Name: Naprzemiennie reagujące na pole magnetyczne hybrydowe mikrożele żelatynowe do kontrolowanego uwalniania leków (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2016-02-13T15:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 11 s
Description: Poznaj metodę wytwarzania biodegradowalnych mikrożeli żelatynowych z nanocząstkami tlenku żelaza i kopolimerami PNIPAM do kontrolowanego uwalniania leków w odpowiedzi na pole magnetyczne.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

To badanie było wspierane przez Farris Family Innovation Award i NIH 1R01NR015674-01 do MK. Autorzy dziękują Josepowi Nayfachowi (Qteris, Inc) za dostarczenie systemu generatora elektromagnetycznego, a także za konsultacje techniczne. Autorzy dziękują również Huan Yan (LCI & Chemical Physics Interdisciplinary Program, Kent State University) za jej asystentów technicznych.

Uwaga: Ogólny proces wytwarzania mikrożeli żelatynowych reagujących na pole magnetyczne jest zilustrowany na rysunku 1A.
1. Przygotowanie roztworów i zawiesin
<ol>
	<li>Przygotować sieciujący roztwór genipiny (1% w/v) rozpuszczając 20 mg genipiny w 2 ml soli fizjologicznej buforowanej fosforanami (1x PBS; pH 7,4). Roztworu należy przemieszać wirem i umieścić w łaźni wodnej o temperaturze 50 °C na 2 godziny, aby całkowicie rozpuścić roztwór.</li>
	<li>Przygotować roztwór środka powierzchniowo czynnego, rozpuszczając 20 mg poli(glikolu etylenowego)-poli(glikolu propylenowego)-poli(glikolu etylenowego) (Mw = 2,900 Da; określanego jako L64) w 200 ml PBS do stężenia 100 ppm.</li>
	<li>Przygotować 15% (w/v) roztwór żelatyny, rozpuszczając 64,5 mg żelatyny w 0,43 ml PBS. Zwirować roztwór i umieścić go w łaźni wodnej o temperaturze 37 oC, aż osiągnie fazę zolową, w której roztwór stanie się płynny. Następnie zmieszaj roztwór żelatyny 2-3 razy, aby zapewnić jednorodność próbki.</li>
	<li>Przygotowanie roztworu p(NIPAM-co-AAm)/MNPs z lekiem modelowym (BSA):
	<ol>
		<li>Rozpuść 10,75 mg hydrofilowych MNP w 0,43 ml PBS, a następnie rozpuść 12,9 mg p(NIPAM-co-AAm) w zawiesinie MNP, aby uzyskać stężenie na poziomie 3% (w/v). Zwiększone stężenie p(NIPAM-co-AAm) można wykorzystać do osiągnięcia zwiększonego zachowania mikrożeli przy pęcznieniu.</li>
		<li>Stosować teksańsko-czerwoną sprzężoną albuminę surowicy bydlęcej (TR-BSA; Mw ~66 kDa) jako lek modelowy. Rozpuścić 0,5 mg TR-BSA w mieszaninie p(NIPAM-co-AAm)/MNPs.</li>
	</ol>
	</li>
	<li>Przygotować mieszaniny roztworu żelatyny/p(NIPAM-co-AAm)/MNPs/BSA (0,86 ml), dodając mieszaninę p(NIPAM-co-AAm)/MNPs (0,43 ml) do roztworu żelatyny (0,43 ml), a następnie dokładnie je zwirować, aby uzyskać jednorodną mieszaninę. W ten sposób stężenia polimerów i MNP stają się połową stężeń początkowych w mieszaninie końcowej.</li>
</ol>
2. Emulgacja
<ol>
	<li>Wlać 15 ml oleju silikonowego [polidimetylosiloksan (lepkość 350 cSt)] do czystej i sterylnej zlewki.</li>
	<li>Natychmiast dodać przygotowane mieszaniny wodne roztworu żelatyny/p(NIPAM-co-AAm)/MNPs/BSA (0,86 ml) do oleju silikonowego i zemulgować mieszaninę wodną w fazie olejowej, mieszając mieszadłem magnetycznym przy 900 obr./min w temperaturze 30 oC przez 30 min.</li>
</ol>
3. Żelowanie i przenoszenie mikrokropelek do roztworu wodnego
<ol>
	<li>Przenieść emulsję (~16 ml) ze zlewki do probówki o pojemności 50 ml.</li>
	<li>Schłodzić probówkę przez 10 minut w temperaturze 4 °C w celu żelowania mikrokropelek w oleju.</li>
	<li>Napełnić probówkę przygotowanym roztworem L64 (w temperaturze 4 oC) do 50 ml i energicznie wstrząsnąć probówką. Możliwe, że część środków powierzchniowo czynnych L64 znajdzie się w mikrożelach.</li>
	<li>Wirować probówkę przez 20 minut przy 2 300 x g w temperaturze 4 oC.</li>
	<li>Regularnie sprawdzaj, czy z boku rurki nie ma osadu cząstek żelu. Jeśli cząstki nie są widoczne, wirować przez kolejne 20 minut z tą samą prędkością i temperaturą. Przystąpić do ostrożnego usuwania supernatantu, nie naruszając osadu utworzonego na wewnętrznej ściance probówki.</li>
	<li>Powtórz kroki od (3.3) do (3.5) jeszcze raz. Za każdym razem należy przenieść próbkę do nowej probówki, aby uniknąć włączenia kropelek oleju do zawiesiny mikrożelu. Po tym etapie należy upewnić się, że w zawiesinie próbki nie ma środków powierzchniowo czynnych ani kropelek oleju. Jednak powtarzające się etapy separacji mogą prowadzić do utraty materiałów początkowych.</li>
</ol>
4. Sieciowanie kowalencyjne mikrożeli
<ol>
	<li>Dodać 2 ml roztworu genipiny (przygotowanego w sekcji 1) do osadu cząstek żelu i dobrze je wymieszać, wirując roztwór.</li>
	<li>Szybko przenieś rurkę z zawiesiną do łaźni wodnej w temperaturze 23 oC, aby zainicjować kowalencyjną reakcję sieciowania w żądanym czasie sieciowania (np. 5 - 120 min).</li>
	<li>Po usieciowaniu należy natychmiast usunąć nadmiar środków sieciujących, wyrzucając roztwór genipiny, ponownie zawieszając mikrożele w PBS i odwirowując probówkę przez 20 minut w temperaturze 2 300 x g (4 oC). W razie potrzeby ostrożnie rozdrobnić uformowany osad za pomocą końcówki pipety. Ten etap mycia można powtórzyć do 3 razy, jeśli genipin nadal pozostaje w roztworze.</li>
	<li>Odrzucić supernatant i ponownie zawiesić mikrożele w PBS o pożądanej gęstości (np. 5 × 106 mikrożeli/ml), zliczając liczbę za pomocą hemocytometru.</li>
	<li>W przypadku obserwacji mikroskopowych należy umieścić zawiesinę mikrożelu w przestrzeni między szkiełkiem podstawowym a szkiełkiem nakrywkowym i uszczelnić granicę szkiełka nakrywkowego żywicą epoksydową.</li>
</ol>
5. Zastosowanie zmiennego pola magnetycznego do wyzwalania uwalniania leku
<ol>
	<li>Umieść probówkę z żądanym stężeniem mikrożeli w środowisku wodnym w komorze cewek magnetycznych. W razie potrzeby włóż światłowodową sondę temperatury do rury, aby monitorować zmiany temperatury mediów podczas aplikacji AMF.</li>
	<li>Stosować AMF o wysokiej częstotliwości (>100 kHz) przy określonym natężeniu pola (>5 kA/m) i przez określony czas. Po zastosowaniu AMF odwirować probówkę z próbką przez 20 minut w temperaturze 2,273 x g (4 oC) i zebrać supernatant w celu ilościowego określenia ilości TR-BSA uwolnionego z mikrożelu do otaczających pożywek za pomocą spektrofotometrii. Długości fal wzbudzenia i emisji dla Texas Red wynoszą odpowiednio 584 nm i 612 nm.</li>
</ol>

<ol><li>Langer, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomaterials+in+drug+delivery+and+tissue+engineering%3A+one+laboratory%27s+experience%5BTitle%5D)+AND+%22Acc.+Chem.+Res%22%5BJournal%5D)">Biomaterials in drug delivery and tissue engineering: one laboratory's experience.</a> Acc. Chem. Res. 33, 94-101 (2000).</li>
<li>Rivest, C. M., Morrison, D., Ni, B., Rubib, J., Yadav, V., Mahdavi, A., Karp, J., Khademhosseini, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Microscale+hydrogels+for+medicine+and+biology%3A+synthesis%2C+characteristics+and+applications%5BTitle%5D)+AND+%22J+Mech+Mater+Struct%22%5BJournal%5D)">Microscale hydrogels for medicine and biology: synthesis, characteristics and applications.</a> J Mech Mater Struct. 2, 1103-1119 (2007).</li>
<li>Kawaguchi, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Thermoresponsive+microhydrogels%3A+preparation%2C+properties+and+applications%5BTitle%5D)+AND+%22Polym.+Int%22%5BJournal%5D)">Thermoresponsive microhydrogels: preparation, properties and applications.</a> Polym. Int. 63, 925-932 (2014).</li>
<li>Vinogradov, S. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Colloidal+microgels+in+drug+delivery+applications%5BTitle%5D)+AND+%22Curr.+Pharm.+Des%22%5BJournal%5D)">Colloidal microgels in drug delivery applications.</a> Curr. Pharm. Des. 12, 4703-4712 (2006).</li>
<li>Liechty, W. B., Kryscio, D. R., Slaughter, B. V., Peppas, N. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Polymers+for+drug+delivery+systems%5BTitle%5D)+AND+%22Annu+Rev+Chem+Biomol+Eng%22%5BJournal%5D)">Polymers for drug delivery systems.</a> Annu Rev Chem Biomol Eng. 1, 149-173 (2010).</li>
<li>Kumari, A., Yadav, S. K., Yadav, S. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biodegradable+polymeric+nanoparticles+based+drug+delivery+systems%5BTitle%5D)+AND+%22Colloids+Surf.+B+Biointerfaces%22%5BJournal%5D)">Biodegradable polymeric nanoparticles based drug delivery systems.</a> Colloids Surf. B Biointerfaces. 75, 1-18 (2010).</li>
<li>Shibayama, M., Tanaka, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Volume+Phase-Transition+and+Related+Phenomena+of+Polymer+Gels%5BTitle%5D)+AND+%22Adv+Polym+Sci%22%5BJournal%5D)">Volume Phase-Transition and Related Phenomena of Polymer Gels.</a> Adv Polym Sci. 109, 1-62 (1993).</li>
<li>Sung, B., Kim, C., Kim, M. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biodegradable+colloidal+microgels+with+tunable+thermosensitive+volume+phase+transitions+for+controllable+drug+delivery%5BTitle%5D)+AND+%22J+Colloid+Interface+Sci%22%5BJournal%5D)">Biodegradable colloidal microgels with tunable thermosensitive volume phase transitions for controllable drug delivery.</a> J Colloid Interface Sci. 450, 26-33 (2015).</li>
<li>Kumar, C. S., Mohammad, F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Magnetic+nanomaterials+for+hyperthermia-based+therapy+and+controlled+drug+delivery%5BTitle%5D)+AND+%22Adv.+Drug+Deliv.+Rev%22%5BJournal%5D)">Magnetic nanomaterials for hyperthermia-based therapy and controlled drug delivery.</a> Adv. Drug Deliv. Rev. 63, 789-808 (2011).</li>
<li>Mura, S., Nicolas, J., Couvreur, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stimuli-responsive+nanocarriers+for+drug+delivery%5BTitle%5D)+AND+%22Nat.+Mater%22%5BJournal%5D)">Stimuli-responsive nanocarriers for drug delivery.</a> Nat. Mater. 12, 991-1003 (2013).</li>
<li>Kong, S. D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Magnetic+field+activated+lipid-polymer+hybrid+nanoparticles+for+stimuli-responsive+drug+release%5BTitle%5D)+AND+%22Acta+biomaterialia%22%5BJournal%5D)">Magnetic field activated lipid-polymer hybrid nanoparticles for stimuli-responsive drug release.</a> Acta biomaterialia. 9, 5447-5452 (2013).</li>
<li>Hayashi, K., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Magnetically+responsive+smart+nanoparticles+for+cancer+treatment+with+a+combination+of+magnetic+hyperthermia+and+remote-control+drug+release%5BTitle%5D)+AND+%22Theranostics%22%5BJournal%5D)">Magnetically responsive smart nanoparticles for cancer treatment with a combination of magnetic hyperthermia and remote-control drug release.</a> Theranostics. 8, 834-844 (2014).</li>
<li>Suzuki, D., Kawaguchi, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stimuli-sensitive+core%2Fshell+template+particles+for+immobilizing+inorganic+nanoparticles+in+the+core%5BTitle%5D)+AND+%22Colloid+Polym+Sci%22%5BJournal%5D)">Stimuli-sensitive core/shell template particles for immobilizing inorganic nanoparticles in the core.</a> Colloid Polym Sci. 284, 1443-1451 (2006).</li>
<li>Bhattacharya, S., Eckert, F., Boyko, V., Pich, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Temperature-%2C+pH-%2C+and+magnetic-field-sensitive+hybrid+microgels%5BTitle%5D)+AND+%22Small%22%5BJournal%5D)">Temperature-, pH-, and magnetic-field-sensitive hybrid microgels.</a> Small. 3, 650-657 (2007).</li>
<li>Wong, J. E., Gaharwar, A. K., Muller-Schulte, D., Bahadur, D., Richtering, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Dual-stimuli+responsive+PNiPAM+microgel+achieved+via+layer-by-layer+assembly%3A+Magnetic+and+thermoresponsive%5BTitle%5D)+AND+%22J+Colloid+Interf+Sci%22%5BJournal%5D)">Dual-stimuli responsive PNiPAM microgel achieved via layer-by-layer assembly: Magnetic and thermoresponsive.</a> J Colloid Interf Sci. 324, 47-54 (2008).</li>
<li>Zhao, X., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Active+scaffolds+for+on-demand+drug+and+cell+delivery%5BTitle%5D)+AND+%22Proc.+Natl.+Acad.+Sci.+U.S.A%22%5BJournal%5D)">Active scaffolds for on-demand drug and cell delivery.</a> Proc. Natl. Acad. Sci. U.S.A. 108, 67-72 (2011).</li>
<li>Xu, F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Release+of+magnetic+nanoparticles+from+cell-encapsulating+biodegradable+nanobiomaterials%5BTitle%5D)+AND+%22ACS+nano%22%5BJournal%5D)">Release of magnetic nanoparticles from cell-encapsulating biodegradable nanobiomaterials.</a> ACS nano. 6, 6640-6649 (2012).</li>
<li>Li, Y. H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Magnetic+Hydrogels+and+Their+Potential+Biomedical+Applications%5BTitle%5D)+AND+%22Adv+Funct+Mater%22%5BJournal%5D)">Magnetic Hydrogels and Their Potential Biomedical Applications.</a> Adv Funct Mater. 23, 660-672 (2013).</li>
<li>Cooperstein, M. A., Canavan, H. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Assessment+of+cytotoxicity+of+%28N-isopropyl+acrylamide%29+and+poly%28N-isopropyl+acrylamide%29-coated+surfaces%5BTitle%5D)+AND+%22Biointerphases%22%5BJournal%5D)">Assessment of cytotoxicity of (N-isopropyl acrylamide) and poly(N-isopropyl acrylamide)-coated surfaces.</a> Biointerphases. 8, 19(2013).</li>
<li>Jorgensen, L., Moeller, E. H., van de Weert, M., Nielsen, H. M., Frokjaer, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Preparing+and+evaluating+delivery+systems+for+proteins%5BTitle%5D)+AND+%22Eur+J+Pharm+Sci%22%5BJournal%5D)">Preparing and evaluating delivery systems for proteins.</a> Eur J Pharm Sci. 29, 174-182 (2006).</li>
<li>Holland, T. A., Tabata, Y., Mikos, A. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((In+vitro+release+of+transforming+growth+factor-beta+1+from+gelatin+microparticles+encapsulated+in+biodegradable%2C+injectable+oligo%28poly%28ethylene+glycol%29+fumarate%29+hydrogels%5BTitle%5D)+AND+%22J+Control+Release%22%5BJournal%5D)">In vitro release of transforming growth factor-beta 1 from gelatin microparticles encapsulated in biodegradable, injectable oligo(poly(ethylene glycol) fumarate) hydrogels.</a> J Control Release. 91, 299-313 (2003).</li>
<li>Liang, H. C., Chang, W. H., Lin, K. J., Sung, H. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Genipin-crosslinked+gelatin+microspheres+as+a+drug+carrier+for+intramuscular+administration%3A+in+vitro+and+in+vivo+studies%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomed+Mater+Res.+Part+A%22%5BJournal%5D)">Genipin-crosslinked gelatin microspheres as a drug carrier for intramuscular administration: in vitro and in vivo studies.</a> J Biomed Mater Res. Part A. 65, 271-282 (2003).</li>
<li>Solorio, L., Zwolinski, C., Lund, A. W., Farrell, M. J., Stegemann, J. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Gelatin+microspheres+crosslinked+with+genipin+for+local+delivery+of+growth+factors%5BTitle%5D)+AND+%22J+Tissue+Eng+Regen+Med%22%5BJournal%5D)">Gelatin microspheres crosslinked with genipin for local delivery of growth factors.</a> J Tissue Eng Regen Med. 4, 514-523 (2010).</li>
<li>Regmi, R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Hyperthermia+controlled+rapid+drug+release+from+thermosensitive+magnetic+microgels%5BTitle%5D)+AND+%22J+Mater+Chem%22%5BJournal%5D)">Hyperthermia controlled rapid drug release from thermosensitive magnetic microgels.</a> J Mater Chem. 20, 6158-6163 (2010).</li>
<li>Kim, M. H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Magnetic+nanoparticle+targeted+hyperthermia+of+cutaneous+Staphylococcus+aureus+infection%5BTitle%5D)+AND+%22Ann+Biomed+Eng%22%5BJournal%5D)">Magnetic nanoparticle targeted hyperthermia of cutaneous Staphylococcus aureus infection.</a> Ann Biomed Eng. 41, 598-609 (2013).</li>
<li>Ivkov, R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Application+of+high+amplitude+alternating+magnetic+fields+for+heat+induction+of+nanoparticles+localized+in+cancer%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Cancer+Res%22%5BJournal%5D)">Application of high amplitude alternating magnetic fields for heat induction of nanoparticles localized in cancer.</a> Clin Cancer Res. 11, 7093s-7103s (2005).</li>
<li>Huang, S., Fu, X. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Naturally+derived+materials-based+cell+and+drug+delivery+systems+in+skin+regeneration%5BTitle%5D)+AND+%22J+Control+Release%22%5BJournal%5D)">Naturally derived materials-based cell and drug delivery systems in skin regeneration.</a> J Control Release. 142, 149-159 (2010).</li>
<li>Malafaya, P. B., Silva, G. A., Reis, R. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Natural-origin+polymers+as+carriers+and+scaffolds+for+biomolecules+and+cell+delivery+in+tissue+engineering+applications%5BTitle%5D)+AND+%22Adv.+Drug+Deliv.+Rev%22%5BJournal%5D)">Natural-origin polymers as carriers and scaffolds for biomolecules and cell delivery in tissue engineering applications.</a> Adv. Drug Deliv. Rev. 59, 207-233 (2007).</li>
<li>Shah, R., Kim, J., Agresti, J., Weitz, D., Chu, L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Fabrication+of+monodisperse+thermosensitive+microgels+and+gel+capsules+in+microfluidic+devices%5BTitle%5D)+AND+%22Soft+Matter%22%5BJournal%5D)">Fabrication of monodisperse thermosensitive microgels and gel capsules in microfluidic devices.</a> Soft Matter. 4, 2303-2309 (2008).</li>
<li>Hoare, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Magnetically+triggered+nanocomposite+membranes%3A+a+versatile+platform+for+triggered+drug+release%5BTitle%5D)+AND+%22Nano+letters%22%5BJournal%5D)">Magnetically triggered nanocomposite membranes: a versatile platform for triggered drug release.</a> Nano letters. 11, 1395-1400 (2011).</li>
</ol>

Autorzy nie mają nic do ujawnienia.

Opisana tutaj technologia stanowi dowód słuszności koncepcji wykorzystania hybryd nanocząstek i mikrożeli do magnetotermicznie wyzwalanego uwalniania leków. Udało się to osiągnąć poprzez fizyczne uwięzienie MNP i łańcuchów p(NIPAM-co-AAm) w trójwymiarowej sieci żelatynowej w mikroskali usieciowanej za pomocą genipiny. Platforma reagująca na pole magnetyczne była wystarczająca do wytworzenia ciepła w mikrożelu w odpowiedzi na zdalnie zastosowany AMF, który z kolei spowodował uwolnienie modelowego leku, BSA.
<...

Systemy dostarczania leków reagujące na bodźce, które umożliwiają ściśle kontrolowane dostarczanie leków w odpowiedzi na bodźce endogenne lub egzogenne (np. temperaturę lub pH), były intensywnie badane jako nowe typy inteligentnych miękkich urządzeń do dostarczania leków. Hydrożele w mikroskali są szeroko stosowane jako platforma dostarczania leków, ponieważ nadają kontrolowane i zrównoważone profile uwalniania leków, a także regulowane właściwości chemiczne i mechaniczne1-3. W szczególności mikrożele koloidalne wykazują wiele zalet jako nośnik dostarczania leków ze względu na ich szybką reakcję na bodźce zewnętrzne i odpowiednią możliwość wstrzykiwania do miejscowej tkanki w minimalnie inwazyjny sposób4. Poli(N-izopropyloakrylaamid) (pNIPAM) lub jego kopolimery są szeroko stosowane w syntezie mikrożeli reagujących na ciepło poprzez szczepienie pNIPAM biodegradowalnymi/biokompatybilnymi polimerami, w tym żelatyną, chitozanem, kwasem alginianowym lub kwasem hialuronowym5,6, w których przemiana fazowa charakterystyczna dla pNIPAM w dolnej temperaturze krytycznej roztworu (LCST) może być wykorzystana jako wyzwalacz uwalniania leku7. Niedawno zademonstrowaliśmy wytwarzanie biodegradowalnego, termoresponsywnego mikrożelu na bazie żelatyny poprzez włączenie łańcuchów poli(N-izopropylacrylamidu-ko-akrylamidu) [p(NIPAM-co-AAm)] jako drobnego składnika w trójwymiarowych sieciach żelatynowych8. Mikrożel żelatyna/p(NIPAM-co-AAm) wykazywał regulowane pęcznienie w zależności od wzrostu temperatury, co dodatnio korelowało z uwalnianiem albuminy surowicy bydlęcej (BSA).
W ciągu ostatnich kilku lat podjęto coraz większe wysiłki w celu opracowania magnetycznie reagującej platformy dostarczania leków, która może wywołać uwalnianie leku w sposób na żądanie9,10. Podstawowa zasada syntezy magnetycznie reagującej platformy dostarczania leków wykorzystuje charakterystykę superparamagnetycznych nanocząstek (MNP) do generowania ciepła, gdy otrzymują one zmienne pole magnetyczne o wysokiej częstotliwości (AMF), które wyzwala uwalnianie leku wrażliwego na temperaturę. Jest to obiecujące rozwiązanie dla przyszłych zastosowań klinicznych, ponieważ system ten może celować głęboko w tkankę, umożliwia nieinwazyjne i zdalnie kontrolowane uwalnianie leku oraz może być połączony z leczeniem hipertermią i systemem obrazowania metodą rezonansu magnetycznego10-12. Do takich platform należą: (1) hybrydowe cząstki mikrożelu MNP/pNIPAM 13-15 oraz (2) makroskopowe rusztowania hydrożelowe zawierające unieruchomione MNP16-18. Platformy mikrożelowe na bazie pNIPAM wykazały precyzyjnie dostrajaną reakcję na bodźce magnetotermiczne w zakresie przemian fazowych. Jednak nadal polegają na złożonych i wyrafinowanych technikach wytwarzania, a stosowanie polimerów pNIPAM o wysokiej zawartości może być potencjalnie cytotoksyczne dla komórek19, co może ograniczać ich zastosowania in vivo. Rusztowania makroskopowe wykazują stosunkowo powolną reakcję na bodźce zewnętrzne i wymagają inwazyjnego przeszczepu chirurgicznego w porównaniu z mikrożelami koloidalnymi.
Emulgacja wody w oleju była standardową metodą wytwarzania submilimetrowych lub mikrometrowych cząsteczek żelu20. Na granicy faz woda-olej emulsji cząstka mikrożelu tworzy kulisty kształt dzięki minimalizacji energii powierzchniowej kropli wody pod wpływem mechanicznej siły ścinającej. Metoda ta pozwala na wytwarzanie dużej ilości wodnych kulistych kropelek żelu w prostej procedurze wytwarzania i została z powodzeniem zastosowana do wytwarzania mikrożeli na bazie żelatyny do zastosowań związanych z podawaniem leków21-23.
Tutaj prezentujemy łatwą metodę syntezy magnetofmalnie reagujących mikrożeli na bazie żelatyny do aplikacji leków poprzez zastosowanie metody emulgowania woda w oleju. Udało się to osiągnąć poprzez fizyczne włączenie MNP tlenku żelaza i łańcuchów p (NIPAM-co-AAm) jako drugorzędnego składnika w sferycznej sieci żelatynowej w mikroskali, która jest kowalencyjnie usieciowana przez genipinę sieciującą pochodzenia naturalnego, w połączeniu z systemem aplikacji zmiennego pola magnetycznego wysokiej częstotliwości (AMF).

<table><tbody><tr><td>Żelatyna</td><td>Sigma-Aldrich, MO, USA</td><td>G2500</td><td>Żelatyna typu A,</td></tr><tr><td>skóra świń poli(N-izopropylacrylamid-koakrylamid)&nbsp;</td><td>Sigma-Aldrich, MO, USA</td><td>738727</td><td>MW = 20 000, LCST = 34 - 38 &#176; C</td></tr><tr><td>Olej silikonowy</td><td>Sigma-Aldrich, MO, USA</td><td>378372</td><td>Lepkość 350 cSt</td></tr><tr><td>Pluoronic L64</td><td>Sigma-Aldrich, MO, Stany</td><td>Zjednoczone 435449</td><td>poli(glikol etylenowy)-blok-poli(glikol propylenowy)-blok-poli(glikol etylenowy)</td></tr><tr><td>genipin</td><td>TimTec LLC, DE, USA</td><td></td><td>ST080860 MW = 226,23</td></tr><tr><td>Nanocząstki magnetyczne (MNP)</td><td>Micromod Inc, Niemcy</td><td>79-00-102</td><td>nanomag-D-spio, 100 nm</td></tr><tr><td>TR-BSA</td><td>Life Technologies, Nowy Jork USA</td><td>A23017</td><td>Albumina z surowicy bydlęcej (BSA), koniugat Texas Red</td></tr></tbody></table>

naprzemiennie reagujące na pole magnetyczne hybrydowe mikrożele żelatynowe do kontrolowanego uwalniania leków

Alternating Magnetic Field-Responsive Hybrid Gelatin Microgels for Controlled Drug Release

Magnetycznie reagujące nano/mikro-inżynieryjne biomateriały, które umożliwiają ściśle kontrolowane dostarczanie leków na żądanie, zostały opracowane jako nowe typy inteligentnych miękkich urządzeń do zastosowań biomedycznych. Chociaż wiele systemów dostarczania leków reagujących magnetycznie wykazało skuteczność zarówno w badaniach klinicznych in vitro, jak i w zastosowaniach przedklinicznych in vivo, ich zastosowanie w warunkach klinicznych jest nadal ograniczone ze względu na ich niewystarczającą biokompatybilność lub biodegradowalność. Ponadto wiele z istniejących platform opiera się na wyrafinowanych technikach ich wytwarzania. Niedawno zademonstrowaliśmy wytwarzanie biodegradowalnego, termoczułego mikrożelu na bazie żelatyny poprzez fizyczne uwięzienie łańcuchów poli(N-izopropylacrylamidu-ko-akrylamidu) jako drobnego składnika w trójwymiarowej sieci żelatyny. W tym badaniu przedstawiamy łatwą metodę wytwarzania biodegradowalnej platformy uwalniania leków, która umożliwia magnetotermicznie wyzwalane uwalnianie leku. Udało się to osiągnąć dzięki zastosowaniu superparamagnetycznych nanocząstek tlenku żelaza i polimerów reagujących na ciepło w koloidalnych mikrożelach na bazie żelatyny, w połączeniu z systemem aplikacji zmiennego pola magnetycznego.

Przy prawidłowym przeprowadzeniu protokołu otrzymane mikrzele powinny charakteryzować się dobrze zdefiniowaną sferyczną morfologią i dyspersyjnością koloidalną, a ich średnice powinny mieścić się w zakresie od 5 μm do 20 μm (Rycina 1B i C). Do potwierdzenia prawidłowego enkapsulowania MNPs lub leków (w tej badaniu BSA) wewnątrz mikrzele można użyć fluorescencyjnych MNPs lub fluorescencyjnego BSA (Rycina 1D). Otrzymane mikrzele są stabilne i mogą być przec...

Przedstawiamy łatwą metodę wytwarzania biodegradowalnej platformy uwalniania leków na bazie żelatyny, która reaguje magnetotermicznie. Udało się to osiągnąć poprzez włączenie superparamagnetycznych nanocząstek tlenku żelaza i poli(N-izopropylacyloamidu-ko-akrylamidu) do sferycznej mikrosieci żelatynowej usieciowanej za pomocą genipiny, w połączeniu z systemem aplikacji zmiennego pola magnetycznego.

Naprzemiennie reagujące na pole magnetyczne hybrydowe mikrożele żelatynowe do kontrolowanego uwalniania leków

Magnetically-responsive nano/micro-engineered biomaterials that enable a tightly controlled, on-demand drug delivery have been developed as new types of ...

Ogólnym celem niniejszego protokołu jest przedstawienie prostej metody wytwarzania hybryd mikrogelu z nanocząstkami wykazujących odpowiedź magnetotermiczną oraz zaprezentowanie dowodu koncepcji wykorzystania tych hybryd mikrogelu do kontrolowanego uwalniania leku. Główną zaletą tego protokołu jest relatywna prostota procesu, który nadaje mikrogelowi właściwości magnetotermiczne poprzez proste uwięzienie nanocząstek magnetycznych i termoczułych kopolimerów PNIPAM w macierzy żelatynowej. Umożliwia to uwalnianie leku w odpowiedzi na zmienne pole magnetyczne, co jest indukowane pęcznieniem kopolimeru PNIPAM związanym ze wzrostem temperatury nanocząstek w wyniku ich reakcji na fale magnetyczne.Implikacje tej techniki rozciągają się na opracowywanie systemów dostarczania leków na żądanie, ponieważ ta sterowalna platforma uwalniania leków reaguje na wielokrotne cykle włączania i wyłączania indukowane nieinwazyjnymi bodźcami zewnętrznymi. Proces wytwarzania mikrożeli żelatynowych reagujących na pole magnetyczne rozpoczyna się od przygotowania roztworów w zawiesinie. Podstawowe przygotowanie roztworów zostało opisane w protokole tekstowym.Podczas przygotowywania roztworu żelatyny należy utrzymywać go w kąpieli wodnej aż do osiągnięcia fazy ciekłej. Następnie należy go zhomogenizować za pomocą vortexa. Po przygotowaniu wszystkich roztworów wymieszać równe objętości roztworu żelatyny oraz kopolimeru PNIPAM zawierającego nanocząstki magnetyczne, a następnie dokładnie wymieszać mieszaninę za pomocą vortexa.Kolejnym krokiem jest emulgacja mieszaniny wodnej w oleju silikonowym, a następnie nałożenie warstwy surfaktanta. Wlej 15ml oleju silikonowego do sterylnego zlewka i bezzwłocznie dodaj 0,86ml przygotowanej mieszaniny. Następnie mieszaj zawiesinę z prędkością 900 rpm w temperaturze 30 °C przez pół godziny.Po przygotowaniu emulsji przenieś ją do probówki o pojemności 50 ml i chłodź w temperaturze 4 °C przez 10 minut. W fazie olejowej utworzą się wówczas mikrokrople. Następnie wypełnij probówkę niemal w całości roztworem surfaktanta Pluronic L-64, schłodź do 4 °C i energicznie potrząśnij probówką, aby cząsteczki L-64 zaadsorbowały się na powierzchni żelu i ustabilizowały zawiesinę mikrożelu.Następnie wirować probówkę przez 20 minut przy 2300 Gs i w temperaturze czterech stopni Celsjusza. Po 20 minutach sprawdzić, czy w probówce utworzył się osad z cząsteczek żelu. Powtarzać cykl wirowania do momentu pojawienia się widocznego osadu.Następnie ostrożnie usuń nadpłyn i dopełnij probówkę do 45 ml zimnym roztworem L-64. Mocno potrząśnij probówką, aby wymieszać osad mikrożeli z surfaktantem. Przenieś zawiesinę do nowej probówki o pojemności 50 ml.Następnie powtórz proces wirowania i ponownie zbierz osad z mikrogeli. Teraz, aby upewnić się, że w zawiesinie próbki nie pozostały żadne surfaktanty ani kropelki oleju, dokładnie odessij nadsącz. Kolejnym krokiem w przygotowaniu mikrogeli jest sieciowanie ich macierzy żelatynowej.Aby rozpocząć, resuspender osad w 2ml przygotowanego roztworu genipiny. Należy użyć vortexa. Następnie szybko przenieść zawiesinę do kąpieli wodnej o temperaturze 23 stopni Celsius, aby zainicjować reakcję kowalencyjnego sieciowania.Reakcję można prowadzić od pięciu minut do dwóch godzin. Po zakończeniu usunąć nadmiar czynników sieciujących. Odwirować próbkę przez 20 minut przy 2300 Gs i w temperaturze czterech stopni Celsjusza, analogicznie jak poprzednio.Następnie odessać i usunąć nadosad. Krok płukania w PBS powtórzyć łącznie trzy razy, w razie potrzeby rozbijając mechanicznie osad za pomocą końcówki pipety. Całkowite usunięcie nieprzereagowanych nadmiarów czynników sieciujących jest kluczowe.Po ostatnim płukaniu należy doprowadzić mikrożele w PBS do pożądanej gęstości. Ich gęstość należy zmierzyć przy użyciu hemocytometru. Wyprodukowane mikrożele są stabilne do czterech tygodni podczas przechowywania w temperaturze 4 °C, pod warunkiem braku czynnika degradującego, takiego jak kolagenaza.Aby scharakteryzować mikrogela za pomocą mikroskopii, należy nanieść je na szkiełko i zabezpieczyć pod szkiełkiem nakrywkowym za pomocą żywicy epoksydowej. Ostatnim krokiem procedury jest pomiar uwalniania leku z mikrogeli. Protkę z pożądanym stężeniem mikrogeli należy umieścić w komorze cewek magnetycznych.Następnie wprowadź światłowodową sondę temperatury, aby monitorować zmiany temperatury podczas stosowania zmiennego pola magnetycznego. Teraz przyłóż wysokoczęstotliwościowe zmienne pole magnetyczne o określonym natężeniu i przez określony czas. Po zakończeniu zabiegu odwiruj probówkę przez 20 minut przy 2300 Gs i w temperaturze czterech stopni Celsius.Zebrać nadsącz w celu ilościowego oznaczenia ilości leku uwolnionego z mikrogeli. W tym przypadku zastosować spektrofotometrię do wykrycia texas red. Wytworzone mikigele powinny wykazywać dobrze scharakteryzowaną morfologię sferyczną oraz dyspersyjność koloidalną, z średnicami od 5 do 20 µm.Do potwierdzenia prawidłowej enkapsulacji wewnątrz mikrożelu można użyć fluorescencyjnych superparamagnetycznych nanocząsteczek lub BSA znakowanego fluorescencyjnie. Uwięzienie kopolimeru PNIPAM w matrycy mikrożelu żelatynowego pozwala mu na wykazanie zależnej od temperatury zmiany objętości. Zwiększenie temperatury medium z 22 do 42 °C spowodowało skurczenie się mikrożeli żelatynowych o około 40%. W przeciwieństwie do tego, w mikrożelu żelatynowym bez kopolimeru PNIPAM zaobserwowano jedynie 10% skurczenia.W przypadku włączenia superparamagnetycznych nanocząsteczek do mikrogelu z kopolimeru żelatyny i PNIPAM, temperatura mikrogelu wzrosła pod wpływem odpowiedniego zmiennego pola magnetycznego. Zmierzony stopień uwalniania TRBSA z tych mikrogeli wyniósł około 35%. Bez włączenia kopolimeru do mikrogeli uwalnianie TRBSA było znacznie niższe i wynosiło jedynie około 10%. Zatem uwalnianie BSA w odpowiedzi na zmienne pole magnetyczne było prawdopodobnie wynikiem odbrzękania związanego ze skurczem łańcuchów kopolimeru PNIPAM wewnątrz mikrogelu.Po obejrzeniu tego filmu powinieneś dobrze rozumieć, jak wytwarzać biodegradowalne hybrydy mikrogeli z nanocząsteczek reagujących na pole magnetyczne, które umożliwiają kontrolowane uwalnianie leków, wykorzystując prostą metodę emulgacji woda-w-oleju. Po opanowaniu ta technika może zostać przeprowadzona w trzy godziny, jeśli jest wykonywana prawidłowo. Protokół ten można również zmodyfikować w celu wytworzenia hybryd mikrogeli reagujących na inne bodźce, takie jak światło bliskiej podczerwieni.Poprzez proste włączenie nanocząsteczek złota reagujących na bliską podczerwień do macierzy żelatynowej.

alternating-magnetic-field-responsive-hybrid-gelatin-microgels-for

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

W następnych sekcjach przedstawiamy procedury przygotowania mikrosfer alginianowych do zastosowań biomedycznych. W szczególności ilustrujemy technikę tworzenia wielowarstwowych mikrosfer alginianowych w celu jednoczesnej enkapsulacji komórek i białek jako potencjalnej metody leczenia cukrzycy typu 1.

Wytwarzanie mikrosfer alginianowych do zastosowań biomedycznych

Ten film zilustruje szybką, efektywną metodę metakrylanowania poli(glikolu etylenowego), umożliwiając polimeryzację łańcuchową i syntezę hydrożelu. Pokaże, w jaki sposób w podobny sposób wprowadzić funkcje metakryloamidu do peptydów, szczegółowo omówi typowe metody analityczne do oceny wydajności funkcjonalizacji, przedstawi sugestie dotyczące rozwiązywania problemów i zaawansowanych modyfikacji oraz zademonstruje typowe techniki charakteryzacji hydrożelu.

Wspomagana mikrofalami funkcjonalizacja peptydów poli(glikolu etylenowego) i żywicy do stosowania w polimeryzacji łańcuchowej i tworzeniu hydrożelu

Supramolekularne hydrożelatory oparte na ureido-pirymidynonach pozwalają na pełną kontrolę nad makroskopowymi właściwościami żelu i zachowaniem zol – żel za pomocą pH. W tym miejscu przedstawiamy protokół formułowania i wstrzykiwania takiego supramolekularnego hydrożelatora za pomocą systemu dostarczania cewnika do miejscowego dostarczania bezpośrednio w odpowiednie obszary serca świni.

Supramolekularny hydrożel do wstrzykiwań i lek do miejscowego wstrzykiwania cewnika do serca świni

Przedstawiamy protokół syntezy mikrohydrożeli Janusa składających się całkowicie z tego samego materiału bazowego, poli(N-izopropylacrylamidu) (PNIPAAm), z wyraźnie podzieloną strukturą opartą na separacji faz przesyconego roztworu monomeru NIPAAm. Zsyntetyzowane mikrohydrożele Janus wykazują unikalne właściwości, takie jak anizotropowa termoczułość i zdolność ładowania organofilowego/hydrofilowego.

Synteza mikrohydrożeli Janusa z poli(N-izopropyloakrylamidu) Janusa dla anizotropowej reakcji termicznej i zdolności ładowania organofilowego/hydrofilowego

Przedstawiamy protokół syntezy hydrożeli funkcjonalizowanych RGD jako urządzeń do dostarczania komórek i leków. Procedura polega na katalizowanej miedzią cykloaddycji alkinowo-azydkowej (CuAAC) pomiędzy modyfikowanym alkinami kwasem poliakrylowym (PAA) a pochodną azydku RGD. Hydrożele powstają w procesie polikondensacji wspomaganej mikrofalami i badane są ich właściwości fizykochemiczne.

Synteza hydrożeli funkcjonalizowanych RGD jako narzędzie do zastosowań terapeutycznych

Opisane są protokoły wytwarzania degradowalnych termoresponsywnych hydrożeli opartych na sieciowaniu hydrazonów polimerowych oligomerów na skalę masową, mikroskalową i nanoskalę, przy czym ta ostatnia służy do przygotowania zarówno nanocząstek żelowych, jak i nanowłókien.

Wytwarzanie degradowalnych termoczułych hydrożeli w różnych skalach długości za pomocą wytłaczania reaktywnego, mikrofluidyki, samoorganizacji i elektroprzędzenia

Ten manuskrypt opisuje przygotowanie magnetycznych i wrażliwych termicznie mikrożeli za pomocą emulsji wywołanej temperaturą bez reakcji chemicznej. Te wrażliwe mikrożele zsyntetyzowano przez zmieszanie nanocząstek poli(N-izopropyloakrylamidu) (PNIPAAm), polietyleniminy (PEI) i Fe3O 4-NH 2 w celu potencjalnego zastosowania w magnetycznym i termicznym uwalnianiu leków.

Magnetyczne i wrażliwe termicznie mikrożele na bazie poli(N-izopropyloakrylamidu) do kontrolowanego uwalniania wyzwalanego magnetycznie

Opracowano strategię wytwarzania przyrostowego do przetwarzania hydrożeli sieciowanych UV. Strategia ta pozwala na montaż warstwa po warstwie mikroprefabrykowanych struktur hydrożelowych, a także na montaż niezależnych komponentów, co pozwala na uzyskanie zintegrowanych urządzeń zawierających ruchome elementy, które reagują na aktywację magnetyczną.

Technika wytwarzania przyrostowego do łatwego i szybkiego wytwarzania mikromaszyn na bazie hydrożelu z komponentami reagującymi magnetycznie

Ten protokół opisuje syntezę i formułowanie wstrzykiwalnych, supramolekularnych biomateriałów hydrożelowych polimerowo-nanocząsteczkowych (PNP). Przedstawiono zastosowania tych materiałów do dostarczania leków, stabilizacji biofarmaceutycznej oraz enkapsulacji i dostarczania komórek.

Supramolekularne hydrożele polimerowo-nanocząsteczkowe do wstrzykiwań do zastosowań w dostarczaniu komórek i leków

Nanożele są doskonałą i wszechstronną platformą nanocząsteczek do dostarczania leków biologicznych. Reagujące na bodźce polimerowe nanożele na bazie glikolu poli(etylenowego), zdolne do kapsułkowania ładunków opartych na białkach, zsyntetyzowano przy użyciu jednoetapowej strategii sieciowania ko-nanopolimeryzacji w warunkach wodnych. Przedstawiono tutaj optymalne wytwarzanie i charakterystykę tych nowych nanocząstek.

Synteza nanożeli reagujących na bodźce przy użyciu wodnego jednoetapowego sieciowania i konanopolimeryzacji

Protokół opisuje przygotowanie mikrosfer alginianu sodu usieciowanych różnymi jonami metali za pomocą urządzenia mikroprzepływowego do projektowania nośników leków. Zbadano również właściwości przeciwdrobnoustrojowe i powolne uwalnianie tych mikrosfer przez leki.

Otrzymywanie usieciowanych mikrosfer alginianu sodu z różnymi jonami metali z wykorzystaniem technologii elektrorozpylania mikroprzepływowego

Poznaj metodę wytwarzania biodegradowalnych mikrożeli żelatynowych z nanocząstkami tlenku żelaza i kopolimerami PNIPAM do kontrolowanego uwalniania leków w odpowiedzi na pole magnetyczne.

Naprzemiennie reagujące na pole magnetyczne hybrydowe mikrożele żelatynowe do kontrolowanego uwalniania leków

Przeglądaj więcej filmów