生与疾病治疗、智能药物载体、生物成像、生物传感器和导电可穿戴/植入式生物器件等。更重要的是，介绍了水凝胶的临床转化潜力和试验，同时强调了该领域的剩余挑战和未来前景。总的来说，本综述中全面而深入的见解将阐明新型生物医学水凝胶的设计原则，以理解和调节细胞过程，这些原则可用于为未来的水凝胶设计提供重要的指导，并服务于广泛的生物医学应用。
信号转导与靶向治疗 （2021） 6：426
;https://doi.org/10.1038/s41392-021-00830-x
介绍
水凝胶是一类水溶胀三维 （3D） 聚合物网络，具有可调的物理化学性质，可满足不同条件下的特定要求。作为一种有前途的材料，它们已广泛应用于生物医学领域，从生理和病理机制研究，到组织再生和疾病治疗。通常，所制备的水凝胶支架的性能由材料成分/浓度、交联方法/密度和制造方法决定。通常，包括胶原蛋白、明胶和聚乙二醇 （PEG） 基水凝胶在内的可变组成分别对应于纤维、大孔和纳米多孔结构。值得注意的是，物理或化学交联方案也可以改变水凝胶的机械性能，例如，以疏水相互作用、氢键、聚合缠结、π-π 堆叠等为代表的物理交联通常机械强度较差，而共价交联（例如，自由基聚合、酶诱导交联等）
）将带来高机械性能。此外，高交联密度也有利于致密结构和增强的刚度。值得注意的是，制造方法（原位凝胶化、静电纺丝、微图案化、3D 生物打印、微流体等）也影响水凝胶特性并决定了它们的应用。作为一种范例，水凝胶中的细胞附着位点可以通过微图案化和微流控策略进行微调，这对于专门研究任何线索对细胞生物学的影响是更可取的。具有原位凝胶作用的水凝胶适用于皮下注射。
细胞与水凝胶之间的相互作用是复杂而动态的，对组织生理（如细胞扩散、增殖、迁移、干性、分化等）和病理过程（如细胞凋亡、纤维化、免疫排斥等）产生重大影响。对此，全面深入地了解细胞-水凝胶相互作用，尤其是在分子水平上，具有重要意义，有助于指导水凝胶的合理设计，并促进未来的临床转化。一般来说，一旦暴露于外部水凝胶基质，细胞将
收稿日期： 2021-6-29 修回日期：2021-11-10 录用日期：2021-11-11
1 四川大学华西医院核医学科，生物材料国家工程研究中心，610064 成都;2 同济大学医学院附属第十人民医院医学超声科和中心检验科，上海市 200072 燕昌中路 301 号，中华人民共和国和南洋理工大学材料科学与工程学院，新加坡 639798 南洋大道 50 号通信地址：Jun Cao （caojun@scu.edu.cn） 或 Kun Zhang （zhang1986kun@126.com）
这些作者的贡献相同：曹欢、段丽霞
www.nature.com/sigtrans
信号转导和靶向治疗
© 作者 2021
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响应水凝胶的静态物理化学线索（刚度、孔径、粘弹性、微结构、可降解性、化学表面等），然后将这些线索转化为生化信号，以调整它们的生物学和体内平衡。累积的证据表明，藏匿的细胞可以实时感知和响应由外部刺激引起的周围微环境变化，并以空间和时间控制的方式。通过调节动态整合素聚集调控、黏着斑 （FA） 复合物积累和激活、细胞骨架重排、环境线索反应蛋白 （如 Yes 相关蛋白 （YAP）、具有 PDZ 结合基序的转录共激活因子 （TAZ）、catenin 等）激活、基因表达等，细胞表现出不同的生物学特性和行为。有趣的是，水凝胶可以随着时间的推移逐渐降解或/并被细胞代谢，从而进一步影响细胞行为。
目前，水凝胶已根据其可变的物理化学、生物和结构特性被探索并用于各种生物医学应用。最著名的领域之一是美容医学，不同的商业水凝胶产品已被用作填充剂，例如基于透明质酸的水凝胶。此外，水凝胶已被广泛用作不同疾病的 3D 模型 （例如，肿瘤模型、组织纤维化模型、角膜疾病模型、神经疾病模型、炎症性肠病等），用于发病机制研究或高通量药物筛选。由于体内组织基质基质模拟的特性，水凝胶有利于体外和体内的细胞包封和扩增，从而实现高效的组织再生和癌症治疗。例如，封装在水凝胶中的各种细胞（干细胞、胰岛细胞、肝细胞、内皮细胞 （EC） 等）可以在体外增殖并同时保持功能特性。之后，它们被转移到设计的疾病部位，并充当蛋白质/因子工厂，可持续地促进和诱导组织再生和修复。特别是当携带免疫细胞（例如 T 细胞、自然杀伤 （NK） 细胞、树突状细胞 （DC）、巨噬细胞等）时，水凝胶可以作为癌症免疫治疗的免疫生态位。特别是，水凝胶可以通过加载抗原、佐剂（例如粒细胞巨噬细胞集落刺激因子）或化学引诱剂来改造成癌症疫苗，从而增强系统性抗肿瘤免疫力。与其他用于药物递送的纳米载体类似，水凝胶也被认为是在感兴趣部位控制和可持续释放和评估治疗效率的理想药物载体。 此外，当与功能单元结合时，允许水凝胶与生物成像、生物传感器和导电可穿戴/植入式生物设备相关联。
在临床转化方面，许多面部矫正和基于美容水凝胶的产品已获得美国食品药品监督管理局 （FDA） 的批准。一些临床试验还证实了基于水凝胶的疗法在各个领域的有效性：膝骨关节炎、脊柱融合和脊柱、口腔颌面和骨科创伤手术、晚期心力衰竭、2 型糖尿病、慢性肾病等。然而，要实现更广泛和高效的生物医学应用，仍有许多问题和挑战需要解决，临床转化需要更多考虑。
总的来说，在这篇综述中，我们总结并讨论了当前生物医学应用水凝胶开发的进展及其与生物反应和相关信号级联的相关性（图 1）。首先，我们简要介绍了水凝胶的类别，并概述了水凝胶结构，包括水凝胶材料和技术，其中强调了不同的物理化学性质，如表 1 所示。随后，我们调查了水凝胶特性（例如，刚度、粘弹性、微结构、孔径、
可降解性、细胞附着位点、刺激反应特性等）关于细胞生物反应。更重要的是，我们提供了对细胞行为和信号转导（例如，整合素聚集、FA 复合物积累和激活、细胞骨架重排、环境响应蛋白细胞核穿梭和激活、基因表达等）的关键见解。基于这些综合综述，介绍了水凝胶在体外和体内的潜在应用，包括高通量药物筛选、组织工程、疾病治疗、基因治疗、药物递送等，并强调了物理化学或生物反应如何决定水凝胶的应用选择和设计要求。最后，分析了水凝胶的临床转化潜力以及决定性因素，同时讨论了该领域尚未解决的挑战和未来前景。
水凝胶材料和支架制造策略
水凝胶是一种含水量高 （>90%） 的 3D 聚合物网络，其流变特性（即材料在外部因素（例如应力、应变、温度等）下随时间变化的流动或变形规律）可以通过流变仪上的振荡模式很好地表征。在此测量中，获得的储能模量 （G'） 和损耗模量 （G“） 分别反映了水凝胶的弹性模量和粘性模量。特别是，G' 和 G“ 的交点被确定为水凝胶的相变点（凝胶点）（图 2），它可以被确定为区分水凝胶与其他液体材料（例如，聚合物熔融或溶液、悬浮液等）或薄膜的典型标志。
水凝胶分类和物理化学性质 水凝胶可分为天然水凝胶和合成水凝胶两种类型。天然水凝胶，如胶原蛋白、明胶、透明质酸 （HA）、壳聚糖等，始终具有良好的生物相容性和生物降解性。然而，它们的机械性能（如刚度和拉伸性）较差，这限制了它们的应用。相比之下，合成水凝胶（例如 PEG 衍生物、聚己内酯 （PCL）、聚乙烯醇 （PVA） 等）具有相对较高的机械性能，尽管它们的生物活性差且生物相容性不令人满意，但它们可以承受强大的机械载荷。近年来，一些新型自主设计的多肽和 DNA 水凝胶也得到了广泛的研究。总体而言，提供了典型水凝胶材料及其物理化学性质的总结（表 1），以便对水凝胶提供系统的印象。
天然材料。 胶原蛋白是细胞外基质 （ECM） 中最丰富的成分，在生理条件下，提取的胶原蛋白可以通过 pH 值和温度依赖性的自纤维化过程自发转化为水凝胶。只有数百纳米厚的胶原纤维和纤维富含胶原蛋白三螺旋配体 （GxOGER） 和精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸 （RGD） 等细胞粘附肽配体，这些肽可以与细胞膜受体结合，如 α1β1 和 α2β1 整合素。因此，胶原蛋白水凝胶可以被认为是一种仿生物质，在生理上模拟体内细胞微环境。然而，在高电池牵引和批次间差异期间较弱的机械强度大大阻碍了其应用。因此，人们已经做出了无数努力，通过化学交联方法（通常以糖基化和酶介导的交联为代表）来提高其机械性能和稳定性。此外，一些研究还报道了与 di 偶联的合成 PEG
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（琥珀酸 N-羟基琥珀酰亚胺酯）可以作为交联剂，通过胺交联实现胶原纤维互连，从而产生 0.7 至 4.0 kPa 的不同弹性模量 （E）。有趣的是，还开发了甲基化胶原蛋白水凝胶，并且凝胶化可以通过光照射引发，这为未来胶原蛋白水凝胶的新应用铺平了道路。
明胶是胶原蛋白中度水解和热变性衍生的产物，但它不具备三螺旋结构。受其启发，由于与胶原蛋白的分子组成相同，它也是胶原蛋白的理想替代品。明胶也可被细胞衍生的酶（例如基质金属蛋白酶 （MMP））生物降解，这种行为将有利于通过 ECM 蛋白沉积和细胞收缩力诱导的网络重排进行细胞介导的基质重塑。在尝试开发化学交联方法以增强机械性能的过程中，分别对应于纯明胶和甲基丙烯酸酯改性明胶的酶诱导（例如，转谷氨酰胺酶）交联和光诱导共价交联占主导地位
值得注意的是，明胶和胶原水凝胶支架的网络结构截然不同，分别对应于大孔和纤维结构，这可以通过机械转导信号传导调节不同的细胞行为和命运，并受益于不同的应用。但是，所使用的组合并不是最终基架架构的唯一原因。实际上，制造过程和修改方法也负责最终的脚手架架构。
HA 是一种高度亲水性的 ECM 组分，具有过表达受体 CD44 的各种细胞类型的细胞结合位点，因此可以对细胞迁移、分化等产生强大的影响。例如，据报道，在 THP-1 细胞中，基于 HA 的水凝胶可通过 CD44 介导的信号转导和转录激活因子 3 （STAT3） 激活触发 M2 样单核细胞/巨噬细胞的自发极性。此外，由于 CD44 聚集不一致，HA 的分子量 （MW） 是不同细胞行为的决定因素。发现 Mw （∼10 Da） （nHA） 高于较小片段 （oHA） 的 HA 可抑制
图 1 示意图，用于指示细胞和水凝胶基质之间的相互作用，通过相应的触发信号级联反应（例如，由内而外和由外而内的信号传导）揭示水凝胶物理化学性质对细胞生物学的影响，并说明无细胞和载细胞水凝胶的各种水凝胶生物医学应用
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表 1.
用于确定生物医学应用多样性的制备水凝胶的组成和物理化学性质
水凝胶材料
交联法
生物 活性
降解
网络孔径
粘 弹性
刚度
引用
天然材料
胶原
•
pH 值和温度•TG、Ca
2
+
•
PEG-diNHS•甲基丙烯酸化/光聚合
Col 衍生的三螺旋体（例如 GxOGER）
—
β
1-
含有整合素、RGD 肽
胶原酶、MMPs、纤溶酶、胃蛋白酶
纤维的
粘 弹性
•
10
–
250 帕 （
G ’
)
74,75
明胶
•
TG， 加利福尼亚
2
+
•
甲基丙烯酸化/光聚合•阿魏酸 （FA） 偶联/漆酶 （O
2
)
RGD
—
α 5 β
1 和
α v β
3
胶原酶、MMPs、纤溶酶、胃蛋白酶
大孔
粘 弹性
•
11
–
1800 帕 （
G ’
)
79
透明质酸 （HA）
•
丙烯酸化/光聚合•宿主
–
访客互动
与 CD44 受体发生特殊反应
透明质酸酶，MMP
–
粘 弹性
•
1.3
–
10.6 千帕斯卡 （
E
)
81
–
83
海藻 酸
•
二价阳离子（例如 Ca
2
+
或 Ba
2
+)
•
氧化
+
明胶
/
螯合剂（例如柠檬酸钠、EDTA 等）
纳米多孔
粘 弹性
•
0.5
–
3 千帕 （
G ’
)
5,84
纤维素
•
凝血酶/Ca
2
+
•
PEG-diNHS 抗体
RGD
—
α 5 β
1 和
α v β
3
胰凝乳蛋白酶、肌动蛋白酶、羧化酶等
纤维的
粘 弹性
•
0 –
8 千帕斯卡 （
G ’
)
85
脱乙酰壳多糖
•
戊二醛•京尼平•二异氰酸酯
/
水解
大孔
粘 弹性
•
2 –
30 千帕斯卡 （
G
’
)
86
琼脂 糖
•
温度
/
水解
–
粘 弹性
•
1 –
120 千帕斯卡 （
G
*)
87
肽
•
自组装
-
酶
纤维的
粘 弹性
•
500
–
2500 帕
89
–
91
脱氧核糖核酸
•
碱基配对
/
核酸酶
–
粘 弹性
•
4 –
23 千帕斯卡 （
E ’
)
92,93
合成材料
楔子
•
丙烯酸化/光聚合•硫醇化
/
水解
–
弹性的
•
1 –
1200 千帕斯卡
（压缩应力）
95
PVA
•
葡萄糖酸钙•戊二醛等
/
水解
–
弹性的
•
3.7
–
30.2 千帕斯卡
96
–
98
PCL
•
温度
/
水解
–
弹性的
•
~5 MPa（抗压强度）
101
聚丙烯 酰 胺
•
自由基共聚
/
水解
–
弹性的
•
0.1
–
740 千帕斯卡
99,100
聚氨酯 （PU）
•
温度
/
水解
–
弹性的
•
0.68
–
2.4 千帕斯卡 （
E ’
)
102,103
注意： / 表示无;- 表示取决于
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血管生成和炎症，反之亦然。相比之下，oHA 擅长通过以独特的方式调节细胞周期进程的 G1 期来刺激 ECs 的增殖。一般来说，HA 不能自主交联，在针对不同的特定应用设计合适的水凝胶之前，建议对 HA 聚合物链进行不同的化学修饰，包括酰肼官能化 HA、硫醇化 HA、甲基丙烯酸酯化 HA 等。
海藻酸盐通常被认为是一种生物惰性材料，由 （1-4） 连接的 β-Dmannuronate （M） 和 C-5 差向异构体 α-L-guluronate （G） 残基的均聚物块组成。G 残基可以被 Ca 等二价阳离子交联，形成蛋盒结构，从而产生藻酸盐水凝胶。更有趣的是，水凝胶中的螯合 Ca 很容易被一些高度配位的螯合剂（如柠檬酸钠或乙二胺四乙酸）剥夺，从而导致水凝胶分解。交联海藻酸盐水凝胶表现出类似于基底膜的纳米多孔结构，可以对藏匿的细胞施加物理限制并影响细胞的扩散、迁移、分化等。此外，用不同 MW 构建的海藻酸盐水凝胶显示出可调的粘弹性和应力松弛时间，这进一步有利于细胞收缩力诱导的配体 （例如 RGD） 聚集，并影响 FA 复合物的形成和机械敏感蛋白的激活 （例如 YAP）。
除了上述常见和广泛使用的水凝胶外，还有许多其他天然水凝胶，例如丝素蛋白、壳聚糖、琼脂糖、蛋白质（例如牛血清白蛋白）和多肽和 DNA 水凝胶等，如表 1 所示，它们也显示出各种生物医学应用的巨大潜力。更重要的是，这些水凝胶引起了越来越多的关注，其中多肽水凝胶、DNA 水凝胶等因其非凡的遗传信息而值得更多关注。多肽是蛋白水解的中间产物，其两亲性链可以通过氢键和静电相互作用自组装成 3D 水凝胶网络。因此，它们具有很高的生物相容性，并且可以被赋予刺激响应特性和可调机械特性，在组织工程、药物递送和生物传感方面具有巨大潜力。同样，DNA 水凝胶也可以是自组装的，但这个过程遵循 Watson-Crick 碱基配对规则。它允许对 DNA 水凝胶中的分子结构和功能进行精确调节，获得意想不到的卓越性能，例如不可或缺的遗传功能、广泛的生物相容性、精确的分子识别、多功能性和方便的可编程性。
合成材料。 PEG 衍生物是应用最广泛的合成生物相容性水凝胶材料，因为它们易于制备、成本相对较低、不可生物降解、易于化学改性和可调的机械性能。制备 PEG 水凝胶的最常见方法是聚乙二醇二丙烯酸酯 （PEGDA） 链的光聚合。然而，原始的 PEG 衍生物具有生物惰性，因此无法支持细胞粘附。因此，为了使 PEG 水凝胶具有生物活性和可生物降解性，化学修饰是必不可少的，其中细胞整合素结合基序和 MMP 通常偶联到 PEG 聚合物链的主链上。
PVA 是另一种用于医疗的具有高生物相容性的合成水凝胶，例如软性隐形眼镜、滴眼液、组织粘附屏障、人工关节、人工肾膜等。然而，固有的低机械性能严重阻碍了 PVA 水凝胶的发展。因此，已经建立了不同的方法来提高其机械性能，例如双交联法和多壁碳纳米管掺杂。
作为经典的温度敏感水凝胶，聚（N-异丙基丙烯酰胺） （PNIPAAm） 和聚丙烯酰胺是两种水溶性聚合物，通过丙烯酰胺 （AAm） 单体单独自由基聚合或与丙烯酸 （AAc） 结合产生。可以调整 AAM/AAc 比率以控制水凝胶从液态到固态的较低临界开关温度。目前，对这两种水凝胶的研究已经全面开展，发现它们在药物递送、间充质干细胞 （MSC） 载体和其他组织工程中发挥着重要作用。然而，这两种水凝胶较差的生物降解性和对细胞的潜在毒性作用仍然阻碍了它们在生物医学领域的发展和应用。
此外，还有一系列其他合成水凝胶用于某些生物医学应用。通常，PCL 已被广泛用作组织工程支架材料，因为它柔软、易于制造、生物降解期长且具有优异的生物相容性。聚氨酯 （PU） 是由多元醇和异氰酸酯反应得到的一类合成材料。通过改变所采用的多元醇和异氰酸酯的化学结构，可以轻松精细地调整 PU 水凝胶的机械性能。实际上，为了获得更多的功能并提升其性能，还开发了由多种水凝胶组成的各种复合水凝胶，并用于调节孔隙率、孔径、机械强度等。作为一种范例，通常分别使用的三种水凝胶成分，即 PEG、PNIPAAm 和壳聚糖，可以集成以产生物理交联壳聚糖-PEG-PNIPAAm 复合水凝胶。与单独的单个组件相比，这种复合水凝胶被赋予了 pH 值和温度敏感性，以及通过变化的 PEG MW 增强和可调的机械性能。
水凝胶支架的制备策略及相关特性水凝胶支架的制备方法是可以决定其应用领域的另一个关键点。多年来，已经开发了几种方法，例如原位凝胶化、静电纺丝、微图案化、生物打印、微流体等，以生成具有不同特性和特征的水凝胶支架，以满足其特定生物医学应用的要求。
水凝胶支架的制备方法及性能
原位凝胶化：原位可注射水凝胶因其易于处理的特性以及易于将生物活性成分和/或细胞封装到水凝胶前体溶液中而受到深入研究。经过简单的物理混合
图 2 水凝胶前驱体溶液到凝胶（溶胶-凝胶）转变过程的流变学表征。修改自参考文献。版权所有 2006 Elsevier
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加载外源性物质并在所需病灶注射，进行代表凝胶化的自发或外部刺激启动的交联过程。原位凝胶水凝胶有几个优点。首先，水凝胶可以通过微创注射输送到所需的部位，并增强注射部位的细胞或/和药物保留，这有望提高患者的依从性和疗效。其次，原位凝胶可以保护敏感药物如蛋白质、基因、生长因子等免受酶的生物降解。
通常，合成原位水凝胶有三种策略。一种策略是在引发剂和交联剂存在下通过化学交联（例如，酶诱导交联、高能辐射、Diels-Alder“点击化学”、光活化交联等）实现小分子聚合。值得注意的是，紫外线 （UV） 是最有效的触发器，具有最高的能量来诱发自由基的产生，有效地启动水凝胶交联。然而，紫外线的组织穿透深度有限，这意味着当前通过 UV 引发交联的水凝胶（例如 PEGDA）仅适用于体外测试。第二种策略是天然或合成亲水性聚合物的直接交联，这可以由体内刺激触发，例如温度、pH 值、酶、氧化还原和其他因素。值得注意的是，在原位注射应用中应认真考虑体内的凝胶化时间，因为过长的凝胶化时间会导致药物或细胞从水凝胶中泄漏，从而在交联过程中渗透到整个疾病部位，从而降低治疗效果。到目前为止，已经开发了不同的新策略来加速体内凝胶化过程。有趣的是，自修复作为可自修复水凝胶通常发生的第三种途径已成为一种很有前途的原位凝胶化策略，因为它具有动态和可逆的交联键，例如动态共价键（例如，席夫碱）和物理键（例如，氢键）。通常，药物或细胞容纳的自愈水凝胶可以在体外构建，然后注射到目标位点。 由于聚合物链的运动和交联键的动态变化，注入的水凝胶片可以在原位重新形成力学性能未受损的整体结构，规避了水凝胶前驱体溶液的注入问题，即低凝胶化速率。
冷冻干燥：冷冻干燥是水凝胶支架施工的重要方法。一般来说，水凝胶前驱体交联后制备的水合或冻干水凝胶可以根据其不同的用途直接用作支架。在冻干水凝胶构建过程中，温度、冻融时间等详细参数会干扰内晶的演化过程，显著影响制备支架的物理性质（如微结构、溶胀率、降解等）。例如，将冷冻温度从 -10 °C 降低到 -70 °C 可能导致所得支架的平均孔径从 325 μm 减小到 85 μm。这种现象可能归因于更高的温度，这会导致脚手架内出现更大的冰晶。正如记录的那样，孔径的增加会进一步影响支架的吸水率，从而导致溶胀率和降解速率以及机械性能的升高。同时，孔径的增加也会加速封装活性分子在支架内的扩散速率。对于细胞培养，大孔径诱导的平坦表面可以促进细胞在这些表面上的粘附，同时抑制细胞迁移到支架中。冻干水凝胶最重要的优点是相对容易储存和保质期长。尽管如此，制备的支架的实际应用领域仅限于植入物或软伤口敷料的侵入性应用。
令人鼓舞的是，现在也开发了不同的策略来制备具有更均匀孔隙的水凝胶支架，有望扩大其应用。
静电纺丝：静电纺丝通过从喷丝头中提取粘弹性聚合物，然后将它们沉积在集热板上，生产出具有设计尺寸和方向的纤维。制造机制和过程已在其他评论中阐明。已经证明，与纤维直径或取向相关的过程和最终纤维形态容易受到聚合物溶液的浓度、电导率、粘度、MW、溶剂挥发性和分子结构的影响。关于这一点，在通过静电纺丝技术制造水凝胶纤维之前，需要仔细和充分的考虑。
静电纺丝支架已广泛用于生物医学应用，例如组织工程、药物输送等。 研究人员报道了一系列用于心脏组织工程的静电纺丝聚苯胺-明胶纤维支架，这些支架可以促进心脏成肌细胞的粘附和增殖。此外，通过静电纺丝获得的聚合物纳米纤维可以编织成表面，这些涂层表面可以作为基质来研究细胞对可变底层拓扑和化学表面的反应。通常，在 PCL 纤维支架上培养的神经胶质瘤细胞在白质组织中表现出拉长的形态和增加的迁移电位，这可能归因于 JAK/STAT 信号激活。同时，癌细胞迁移已被证明依赖于肌球蛋白 II 而不是应力纤维，这种行为与在二维 （2D） 基质上培养的细胞相反。
纳米纤维支架也用于输送细胞，以实现针对癌症的细胞治疗。Bago 等人将含有 MSC 的聚乳酸静电纺丝支架植入肿瘤切除左腔。支架植入物可刺激 MSCs 释放 TRAIL 抗肿瘤蛋白，以缩小胶质母细胞瘤 （GBM） 异种移植物的体积并抑制其复发。 除了细胞递送外，用作药物递送系统的静电纺丝支架也得到了广泛的探索。到目前为止，许多治疗药物包括小分子药物和生物物质，如抗生素、蛋白质、DNA、RNA 和生长因子，可以通过静电纺丝工艺中的封装整合到静电纺丝纤维中。独特的合成方法和形态决定了静电纺丝纳米纤维支架适用于局部给药、经皮给药和口服给药，其中短纳米纤维/片段可用于局部注射到病变部位，侵入性最小。特别是，近年来刺激响应纳米纤维的出现为时空控制药物释放提供了新的方法。
微图案化：微图案化技术是专门为控制细胞粘附区域的表面几何形状和化学状态而开发的。因此，该方法非常适合统计研究和分析环境线索对细胞生物学行为的影响，包括细胞骨架动态重排、极性、细胞有丝分裂、迁移、分化等。当在亚细胞到单细胞水平形成模式时，细胞扩散受到阻碍。随后，粘附的细胞被自发驱动将其细胞骨架重新排列到设计的空间。在多细胞尺度上，微图案用于形成微尺度岛，使细胞形成具有特定形状、极化和信号转导的片状。Monzo 等人创建了由层粘连蛋白包被的微图案组成的线性轨迹，以模拟血管系统，用于研究体外细胞迁移行为。结果显示 GBM 细胞表现出盐性迁移
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方式类似于它们的体内运动，这是微管依赖性极化、收缩肌动蛋白束和动态桩蛋白粘附共同作用的结果。有趣的是，福尔曼蛋白抑制导致微模式上 GMB 迁移减弱，表明 FHOD3 等福尔马林蛋白参与了增强的迁移。
此外，利用微图案化策略，可以获得 3D 微孔阵列以生成多细胞球状体。例如，研究人员报告了一个使用微图案化来产生微共培养平台的案例。在这个平台中，乳腺类肿瘤被接种在微孔内，微孔被充满基质细胞（3T3-L1 脂肪细胞祖细胞）的水凝胶基质包围。结果表明，癌细胞在诱导介质存在下能与周围的基质细胞紧密相互作用，影响其分化为脂肪细胞。更有趣的是，当基质刚度从 200 Pa 增加到 3 kPa 时，基质细胞脂肪生成会受到抑制。这一结果表明，基质-癌症相互作用高度依赖于 ECM 刚度，这为癌症治疗策略的建立提供了重要的指示。
总的来说，水凝胶微图案化技术是一种强大的工具，可将水凝胶设计成所需的基序或图案，从而使细胞研究（例如，信号转导、形态改变）更容易。然而，空间分辨率和图形可重复性差、成本高和制造工艺复杂等问题仍未得到解决，这无疑缩小了它们的应用领域并阻碍了它们的普及。
生物打印：生物打印是基于以下假设而建立的：细胞的精确排列可以发送生理信号以产生功能性组织。它可以让水凝胶支架与物镜单元结合，然后通过计算机控制将它们联合制造成设计的形状。 这种方法具有许多优点，例如工艺简单、成本低和浪费最少。更鼓舞人心的是，它提供了持续和适应性发展的能力，这使得这项技术成为一种非常强大的工具，可以彻底改变我们以以前不可能的方式迭代设计的能力。
基本上，生物打印有两种主流策略：（1） 一步生物打印制造，其中细胞被包裹在水凝胶中，然后直接打印到结构中;（2） 两步生物打印，其中水凝胶材料被预打印成所需的结构，然后细胞扩散到预打印的支架上。如今，基于 3D 打印技术的各种疾病/组织模型（例如神经组织、肿瘤等）或支架材料（例如骨替代品）已被开发用于组织工程和药物测试。在 Dai 等人进行的一项研究中，与标准 2D 细胞模型相比，由神经胶质瘤干细胞构建的 3D 生物打印脑肿瘤模型显示出对化疗药物更强的耐药性。2D 和 3D 平台之间的这种明显的治疗差异可以解释以前临床中许多药物转化的失败，这些药物转化主要依赖于 2D 测试模型的实验室数据，从而凸显了仿生 3D 模型在药物测试中的重要性。
如今，人们已经付出了巨大的努力来提高 3D 打印的分辨率，减小的特征尺寸可以提高生物打印结构的保真度并模拟天然组织的再生。这些进步将使水凝胶与 3D 打印完美结合，为生物医学领域的多个方面做出更多贡献。然而，用于 3D 打印的生物相容性和可打印生物墨水的合理设计仍然是主要挑战，尤其是在打印复杂的细胞加载 3D 结构用于功能性组织构建的情况下。因此，需要付出更多努力来促进生物打印技术的广泛应用。
微流体：微流体在组织工程和细胞生物学研究领域成为构建具有均匀尺寸和受控形状的各种水凝胶结构（例如，微纤维、微颗粒和水凝胶构建块）的重要工具。水凝胶超细纤维通常是在基于层流的多相同轴流系统上经历化学或光聚合后制造的。作为一种范例，研究人员使用微流体构建基于同轴流的壳聚糖微纤维，其中携带的人肝癌 （HepG2） 细胞保留了肝脏特异性功能特征（例如，白蛋白和尿素合成）。
微流体技术的其他重要应用是制造微凝胶、微滴或微粒，这也以化学和光诱导交联作为组织工程和药物递送的合成原理。微流体技术可以通过精确设计微流体通道来微调微液滴的诞生过程，因为微流体通道的特定几何形状和输入可以控制挤出水凝胶的流速。以前，海藻酸钠是通过油包水乳液法制造水凝胶微粒的常用材料。 此外，可以相互交联的光交联聚合物（例如 PEGDA）也被广泛使用的材料，通过连续流光刻技术在微流体中产生微粒。
载细胞的水凝胶构建单元也可以通过热、化学或光诱导聚合机制使用微纳加工技术制造。对于热诱导交联水凝胶（例如胶原蛋白、琼脂糖、基质胶等），通常采用微成型技术。通常，细胞悬液首先在 40 °C 下与琼脂糖充分混合，然后沉积到预制的聚二甲基硅氧烷微通道中，并在冷却过程中聚合成微尺度水凝胶组织结构。Cuchiara 及其同事采用这种方法制备了一种基于光交联 PEGDA 的多层微流体水凝胶系统。该系统用于容纳细胞并研究物质如何在水凝胶内运输以及什么影响运输并对细胞行为产生影响。这些结果表明，营养扩散和细胞活力取决于与灌注通道的距离，当细胞位于靠近外围区域（距微通道 600-1500 毫米）时，观察到最低的细胞活力。
注射用水凝胶与非注射水凝胶。 一般来说，水凝胶可分为注射和非注射两种。与非注射水凝胶相比，可注射水凝胶具有一些突出的优势。详细来说，大多数非注射水凝胶需要植入，而注射水凝胶可以通过微创注射方式输送到疾病部位。值得注意的是，可注射水凝胶是指那些可以穿过内侧注射器针头并在皮下或肌肉组织形成集成块状水凝胶的可流动材料。具体来说，可流动材料可以进一步分为两个子组，即水凝胶前驱体或自修复水凝胶。前者是经典的可注射水凝胶，在体内不同的生理刺激（如温度、pH、光、氧化还原等）下都能糊化。例如，胶原蛋白或基质胶的纤维化生成过程（相变）将在生理条件（37 °C，pH = 7.4）下发生，这对注射是有益的。此外，研究人员报道了一种用于抑制肿瘤的 Ce6-CAT/PEGDA 水凝胶，它可以在 660 nm 照射下通过产生自由基原位糊化，从而通过多次刺激实现强大的光动力免疫疗法。
自修复水凝胶是指通过动态化学键（如席夫碱）形成并在损坏后恢复其网络的材料。特别是，可注射水凝胶的特点
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由于聚合物链的运动和交联键的动态变化，流动性高。因此，在剪切应力下，可以很容易地注射水凝胶，然后恢复它们在目标疾病部位的形态/机械性能。最近，已经报道了不同类型的自修复水凝胶，它们显着拓宽了水凝胶的应用窗口。通常，自愈水凝胶通过诱导人内皮集落形成细胞 （hECFC） 的收缩介导的整合素 β1 聚集并促进 FAK 活化和金属蛋白酶表达，在促进血管再生方面显示出巨大潜力。
水凝胶特性对细胞行为和信号通路的影响
累积的证据表明，细胞可以感知并响应周围的基质。反过来，ECM 的物理化学性质可以持续影响细胞的生物学事件。研究发现，水凝胶的物理性质，例如刚度、孔径、粘弹性、结构、可降解性等，可以通过改变机械转导信号来调节细胞生物学。此外，与细胞附着位点、手性、缺氧诱导官能团、（不可逆）交联位点等相关的水凝胶的化学性质可以调节细胞整合素聚集所涉及的信号级联反应，从而进一步决定细胞命运。此外，水凝胶（即智能水凝胶）的刺激响应特性也可以动态调节细胞生物学，有望获得广泛的应用领域。本文讨论了有关 ECM （即水凝胶支架） 和细胞之间相互作用以及潜在信号通路的更多细节。
静态水凝胶的理化性质用于调节细胞生物学
刚度。 据报道，大脑、肌肉和骨骼的弹性模量分别为 1、10 和 100 kPa。
然而，在肿瘤等病变组织中，刚度显着变化，这被认为是肿瘤进展的原因。水凝胶可以提供一定的支架结构，模拟细胞存活的基质基质以支持藏匿细胞的活动，这决定了水凝胶支架的特征刚度应以细胞/组织类型依赖性方式满足生理需求。因此，当使用水凝胶支架作为组织基质替代品时，应为特定应用谨慎选择水凝胶的刚度。
令人惊讶的是，水凝胶刚度也被证明会影响细胞活动和功能，例如细胞形态、增殖、迁移、分化、干性等。因此，有必要全面了解细胞如何感知和响应水凝胶刚度，这可以引导未来的水凝胶设计。基本上，可以实现对水凝胶刚度变化的传感和响应的机械传感器包括细胞整合素、黏着斑激酶 （FAK）、Rho GTP 酶、细胞应激纤维等。细胞会检测基质刚度，然后根据不同细胞-ECM 粘附强度的要求相应地调节 FA 复合物和细胞骨架收缩力，最终实现细胞内和细胞外力稳态。
刚度诱导的经典机械转导信号通路包含整合素依赖性 FAK 信号传导、Rho/ROCK 信号传导、YAP/TAZ 信号传导、Wnt/β-catenin 信号传导等，它们都负责将机械力转化为生化信号并决定终末细胞命运（图 3）。几个小组证明干细胞和心脏成纤维细胞分化与基质刚度有关，这被认为是一个机械调节过程。具体来说，干细胞在刚性聚丙烯酰胺水凝胶基质上培养时，其刚度（杨氏模量，E）约为 42.1 kPa，而软质聚合物的刚度约为 7 kPa，则倾向于分化为骨细胞。此外，另一项独立研究表明，柔软的聚丙烯酰胺水凝胶基质 （E， ~1 kPa） 有益于干细胞
图 3 表示不同水凝胶刚度诱导的代表性细胞机械信号通路的轮廓图像。水凝胶刚度被证明与粘附斑激酶 （FAK） 信号传导、 RhoA 信号传导和 Wnt 信号传导的许多激活相关，并同时调节细胞形态、增殖、迁移、侵袭性、分化和干性。该图是用 biorender （https://biorender.com/） 制成的
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分化为富含软骨生成和成脂谱系特征的细胞。一旦在刚性基质 （E， 15 kPa） 上培养，干细胞倾向于向平滑肌细胞谱系分化。值得注意的是，在刚性基质上培养的干细胞显示出更大的铺展，产生更多的应力纤维，并获得更高的增殖速率。此外，据报道，刚性明胶水凝胶底物 （储能模量，G' = 2280 Pa） 促进心脏成纤维细胞分化为扩散更大的肌成纤维细胞，表明与软质明胶相比存在心脏纤维化 （G' = 90 Pa）。这些病例还强调，在不同刚度刺激下机械调节的细胞表型偏好可能与 FAK/ （细胞外信号调节激酶） ERK 信号传导相关。具体来说，激活的 FAK 可以靶向桩蛋白，从而进一步激活丝裂原活化蛋白激酶 （MEK）、ERK 和肌球蛋白轻链激酶 （MLCK）。最后，增加的 MLCK 促进了刚性基质上的细胞肌动蛋白-肌球蛋白表达和肌原细胞分化。
令人鼓舞的是，另一种分子信号转导通路被底物刚度激活，以驱动特异性细胞分化到肌源谱系中。已经证明机械传感器（即 RhoA）可以响应外部基质刚度，其中刚性基质可以激活 RhoA/Rho 相关蛋白激酶 （ROCK） 信号传导。随后，ROCK 信号激活可以自发激活 MLCK，并进一步驱动干细胞分化为肌原谱系。此外，YAP/TAZ 还可以作为机械传感器和机械传感器来感知和响应外部基质刚度，这通常是调节细胞增殖和命运、组织再生和肿瘤发生的经典信号通路。相关研究表明，当 ECM 刚度增加时，YAP/TAZ 的细胞质向细胞核移动，这导致成纤维细胞增殖促进。相比之下，激活的核内 YAP/TAZ 可以在没有增殖的情况下通过与 β-catenin 相互作用在暴露于刚性底物时促进 hMSCs 分化为成骨。在另一项独立研究中，研究人员证明，在刚性聚丙烯酰胺基质 （E， 126 kPa） 上培养时，人结直肠癌细胞中 MMP-7 的表达通过激活 YAP、MRLC 和 EGFR 上调，因此与在顺应性基质 （E， 2 kPa） 上培养相比，预后较差。值得注意的是，基质刚度还可以调节 Wnt/β-catenin 信号通路以控制细胞行为。 在这方面，发现较高的基质刚度可诱导 β-catenin 积累并易位到细胞核中，然后与 T 细胞因子/LEF 共激活因子结合，在此期间软骨细胞去分化伴随着胶原蛋白 I 和 β-catenin 表达水平的增加以及胶原蛋白 II 表达水平降低。更有趣的是，发现基质刚度可能调节转化生长因子 （TGF）-β 和骨形态发生蛋白 （BMP） 受体的表达和空间组织、整合素亚基 （例如，α1、β1、αVβ3 和 β3） 表达和细胞内活性氧水平，从而影响相关的信号通路和细胞功能特征。
值得注意的是，在 2D 和 3D 基于水凝胶的 ECM 中，细胞对基质刚度的反应和作用是不同的，3D 情况下的细胞扩散与 2D 衬底上的相反。详细地说，细胞在刚性胶原蛋白基水凝胶上分布了大面积，但在 2D 环境中，细胞在柔软的水凝胶上被塑造成圆形图案。相比之下，在 3D 设置中，细胞在刚性胶原蛋白基水凝胶内聚集成圆形形态，但在软水凝胶中表现出扩散形状。除了基于 2D 和 3D 水凝胶的 ECM 之间细胞分布的差异外，分子水平的细胞骨架结构也不同
在 2D 细胞培养物中有厚厚的发达的腹侧应力纤维束，而在 3D 环境中，细胞皮层中仅发现少量细应力纤维。此外，两个 ECM 之间的细胞信号传导也不同，其中 2D ECM 中的细胞粘附由发生在细胞-底物界面的基于整合素的 FA 决定。作为比较，除了细胞基质之间界面上的少数 FA 外，3D 环境中的大多数细胞更喜欢产生钙粘蛋白等细胞间接触。这些差异归因于与 2D 培养中预先确定的顶端-基底极性相比，3D 培养支架提供 360° 不受限制的相互作用。总体而言，基质刚度是细胞命运的关键决定因素。从材料科学的角度来看，合理设计具有生理匹配刚度的水凝胶支架作为 ECM 替代物对于直接获得适当的细胞功能至关重要，这也将有利于组织工程和癌症治疗的研究。
为了使水凝胶支架的刚度满足实际生物医学应用的需求，已经开发了许多方法来调节水凝胶的刚度。大量经验表明，纳米颗粒掺杂或化学交联是增强机械性能的两种主要方法。然而，刚度并不是能够在 3D 环境中决定细胞行为的唯一原因，其他一些参数，如基质孔径、粘弹性等，也可能同时对细胞生物学产生重大影响。
除了刚度水平外，人们还认为基质硬化时间也会影响细胞生物学，例如，调节 hMSCs 谱系定型。简而言之，成脂分化仅在晚期硬化阶段出现，而成骨分化可以在早期基质硬化阶段观察到。然而，在具有相同刚度的静态基材中尚未观察到这些由基材刚度变化引起的这些不同的细胞响应。这一出乎意料的结果表明，用于调节细胞生物学的时间依赖性刚度信号的复杂相互作用可用于预测组织发育、伤口愈合过程和疾病进展。此外，硬化时间对干细胞分化、成纤维细胞活化和癌细胞侵袭也很重要，这为组织再生和药物开发提供了重要基础。总的来说，水凝胶理化性质的动力学调控对于概括体内动态微环境特征的意义值得认真考虑，这对利用我们对细胞生物学的理解非常有益。
孔径。 多孔 ECM 网络可以通过改变孔径对居住/移动细胞施加不同程度的物理空间限制效应，并进一步影响单个细胞行为和多细胞组织。例如，癌细胞可以克服具有 1-30 μm 孔隙的原代肿瘤基质的限制效应，并移动到遥远的位置。癌细胞迁移和干细胞归巢都不可避免地会经历穿过血管的内渗和外渗过程，在此期间，细胞会通过挤压自身的细胞体穿过 ECs 之间 1-2 μm 的间隙。具有不同孔径的多孔结构是水凝胶支架的另一个重要物理特性。据信，这些孔隙也会影响细胞活动。不稳定的多孔结构可以调节许多生理活动，并决定包埋细胞或药物在各种病变应用中的成败，因为多孔通道是营养物质、代谢物和其他物质的运输通道。因此，系统深入地了解水凝胶孔径诱导的细胞限制对细胞生物学的影响有利于改进再生医学和癌症治疗。
在分子水平上（图 4a），水凝胶内的细胞限制会影响细胞膜蛋白的调节力
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通过激活各种机械转导信号进行传递、细胞骨架重排、细胞器分布、核膜蛋白和染色质重组，所有这些改变最终都会影响细胞形态、迁移、侵袭、分化等。例如，胶原水凝胶（孔径 <1 μm）内的空间限制可能导致 FA 蛋白（例如，黏着斑蛋白、桩蛋白、踝蛋白、α-肌动蛋白、zyxin、VASP、FAK 和 p130Cas）在整个人纤维肉瘤细胞质中扩散和分布，而不是发现 FA 聚集体常规分布的细胞膜。有趣的是，这些扩散蛋白仍然保留了通过影响突起活性和基质变形来调节细胞迁移的能力。此外，据观察，空间限制可导致机械敏感蛋白 YAP/TAZ 保留在细胞质中，并且这个过程可能受 Rho GTP 酶和肌动蛋白细胞骨架张力的调节。在图 4b-e 中，hMSC 局限于不同体积的甲基化 HA 水凝胶孔内 （V > V> V> V），其中在 Vwell 内孵育的细胞中观察到应力纤维表达显着升高（图 4b、c）。同时，与其他组相比，Vgroup 观察到高 YAP/TAZ 表达和明显的细胞质核易位 （图 4d、e）。同时，孔体积差异诱导的限制效应导致不同的细胞分化偏好。 通常，V 诱导的限制推动干细胞向成骨转变，与 V 相比，具有更多的 ALP 表达。此外，证实限制上调 CXCR2 趋化因子受体表达并提高细胞内钙水平，这两者都与细胞骨架重塑和细胞收缩性密切相关。蛋白激酶 C 也被证明在限制存在下参与细胞骨架重组，激酶 C 抑制和视黄酸的结合可以协同延缓细胞迁移。
水凝胶支架引起的限制也可能影响细胞核组成，从而导致 DNA 损伤和
破坏细胞分裂。细胞核作为一种重要的机械传感器，当环境孔半径为 <7 μm 时，会发生细胞核重塑。作为一种范例，与非限制细胞相比，限制 （7-9 μm） 导致视网膜色素上皮 （RPE1） 细胞的有丝分裂时间延长 （~2 倍）。此外，在限制条件下，观察到 HeLa 细胞中的染色体分离错误 （65%） 和 RPE1 细胞中的微核 （25%）明显。此外，当限制度升高时，细胞核中与 DNA 修复或核酸酶相关的移动蛋白相应地减少。特别是，当孔径减小到 2 μm 时，只有染色质可以维持在细胞核内，并且发现染色质的变化动力学受细胞骨架和核骨架的双重调节。同时，局限细胞可以产生更少的 lamin A/C 和更多的动态异染色质病灶，而当细胞表现出极化形态时，会观察到相反的趋势。
除了影响细胞区室外，细胞生物活性还受到水凝胶支架孔径的显着干扰。例如，当被限制在直径为 8 μm 的玻璃管中时，骨肉瘤细胞的分裂和增殖会受到显着抑制。McAndrew 等人证明，当干细胞在孔体积较小 （30 μm） 的明胶支架内培养时，干细胞更倾向于分化为成骨谱系，而不是较大的支架 （100 μm）。另一项独立研究还证实，明胶支架的孔径可以通过调节细胞内肌动蛋白细胞骨架组织和 FA（例如，α2 和 α5 整合素）在细胞膜上的分布来调节干细胞分化（图 4f，g）。 此外，水凝胶基质孔产生的限制也决定了癌细胞的迁移模式。研究人员报告说，当癌细胞被困在水凝胶中时，它们会将其迁移途径从间充质转变为类似阿米巴样的迁移方式。这种转变被认为与 RhoA 信号转导有关，这种转变极大地降低了 Rac1 活性。此外，癌细胞可以
图 4 水凝胶支架孔径对细胞生物学的影响。a 孔径对细胞区室、分子功能、细胞骨架排列等的影响总结该图是用生物渲染 （https://biorender.com/） 制成的。b–e 孔径（体积，V > V > V> V）依赖性细胞应激纤维形成 （b， c） 和 YAP 细胞质-细胞核易位 （d， e）。*p < 0.05，**p < 0.01。经许可转载。版权所有 2015，施普林格自然。f、g 一个案例侧重于孔径（孔径：47.0 ± 2.2 μm（第 i 组）、84.8 ± 11.0 μm（第 ii 组）、147.9 ± 7.2 μm（第 III 组）和 198.7 ± 9.1 μm（第 iv 组））如何影响间充质基质细胞中的 F-肌动蛋白 （f） 和黏着斑蛋白 （g） 表达。经许可转载。版权所有 2016，施普林格自然
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在集体迁徙过程中，动态地交替地使它们的新陈代谢适应禁闭和非禁闭。总的来说，水凝胶支架的孔径是细胞生物学和命运的重要指标或标志物，在制备针对某些特定应用的水凝胶支架时需要更加关注。
粘 弹性。 人们普遍认为，组织具有粘弹性。此外，包括 ECM 衍生成分（例如胶原蛋白、纤连蛋白 （FN） 等）和非 ECM 衍生材料（例如藻酸盐、壳聚糖等）在内的水凝胶生物材料也显示出以应力松弛或蠕变行为为代表的粘弹性。这些粘弹性特性调节了藏匿细胞与周围基质的相互作用，与那些没有被水凝胶支架基质包埋的细胞相比，可以引发细胞扩散、增殖和分化的差异。因此，粘弹性调制对于获得令人满意的水凝胶基质物镜到所需应用也非常重要。水凝胶粘弹性的影响因素有很多，例如前驱体的组成和浓度、MW、链柔韧性、交联密度或方法（例如，动态交联键）等。当细胞被放置在粘弹性水凝胶基材上时，细胞的牵引力通过 Rho 和 Rac 信号调节随时间动态变化（图 5a）。开始时，由于水凝胶支架的刚性，细胞运动和在周围水凝胶基质上的扩散或变形产生的牵引力和应变力会受到抵抗。随着时间的推移，由于各种耗散事件（例如弱键的解绑）引起的抵消效应，这些力逐渐减小
聚合物解缠、蛋白质去折叠和分子在水凝胶内滑动。例如，海藻酸盐已被广泛用作骨架材料，通过改变其 MW 来调节所制备的水凝胶的粘弹性（例如，应力松弛速度或可塑性）。粘弹性的精细调节便于专门研究水凝胶应力松弛对细胞行为的影响，因为细胞不能降解藻酸盐基水凝胶。此外，微调的粘弹性可以影响细胞行为，而与基材刚度无关。
应力松弛速度是粘弹性的标志。
有趣的是，与高 MW （MW 280 kDa， 3300 +/− 800 s） 相比，低 MW （35 kDa） 的海藻酸盐显示出更快的弛豫速率 （170 +/− 20 s），即使它们具有相同的弹性模量。这种快速弛豫速率有利于细胞收缩力诱导的机械基质重塑，这也允许增加水凝胶中 RGD 配体的聚集，并进一步促进细胞中细胞 β1 整合素表达、FA 形成和 YAP 细胞核易位的增强（图 5b）。更有趣的是，水凝胶支架基质的快速弛豫速率也促进了携带的 MSCs 的扩散、增殖和成骨分化潜能。在上述相同的水凝胶支架系统下，研究人员发现，高塑性藻酸盐基水凝胶基质中的 MDA-MB231 乳腺癌细胞可以延伸其侵袭性伪足突起，以机械方式打开微型通道以促进其迁移，而不是遵循传统的蛋白酶依赖性迁移（图 5c、d）。研究还表明，不含 RGD 的藻酸盐基质的快速松弛可以显着促进软骨基质的形成并维持细胞表型，白细胞介素 （IL）-1β 分泌较少。这一结果表明，嵌入
图 5 关于水凝胶粘弹性如何调节细胞生物学的澄清和证据。a 细胞与弹性/粘弹性水凝胶之间通过激活 Rho 和 Rac1 信号通路相互作用的示意图。经许可转载。版权所有 2015，施普林格自然。b 一个案例描述了具有快速应力松弛的水凝胶如何促进干细胞扩散和 β1 表达并导致整合素聚集。经许可转载。版权所有 2015，施普林格自然。c 在具有缓慢、即时和快速弛豫速率的粘弹性水凝胶中培养时，癌细胞中的蛋白酶非依赖性侵袭方式，以及 d 通过逐渐扩大侵袭性伪足而不是蛋白酶的周围水凝胶基质的癌细胞迁移模式示意图。经许可转载。版权所有 2018， Springer nature
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