نظام الهيدروجيل الديناميكي-الإطار العضوي المعدني يعزز تجديد العظام في التهاب اللثة من خلال توصيل الدواء بشكل محكم Dynamic hydrogel–metal–organic framework system promotes bone regeneration in periodontitis through controlled drug delivery

المجلة: Journal of Nanobiotechnology، المجلد: 22، العدد: 1
DOI: https://doi.org/10.1186/s12951-024-02555-9
PMID: https://pubmed.ncbi.nlm.nih.gov/38797862
تاريخ النشر: 2024-05-26

نظام الهيدروجيل الديناميكي-الإطار العضوي المعدني يعزز تجديد العظام في التهاب اللثة من خلال توصيل الدواء بشكل محكم

كيبي لو , يوشين يانغ , تشينغتشون هو , زونغتاي لي , ويشينغ تشيو , أنكي لي , يولين داي , ويشينغ و شينتشون زانغ

الملخص

التهاب اللثة هو مرض التهابي مزمن شائع، يؤدي إلى تدهور تدريجي في عظام الفك. تستمر التحديات في تحقيق إصلاح فعال لعظام الفك بسبب تأثير البيئة الميكروبية البكتيرية الفريدة على الاستجابات المناعية. تستكشف هذه الدراسة نهجًا جديدًا يستخدم الأطر المعدنية العضوية (MOFs) (التي تتكون من المغنيسيوم وحمض الجاليك) لتعزيز تجديد العظام في التهاب اللثة، والذي يركز على الأدوار الفسيولوجية لأيونات المغنيسيوم في إصلاح العظام وخصائص حمض الجاليك المضادة للأكسدة والمعدلة للمناعة. ومع ذلك، فإن البيئة الفموية الديناميكية والجيوب اللثوية غير المنتظمة تشكل تحديات لتوصيل الدواء المستدام. تم تصميم نظام هيدروجيل ذكي استجابة، يدمج الكاربوكسي ميثيل كيتوزان (CMCS)، الدكستران (DEX) وحمض 4-فورمال فينيل بورونيك (4-FPBA) لمعالجة هذه المشكلة. يشكل الهيدروجيل القابل للحقن ذاتي الشفاء شبكة مزدوجة الروابط، تضم MOF وتجعل إطلاقه عند الطلب حساسًا لمستويات أنواع الأكسجين التفاعلية (ROS) ومستويات pH في التهاب اللثة. نسعى لتحليل التأثيرات التآزرية للهيدروجيل مع MOFs في الوظائف المضادة للبكتيريا، وتعديل المناعة وتعزيز تجديد العظام في التهاب اللثة. أثبتت التجارب الحية والمخبرية فعالية النظام في تثبيط التعبير عن الجينات والبروتينات المرتبطة بالالتهاب لتعزيز تجديد العظام اللثوي. يظهر هذا النظام الديناميكي للهيدروجيل مع MOFs وعدًا كمسار علاجي محتمل لمعالجة التحديات في تجديد العظام في التهاب اللثة.

الكلمات الرئيسية: الأطر المعدنية العضوية، الهيدروجيل، توصيل الدواء، التهاب اللثة، تجديد العظام

المقدمة

التهاب اللثة هو مرض التهابي مزمن يبدأ بواسطة اللويحات السنية، يتميز بالتهاب الأنسجة الرخوة اللثوية وتدمير تدريجي للرباط اللثوي وعظام الفك [1]. التهاب اللثة هو واحد من أكثر الأمراض الفموية شيوعًا على مستوى العالم، يؤثر على حوالي 740 مليون فرد [2]. حاليًا، تتضمن استراتيجية العلاج المعتمدة لالتهاب اللثة إزالة العوامل المسببة من خلال طرق مثل التنظيف والتخطيط الجذري [3]. تُستخدم إجراءات تجديد العظام الموجهة (GBR) عادةً لتجديد عظام الفك في سياق التهاب اللثة [4]. طوال تقدم التهاب اللثة،
بروفيروموناس جينجيفاليس (P. gingivalis) معروفة بأنها العامل المسبب الرئيسي، تعيش في الجيوب اللثوية وتخلق بيئات لاهوائية وقلوية [5، 6]. داخل هذه البيئة الميكروبية البكتيرية الفريدة من التهاب اللثة، تنتج خلايا المناعة كميات مفرطة من السيتوكينات المؤيدة للالتهاب وأنواع الأكسجين التفاعلية (ROS)، مما يؤدي بالتالي إلى عرقلة عملية تجديد العظام [7، 8]. خلال هذه العملية، يتفاعل النسبة الأعلى بشكل ملحوظ من البلعميات M1/M2 مع تراكم ROS المفرط والبيئة الميكروبية الالتهابية مما يسبب ضررًا غير قابل للتحكم في الأنسجة اللثوية [9]. في الوقت الحاضر، تم تطوير مواد حيوية متعددة لعلاج التهاب اللثة، بما في ذلك العوامل المضادة للبكتيريا،
المواد الحيوية المضادة للأكسدة والمعدلة للمناعة [10،11]. ومع ذلك، فإن معظم المواد الحيوية وطرق العلاج التقليدية تؤدي وظيفة واحدة، مما يفشل في تلبية المتطلبات متعددة الوظائف لتجديد العظام في التهاب اللثة حيث أن العدوى الناتجة عن استعمار العوامل المسببة في موقع العيب هي واحدة من الأسباب الرئيسية لفشل GBR كما تم الإبلاغ عنه [12، 13]، وبالتالي، هناك حاجة ملحة لنموذج علاج فعال لعلاج التهاب اللثة.
استنادًا إلى الخصائص الفسيولوجية لالتهاب اللثة [5-8]، يتطلب العلاج الفعال وظائف مثل النشاط المضاد للميكروبات، وخصائص مضادة للأكسدة وقدرة على تعزيز تكوين العظام. عمومًا، يتم استخدام فئات مختلفة من المضادات الحيوية لتحقيق الوظائف المذكورة أعلاه [14]. ومع ذلك، فإن الاستخدام المفرط لهذه الأدوية قد يؤدي حتمًا إلى عيوب مثل مقاومة الأدوية وآثار جانبية سلبية [15]. لذلك، بدأ الباحثون تدريجيًا في تحويل تركيزهم نحو استكشاف عوامل علاجية جديدة. في السنوات الأخيرة، حظيت تطبيقات الأطر المعدنية العضوية (MOFs) في مجال الطب الحيوي، وخاصة في توصيل الأدوية وعلاج الأمراض، باهتمام واسع النطاق [16]. الأطر المعدنية العضوية هي فئة من المواد البلورية المسامية المكونة من أيونات معدنية وروابط عضوية، تتميز بمكونات وهياكل قابلة للتخصيص، مما يمكّن من تصميم وتطوير أنظمة متعددة الوظائف مصممة لمختلف الأمراض [17]. وقد تم الإبلاغ عن أن أيون الكاتيون الموجود في البيئات الخلوية والذي يأتي في المرتبة الثانية بعد أيونات البوتاسيوم من حيث التركيز، يلعب دورًا حاسمًا في وظائف فسيولوجية مختلفة، بما في ذلك استقلاب الطاقة، وتخليق البروتين وإشارات الخلايا [18، 19]. وقد أظهرت التركيزات المناسبة من أيونات المغنيسيوم أنها لا تعزز فقط إصلاح العظام إلى حد ما [20]، ولكنها أيضًا توجه البلعميات للقطبية من نمط M1 إلى نمط M2، مما يخلق بيئة ميكروبية مناعية ملائمة لتكوين العظام [21]. من ناحية أخرى، حمض الجاليك (GA)، وهو مستقلب ثانوي طبيعي غني بمجموعات الهيدروكسيل الفينولية التي تزيل بفعالية أنواع الأكسجين التفاعلية (ROS) وتعيق التوليد الدوري للجذور الحرة الجديدة [22]، يمكن أن ينظم عملية تجديد العظام من خلال خصائصه المضادة للأكسدة [23، 24]. علاوة على ذلك، يمارس حمض الجاليك تأثيرات مضادة للالتهابات من خلال تقليل إفراز السيتوكينات المؤيدة للالتهاب والكيموكينات [25]. لذلك، فإن الأطر المعدنية العضوية المكونة من المغنيسيوم وحمض الجاليك ( ) لديها ميزة محتملة لعلاج عيوب العظام الناتجة عن التهاب اللثة.
ومع ذلك، خلال علاج التهاب اللثة، يمكن أن تؤدي البيئة الفموية الديناميكية والمعقدة، بما في ذلك عوامل مثل تدفق اللعاب، والتركيب الكيميائي وتقلبات درجة الحرارة، إلى فقدان سريع لأدوية MOFs [26]. بالإضافة إلى ذلك، فإن الهياكل التشريحية غير المنتظمة
للجيوب اللثوية تقدم تحديات محتملة أخرى في علاج التهاب اللثة [27]. لذلك، هناك حاجة لتطوير نظام إطلاق مستدام للتحكم في إطلاق MOFs عند الطلب وتوفير بيئة ميكروبية ملائمة لتجديد العظام في التهاب اللثة. في السنوات الأخيرة، اكتسبت مواد الهيدروجيل القابلة للحقن اهتمامًا تدريجيًا في المجال الطبي الحيوي [28-30]، خاصة الهيدروجيلات الذكية المستجيبة، التي تقدم مزايا فريدة في علاج التهاب اللثة [31، 32]. ومن ثم، تهدف هذه الدراسة إلى بناء هيدروجيل ذكي قابل للحقن استجابة بالتعاون مع MOFs من Mg-GA لعلاج التهاب اللثة. في البداية، اخترنا الكاربوكسي ميثيل كيتوزان (CMCS) والدكستران (DEX) كمكونات رئيسية لبناء الهيدروجيل القابل للحقن. الكاربوكسي ميثيل كيتوزان (CMCS)، هو مشتق من الكيتوزان مع توافق حيوي مشابه وذوبان مائي معزز وخصائص مضادة للبكتيريا [33]، ويستخدم على نطاق واسع في هندسة الأنسجة، وضمادات مضادة للبكتيريا ونظام توصيل الأدوية [34]. وكذلك الدكستران (DEX) هو نوع من المركبات السكرية الخطية التي تنتجها البكتيريا Leuconostoc mesenteroides [35]. هيكل DEX مرتبط بـ -رابطة جليكوسيدية متفرعة أحيانًا بـ و روابط جليكوسيدية، وبالتالي غنية بمجموعات الهيدروكسيل [36]. على الرغم من ارتباطه بتكوين اللويحات السنية [37]، استنادًا إلى الذوبان المائي الممتاز لـ DEX، والتوافق الحيوي، وقابلية التحلل البيولوجي، وخصائص التصاق الخلايا وتأثيراته المضادة للالتهابات، فقد تم دراسته على نطاق واسع في أنظمة توصيل الأدوية الطبية الحيوية [38]. ومع ذلك، فإن الاعتماد فقط على الروابط الهيدروجينية الضعيفة بين CMCS وDEX، يجعل من الصعب تشكيل هيكل هيدروجيل مستقر [39، 40].
استخدام الروابط التساهمية لبناء شبكة مزدوجة التقاطع يعزز بشكل كبير الاستقرار الميكانيكي للهلاميات [41، 42]. في هذه الدراسة، استخدمنا حمض 4-فورمال فينيل بورونيك (4-FPBA) كعامل ربط، والذي يمكن أن يشكل روابط استر بورات ديناميكية وروابط إيمين (قاعدة شيف) مع الدكستران (DEX) وكاربوكسي ميثيل كيتوزان (CMCS)، على التوالي. إن التكوين في الموقع لهيكل شبكة متداخلة (CMCS/4-FPBA/DEX، CSBDX) تحت تأثير 4-FPBA لا يعزز فقط القوة الميكانيكية للهلام، بل يمنحها أيضًا خصائص قابلة للحقن [43]. عند تطبيقها في علاج التهاب اللثة، يمكن حقن الهلام بسهولة وملؤه في جيوب اللثة العميقة [44]. علاوة على ذلك، في البيئة الفموية الديناميكية والمعقدة، تحافظ خصائص الشفاء الذاتي للهلام على الاستقرار على المدى الطويل [43]. ومن المثير للاهتمام أن روابط الإيمين وروابط استر البورات داخل شبكة الهلام تظهر حساسية لـ pH وROS، على التوالي [44، 45]. يمكن أن تؤثر مستويات pH العالية وROS في البيئة الدقيقة لالتهاب اللثة على
الشكل 1 التوضيح التخطيطي لتحضير وتطبيق وآلية تعزيز تجديد العظام لـ CSBDX@MOF
الهيكل الشبكي ثلاثي الأبعاد للهيدروجيل، مما ينظم بشكل نشط إطلاق الدواء عند الطلب.
في هذه الدراسة، تم تحميل MOF من Mg-GA في الهلامات الهلامية القابلة للحقن ذاتية الشفاء CSBDX لعلاج التهاب اللثة (الشكل 1). نهدف إلى دراسة إطلاق Mg-GA عند الطلب تحت محفزات البيئة الدقيقة المحددة لالتهاب اللثة، من خلال تعديل تأثيره على تكوين العظام من خلال تنظيم الإجهاد التأكسدي والبيئة المناعية الدقيقة. تهدف الدراسة إلى توضيح التأثيرات التآزرية لخصائص الشفاء الذاتي للهلام ووظائفه المضادة للبكتيريا بالتزامن مع MOF. علاوة على ذلك، نعتزم التحقق من التأثيرات المثبطة على الالتهاب وتعزيز تجديد العظام السنخية لنظام CSBDX@MOF من خلال دراسة التهاب اللثة في الجسم الحي.
تجارب النموذج. يمتلك نظام الهيدروجيل لدينا القدرة على تقديم نهج جديد لتجديد العظام في التهاب اللثة.

طرق وتجارب

المواد

كلوريد المغنيسيوم (99.99%)، حمض الجاليك (99%) و تم شراءها من ماكلين (شنغهاي، الصين). تم شراء الكاربوكسي ميثيل كيتوزان من Xiya Reagent (شاندونغ، الصين). تم شراء حمض 4-فورمال فينيل بورونيك من Adamas-beta (شنغهاي، الصين). تم شراء الدكستران (الوزن الجزيئي 150,000) من J&K Scientific (بكين، الصين). تم الحصول على خلايا RAW264.7 و MC3T3-E1 من بنك خلايا شنغهاي التابع للأكاديمية الصينية للعلوم (شنغهاي،
الصين). تم شراء الليببوليسكاريد من بروفيروموناس جينجيفاليس من إنفيفوجين (الولايات المتحدة الأمريكية). تم شراء DPPH (2،2-ثنائي الفينيل-1-بيكريل هيدرازيل) و ABTS [2،2′-أزينوبيس-(3-إيثيل بنزثيازولين-6-سلفونات)] من ألادين كيميكل تكنولوجي (شنغهاي، الصين). مصل جنين العجول من أمريكا الجنوبية، -تم شراء وسط الثقافة MEM ووسط الثقافة DMEM والبنسلين وألكسا فلور 488 فالايدين وDAPI وLIVE/DEAD Bac Light والأجسام المضادة anti-OCN من شركة ثيرمو فيشر ساينتيفيك (الولايات المتحدة الأمريكية). تم شراء DCFH-DA ومجموعة تطوير لون الفوسفاتاز القلوي BCIP/NBT من شركة بييوتيم للتكنولوجيا الحيوية (الصين). 3.7 تم شراء البارافورمالدهيد ومستخلص الخميرة من شركة بيوشارب للتكنولوجيا الحيوية (الصين). -ستربتوميسين، فوسفات الجلسرين الصوديوم، ديكساميثازون، فيتامين C، تم شراء Triton X-100 وألبومين مصل البقر ومحلول الفوسفات من Sigma-Aldrich (الصين). تم شراء مجموعة كيت ريبوزي RT Prime-script وSYBR Premix EX Taq من TaKaRa Biotechnology (اليابان). تم شراء مجموعة عد الخلايا-8 من مختبرات DOJINDO (اليابان). تم شراء مجموعة التلوين المزدوج Calcein-AM/iodide propidium (PI) من Bestbio (الصين). تم شراء أجار المغذيات، L-cysteine hydrochloride، هيماتين الكلوريد، فيتامين K1 وحل Alizarin Red S. تم شراء ( ) من شركة سولاربيو ليف ساينسز (الصين). تم شراء وسط زراعة مغذي قلب الدماغ من شركة هوانكاي للميكروبات (الصين).

تركيب Mg-GA

تم تخليق MOF متوافق حيوياً وغير سام من Mg-GA باستخدام طريقة هيدروحرارية بسيطة. باختصار، تم إذابة حمض الغاليك (3.8 جرام) في ماء نقي للغاية (50 مل). ثم تم ضبط pH المحلول على 8 باستخدام محلول هيدروكسيد البوتاسيوم. . تحول المحلول الأبيض الحليبي تدريجياً إلى البني. بعد التحريك لمدة 10 دقائق، تم نقل المحلول إلى جهاز التعقيم بسعة 100 مل وسخن عند لمدة 24 ساعة. تم تبريد المحلول إلى درجة حرارة الغرفة، ثم تم الطرد المركزي عند لمدة 10 دقائق، وتم التخلص من السائل العلوي. تم الحصول على راسب صلب رمادي فاتح عن طريق الغسل ثلاث مرات بالماء النقي وتجفيفه في فرن عند بين عشية وضحاها.

تركيب الهيدروجيل

لإعداد هيدروجيل مركب من كربوكسي ميثيل كيتوزان (CMCS) / ديكستران (DEX) / حمض 4-فورمال فينيل بورونيك (4-FPBA) / مغنيسيوم -GA، -FPBA و 2 تم إذابة DEX أولاً في ماء مزدوج التقطير. ثم تم إذابة مساحيق Mg-GA في حل CMCS بتركيز و تم أخذ أحجام متساوية من المحلولين
تم خلطها بشكل متجانس وحقنها بسرعة في القالب وتكونت الهلاميات خلال دقائق. تم الحصول على هلاميات CMCS/4FPBA/DEX بنفس الطريقة الموضحة أعلاه دون . فيما بعد، في هذه الورقة، الهلاميات المائية المحملة بـ سيتم الإشارة إليه كـ CSBDX@MOF، والذي ينقسم إلى CSBDX@2.5MOF وCSBDX@5MOF وCSBDX@10MOF وفقًا لنسب الكتلة المختلفة من المنخفض تركيب إلى تركيب عالي ). ثم، سيتم تمثيل الهيدروجيلات بدون Mg -GA كـ CSBDX.

توصيف CSBDX

تم تحليل التركيب الكيميائي لعينات CSBDX المجففة بالتجميد بواسطة تحويل فورييه للأشعة تحت الحمراء (FTIR). تم ملاحظة خاصية القابلية للحقن لـ CSBDX بصريًا عن طريق تحميل الهيدروجيل في حقنة سعة 1 مل وحقنه يدويًا لكتابة الكلمات ‘SYSU’. بعد دقائق من التجلط، تم التقاط صور. تم تقييم خاصية الشفاء الذاتي لـ CSBDX من خلال قطع الهيدروجيل إلى نصفين، تم تلوين أحدهما بصبغة الكريستال البنفسجي، ووضعهما معًا ببساطة لضمان التصاق المقاطع العرضية تمامًا. بعد 24 ساعة عند تم التقاط الهيدروجيل القابل للشفاء الذاتي بواسطة ملقط مع بقاءه سليمًا. تم ملاحظة واجهة الشفاء الذاتي لقطعة أخرى من الهيدروجيل القابل للشفاء الذاتي بواسطة المجهر الاستريو. تم إجراء اختبار إجهاد مستمر خطوة رينولوجي لكشف سلوك الشفاء الذاتي لهيدروجيل CSBDX. تم إعداد عينات CSBDX بقطر حوالي 25 مم وسمك 1 مم، وتم استخدام نظام مقياس اللزوجة المتقدم HAAKE MARS Modular (Thermo Scientific) لإجراء اختبار إجهاد مستمر خطوة عند تم ضبط المعلمات: التردد الزاوي لـ ضغط مدة .

توصيف Mg-GA

تمت ملاحظة مورفولوجيا Mg-GA بواسطة المجهر الإلكتروني الماسح (SEM). تم فحص التركيب البلوري لـ Mg-GA بواسطة حيود الأشعة السينية (XRD). تم تحليل التركيب العنصري لـ تم قياسه بواسطة مطيافية الطاقة المشتتة (EDS) المدمجة مع المجهر الإلكتروني الماسح (SEM) ومطيافية الأشعة السينية للألكترونات (XPS).

توصيف CSBDX@MOF

شكل السطح والمقطع العرضي

تمت ملاحظة خشونة سطح الأغشية باستخدام مقياس الارتفاع بالليزر الماسح الضوئي (LSM700، زيس، ألمانيا). تم اختيار Sa (متوسط الانحراف الطولي عن المستوى المتوسط) لـ
وصف خشونة سطح الهيدروجيلات. تم قياس زاوية تماس الماء باستخدام جهاز قياس زاوية التماس DSA-X ROLL. تم قياس شكل قطرة من تم التقاط تأثير الماء المنزوع الأيونات على سطح الهلاميات المائية. تم قياس زوايا التقاطع على كلا الجانبين لحساب القيم المتوسطة. تم استخدام المجهر الإلكتروني الماسح (SEM) وتحليل الطاقة الطيفية (EDS) لمراقبة شكل المقطع العرضي والتركيب العنصري للهلاميات المائية المجففة بالتجميد. تم طلاء جميع العينات بطبقات من الذهب ثم تم تحليلها باستخدام مجهر إلكتروني ماسح من نوع Zeiss Sigma 300. تم تقييم الصور الناتجة من SEM باستخدام برنامج Image J لتحليل متوسط أقطار المسام. في الوقت نفسه، تم رسم خرائط المسح لـ تم قياس Mg أيضًا بواسطة EDS.

الخصائص الميكانيكية

تم اختبار الخصائص الميكانيكية للهلامات المائية باستخدام آلة اختبار عالمية (إنستران 5967، الولايات المتحدة الأمريكية). بالنسبة لاختبار الشد، تم تثبيت عينات هلامية مكعبة بعرض 2 مم وسمك 1 مم على مقبض الشد، وكانت المسافة الأولية بين المقبضين 6 مم. تم تمديد العينات بسرعة حتى الكسر. شمل مؤشر التقييم الميكانيكي الشد منحنى الإجهاد والانفعال، وأعلى قوة شد، والانفعال عند الكسر. بالنسبة لاختبار الضغط، تم وضع عينات هيدروجيل أسطوانية بقطر 10 مم وسمك 5 مم بين لوحين ضغط وتم ضغطها بمعدل تم تحديد معامل الانضغاط من منحنيات الإجهاد والانفعال التي تم الحصول عليها. بالنسبة لاختبار الانضغاط الدوري، تم ضغط عينات الهيدروجيل بنفس الحجم بمعدل حتى وصل الإجهاد ثم تم تحرير الضغط وتم تكرار الدورة بأكملها 5 مرات.

خصائص التورم والانحلال

تم استخدام الطرق التالية للكشف عن خصائص انتفاخ الهيدروجيل في المختبر: تم وزن الكتلة الأولية للهيدروجيل المجفف بالتجميد كـ . ثم تم غمر العينات في محلول فوسفات الملح (PBS) عند درجة حموضة 7.4 و في فترات زمنية مختلفة , تم قياس كتلة الجل المتورم على أنها بعد إزالة الماء الزائد من الهلام باستخدام ورق الترشيح. تم تعريف نسبة الانتفاخ (SR) للهيدروجيل بواسطة المعادلة (1).
فيما يتعلق بخصائص تحلل الهيدروجيل، تم غمر الهيدروجيل المتورم في 10 مل من محلول فوسفات الملح (PBS) عند درجة حموضة 7.4 و تم وزن الكتلة الأولية للهيدروجيل المجفف بالتجميد كـ في كل نقطة زمنية (اليوم الأول، اليوم الرابع، اليوم السابع، اليوم الرابع عشر، اليوم الحادي والعشرون، اليوم الثامن والعشرون)، تم إزالة العينات وتجفيفها برفق باستخدام ورق الترشيح ثم
وزن كـ تم حساب الوزن المتبقي باستخدام المعادلة التالية (2).

خصائص إطلاق الدواء

تم اختيار CSBDX@10MOF لتقييم أداء الإفراج المستجيب والمستدام. تم إعداد عينات الهيدروجيل ووضعها في أنبوب الطرد المركزي. 20 مل من PBS بقيم pH تبلغ 7.40 و 9.00 و تم إضافة إلى أنبوب الطرد المركزي ووضع في بعد الوقت المحدد، تم إزالة من المحلول وتم تحليل شدة الامتصاص عند 260 نانومتر (الذروة المميزة لمركب Mg-GA [66]) بواسطة جهاز الطيف الضوئي (ثيرمو نانو دروب وان، الولايات المتحدة الأمريكية).

اختبار مضاد للبكتيريا

تم اختيار بكتيريا Porphyromonas gingivalis (P. gingivalis، ATCC 33277) و Actinobacillus actinomycetemcomitans (A. a.، ATCC 43717) لاختبار النشاط المضاد للبكتيريا للهيدروجيلات. أولاً، تم تصنيع CSBDX و CSBDX@MOF كما هو موضح أعلاه وتم تعقيمها بوضعها تحت ضوء الأشعة فوق البنفسجية لمدة ساعة واحدة. ثم، تم غمر عينات الهيدروجيل في تعليق البكتيريا. 3 مل) بتركيز في أنابيب الطرد المركزي سعة 5 مل وتم حضنها في بيئة لاهوائية عند لمدة 24 ساعة. لمراقبة عدد المستعمرات بعد الزراعة، تم تخفيف التعليق البكتيري، وتم توزيعه بالتساوي على أطباق أجار الدم كولومبيا (P. gingivalis) أو أطباق أجار BHI (A. a.). تم حضن الأطباق في بيئة لاهوائية عند “، وتمت ملاحظة المستعمرات وحسابها. بالنسبة لصبغة البكتيريا الحية/الميتة، تم طرد عينات الهيدروجيل مركزيًا وغسلها 3 مرات بمحلول PBS لإزالة الوسط الزائد، ثم تم صبغها باستخدام مجموعات صبغة حيوية/ميتة للبكتيريا وفقًا لبروتوكول الشركة المصنعة. تم التقاط صور الفلورية بواسطة مجهر المسح الضوئي بالليزر. لملاحظة شكل بكتيريا P. gingivalis و A. a.، تم أولاً طرد عينات الهيدروجيل مركزيًا وغسلها 3 مرات بمحلول PBS. ثم، تم تثبيت عينات الهيدروجيل بـ الجلوتارالدهيد، تم تجفيفه باستخدام تركيزات متزايدة من الإيثانول ( و ) وتم تجفيفها بالتجميد. بعد ذلك، تم وضع العينات على رقائق السيليكون وتم تغليفها بطبقات من الذهب. تم ملاحظة شكل البكتيريا باستخدام مجهر إلكتروني مسح ميداني من نوع Zeiss Sigma 300.

التوافق الحيوي

تحضير مستخلصات الهيدروجيل

تم إعداد مستخلصات الهيدروجيل وفقًا للمعايير الوطنية GB/T 16886.12. باختصار، تم إعداد الهيدروجيل
الشكل 2 توصيف CSBDX و Mg-GA. A طيف FT-IR لـ CSBDX وكل مكوناته. B خاصية الشفاء الذاتي لـ CSBDX. يمكن لقطعتين من الهيدروجيل التي تم شفاؤها ذاتيًا دعم وزنها الخاص وتمت ملاحظة تكوين قاعدة شيف الديناميكية ورابطة الإستر البوروني وواجهة الشفاء الذاتي باستخدام المجهر وقياس الإجهاد المستمر. C قابلية حقن CSBDX. D الشكل و صور رسم EDS لـ . E طيف XRD لـ Mg-GA. F الرسم التخطيطي الهيكلي لـ Mg-GA. G طيف XPS لـ Mg-GA وتفريق القمم وتقليد عنصر المغنيسيوم
ومغمور في DMEM أو -وسط MEM ( ) في لمدة 72 ساعة. ثم تم طرد الوسط للحصول على مستخلصات الهيدروجيل، وتم تخزين المستخلصات في لإجراء تجارب إضافية.

اختبار تكاثر الخلايا

تم زراعة خلايا RAW 264.7 و MC3T3 في لوحة 48 بئر بكثافة خلايا لكل بئر وزُرعت مع مستخلصات الهيدروجيل. في اليوم الأول والثالث والخامس، الخلايا
تم تقييم التكاثر باستخدام مجموعة CCK-8. باختصار، تم إضافة المحلول العامل وتم حضنه لمدة ساعتين في الظلام عند و تم قياس الكثافة الضوئية (OD) عند 450 نانومتر باستخدام قارئ الميكرو بلايت (ثيرمو 3001، الولايات المتحدة الأمريكية).

تلطيخ الخلايا الحية/الميتة

تم تقييم حيوية الخلايا في اليوم الأول والثالث والخامس باستخدام مجموعة صبغة مزدوجة من الكالسئين-أم/PI. بعد زراعة خلايا RAW 264.7 و MC3T3 مع مستخلصات الهيدروجيل وشطفها مرتين بمحلول PBS، تم إعداد محلول مختلط من كالسيين-أم تم إضافة PI. بعد الحضانة في الظلام لمدة 30 دقيقة، تم ملاحظة الخلايا باستخدام مجهر الفلورية (Zeiss Axio Vert. A1، أوبيركوخن، ألمانيا).

مراقبة شكل الخلايا

لمراقبة شكل الخلايا المزروعة مع مستخلصات الهيدروجيل، تم حضن الخلايا لمدة 24 ساعة، وغسلها مرتين بمحلول PBS، وصبغها باستخدام أليكسا فلور 488 فالايدين وDAPI. ثم تم ملاحظة الخلايا باستخدام مجهر ليزر مسح ضوئي متقارب (أوليمبوس FV3000، اليابان).

اختبارات انحلال الدم

تم اختبار تحلل الدم الناتج عن الهيدروجيل باستخدام خلايا الدم الحمراء للأرنب (Sbjbio علوم الحياة، نانجينغ، الصين). باختصار، تم حضن 1 مل من خلايا الدم الحمراء مع الهيدروجيل في لمدة ساعة واحدة. ثم تم طرد الخلطات في جهاز الطرد المركزي عند قوة الطرد المركزي 1000 جرام لمدة 10 دقائق. امتصاص الهيموغلوبين عند 576 نانومتر ( ) من كل راسب ( تم قياس ( ). ثم تم تحديد نشاط التحلل الدموي وفقًا للصيغة التالية (3).
PBS ( ) تم استخدامه كمرجع لـ تحلل الدم، بينما الامتصاص ( ) من كريات الدم الحمراء المحضرة مع تم تعيين محلول Triton-X 100 كـ “ تحلل الدم.

خاصية مضادة للأكسدة

قياس النشاط الكلي لمضادات الأكسدة

تم اختبار أداء التقاط الجذور باستخدام طريقة DPPH/ABTS. باختصار، تم حضن عينات الهيدروجيل بوزن 50 ملغ مع محلول الإيثانول في الظلام عند درجة حرارة الغرفة لمدة 30 دقيقة. تم إزالة السائل العلوي من المحلول إلى لوحة 96 بئر وتم تقييم نشاط التخلص من الجذور الحرة من خلال مراقبة انخفاض الامتصاص عند 517 نانومتر. نشاط التخلص من الجذور الحرة DPPH
تم حساب النشاط وفقًا للصيغة التالية (4).
أين هو الامتصاص الخاص بالتحكم (قاعدة البئر في اللوحة)، هو امتصاص العينات، و هو امتصاص العينات التي تم حضنها في الإيثانول بدلاً من محلول DPPH خلال فترة الحضانة.
ABTS• تم تحديد نشاط التجميع من خلال التحليل الطيفي مع الامتصاص المميز عند 734 نانومتر. الـ ABTS• تم إنتاجه عن طريق خلط 2 مل من ABTS (7.00 مليمول) مع 2 مل من ( 4.95 مليمول/لتر ) في الظلام عند لمدة 12 ساعة. قم بتخفيف المحلول إلى محلول عمل تركيز مع PBS (0.1 مليمول) لجعل امتصاصية المحلول عند 734 نانومتر حوالي 0.7. ABTS• تم تحضين محلول (3 مل) مع عينات الهيدروجيل بوزن 50 ملغ لمدة 30 دقيقة، وتم مراقبة السائل الفائق بواسطة جهاز قراءة الألواح. تم حساب نشاط إزالة الجذور الحرة ABTS وفقًا للصيغة التالية (5).
أين هو الامتصاص الخاص بالتحكم (قاعدة البئر في اللوحة)، هو امتصاص العينات، و هو امتصاص العينات التي تم حضنها في PBS بدلاً من محلول ABTS خلال الحضانة.

قياس إزالة الجذور الحرة داخل الخلايا

تم زراعة خلايا RAW 264.7 في طبق 48 بئر بكثافة خلايا لكل بئر وزُرعت مع مستخلصات الهيدروجيل لمدة 24 ساعة. ثم، تم استبدال وسط الثقافة بـ وسط ثقافي يحتوي على ) وتم حضنها لمدة ساعة. بعد ذلك، تم صبغ الخلايا باستخدام 2،7-ثنائي الكلوروفلورسئين داي أستات (DCFH-DA) لتحديد الجذور الحرة داخل الخلايا بشكل فلوري وتم تصويرها باستخدام ميكروسكوب فلوري (Zeiss Axio Vert. A1، أوبركوخن، ألمانيا)؛ تم استخدام كاشف ROS (+) في المجموعة كتحكم إيجابي. ثم تم قياس شدة الفلورة باستخدام جهاز قراءة متعدد الكشف (Biotek-Synergy H1، الولايات المتحدة الأمريكية). لتقييم تأثير استخراج الهيدروجيل في التخلص من الجذور الحرة بشكل كمي ودقيق في المختبر، بعد المعالجة السابقة، تم فصل خلايا RAW 264.7 وتم تحديد مستوى الجذور الحرة داخل الخلايا من خلال شدة الفلورة باستخدام تحليل تدفق الخلايا (BD LSRFortessa، الولايات المتحدة الأمريكية).

خاصية تعديل المناعة

تم تقييم القدرة المضادة للالتهابات في نموذج ماكروفاج محفز بواسطة P. gingivalis-LPS.
الشكل 3 توصيف CSBDX@MOF. أ الشكل، صور رسم خرائط EDS والطيف الطاقي لـ CSBDX@ 5 MOF. اللون الأبيض يشير إلى جزيئات Mg-GA. ” ). ب الشكل العرضي والهيكل المسامي لـ CSBDX@MOF ( ” ). ج. التصورات لسطح الشكل وقيم Sa (الانحراف المتوسط للارتفاع عن المستوى المتوسط) لأسطح مختلفة من CSBDX@ MOF ( زوايا تماس الماء لـ CSBDX@MOF ( ). E منحنيات الإجهاد-الانفعال التمثيلية، انفعال الكسر وأكبر إجهاد شد لـ CSBDX@MOF ( ). F منحنيات الإجهاد والانفعال الانضغاطي التمثيلية ومعامل الانضغاط لـ CSBDX@MOF ( ). ج منحنيات الإجهاد والانفعال الناتجة عن الضغط الدوري لـ CSBDX@MOF ( ). ملف التورم وملف الانحلال من CSBDX@MOF ( ملف إطلاق Mg-GA لـ CSBDX@10MOF في ظروف مختلفة. لا أهمية
كان إعداد مستخلصات الهيدروجيل في هذا الجزء مماثلاً لذلك في جزء “التوافق الحيوي”. تم تحفيز خلايا RAW264.7 بواسطة P. gingivalis-LPS ( ) لمدة 24 ساعة لمحاكاة الالتهاب في التهاب اللثة. من أجل
تم معالجة الماكروفاجات في مجموعات CSBDX و L/CSBDX@2.5MOF و L/CSBDX@5MOF و L/CSBDX@10MOF بمستخلصات الهيدروجيل المقابلة و P. gingivalisLPS. ) لمدة 24 ساعة. تفاعل البوليميراز المتسلسل الكمي
تم استخدام تفاعل البوليميراز المتسلسل الكمي (qPCR) للكشف عن تعبير الجينات الالتهابية ومضادة الالتهاب. تم استخراج RNA الخلوي الكلي باستخدام مجموعة تنقية RNA السريعة. تم تحويل RNA إلى cDNA باستخدام مجموعة كواشف PrimeScriptTM RT. تم استخدام نظام qPCR في الوقت الحقيقي (ABI QuantStudio 5، الولايات المتحدة الأمريكية) للكشف عن تعبير iNOS و COX-2 و IL-6 و TGF- جينات IL-10 و CD206، التي تم توحيدها بواسطة الجين المنزلي -أكتين. تم مقارنة التعبير الجيني النسبي باستخدام طريقة. يوضح الجدول S1 تسلسلات البرايمر المستخدمة في هذه الدراسة. تم ملاحظة تعبير بروتين iNOS و CD206 في البلعميات من خلال صبغة المناعية الفلورية. تم تثبيت العينات في بارافورمالدهيد لمدة 15 دقيقة وتم اختراقه بـ تريتونيكس-100 لمدة 20 دقيقة. تم تحضين العينات مع جسم مضاد مضاد-CD206 (تكنولوجيا الإشارة الخلوية، #24,595) أو جسم مضاد مضاد-iNOS (تكنولوجيا الإشارة الخلوية، #13,120) طوال الليل، تلا ذلك تحضين مع الجسم المضاد الثانوي المسمى بالفلور المتوافق لمدة ساعة واحدة وDAPI لمدة 15 دقيقة، وتم تصوير الخلايا بواسطة مجهر ليزر مسح ضوئي (أوليمبوس FV3000، اليابان). تم الكشف عن علامات سطح استقطاب البلعميات (CD86 وCD206) بواسطة قياس التدفق الخلوي. باختصار، تم جمع خلايا RAW264.7 وغسلها ثلاث مرات بمحلول PBS. ثم، تم تحضين الخلايا مع الأجسام المضادة (FITC مضاد-CD86 الفأري وPE مضاد-CD206 الفأري (كلاهما من Biolegend)) على الثلج لمدة 30 دقيقة في الظلام. بعد غسلها بمحلول PBS مرتين، تم تعليق الخلايا في PBS مع تم الكشف عن FBS بعد ذلك بواسطة تحليل تدفق الخلايا (BD Biosciences، سان دييغو، كاليفورنيا، الولايات المتحدة الأمريكية).

التمايز العظمي في المختبر

تم استخدام وسط مكيّف الماكروفاج (MCM) للتحقيق فيما إذا كانت مستخلصات الهيدروجيل يمكن أن تؤثر على التمايز العظمي لخلايا MC3T3 من خلال التأثير المناعي للماكروفاجات. لتحضير MCM، تم معالجة خلايا RAW 264.7 بمستخلصات هيدروجيل مختلفة (CSBDX، CSBDX@2.5MOF، CSBDX@5MOF وCSBDX@10MOF) وP. gingivalisLPS لمدة 24 ساعة. ثم، تم جمع الطافيات وطرحت في جهاز الطرد المركزي بسرعة 1000 دورة في الدقيقة لمدة 10 دقائق لإزالة الخلايا المتبقية. بعد ذلك، تم خلط الطافيات مع -وسط MEM بنسبة من ثم تم تصفيته بـ تصفية للحصول على MCM. تم زراعة خلايا MC3T3
بكثافة قدرها خلايا لكل بئر في -تم استخدام وسط MEM لمدة 12 ساعة، ثم تم استبدال الوسط بـ MCM لمدة 24 ساعة. بعد التحفيز العظمي ( -غليسيروفوسفات، تم إجراء صبغة ALP بعد 7 أيام من التحفيز باستخدام الديكساميثازون و50 مليمول من الأسكوربات. بعد التحفيز العظمي لمدة 7 أيام و14 يومًا، تم استخدام تفاعل البوليميراز المتسلسل الكمي (qPCR) كما هو موضح أعلاه للكشف عن تعبير الجينات المرتبطة بالعظام (RUNX2، ALP، COL1، OCN، OPN وOPG). يوضح الجدول S1 تسلسلات البرايمر المستخدمة في هذه الدراسة. بالإضافة إلى ذلك، تم ملاحظة تعبير بروتين RUNX2 وOCN من خلال صبغة المناعية الفلورية. كانت خطوات العملية هي نفسها كما هو موضح أعلاه باستثناء استخدام جسم مضاد لـ RUNX2 (Cell Signaling Technology، #12,556) وجسم مضاد لـ OCN (Thermo-fisher، PA5-96,529). بعد التحفيز العظمي لمدة 21 يومًا، تم تقييم تمعدن ECM بواسطة صبغة Alizarin Red S.

تجارب الحيوانات

إنشاء نموذج التهاب دواعم السن في الجرذان

أربعة وعشرون من ذكور جرذان سبرايج داولي (الوزن ) تم شراؤها من مركز الحيوانات التجريبية بجامعة صن يات سن. تم الالتزام بجميع الإجراءات التجريبية مع دليل المعهد الوطني للصحة لرعاية واستخدام الحيوانات المخبرية. تم الموافقة على جميع الإجراءات التجريبية من قبل لجنة أخلاقيات الحيوانات بجامعة صن يات سن (رقم الموافقة: SYSU-IACUC-2022-002019) وتم إجراء التجارب على الحيوانات في مركز الحيوانات بجامعة صن يات سن. تم تقسيم الحيوانات عشوائيًا إلى أربع مجموعات (لكل مجموعة، ” )، بما في ذلك الجرذان الصحية بدون التهاب دواعم الأسنان (CON)، التهاب دواعم الأسنان بدون أي علاج (PD)، التهاب دواعم الأسنان المعالج بـ CSBDX (CSBDX)، التهاب دواعم الأسنان المعالج بـ CSBDX@10MOF (CSBDX@MOF). لإنشاء نموذج التهاب دواعم الأسنان، تم تخدير جميع جرذان سبراجي داولي أولاً بمادة البنتوباربيتال الصوديوم ( وزن الجسم، سيغما، الولايات المتحدة الأمريكية). بعد ذلك، تم لف وتثبيت خياطة جراحية من نوع 4-0 حول الضرس الثاني العلوي لمدة 10 أيام. بعد إنشاء نموذج التهاب اللثة، تم إزالة الخيوط الجراحية وبقايا الطعام. تم إجراء تنظيف تحت اللثة وتخطيط الجذر باستخدام أداة غرايسي ثم تم حقن الهيدروجيل (CSBDX و CSBDX@10MOF) مرة واحدة في جيوب اللثة باستخدام حقنة دقيقة. بالنسبة لمجموعة PD، من PBS كان
الشكل 4 (انظر الشرح في الصفحة السابقة.)
الشكل 5 التوافق الحيوي لـ CSBDX@MOF. نسبة انحلال الدم لكريات الدم الحمراء للأرانب المربوطة مع الهلاميات ). خلايا RAW264.7s B و MC3T3 تم تحليل التكاثر كميًا بواسطة CCK-8 بعد المعالجة بمستخلصات الهيدروجيل لمدة 1 و 3 و 5 أيام ). تلوين حي/ميت تمثيلي لخلايا RAW264.7 وخلايا MC3T3 مزروعة بمستخلصات الهيدروجيل لمدة 5 أيام (بار ). خلايا RAW264.7 و MC3T3s الشكل بعد الزراعة مع مستخلصات الهيدروجيل لمدة 5 أيام (بار ).
تم حقنها كتحكم سلبي. كانت مجموعة CON تعمل كتحكم فارغ دون أي علاج. في اليوم السابع بعد العلاج، تم تخدير نصف الفئران بمادة البنتوباربيتال الصوديوم وتم التضحية بها، وفي اليوم الثامن والعشرين، تم التضحية بالنصف الآخر. ثم تم جمع الفك العلوي وتثبيته في يرجى العثور على المرفق ليوم واحد ثم حفظه في الكحول في لإجراء تجارب إضافية.

تحليل الميكرو-سي تي

تم اعتماد التصوير المقطعي المحوسب المجهري لتحليل تجديد العظام في الجسم الحي باستخدام جهاز التصوير المقطعي المحوسب المجهري. ماسح ضوئي ميكروي للأشعة المقطعية، SCANCO Medical AG، باسيرسدورف، زيورخ، سويسرا). تم وضع الفك العلوي للفئران المقطعة بشكل أفقي في أنابيب العينة، وتم ضبط المعايير: ، و قرار لبدء الفحص. تم إجراء إعادة بناء ثلاثية الأبعاد (3D) باستخدام برنامج Amira-Avizo (الإصدار 2020.1،
تم التقاط الصور المعاد بناؤها من خلال الالتزام بنفس المعايير التي تم بموجبها وضع جميع نتوءات الأسنان على نفس المستوى، ولم يكن من الممكن رؤية مستوى الإطباق من الجانب الخدّي أو الجانب الحنكي. المسافة الرأسية بين حدود المينا والعاج (CEJ) وقمة العظم السنخي (ABC)، أي تم قياسه، مما يمثل درجة فقدان العظم السنخي. كما تم حساب نسبة حجم العظم/حجم الأنسجة (BV/TV) لكل عينة.

التحليل النسيجي

تم إزالة الكالسيوم من العينات الثابتة باستخدام ثنائي الصوديوم إيثيلين ديا مين تترا أسيتيت (EDTA) لمدة 4 أسابيع. بعد ذلك، تم تجفيف العينات في سلسلة متدرجة من محاليل الإيثانول. بعد المعالجة الشفافة مع الزيلين، تم تضمين العينة في البارافين للحصول على مقاطع بارافين بسماكة تم إجراء صبغة الهيماتوكسيلين والإيوزين (H&E) وصبغة ماسون لتقييم تجديد الأنسجة اللثوية. تم إجراء صبغة مناعية كيميائية لـ iNOS و CD206 لتقييم التأثيرات المناعية، وتم إجراء صبغة مناعية كيميائية لـ COL1 (أجسام مضادة مضادة لـ COL1، تكنولوجيا الإشارات الخلوية، #72,026) و OCN لتقييم التأثيرات العظمية. تم ملاحظة صبغات العينات تحت المجهر وتم حساب الخلايا الإيجابية لكل حقل عالي القوة (HPF).

التحليل الإحصائي

حجم العينة لكل تحليل إحصائي كان تم تقديم جميع البيانات كمتوسط الانحراف المعياري (SD) لثلاث تجارب مستقلة على الأقل. تم تقييم طبيعة البيانات باستخدام اختبار شابيرو-ويلك. بالنسبة للبيانات الموزعة بشكل طبيعي، تم إجراء تحليل التباين الأحادي (ANOVA) مع اختبار بونفيروني لتحليل الفروق المعنوية بين المجموعات في برنامج SPSS. تم إجراء الاختبارات غير المعلمية عندما لم تكن البيانات موزعة بشكل طبيعي. تم اعتبار القيمة التي تقل عن 0.05 ذات دلالة إحصائية (الشكل 1).

النتائج والمناقشة

تحضير وتوصيف Mg-GA و CSBDX

تمت دراسة تخليق CMCS/4-FPBA/DEX (CSBDX) بواسطة طريقة خلط بسيطة في الموقع. تم عرض طيف FT-IR لمكونات مختلفة في الشكل 2A. على وجه التحديد، حدثت القمم الرئيسية عند “اهتزاز الشد لمجموعة الهيدروكسيل ومجموعة الهيدروكسيل الفينولية”، ( “اهتزاز الشد لمجموعة الأميد I ومجموعة الكربونيل”، (اهتزاز تمدد B-O) و ( اهتزاز الشد غير المتماثل لمجموعة الإيثر الحلقي في DEX). من الجدير بالذكر أن اهتزاز الشد لرابطة قاعدة شيف الذي يحدث عادة عند [46] تم نقله إلى القمة التي تم تشكيلها حديثًا في . أظهرت هذه النتائج إدخالًا ناجحًا لرابطة إستر البورات ورابطة قاعدة شيف في CSBDX. بعد حضن الهيدروجيل المقطوع في لفترة من الزمن، يخضع الهيدروجيل لعملية الشفاء الذاتي في غياب الظروف الخارجية، دون ملاحظة أي فجوات ملحوظة عند الواجهة بعد الشفاء. يمكن أن يُعزى هذا الناتج إلى العمل التعاوني لرابطة الإستر البورات الديناميكية، ورابطة قاعدة شيف، ورابطة الهيدروجين داخل شبكة الهيدروجيل (الشكل 2B). تحت اختبار إجهاد الخطوة الريولوجي، تم تطبيق إجهاد كبير أعلى من إجهاد الشد عند الكسر لـ CSBDX لتقييم خاصية الشفاء الذاتي لـ CSBDX بعد التدمير. أظهرت النتائج أن الخصائص الميكانيكية لـ CSBDX قد تم استعادتها بشكل جيد بعد التكرار. strain مع G’ و G” انخفضت قليلاً. الخصائص الذاتية للشفاء للهيدروجيل تمكنه من التكيف مع البيئة الفموية المعقدة والديناميكية أثناء التطبيق. علاوة على ذلك، أظهر الهيدروجيل قابلية حقن ممتازة، حيث يخرج بسلاسة من خلال حقنة طبية ويتشكل بسرعة في شكل هلام، مما يجعله مناسبًا تمامًا لبيئة جيوب اللثة العميقة في علاج التهاب اللثة (الشكل 2C). نظام الهيدروجيل، المصمم بروابط كيميائية ديناميكية، يجمع بين قابلية الحقن وخصائص الشفاء الذاتي بشكل فعال، وبالتالي يلبي متطلبات التطبيق لعلاج التهاب اللثة [47، 48]. تم تصنيع MOFs من Mg-GA بنجاح باستخدام الطريقة الهيدروحرارية التقليدية. التحليل المجهري لشكلها وتركيبها العنصري (الشكل 2D، الشكل S1A) كشف أن يعرض شكل إطار غير منتظم بقطر يقارب بالإضافة إلى
(انظر الشكل في الصفحة التالية.)
الشكل 6 (انظر الشرح في الصفحة السابقة.)
التوزيع المتجانس لـ وعناصر O داخل الجزيئات. أظهرت أطياف حيود الأشعة السينية (XRD) نتائج تتماشى مع التقارير السابقة [49]، كاشفة أن كل ذرة مغنيسيوم كانت مرتبطة بالروابط العضوية لـ GA بواسطة ست ذرات أكسجين (أربع ذرات أكسجين تأتي من مجموعات الفينول واثنتان من الوظائف الكربوكسيلية) وأن الهيكل البلوري النقي لـ Mg-MOF تم الحفاظ عليه (الشكل 2E، الشكل 2F). علاوة على ذلك، تم استخدام مطيافية الأشعة السينية للألكترونات (XPS) للتحقق من التركيب العنصري لـ تأكيد وجود وعناصر O، بما يتماشى مع نتائج EDS. بالإضافة إلى ذلك، فإن تمييز الذروة وتقليد عنصر Mg يشير إلى أن بناء تم تحقيقه بشكل أساسي من خلال التنسيق بين ومجموعات الهيدروكسيل أو الكربونيل (الشكل 2G). أظهرت النتائج السابقة نجاح التخليق لـ من خلال التحقق من الشكل الخارجي، والتركيب العنصري، والبنية البلورية المستقرة لـ بالإضافة إلى الهيكل الرابط الجوهري بين و GA.

تحضير وتوصيف CSBDX@MOF

للمزيد من التحقيق في تأثير تركيزات مختلفة من Mg-GA MOF على خصائص ووظائف الهيدروجيل، تم إعداد هيدروجيل مركب بمحتوى متنوع من Mg-GA ( تم تحضير (mL). تم اختصار هذه الهلاميات إلى CSBDX@2.5MOF وCSBDX@5MOF وCSBDX@10MOF، على التوالي. كشفت صور المجهر الإلكتروني الماسح عن هيكل مسامي محدد جيدًا داخل الهلاميات، مع مقاييس ميكرومترية. الجسيمات موزعة بالتساوي في شبكة الهيدروجيل، كما هو موضح بالسهم الأبيض. مكملة بصور طيفية EDS، وجود وعناصر المغنيسيوم أكدت الدمج الناجح لـ (الشكل 3A، الشكل S1B). أظهر الميكروهيكل العرضي للهيدروجيل بنية مسامية مع أحجام مسام تتراوح من إلى (الشكل 3B). علاوة على ذلك، أظهر زيادة في تركيز Mg -GA وجودًا أعلى لجزيئات Mg -GA داخل شبكة الهيدروجيل، دون تغييرات كبيرة في حجم المسام، مما يشير إلى أن التغيرات في تركيز Mg -GA لم تؤثر على البنية الدقيقة للهيدروجيل. ومن الجدير بالذكر أن نطاق حجم المسام مناسب للنقل
الأكسجين والمواد المغذية، مما يعزز تسرب الخلايا ونمو الأنسجة [50، 51]. تم تقييم خشونة السطح وخصائص المحبة للماء لعينات الهيدروجيل أيضًا. أدى إدخال Mg-GA إلى انخفاض كبير في قيمة Sa (متوسط الانحراف الحسابي للملف) ولكنه لم يظهر فرقًا كبيرًا بين ثلاث مجموعات CSBDX@MOF (الشكل 3C). كما هو معروف، فإن السطح الخشن يعزز التصاق الخلايا، والهجرة [52] والتعلق البكتيري [53]. قد تقلل الأسطح ذات الخشونة النسبية الأقل، كما هو موضح في CSBDX@MOF، من التصاق مسببات الأمراض اللثوية، مما يمنع العدوى المستمرة في الأنسجة. أشارت نتائج زاوية تماس الماء إلى محبة ممتازة للماء لجميع عينات الهيدروجيل، مع انخفاض في زاوية تماس الماء والذي تم نسبه إلى وجود مجموعات الهيدروكسيل الفينولية الغنية في MOF من Mg-GA [54] (الشكل 3D). كما هو موضح في الشكل 3E، كانت نسبة الكسر وقوة الشد القصوى لـ CSBDX@MOF أعلى مقارنة بـ CSBDX، حيث أظهرت CSBDX@10MOF أعلى نسبة كسر (حتى ) وقوة الشد القصوى (حتى أظهرت اختبارات الضغط اتجاهًا مشابهًا لنتائج الشد، حيث أدت إضافة Mg-GA إلى زيادة معامل الضغط للهيدروجيل، ليصل إلى أقصى حد من لـ CSBDX@10MOF (الشكل 3F). علاوة على ذلك، حافظت جميع الهلاميات على سلامتها الهيكلية ومرونتها بعد 5 دورات من الضغط (الشكل 3G). نتجت القوة الميكانيكية المعززة لنظام الهلام من تكوين روابط هيدروجينية جديدة بين مجموعات الهيدروكسيل لـ Mg-GA و CSBDX، إلى جانب التفاعلات التنسيقية بين كمية صغيرة من أيونات ومجموعات الكربوكسيل من CSBDX، مما يثبت هيكل الهيدروجيل. أظهرت جميع المجموعات سلوك انتفاخ مشابه، لكن CSBDX@5MOF وCSBDX@10MOF أظهرا نسب انتفاخ أقل بكثير مقارنة بـ CSBDX بعد 48 ساعة من الانتفاخ (الشكل 3H). كان ذلك بسبب إدخال كمية مناسبة من MOF، مما أعاد هيكلة الشبكة ثلاثية الأبعاد للهيدروجيل، مما جعله أكثر كثافة. بالإضافة إلى ذلك، تأثر سلوك تحلل الهيدروجيل بشكل كبير بتركيز Mg-GA، حيث أظهر CSBDX@10MOF أقل تحلل (الشكل 3I). يتماشى هذا مع التوقعات، حيث أن إدخال عززت
الشكل 7 (انظر الأسطورة في الصفحة السابقة.)
الشكل 8 تقييم تجديد العظام السنخية باستخدام الميكرو-CT. أ الرسم التخطيطي لتجربة الحيوان. صور إعادة بناء ثلاثية الأبعاد وصور مقطع للميكرو-CT وتحليل المسافة CEJ-ABC، BV/TV الكمي في اليوم السابع ب واليوم الثامن والعشرين ج ( ). *: ، ns لا توجد دلالة
التشابك والاستقرار للهيدروجيل. تشير هذه النتائج مجتمعة إلى أن CSBDX@10MOF أظهر خصائص مائية متفوقة، وأداء ميكانيكي، ومقاومة للانتفاخ واستقرار. لذلك، يُفضل استخدام CSBDX@10MOF لمزيد من التحقيقات. يُظهر سلوك إطلاق Mg-GA تحت ظروف مختلفة داخل نظام الهيدروجيل في الشكل 3J. أظهرت منحنيات إطلاق الدواء نمط إطلاق مستدام نموذجي
من في ، مع إطلاق متراكم قدره على مدى 144 ساعة. في بيئة تحاكي مستويات ROS العالية ( )، زادت كفاءة الإطلاق بشكل كبير، لتصل إلى خلال 48 ساعة. بالمقابل، في بيئة ذات pH مرتفع ( )، كانت سرعة الإطلاق أبطأ لكنها حققت إطلاق تراكمي أقصى أعلى بكثير من ، متجاوزة ذلك في مجموعة 1 مليمول هذه النتائج تشير إلى حساسية كبيرة لـ pH
وحساسية ROS لـ CSBDX@MOF، المنسوبة إلى تأثيرات التشابك الديناميكي لرابطة البورات الإستر ورابطة الإيمين [44، 45]. لذلك، فإن عملية إطلاق الدواء تستجيب لبيئة pH العالية وROS الدقيقة لالتهاب اللثة، مما يمكّن من إطلاق MOF من Mg-GA عند الطلب، مما يسهل عملية علاج التهاب اللثة.

التأثير المضاد للبكتيريا

تؤثر التصاق ونمو أنواع مختلفة من البكتيريا الفموية بشكل مباشر على الفعالية العلاجية لالتهاب اللثة [13]. لذلك، فإن تحقيق الوظيفة المضادة للميكروبات هو عامل محوري في تطبيق المواد الطبية أثناء العلاج لالتهاب اللثة. في هذه الدراسة، اخترنا Actinobacillus actinomycetemcomitans (A. a.) وP. gingivalis كأهداف بحثية للتحقيق في التأثيرات المضادة للبكتيريا في نظام الهيدروجيل (الشكل 4A). A. a. و . gingivalis هي بكتيريا مرضية رئيسية مرتبطة بالتهاب اللثة [55]، حيث أن وجودها لا يعمل فقط كعوامل بدء التهاب اللثة ولكن أيضًا يعيق مباشرة عملية تجديد العظام. كشفت صبغة البكتيريا الحية/الميتة (الشكل 4B) عن انخفاض كمية البكتيريا الحية في مجموعة CSBDX. تم ملاحظة عدد قليل من البكتيريا الميتة الملونة بالأحمر، مما يشير إلى أن أنظمة الهيدروجيل CSBDX وCSBDX@MOF تلعب على الأرجح دورًا في تثبيط تكاثر البكتيريا أو التأثير على وظيفة البكتيريا. أظهرت اختبارات وحدات تشكيل المستعمرات (الشكل 4C) انخفاضًا كبيرًا في تشكيل المستعمرات في مجموعات CSBDX@MOF مقارنة بالتحكم. انخفض كل من عدد البكتيريا الحية ووحدات تشكيل المستعمرات في ثلاث مجموعات CSBDX@MOF بشكل ملحوظ مقارنة بمجموعة CSBDX. بالإضافة إلى ذلك، أشار التحليل الكمي لعدد المستعمرات (الشكل 4D) إلى أن CSBDX@10MOF أظهر أقل عدد من وحدات تشكيل المستعمرات بين مجموعات CSBDX@MOF. بعد ذلك، تم استخدام المجهر الإلكتروني الماسح (SEM) لفحص التغيرات الشكلية المجهرية في البكتيريا (الشكل 4E). أشارت النتائج إلى انخفاض مستمر في عدد البكتيريا في مجال الرؤية مع تحليل المستعمرات المذكور أعلاه. أظهرت بعض البكتيريا في مجموعة CSBDX تجاعيد، بينما لوحظت المزيد من البكتيريا المكدسة والمتجعدة في مجموعات CSBDX@MOF. تشير هذه النتائج إلى أن كل من CSBDX وCSBDX@MOF يمكن أن تثبط نمو . a. وP. gingivalis.
يُنسب ذلك إلى الوظيفة المضادة للميكروبات الجوهرية لمكونات CMCS في كلا المجموعتين [56]، حيث أن آلية CMCS المضادة للبكتيريا مشابهة لـ CS وتنشأ من التفاعل الكهروستاتيكي بين المادة والبكتيريا [57]. يُعزى التأثير المضاد للبكتيريا الأقوى لمجموعات CSBDX@MOF إلى وجود MOFs من Mg-GA. قد تعزز MOFs بشكل كبير الوظيفة المضادة للبكتيريا من خلال تأثيرات تآزرية عبر الاتصال الفيزيائي كما تم الإبلاغ عنه [58]. لذلك، يظهر CSBDX@MOF فعالية مضادة للبكتيريا متفوقة ضد مسببات التهاب اللثة، مما يخلق بيئة دقيقة مواتية لتجديد العظام في التهاب اللثة [1].

التوافق الحيوي

يُعتبر عرض أعراض النزيف تجليًا سريريًا شائعًا لمرض اللثة، وتعتبر التوافقية الدموية لنظام الهيدروجيل أساسية لعلاج التهاب اللثة [1]. كما هو موضح في الشكل 5A، كانت معدلات انحلال الدم لجميع مجموعات الهيدروجيل (CSBDX، CSBDX@2.5MOF، CSBDX@5MOF وCSBDX@10MOF) أقل من ، مما يدل على عدم وجود فرق كبير مقارنة بمجموعة التحكم PBS، مما يشير إلى توافقها الدموي الممتاز. يعتبر التوافق الحيوي الجيد معلمة حاسمة لتطبيق المواد الطبية الحيوية في الجسم. في هذه الدراسة، تم اختيار خلايا RAW 264.7 وMC3T3، وتم استخدام طريقة كلاسيكية (GB/T 16886.12) للتحقيق في التوافق الحيوي لنظام المادة. تم استخدام اختبار CCK-8 لتقييم السمية الخلوية (الشكل 5B، C). من المثير للاهتمام أن إدخال MOFs كان له تأثير تحفيزي معين على تكاثر الخلايا، خاصة في اليومين 3 و5، مع ملاحظة أقوى تأثير في مجموعة CSBDX@10MOF التي تحتوي على أعلى محتوى من MOFs. يُعزى هذا الظاهرة إلى الإطلاق التدريجي أو التحلل لـ ، مما يؤدي إلى الإطلاق التدريجي لـ ، مما يساعد في تعزيز تكاثر الخلايا [59]. كشفت صبغة الحية/الميتة، كما هو موضح في الشكل 5D، 5E، عن تكاثر تدريجي للخلايا يتماشى مع نتائج CCK-8، مع ملاحظة عدد قليل فقط من الخلايا الميتة الحمراء (الشكل S2). بقيت جميع الخلايا تقريبًا حية وأظهرت لونًا أخضر بعد 5 أيام من الثقافة. تعتبر مورفولوجيا الخلايا واحدة من المؤشرات على الحالة الفسيولوجية والوظيفية للخلايا [60]. لفحص تأثير عملية الثقافة على مورفولوجيا الخلايا بشكل أكبر،
الشكل 9 (انظر الأسطورة في الصفحة السابقة.)
أجرت هذه الدراسة صبغة نووية (زرقاء) وصبغة هيكل الخلايا (خضراء) على الخلايا. أظهرت النتائج أن خلايا RAW 264.7 بدت مستديرة مع توزيع يشبه الجزر، بينما أظهرت خلايا MC3T3 أشكالًا متعددة الأضلاع مع اتصالات زائفة ممتدة، مشابهة لمجموعة التحكم (الشكل 5F-G)، مما يشير إلى أن نظام الهيدروجيل لم يؤثر على مورفولوجيا الخلايا. أظهرت هذه النتائج أن نظام الهيدروجيل أظهر توافقًا جيدًا مع الخلايا وقدرة على تعزيز تكاثر الخلايا، مما يشير إلى دوره المحتمل في تجديد الأنسجة.

الخاصية المضادة للأكسدة

تشكل بيئة الإجهاد التأكسدي في التهاب اللثة عائقًا محوريًا أمام الإصلاح والعلاج [7]. طوال تقدم التهاب اللثة، يولد الجهاز المناعي الفطري الذي يتم تحفيزه بواسطة مسببات التهاب اللثة استجابات، بما في ذلك زيادة إنتاج السيتوكينات المؤيدة للالتهابات وأنواع الأكسجين التفاعلية (ROS) بهدف حماية المضيف من الغزو البكتيري، مما يؤدي بالتالي إلى درجات متفاوتة من تلف الأنسجة اللثوية [8]. هنا، تم تحديد الوظيفة العملية المضادة للأكسدة للهيدروجيل باستخدام اختبارات التقاط الجذور الحرة DPPH وABTS. كما هو موضح في الشكل 6A، B، أظهر CSBDX قدرة على التقاط حوالي و ضد الجذور الحرة DPPH وABTS، على التوالي. ومع ذلك، عند دمج MOFs في الهيدروجيل، أظهرت أنظمة الهيدروجيل ذات محتوى MOF الثلاثة أنشطة التقاط الجذور الحرة تتجاوز لكل من DPPH و ABTS. أظهرت النتائج القدرة الممتازة على التخلص من ROS لأنظمة الهيدروجيل المرتبطة مباشرة بـ MOFs، والتي يقودها بشكل أساسي المكون المضاد للأكسدة GA [22]. بالإضافة إلى ذلك، أظهرت نشاط التخلص من ROS داخل الخلايا في البلعميات للهيدروجيل في بيئة غنية بـ أمر حاسم. أظهر تحليل تدفق الخلايا (الشكل 6C) انخفاضًا كبيرًا في متوسط شدة الفلورية (MFI) لـ CSBDX@5MOF و CSBDX@10MOF مقارنة بـ CSBDX و CSBDX@2.5MOF، مما يشير إلى نشاط أعلى في التخلص من ROS داخل الخلايا في أنظمة الهيدروجيل ذات محتوى MOF أعلى. أظهر CSBDX@2.5MOF نشاطًا محدودًا نسبيًا في التخلص من ROS داخل الخلايا بسبب المحتوى المنخفض من . تم ملاحظة نتائج متسقة بين تصوير الفلورية وتحليل تدفق الخلايا (الشكل 6D). اقترحت هذه النتائج أن الهيدروجيل المدعوم بـ MOFs من Mg-GA يظهر قدرات ممتازة لمكافحة الإجهاد التأكسدي، ربما بسبب ميول التبرع بالهيدروجين الناشئة من مجموعات الهيدروكسيل والفينول والمجموعات الكربوكسيلية القابلة للتأين بسهولة داخل MOFs [22، 61]. الخصائص المضادة للأكسدة الاستثنائية خارج الخلايا وداخلها لـ CSBDX@MOF تخفف بشكل فعال من الإجهاد التأكسدي، مما يوفر ظروفًا ملائمة
لتحسين بيئة تجديد العظام في التهاب اللثة.

خاصية تعديل المناعة

يُقال إن MOFs من Mg-GA تظهر تأثيرات تعديل مناعي كبيرة [62]، حيث أن و GA قللت من إنتاج الوسائط المؤيدة للالتهابات [63، 64] وزادت من نسبة M2/M1 [65] للبلعميات لتعزيز بيئة مناعية تعزز تجديد العظام. في هذه الدراسة، تم بناء نموذج لبيئة التهابية باستخدام الليبوساكاريد (LPS) المستمد من . gingivalis للتحقيق في تأثيرات تعديل المناعة لأنظمة الهيدروجيل. أدى التحفيز بـ LPS إلى زيادة ملحوظة في مستويات التعبير عن mRNA للجينات المؤيدة للالتهابات (iNOS و COX-2 و IL-6) في البلعميات، بينما أظهر اتجاهًا نحو تقليل التعبير عن mRNA للجينات المضادة للالتهابات (TGF , IL-10 و CD206) (الشكل 6E). كما كشفت صبغة المناعة الفلورية عن زيادة في تعبير بروتين iNOS وانخفاض في تعبير بروتين CD206 (الشكل 6F). علاوة على ذلك، أدى علاج البلعميات بـ LPS والهيدروجيل إلى تقليل مستويات التعبير عن mRNA للجينات المؤيدة للالتهابات. أظهرت مجموعات الهيدروجيل (L/CSBDX و L/CSBDX@2.5MOF و L/CSBDX@5MOF و L/CSBDX@10MOF) مستويات تعبير mRNA لـ iNOS تميل نحو مجموعة التحكم، دون وجود اختلافات كبيرة بين مجموعات الهيدروجيل. أظهرت مجموعة CSBDX تأثيرًا ضئيلًا على الجينات المضادة للالتهابات، بينما أدت إضافة MOFs إلى زيادة كبيرة في مستويات التعبير عن mRNA في مجموعة CSBDX@MOF. بشكل خاص، تأثر زيادة تعبير mRNA لـ CD206 بشكل ملحوظ بـ CSBDX@5MOF و CSBDX@10MOF، وأظهر CSBDX@5MOF تأثيرًا إيجابيًا على زيادة تعبير mRNA لـ IL-10 و TGF- (الشكل 6E). أكدت نتائج التعبير عن بروتين iNOS و CD206 في صبغة المناعة الفلورية هذه النتائج (الشكل 6F). كما أكدت نتائج تحليل تدفق الخلايا لعلامات سطح استقطاب البلعميات (CD86 و CD206) خاصية تعديل المناعة لـ CSBDX@5MOF (الشكل 6G). نظرًا للعلاقة الوثيقة بين النظام الهيكلي والمناعي، تؤثر التغيرات في البيئة المناعية على التوازن بين امتصاص العظام وتجديدها [66]. خلال تطور التهاب اللثة، تتسلل البلعميات المجندة إلى الأنسجة اللثوية ويرتبط استقطاب البلعميات ارتباطًا وثيقًا بمرض التهاب اللثة [67]. من المعروف أن البلعميات النشطة تتبنى نمطين ظاهريين بوظائف مختلفة (M1 و M2). يرتبط استقطاب النمط الظاهري M1 بالالتهاب المزمن وامتصاص العظام، حيث يعتبر iNOS علامة
لبلعميات M1، ويؤدي استقطاب M1 إلى زيادة التعبير عن IL-6 و COX-2 و iNOS ووسائط التهابية أخرى. تحدد البلعميات M2 حل الالتهاب وإعادة بناء العظام، مما يعزز التعبير عن TGF- و IL-10 [68]. بناءً على القدرة المضادة للالتهابات الفطرية لـ DEX، تظهر الهيدروجيل المكونة أساسًا من DEX وظيفة قمع التعبير عن الجينات المرتبطة بـ M1 [69]. لذلك، تساهم التأثيرات التآزرية لمكون DEX المدمج مع ما تم إطلاقه من و GA في نظام CSBDX@MOF في تحسين البيئة المناعية لتجديد العظام.

خاصية تكوين العظام في المختبر من خلال تعديل المناعة

تم إثبات أن بتركيزات مناسبة، يعزز بشكل فعال التمايز العظمي [70،71]. وقد تم الإبلاغ عن أن البوليمر عالي الوزن الجزيئي الذي يتضمن GA يعزز بشكل كبير تكوين العظام من خلال مسار إشارة Wnt/ -catenin الكلاسيكي [72]. علاوة على ذلك، يظهر الجمع بين هذين الكيانين، المسمى Mg – GA، أيضًا خصائص تكوين عظام ملحوظة في المختبر [73]، ومع ذلك، هناك توثيق محدود حول تعديل تكوين العظام من خلال تنظيم المناعة. للتحقق من الخصائص التكوينية للعظام من خلال تنظيم المناعة، تم تعريض خلايا MC3T3 لتحفيز تكوين العظام بعد زراعة وسط مهيأ بالبلعميات. من المعروف أن تعبيرات عامل النسخ المرتبط بـ Runt 2 (RUNX2) والفوسفاتاز القلوي (ALP) والكولاجين 1 (COL1) تعتبر مؤشرات مبكرة لتكوين العظام، بينما تمثل تعبيرات الأوستيوپونتين (OPN) والأوستيوكالسين (OCN) والأوستيوپروتجرين (OPG) علامات تكوينية للعظام لاحقة نسبيًا. بعد 7 أيام من الزراعة، كانت مستويات التعبير عن mRNA للجينات المرتبطة بتكوين العظام، بما في ذلك RUNX2 و ALP و COL1 و OPN و OPG، مرتفعة بشكل كبير في مجموعة CSBDX@MOF، مع عرض مجموعة CSBDX@5MOF أعلى مستويات التعبير (الشكل 7A). في اليوم الرابع عشر، مقارنة بمجموعة LPS، أظهرت CSBDX@10MOF زيادة ملحوظة مستمرة في التعبير عن mRNA لـ ALP و OPN و OCN و OPG (الشكل 7B). من الجدير بالذكر أنه لم يكن هناك فرق كبير بين مجموعتي CSBDX@MOF و LPS في مستويات التعبير عن mRNA لـ OCN في اليوم السابع و RUNX2 في اليوم الرابع عشر. عكست صور صبغة ALP الاتجاهات الملاحظة في نتائج qPCR، حيث عرضت مجموعة CSBDX@5MOF أكثر الصبغات تميزًا وأكبر منطقة مصبوغة (الشكل 7C، G). أظهرت نتائج صبغة المناعة الفلورية نتائج أكثر مثالية لمجموعة CSBDX@5MOF ومجموعة CSBDX@10MOF، حيث كانت تعبيرات OCN و RUNX2 لهاتين المجموعتين أعلى بشكل ملحوظ من مجموعة LPS. (الشكل 7E، F، H). بعد 21 يومًا من
التحفيز على تكوين العظام، لوحظت عقيدات كالسيوم ملحوظة في ثلاث مجموعات CSBDX@MOF (الشكل 7D، G). تكوين العظام هو عملية ديناميكية طويلة الأمد، وتختلف التأثيرات المناعية للعظام لنظام الهيدروجيل في التعبير الجيني في مراحل مختلفة من تكوين العظام. قد تُعزى هذه النتائج إلى تأثير تعديل المناعة لوسط البلعميات المهيأ، حيث كانت تركيزات و منخفضة نسبيًا بعد الزراعة. يهدف نظام الهيدروجيل الذي تم التحقيق فيه في هذه الدراسة إلى خلق بيئة ملائمة لتجديد العظام. بناءً على تقييم شامل للنتائج المذكورة أعلاه في المختبر، تم اختيار CSBDX@10MOF للتجارب اللاحقة في الجسم الحي.

تجديد العظام الفكية في الجسم الحي من خلال تعديل المناعة

غالبًا ما يرتبط التهاب اللثة بتدمير العظم السنخي، وبيئته الالتهابية تثبط بشكل مباشر تجديد العظام. هنا، تم إنشاء نموذج التهاب اللثة في الجرذان واستخدامه لتقييم التأثيرات المناعية في الجسم والنتائج الفعلية لتجديد العظام لنظام الهيدروجيل. باستخدام الطريقة التقليدية المستندة إلى الرباط لتحفيز التهاب اللثة، تم إعطاء نظام الهيدروجيل في الجيوب اللثوية بعد إنشاء النموذج. في اليوم السابع، يمكن ملاحظة الهيدروجيل المتبقي. في هذه المرحلة، نركز بشكل أساسي على الحالة الالتهابية للأنسجة اللثوية وتعبير علامات استقطاب البلعميات. نظرًا لوظيفة الإصلاح لنظام الهيدروجيل لدينا، جنبًا إلى جنب مع الجرعة عند الزرع وتوقيت الكشف، بحلول اليوم الثامن والعشرين، اختفى الهيدروجيل تقريبًا تمامًا، متزامنًا مع تجديد الأنسجة اللثوية. تم جمع عينات العظام الفكية في اليوم السابع واليوم الثامن والعشرين (الشكل 8A)، وتم استخدام MicroCT لتقييم فقدان العظم السنخي وتجديده. أظهرت الصور المعاد بناؤها ثلاثية الأبعاد عدم وجود امتصاص واضح للعظم السنخي في مجموعة التحكم (CON)، بينما أظهرت مجموعة التهاب اللثة (PD) فقدانًا كبيرًا للعظام وجذور أسنان مكشوفة، مما يؤكد النجاح في إنشاء نموذج التهاب اللثة. مقارنةً بمجموعة PD، عكست مجموعتا CSBDX وCSBDX@MOF فقدان العظم السنخي، حيث أظهرت مجموعة CSBDX@MOF زيادة في كتلة العظم السنخي في اليوم الثامن والعشرين. تم إجراء قياسات المسافة بين نقطة التقاء المينا والعاج (CEJ) وقمة العظم السنخي (ABC) لتحديد مستوى فقدان العظم السنخي. كانت المسافة CEJ-ABC في مجموعة PD أكبر بكثير مقارنةً بمجموعة CON، بينما أظهرت المجموعات المعالجة بالهيدروجيل انخفاضًا كبيرًا في مسافة CEJ-ABC في جميع النقاط الزمنية (الشكل 8B، C). ومن الجدير بالذكر أن المسافة CEJ-ABC في مجموعة CSBDX@MOF كانت أقصر بكثير من تلك في CSBDX.
في اليوم الثامن والعشرين. بالإضافة إلى ذلك، تم استخدام نسبة حجم العظم/إجمالي الحجم (BV/TV) لتقييم جودة العظم السنخي. أظهرت مجموعة PD أدنى نسبة BV/TV، بينما عرضت كل من CSBDX وCSBDX@MOF نتائج مثالية باستمرار. ومن المRemarkably، كانت نسبة BV/TV في مجموعة CSBDX@MOF أعلى بشكل ملحوظ من تلك الموجودة في مجموعة CSBDX في اليوم الثامن والعشرين. وبالتالي، أظهرت مجموعة CSBDX@MOF العلاج الأكثر فعالية لتآكل العظم السنخي الناتج عن التهاب اللثة. تم إجراء صبغ الهيماتوكسيلين والإيوزين (H&E) بالإضافة إلى صبغ المناعية الكيميائية (IHC) لـ iNOS وCD206 في اليوم السابع لتقييم الشكل النسيجي للعظم السنخي وتأثيرات النظام الهيدروجي على المناعة. كما هو موضح في الشكل 9A، دعمت صبغة H&E الاتجاهات التي أظهرتها مسح الميكرو-CT. بالإضافة إلى ذلك، أظهرت مجموعة PD كمية عالية من الخلايا الالتهابية، مما يدل على استمرار وجود ميزات التهاب اللثة. في المقابل، أظهرت المجموعات المعالجة بالهيدروجيل انخفاضًا كبيرًا في الخلايا الالتهابية المتسللة. بالنسبة لصبغة IHC، مقارنةً بمجموعة التحكم، أظهرت مجموعة CSBDX@MOF انخفاضًا كبيرًا في الخلايا الإيجابية لـ iNOS، بينما أظهرت أعلى صبغة لـ CD206 (الشكل 9B، C)، مما يبرز قدراتها القوية المضادة للالتهابات. علاوة على ذلك، تم إجراء صبغ ماسون ثلاثي الألوان وصبغ IHC لـ COL1 وOCN لتقييم ترسب الكولاجين اللثوي وتأثيرات تجديد العظم السنخي لنظام الهيدروجيل في اليوم الثامن والعشرين. كشفت صبغة ماسون ثلاثي الألوان عن وجود رباط لثوي منظم بين العظم السنخي والسن، مصحوبًا بتكوين كولاجين ناضج في مجموعة CSBDX@MOF (الشكل 9D). كما هو موضح في الشكل 9E، F، كشفت صبغة IHC عن انخفاض مستويات التعبير لـ COL1 وOCN في بيئة التهاب اللثة، بينما أظهرت مجموعتا CSBDX وCSBDX@MOF المزيد من الخلايا الإيجابية لـ COL1 وOCN، مع إظهار مجموعة CSBDX@MOF تأثيرات متفوقة. ومع ذلك، نظرًا لأن التهاب اللثة هو مرض مزمن وتجديد العظام يستغرق وقتًا طويلاً، لا يزال يتعين استكشاف التأثير النسبي طويل الأمد لنظام CSBDX وCSBDX@MOF في الجسم الحي. أظهرت الدراسات في المختبر الدور الحاسم لاستقطاب البلعميات في بداية وتقدم التهاب اللثة. تؤكد النتائج المذكورة أعلاه أن تثبيط استقطاب البلعميات M1 يمكن أن يقلل من تعبير السيتوكينات الالتهابية في أنسجة آفات اللثة، وأن تحفيز البلعميات M2 يمكن أن يمنع فقدان العظام. لذلك، يمكن أن يعزز CSBDX@MOF تجديد العظم السنخي من خلال تنظيم استقطاب M1/M2. كما هو متوقع، أظهر نظام الهيدروجيل في هذه الدراسة فعالية تطبيقية في الجسم الحي من خلال تخفيف الالتهاب وتعزيز تجديد العظم السنخي، وذلك بفضل التأثيرات التآزرية لقدرات CMCS المضادة للبكتيريا، وقدرة 4-FPBA الاختزالية.
خصائص وتأثيرات DEX المضادة للالتهابات. بشكل خاص، قدم إدخال MOF بشكل غير مباشر ومكونات GA، مما يحسن بشكل كبير البيئة الدقيقة للأنسجة الداعمة، وبالتالي يمنح نظام الهيدروجيل قدرات مضادة للأكسدة ويسرع من تكوين العظام من خلال تعديل استقطاب البلعميات.

الخاتمة

في الختام، تظل التهاب اللثة تحديًا كبيرًا في طب الأسنان بسبب طبيعته الالتهابية المزمنة والتعقيدات المرتبطة بإصلاح العظام في البيئة الميكروبية البكتيرية الفريدة. قدمت هذه الدراسة نهجًا علاجيًا جديدًا يستفيد من الهياكل العضوية المعدنية (MOFs) من Mg-GA لمعالجة عيوب العظام السنخية. للتغلب على العقبات المتعلقة بإطلاق الدواء المستدام والبيئة الفموية الديناميكية، تم تصميم نظام هيدروجيل استجابة. شكل هذا الهيدروجيل الذكي شبكة مزدوجة الربط مع MOF (CSBDX@MOF)، القادرة على إطلاق المكونات العلاجية والبيولوجية النشطة عند الطلب بناءً على الحساسية المتزايدة لدرجة الحموضة العالية ومستويات مرتفعة من أنواع الأكسجين التفاعلية (ROS) المرتبطة بالتهاب اللثة. أجريت الدراسة تجارب حية ومخبرية للتحقق من سهولة الحقن، والشفاء الذاتي، والتوافق الحيوي لـ CSBDX@MOF، فضلاً عن فعاليته في الوظائف المضادة للبكتيريا، وتعديل المناعة، وتعزيز تجديد العظام السنخية في التهاب اللثة. أشارت النتائج أيضًا إلى أن التحكم الدقيق داخل البيئة الميكروبية الفموية المعقدة يمثل خطوة مهمة نحو العلاجات المخصصة والفعالة لعيوب العظام الناتجة عن التهاب اللثة. يظهر هذا النظام الديناميكي للهيدروجيل-الإطار العضوي المعدني وعدًا كمسار علاجي محتمل لمعالجة التحديات في علاج التهاب اللثة.

معلومات إضافية

تحتوي النسخة الإلكترونية على مواد إضافية متاحة علىhttps://doi. org/10.1186/s12951-024-02555-9.
المادة التكميلية 1.

شكر وتقدير

تم دعم هذا العمل من قبل برنامج البحث والتطوير للتقنيات الرئيسية في الصين (رقم 2022YFC2410104) ومؤسسة البحث الأساسي والتطبيقي في مقاطعة قوانغدونغ (رقم 2022A1515012485، رقم 2023A1515011958).

مساهمات المؤلفين

التصور: QL وXZ وWL؛ تنسيق البيانات: QL وYY وXZ وWL؛ التحليل الرسمي: YD وAL وZL وCH وWC؛ الحصول على التمويل: XZ وWL؛ التحقيق: QL وYY؛ إدارة المشروع: XZ وWL؛ الموارد: XZ وWL؛ البرمجيات: QL وYY وCH؛ الإشراف: QL وXZ وWL؛ التحقق: QL وYY وCH؛ التصور: QL وYY وCH؛ الكتابة – المسودة الأصلية وإعداد التقديم، QL وYY؛ الكتابة – المراجعة والتحرير، XZ وWL.

توفر البيانات

تتضمن هذه المقالة المنشورة جميع البيانات التي تم توليدها وتحليلها خلال هذا البحث.

الإعلانات

تمت الموافقة على جميع إجراءات التجارب الحيوانية من قبل لجنة أخلاقيات الحيوانات بجامعة صن يات سن (رقم الموافقة: SYSU-IACUC-2022-002019).

المصالح المتنافسة

لم يكشف جميع المؤلفين عن أي علاقات ذات صلة.

تفاصيل المؤلف

مستشفى طب الأسنان، مدرسة قوانغhua لطب الأسنان، جامعة صن يات سن، رقم 56، طريق لينغيوان الغربي، قوانغتشو 510055، جمهورية الصين الشعبية. مختبر قوانغدونغ الإقليمي الرئيسي لطب الأسنان، قوانغتشو 510055، جمهورية الصين الشعبية.
تاريخ الاستلام: 11 يناير 2024 تاريخ القبول: 16 مايو 2024
نُشر على الإنترنت: 26 مايو 2024

References

  1. Kinane DF, Stathopoulou PG, Papapanou PN. Periodontal diseases. Nat Rev Dis Primers. 2017;3:17038.
  2. Jepsen S, Suvan J, Deschner J. The association of periodontal diseases with metabolic syndrome and obesity. Periodontol. 2020;83(1):125-53.
  3. Kwon T, Lamster IB, Levin L. Current concepts in the management of periodontitis. Int Dent J. 2021;71(6):462-76.
  4. Graziani F, Karapetsa D, Alonso B, et al. Nonsurgical and surgical treatment of periodontitis: how many options for one disease? Periodontol. 2017;75(1):152-88.
  5. Xu W, Zhou W, Wang H, et al. Roles of porphyromonas gingivalis and its virulence factors in periodontitis. Adv Protein Chem Struct Biol. 2020;120:45-84.
  6. Takahashi N. Oral microbiome metabolism: from “Who Are They?” to “what are they doing?” J Dent Res. 2015;94(12):1628-37.
  7. Sczepanik FSC, Grossi ML, Casati M, et al. Periodontitis is an inflammatory disease of oxidative stress: we should treat it that way. Periodontol. 2020;84(1):45-68.
  8. Pan W, Wang Q, Chen Q. The cytokine network involved in the host immune response to periodontitis. Int J Oral Sci. 2019;11(3):30.
  9. Almubarak A, Tanagala KKK, Papapanou PN, et al. Disruption of monocyte and macrophage homeostasis in periodontitis. Front Immunol. 2020;11:330.
  10. Cafferata EA, Alvarez C, Diaz KT, et al. Multifunctional nanocarriers for the treatment of periodontitis: Immunomodulatory, antimicrobial, and regenerative strategies. Oral Dis. 2019;25(8):1866-78.
  11. Chen E, Wang T, Tu Y, et al. ROS-scavenging biomaterials for periodontitis. J Mater Chem B. 2023;11(3):482-99.
  12. Huang , Huang L. Periodontal bifunctional biomaterials: progress and perspectives. Materials. 2021;14(24):7588.
  13. Abdo VL, Suarez LJ, de Paula LG, et al. Underestimated microbial infection of resorbable membranes on guided regeneration. Colloids Surf B Biointerfaces. 2023;226: 113318.
  14. Pretzl B, SäLZER S, et al. Administration of systemic antibiotics during non-surgical periodontal therapy-a consensus report. Clin Oral Investig. 2019;23(7):3073-85.
  15. Khattri S, Nagraj SK, Arora A, Eachempati P, Kusum CK, Bhat KG, Johnson TM, Lodi G, et al. Adjunctive systemic antimicrobials for the non-surgical treatment of periodontitis. Cochrane Database Syst Rev. 2020. https://doi. org/10.1002/14651858.CD012568.pub2.
  16. Sun Z, Li T, Mei T, et al. Nanoscale MOFs in nanomedicine applications: from drug delivery to therapeutic agents. J Mater Chem B. 2023;11(15):3273-94.
  17. Coluccia M, Parisse V, Guglielmi P, et al. Metal-organic frameworks (MOFs) as biomolecules drug delivery systems for anticancer purposes. Eur J Med Chem. 2022;244: 114801.
  18. de Baaij JH, Hoenderop JG, Bindels RJ. Magnesium in man: implications for health and disease. Physiol Rev. 2015;95(1):1-46.
  19. Yuan Z, Wan Z, Gao C, et al. Controlled magnesium ion delivery system for in situ bone tissue engineering. J Control Release. 2022;350:360-76.
  20. Lin S, Yang G, Jiang F, et al. A magnesium-enriched 3D culture system that mimics the bone development microenvironment for vascularized bone regeneration. Adv Sci. 2019;6(12):1900209.
  21. Zheng Z, Chen Y, Hong H, et al. The “Yin and Yang” of immunomodulatory magnesium-enriched graphene oxide nanoscrolls decorated biomimetic scaffolds in promoting bone regeneration. Adv Healthc Mater. 2021;10(2): e2000631.
  22. Zahrani NAAL, El-Shishtawy RM, Asiri AM. Recent developments of gallic acid derivatives and their hybrids in medicinal chemistry: a review. Eur J Med Chem. 2020;204:112609.
  23. Dai Z, Li Z, Zheng W, et al. Gallic acid ameliorates the inflammatory state of periodontal ligament stem cells and promotes pro-osteodifferentiation capabilities of inflammatory stem cell-derived exosomes. Life. 2022;12(9):1392.
  24. de Melo K, Lisboa LDS, Queiroz MF, et al. Antioxidant activity of fucoidan modified with gallic acid using the redox method. Mar Drugs. 2022;20(8):490.
  25. Bai J, Zhang Y, Tang C, et al. Gallic acid: pharmacological activities and molecular mechanisms involved in inflammation-related diseases. Biomed Pharmacother. 2021;133: 110985.
  26. Diaz-Salmeron R, Toussaint B, Huang N, et al. Mucoadhesive poloxamerbased hydrogels for the release of HP- -CD-complexed dexamethasone in the treatment of buccal diseases. Pharmaceutics. 2021;13(1):117.
  27. Wang B, Booij-Vrieling HE, Bronkhorst EM, et al. Antimicrobial and antiinflammatory thermo-reversible hydrogel for periodontal delivery. Acta Biomater. 2020;116:259-67.
  28. Irshad N, Jahanzeb N, Alqasim A, et al. Synthesis and analyses of injectable fluoridated-bioactive glass hydrogel for dental root canal sealing. PLoS ONE. 2023;18(11): e0294446.
  29. Malik QUA, Iftikhar S, Zahid S, et al. Smart injectable self-setting bioceramics for dental applications. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl. 2020;113: 110956.
  30. Li W, Liu X, Deng Z, et al. Tough bonding, on-demand debonding, and facile rebonding between hydrogels and diverse metal surfaces. Adv Mater. 2019;31(48): e1904732.
  31. Wang Y, Li J, Tang M, et al. Smart stimuli-responsive hydrogels for drug delivery in periodontitis treatment. Biomed Pharmacother. 2023;162: 114688.
  32. Sajjad S , Görke O , et al. Acetanilide-loaded injectable hydrogels with enhanced bioactivity and biocompatibility for potential treatment of periodontitis. J Appl Polymer Sci. 2024. https://doi.org/10.1002/app. 55200.
  33. Chang G, Dang Q, Liu C, et al. Carboxymethyl chitosan and carboxymethyl cellulose based self-healing hydrogel for accelerating diabetic wound healing. Carbohydr Polym. 2022;292: 119687.
  34. Shariatinia Z. Carboxymethyl chitosan: Properties and biomedical applications. Int J Biol Macromol. 2018;120(Pt B):1406-19.
  35. Abir F, Barkhordarian S, Sumpio BE. Efficacy of dextran solutions in vascular surgery. Vasc Endovascular Surg. 2004;38(6):483-91.
  36. Zhang M, Huang Y, Pan W, et al. Polydopamine-incorporated dextran hydrogel drug carrier with tailorable structure for wound healing. Carbohydr Polym. 2021;253: 117213.
  37. Elgamily HM, Gamal AA, Saleh SAA, et al. Microbiological and environmental assessment of human oral dental plaque isolates. Microb Pathog. 2019;135: 103626.
  38. Hu Q, Lu Y, Luo Y. Recent advances in dextran-based drug delivery systems: from fabrication strategies to applications. Carbohydr Polym. 2021;264: 117999.
  39. Gao , Zhang , Jin . Preparation and properties of minocycline-loaded carboxymethyl chitosan gel/alginate nonwovens composite wound dressings. Mar Drugs. 2019. https://doi.org/10.3390/md17100575.
  40. Ke X, Li M, Wang X, et al. An injectable chitosan/dextran/ -glycerophosphate hydrogel as cell delivery carrier for therapy of myocardial infarction. Carbohydr Polym. 2020;229: 115516.
  41. Xin H. Double-network tough hydrogels: a brief review on achievements and challenges. Gels. 2022;8(4):247.
  42. Li , in , Yu Y, et al. In situ rapid-formation sprayable hydrogels for challenging tissue injury management. Adv Mater. 2024. https://doi.org/10. 1002/adma. 202400310.
  43. Li R, Zhou C, Chen J, et al. Synergistic osteogenic and angiogenic effects of KP and QK peptides incorporated with an injectable and self-healing hydrogel for efficient bone regeneration. Bioact Mater. 2022;18:267-83.
  44. , et al. ROS-responsive hydrogel coating modified titanium promotes vascularization and osteointegration of bone defects by orchestrating immunomodulation. Biomaterials. 2022;287: 121683.
  45. Lu CH, Yu CH, Yeh YC. Engineering nanocomposite hydrogels using dynamic bonds. Acta Biomater. 2021;130:66-79
  46. Wu Y, Wang Y, Long L, et al. A spatiotemporal release platform based on pH/ROS stimuli-responsive hydrogel in wound repairing. J Control Release. 2022;341:147-65.
  47. Wang H, Wang L, Guo S, et al. Rutin-loaded stimuli-responsive hydrogel for anti-inflammation. ACS Appl Mater Interf. 2022. https://doi.org/10. 1021/acsami.2c02295.
  48. Liang Y, Li Z, Huang Y, et al. Dual-dynamic-bond cross-linked antibacterial adhesive hydrogel sealants with on-demand removability for post-wound-closure and infected wound healing. ACS Nano. 2021;15(4):7078-93.
  49. Cooper L, Hidalgo T, Gorman M, et al. A biocompatible porous Mg-gallate metal-organic framework as an antioxidant carrier. Chem Commun. 2015;51(27):5848-51.
  50. Sarker B, Li W, Zheng K, et al. Designing porous bone tissue engineering scaffolds with enhanced mechanical properties from composite hydrogels composed of modified alginate, gelatin, and bioactive glass. ACS Biomater Sci Eng. 2016;2(12):2240-54.
  51. Iviglia G, Kargozar S, Baino F. Biomaterials, current strategies, and novel nano-technological approaches for periodontal regeneration. J Funct Biomater. 2019;10(1):3.
  52. Liang W, He W, Huang R, et al. Peritoneum-inspired janus porous hydrogel with anti-deformation, anti-adhesion, and pro-healing characteristics for abdominal wall defect treatment. Adv Mater. 2022;34(15): e2108992.
  53. Crawford RJ, Webb HK, Truong VK, et al. Surface topographical factors influencing bacterial attachment. Adv Colloid Interface Sci. 2012;179-182:142-9.
  54. Xu Y, Patsis PA, Hauser S, et al. Cytocompatible, injectable, and electroconductive soft adhesives with hybrid covalent/noncovalent dynamic network. Adv Sci. 2019;6(15):1802077.
  55. Feng , Zhu , et al. Distribution of 8 periodontal microorganisms in family members of Chinese patients with aggressive periodontitis. Arch Oral Biol. 2015;60(3):400-7.
  56. Liang , Bai , Niu , et al. High inhabitation activity of CMCS/Phytic acid/Zn(2+) nanoparticles via flash nanoprecipitation (FNP) for bacterial and fungal infections. Int J Biol Macromol. 2023;242(Pt 1): 124747.
  57. Zhang B, Jiang Z, Li X, et al. Facile preparation of biocompatible and antibacterial water-soluble films using polyvinyl alcohol/carboxymethyl chitosan blend fibers via centrifugal spinning. Carbohydr Polym. 2023;317: 121062.
  58. Xu B, Wang H, Wang W, et al. A single-atom nanozyme for wound disinfection applications. Angew Chem Int Ed Engl. 2019;58(15):4911-6.
  59. Lin Z, Shen D, Zhou W, et al. Regulation of extracellular bioactive cations in bone tissue microenvironment induces favorable osteoimmune conditions to accelerate in situ bone regeneration. Bioact Mater. 2021;6(8):2315-30.
  60. Furkel J, Knoll M, Din S, et al. C-MORE: a high-content single-cell morphology recognition methodology for liquid biopsies toward personalized cardiovascular medicine. Cell Rep Med. 2021;2(11): 100436.
  61. Darwish AG, Das PR, Ismail A, et al. untargeted metabolomics and antioxidant capacities of muscadine grape genotypes during berry development. Antioxidants. 2021. https://doi.org/10.3390/antiox10060914.
  62. Zheng Z, Chen Y, Guo B, Wang Y, Liu W, Sun J, Wang X, et al. Magnesiumorganic framework-based stimuli-responsive systems that optimize the bone microenvironment for enhanced bone regeneration. Chem Eng J. 2020;396: 125241.
  63. Lin Y, Luo T, Weng A, et al. Gallic acid alleviates gouty arthritis by inhibiting NLRP3 inflammasome activation and pyroptosis through enhancing Nrf2 signaling. Front Immunol. 2020;11: 580593.
  64. Qiao W, Wong KHM, Shen J, et al. TRPM7 kinase-mediated immunomodulation in macrophage plays a central role in magnesium ion-induced bone regeneration. Nat Commun. 2021;12(1):2885.
  65. Bessa-Gonçalves M, Ribeiro-Machado C, Costa M, Ribeiro CC, Barbosa JN, Barbosa MA, Santos SG, et al. Magnesium incorporation in fibrinogen scaffolds promotes macrophage polarization towards M2 phenotype. Acta Biomater. 2023;155(667):83.
  66. Li J, Zhao C, Xu Y, et al. Remodeling of the osteoimmune microenvironment after biomaterials implantation in murine tibia: single-cell transcriptome analysis. Bioact Mater. 2023;22:404-22.
  67. Huang H, Pan W, Wang Y, et al. Nanoparticulate cell-free DNA scavenger for treating inflammatory bone loss in periodontitis. Nat Commun. 2022;13(1):5925.
  68. Tan M, Mosaoa R, Graham GT, et al. Inhibition of the mitochondrial citrate carrier, Slc25a1, reverts steatosis, glucose intolerance, and inflammation in preclinical models of NAFLD/NASH. Cell Death Differ. 2020;27(7):2143-57.
  69. Bashir KMI, Choi JS. Clinical and physiological perspectives of -glucans the past, present, and future. Int J Mol Sci. 2017;18(9):1906.
  70. Zhang , Huang , Jiang , et al. A novel magnesium ion-incorporating dual-crosslinked hydrogel to improve bone scaffold-mediated osteogenesis and angiogenesis. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl. 2021;121: 111868.
  71. Wu Z, Meng Z, Wu Q, et al. Biomimetic and osteogenic 3D silk fibroin composite scaffolds with nano MgO and mineralized hydroxyapatite for bone regeneration. J Tissue Eng. 2020;11:2041731420967791.
  72. Oh Y, Ahn CB, Marasinghe M, et al. Insertion of gallic acid onto chitosan promotes the differentiation of osteoblasts from murine bone marrowderived mesenchymal stem cells. Int J Biol Macromol. 2021;183:1410-8.
  73. Kang Y, Xu C, Meng L, et al. Exosome-functionalized magnesium-organic framework-based scaffolds with osteogenic, angiogenic and antiinflammatory properties for accelerated bone regeneration. Bioact Mater. 2022;18:26-41.
  74. Li S, Hua Y, Liao C. Weakening of M1 macrophage and bone resorption in periodontitis cystathionine -lyase-deficient mice. Oral Dis. 2022. https:// doi.org/10.1111/odi.14374.
  75. Zhuang Z, Yoshizawa-Smith S, Glowacki A, et al. Induction of M2 macrophages prevents bone loss in murine periodontitis models. J Dent Res. 2019;98(2):200-8.
  76. Chen X , Wan Z , Yang L , et al. Exosomes derived from reparative M 2 -like macrophages prevent bone loss in murine periodontitis models via IL-10 mRNA. J Nanobiotechnology. 2022;20(1):110.

ملاحظة الناشر

تظل شركة سبرينجر ناتشر محايدة فيما يتعلق بالمطالبات القضائية في الخرائط المنشورة والانتماءات المؤسسية.
  1. *المراسلات:
    شينتشون زانغ
    zhxinch@mail.sysu.edu.cn
    قائمة كاملة بمعلومات المؤلف متاحة في نهاية المقال
  2. (انظر الشكل في الصفحة التالية.)
    الشكل 4 تأثير مضاد للبكتيريا. أ الرسم التخطيطي لتأثير النظام الهيدروجيلي المضاد للبكتيريا على A. a. . جينجيفاليس. ب صور تمثيلية لتلوين البكتيريا الحية/الميتة لـ A. a. و P. gingivalis بعد زراعة مشتركة مع الهيدروجيل (شريط صور تمثيلية لتمثيل مستعمرات البكتيريا ورسم بياني لبقاء البكتيريا من . أ. و . جينجيفاليس بعد زراعة مشتركة مع الهيدروجيل والتحليل الإحصائي المقابل لبقاء البكتيريا ( ). الصور المجهرية الإلكترونية الممثلة لـ . أ. و . جينجيفاليس بعد زراعة مشتركة مع الهيدروجيل ( تشير الألوان الزائفة الصفراء إلى البكتيريا المكدسة والمجعدة. لا دلالة
  3. الشكل 6 الخصائص المضادة للأكسدة والمعدلة للمناعة لـ CSBDX@MOF. التحليل الكمي لكفاءة إزالة الجذور الحرة DPPHA و ABTS B للهيدروجيل. ج بيانات تدفق الخلايا التمثيلية ومتوسط شدة الفلورسنت لـ DCF في RAW264.7 المعالجة بـ مع مستخلصات الهيدروجيل. د صور صبغة DCFH-DA التمثيلية في RAW264.7 المعالجة بـ 300 مم H2O2 (بار ). الجينات النسبية (مؤيدة للالتهاب: iNOS، COX-2 و IL-6. مضادة للالتهاب: TGF- تعبيرات IL-10 و CD206) E وتعبيرات البروتينات المرتبطة باستقطاب البلعميات (iNOS و CD206) في خلايا RAW264.7 المرباة مع مستخلصات الهيدروجيل مع تحفيز بي.جي.-إل.بي.إس لـ تدفق السيتومترية لعلامات سطح استقطاب البلعميات (CD86 و CD206). : : : :
  4. (انظر الشكل في الصفحة التالية.)
    الشكل 7 التأثير العظمي لـ CSBDX@MOF. التعبير الجيني النسبي لـ RUNX2 و ALP و COL1 و OPN و OCN و OPG في خلايا MC3T3 المرباة في وسط مهيأ من البلعميات في اليوم السابع واليوم الرابع عشر صبغة C ALP لخلايا MC3T3 المرباة في وسط مهيأ من البلعميات في اليوم السابع (شريط تلوين D ARS لخلايا MC3T3 المرباة في وسط مهيأ من البلعميات في اليوم الحادي والعشرين (شريط ). الصور التمثيلية المناعية الفلورية لـ OCN (E) و RUNX2 (F) لخلايا MC3T3 المرباة في وسط مهيأ من البلعميات في اليوم السابع والرابع عشر (شريط ). ج التحليل الإحصائي لمساحة صبغة ALP و ARS. التحليل الإحصائي لشدة الفلورسنت المتوسطة (MFI) لـ OCN و RUNX2 ). لا دلالة
  5. (انظر الشكل في الصفحة التالية.)
    الشكل 9 التقييم النسيجي للتعديل المناعي، ترسب الكولاجين وتجديد العظم الهوائي للهيدروجيل. صور صبغة H&E التمثيلية في اليوم السابع ( علوي صور تمثيلية للتلوين المناعي النسيجي لـ iNOS و CD206 في اليوم السابع والتحليل الإحصائي للخلايا الإيجابية لـ iNOS و CD206 لكل مجال عالي القوة (HPF) صور صبغ التريكروم لممثل ماسون (بار علوي، شريط صور تمثيلية للتلوين المناعي النسيجي لـ COL1 E و OCN F في اليوم الثامن والعشرين والتحليل الإحصائي للخلايا الإيجابية لـ COL 1 و OCN لكل مجال عالي الطاقة (بار ). *: لا دلالة

Journal: Journal of Nanobiotechnology, Volume: 22, Issue: 1
DOI: https://doi.org/10.1186/s12951-024-02555-9
PMID: https://pubmed.ncbi.nlm.nih.gov/38797862
Publication Date: 2024-05-26

Dynamic hydrogel-metal-organic
Check for updates framework system promotes bone regeneration in periodontitis through controlled drug delivery

Qipei Luo , Yuxin Yang , Chingchun Ho , Zongtai Li , Weicheng Chiu , Anqi Li , Yulin Dai , Weichang and Xinchun Zhang

Abstract

Periodontitis is a prevalent chronic inflammatory disease, which leads to gradual degradation of alveolar bone. The challenges persist in achieving effective alveolar bone repair due to the unique bacterial microenvironment’s impact on immune responses. This study explores a novel approach utilizing Metal-Organic Frameworks (MOFs) (comprising magnesium and gallic acid) for promoting bone regeneration in periodontitis, which focuses on the physiological roles of magnesium ions in bone repair and gallic acid’s antioxidant and immunomodulatory properties. However, the dynamic oral environment and irregular periodontal pockets pose challenges for sustained drug delivery. A smart responsive hydrogel system, integrating Carboxymethyl Chitosan (CMCS), Dextran (DEX) and 4-formylphenylboronic acid (4-FPBA) was designed to address this problem. The injectable self-healing hydrogel forms a dual-crosslinked network, incorporating the MOF and rendering its on-demand release sensitive to reactive oxygen species (ROS) levels and pH levels of periodontitis. We seek to analyze the hydrogel’s synergistic effects with MOFs in antibacterial functions, immunomodulation and promotion of bone regeneration in periodontitis. In vivo and in vitro experiment validated the system’s efficacy in inhibiting inflammation-related genes and proteins expression to foster periodontal bone regeneration. This dynamic hydrogel system with MOFs, shows promise as a potential therapeutic avenue for addressing the challenges in bone regeneration in periodontitis.

Keywords Metal-organic frameworks, Hydrogel, Drug delivery, Periodontitis, Bone regeneration

Introduction

Periodontitis is a chronic inflammatory disease initiated by dental plaque, characterized with periodontal soft tissue inflammation and progressive destruction of the periodontal ligament and alveolar bone [1]. Periodontitis is one of the most common oral diseases globally, affecting approximately 740 million individuals [2]. Currently, the established treatment strategy for periodontitis involves the removal of causative factors through methods such as scaling and root planning [3]. Guided bone regeneration (GBR) surgical procedures are commonly employed for alveolar bone regeneration in the context of periodontitis [4]. Throughout the progression of periodontitis,
Porphyromonas gingivalis (P. gingivalis) is recognized as the primary pathogen, residing in periodontal pockets and creating anaerobic and alkaline environments [5, 6]. Within this unique bacterial microenvironment of periodontitis, immune cells produce excessive pro-inflammatory cytokines and reactive oxygen species (ROS), consequently leading to hinder the bone regeneration process [7, 8]. During the process, the significantly higher ratio of M1/M2 macrophages interacts with excessive ROS deposit and inflammatory microenvironment causing uncontrollable periodontal tissue damage [9]. Nowadays, multiple biomaterials have been developed for the treatment of periodontitis, including antibacterial agents,
ROS-scavenging and Immunomodulatory biomaterials [10,11]. However, most biomaterials and traditional treatment approaches performed single function, failing to meet the multifunctional requirements for bone regeneration in periodontitis for infection caused by the colonization of pathogens at the defect site is one of the main causes of GBR failure as reported [12, 13], thus, there is an urgent need for an effective treatment modality for treating periodontitis.
Based on the physiological characteristics of periodontitis [5-8], effective treatment necessitates functions such as antimicrobial activity, antioxidant property and pro-osteogenesis capacity. Generally, various classes of antibiotics are utilized to achieve the aforementioned functions [14]. However, the widespread misuse of these drugs may inevitably lead to drawbacks such as drug resistance and adverse side effects [15]. Therefore, researchers are gradually shifting their focus towards the exploration of novel therapeutic agents. In recent years, the application of Metal-Organic Frameworks (MOFs) in the field of biomedicine, particularly in drug delivery and disease treatment, has garnered widespread attention [16]. MOFs are a class of porous crystalline materials composed of metal ions and organic linkers, characterized by customizable components and structures, enabling the design and development of multifunctional systems tailored to various diseases [17]. It has been reported that , a cation present in cellular environments and second only to potassium ions in concentration, plays a crucial role in various physiological functions, including energy metabolism, protein synthesis and cellular signaling [18, 19]. Appropriate concentrations of magnesium ions have been shown to not only directly promote bone repair to some extent [20], but also guide macrophages to polarize from the M1 phenotype to the M2 phenotype, thereby creating an immunomicroenvironment conducive to bone formation [21]. On the other hand, gallic acid (GA), a natural secondary metabolite rich in phenolic hydroxyl groups that effectively scavenges reactive oxygen species (ROS) and disrupts the cyclic generation of new free radicals [22], can regulate the bone regeneration process by its antioxidant properties [23, 24]. Furthermore, GA exerts anti-inflammatory effects by reducing the release of pro-inflammatory cytokines and chemokines [25]. Therefore, MOFs constructed from magnesium and GA ( ) have the potential advantage for the treatment of bone defects induced by periodontitis.
However, during the treatment of periodontitis, the dynamic and complex oral environment, including factors such as saliva flow, chemical composition and temperature fluctuations, can lead to rapid loss of MOFs drugs [26]. Additionally, the irregular anatomical
structures of periodontal pockets further present potential challenges in the treatment of periodontitis [27]. Therefore, there is a need to develop a sustained release system for controlling the on-demand release of MOFs and providing a favorable microenvironment for bone regeneration in periodontitis. In recent years, injectable hydrogel materials have gradually gained attention in the biomedical field [28-30], especially smart responsive hydrogels, which offer unique advantages in periodontitis treatment [31, 32]. Hence, this study aims to construct a dynamic responsive smart injectable hydrogel in conjunction with MOFs of Mg-GA for the treatment of periodontitis. Initially, we have selected Carboxymethyl Chitosan (CMCS) and Dextran (DEX) as the primary components for constructing the injectable hydrogel. Carboxymethyl chitosan (CMCS), a derivative of chitosan with similar biocompatibility and enhanced water solubility and antibacterial property [33], is widely used in tissue engineering, anti-bacterial dressing and drug delivery system [34]. As well as Dextran (DEX) is a kind of linear polysaccharide compound produced by bacteria Leuconostoc mesenteroides [35]. The backbone of DEX is linked with -glycosidic bond occasionally branched with and glycosidic bonds thus rich in hydroxyl groups [36]. Though related to dental plaque formation [37], based on DEX’s excellent water solubility, biocompatibility, biodegradability, cell adhesion properties and anti-inflammatory effects, it has been extensively studied in biomedical delivery systems [38]. However, relying solely on the weak hydrogen bonding between CMCS and DEX, it is challenging to form a stable hydrogel structure [39, 40].
The utilization of covalent bonds to construct a dualcrosslinked network significantly enhances the mechanical stability of hydrogels [41, 42]. In this study, we employed 4 -formylphenylboronic acid (4-FPBA) as a crosslinking agent, which can form dynamic borate ester bonds and imine bonds (Schiff base) with dextran (DEX) and carboxymethyl chitosan (CMCS), respectively. The in-situ formation of an interpenetrating network structure (CMCS/4-FPBA/DEX, CSBDX) under the influence of 4-FPBA not only enhances the mechanical strength of the hydrogel but also imparts injectable properties to it [43]. When applied in the treatment of periodontitis, the hydrogel can be conveniently injected and filled into deep periodontal pockets [44]. Moreover, in the dynamic and complex oral environment, the self-healing properties of the hydrogel maintain long-term stability [43]. Interestingly, the imine bonds and borate ester bonds within the hydrogel network exhibit pH and ROS sensitivity, respectively [44, 45]. The high pH and ROS levels in the microenvironment of periodontitis can influence
Fig. 1 The schematic illustration of the preparation, application and bone regeneration promotion mechanism of CSBDX@MOF
the three-dimensional network structure of the hydrogel, thereby actively regulating on-demand drug release.
In this study, the MOF of Mg-GA was loaded into CSBDX injectable self-healing hydrogels for the treatment of periodontitis (Fig. 1). We aim to investigate in-depth the on-demand release of Mg -GA under the specific microenvironment stimuli of periodontitis, by modulating its impact on osteogenesis through the regulation of oxidative stress and the immune microenvironment. The study aims to elucidate the synergistic effects of the hydrogel’s self-healing properties and antibacterial functions in conjunction with the MOF. Furthermore, we intend to validate the inhibitory effects on inflammation and promotion of alveolar bone regeneration of the CSBDX@MOF system through in vivo periodontitis
model experiments. Our hydrogel system holds the potential to offer a novel approach for bone regeneration in periodontitis.

Methods and experiments

Materials

Magnesium chloride (99.99%), gallic acid (99%) and were purchased from Macklin (Shanghai, China). Carboxymethyl chitosan was purchased from Xiya Reagent (Shandong, China). 4-formylphenylboronic acid was purchased from Adamas-beta (Shanghai, China). Dextran (M.W. 150,000) were purchased from J&K Scientific (Beijing, China). RAW264.7 and MC3T3-E1 cells were acquired from the Shanghai Cell Bank of the Chinese Academy of Sciences (Shanghai,
China). Lipopolysaccharide from Porphyromonas gingivalis was purchased from InvivoGen (USA). DPPH (2,2-Diphenyl-1-picrylhydrazyl) and ABTS [2,2′-Azinobis-(3-ethylbenzthiazoline-6-sulphonate)] were purchased from Aladdin Chemical Technology (Shanghai, China). South American fetal bovine serum, -MEM culture medium, DMEM culture medium, penicillin, Alexa Fluor 488 Phalloidin, DAPI, LIVE/DEAD Bac Light and anti-OCN antibody were purchased from Thermo-Fisher Scientific (USA). DCFH-DA and BCIP/ NBT Alkaline Phosphatase Color Development Kit were purchased from Beyotime Biotechnology (China). 3.7 paraformaldehyde and yeast extract were purchased from Biosharp Biotechnology (China). -streptomycin, sodium glycerophosphate, dexamethasone, vitamin C, Triton X-100, bovine serum albumin and phosphate buffer solution were purchased from Sigma-Aldrich (China). Prime-script RT reagent Kit, and SYBR Premix EX Taq was purchased from TaKaRa Biotechnology (Japan). Cell Counting Kit-8 was purchased from DOJINDO laboratories (Japan). Calcein-AM/propidium iodide (PI) double staining kit was purchased from Bestbio (China). Nutrient Agar, L-cysteine hydrochloride, hematin chloride, vitamin K1 and Alizarin Red S Solution ( ) were purchased from Solarbio LIFE SCIENCES (China). Brain Heart Infusion culture media was purchased from HuanKai Microbial (China).

Synthesis of Mg-GA

Biocompatible and non-toxic MOF of Mg-GA was synthesized using a simple hydrothermal method. In brief, and gallic acid ( 3.8 g ) were dissolved in ultrapure water ( 50 mL ). Then, the solution pH was adjusted to 8 with potassium hydroxide solution . The milkly white solution gradually turned to brown. After stirring for 10 min , the solution was moved to a 100 mL autoclave and heated at for 24 h . The solution was cooled to room temperature, centrifuged at for 10 min , and the supernatant discarded. The light grey solid pellet was obtained by washing three times with ultrapure water and dried in an oven at overnight.

Synthesis of the hydrogels

For the preparation of Carboxymethyl Chitosan (CMCS)/ Dextran (DEX)/4-formylphenylboronic acid (4-FPBA)/ Mg -GA composite hydrogels, -FPBA and 2 DEX were first dissolved in double distilled water. Then, the Mg -GA powders were dissolved in CMCS solution at a concentration of and . Equal volumes of the two solutions were
homogenously mixed and quickly injected into the mold and hydrogels were formed within minutes. CMCS/4FPBA/DEX hydrogels were obtained in the same way as described above without . Hereafter, in this paper, the hydrogels loaded with will be denoted as CSBDX@MOF, which is divided into CSBDX@2.5MOF, CSBDX@5MOF, and CSBDX@10MOF according to different mass ratios from low composition to high composition ( ). Then, the hydrogels without Mg -GA will be represented as CSBDX.

Characterization of CSBDX

The chemical compositions of lyophilized CSBDX samples were analyzed by Fourier transform infrared (FTIR). Injectability property of the CSBDX was observed visually by loading the hydrogel into a 1 mL syringe and injecting it manually to write words ‘SYSU’. After minutes of gelation, photographs were taken. The self-healing property of the CSBDX was evaluated by cutting the hydrogel in half, one of which was colored by crystal violet, and simply put them together to ensure the cross-sections completely adhered. After 24 h at , the self-healing hydrogel was picked up by tweezer remaining intact. The self-healing interface of another piece of self-healing hydrogel was observed by stereomicroscope. Rheological continuous step strain test was performed to further reveal the self-healing behavior of CSBDX hydrogel. The CSBDX samples with a diameter of about 25 mm and a thickness of 1 mm were prepared and HAAKE MARS Modular Advanced Rheometer System (Thermo Scientific) was used to carry out continuous step strain test at . The parameters were set: angular frequency of , strain duration .

Characterization of Mg-GA

The morphology of the Mg -GA was observed by scanning electron microscopy (SEM). The crystal structure of Mg -GA was examined by X-ray diffraction (XRD). The elemental composition of was measured by energy dispersive spectroscopy (EDS) coupled with SEM and X-ray photoelectron spectroscopy (XPS).

Characterization of CSBDX@MOF

Surface and cross-section morphology

The surface roughness of the membranes was observed using a laser scanning confocal microscope profilometer (LSM700, Zeiss, Germany). Sa (the arithmetic average height deviation from the mean plane) was selected to
describe the surface roughness of hydrogels. The water contact angle was measured using a DSA-X ROLL contact angle measuring instrument. The profile of a drop of of deionized water on the surface of hydrogels was captured. The intersection angles of both sides were measured to calculate average values. SEM and EDS were used to observe the cross-section morphology and elemental composition of lyophilized hydrogels. All samples were sputter-coated with gold layers and then analyzed using a Zeiss Sigma 300 field-emission Scanning Electron Microscope. The obtained SEM images were evaluated using Image J software to analyze the average pore diameters. Meanwhile, scanning maps of , Mg were also measured by EDS.

Mechanical properties

Mechanical properties of hydrogels were tested using a universal testing machine (Instron 5967, USA). For tensile testing, cuboid hydrogel samples 2 mm in width and 1 mm in thickness were clamped on tensile grips probe, the initial distance between the grips was 6 mm . The samples were stretched at a speed of until breakage. The tensile mechanical evaluation index included the stress-strain curve, largest tensile strength and elongation at break. For compression testing, cylinder hydrogel samples 10 mm in diameter and 5 mm in thickness were placed between two compression plates and compressed at a rate of . Compressive modulus was determined from the obtained stress-strain curves. For cyclic compression testing, hydrogel samples of same size were compressed at a rate of until strain reached , then the compression was released and the entire cycle was repeated 5 times.

Swelling and degradation properties

The following methods were used to detect the swelling properties of hydrogels in vitro: The initial mass of the lyophilized hydrogel was weighed as . Then the samples were immersed in phosphate buffer saline (PBS) at 7.4 pH and . At different time intervals , ), the mass of the swollen gel was measured as after the removal of extra water on the gel with filter paper. The swelling ratio (SR) of the hydrogel was defined by formula (1).
As to degradation properties of hydrogels, swollen hydrogels were immersed in 10 mL phosphate buffer saline (PBS) at 7.4 pH and . The initial mass of the lyophilized hydrogel was weighed as . At each time point (1st, 4rd, 7th, 14th, 21st, 28th day), the samples were removed, dried gently with filter paper and then
weighed as . The remaining weight was calculated using the following formula (2).

Drug release properties

CSBDX@10MOF was selected to evaluate the responsive and sustained release performance. Hydrogel samples were prepared and placed in centrifuge tube. 20 mL PBS with pH values of 7.40 and 9.00 and was added into the centrifuge tube and placed at . After the scheduled time, of the solution was removed and the absorption intensity at 260 nm (characteristic peak of Mg-GA [66]) was analyzed by Spectrophotometer (Thermo Nanodrop One, USA).

Antibacterial test

Porphyromonas gingivalis (P. gingivalis, ATCC 33277) and Actinobacillus actinomycetemcomitans (A. a., ATCC 43717) were selected to test the antibacterial activity of hydrogels. First, CSBDX and CSBDX@MOF were fabricated as described above and sterilized by placing under UV light for 1 h . Then, the hydrogel samples were immersed in bacterial suspension , 3 mL ) at concentration of in 5 mL centrifuge tubes and incubated in an anaerobic environment at for 24 h . For observation of the colony number after culture, the bacterial suspension was diluted, and spread evenly onto Columbia Blood Agar Plates (P. gingivalis) or BHI Agar Plates (A. a.). The plates were incubated in an anaerobic environment at , and the colonies were observed and calculated. For Live/Dead bacterial staining, the hydrogel samples were centrifuged and washed 3 times with PBS to remove excess medium and then stained using a Live/Dead Bac Light bacterial viability kits according to the manufacturer’s protocol. The fluorescence images were taken by laser scanning confocal microscopy. To observe the morphology of P. gingivalis and A. a., the hydrogel samples were first centrifuged and washed 3 times with PBS. Then, the hydrogel samples were fixed with glutaraldehyde, dehydrated using increasing concentrations of ethanol ( and ) and lyophilized. After that, the samples were placed on silicon wafers and sputter-coated with gold layers. The bacterial morphology was observed using a Zeiss Sigma 300 fieldemission Scanning Electron Microscope.

Biocompatibility

Preparation of hydrogel extracts

Hydrogel extracts were prepared according to national standards GB/T 16886.12. In brief, hydrogel was prepared
Fig. 2 The characterization of CSBDX and Mg-GA. A The FT-IR spectrum of CSBDX and each component. B Self-healing property of CSBDX. Two pieces of self-healed hydrogel can support its own weight and formation of dynamic Schiff base and boronic ester bond and self-healing interface was observed with microscope and continuous step-strain measurement. C The injectability of CSBDX. D The morphology and EDS mapping images of . E The XRD spectrum of Mg-GA. F The structure schematic diagram of Mg-GA. G The XPS spectrum of Mg-GA and peak-differentiating and imitating of Mg element
and immersed in DMEM or -MEM medium ( ) at for 72 h . The medium was then centrifuged to acquire the hydrogel extracts, and the extracts were stored at for further experiments.

Cell proliferation assay

RAW 264.7 and MC3T3 cells were seeded in a 48 wellplate at a density of cells per well and cultured with hydrogel extracts. On the 1st, 3rd, and 5th day, cell
proliferation was evaluated using the CCK-8 kit. Briefly, the working solution was added and incubated for 2 h in the dark at and . The optical density (OD) was measured at 450 nm using a microplate reader (Thermo 3001, USA).

Live/dead cell staining

The cell viability on the 1st, 3rd, and 5th day was evaluated using a calcein-AM/PI double stain kit. After RAW 264.7 and MC3T3 cells cultured with hydrogel extracts and rinsed twice with PBS, a mixed solution of calcein-AM and PI was added. After incubation in the dark for 30 min , the cells were observed using a fluorescence microscope (Zeiss Axio Vert. A1, Oberkochen, Germany).

Cell morphology observation

To observe morphology of the cells cultured with hydrogel extracts, the cells were incubated for 24 h , washed twice with PBS, and stained with Alexa Fluor 488 Phalloidin and DAPI. The cells were then observed using a laser scanning confocal microscope (Olympus FV3000, Japan).

Hemolysis assays

Hemolysis induced by hydrogels was tested using rabbit red blood cells (Sbjbio life sciences, Nanjing, China). In brief, 1 mL of the RBCs were incubated with hydrogel at for 1 h . The mixtures were then centrifuged at RCF of 1000 g for 10 min . Hemoglobin absorption at 576 nm ( ) of each supernatant ( ) was measured. Hemolysis activity was then determined according to the following formula (3).
PBS ( ) was used as a reference for hemolysis, while the absorbance ( ) of RBCs incubated with Triton-X 100 solution was set as hemolysis.

Antioxidant property

Total antioxidant activity measurement

The radical scavenging performance was tested using the DPPH/ABTS method. In brief, hydrogel samples of 50 mg were incubated with ethanol solution in the dark at RT for 30 min . The supernatant of the solution was removed into 96 well-plate and the scavenging activity was evaluated by monitoring the absorbance decrease at 517 nm . DPPH radical scavenging
activity was calculated according to the following formula (4).
where is the absorbance of the control (the well base of the plate), is the absorbance of samples, and is the absorbance of samples incubated in ethanol instead of DPPH solution during incubation.
The ABTS• scavenging activity was determined by spectrophotometric analysis with the characteristic absorption at 734 nm . The ABTS• was produced by mixing 2 mL of ABTS ( 7.00 mM ) with 2 mL of ( 4.95 mM ) in the dark at for 12 h . Dilute the solution to a working solution of concentration with PBS ( 0.1 mM ) to make the absorbance of the solution at 734 nm was about 0.7 . ABTS• solution ( 3 mL ) was incubated with hydrogel samples of 50 mg for 30 min , and the supernatant was monitored by a plate reader. ABTS radical scavenging activity was calculated according to the following formula (5).
where is the absorbance of the control (the well base of the plate), is the absorbance of samples, and is the absorbance of samples incubated in PBS instead of ABTS solution during incubation.

Intracellular ROS scavenging measurement

RAW 264.7 cells were seeded in a 48 well-plate at a density of cells per well and cultured with hydrogel extracts for 24 h . Then, the culture medium was replaced with -containing culture medium ( ) and incubated for 1 h . Subsequently, cells were stained with 2,7-dichlorofluorescein diacetate (DCFH-DA) to label intracellular ROS fluorescently and imaged using a fluorescence microscope (Zeiss Axio Vert. A1, Oberkochen, Germany); the ROS ( + ) reagent in the kit was used as a positive control. The fluorescence intensity was then quantitated with Multi-Detection Reader (Biotek-Synergy H1, USA). To further evaluate the ROS scavenging effect of hydrogel extracts quantitatively and accurately in vitro, After the above treatment, RAW 264.7 cells were detached and the intracellular ROS level was determined through fluorescence intensity with flow cytometry (BD LSRFortessa, USA).

Immunomodulatory property

The anti-inflammatory capacity was evaluated in an P. gingivalis-LPS-stimulated macrophage model. In
Fig. 3 The characterization of CSBDX@MOF. A The morphology, EDS mapping images and energy spectrum of CSBDX@ 5 MOF. The white indicates Mg-GA particles ( ). B The cross-sectional morphology and pore diameter histogram of CSBDX@MOF ( ). C The visualizations of surface morphology and Sa (the arithmetic average height deviation from a mean plane) values of different surfaces of CSBDX@ MOF ( ). D The water contact angles of CSBDX@MOF ( ). E The representative tensile stress-strain curves, fracture strain and largest tensile strength of CSBDX@MOF ( ). F The representative compressive stress-strain curves and compressive modulus of CSBDX@MOF ( ). G The cyclic compressive stress-strain curves of CSBDX@MOF ( ). The swelling profile and degradation profile of CSBDX@MOF ( ). JThe Mg-GA releasing profile of CSBDX@10MOF in different condition. , ns: no significance
this part, the preparation of hydrogel extracts was the same as that in “Biocompatibility” part. RAW264.7 cells were stimulated with P. gingivalis-LPS ( ) for 24 h to simulate inflammation in periodontitis. For
CSBDX, L/CSBDX@2.5MOF, L/CSBDX@5MOF and L/ CSBDX@10MOF groups, the macrophages were treated with corresponding hydrogel extracts and P. gingivalisLPS ( ) for 24 h . Quantitative polymerase chain
reaction ( qPCR ) was used to detect the expression of inflammatory and anti-inflammatory genes. The total cellular RNA was extracted using the RNA-Quick Purification Kit. RNA was reverse transcribed into cDNA using the PrimeScriptTM RT reagent kit. The real-time qPCR system (ABI QuantStudio 5, USA) was used to detect the expression of iNOS, COX-2, IL-6, TGF- , IL-10 and CD206 genes, which were standardized by the housekeeping gene -actin. Relative gene expression was compared using the method. Table S1 shows the primer sequences used in this study. The expression of iNOS and CD206 protein in macrophages was observed by immunofluorescence staining. The samples were fixed in paraformaldehyde for 15 min and permeabilized with TritonX-100 for 20 min . Samples were further incubated with anti-CD206 antibody (Cell Signaling Technology, #24,595) or anti-iNOS antibody (Cell Signaling Technology, #13,120) overnight, followed by incubation with the corresponding fluorescently labeled secondary antibody for 1 h and DAPI for 15 min , and the cells were imaged by laser scanning confocal microscope (Olympus FV3000, Japan). The macrophage polarization surface markers (CD86 and CD206) were detected by flow cytometry. Briefly, RAW264.7 cells were collected and washed three times with PBS. Then, cells were incubated with antibodies (FITC anti-mouse CD86 and PE anti-mouse CD206 (both from Biolegend)) on ice for 30 min in the dark. After washed with PBS twice, cells were suspended in PBS with FBS and then detected by flow cytometry (BD Biosciences, San Diego, CA, USA).

Osteogenic differentiation in vitro

Macrophage conditioned medium (MCM) was used to investigate whether hydrogel extracts could affect the osteogenic differentiation of MC3T3 cells through the immunomodulatory effect of macrophages. For MCM preparation, RAW 264.7 cells were treated with different hydrogel extracts (CSBDX, CSBDX@2.5MOF, CSBDX@5MOF and CSBDX@10MOF) and P. gingivalisLPS for 24 h . Then, the supernatants were collected and centrifuged at 1000 rpm for 10 min to remove remained cells. After that, the supernatants were mixed with fresh -MEM medium at a ratio of and then filtered with a filter to obtain MCM. MC3T3 cells were seeded
at a density of cells per well in -MEM medium for 12 h , then the medium was replaced by MCM for 24 h . After osteogenic induction ( -glycerophosphate, dexamethasone and 50 mM ascorbate) for 7 days, ALP staining was performed. After osteogenic induction for 7 days and 14 days, quantitative polymerase chain reaction ( qPCR ) was used as above to detect the expression of osteogenic-related genes (RUNX2, ALP, COL1, OCN, OPN and OPG). Table S1 shows the primer sequences used in this study. Besides, the expression of RUNX2 and OCN protein was observed by Immunofluorescence staining. The operation steps were the same as above except using anti-RUNX2 antibody (Cell Signaling Technology, #12,556) and anti-OCN antibody (Thermo-fisher, PA5-96,529). After osteogenic induction for 21 days, the ECM mineralization was evaluated by the Alizarin Red S Staining.

Animal experiments

Rat periodontitis model establishment

Twenty-four male Sprague Dawley rats (weight ) were purchased from the Experimental Animal Center of Sun Yat-sen University. All the experimental procedures were complied with the NIH Guide for Care and Use of Laboratory Animals. All the experimental procedures were approved by Animal Ethics Committee of Sun Yat-sen University (Approval No. SYSU-IACUC-2022-002019) and animal experiments were conducted in the Animal Centre of Sun Yat-sen University. Animals were randomly divided into four groups (for each group, ), including healthy rats without periodontitis (CON), periodontitis without any treatment (PD), periodontitis treated with CSBDX (CSBDX), periodontitis treated with CSBDX@10MOF (CSBDX@MOF). To establish the periodontitis model, all Sprague Dawley rats were first anesthetized with pentobarbital sodium ( body weight, Sigma, USA). Next, a 4-0 surgical suture was wrapped and fixed around the second maxillary molar for 10 days. After the periodontitis model was established, the surgical sutures and food residues were removed. Subgingival scaling and root planning were performed using gracey and then of hydrogels (CSBDX and CSBDX@10MOF) were injected once into the periodontal pockets with a microsyringe. For the PD group, of PBS was
Fig. 4 (See legend on previous page.)
Fig. 5 The biocompatibility of CSBDX@MOF. A Hemolysis ratio of rabbit erythrocytes incubated with hydrogels ( ). The RAW264.7s B and MC3T3 cells proliferation quantitatively analyzed by CCK-8 after treated with hydrogel extracts for 1,3 , and 5 days ( ). Representative live/dead staining of RAW264.7s and MC3T3 cells cultured with hydrogel extracts for 5 days (bar ). The RAW264.7s and MC3T3s morphology after cultured with hydrogel extracts for 5 days (bar ).
injected as negative control. The CON group acted as a blank control without any treatment. On the 7th day after treatment, half the rats were anesthetized with pentobarbital sodium and sacrificed and on the 28th day, the other half were sacrificed. Then, the maxillae were collected and fixed in PFA for 1 day and then preserved in alcohol at for further experiments.

Micro-CT analysis

Micro-CT was adopted to analyze bone regeneration in vivo using a micro-CT scanner ( cabinet microCT scanner, SCANCO Medical AG, Bassersdorf, Zurich, Switzerland). Dissected rat maxillae were horizontally placed into the sample tubes, and parameters were set: , and resolution to start the scan. The three-dimensional (3D) reconstruction was performed using Amira-Avizo software (Version 2020.1,
Thermo Scientific). The reconstructed images was captured by complying with the identical criteria that all the tooth cusps were located on the same plane, and the occlusion plane could not be seen from the buccal side or the palatal side. The vertical distance between the cementoenamel junction (CEJ) and the alveolar bone crest ( ABC ), namely , was measured, representing the degree of alveolar bone loss. The ratio of bone volume/tissue volume (BV/TV) of each sample was also calculated.

Histological analysis

The fixed samples were decalcified with disodium ethylenediamine tetraacetate (EDTA) for 4 weeks. Afterward, the specimens were dehydrated in a graded series of ethanol solutions. After the transparent treatment with xylene, the specimen was embedded in paraffin to obtain paraffin sections with a thickness of . Hematoxylin and eosin (H&E) and Masson staining was performed to assess periodontal tissue regeneration. Immunohistochemical staining for iNOS and CD206 was performed to assess the immunomodulatory effects and immunohistochemical staining for COL1 (anti-COL1 antibody, Cell Signaling Technology, #72,026) and OCN were performed to assess the osteogenic effects. The staining of specimens was observed under a microscope and the positive cells per high power field (HPF) were calculated.

Statistical analysis

The sample size for each statistical analysis was . All data were presented as the mean standard deviation (SD) of at least three independent experiments. Data normality was assessed by the Shapiro-Wilk test. For data normally distributed, one-way ANOVA combined with Bonferroni’s test was performed to analyze the group-togroup significant differences in the SPSS software (SPSS . The nonparametric tests were performed when the data were not normally distributed. A value of less than 0.05 was considered to be statistically significant (Fig. 1).

Results and discussion

Preparation and characterization of Mg-GA and CSBDX

The synthesis of CMCS/4-FPBA/DEX (CSBDX) was investigated by a simple mixing method in situ. FT-IR spectra of various components was shown in Fig. 2A. Specifically, the major peaks occurred at stretching vibration of hydroxyl and phenolic hydroxyl group), ( stretching vibration of amide I and carbonyl group), (B-O stretching vibration) and ( antisymmetric stretching vibration of cyclic ether group of DEX). It is noteworthy that stretching vibration of Schiff’s base bond which usually occurred at [46] was shifted to the newly formed peak at . These results demonstrated successful introduction of borate ester bond and Schiff’s base bond into CSBDX. After incubating the incised hydrogel at for a period of time, the hydrogel undergoes self-healing in the absence of external conditions, with no noticeable gaps observed at the interface after healing. This outcome can be attributed to the collaborative action of dynamic borate ester bonds, Schiff base bonds and hydrogen bonds within the hydrogel network (Fig. 2B). Under rheological step strain test, a large strain higher than tensile strain at break of CSBDX was applied to evaluate self-healing property of CSBDX after destruction. The results showed that the mechanical property of CSBDX was well restored after repeated strain with the G’ and G” slightly decreased. The self-healing properties of the hydrogel enable it to adapt to the complex and dynamic oral environment during application. Furthermore, the hydrogel exhibited excellent injectability, smoothly extruding through a medical syringe and quickly forming a gel, making it well-suited for the environment of deep periodontal pockets in the treatment of periodontitis (Fig. 2C). The hydrogel system, designed with dynamic chemical bonds, combines injectability and self-healing properties effectively, thus meeting the application requirements for periodontitis treatment [47, 48]. MOFs of Mg -GA were successfully synthesized using the classical hydrothermal method. Microscopic analysis of their morphology and elemental composition (Fig. 2D, Fig. S1A) revealed that exhibits an irregular framework shape with a diameter of approximately as well as
(See figure on next page.)
Fig. 6 (See legend on previous page.)
the homogeneous distribution of and O elements within particles. X-ray diffraction (XRD) spectra yielded results were consistent with previous reports [49], revealing that each Mg atom was connected to organic ligands of GA by six O atoms (four oxygen atoms coming from the phenol groups and two from the carboxyl functions) and the pristine crystal structure of Mg -MOF was maintained (Fig. 2E, Fig. 2F). Furthermore, X-ray photoelectron spectroscopy (XPS) was employed to verify the elemental composition of , confirming the presence of and O elements, consistent with the EDS results. Additionally, the peak-differentiating and imitating of Mg element suggested that the construction of was primarily achieved through the coordination between and hydroxyl or carbonyl groups (Fig. 2G). The above results showed the successful synthesis of by verifying the morphology, elemental composition and stable crystal structure of as well as the intrinsic connecting structure between and GA.

Preparation and characterization of CSBDX@MOF

To further investigate the influence of different concentrations of Mg-GA MOF on the properties and functionalities of hydrogels, composite hydrogels with varying Mg-GA content ( mL ) were prepared. These hydrogels were abbreviated as CSBDX@2.5MOF, CSBDX@5MOF and CSBDX@10MOF, respectively. SEM micrographs revealed a well-defined porous structure within the hydrogels, with micrometer-scale particles evenly distributed throughout the hydrogel network, as indicated by the white arrow. Complemented by EDS spectral images, the presence of and Mg elements confirmed the successful incorporation of (Fig. 3A, Fig. S1B). The cross-sectional microstructure of the hydrogel exhibited a porous architecture with pore sizes ranging from to (Fig. 3B). Furthermore, an increase in Mg -GA concentration showed a higher presence of Mg -GA particles within the hydrogel network, without significant changes in pore size, indicating that variations in Mg -GA concentration did not affect the hydrogel’s microstructure. Notably, a pore size range of is favorable for the transportation
of oxygen and nutrients, promoting cellular infiltration and tissue ingrowth [50, 51]. Surface roughness and hydrophilicity of the hydrogel samples were also evaluated. Introduction of Mg -GA led to a significant decrease in the Sa value (arithmetical mean deviation of the profile) but showed no significant difference among the three CSBDX@MOF groups (Fig. 3C). As it is wellknown, a rough surface favors cell adhesion, migration [52] and bacterial attachment [53]. Surfaces with relatively lower roughness, as seen in CSBDX@MOF, might reduce the adherence of periodontal pathogens, preventing persistent tissue infections. Water contact angle results indicated excellent hydrophilicity for all hydrogel samples, with a decrease in water contact angle which was attributed to the rich phenolic hydroxyl groups present in the MOF of Mg-GA [54] (Fig. 3D). As depicted in Fig. 3E, the fracture strain and maximum tensile strength of CSBDX@MOF were higher compared to CSBDX, with CSBDX@10MOF exhibiting the highest fracture strain (up to ) and maximum tensile strength (up to ). Compressive testing showed a similar trend to the tensile results, where the introduction of Mg -GA increased the compressive modulus of the hydrogel, reaching a maximum of for CSBDX@10MOF (Fig. 3F). Moreover, all hydrogels maintained their structural integrity and elasticity after 5 cycles of compression (Fig. 3G). The enhanced mechanical strength of the hydrogel system resulted from the formation of new hydrogen bonds between the hydroxyl groups of Mg-GA and CSBDX, along with the coordination interactions between a small amount of free ions and carboxyl groups of CSBDX, stabilizing the hydrogel structure. All groups exhibited a similar swelling behavior, but CSBDX@5MOF and CSBDX@10MOF displayed significantly lower swelling ratios compared to CSBDX after 48 h of swelling (Fig. 3H). This was due to the introduction of an appropriate amount of MOF, which restructured the three-dimensional network of the hydrogel, making it denser. Additionally, the degradation behavior of the hydrogel was significantly affected by the concentration of Mg-GA, with CSBDX@10MOF showing the lowest degradation (Fig. 3I). This aligns with expectations, as the introduction of enhanced the
Fig. 7 (See legend on previous page.)
Fig. 8 Evaluation of alveolar bone regeneration using micro-CT. A The schematic diagram of animal experiment. Representative micro-CT three-dimensional reconstruction and section images and CEJ-ABC distance, BV/TV quantitative analysis on the 7th day B and 28th day C ( ). *: , ns no significance
crosslinking and stability of the hydrogel. These results collectively indicated that CSBDX@10MOF exhibited superior hydrophilicity, mechanical performance, resistance to swelling and stability. Hence, CSBDX@10MOF is preferred for further investigations. The release behavior of Mg -GA under different conditions within the hydrogel system is depicted in Fig. 3J. The drug release curves demonstrated a typical sustained release pattern
of in , with an accumulated release of over 144 h . In an environment simulating high ROS levels ( ), the release efficiency significantly increased, reaching within 48 h . In contrast, in a high pH environment ( ), the release rate was slower but achieved a markedly higher maximum cumulative release of , surpassing that in the 1 mM group. These outcomes suggested significant pH
and ROS sensitivity of CSBDX@MOF, attributed to the dynamic crosslinking effects of borate ester bonds and imine bonds [44, 45]. Therefore, the drug release process is responsive to the high pH and ROS microenvironment of periodontitis, enabling on-demand release of MOF of Mg-GA, thereby facilitating the treatment process of periodontitis.

Antibacterial effect

The adhesion and growth of various oral bacteria directly influence the therapeutic efficacy of periodontitis [13]. Therefore, achieving antimicrobial functionality is a pivotal factor in the application of medical materials during the treatment for periodontitis. In this study, we selected Actinobacillus actinomycetemcomitans (A. a.) and P. gingivalis as the research targets to investigate the in vitro antibacterial effects of a hydrogel system (Fig. 4A). A. a. and . gingivalis are major pathogenic bacteria associated with periodontitis [55], whose presence not only acts as the initiating factors of periodontitis but also directly hinders the bone regeneration process. Live/dead bacterial staining (Fig. 4B) revealed a reduced quantity of live bacteria in the CSBDX group. A few red-stained dead bacteria were observed, suggesting that CSBDX and CSBDX@MOF hydrogel systems probably play a role in inhibiting bacterial proliferation or affecting bacterial function. Colony-forming unit assays (Fig. 4C) demonstrated a significant reduction in colony formation in CSBDX@MOF groups compared to the control. Both the live bacterial count and colony-forming units in the three CSBDX@MOF groups notably decreased compared to CSBDX group. Besides, quantitative analysis of colony counts (Fig. 4D) indicated that CSBDX@10MOF exhibited the fewest colony-forming units among the CSBDX@MOF groups. Subsequently, scanning electron microscopy (SEM) was employed to further examine the microscopic morphological changes in bacteria (Fig. 4E). The results indicated a consistent decrease in the number of bacteria in the field of view with the aforementioned colony analysis. Some bacteria in the CSBDX group exhibited wrinkling, while more stacked and wrinkled bacteria were observed in the CSBDX@MOF groups. These findings suggested that both CSBDX and CSBDX@ MOF could inhibit the growth of . a. and P. gingivalis.
This is attributed to the intrinsic antimicrobial functionality of the CMCS components in both groups [56], where the antibacterial mechanism of CMCS is similar to CS and arises from the electrostatic interaction between the material and bacteria [57]. The stronger antibacterial action of the CSBDX@MOF groups is attributed to the presence of MOFs of Mg-GA. MOFs may significantly enhance antibacterial functionality through synergistic effects via physical contact as reported [58]. Therefore, CSBDX@MOF exhibits superior antibacterial efficacy against periodontitis pathogens, creating a favorable microenvironment for bone regeneration in periodontitis [1].

Biocompatibility

Bleeding symptom is common clinical manifestation of periodontal disease and the hemocompatibility of the hydrogel system is fundamental for treating periodontitis [1]. As depicted in Fig. 5A, the hemolysis rates of all hydrogel groups (CSBDX, CSBDX@2.5MOF, CSBDX@5MOF and CSBDX@10MOF) were less than , showing no significant difference compared to the PBS control group, indicating their excellent hemocompatibility. Good biocompatibility is a crucial parameter for the in vivo application of biomedical materials. In this study, RAW 264.7 and MC3T3 cells were chosen, and a classic method (GB/T 16886.12) was employed to investigate the biocompatibility of the material system. The CCK-8 assay was used to evaluate cytotoxicity (Fig. 5B, C). Interestingly, the introduction of MOFs had a certain stimulating effect on cell proliferation, especially on days 3 and 5, with the most pronounced effect observed in the CSBDX@10MOF group with the highest MOFs content. This phenomenon is attributed to the gradual release or degradation of , leading to the gradual release of , which assists in promoting cell proliferation [59]. Live/dead staining, as shown in Fig. 5D, 5E, revealed gradual cell proliferation consistent with CCK-8 results, with only a small number of red dead cells observed (Fig. S2). Almost all cells remained viable and exhibited a green color after 5 days of culture. Cell morphology serves as one of the indicators of cellular physiological status and function [60]. To further examine the impact of the culture process on cell morphology,
Fig. 9 (See legend on previous page.)
this study performed nuclear (blue) and actin cytoskeleton (green) staining on the cells. Results showed that RAW 264.7 cells appeared round with island-like distribution, while MC3T3 cells exhibited polygonal shapes with extended pseudopodia interconnections, similar to the control group (Fig. 5F-G), indicating that the hydrogel system did not affect cell morphology. These results demonstrated that the hydrogel system exhibited good cell compatibility and the ability to promote cell proliferation, thereby suggesting its potential role in tissue regeneration.

Antioxidant property

The oxidative stress microenvironment in periodontitis constitutes a pivotal impediment to repair and treatment [7]. Throughout the progression of periodontitis, the innate immune system triggered by periodontitis pathogens generates responses, including the upregulation of pro-inflammatory cytokines and reactive oxygen species (ROS) aimed at protecting the host from bacterial invasion, consequently leading to varying degrees of periodontal tissue damage [8]. Here, the practical antioxidant function of hydrogels was determined using DPPH and ABTS free radical scavenging assays. As depicted in Fig. 6A, B, CSBDX exhibited approximately and scavenging capacity against DPPH and ABTS free radicals, respectively. However, upon incorporation of MOFs into the hydrogel, the three different MOF content hydrogel systems exhibited free radical scavenging activities exceeding for both DPPH and ABTS. The results indicated the excellent ROS scavenging ability of the hydrogel systems directly correlated with MOFs, primarily driven by the antioxidant component GA [22]. Additionally, the macrophage intracellular ROS scavenging activity of hydrogels in an environment rich in is crucial. Flow cytometry analysis (Fig. 6C) demonstrated significantly lower mean fluorescence intensity (MFI) for CSBDX@5MOF and CSBDX@10MOF compared to CSBDX and CSBDX@2.5MOF, indicating higher intracellular ROS scavenging activity in hydrogel systems with higher MOF content. CSBDX@2.5MOF exhibited relatively limited intracellular ROS scavenging activity due to the lower content of . Consistent results were observed between fluorescence imaging and flow cytometry (Fig. 6D). These findings suggested that the hydrogel doped with MOFs of Mg-GA exhibits excellent antioxidative stress capabilities, possibly due to the hydrogen donating tendencies arising from hydroxyl, phenolic and easily ionizable carboxylic groups within the MOFs [22, 61]. The outstanding extracellular and intracellular antioxidative characteristics of CSBDX@MOF effectively mitigate oxidative stress, thereby providing favorable
conditions for the improvement of the bone regeneration microenvironment in periodontitis.

Immunomodulatory property

Reportedly, Mg-GA MOFs exhibits significant immunomodulatory effects [62], where the and GA component reduced the generation of pro-inflammatory mediators [63, 64] and increased the M2/M1 ratio [65] of macrophages to foster an immune microenvironment promoting bone regeneration. In this study, a model of inflammatory microenvironment was constructed utilizing lipopolysaccharide (LPS) derived from . gingivalis to investigate the immunomodulatory effects of hydrogel systems. Stimulation with LPS notably increased the mRNA expression levels of pro-inflammatory genes (iNOS, COX-2 and IL-6) in macrophages, while exhibiting a downregulation trend in the mRNA expression levels of anti-inflammatory genes (TGF , IL-10 and CD206) (Fig. 6E). Immunofluorescence staining also revealed an upregulation of iNOS protein expression and a downregulation of CD206 protein expression (Fig. 6F). Furthermore, LPS and hydrogel treatment of macrophages led to a downregulation of mRNA expression levels of pro-inflammatory genes. The hydrogel groups (L/CSBDX, L/CSBDX@2.5MOF, L/ CSBDX@5MOF and L/CSBDX@10MOF) displayed iNOS mRNA expression levels trending towards the control group, with no significant differences among the hydrogel groups. The CSBDX group exhibited minimal influence on anti-inflammatory genes, while the introduction of MOFs significantly upregulated mRNA expression levels in the CSBDX@MOF group. Particularly, the upregulation of CD206 mRNA expression was notably affected by CSBDX@5MOF and CSBDX@10MOF, and CSBDX@5MOF exhibited a favorable promoting effect on the upregulation of IL-10 and TGF- mRNA expressions (Fig. 6E). Validation of iNOS and CD206 protein expression levels in immunofluorescence staining corroborated these results (Fig. 6F). The cytometry results of macrophage polarization surface markers (CD86 and CD206) also verified the immunomodulatory property of CSBDX@5MOF (Fig. 6G). Given the close association between the skeletal and immune systems, alterations in the immune microenvironment influence the balance between bone resorption and regeneration [66]. During the development of periodontitis, recruited macrophages infiltrate periodontal tissues and macrophage polarization is closely associated with the pathogenesis of periodontitis [67]. Activated macrophages are known to assume two phenotypes with different functionalities (M1 and M2). Polarization of the M1 phenotype correlates with chronic inflammation and bone resorption, where iNOS is considered a marker
of M1 macrophages, and M1 polarization upregulates the expression of IL-6, COX-2, iNOS, and other inflammatory mediators. M2 macrophages determine the resolution of inflammation and bone reconstruction, promoting the expression of TGF- and IL-10 [68]. Based on the inherent anti-inflammatory capacity of DEX, hydrogels primarily composed of DEX exhibit the functionality of suppressing the expression of M1-related genes [69]. Therefore, the synergistic effects of the DEX component combined with the released and GA in the CSBDX@MOF system contribute to improving the immune microenvironment for bone regeneration.

Osteogenesis property in vitro through immunomodulation

At appropriate concentrations, has been demonstrated to effectively promote osteogenic differentiation [70,71]. It has been reported that the high-molecularweight polymer involving GA significantly enhances osteogenesis through the classical Wnt/ -catenin signaling pathway [72]. Furthermore, the combination of these two entities, termed Mg – GA , also exhibits pronounced in vitro osteogenic properties [73], yet there is limited documentation on its modulation of osteogenesis through immunoregulation. To validate osteogenic properties through immunoregulation, MC3T3 cells were subjected to osteogenic induction after a macrophageconditioned medium culture. It is acknowledged that the expressions of Runt-related transcription factor 2 (RUNX2), alkaline phosphatase (ALP) and collagen 1 (COL1) are considered early indicators of osteogenesis, while the expressions of osteopontin (OPN), osteocalcin (OCN) and osteoprotegerin (OPG) represent relatively later osteogenic markers. After 7 days of cultivation, the mRNA expression levels of osteogenesis-related genes, including RUNX2, ALP, COL1, OPN and OPG were significantly upregulated in the CSBDX@MOF group, with the CSBDX@5MOF subgroup displaying the highest expression levels (Fig. 7A). On the 14th day, compared to the LPS group, CSBDX@10MOF exhibited continued significant upregulation in ALP, OPN, OCN and OPG mRNA expression (Fig. 7B). It is noteworthy that there was no significant difference between the CSBDX@MOF and LPS groups in the expression levels of OCN mRNA on day 7 and RUNX2 mRNA on day 14. ALP staining images mirrored the trends observed in qPCR results, with the CSBDX@5MOF group displaying the most distinct staining and the largest stained area (Fig. 7C, G). Immunofluorescence staining results demonstrated more optimal outcomes of CSBDX@5MOF group and CSBDX@10MOF group, for the OCN and RUNX2 expression of these two groups were significantly higher than that of LPS group. (Fig. 7E, F, H). After 21 days of
osteogenic induction, noticeable calcium nodules were observed in the three CSBDX@MOF group (Fig. 7D, G). Osteogenesis is a dynamic long-term process, and the osteoimmunomodulatory effects of the hydrogel system vary in gene expression at different stages of osteogenesis. These outcomes may be attributed to the immunomodulatory effect of macrophage conditioned medium, for the concentration of free , and were relatively low after culture. The hydrogel system investigated in this study aims to create a favorable microenvironment for bone regeneration. Based on a comprehensive assessment of the aforementioned in vitro results, CSBDX@10MOF was selected for subsequent in vivo experiments.

Alveolar bone regeneration in vivo through immunomodulation

Periodontitis is often associated with alveolar bone destruction, and its inflammatory microenvironment directly inhibits bone regeneration. Here, a rat periodontitis model was established and used to evaluate the in vivo immunomodulatory effects and actual bone regeneration outcomes of a hydrogel system. Employing the classical ligature-induced method to induce periodontitis, the hydrogel system was administered into the periodontal pockets after model construction. On the 7th day, residual hydrogel can be observed. At this stage, we mainly focus on the inflammatory status of periodontal tissues and the expression of macrophage polarization markers. Due to the reparative function of our hydrogel system, along with the dosage at implantation and the timing of detection, by the 28th day, the hydrogel has almost completely disappeared, coinciding with periodontal tissue regeneration. Maxillary bone samples were collected on the 7th and 28th day (Fig. 8A), and MicroCT was used to assess alveolar bone loss and regeneration. Three-dimensional reconstructed images showed no evident alveolar bone resorption in the CON group, whereas the periodontitis (PD) group exhibited substantial bone loss and exposed tooth roots, confirming the successful establishment of the periodontitis model. Compared to the PD group, CSBDX and CSBDX@MOF reversed alveolar bone loss, with the CSBDX@MOF group demonstrating increased alveolar bone mass on the 28th day. Measurements of the distance between the cementoenamel junction (CEJ) and the alveolar bone crest (ABC) were conducted to quantify the level of alveolar bone loss. The PD group had a significantly larger CEJ-ABC distance compared to the CON group, while the hydrogel-treated groups showed a significant reduction in CEJ-ABC distance at all time points (Fig. 8B, C). Notably, the CEJ-ABC distance in the CSBDX@MOF group was significantly shorter than that in the CSBDX
group on the 28th day. Additionally, bone volume/total volume (BV/TV) ratio was employed to assess alveolar bone quality. The PD group exhibited the lowest BV/TV, whereas both CSBDX and CSBDX@MOF consistently displayed optimal outcomes. Remarkably, the BV/TV ratio of CSBDX@MOF was significantly higher than that in the CSBDX group on the 28th day. Consequently, the CSBDX@MOF group showed the most effective treatment for periodontitis-induced alveolar bone resorption. Hematoxylin and eosin (H&E) staining as well as Immunohistochemical (IHC) staining for iNOS and CD206 on the 7th day were performed to evaluate histological morphology of alveolar bone and immunomodulatory effects of the hydrogel system. As depicted in Fig. 9A, H&E staining supported the trends of micro-CT scanning. Besides, the PD group exhibited a high quantity of inflammatory cells, indicating the sustained presence of periodontitis features. In contrast, the hydrogel-treated groups showed a significant reduction in infiltrating inflammatory cells. For IHC staining, compared to the control group, the CSBDX@MOF group exhibited a significant reduction in iNOS-positive cells, while displaying the highest CD206 staining (Fig. 9B, C), highlighting its robust anti-inflammatory capabilities. Furthermore, Masson’s trichrome staining and IHC staining for COL1 and OCN were conducted to evaluate periodontal collagen deposit and alveolar bone regeneration effects of the hydrogel system on the 28th day. Masson’s trichrome staining revealed the presence of an organized periodontal ligament between the alveolar bone and tooth, accompanied by mature collagen formation in the CSBDX@ MOF group (Fig. 9D). As depicted in Fig. 9E, F IHC staining revealed decreased expression levels of COL1 and OCN in the periodontitis environment, whereas the CSBDX and CSBDX@MOF groups showed more COL1 and OCN-positive cells, with the CSBDX@MOF group demonstrating superior effects. However, for periodontitis is a chronic disease and bone regeneration takes a long time, the relative long-term osteogenic effect of CSBDX and CSBDX@MOF system in vivo remains to be explored. In vitro studies have indicated the critical role of macrophage polarization in the onset and progression of periodontitis [67]. The aforementioned results validate that inhibiting M1 macrophage polarization can reduce the expression of inflammatory cytokines in periodontal lesion tissues [74], and inducing M2 macrophages can prevent bone loss [75, 76]. Therefore, CSBDX@MOF can promote alveolar bone regeneration by regulating M1/ M2 polarization. As anticipated, the hydrogel system in this study demonstrated application efficacy in vivo by alleviating inflammation and promoting alveolar bone regeneration, attributed to the synergistic effects of CMCS’s antibacterial capabilities, 4-FPBA’s reductive
properties and DEX’s anti-inflammatory effects. Particularly, the introduction of MOF indirectly provided and GA components, significantly improving the periodontal microenvironment, thereby imparting the hydrogel system with antioxidative capabilities and expediting bone formation by modulating macrophage polarization.

Conclusion

In conclusion, periodontitis remains a significant challenge in dentistry due to its chronic inflammatory nature and the complexities associated with bone repair in the unique bacterial microenvironment. This study successfully introduced a novel therapeutic approach harnessing MOFs of Mg-GA to address alveolar bone defects. To overcome hurdles related to sustained drug release and the dynamic oral environment, a responsive hydrogel system was also devised. This smart hydrogel formed a dual-crosslinked network with the MOF (CSBDX@MOF), which is capable of on-demand release of therapeutic and bioactive components based on the heightened sensitivity to high pH and elevated levels of reactive oxygen species (ROS) of periodontitis, The study conducted in vivo and in vitro experiments validating the facile injectability, self-healing and biocompatibility of the CSBDX@MOF, as well as its efficacy in antibacterial functions, immune modulation and promotion of alveolar bone regeneration in periodontitis. The results further indicated that the precise control within the complex oral microenvironment represented a significant step toward tailored and effective therapies for periodontitis-induced bone defects. This innovative Dynamic Hydrogel-Metal-Organic Framework System exhibits promise as a potential therapeutic avenue for addressing the challenges in periodontitis treatment.

Supplementary Information

The online version contains supplementary material available at https://doi. org/10.1186/s12951-024-02555-9.
Supplementary material 1.

Acknowledgements

This work was supported by the Key Technologies Research and Development Program of China (No. 2022YFC2410104) and the Basic and Applied Basic Research Foundation of Guangdong Province (No. 2022A1515012485, No. 2023A1515011958).

Author contributions

Conceptualization: QL, XZ, and WL; data curation: QL, YY, XZ, and WL; formal analysis: YD, AL, ZL, CH, and WC; funding acquisition: XZ and WL; investigation: QL and YY; project administration: XZ and WL; resources: XZ and WL; software: QL, YY, and CH; supervision: QL, XZ, and WL; validation: QL, YY, and CH; visualization: QL, YY, and CH; writing—original draft and submission preparation, QL and YY; writing-review and editing, XZ and WL.

Data Availability

This published article includes all data generated and analyzed during this research.

Declarations

All the animal experimental procedures were approved by Animal Ethics Committee of Sun Yat-sen University (Approval No. SYSU-IACUC-2022-002019).

Competing interests

All authors disclosed no relevant relationships.

Author details

Hospital of Stomatology, Guanghua School of Stomatology, Sun Yatsen University, No. 56, Lingyuan West Road, Guangzhou 510055, People’s Republic of China. Guangdong Provincial Key Laboratory of Stomatology, Guangzhou 510055, People’s Republic of China.
Received: 11 January 2024 Accepted: 16 May 2024
Published online: 26 May 2024

References

  1. Kinane DF, Stathopoulou PG, Papapanou PN. Periodontal diseases. Nat Rev Dis Primers. 2017;3:17038.
  2. Jepsen S, Suvan J, Deschner J. The association of periodontal diseases with metabolic syndrome and obesity. Periodontol. 2020;83(1):125-53.
  3. Kwon T, Lamster IB, Levin L. Current concepts in the management of periodontitis. Int Dent J. 2021;71(6):462-76.
  4. Graziani F, Karapetsa D, Alonso B, et al. Nonsurgical and surgical treatment of periodontitis: how many options for one disease? Periodontol. 2017;75(1):152-88.
  5. Xu W, Zhou W, Wang H, et al. Roles of porphyromonas gingivalis and its virulence factors in periodontitis. Adv Protein Chem Struct Biol. 2020;120:45-84.
  6. Takahashi N. Oral microbiome metabolism: from “Who Are They?” to “what are they doing?” J Dent Res. 2015;94(12):1628-37.
  7. Sczepanik FSC, Grossi ML, Casati M, et al. Periodontitis is an inflammatory disease of oxidative stress: we should treat it that way. Periodontol. 2020;84(1):45-68.
  8. Pan W, Wang Q, Chen Q. The cytokine network involved in the host immune response to periodontitis. Int J Oral Sci. 2019;11(3):30.
  9. Almubarak A, Tanagala KKK, Papapanou PN, et al. Disruption of monocyte and macrophage homeostasis in periodontitis. Front Immunol. 2020;11:330.
  10. Cafferata EA, Alvarez C, Diaz KT, et al. Multifunctional nanocarriers for the treatment of periodontitis: Immunomodulatory, antimicrobial, and regenerative strategies. Oral Dis. 2019;25(8):1866-78.
  11. Chen E, Wang T, Tu Y, et al. ROS-scavenging biomaterials for periodontitis. J Mater Chem B. 2023;11(3):482-99.
  12. Huang , Huang L. Periodontal bifunctional biomaterials: progress and perspectives. Materials. 2021;14(24):7588.
  13. Abdo VL, Suarez LJ, de Paula LG, et al. Underestimated microbial infection of resorbable membranes on guided regeneration. Colloids Surf B Biointerfaces. 2023;226: 113318.
  14. Pretzl B, SäLZER S, et al. Administration of systemic antibiotics during non-surgical periodontal therapy-a consensus report. Clin Oral Investig. 2019;23(7):3073-85.
  15. Khattri S, Nagraj SK, Arora A, Eachempati P, Kusum CK, Bhat KG, Johnson TM, Lodi G, et al. Adjunctive systemic antimicrobials for the non-surgical treatment of periodontitis. Cochrane Database Syst Rev. 2020. https://doi. org/10.1002/14651858.CD012568.pub2.
  16. Sun Z, Li T, Mei T, et al. Nanoscale MOFs in nanomedicine applications: from drug delivery to therapeutic agents. J Mater Chem B. 2023;11(15):3273-94.
  17. Coluccia M, Parisse V, Guglielmi P, et al. Metal-organic frameworks (MOFs) as biomolecules drug delivery systems for anticancer purposes. Eur J Med Chem. 2022;244: 114801.
  18. de Baaij JH, Hoenderop JG, Bindels RJ. Magnesium in man: implications for health and disease. Physiol Rev. 2015;95(1):1-46.
  19. Yuan Z, Wan Z, Gao C, et al. Controlled magnesium ion delivery system for in situ bone tissue engineering. J Control Release. 2022;350:360-76.
  20. Lin S, Yang G, Jiang F, et al. A magnesium-enriched 3D culture system that mimics the bone development microenvironment for vascularized bone regeneration. Adv Sci. 2019;6(12):1900209.
  21. Zheng Z, Chen Y, Hong H, et al. The “Yin and Yang” of immunomodulatory magnesium-enriched graphene oxide nanoscrolls decorated biomimetic scaffolds in promoting bone regeneration. Adv Healthc Mater. 2021;10(2): e2000631.
  22. Zahrani NAAL, El-Shishtawy RM, Asiri AM. Recent developments of gallic acid derivatives and their hybrids in medicinal chemistry: a review. Eur J Med Chem. 2020;204:112609.
  23. Dai Z, Li Z, Zheng W, et al. Gallic acid ameliorates the inflammatory state of periodontal ligament stem cells and promotes pro-osteodifferentiation capabilities of inflammatory stem cell-derived exosomes. Life. 2022;12(9):1392.
  24. de Melo K, Lisboa LDS, Queiroz MF, et al. Antioxidant activity of fucoidan modified with gallic acid using the redox method. Mar Drugs. 2022;20(8):490.
  25. Bai J, Zhang Y, Tang C, et al. Gallic acid: pharmacological activities and molecular mechanisms involved in inflammation-related diseases. Biomed Pharmacother. 2021;133: 110985.
  26. Diaz-Salmeron R, Toussaint B, Huang N, et al. Mucoadhesive poloxamerbased hydrogels for the release of HP- -CD-complexed dexamethasone in the treatment of buccal diseases. Pharmaceutics. 2021;13(1):117.
  27. Wang B, Booij-Vrieling HE, Bronkhorst EM, et al. Antimicrobial and antiinflammatory thermo-reversible hydrogel for periodontal delivery. Acta Biomater. 2020;116:259-67.
  28. Irshad N, Jahanzeb N, Alqasim A, et al. Synthesis and analyses of injectable fluoridated-bioactive glass hydrogel for dental root canal sealing. PLoS ONE. 2023;18(11): e0294446.
  29. Malik QUA, Iftikhar S, Zahid S, et al. Smart injectable self-setting bioceramics for dental applications. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl. 2020;113: 110956.
  30. Li W, Liu X, Deng Z, et al. Tough bonding, on-demand debonding, and facile rebonding between hydrogels and diverse metal surfaces. Adv Mater. 2019;31(48): e1904732.
  31. Wang Y, Li J, Tang M, et al. Smart stimuli-responsive hydrogels for drug delivery in periodontitis treatment. Biomed Pharmacother. 2023;162: 114688.
  32. Sajjad S , Görke O , et al. Acetanilide-loaded injectable hydrogels with enhanced bioactivity and biocompatibility for potential treatment of periodontitis. J Appl Polymer Sci. 2024. https://doi.org/10.1002/app. 55200.
  33. Chang G, Dang Q, Liu C, et al. Carboxymethyl chitosan and carboxymethyl cellulose based self-healing hydrogel for accelerating diabetic wound healing. Carbohydr Polym. 2022;292: 119687.
  34. Shariatinia Z. Carboxymethyl chitosan: Properties and biomedical applications. Int J Biol Macromol. 2018;120(Pt B):1406-19.
  35. Abir F, Barkhordarian S, Sumpio BE. Efficacy of dextran solutions in vascular surgery. Vasc Endovascular Surg. 2004;38(6):483-91.
  36. Zhang M, Huang Y, Pan W, et al. Polydopamine-incorporated dextran hydrogel drug carrier with tailorable structure for wound healing. Carbohydr Polym. 2021;253: 117213.
  37. Elgamily HM, Gamal AA, Saleh SAA, et al. Microbiological and environmental assessment of human oral dental plaque isolates. Microb Pathog. 2019;135: 103626.
  38. Hu Q, Lu Y, Luo Y. Recent advances in dextran-based drug delivery systems: from fabrication strategies to applications. Carbohydr Polym. 2021;264: 117999.
  39. Gao , Zhang , Jin . Preparation and properties of minocycline-loaded carboxymethyl chitosan gel/alginate nonwovens composite wound dressings. Mar Drugs. 2019. https://doi.org/10.3390/md17100575.
  40. Ke X, Li M, Wang X, et al. An injectable chitosan/dextran/ -glycerophosphate hydrogel as cell delivery carrier for therapy of myocardial infarction. Carbohydr Polym. 2020;229: 115516.
  41. Xin H. Double-network tough hydrogels: a brief review on achievements and challenges. Gels. 2022;8(4):247.
  42. Li , in , Yu Y, et al. In situ rapid-formation sprayable hydrogels for challenging tissue injury management. Adv Mater. 2024. https://doi.org/10. 1002/adma. 202400310.
  43. Li R, Zhou C, Chen J, et al. Synergistic osteogenic and angiogenic effects of KP and QK peptides incorporated with an injectable and self-healing hydrogel for efficient bone regeneration. Bioact Mater. 2022;18:267-83.
  44. , et al. ROS-responsive hydrogel coating modified titanium promotes vascularization and osteointegration of bone defects by orchestrating immunomodulation. Biomaterials. 2022;287: 121683.
  45. Lu CH, Yu CH, Yeh YC. Engineering nanocomposite hydrogels using dynamic bonds. Acta Biomater. 2021;130:66-79
  46. Wu Y, Wang Y, Long L, et al. A spatiotemporal release platform based on pH/ROS stimuli-responsive hydrogel in wound repairing. J Control Release. 2022;341:147-65.
  47. Wang H, Wang L, Guo S, et al. Rutin-loaded stimuli-responsive hydrogel for anti-inflammation. ACS Appl Mater Interf. 2022. https://doi.org/10. 1021/acsami.2c02295.
  48. Liang Y, Li Z, Huang Y, et al. Dual-dynamic-bond cross-linked antibacterial adhesive hydrogel sealants with on-demand removability for post-wound-closure and infected wound healing. ACS Nano. 2021;15(4):7078-93.
  49. Cooper L, Hidalgo T, Gorman M, et al. A biocompatible porous Mg-gallate metal-organic framework as an antioxidant carrier. Chem Commun. 2015;51(27):5848-51.
  50. Sarker B, Li W, Zheng K, et al. Designing porous bone tissue engineering scaffolds with enhanced mechanical properties from composite hydrogels composed of modified alginate, gelatin, and bioactive glass. ACS Biomater Sci Eng. 2016;2(12):2240-54.
  51. Iviglia G, Kargozar S, Baino F. Biomaterials, current strategies, and novel nano-technological approaches for periodontal regeneration. J Funct Biomater. 2019;10(1):3.
  52. Liang W, He W, Huang R, et al. Peritoneum-inspired janus porous hydrogel with anti-deformation, anti-adhesion, and pro-healing characteristics for abdominal wall defect treatment. Adv Mater. 2022;34(15): e2108992.
  53. Crawford RJ, Webb HK, Truong VK, et al. Surface topographical factors influencing bacterial attachment. Adv Colloid Interface Sci. 2012;179-182:142-9.
  54. Xu Y, Patsis PA, Hauser S, et al. Cytocompatible, injectable, and electroconductive soft adhesives with hybrid covalent/noncovalent dynamic network. Adv Sci. 2019;6(15):1802077.
  55. Feng , Zhu , et al. Distribution of 8 periodontal microorganisms in family members of Chinese patients with aggressive periodontitis. Arch Oral Biol. 2015;60(3):400-7.
  56. Liang , Bai , Niu , et al. High inhabitation activity of CMCS/Phytic acid/Zn(2+) nanoparticles via flash nanoprecipitation (FNP) for bacterial and fungal infections. Int J Biol Macromol. 2023;242(Pt 1): 124747.
  57. Zhang B, Jiang Z, Li X, et al. Facile preparation of biocompatible and antibacterial water-soluble films using polyvinyl alcohol/carboxymethyl chitosan blend fibers via centrifugal spinning. Carbohydr Polym. 2023;317: 121062.
  58. Xu B, Wang H, Wang W, et al. A single-atom nanozyme for wound disinfection applications. Angew Chem Int Ed Engl. 2019;58(15):4911-6.
  59. Lin Z, Shen D, Zhou W, et al. Regulation of extracellular bioactive cations in bone tissue microenvironment induces favorable osteoimmune conditions to accelerate in situ bone regeneration. Bioact Mater. 2021;6(8):2315-30.
  60. Furkel J, Knoll M, Din S, et al. C-MORE: a high-content single-cell morphology recognition methodology for liquid biopsies toward personalized cardiovascular medicine. Cell Rep Med. 2021;2(11): 100436.
  61. Darwish AG, Das PR, Ismail A, et al. untargeted metabolomics and antioxidant capacities of muscadine grape genotypes during berry development. Antioxidants. 2021. https://doi.org/10.3390/antiox10060914.
  62. Zheng Z, Chen Y, Guo B, Wang Y, Liu W, Sun J, Wang X, et al. Magnesiumorganic framework-based stimuli-responsive systems that optimize the bone microenvironment for enhanced bone regeneration. Chem Eng J. 2020;396: 125241.
  63. Lin Y, Luo T, Weng A, et al. Gallic acid alleviates gouty arthritis by inhibiting NLRP3 inflammasome activation and pyroptosis through enhancing Nrf2 signaling. Front Immunol. 2020;11: 580593.
  64. Qiao W, Wong KHM, Shen J, et al. TRPM7 kinase-mediated immunomodulation in macrophage plays a central role in magnesium ion-induced bone regeneration. Nat Commun. 2021;12(1):2885.
  65. Bessa-Gonçalves M, Ribeiro-Machado C, Costa M, Ribeiro CC, Barbosa JN, Barbosa MA, Santos SG, et al. Magnesium incorporation in fibrinogen scaffolds promotes macrophage polarization towards M2 phenotype. Acta Biomater. 2023;155(667):83.
  66. Li J, Zhao C, Xu Y, et al. Remodeling of the osteoimmune microenvironment after biomaterials implantation in murine tibia: single-cell transcriptome analysis. Bioact Mater. 2023;22:404-22.
  67. Huang H, Pan W, Wang Y, et al. Nanoparticulate cell-free DNA scavenger for treating inflammatory bone loss in periodontitis. Nat Commun. 2022;13(1):5925.
  68. Tan M, Mosaoa R, Graham GT, et al. Inhibition of the mitochondrial citrate carrier, Slc25a1, reverts steatosis, glucose intolerance, and inflammation in preclinical models of NAFLD/NASH. Cell Death Differ. 2020;27(7):2143-57.
  69. Bashir KMI, Choi JS. Clinical and physiological perspectives of -glucans the past, present, and future. Int J Mol Sci. 2017;18(9):1906.
  70. Zhang , Huang , Jiang , et al. A novel magnesium ion-incorporating dual-crosslinked hydrogel to improve bone scaffold-mediated osteogenesis and angiogenesis. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl. 2021;121: 111868.
  71. Wu Z, Meng Z, Wu Q, et al. Biomimetic and osteogenic 3D silk fibroin composite scaffolds with nano MgO and mineralized hydroxyapatite for bone regeneration. J Tissue Eng. 2020;11:2041731420967791.
  72. Oh Y, Ahn CB, Marasinghe M, et al. Insertion of gallic acid onto chitosan promotes the differentiation of osteoblasts from murine bone marrowderived mesenchymal stem cells. Int J Biol Macromol. 2021;183:1410-8.
  73. Kang Y, Xu C, Meng L, et al. Exosome-functionalized magnesium-organic framework-based scaffolds with osteogenic, angiogenic and antiinflammatory properties for accelerated bone regeneration. Bioact Mater. 2022;18:26-41.
  74. Li S, Hua Y, Liao C. Weakening of M1 macrophage and bone resorption in periodontitis cystathionine -lyase-deficient mice. Oral Dis. 2022. https:// doi.org/10.1111/odi.14374.
  75. Zhuang Z, Yoshizawa-Smith S, Glowacki A, et al. Induction of M2 macrophages prevents bone loss in murine periodontitis models. J Dent Res. 2019;98(2):200-8.
  76. Chen X , Wan Z , Yang L , et al. Exosomes derived from reparative M 2 -like macrophages prevent bone loss in murine periodontitis models via IL-10 mRNA. J Nanobiotechnology. 2022;20(1):110.

Publisher’s Note

Springer Nature remains neutral with regard to jurisdictional claims in published maps and institutional affiliations.
  1. *Correspondence:
    Xinchun Zhang
    zhxinch@mail.sysu.edu.cn
    Full list of author information is available at the end of the article
  2. (See figure on next page.)
    Fig. 4 Antibacterial effect. A The schematic illustration of antibacterial effect of hydrogel system on A. a. and . gingivalis. B Representative images of Live/dead bacteria staining of A. a. and P. gingivalis after co-culture with hydrogel (bar ). C Representative images of colony formation assay and bacterial survival histogram of . a. and . gingivalis after co-culture with hydrogel and corresponding statistical analysis of bacterial survival ( ). E Representative SEM images of . a. and . gingivalis after co-culture with hydrogel ( ). Yellow pseudo-color indicates the stacked and crumpled bacteria. , ns no significance
  3. Fig. 6 The antioxidant and immunomodulatory properties of CSBDX@MOF. The quantitative analysis of DPPHA and ABTS B radical scavenging efficiency of hydrogel. C Representative flow cytometry data and mean fluorescence intensity of DCF in RAW264.7 treated with with hydrogel extracts. D Representative DCFH-DA staining images of in RAW264.7 treated with 300 Mm H 2 O 2 (bar ). Relative gene (pro-inflammatory: iNOS, COX-2 and IL-6. Anti-inflammatory: TGF- , IL-10 and CD206) expressions E and macrophage polarization-related protein (iNOS and CD206) expressions in RAW264.7 incubated with hydrogel extracts with stimulation of P.g.-LPS for Flow cytometry of macrophage polarization surface markers (CD86 and CD206). : : : :
  4. (See figure on next page.)
    Fig. 7 The osteogenic effect of CSBDX@MOF. Relative gene expression of RUNX2, ALP, COL1, OPN, OCN and OPG in MC3T3 cells incubated with macrophage conditioned medium on 7th day and 14th day . C ALP staining of MC3T3 cells incubated with macrophage conditioned medium on 7th day (bar ). D ARS staining of MC3T3 cells incubated with macrophage conditioned medium on 21st day (bar ). The representative immunofluorescence images of OCN (E) and RUNX2 (F) of MC3T3 cells incubated with macrophage conditioned medium on 7th and 14th day (bar ). G The statistical analysis of area of ALP and ARS staining. The statistical analysis of mean fluorescence intensity (MFI) of OCN and RUNX2 ( ). , ns no significance
  5. (See figure on next page.)
    Fig. 9 Histological evaluation of immunomodulatory, collagen deposit and alveolar bone regeneration of hydrogels. Representative H&E staining images on the 7th day ( upper, lower). Representative immunohistochemical staining images of iNOS and CD206 C on the 7th day and the statistical analysis of positive cells of iNOS and CD206 per HPF ( ). Representative Masson’s trichrome staining images (bar upper, bar lower). Representative immunohistochemical staining images of COL1 E and OCN F on the 28th day and the statistical analysis of positive cells of COL 1 and OCN per HPF (bar ). *: , ns no significance