Name: Supramolekularne hydrożele polimerowo-nanocząsteczkowe do wstrzykiwań do zastosowań w dostarczaniu komórek i leków (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2021-02-07T15:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 39 s
Description: Poznaj metodę formułowania hydrożeli polimerowo-nanocząsteczkowych do wstrzykiwań w celu dostarczania leków i komórek. Technika ta umożliwia nieinwazyjne uwalnianie terapeutyków z zastosowaniem w terapii nowotworowej i regeneracji tkanek.

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 finansowo przez Center for Human Systems Immunology z Fundacją Billa i Melindy Gatesów (OPP1113682) oraz Fundacją Billa i Melindy Gatesów (OPP1211043). C.M.M. było wspierane przez Stanford Graduate Fellowship oraz Stanford Bio-X William and Lynda Steere Fellowship. A.K.G. jest wdzięczny za stypendium National Science Foundation Graduate Research Fellowship oraz stypendium Gabilan w ramach Stanford Graduate Fellowship in Science oraz Inżynieria. S.C. otrzymał wsparcie od National Cancer Institute of the National Institutes of Health w ramach nagrody numer F32CA247352. Autorzy chcieliby również gorąco podziękować członkom Appel Lab, w tym dr Gillie Roth, dr Anthony'emu Yu, dr Lyndsay Stapleton, dr Hectorowi Lopezowi Hernandezowi, dr Andrei d'Aquino, dr Julie Baillet, Celine Liong, Ben Ou, Emily Meany, Emily Gale i dr Antonowi Smithowi za ich wysiłek i czas włożony w pomoc Appel Lab w opracowaniu tych protokołów na przestrzeni lat.

Autorzy ci nie mają nic do ujawnienia.

Hydrożele polimerowo-nanocząsteczkowe (PNP) są łatwe w wytwarzaniu i umożliwiają długotrwałe miejscowe dostarczanie komórek terapeutycznych i leków poprzez minimalnie inwazyjne podawanie przez bezpośrednie wstrzyknięcie lub cewnik. Protokoły te opisują formułowanie hydrożeli PNP oraz metody charakterystyki w celu zapewnienia jakości otrzymanych materiałów. Supramolekularne hydrożele PNP są skalowalne do produkcji i powstają w wyniku prostego mieszania modyfikowanych polimerów celulozy i polimerowych nanocząstek typu rdzeń-powłoka. Obecne metody opisują łatwe procedury tworzenia żeli wstępnie załadowanych do strzykawek za pomocą prostych protokołów mieszania łokciowego. Dzięki wskaźnikom kontroli jakości każdej z części składowych, takim jak DLS do monitorowania wielkości i dystrybucji NP, można w powtarzalny sposób formułować materiały hydrożelowe PNP o stałych właściwościach reologicznych. Zmieniając ilość HPMC-C12 lub NPs, można modulować rozmiar oczek i sztywność powstałego hydrożelu PNP. Właściwości te można dostroić tak, aby jak najlepiej odpowiadały konkretnemu zastosowaniu biomedycznemu, a dzięki opisanym tutaj metodom reologicznym naukowcy mogą scharakteryzować właściwości hydrożeli PNP w zakresie rozrzedzania ścinaniem i samonaprawy, optymalizując platformę pod kątem ich konkretnych zastosowań. Opisano również metody badań uwalniania in vitro; Naukowcy mogą wykorzystać te badania do scharakteryzowania względnej skali czasowej uwalniania leków będących przedmiotem zainteresowania, dostarczając informacji na potrzeby przyszłych badań in vivo. Korzystając z badań stabilności, naukowcy mogą również ocenić zdolność tych materiałów do zachowania struktury biologicznej i stabilności wrażliwych bioterapeutyków w czasie i ekstremalnych temperaturach, z przekonującymi potencjalnymi zastosowaniami w celu zmniejszenia zależności bioterapeutyków od łańcucha chłodniczego. Wreszcie, za pomocą prostych testów żywotności komórek, można ocenić wzrost i migrację komórek w materiałach PNP, co może znaleźć zastosowanie w terapiach komórkowych i rusztowaniach.
Nasza grupa znalazła wiele przekonujących zastosowań dla platformy hydrożelowej PNP27. Hydrożele PNP były używane do powolnego dostarczania szczepionek podjednostkowych, umożliwiając dopasowane profile uwalniania kinetycznego antygenów i adiuwantów w celu zwiększenia wielkości, czasu trwania i jakości humoralnej odpowiedzi immunologicznej31. Stwierdzono, że hydrożele PNP mają mniejszy rozmiar oczek niż większość powszechnie stosowanych hydrożeli, dzięki czemu skutecznie spowalniają dyfuzję i powoli uwalniają ładunek molekularny. Unikalne właściwości przylegania do tkanek i właściwości mechaniczne hydrożeli PNP zostały również wykorzystane do tworzenia fizycznych barier zapobiegających zrostom powstającym w wyniku operacji poprzez rozpylanie hydrożeli na dużych powierzchniach narządów po operacji30. Wykazano również, że hydrożele PNP są skutecznymi nośnikami dostarczania komórek, a właściwości mechaniczne faktycznie chronią komórki przed siłami mechanicznymi występującymi w igle strzykawki podczas wstrzykiwania,poprawiając żywotność komórek. Kiedy NP są sprzężone z peptydem adhezyjnym komórkowym, komórki mogą przyłączać się i angażować w matrycę PNP, aby zachować żywotność. Stosując to podejście, wykazano, że hydrożele PNP poprawiają miejscową retencję wstrzykniętych komórek macierzystych w porównaniu z metodami wykorzystującymi nośniki płynne28. Ponadto wykazano, że hydrożele PNP zapobiegają indukowanej termicznie agregacji kapsułkowanej insuliny, nawet w trudnych warunkach starzenia, co sugeruje, że materiały te mogą być w stanie zmniejszyć potrzebę przechowywania w lodówce leków wrażliwych na temperaturę38.
Ogólnie rzecz biorąc, opisane tutaj metodologie pozwolą grupom badawczym na wytwarzanie i badanie hydrożeli PNP jako biomateriału. Protokoły te zapewniają techniki syntezy na skalę laboratoryjną w celu wytworzenia wystarczającej ilości materiału hydrożelowego do prowadzenia badań zarówno in vitro, jak i in vivo. Opisane powyżej badania wskazują, że dynamiczne powiązania krzyżowe tych materiałów sprawiają, że nadaje się on do szeregu zastosowań biomedycznych, umożliwiając aktywną ruchliwość uwięzionych komórek przy jednoczesnym ograniczeniu biernej dyfuzji ładunku molekularnego. Oczekuje się, że platforma PNP stanie się dostępnym i skutecznym narzędziem do poprawy wyników klinicznych dzięki kontrolowanemu dostarczaniu leków oraz do badania podstawowych mechanizmów biologicznych, takich jak rekrutacja komórek i mechanobiologia.

Hydrożele do wstrzykiwań to nowe narzędzie do dostarczania komórek terapeutycznych i leków do organizmu w kontrolowany sposób1. Materiały te mogą być wypełnione lekami lub komórkami i mogą być podawane w sposób minimalnie inwazyjny poprzez bezpośrednie wstrzyknięcie do tkanek powierzchownych lub przez cewnik do tkanek głębokich. Ogólnie rzecz biorąc, hydrożele do wstrzykiwań składają się z nabrzmiałych wodą sieci polimerowych, które są usieciowane ze sobą przez przejściowe, fizyczne interakcje. W spoczynku te usieciowania zapewniają żelom strukturę podobną do ciała stałego, ale po przyłożeniu wystarczającej siły mechanicznej te wiązania są tymczasowo przerywane, przekształcając materiał w stan podobny do cieczy, który może łatwo przepływać2. To właśnie te właściwości reologiczne pozwalają fizycznym hydrożelom rozrzedzać się jak ścinanie i przepływać przez małe średnice igieł podczas iniekcji3. Po wstrzyknięciu sieć polimerowa materiału przekształca się, umożliwiając mu samoregenerację i szybkie tworzenie stałego żelu in situ4,5. Struktury te mogą pełnić rolę magazynów o powolnym uwalnianiu dla leków lub rusztowań do regeneracji tkanek6,7. Materiały te były wykorzystywane w różnych zastosowaniach, w tym w technologii dostarczania leków, medycynie regeneracyjnej i immunoinżynierii1,8,9,10,11,12.
Zarówno naturalne materiały (np. alginian i kolagen), jak i syntetyczne (np. poli(glikol etylenowy) (PEG) lub podobne hydrofilowe polimery) zostały opracowane jako biokompatybilne materiały hydrożelowe do wstrzykiwań13,14,15. Wiele naturalnych materiałów wykazuje zmienność między partiami, co wpływa na odtwarzalność4,16. Materiały te są często wrażliwe na temperaturę, utwardzają się po osiągnięciu temperatury fizjologicznej; W związku z tym obchodzenie się z tymi materiałami stwarza dodatkowe wyzwania techniczne i logistyczne17. Materiały syntetyczne pozwalają na bardziej precyzyjną kontrolę chemiczną i doskonałą odtwarzalność, ale materiały te mogą czasami podlegać niekorzystnym reakcjom immunologicznym, które ograniczają ich biokompatybilność, co ma kluczowe znaczenie dla zastosowań terapeutycznych in vivo6,18,19. Ostatnie wysiłki wykazały, że istnieje wiele złożonych kryteriów projektowych związanych z inżynierią iniekcyjnego materiału hydrożelowego, w tym optymalizacja właściwości mechanicznych, rozmiar siatki sieci polimerowej, bioaktywne wskazówki molekularne, biodegradowalność i immunogenność materiału20,21,22,23,24,25,26. Wszystkie te czynniki muszą być brane pod uwagę w zależności od zastosowania, które Cię interesuje, co oznacza, że modułowa, chemicznie przestrajana platforma jest idealna do zaspokojenia szerokiego zakresu zastosowań.
Obecne metody opisują formułowanie i stosowanie platformy hydrożelowej polimerowo-nanocząsteczkowej (PNP) do wstrzykiwania, która wykazuje regulowane właściwości mechaniczne, wysoki stopień biokompatybilności i niską immunogenność, a także przedstawia miejsca do koniugacji bioaktywnych wskazówek molekularnych27,28,29,30,31,32,33. Te hydrożele PNP składają się z hydrofobowo modyfikowanych polimerów celulozy i samoorganizujących się nanocząstek typu rdzeń-powłoka składających się z poli(glikolu etylenowego)-bloku-poli(kwasu mlekowego) (PEG-PLA)27,34, które oddziałują ze sobą, tworząc sieć supramolekularną. Mówiąc dokładniej, modyfikowane dodecylo polimery hydroksypropylometylocelulozy (HPMC-C12) dynamicznie oddziałują z powierzchnią nanocząstek PEG-PLA i łączą się między tymi nanocząstkami, tworząc tę sieć polimerową27,34. Te dynamiczne, wielowartościowe interakcje pozwalają materiałom rozrzedzać się jak ścinanie podczas wstrzykiwania i szybko samoregenerować się po podaniu. Składniki hydrożelu PNP można łatwo wytworzyć w prostych reakcjach jednoetapowych, a hydrożel PNP powstaje w łagodnych warunkach przez proste zmieszanie dwóch składników35. Ze względu na łatwość wytwarzania, ta platforma hydrożelowa jest wysoce podatna na tłumaczenie na dużą skalę. Właściwości mechaniczne i wielkość oczek hydrożeli PNP są kontrolowane poprzez zmianę procentowej zawartości wagowej składników polimerowych i nanocząstek w preparacie. Wcześniejsze badania z wykorzystaniem tej platformy wskazują, że hydrożele PNP są wysoce biokompatybilne, biodegradowalne i nieimmunogenne28,30,31. Ogólnie rzecz biorąc, hydrożele te mają szerokie zastosowanie w zastosowaniach biomedycznych, obejmujących zapobieganie zrostom pooperacyjnym, inżynierię tkankową i regenerację, trwałe dostarczanie leków i immunoinżynierię.

<table><tbody><tr><td>Igły 21G</td><td>BD</td><td>305165</td><td>PNP hydrożel do wstrzykiwań</td></tr><tr><td>22G, 4 w igłach podskórnych</td><td>Air-Tite</td><td>N224</td><td>Badania uwalniania in vitro</td></tr><tr><td>Płytki 384-dołkowe, czarne, przezroczyste dno</td><td>Corning</td><td>3540</td><td>Dynamiczne rozpraszanie światła (DLS)</td></tr><tr><td>Płytki 96-dołkowe, czarne</td><td>Fisher Scientific</td><td>07-200-627</td><td>Badania biostabilności</td></tr><tr><td>Płytki 96-dołkowe, przezroczyste</td><td>Corning</td><td>3599</td><td>Badania żywotności i osiadania komórek</td></tr><tr><td>Calcein AM</td><td>Thermo Fisher Scientific</td><td>C3100MP</td><td>Badania żywotności i osiadania komórek</td></tr><tr><td>Rurki kapilarne</td><td>McMaster-Carr</td><td>8729K66</td><td>Badania uwalniania in vitro</td></tr><tr><td>Filtry odśrodkowe</td><td>Fisher Scientific</td><td>UFC901024</td><td></td></tr><tr><td>Kuwety</td> stężenia NP <td>Millipore Sigma</td><td>BR759015-100EA</td><td>Badania żywotności i osiadania komórek</td></tr><tr><td>Czytnik płytek DLS</td><td>Technologia Wyatt</td><td>Czytnik płytek DynaPro II</td><td>Dynamiczne rozpraszanie światła (DLS)</td></tr><tr><td>Żywica epoksydowa</td><td>VWR International</td><td>300007-392 (EA)</td><td>Badania uwalniania in vitro</td></tr><tr><td>Igły podskórne</td><td>Air-Tite</td><td>8300015027</td><td>Badania uwalniania in vitro</td></tr><tr><td>Złącze łokcyjne Luer</td><td>Cole-Parmer</td><td>EW-30800-12</td><td>Preparat hydrożelowy PNP</td></tr><tr><td>Strzykawka Luer lock</td><td>Fisher Scientific</td><td>14-955-456</td><td>Preparat hydrożelowy PNP</td></tr><tr><td>Sól fizjologiczna buforowana fosforanami (1x)</td><td>Fisher Scientific</td><td>10010049</td><td>Preparat hydrożelowy PNP</td></tr><tr><td>Plastikowa szpatułka</td><td>Thomas Scientific</td><td>1229F13</td><td>Charakterystyka reologiczna</td></tr><tr><td>Czytnik płytek</td><td>BioTek</td><td>Synergy H1 Hybrid Wielomodowy czytnik płytek</td><td>Badania biostabilności</td></tr><tr><td>Uszczelki płytowe</td><td>Excel Scientific</td><td>TS-RT2-100</td><td>Badania biostabilności</td></tr><tr><td>Rekombinowana insulina ludzka</td><td>Gibco</td><td>A11382II</td><td>Badania biostabilności</td></tr><tr><td>Reometr</td><td>TA Instrumenty</td><td>DHR-2 Reometr</td><td>Charakterystyka reologiczna</td></tr><tr><td>Tioflawina T</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>T3516-5G</td><td>Biostabilność studia</td></tr></tbody></table>

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

Injectable Supramolecular Polymer-Nanoparticle Hydrogels for Cell and Drug Delivery Applications

Te metody opisują, jak formułować wstrzykiwalne, supramolekularne hydrożele polimerowo-nanocząsteczkowe (PNP) do wykorzystania jako biomateriały. Hydrożele PNP składają się z dwóch składników: hydrofobowo modyfikowanej celulozy jako polimeru sieciowego oraz samoorganizujących się nanocząstek typu rdzeń-powłoka, które działają jako niekowalencyjne środki sieciujące poprzez dynamiczne, wielowartościowe oddziaływania. Metody te opisują zarówno tworzenie tych samoorganizujących się nanocząstek poprzez nanowytrącanie, jak i formułowanie i mieszanie dwóch składników w celu wytworzenia hydrożeli o regulowanych właściwościach mechanicznych. Szczegółowo omówiono również zastosowanie dynamicznego rozpraszania światła (DLS) i reologii w celu scharakteryzowania jakości syntetyzowanych materiałów. Wreszcie, użyteczność tych hydrożeli do dostarczania leków, stabilizacji biofarmaceutycznej oraz enkapsulacji i dostarczania komórek wykazano w eksperymentach in vitro w celu scharakteryzowania uwalniania leku, stabilności termicznej oraz osiadania i żywotności komórek. Ze względu na swoją biokompatybilność, możliwość wstrzykiwania i łagodne warunki tworzenia żelu, ten system hydrożelowy jest łatwo dostrajaną platformą odpowiednią do wielu zastosowań biomedycznych.

Wytwarzanie i charakterystyka hydrożeli PNP 
Hydrożele PNP powstają poprzez mieszanie dwóch głównych komponentów – polimerów HPMC zmodyfikowanych hydrofobowo oraz nanocząsteczek PEG-PLA (Ryc. 1a). Ładunek terapeutyczny najłatwiej wprowadzić do dodatkowego buforu używanego do rozcieńczenia komponentu nanocząsteczkowego przed przygotowaniem hydrożelu. W celu późniejszej charakterystyki biomedycznej wygodnie jest zastosować metodę mieszania w kształcie łokcia, która umożliwia proste i powtarzalne mieszanie obu komponentów (Ryc. 1b). Po odpowiednim wymieszaniu hydrożel w strzykawce powinien być wyczuwalnie gęsty, ale ulegać pod naciskiem i być wypychany przez standardową igłę (pokazano 21G) (Ryc. 1c). Po wstrzyknięciu hydrożel powinien szybko utwardzić się w materiał przypominający ciało stałe, który stawia opór przepływowi pod wpływem grawitacji. Aby w pełni scharakteryzować hydrożel i zapewnić spójność produktów z partii na partię, próbki należy przeanalizować w kilku różnych eksperymentach na reometrze. Właściwości rozrzedzania ścinaniem oraz zdolność do samoregeneracji żelu będą łatwo obserwowalne odpowiednio przy użyciu protokołu pomiaru lepkości w funkcji szybkości ścinania (flow sweep) oraz protokołu skokowego ścinania (step-shear) (Ryc. 2a,b). W przypadku sztywniejszych żeli, takich jak formulacja 2:10, użytkownik powinien zaobserwować spadek lepkości o co najmniej dwa rzędy wielkości podczas pomiaru flow sweep przy zwiększaniu szybkości ścinania od 0.1 do 100 s-1, co symuluje warunki mechaniczne podczas wstrzykiwania. Protokół step-shear powinien wykazać spadek lepkości o kilka rzędów wielkości podczas kroków wysokiego ścinania oraz szybki powrót (czas regeneracji &lt;5 s) do lepkości bazowej podczas kroków niskiego ścinania. Charakterystyka modułów magazynowania i strat za pomocą eksperymentu oscylacyjnego pomiaru częstotliwości w liniowym zakresie lepkosprężystym powinna wykazać właściwości przypominające ciało stałe w zakresach częstotliwości od 0.1-100 rad s-1 (Ryc. 2c). W szczególności w przypadku sztywniejszych formulacji, takich jak hydrożele 2:10, zazwyczaj nie powinno występować przecięcia się modułów magazynowania i strat ścinania obserwowalne przy niskich częstotliwościach. Takie przecięcie może wskazywać na problemy z jakością materiałów wyjściowych, albo zmodyfikowanego HPMC, albo polimeru PEG-PLA, lub na wielkością i dyspersyjnością nanocząsteczek PEG-PLA. Należy zauważyć, że przecięcie może wystąpić w przypadku słabszych formulacji hydrożelu, takich jak hydrożel 1:5. Pomiary amplitudy ścinania oscylacyjnego hydrożeli PNP wykazują, że materiały te nie ulegają odkształceniu aż do zastosowania wysokich wartości naprężeń, co wskazuje, że materiały te posiadają naprężenie graniczne, czyli progową wartość naprężeń wymaganą do zapływu materiału.
Charakterystyka kinetyki uwalniania z hydrożeli PNP 
Kluczowym etapem projektowania żeli PNP do dostarczania leków jest charakterystyka kinetyki uwalniania leku z wybranej formulacji. Istnieje kilka technik służących do tego celu, jednak prosta metodologia in vitro dostarcza przydatnych danych na wczesnym etapie opracowywania formulacji (Rysunek 3a). Zmiana zawartości polimeru w hydrożelach PNP poprzez modulowanie ilości HPMC-C12 lub NP jest najprostszym sposobem na dostrojenie właściwości mechanicznych i rozmiaru oczek tych hydrożeli, co może mieć bezpośredni wpływ na dyfuzję ładunku przez sieć polimerową oraz szybkość jego uwalniania z materiałów (Rysunek 3b). W przypadku ładunków większych niż dynamiczny rozmiar oczek (np. o wysokiej masie cząsteczkowej lub dużym promieniu hydrodynamicznym), badacze powinni spodziewać się powolnego uwalniania ładunku z depozytu hydrożelowego zapśredniczonego przez rozpuszczanie. Formulacje o dynamicznym rozmiarze oczek większym lub równym rozmiarowi ładunku umożliwią uwalnianie zapśredniczone przez dyfuzję, które można opisać za pomocą tradycyjnych modeli dyfuzji i uwalniania ładunku46,47,48,49. Na podstawie kształtu krzywej uwalniania badacze mogą zmodyfikować formulację hydrożelu, aby dostroić go do wolniejszego (np. zwiększając zawartość polimeru) lub szybszego (np. zmniejszając zawartość polimeru) uwalniania.
Ocena stabilności ładunku terapeutycznego 
Określenie stabilności ładunku terapeutycznego w formulacji hydrożelowej jest kluczowe przed rozpoczęciem badań przedklinicznych lub komórkowych. W porównaniu z innymi syntetycznymi metodami enkapsulacji leków, hydrożele PNP włączają ładunek w łagodny sposób poprzez mieszanie z materiałem bazowym, przez co jest mało prawdopodobne, aby enkapsulacja uszkodziła ładunek. Badania te wskazują, że hydrożele PNP mogą również stabilizować ładunki podatne na niestabilność termiczną, takie jak insulina, co znacznie wydłuża okres przydatności do użycia i zmniejsza zależność od chłodniczego przechowywania i dystrybucji (Rycina 4). Ważne jest, aby ocenić stan ładunku bezpośrednio po enkapsulacji w hydrożelu, a także po dłuższych okresach przechowywania. Dane te pokazują, że insulina pozostaje stabilna w hydrożelach po 28 dniach przechowywania pod wpływem ciągłego stresu termicznego i mechanicznego, przy zastosowaniu prostego testu fluorescencyjnego do pomiaru agregacji insuliny. Alternatywną techniką w przypadkach, gdy odpowiedni test płytkowy jest niedostępny, byłoby przeprowadzenie pomiarów dichroizmu kołowego ładunku, co jest szczególnie przydatne do określenia struktury drugorzędowej leków białkowych.
Oznaczanie żywotności i dyspersji komórek w hydrożelach PNP 
Wiele komórek terapeutycznych wymaga motywów adhezyjnych, aby zachować żywotność, dlatego włączenie motywów integrynowych, takich jak peptydy arginina-glicyna-kwas asparaginylowy (RGD), jest ważnym krokiem w dostosowywaniu hydrożeli PNP do terapii komórkowych50. Modułowy polimer PEG-PLA składający się z NP umożliwia funkcjonalizację chemiczną korony PEG za pomocą prostych reakcji typu „click”28,51. W tym przykładzie adhezyjne komórkowo peptydy RGD zostały przyłączone do polimeru PEG-PLA, aby promować oddziaływanie komórek ze strukturą hydrożelu PNP. Formuły pozbawione miejsc adhezji będą wykazywać niską żywotność komórek, ponieważ enkapsulowane komórki nie będą proliferować w porównaniu z komórkami enkapsulowanymi w formułach z tymi motywami adhezyjnymi (Rycina 5a,b). Enkapsulowane komórki można znakować kalceiną AM lub innym odpowiednim barwnikiem fluorescencyjnym (np. CFSE), aby ułatwić liczenie komórek za pomocą mikroskopu fluorescencyjnego. Podczas optymalizacji żywotność należy porównać z niemodyfikowanymi hydrożelami PNP, aby upewnić się, że formuły funkcjonalizowane integrynami zapewniają zwiększoną żywotność i proliferację. Jeśli formuły funkcjonalizowane integrynami wykazują podobną skuteczność co hydrożele niemodyfikowane, może to wskazywać na błąd w chemii sprzęgania użytej do włączenia motywów adhezyjnych.
Przy zastosowaniu odpowiedniej formulacji hydrożelu badacze powinni spodziewać się, że enkapsulowane komórki będą równomiernie rozproszone w medium hydrożelowym. Umożliwi to spójne i przewidywalne dawkowanie komórek podczas podawania hydrożelu, co powinno przekładać się na lokalną retencję komórek w hydrożelu po aplikacji. Rozkład komórek można łatwo określić za pomocą technik mikroskopii fluorescencyjnej. Komórki można znakować odpowiednim barwnikiem, a następnie obrazować za pomocą mikroskopii konfokalnej. Obrazy można ocenić wizualnie (Rycina 5c), a także ilościowo (Rycina 5d), wykorzystując oprogramowanie ImageJ do pomiaru średniej intensywności fluorescencji wzdłuż osi pionowej obrazu (lub wzdłuż dowolnej osi, w której spodziewane jest osiadanie komórek pod wpływem grawitacji). Jeśli formulacja hydrożelu jest zbyt słaba, aby utrzymać komórki w zawiesinie przez dłuższy czas, dojdzie do osiadania komórek, co zaobserwowano w przypadku formulacji 1:1 na Rycini 5. Zwiększenie zawartości polimeru może rozwiązać problemy z niejednorodnym rozproszeniem komórek wynikającym z ich osiadania.
<img alt="Schemat syntezy hydrożelu polimerowo-nanocząsteczkowego; mieszanie strzykawkami; eksperyment z sekwencją wtryskiwania." class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/62234/62234fig1v4.jpg" data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rycina 1"> 
Rycina 1: Hydrożele polimerowo-nanocząsteczkowe (PNP) są łatwo tworzone poprzez mieszanie dwóch komponentów. (a) Pierwszym komponentem jest roztwór hydroksypropylometylocelulozy modyfikowanej dodecylem (HPMC-C12), a drugim komponentem jest roztwór nanocząsteczek poli(glikolu etylenowego)-block-poli(kwasu mlekowego) (PEG-PLA) wraz z dowolnym ładunkiem terapeutycznym. Delikatne mieszanie tych dwóch komponentów prowadzi do powstania wstrzykiwalnego hydrożelu, w którym polimery HPMC-C12 są fizycznie sieciowane poprzez dynamiczne, wielowartościowe oddziaływania z nanocząsteczkami PEG-PLA. (b) Fotografia demonstrująca formulację żelu poprzez mieszanie za pomocą dwóch strzykawek, z których każda zawiera jeden komponent hydrożelu PNP. Poprzez połączenie dwóch strzykawek kolankowym złączem Luer-lock, oba komponenty można łatwo wymieszać w warunkach sterylnych, aby uzyskać hydrożel bez pęcherzyków powietrza, wstępnie załadowany do strzykawki do natychmiastowego użycia. Roztwór NP został zabarwiony na niebiesko w celach demonstracyjnych. (c) Demonstracja wtryskiwania hydrożeli PNP i ich ponownego zestalania. (i) Hydrożel PNP w strzykawce z przymocowaną igłą 21G. (ii) Wtryskiwanie poddaje hydrożel ścinaniu, co tymczasowo przerywa oddziaływania między polimerem a nanocząsteczkami, tworząc konsystencję płynną. (iii) Po wtryśnięciu dynamiczne oddziaływania polimerowo-nanocząsteczkowe szybko się odtwarzają, umożliwiając samonaprawę hydrożelu w ciało stałe. (iv) Stały hydrożel nie płynie pod wpływem sił słabszych niż jego naprężenie graniczne, takich jak grawitacja. Hydrożel PNP został zabarwiony na niebiesko w celach demonstracyjnych. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/62234/62234fig1v2large.jpg" target="_blank">Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.</a>
<img alt="Analiza reologiczna z wykresami lepkości i modułu; dane dotyczące szybkości ścinania, częstotliwości i naprężenia; 2:10, 1:5." class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/62234/62234fig2v3.jpg" data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rysunek 2"> 
Rysunek 2: Charakterystyka reologiczna dwóch formulacji hydrożelu PNP. Formulacje określono jako % wag. polimeru: % wag. NP. (a) Skany przepływu ścinającego w stanie ustalonym od niskiej do wysokiej szybkości ścinania hydrożeli PNP. Lepkość jako funkcja szybkości ścinania charakteryzuje właściwości rozrzedzania ścinaniem. (b) Lepkość jako funkcja oscylacyjnych szybkości ścinania od niskich szybkości ścinania (białe tło; 0,1 s−1) do wysokich szybkości ścinania (czerwone tło; 10 s−1), wykazująca właściwości samonaprawcze hydrożeli PNP. Szybkości ścinania były przykładane przez 30 s każda. (c) Moduł zachowawczy (sprężysty) G′ i moduł strat lepkościowych G″ jako funkcja częstotliwości przy stałym odkształceniu 1% dla różnych formulacji hydrożelu PNP. (d) Skany amplitudy przy stałej częstotliwości 10 rad/s w celu określenia modułu zachowawczego G′ i modułu strat lepkościowych G″ hydrożeli PNP jako funkcji naprężenia. Ta charakterystyka reologiczna może być wykorzystana jako porównanie w kontroli jakości. Rysunek został zaadaptowany z Grosskopf et al.28 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/62234/62234fig2v2large.jpg" target="_blank">Kliknij tutaj, aby wyświetlić większą wersję tego rysunku.</a>
<img alt="Schemat procesu dyfuzji w hydrożelu, wykres analizy przepuszczalności sieci polimerowej w czasie." class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/62234/62234fig3v2.jpg" data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rysunek 3"> 
Rysunek 3: Uwalnianie albuminy surowicy bydlęcej (BSA) in vitro z hydrożeli PNP. Formuły są oznaczone jako masowy % polimeru: masowy % NP. (a) Schemat opisujący eksperymentalny protokół uwalniania in vitro. Alikwoty są pobierane z kapilar wypełnionych hydrożelem PNP w określonych odstępach czasu. (b) Uwalnianie in vitro BSA z 1:10 PNP, 2:5 PNP oraz 2:10 PNP, przedstawione jako masa zebrana do określonego punktu czasowego podzielona przez całkowitą masę zebraną podczas testu (dane przedstawione jako średnia ± SD; n = 3). BSA wykryto za pomocą pomiarów absorbancji. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/62234/62234fig3v2large.jpg" target="_blank">Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.</a>
<img alt="Wykres agregacji insuliny; porównanie samej insuliny z insuliną w stosunkach 1:5, 2:10; pokazano próg." class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/62234/62234fig4v2.jpg" data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rycina 4"> 
Rycina 4: Stabilność termiczna insuliny enkapsulowanej w hydrożelach PNP w teście ThT. Formułacje oznaczono jako masowy % polimeru: masowy % NP. Insulina enkapsulowana w hydrożelach PNP w stosunkach 1:5 oraz 2:10 pozostała niezagregowana przez ponad 28 dni w warunkach przyspieszonego starzenia w temperaturze 37 °C i przy stałym mieszaniu. Czas do wystąpienia agregacji dla insuliny w PBS wyniósł 20 ± 4 h (średnia ± SD, próg agregacji 750 000 AFU). Dane przedstawiono jako średnią z n = 4 powtórzeń eksperymentalnych (AFU, arbitralne jednostki fluorescencji). Rycina została zaadaptowana z pracy Meis et al.38 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/62234/62234fig4v2large.jpg" target="_blank">Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.</a>
<img alt="Porównanie wzrostu komórek z RGD. Mikroskopia fluorescencyjna i wykres liczby komórek w czasie." class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/62234/62234fig5v2.jpg" data-altupdatedat="1788304762000" data-alt="Rycina 5"> 
Rycina 5: Żywotność komórek i osiadanie komórek w hydrożelach PNP. (a,b) Badania żywotności komórek w hydrożelach PNP z ludzkimi mezenchymalnymi komórkami macierzystymi (hMSCs). (a) Reprezentatywne obrazy żywotnych hMSCs w hydrożelach PNP 1:5 z i bez sprzężonego z NP PEG-PLA adhezyjnego motywu arginino-glicyno-kwasu asparaginowego (RGD). hMSCs barwiono kalceiną przez 30 min przed obrazowaniem konfokalnym. Pasek skali oznacza 100 µm. (b) Żywotność komórek w dniu 6, zdefiniowana jako liczba komórek fluorescencyjnych na obrazie w stosunku do liczby komórek fluorescencyjnych w dniu 1 (dane przedstawiono jako średnia ± SD; n = 3). (c,d) Eksperymenty dotyczące enkapsulacji i osiadania komórek hMSCs. (c) Obrazy maksymalnej intensywności hMSCs barwionych calcein AM, enkapsulowanych w hydrożelu PNP 1:1 (górny rząd) i hydrożelu PNP 1:5 (dolny rząd) w czasie 4 h w celu ilościowego określenia osiadania komórek. Pasek skali oznacza 1 mm. (d) Średnia pozioma intensywność pikseli hMSCs wzdłuż profilu pionowego hydrożelu. Rycina została zaadaptowana z Grosskopf et al.28 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/62234/62234fig5v2large.jpg" target="_blank">Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.</a>

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

These methods describe how to formulate injectable, supramolecular polymer-nanoparticle (PNP) hydrogels for&#160;use as biomaterials. PNP hydrogels are ...

Nasz protokół ułatwia formułowanie hydrożeli polimerowo-nanocząsteczkowych do stosowania jako biomateriały. Mamy nadzieję, że naukowcy opracują ten materiał do zastosowań translacyjnych i zgłębienia podstawowych zagadnień biologicznych. Hydrożele PNP są łatwo wstrzykiwane przez igły i cewniki o małej średnicy, ale szybko samoleczą się po wstrzyknięciu.Pozwala to na nieinwazyjne, kontrolowane dostarczanie leków i komórek przez długi czas. Technologia ta przesuwa granice terapii miejscowej i przedłużonego uwalniania leków, co ma implikacje dla szerokich schorzeń, od raka, przez regenerację tkanek, po bierną immunizację. Aby zsyntetyzować nanocząstki przez nanostrącanie, dodaj 50 miligramów polimeru PEG-PLA do ośmiomililitrowej szklanej fiolki scyntylacyjnej i dodaj jeden mililitr acetonitrylu do fiolki.Wir do całkowitego rozpuszczenia. Następnie dodaj 10 mililitrów ultra czystej wody do 20-mililitrowej szklanej fiolki scyntylacyjnej z małym mieszadłem i umieść fiolkę na płytce mieszającej ustawionej na 600 obrotów na minutę. Użyj pipety o pojemności 200 mikrolitrów, aby dodać kroplami jeden mililitr roztworu rozpuszczalnika polimerowego do fiolki z wodą.Nanocząstki typu rdzeń-powłoka powstaną, gdy roztwór rozpuszczalnika polimerowego zostanie szybko zdyspersjonowany w wodzie. Sprawdź wielkość cząstek za pomocą dynamicznego rozpraszania światła zgodnie ze standardowymi protokołami. Następnie przenieś roztwór nanocząstek do odśrodkowej jednostki filtrującej, aby stężyć roztwór do mniej niż 250 mikrolitrów i ponownie zawiesić nanocząstki w odpowiednim buforze.Aby przygotować hydrożel, dodaj 333 miligramy 6% roztworu podstawowego HPMC-C12 do jednomililitrowej strzykawki Luer lock i dodaj 500 mikrolitrów 20% roztworu podstawowego nanocząstek i 167 mikrolitrów PBS do ośmiomililitrowej fiolki. Po wymieszaniu za pomocą igły napełnić kolejną mililitrową strzykawkę Luer lock rozcieńczonym roztworem nanocząsteczek i podłączyć obie strzykawki do miksera łokciowego. Mieszać oba roztwory przez około 60 cykli, aż utworzy się jednorodny, nieprzezroczysty biały materiał hydrożelowy.Aby zmierzyć właściwości reologiczne sformułowanego hydrożelu, należy wstrzyknąć odpowiednią objętość hydrożelu zgodnie z wybraną szczeliną geometryczną do środka ząbkowanej płytki reometru i zastosować testy oscylacyjne i przepływowe w celu zmierzenia właściwości mechanicznych próbki. Aby scharakteryzować uwalnianie leku z hydrożelu, najpierw przygotuj szklane kapilary, używając żywicy epoksydowej do uszczelnienia jednego końca każdej tubki. Gdy żywica epoksydowa stwardnieje, użyj czterocalowej igły podskórnej o rozmiarze 22, aby wstrzyknąć od 100 do 200 mikrolitrów hydrożelu do co najmniej trzech probówek na próbkę i ostrożnie dodaj od 200 do 300 mikrolitrów PBS na każdą objętość hydrożelu.W odpowiednich punktach czasowych, zgodnie z przewidywaną skalą czasową uwalniania leku, za pomocą igły ostrożnie usuń PBS z każdej kapilary bez naruszania powierzchni hydrożelu i dodaj nową objętość PBS. Po zakończeniu badania należy przeanalizować zebrane podwielokrotności PBS za pomocą odpowiedniej metody, aby określić ilościowo ilość leku uwalnianego w każdym punkcie czasowym. Aby scharakteryzować stabilność termiczną insuliny w kapsułkach żelowych, należy załadować zarówno insulinę, jak i tioflawinę T do hydrożelu, jak pokazano, i użyć igły o rozmiarze 21 do wstrzyknięcia 200 mikrolitrów ładunku i sondy załadowanej hydrożelem do co najmniej trzech dołków czarnej 96-dołkowej płytki na próbkę.Następnie uszczelnij płytkę optycznie przezroczystą uszczelką samoprzylepną, aby zapobiec parowaniu i włóż płytkę do czytnika płytek wyposażonego w kontrolę temperatury, potrząsanie i programowanie odczytu kinetycznego. Aby ocenić żywotność komórek w kapsułkach z hydrożelem, użyj igły o rozmiarze 21 do wstrzyknięcia 150 mikrolitrów hydrożelu zawierającego odpowiednie stężenie komórek do każdej z trzech studzienek na próbkę na przezroczystej płytce 96-dołkowej z przezroczystym dnem i dodaj 100 mikrolitrów odpowiedniej pożywki komórkowej do każdej objętości hydrożelu. W pierwszym dniu hodowli zastąpić supernatant na każdym hydrożelu w odpowiednim punkcie czasowym dla każdej grupy próbek 50 mikrolitrami dwumilimolowego roztworu kalceiny AM.Po 30 minutach inkubacji zobrazuj środek każdej studzienki za pomocą mikroskopii konfokalnej. Aby ocenić zdolność zamkniętych komórek do osadzania się w strzykawce przed wstrzyknięciem, należy rozcieńczyć interesujące komórki do jednego razy 10 do sześciu komórek na mililitr w stężeniu PBS i wybarwić komórki 50 mikrolitrami dwumilimolowej kalceiny AM przez 10 minut w temperaturze pokojowej. Pod koniec inkubacji wymieszać komórki z 500 do 700 mikrolitrami hydrożelu, jak pokazano, i użyć igły o rozmiarze 21, aby wstrzyknąć od 100 do 200 mikrolitrów komórki zawierającej hydrożel na dno co najmniej jednej kuwety na próbkę.Następnie zobrazuj kuwety leżące płasko na boku na stoliku mikroskopu konfokalnego natychmiast po wstrzyknięciu oraz po jednej i czterech godzinach po wysianiu, aby zaobserwować, czy komórki osiadły w hydrożelu, czy też pozostały zawieszone. Zdolność żelu do rozrzedzania i samonaprawy przy ścinaniu można zaobserwować odpowiednio za pomocą protokołów zamiatania przepływu i ścinania krokowego. Charakterystyka modułów magazynowania i strat za pomocą eksperymentu oscylacyjnego przemiatania częstotliwości ścinania w liniowym reżimie lepkosprężystym w zakresach częstotliwości od 0,1 do 100 radianów na sekundę ujawnia właściwości podobne do ciała stałego.Zazwyczaj nie powinno dochodzić do krzyżowania modułów magazynowania i strat ścinania obserwowanych przy niskich częstotliwościach w przypadku sztywniejszych preparatów, podczas gdy w przypadku słabszych preparatów hydrożelowych można spodziewać się zdarzeń krzyżowania. Zróżnicowanie zawartości polimerów w hydrożelach PNP może mieć bezpośredni wpływ na dyfuzję ładunku przez sieć polimerową i szybkość uwalniania z materiałów. Hydrożele PNP mogą również stabilizować ładunek, który jest podatny na niestabilność termiczną, znacznie wydłużając okres przydatności do spożycia i zmniejszając zależność od przechowywania i dystrybucji w łańcuchu chłodniczym.Włączenie motywów integrynowych może być przydatne w adaptacji hydrożeli PNP do terapii komórkowych. Zamknięte w kapsułkach komórki mogą być znakowane fluorescencyjnie, aby ułatwić ich wizualizację i kwantyfikację. Na przykład preparaty pozbawione miejsc adhezji będą miały niską żywotność komórek, ponieważ komórki otorbione nie proliferują w porównaniu z komórkami zamkniętymi w kapsułkach i preparatami z motywami adhezyjnymi, takimi jak RGD.Wciąż badamy, w jaki sposób zmiany w recepturze wpływają na charakterystykę reologiczną i siatkę dynamiczną matrycy polimerowej. Używamy również FRAP do badania dyfuzji cząsteczek w hydrożelu. Materiały te mogą być wykorzystane do zadawania nowych biologicznych pytań o to, jak długotrwałe dostarczanie może wpływać na dostarczanie leków, opracowywanie szczepionek lub immunoterapię nowotworów.

injectable-supramolecular-polymer-nanoparticle-hydrogels-for-cell

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

Niniejszy artykuł opisuje metodę nanoprecypitacji do syntezy nanocząsteczek polimerowych z wykorzystaniem kopolimerów diblokowych. Omówimy syntezę kopolimerów diblokowych, technikę nanoprecypitacji oraz potencjalne zastosowania.

Formułowanie diblokowych nanocząstek polimerowych za pomocą techniki nanoprecypitacji

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 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

Przygotowano rusztowanie do wstrzykiwań inżynierii tkankowej składające się z mikrocząsteczek poli(N-izopropylacrylamidu)-siarczanu chondroityny (PNIPAAm-g-CS)-zawierającego poli(N-izopropylacrylamid). W tym badaniu analizowana jest siła adhezji, właściwości pęcznienia i biokompatybilność in vitro. Opracowane tutaj techniki charakterystyki mogą mieć zastosowanie do innych systemów termożelowania.

Synteza termożelujących kompozytów siarczanowych poli(N-izopropylacyloamidu)-grafto-chondroityny z mikrocząstkami alginianowymi dla inżynierii tkankowej

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

Ten artykuł opisuje proces dostrajania rozmiaru i gęstości sieciowania kowalencyjnie usieciowanych nanocząstek z liniowych poliestrów zawierających funkcjonalność wisiorka. Dostosowując parametry syntezy (masa cząsteczkowa polimeru, włączenie funkcjonalności wisiorka i równoważniki środków sieciujących), można osiągnąć pożądany rozmiar nanocząstek i gęstość usieciowania do zastosowań związanych z dostarczaniem leków.

Przestrajalność nanogąbek pod względem wielkości i gęstości usieciowania

Tutaj opisujemy łatwe przygotowanie hydrożeli iniekcyjnych na bazie chitozanu przy użyciu dynamicznej chemii iminowej. Przedstawiono metody regulacji wytrzymałości mechanicznej hydrożelu i jego zastosowania w hodowli komórkowej 3D.

Przygotowanie hydrożeli iniekcyjnych na bazie chitozanu i jego zastosowanie w hodowli komórkowej 3D

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

Ta praca opisuje proste, elastyczne i tanie metody wytwarzania mikrożeli z fragmentacją ekstruzji, przetwarzania mikrożeli na granulowane hydrożele do wstrzykiwania i stosowania granulowanych hydrożeli jako farb drukarskich do zastosowań biomedycznych.

Fragmentacja hydrożeli luzem i przetwarzanie na granulowane hydrożele do zastosowań biomedycznych

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

Poznaj metodę formułowania hydrożeli polimerowo-nanocząsteczkowych do wstrzykiwań w celu dostarczania leków i komórek. Technika ta umożliwia nieinwazyjne uwalnianie terapeutyków z zastosowaniem w terapii nowotworowej i regeneracji tkanek.

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

Przeglądaj więcej filmów