Summary
Vi presenterar en enkel metod för att tillverka en biologiskt nedbrytbar gelatinbaserat läkemedelsfrisättnings plattform som är magneto-värmekänsligt. Detta uppnåddes genom att införliva superparajärnoxidnanopartiklar och poly (N-isopropylacrylamide- co akrylamid) inom ett sfäriskt gelatinmikro nätverk tvärbunden med genipin, i samband med ett alternerande magnetfält ansökningssystemet.
Abstract
Magnetiskt responsiva nano / mikro-engineered biomaterial som möjliggör en hårt kontrollerad, on-demand drug delivery har utvecklats som nya typer av smarta mjuka anordningar för biomedicinska tillämpningar. Även om ett antal av magnetrespons drug delivery system har visat verkningsgraderna genom antingen in vitro bevis för konceptstudier eller in vivo prekliniska applikationer, är deras användning i kliniska situationer fortfarande begränsas av deras otillräckliga biokompatibilitet eller nedbrytbarhet. Dessutom har många av de befintliga plattformarna beroende av sofistikerade tekniker för sina påhitt. Vi visade nyligen tillverkning av biologiskt nedbrytbara, gelatinbaserat värmekänslig mikrogel genom att fysiskt infånga poly (N-isopropylacrylamide- co -akrylamid) kedjor som en mindre komponent inom ett tredimensionellt gelatin nätverk. I denna studie presenterar vi en enkel metod för att tillverka en biologiskt nedbrytbar läkemedelsfrisättnings plattform som möjliggör en magneto-thermally utlöst frisättning av läkemedel. Detta uppnåddes genom att införliva superparajärnoxidnanopartiklar och värmekänslig polymerer inom gelatinbaserade kolloidala mikrogeler, i samband med ett alternerande magnetfält ansökningssystemet.
Introduction
Stimuli-responsiva drug delivery system som möjliggör en hårt kontrollerad läkemedelstillförsel som svar på antingen endogena eller exogena stimuli (t ex., Temperatur eller pH) har undersökts som nya typer av smarta mjuka anordningar för läkemedelstillförsel. Mikroskala hydrogeler har använts i stor utsträckning används som en drog leveransplattform genom att de ger kontrollerbara och hållbara läkemedelsfrisättningsprofiler samt avstämbara kemiska och mekaniska egenskaper 1-3. I synnerhet kolloidala mikrogeler uppvisar många fördelar som ett fordon för läkemedelstillförsel på grund av deras snabba respons på yttre stimuli och lämplig inmatnings lokal vävnad i ett minimalt invasiva sätt 4. Poly (N-isopropylakrylamid) (pNIPAM) eller dess sampolymerer har fått stor spridning i syntes värmekänslig mikrogeler genom ympning pNIPAM med biologiskt nedbrytbara / biokompatibla polymerer inklusive gelatin, chitosan, alginat syra, eller hyaluronsyra 5,6, I vilken en fasövergång karakteristisk för pNIPAM vid dess lägre kritiska lösningstemperaturen (LCST) kan användas som en trigger för läkemedelsfrisättning 7. Vi visade nyligen en tillverkning av biologiskt nedbrytbar, gelatin-baserade värmekänslig mikrogel genom att införliva poly (N-isopropylacrylamide- co akrylamid) [p (NIPAM- co -AAm)] kedjor som en mindre komponent inom tredimensionella gelatin nätverk 8. Gelatin / p (NIPAM- co -AAm) mikrogel uppvisade en avstämbar avsvällning för temperaturökning, som är positivt korrelerad till frisättning av bovint serumalbumin (BSA).
Under de senaste åren har det ökat insatserna för att utveckla en magnetiskt mottaglig drug delivery plattform som kan utlösa frisättningen av läkemedlet i en on-demand mode 9,10. Grundprincipen för syntes av magnetiskt känslig läkemedelsleveransplattform utnyttjar egenskap hos superparananopartiklar (MNP) för att generera värme när de får en högfrekvent alternerande magnetfält (AMF), som triggar en temperaturkänslig läkemedelsfrisättning. Detta håller löftet för framtida kliniska tillämpningar inom det här systemet kan rikta djupt in i vävnaden, kan en icke-invasiv och fjärr kontrollerad läkemedelsdosering och kan kombineras med hypertermi behandling och magnetresonanssystem 10-12. Sådana plattformar inkluderar: (1) MNP / pNIPAM hybrid mikrogelpartiklar 13-15 och (2) makroskopiska hydrogel ställningar inkorporerande immobiliserade MNP 16-18. De pNIPAM-baserade mikrogelpartiklar plattformar visade en fint-avstämbar volym fasövergång mottaglighet för magneto-thermal stimuli. Emellertid förlitar de sig fortfarande på komplexa och sofistikerade tekniker i tillverkningen och användningen av pNIPAM polymerer med en hög halt kan potentiellt cytotoxisk mot celler 19, vilket kan begränsa deras in vivo applikationer. De makroskopiska byggnadsställningar uppvisar en relativly långsamma reaktion på yttre stimuli och kräver en invasiv kirurgisk transplantation jämfört med kolloidalt mikrogeler.
Vatten-i-olja-emulgering har varit standardmetoden för att producera submillimeter eller mikrometerstora gelpartiklar 20. Vid vatten-olja-gränssnittet av emulsionen, bildar mikrogel partikel en sfärisk form på grund av minimeringen av ytenergin hos vattendroppen under mekanisk skjuvkraft. Denna metod medger framställning av en stor mängd av vattenhaltiga sfäriska gel droppar i en enkel tillverkningsprocedur och har med framgång antagits för tillverkning av gelatinbaserade mikrogeler för läkemedelsleveranstillämpningar 21-23.
Här presenterar vi en enkel metod för att syntetisera en magnetothermally responsiva gelatinbaserade mikrogeler för läkemedelsavgivning applicering genom användning av vatten-i-olja-emulgering metoden. Detta uppnåddes genom att fysiskt innehåller järnoxid MNP och p (NIPAM- co -AAm) kedjor som en mindre komponent inom ett sfäriskt mikrogelatin nätverk som är kovalent tvärbunden med en naturligt härledda tvärbindare genipin, i samband med en högfrekvent alternerande magnetfält (AMF) ansökningssystemet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Obs: Den övergripande processen för tillverkning av magnetiska fältkänsliga gelatin mikrogeler visas i figur 1A.
1. framställning av lösningar och suspensioner
- Förbereda en tvärbindare genipin (1% vikt / volym) lösning genom upplösning av 20 mg av genipin i 2 ml fosfatbuffrad saltlösning (1x PBS; pH 7,4). Vortex lösningen och häll i en 50 ° C vattenbad under 2 timmar för fullständig upplösning av lösningen.
- Bered en lösning av ytaktivt medel genom att lösa upp 20 mg poly (etylenglykol) -poly (propylen-glykol) -poly (etylenglykol) (Mw = 2900 Da; kallad L64) i 200 ml PBS för att vara vid koncentrationen 100 ppm.
- Bered en 15% (vikt / volym) gelatinlösning genom upplösning av 64,5 mg gelatin i 0,43 ml PBS. Vortex lösningen och placera den på vattenbad vid 37 ° C tills den når en sol fas, där lösningen blir fluid. Sedan virvel gelatinlösningen 2 - 3 gånger för att säkerställa the homogenitet provet.
- Framställning av p (NIPAM- co -AAm) / MNP lösning med en modell läkemedel (BSA):
- Dispergera 10,75 mg hydrofil MNP i 0,43 ml PBS och sedan lösa upp 12,9 mg p (NIPAM- co -AAm) i MNP suspensionen för att göra den koncentration vid 3% (vikt / volym). Den ökade koncentrationen av p (NIPAM- co -AAm) kan användas för att uppnå en ökad avsvällning beteende mikrogeler.
- Använda Texas-Red konjugerad bovinserumalbumin (TR-BSA; M ^ ~ 66 kDa) som ett modelläkemedel. Lös upp 0,5 mg av TR-BSA i blandningen av p (NIPAM- co -AAm) / MNP.
- Framställa blandningar av gelatin / p (NIPAM- co -AAm) / MNP / BSA-lösning (0,86 ml) genom att tillsätta blandningen av p (NIPAM- co -AAm) / MNP (0,43 ml) i gelatinlösning (0,43 ml) och sedan noggrant virvel dem att göra en homogen blandning. Sålunda är de koncentrationer av polymerer och MNP blir hälften av de ursprungliga koncentrationerna i den slutliga blandningen.
- Häll 15 ml silikonolja [polydimetylsiloxan (viskositet 350 cSt)] i en ren och steril bägare.
- Omedelbart lägga till pre-framställda vattenhaltiga blandningar av gelatin / p (NIPAM- co -AAm) / MNP / BSA-lösning (0,86 ml) i silikonolja och emulgera den vattenhaltiga blandningen i oljefasen genom omröring med en magnetisk omrörarstav vid 900 rpm vid 30 ° C under 30 min.
3. Gelning och överföring av mikrodroppar till en vattenlösning
- Emulsionen överfördes (~ 16 ml) från bägaren på en 50 ml-rör.
- Kyla ned rör under 10 min vid 4 ° C under gelning av mikrodropparna i oljan.
- Fyll röret med det färdiga L64 lösning (vid 4 ° C) upp till 50 ml och kraftfullt skaka röret. Det kan vara möjligt att en del av L64 tensider skulle ligga inom mikrogeler.
- Centrifugera röret i 20 min vid 2300 xg vid 4 ° C.
- Regularly kontrollerar förekomsten av pelleten av gelpartiklar på sidan av röret. Om partiklarna inte uppfattas, centrifugera under ytterligare 20 minuter vid samma hastighet och temperatur. Fortsätt till försiktigt bort supernatanten utan att störa pelleten som bildas på den inre väggen av röret.
- Upprepa steg (3,3) till (3,5) en gång mer. Varje gång, överföra provet till ett nytt rör för att undvika införandet av eventuella oljedroppar i mikrogelen suspensionen. Efter detta steg, se till att ytaktiva ämnen eller små oljedroppar inte är närvarande i provet suspensionen. Emellertid kan de upprepade separationssteg leda till förlust av utgångsmaterial.
4. Kovalent Tvärbindning av de Mikrogeler
- Tillsätt 2 ml av genipin lösning (framställd i avsnitt 1) till pelleten av gelpartiklar och blanda dem väl genom att vortexa lösningen.
- Snabbt överföra röret av suspensionen i vattenbad vid 23 ° C för att initiera en kovalent tvärbindningsreaktion under en des(. t.ex. 5-120 min) ired tvärbindnings tid.
- Efter tvärbindning, omedelbart ta bort allt onödigt tvärbindare genom att kasta den genipin lösning, återsuspendering mikrogelerna i PBS, och centrifugera röret i 20 minuter vid 2300 xg (4 ° C). Om det behövs, försiktigt bryta isär bildade pellets med en pipettspets. Detta tvättningssteg kan upprepas upp till 3 gånger om genipin fortfarande kvar i lösningen.
- Kassera supernatanten och resuspendera mikrogeler i PBS vid en önskad densitet (t ex., 5 × 10 6 mikrogeler / ml) genom att räkna antalet med en hemocytometer.
- För mikroskopiska observationer, ladda mikrogelen suspensionen i utrymmet mellan ett objektglas och ett täckglas och försegla gränsen av locket glida med epoxiharts.
5. Tillämpning av alternerande magnetfält för Trigg Drug Release
- Placera röret med önskad koncentration av mikrogeler i vattenhaltiga medier ikammaren av magnetspolar. Vid behov in en fiberoptisk temperaturgivare i röret för att kontrollera temperaturen ändring av media under tillämpningen av AMF.
- Applicera hög frekvens (> 100 kHz) AMF vid en definierad fältstyrka (> 5 kA / m) och för en viss tid. Efter appliceringen av AMF, centrifugprovröret under 20 min vid 2273 xg (4 ° C) och samla supernatanten för att kvantifiera mängden av TR-BSA frigörs från mikrogel till de omgivande media med hjälp av spektrofotometri. Exciterings- och emissionsvåglängder för Texas Red är 584 nm och 612 nm, respektive.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
När protokollet utförs korrekt, bör fabricerade mikrogeler uppvisar en väldefinierad sfärisk morfologi och kolloidalt dispergerbarhet med diametrar i intervallet mellan 5 pm till 20 pm (Figur 1B och C). Antingen fluorescerande MNP eller fluorescerande BSA kan användas för att bekräfta om MNP eller droger (BSA i denna studie) är korrekt inkapslade i mikrogelen (figur 1D). De tillverkade mikrogeler kan vara stabil och förvarades vid 4 ° C i upp till fyra veckor i avsaknad av enzymatiskt nedbrytande ämnen inklusive kollagenas. Införlivandet av p (NIPAM- co -AAm) i gelatin mikrogelen gör att den kan uppvisa en temperaturberoende volymförändring (figur 2A), i vilken den ökning av temperaturen hos mediet från 22 ° C till 42 ° C resulterade i den avsvällning av gelatin mikrogeler som innehåller p (NIPAM- co -AAm) med ~ 40%i volym, i motsats till endast ~ 10% volymförändring för gelatin mikrogel utan p (NIPAM- co -AAm) (Figur 2B). Omfattningen av avsvällning av gelatinet / p (NIPAM- co -AAm) mikrogeler kan avstämmas som funktioner av den tvärbindningsgraden av gelatinet matrisen och koncentrationen av p (NIPAM- co -AAm) 8.
Om MNP verkligen tas i gelatin / p (NIPAM-sam-AAm) mikrogel, bör mikrogelen uppleva en temperaturökning i gelén vid anbringande av en lämplig AMF, vilket kan inducera en ökning av lösningens temperatur samt. I denna studie, att tillämpa en kort exponering av AMF (10 min) vid en magnetisk fältstyrka av 20 kA / m gav gradvisa ökningar i temperaturen med 10 ° C (från 20 ° C till 30 ° C) i media ( Figur 2C). Det förväntas att den verkliga temperaturökningen inom mikrogelen skulle be mycket högre än den som observerades i media, eftersom matrisen av mikrogelen kan hindra värmeavledning till omgivningen. Omfattningen av TR-BSA frisättningen av gelatin / p (NIPAM- co -AAm) / MNP uppmättes till ~ 35%, medan TR-BSA frisättningen av gelatin / MNP mikrogel utan införliva p (NIPAM- co -AAm) var signifikant låg på ~ 10% (figur 2D). Därmed våra resultat tyder på att frisättningen av BSA som svar på AMF ansökan inducerades genom avsvällning av gelatin / p (NIPAM- co -AAm) / MNP mikrogel, associerad med krympning av p (NIPAM- co -AAm) polymerkedjor inom mikrogelen (Figur 3). Eftersom omfattningen av mikrogel avsvällning är proportionell mot både graden av temperaturökning och koncentration av p (NIPAM- co -AAm) 8, till en strategi öka antingen mängden av MNP 24 eller p (NIPAM- co -AAm) 8 i steg 1 i protokollet avsnitt kan leda till ökad frisättning o f BSA vid en given fältstyrka och frekvens av AMF ansökan.
Figur 1. Beredning av gelatin Hybrid Mikrogeler. (A) Schematisk översikt av framställningen av magnetiskt påverkbara mikrogeler. (B) Fas kontrast mikroskopisk bild av en kolloidal suspension av magneto svarar mikrogeler som innehåller superparananopartiklar (MNP) och värmekänslig p (NIPAM- co -AAm) kedjor. Skalstreck = 50 | im. (C) Differential interferenskontrast (DIC) bilden av en enda mikrogel. Skalstreck = 5 | j, m. (D) Fluorescens mikroskopisk bild av den inre mikrogel inkapslande TR-BSA. Fluorescenssignaler i bilden är från TR-BSA. Skalstreck = 5 | j, m.k "> Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 2. värmekänslig avsvällning Beteende och BSA Release av gelatin Hybrid Mikrogeler. (A) representant DIC bilder som visar avsvällning av gelatin / p (NIPAM- co -AAm) mikrogel induceras av temperaturökning från 22 ° C till 42 ° C Denna siffra har ändrats från referens [8]. (B) Jämförelse av avsvällning förhållandet (slutlig volym / ursprungliga volymen) av de rena gelatin mikrogeler och gelatin mikrogeler inbäddning p (NIPAM- co -AAm) kedjor som svar på temperaturökning från 22 ° C till 42 ° C Denna siffra har ändrats från referens [8]. (C) Förändringar i omgivningstemperaturen i media under AMF ansökan (vid fältstyrka på 20kA / m och vid MERFREKV ency av 2,1 MHz). (D) Frigörandet av TR-BSA (%) som svar på AMF (20 kA / m vid 2,1 MHz) ansökan om 10 minuter. Omfattningen av TR-BSA-frisättning från mikrogeler kvantifierades genom mätning av förhållandet av fluorescensintensiteten hos TR-BSA, i media av mikrogeler lösning efter AMF stimulans, till total fluorescensintensiteten för TR-BSA inom microgles före AMF stimulus vid 22 ° C med hjälp av en spektrofotometer *. p <0,05 mellan grupperna klicka god här för att se en större version av denna siffra.
Figur 3. en schematisk illustration av den potentiella mekanismen med vilken Gelatin / p (NIPAM-sam-AAm) / MNP mikrogel släpper Droger som svar på AMF Application."_blank"> Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Den teknik som beskrivs här visar en proof of concept på användningen av nanopartiklar-mikrogelpartiklar hybrider för magneto-termiskt triggad frisättning av läkemedel. Detta uppnåddes genom att fysiskt infånga MNP och p (NIPAM- co -AAm) kedjor inom en mikro tredimensionellt gelatin nätverk tvärbunden genom genipin. Magnetfältet svarande plattformen var tillräcklig för att alstra värme i mikrogelen som svar på en på avstånd tillämpas AMF, som i sin tur utlöses frisättningen av ett modelläkemedel, BSA.
En strategi för att bädda in både MNP och p (NIPAM- co -AAm) tycks vara avgörande för att uppnå en önskad frisättning av läkemedel från gelatin mikrogelen, eftersom omfattningen av BSA frisättningen av gelatin / MNP mikrogel i frånvaro av p (NIPAM- co -AAm) var betydligt lägre än den från mikrogel som innehåller p (NIPAM- co -AAm), även om omfattningen av temperaturökningen till AMF ansökan var liknande i båda typerna av mikrogeler (Figur 2C och 2D). Vi visade att avsvällning beteendet hos gelatin / p (NIPAM- co -AAm) mikrogel induceras genom krympningen av p (NIPAM- co -AAm) polymerkedjor som svar på en ökning i temperatur; Dessutom avsvällning beteende positivt korrelerar med graden av läkemedelsfrisättning från mikrogelen 8. Sammantaget stöder detta att krympningen av p (NIPAM- co -AAm) på grund av MNP uppvärmning kan vara den främsta drivkraften för BSA frisättningen av gelatin / p (NIPAM- co -AAm) / MNP mikrogeler.
Vi rapporterade tidigare att tillämpningen av en hög frekvens AMF till MNP skulle kunna utlösa ökning av temperaturen på ytan av MNP på ett sätt som är proportionellt mot storleken på AMF styrka och koncentrationer av MNP 25. Det har visats att AMF hållfasthet av 5-30 kA / m är tillräcklig för att inducera en lämplig uppvärmning på ytan av MNP 9,25,26. Således, omfattningen av läkemedels relminska från gelatin / p (NIPAM-sam-AAm) / kan MNP mikrogel ställas in genom att på lämpligt föränderliga parametrar, bland annat mängden p (NIPAM-sam-AAm), tvärbindnings tid, mängden MNP, och AMF parametrar (fält intensitet, frekvens och varaktighet av exponering).
I våra protokoll för att tillverka magnetovärmekänsligt mikrogeler, är det mest kritiska steget den kovalenta tvärbindningen av gelatin gelpartiklar i genipin lösning. Noggrann kontroll av tvärbindnings tid och temperatur, samt behålla homogenitet mikrogelen suspensionen i genipin lösning, krävs för att uppnå önskad gel elasticitet, vilket kan påverka mikrogelen responsivitet. Efter tvärbindning, är att avlägsna oreagerade genipin molekyler också ett viktigt steg.
Gelatinet har visat sig vara biokompatibla med låg immunogenicitet och enzymatiskt nedbrytbara 8,27. Den kemiska tvärbindningsmedel, genipin har ansetts vara giftfria <sup> 28. Sålunda kan vår gelatin-baserade läkemedlet leveransplattform som uppvisar egenskaper hos magnetiska responsivitet och lämplig nedbrytbarhet erbjuda ett användbart verktyg för tissue engineering applikation som en on-demand läkemedelsbärare.
Det bör dock även noteras att det nuvarande protokollet har begränsningar. Först, mikrogelerna gjorda av vatten-i-olja-emulgeringsmetod i allmänhet uppvisar en polydispersitet, vilket kan resultera i heterogenitet i inkapsling av läkemedel och MNP bland partiklar. Mikrofluidik kan vara ett bra alternativ för att övervinna denna begränsning 29. För det andra har det nuvarande systemet för läkemedelsleverans fortfarande en begränsning att det måste användas vid en kroppstemperatur på 37 C på grund av en liten grad av avsvällning karakteristik vid den temperatur, som sammanhänger med ett relativt lågt värde av LCST (~ 34 C) för poly (NIPAM- co -AAm) polymer som användes i denna studie. Användningen av termoresponsiva polymer som kan uppvisa en högre LCST kan övervinna this fråga 30.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Acknowledgments
Denna studie stöddes av Farris Family Innovation Award och NIH 1R01NR015674-01 till MK. Författarna tackar Josep Nayfach (Qteris, Inc) för att åstadkomma en elektromagnetisk generatorsystem liksom hans teknisk konsultation. Författarna tackar också Huan Yan (LCI & Chemical Physics tvärvetenskapligt program, Kent State University) för hennes tekniska assistenter.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Gelatin | Sigma-Aldrich, MO, USA | G2500 | Gelatin type A, porcine skin |
| poly(N-isopropylacrylamide-co-acrylamide) | Sigma-Aldrich, MO, USA | 738727 | MW = 20,000, LCST = 34 - 38 °C |
| Silicone oil | Sigma-Aldrich, MO, USA | 378372 | Viscosity 350 cSt |
| Pluoronic L64 | Sigma-Aldrich, MO, USA | 435449 | poly(ethylene glycol)-block-poly(propylene glycol)-block-poly(ethylene glycol) |
| genipin | TimTec LLC, DE, USA | ST080860 | MW = 226.23 |
| Magnetic nanoparticles (MNPs) | Micromod Inc, Germany | 79-00-102 | nanomag-D-spio, 100 nm |
| TR-BSA | Life Technologies, NY USA | A23017 | Albumin from Bovine Serum (BSA), Texas Red conjugate |
References
- Langer, R. Biomaterials in drug delivery and tissue engineering: one laboratory's experience. Acc. Chem. Res. 33, 94-101 (2000).
- Rivest, C. M., Morrison, D., Ni, B., Rubib, J., Yadav, V., Mahdavi, A., Karp, J., Khademhosseini, A. Microscale hydrogels for medicine and biology: synthesis, characteristics and applications. J Mech Mater Struct. 2, 1103-1119 (2007).
- Kawaguchi, H. Thermoresponsive microhydrogels: preparation, properties and applications. Polym. Int. 63, 925-932 (2014).
- Vinogradov, S. V. Colloidal microgels in drug delivery applications. Curr. Pharm. Des. 12, 4703-4712 (2006).
- Liechty, W. B., Kryscio, D. R., Slaughter, B. V., Peppas, N. A. Polymers for drug delivery systems. Annu Rev Chem Biomol Eng. 1, 149-173 (2010).
- Kumari, A., Yadav, S. K., Yadav, S. C. Biodegradable polymeric nanoparticles based drug delivery systems. Colloids Surf. B Biointerfaces. 75, 1-18 (2010).
- Shibayama, M., Tanaka, T. Volume Phase-Transition and Related Phenomena of Polymer Gels. Adv Polym Sci. 109, 1-62 (1993).
- Sung, B., Kim, C., Kim, M. H. Biodegradable colloidal microgels with tunable thermosensitive volume phase transitions for controllable drug delivery. J Colloid Interface Sci. 450, 26-33 (2015).
- Kumar, C. S., Mohammad, F. Magnetic nanomaterials for hyperthermia-based therapy and controlled drug delivery. Adv. Drug Deliv. Rev. 63, 789-808 (2011).
- Mura, S., Nicolas, J., Couvreur, P. Stimuli-responsive nanocarriers for drug delivery. Nat. Mater. 12, 991-1003 (2013).
- Kong, S. D., et al. Magnetic field activated lipid-polymer hybrid nanoparticles for stimuli-responsive drug release. Acta biomaterialia. 9, 5447-5452 (2013).
- Hayashi, K., et al. Magnetically responsive smart nanoparticles for cancer treatment with a combination of magnetic hyperthermia and remote-control drug release. Theranostics. 8, 834-844 (2014).
- Suzuki, D., Kawaguchi, H. Stimuli-sensitive core/shell template particles for immobilizing inorganic nanoparticles in the core. Colloid Polym Sci. 284, 1443-1451 (2006).
- Bhattacharya, S., Eckert, F., Boyko, V., Pich, A. Temperature-, pH-, and magnetic-field-sensitive hybrid microgels. Small. 3, 650-657 (2007).
- Wong, J. E., Gaharwar, A. K., Muller-Schulte, D., Bahadur, D., Richtering, W. Dual-stimuli responsive PNiPAM microgel achieved via layer-by-layer assembly: Magnetic and thermoresponsive. J Colloid Interf Sci. 324, 47-54 (2008).
- Zhao, X., et al. Active scaffolds for on-demand drug and cell delivery. Proc. Natl. Acad. Sci. U.S.A. 108, 67-72 (2011).
- Xu, F., et al. Release of magnetic nanoparticles from cell-encapsulating biodegradable nanobiomaterials. ACS nano. 6, 6640-6649 (2012).
- Li, Y. H., et al. Magnetic Hydrogels and Their Potential Biomedical Applications. Adv Funct Mater. 23, 660-672 (2013).
- Cooperstein, M. A., Canavan, H. E. Assessment of cytotoxicity of (N-isopropyl acrylamide) and poly(N-isopropyl acrylamide)-coated surfaces. Biointerphases. 8, 19 (2013).
- Jorgensen, L., Moeller, E. H., van de Weert, M., Nielsen, H. M., Frokjaer, S. Preparing and evaluating delivery systems for proteins. Eur J Pharm Sci. 29, 174-182 (2006).
- Holland, T. A., Tabata, Y., Mikos, A. G. In vitro release of transforming growth factor-beta 1 from gelatin microparticles encapsulated in biodegradable, injectable oligo(poly(ethylene glycol) fumarate) hydrogels. J Control Release. 91, 299-313 (2003).
- Liang, H. C., Chang, W. H., Lin, K. J., Sung, H. W. Genipin-crosslinked gelatin microspheres as a drug carrier for intramuscular administration: in vitro and in vivo studies. J Biomed Mater Res. Part A. 65, 271-282 (2003).
- Solorio, L., Zwolinski, C., Lund, A. W., Farrell, M. J., Stegemann, J. P. Gelatin microspheres crosslinked with genipin for local delivery of growth factors. J Tissue Eng Regen Med. 4, 514-523 (2010).
- Regmi, R., et al. Hyperthermia controlled rapid drug release from thermosensitive magnetic microgels. J Mater Chem. 20, 6158-6163 (2010).
- Kim, M. H., et al. Magnetic nanoparticle targeted hyperthermia of cutaneous Staphylococcus aureus infection. Ann Biomed Eng. 41, 598-609 (2013).
- Ivkov, R., et al. Application of high amplitude alternating magnetic fields for heat induction of nanoparticles localized in cancer. Clin Cancer Res. 11, 7093s-7103s (2005).
- Huang, S., Fu, X. Naturally derived materials-based cell and drug delivery systems in skin regeneration. J Control Release. 142, 149-159 (2010).
- Malafaya, P. B., Silva, G. A., Reis, R. L. Natural-origin polymers as carriers and scaffolds for biomolecules and cell delivery in tissue engineering applications. Adv. Drug Deliv. Rev. 59, 207-233 (2007).
- Shah, R., Kim, J., Agresti, J., Weitz, D., Chu, L. Fabrication of monodisperse thermosensitive microgels and gel capsules in microfluidic devices. Soft Matter. 4, 2303-2309 (2008).
- Hoare, T., et al. Magnetically triggered nanocomposite membranes: a versatile platform for triggered drug release. Nano letters. 11, 1395-1400 (2011).
