Summary
Protokoll finns beskrivna för tillverkning av nedbrytbara thermoresponsive hydrogels utifrån Hydrazon cross-linking av Polymera oligomerer på bulk skalan, hur provtagningsutrustningen skall, och nanoskala, det senare för beredning av både gel nanopartiklar och nanofibrer.
Abstract
Medan olika smarta material har undersökts för en mängd olika biomedicinska tillämpningar (t.ex., drug delivery, vävnadsteknik, bioimaging, etc.), har deras ultimate klinisk användning hämmats av brist på biologiskt relevant nedbrytning observerats för mest smarta material. Detta är särskilt sant för temperatur-känslig hydrogels, som är nästan jämnt baserat på polymerer som är funktionellt icke-nedbrytbara (t.ex., poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAM) eller poly (oligoethylene glykol form) (POEGMA) ). Som sådan, för att effektivt översätta potentialen i thermoresponsive hydrogels utmaningar fjärrstyrd eller metabolism-reglerade drug delivery, cell ställningar med avstämbara cell-material interaktioner, theranostic material med potential för både imaging och drug delivery, och andra sådana program krävs en metod att göra hydrogels (om inte fullt nedbrytbart) åtminstone klarar av renalt clearance efter materialet krävs livstid. Därför beskriver det här protokollet utarbetandet av hydrolytically nedbrytbar Hydrazon-tvärbunden hydrogels på flera längdskalor baserat på reaktionen mellan maleinhydrazid och aldehyd-functionalized PNIPAM eller POEGMA oligomerer med molekylär vikter under nedsatt filtration gränsen. Specifikt, metoder att fabricera nedbrytbara thermoresponsive bulk hydrogels (med en dubbel fat spruta teknik), hydrogel partiklar (på båda de hur provtagningsutrustningen skall med hjälp av en mikrofluidik plattform underlättar samtidig blandning och emulgering av polymerer föregångare och nanonivå genom användning av ett termiskt styrd självmontering och cross-linking metod), och hydrogel nanofibrer (med en reaktiv electrospinning strategi) beskrivs. I varje fall hydrogels med temperatur-lyhörd egenskaper liknar dem som uppnås via konventionella fri radikal cross-linking processer kan uppnås, men Hydrazon tvärbunden nätverket kan brytas ned över tid att åter bilda den Oligomera föregångaren polymerer och aktivera clearance. Som sådan, räknar vi med dessa metoder (som kan vara allmänt tillämpas på alla syntetiska vattenlöslig polymer, inte bara smart material) kommer att möjliggöra enklare översättning av smarta syntetmaterial till kliniska tillämpningar.
Introduction
Smarta material har fått betydande uppmärksamhet på grund av deras potential för reversibel ”on-demand” Svaren till externa och/eller miljömässiga signaler. Temperatur-känslig material har lockade särskilt intresse på grund av deras lägre kritisk lösning temperatur (LCST) beteende, vilket resulterar i temperatur-driven nederbörd vid temperaturer T > LCST1,2. I samband med thermoresponsive hydrogels, detta lägre kritisk lösning temperatur beteende manifesteras genom reversibel svullnad/de-swelling händelser som resulterar i temperatur-avstämbara bulk storlekar (större vid T < LCST)3, porstorlek (större vid T < LCST)4och gränsskiktspänning boenden (mer hydrofil vid T < LCST)5. Sådana övergångar har tillämpats allmänt i drogen leverans (för externa eller miljömässigt-triggerable drog release4,6,7), vävnadsodling engineering och cell (för termoreversibla celladhesion / delaminering8,9,10), separationer (för omkopplingsbar membran porositeter och permeabiliteten eller termiskt återvinningsbara diagnostiska stöder11,12, ( 13), ultrakalla bearbetar (för på-av ventiler reglerar flöde14,15), och reologiska modifierare (för temperatur-avstämbara viskositet16). De vanligaste undersökt thermoresponsive hydrogeler är baserade på poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAM)17, även om betydande (och ökande) har också bedrivits på poly (oligoethylene glykol form) (POEGMA)2 ,18 och poly(vinylcaprolactam) (PVCL)19,20. POEGMA har lockade särskilt senaste intresse ges dess förväntade förbättrade biokompatibilitet21,22och dess lättköpt-till-tune LCST beteende, i vilka linjärt-förutsägbart blandningar av monomerer med olika antal Upprepa etylenoxidenheter i deras sida kedjor kan förändra LCST ~ 20 ° c till > 90 ° C2,23. Dock var och en av dessa polymerer framställs genom fria radikaler polymerisation och således innehåller en kol-kol ryggrad, avsevärt begränsa de potentiella nytta och översättbarhet hos sådana polymerer i samband med biomedicinska tillämpningar där nedbrytning (eller åtminstone kapacitet för clearance genom nedsatt filtration) är vanligtvis ett krav.
Svar på denna begränsning, har vi nyligen rapporterade utförligt om tillämpningen av Hydrazon kemi (dvs., reaktionen mellan maleinhydrazid och aldehyd-functionalized före polymerer) att förbereda nedbrytbara analoger av thermoresponsive hydrogeler24,25,26,27,28,29. Snabb och vändbar reaktionen mellan maleinhydrazid och aldehyd grupper vid blandning av functionalized föregångare polymerer30 möjliggör både i situ gelation (aktivera lättköpt injektion av dessa material utan behov av kirurgiska implantation eller någon typ av extern polymerisation stimulus såsom UV bestrålning eller kemiska initiering) samt Hydrolytisk nedbrytning av nätverket i en takt som kontrolleras av kemi och täthet av crosslinking platser. Dessutom genom att upprätthålla molekylvikten för de före polymerer som används för att förbereda hydrogels under nedsatt filtration gräns, hydrogels görs med hjälp av detta tillvägagångssätt brytas ned tillbaka till Oligomera föregångare polymerer som kan rensas från kroppen25 ,27,28. Denna strategi tillsammans med låg cytotoxicitet och låg inflammatorisk vävnad svar induceras av dessa material25,26,27, och erbjuder en potentiellt översättningsbara metod för användning av thermoresponsive Smart hydrogels i medicin, särskilt om välkontrollerade nedbrytbara analoger av sådana hydrogels på alla längdskalor (bulk-, mikro- och nanoteknik) kan fabriceras.
I detta protokoll beskriver vi metoder för att göra syntetiska thermoresponsive före polymerer functionalized med kontrollerade nummer av maleinhydrazid och aldehyd grupper samt metoder att tillämpa dessa polymerer att skapa hydrogels med väl definierade mått på olika längdskalor. I synnerhet detta manuskript beskriver fyra olika metoder vi utvecklat för att styra blandning av de reaktiva maleinhydrazid och aldehyd-functionalized före polymerer och därmed skapa thermoresponsive hydrogel nätverk med väldefinierade geometrier och morfologier:
För att skapa nedbrytbart bulk hydrogels med definierade storlekar, en templating strategi beskrivs som de reaktiva före polymererna laddas i separat fat av en dubbel-fat spruta vid dess utlopp med en statisk mixer och därefter Co extruderas till en gjutform med önskad hydrogel form och mått21,27 (figur 1).
Figur 1 : Schematisk av bulk hydrogel bildandet. Maleinhydrazid och aldehyd-functionalized polymerlösningar (i vatten eller vattenhaltiga buffert) läses in separat fat av en dubbel fat spruta och sedan Co extruderas genom en statisk mixer till en cylindrisk gjutform. Snabb i situ gelation vid blandning bildar en Hydrazon tvärbunden hydrogel, som är fristående (när mögel avlägsnas) inom sekunder till minuter beroende på koncentration och funktionell grupp densitet för föregångare polymerer. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
För att skapa nedbrytbar gel partiklar på micron-skalan, en reaktiv mikrofluidik metod beskrivs i vilken föregångare polymerlösningar är samtidigt blandas och emulgerade med en mjuk litografi-mallade mikroflödessystem chip design, aktivera den bildandet av blandade reaktiva polymer droppar gel som senare i situ till formuläret gel mikropartiklar med storlekar mallade av emulsion (figur 2)31,32.
Figur 2 : Schematisk av gel microparticle bildning via reaktiva mikrofluidik. (A, B) Maleinhydrazid och aldehyd-functionalized polymerlösningar (i vatten eller vattenhaltiga buffert) matas av sprutpumpen i separata behållare som är anslutna nedströms över en sicksack-serie av kanaler för att skapa en tryckgradient som förhindrar returflöde. Polymererna sedan blandas precis innan att vara klippt av paraffinolja som flödar från båda sidor (också drivs av en sprutpump) och pressas genom ett munstycke, som leder flöde-fokus tillverkning av vattenlösning (polymer lösning) droppar i en kontinuerlig paraffin olja fas (se (B) en illustration av området munstycke och droplet bildandet processen). En ytterligare två paraffin olja vikar är placerade efter munstycket till ytterligare separat droppar i samlingen kanalen att möjliggöra komplett gelation före partikel borttagning från laminär, varefter den resulterande microparticulate geler är samlas i en magnetiskt rörs bägare; (C) bild av droplet genereringsprocessen vid munstycket (Observera att maleinhydrazid polymer är märkt med blå att illustrera blandning)
Att skapa nedbrytbar gel partiklar på nanonivå, ett termiskt styrd reaktiva självmontering metoden beskrivs där en lösning av en av de reaktiva föregångare polymererna (”frö” polymeren) värms över dess LCST att bilda en stabil nanoaggregate som är därefter tvärbundna genom tillsats av kompletterande reaktiva föregångare polymeren (”crosslinking” polymeren). den resulterande Hydrazon tvärbunden nanogel har en storlek som är mallade direkt av den nanoaggregate (figur 3)28.
Figur 3 : Schematisk nanogel bildas via termiskt styrd reaktiva självmontering. En vattenlösning innehållande (thermoresponsive) maleinhydrazid-functionalized polymeren värms över dess lägre kritisk lösning att skapa en stabil uncrosslinked nanoaggregate. Efter, en aldehyd-functionalized polymer tillsätts crosslink i nanoaggregate via Hydrazon bond bildandet och därmed stabilisera nanogel partikeln vid kylning under LCST. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
För att skapa nedbrytbart nanofibrer, beskrivs en reaktiv electrospinning teknik som en dubbel fat spruta försedd med en statisk mixer vid dess utlopp (som används för att göra bulk hydrogels) bifogas en standard electrospinning-plattform (figur 4 )33.
Figur 4 : Schematisk av hydrogel nanofiber bildning via reaktiv electrospinning. En dubbel fat spruta med en statisk mixer (laddade som beskrivs för bulk hydrogels men också inklusive en bråkdel av hög molekylvikt poly(ethylene oxide) som ett electrospinning stöd) är monterad på en sprutpump, med nålen i slutet av sprutan ansluten till en strömkälla med hög spänning. Hydrazon crosslinking inträffar under fibern spinning process så att när strömmen träffar collector (aluminiumfolie eller en roterande aluminium skiva) nanofibrous morfologi upprätthålls. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Tillämpningen av sådana metoder för att skapa nedbrytbart smart hydrogel nätverk demonstreras i detta protokoll med antingen PNIPAM eller POEGMA som polymeren av intresse. dock de grundläggande metoder som beskrivs kan översättas till något vattenlöslig polymer, om än med lämpliga justeringar för viskositet och (för de självmontering nanogel fabrication metod) stabilitet före polymeren i bilda frö nanoaggregate.
Protocol
1. Sammanfattning av maleinhydrazid-functionalized polymerer
Observera: Följande specifika recept finns för PNIPAM-mimetiska thermoresponsive POEGMA föregångare polymeren (PO10) med 30 mol % maleinhydrazid funktionalisering. PNIPAM och POEGMA föregångare polymerer med olika fas övergången temperaturer kan förberedas här samma allmänna metoden, men ändra typ och förhållandet mellan core monomersna används (se avsnitt 1.2 för ändringar för olika POEGMA polymerer)21 , 25 , 27.
- Väg in 37 mg 2,2'-azobis(2-methylpropionate) (AIBMe, initiativtagare), 3,1 g av dietylenglykol glykol (M(EO)2MA), 0,9 g av oligoethyleneglycol (OEGMA475, 475 g/mol n = 7-8 upprepa etylenoxidenheter), 523 µL akrylsyra (AA, monomer) och 7,5 µL av thiolglycolic syra (TGA, kedja överföring agent) till en 20 mL injektionsflaska av glas scintillation.
- För PO0 (rumstemperatur övergångstemperaturen POEGMA), använda 4,0 g M(EO)2MA (ingen OEGMA475). För PO100 (ingen övergång temperatur POEGMA), använda 4,0 g av OEGMA475 (ingen M(EO)-2MA).
Obs: Mellanliggande fas övergången temperaturer kan uppnås baserat på användning av mellanliggande blandningar av M(EO)2MA och OEGMA475, enligt Lutz et al. 23 - Lös alla reagenser i dioxan (5 mL/g totala monomer) i en rund botten kolv med en eller flera halsar.
- Rensa reaktionen med kväve (UHP grad) flöde i 30 min.
- När renat, Placera kolven i en förvärmd oljebad upprätthålls vid 75 ° C i 4 h under kväve och 400 rpm magnetisk omrörning.
- Efter 4 h, ta bort lösningsmedlet med rotationsindunstare inställd på 50 ° C och 200 rpm.
- Lös den resulterande polymera produktsystem i 150 mL avjoniserat vatten.
- Lägg till adipic syra dihydrizide (ADH) med ett femfaldigt molar överskott att antalet AA rester införlivas polymeren (i det här exemplet AA består av 29 mol % av monomerenheterna i de polymerer som produceras, enligt conductometric titrering).
- Justera pH-värdet i lösningen till pH 4,75 använder 0.1 M HCl.
- När pH-värdet har stabiliserats, lägga N-(3-dimethylaminopropyl) -N'-ethylcarbodiimide (EDC) på en 5 gånger molar överskott till numrera av AA resthalterna).
- Upprätthålla reaktion pH 4,75 med droppvis tillsats av 0,1 M HCl över 4 h.
- Lämna reaktionen att röra över natten.
- Häll produkten lösningen in tre ~ 30 cm lång dialys rören (3500 Da molekylvikt cut-off, 1 tum tjocklek), med en tratt för att minimera spill. Använda en nypa klämma till nära botten av röret före fyllning genom att vika ett liten (~ 2 cm) segment av röret för att förbättra klämma integritet; Upprepa längst upp (trycka på ta bort luftbubblor) När fyllningen är klar. Placera rören inuti en 100-faldig överskottet av avjoniserat vatten och låt verka i minst 6 tim och fullt ersätta vattnet över sex cykler av dialys att uppnå önskad renhet.
- Lyophilize det dialyzed provet för att få en slutlig torkade polymer produkt.
2. Sammanfattning av aldehyd-functionalized polymerer
- Syntes av aldehyd-föregångare Monomer N-(2,2-Dimethoxyethyl) (DMEMA)
- Plats 200 mL en 20% w/v NaOH-lösning i en 500 mL 3 hals runda-botten kolv.
- Kyl lösningen i ett isbad och hålla en temperatur på 0 ° C med is under reaktionen.
- Tillsätt 50 mL Aminoacyl aldehyd dimethyl acetal till kyls NaOH-lösningen.
- Lägg till i 0,1 g av TEMPO ((2,2,6,6-Tetramethylpiperidin-1-yl) oxyl) och rör vid 400 rpm med en magnetisk uppståndelse bar tills TEMPOT helt löses upp.
- Lägga till 48 mL methacryloyl klorid droppvis med hjälp av en byrett över 2 h.
- Efter 2 h, täck reaktionskärlet med aluminiumfolie och låt stå att röra över natten.
- Extrahera produkten genom att lägga till produktens reaktion till 75 mL petroleumeter i en 1 L separation tratt, skakningar, avgasning och kasta bort det översta lagret.
- Upprepa steg 2.1.7 tre gånger genom att lägga till den nedre lagra produkten från varje utvinning steg som en obehandlad produkt nästa utvinning cykel.
- Ta bort sista botten lager produkt och överföring till en 100 mL-glasbägare.
- Lägg till ~ 5 g magnesiumsulfat (Mg2SO4) till bägaren med monomer tills en ”snön jordglob” effekt observeras.
- Filtrera genom en 100 mL Buchner tratt att ta bort den Mg2SO4.
- Skölj bägaren två gånger med ~ 75 mL tert-butyl metyleter, hälla skölj lösningen genom tratten varje gång.
- Överföra produkten till en 500 mL-kolv för runda-botten och avdunsta lösningsmedlet med en rotationsindunstare vid rumstemperatur 200 RPM att samla den slutliga produkten.
- Syntesen av aldehyd-Functionalized polymerer
Observera: Följande specifika recept finns för PNIPAM-mimetiska POEGMA föregångare polymeren (PO10) med 30 mol % aldehyd funktionalisering. PNIPAM och POEGMA föregångare polymerer med olika fas övergången temperaturer kan förberedas med samma allmänna metod men ändra typ och förhållandet mellan core monomersna används (se avsnitt 1.2 för ändringar för olika POEGMA polymerer)21 , 25 , 27.- Väg in 37 mg 2,2'-azobis(2-methylpropionate) (AIBMe), 3,10 g dietylenglykol glykol form M(EO)2MA, 0,1 g av oligo etylenglykol (OEGMA475, 475 g/mol, n = 7-8 upprepa etylenoxidenheter), 1,30 g N-(2,2- dimethoxyethyl) akrylamid (DMEMA) och 7,5 µL av thiolglycolic syra (TGA) i en 20 mL injektionsflaska av glas scintillation.
- För PO0 (rumstemperatur övergångstemperaturen POEGMA), använda 4,0 g M(EO)2MA (ingen OEGMA475). För PO100 (ingen övergång temperatur POEGMA), använda 4,0 g av OEGMA475 (ingen M(EO)-2MA).
Obs: Mellanliggande fas övergången temperaturer kan uppnås baserat på användning av mellanliggande blandningar av M(EO)2MA och OEGMA475, enligt Lutz et al. 23 - Lös alla reagenser i dioxan (5 mL/g totala monomer) i en rund botten kolv med en eller flera halsar.
- Rensa reaktionen med kväve (UHP grad) flöde i 30 min.
- Då rensas, underhålls plats kolven i en förvärmd oljebad vid 75 ° C i 4 h under kväve och 400 rpm magnetisk omrörning.
- Efter 4 h, ta bort lösningsmedlet med rotationsindunstare inställd på 50 ° C och 200 rpm.
- Upplösa polymer produkten i 100 mL avjoniserat H2O.
- Tillsätt 50 mL 1 M HCl i upplöst lösning och rör under magnetisk omrörning (400 RPM) för 24 h till fullt hydrolyserar acetal funktioner i DMEMA.
- Efter reaktion, över polymer lösningen till dialys slangar, enligt steg 1.13.
- Lyophilize det dialyzed provet för att få en slutlig torkade polymer produkt.
3. tillverkning av Hydrazon tvärbunden Bulk Hydrogels
- Lös upp maleinhydrazid och aldehyd functionalized polymerer separat i 10 mM fosfatbuffrad saltlösning (PBS), eller någon önskad aqueous buffert, att skapa lösningar av önskad koncentrationer.
Obs: Massa koncentrationer mellan 5-40 wt % används vanligtvis, med gelation vid lägre koncentrationer möjligt om högre funktionell grupp fraktioner finns på polymerer. - Med en enda fat spruta att överföra lösningarna, Ladda varje föregångare lösning (~ 1 mL vardera) in separat fat av en dubbel fat spruta (2,5 mL volym, förhållandet 1:1 spruta) bifogas en statisk mixer (1,5 ”längd) och (valfritt) en spruta (normalt 18 G, 1,5 ”längd för in vitro-studier) och (valfritt) en spruta (vanligtvis 18 G, 1,5” längd för in vitro-studier).
- Förbered formar av önskad tjocklek, form och stansning hål i diameter till en silikon gummi.
Obs: I en typisk experiment, en standard punch set används att stämpla en 7 mm diameter cylindriska hål inuti en 1/16 ”tjockt silikon gummi (total volym av reservoaren ~ 300 µL). - Montera silikon mögel på ett standardglas Mikroskop glida så att hålen stansade formen backas helt av glas. En 0,1 M HCl tvätt glas rekommenderas men inte krävs före montering av silikon mögel.
- Samtidig pressa dubbel fat spruta innehållet genom den statisk mixern att helt fylla (eller något Överfyll, med en menisk överst) silikon mögel.
Obs: Flera prover kan förberedas under en extrudering provet förutsatt gelation tiden är av samma storleksordning eller längre än den totala tid som krävs för att fylla flera formar. - Placera en annan standard glas objektglas ovanpå mögel och vänta gelation att slutföra.
Obs: Standard recept beskrivs i syntes avsnitt gel inom < 1 minut; långsammare gelation gånger (och därmed längre krävs väntetider) observeras vid lägre funktionell grupp tätheter, lägre polymer koncentrationer och/eller högre fraktioner av OEGMA475 i förhållande till M(EO)2MA (för POEGMA hydrogels). - Ta bort den översta objektglas och använda en spatel för att driva hydrogel från silikon gummi mögel.
- Lyft mögel från lägre objektglas till återvinna hydrogeler för ytterligare tester.
4. tillverkning av Hydrazon tvärbunden Gel mikropartiklar
- Tillverkning av mikroflödessystem Chip
- Torkar en silicon wafer (D = 76,2 mm, 380 µm tjocklek, P-dopade, < 100 > orientering) genom uppvärmning på en värmeplatta vid 200 ° C i 5 min.
- Centrum rånet på en spin coater och pälsen ett ~ 100 µm tjockt lager SU-8 100 fotoresist genom att tillämpa ~ 7 mL SU-8 motstå, rampning spin varvtal upp till 3000 rpm med en hastighet av 500 rpm/s, och sedan hålla hastigheten vid 3000 rpm i 30 sekunder.
- Förgrädda på beläggningen vid 65 ° C i 10 min och sedan mjuk-baka beläggningen vid 95 ° C i 30 min.
- Skriva ut en photomasken på en öppenhet med mikroflödessystem mönstret som definieras med figur 2A, så att de genomskinliga delarna är önskat mönster av lagrets polymeriserat fotoresist.
- Infoga fotoresist-belagd kisel rånet och photomasken i en mask-aligner och exponera rånet till 365 nm ljus för 95 s (6,5 W exponering effekt).
- Grädda mönstrade rånet i 10 min vid 95 ° C, först genom att placera det på en värmeplatta vid 65 ° C och därefter värme värmeplattan till 95 ° C vid 10 ° C/min.
- Ta bort rånet från kokplattan och plats i en 500 mL-glasbägare innehållande 100 mL SU-8 utvecklare för minst 10 min, virvlande rånet långsamt i lösningen under ta bort icke-exponerade fotoresist. Efter 10 min, skölj mönstrade rånet med isopropanol och torka med luft. Lagra mönstrade rånet i en sval och torr miljö bort från ljus när inte i använda för mjuk litografi replika gjutning.
- Placera den mönstrade mikroflödessystem mögel i en petriskål. Ställning ~ 10 mm längder av L/S 13 silikon slangar på vikar och försäljningsställen av chip.
- Häll ~ 10 mL av poly (dimetyl siloxan) (PDMS; beredd genom att blanda silikon Elastomer bas och silikon Elastomer härdare i förhållandet 10:1) ovanpå chipet, noggrant undvika införliva någon PDMS inom placerade silikon slangar.
- Placera petriskål i en vakuumkammare för ~ 10 min till avlägsna luftbubblor som framhärdar i och runt mönstrad struktur härdning.
- Bota PDMS genom att placera petriskål som innehåller mönstrade mögel och ohärdat PDMS på en värmeplatta vid 85 ° C i 2-3 h.
- Dra försiktigt av den härdade PDMS från mönstrade kisel rånet att exponera mjuk litografiska mönstrade PDMS repliken av mikrofabricerade mögel.
- Placera den mönstrade PDMS och en glasskiva uppochner i en högeffekts plasma renare med en luft flöde. Tillämpa plasma på 200 mTorr och 45 W för 90 s bond PDMS till glas bild och skapa den slutliga mikroflödessystem chipet.
- Syntesen av Gel mikropartiklar
- Förbereda maleinhydrazid-functionalized PNIPAM (PNIPAM-Hzd) genom upplösning NIPAM (4,5 g), akrylsyra 0,5 g - 15 mol % totala monomer, tioglykolsyra (TGA, 80 µL) och 2,2-azobisisobutyric acid dimethyl ester (AIBME, 0,056 g) i 20 mL vattenfri etanol och därefter följande steg 1,4-1,14 att slutföra syntesen, även om ändra reaktion temperatur till 56 ° C i steg 1,5.
- Förbereda aldehyd-functionalized PNIPAM (PNIPAM-Ald) genom upplösning NIPAM (4 g), N-(2,2-dimethoxyethyl) form (DMEMA, 0,95 g - 13,4 mol % totala monomer), tioglykolsyra (TGA, 80 µL), och 2,2-azobisisobutyric acid dimethyl ester (AIBME, 0,056 g) i 20 mL etanol och därefter följande steg 2.2.4-2.2.10 för att slutföra syntesen, även om ändra reaktion temperatur till 56 ° C i steg 2.2.5.
- Lös upp PNIPAM-Hzd och PNIPAM-Ald 6 wt % i avjoniserat vatten och belastning i separat standard 5 mL sprutor.
- Lös upp 1 wt % icke-jonaktivt ytaktivt ämne (t.ex. Span 80) i tungt paraffinolja och läsa in lösningen i en standard 60 mL spruta.
- Anslut de två föregångare polymer lösning sprutorna individuellt till de två separata polymer inlopp kanalerna på mikroflödessystem chip och paraffin olja lösningen på olja öppningen kanaliserar på mikroflödessystem chip via 1/32 ”ID silikon slangar (~ 30 cm längd per inlopp, ~ 45 cm längd per outlet).
- Med hjälp av två separat spruta infusionspumpar (en för oljan uppströms, en för oljan efter munstycket), leverera olja in chip med en flödeshastighet mellan 1,1 mL och 5,5 mL/h utan att starta polymer flödet för att prime chip och säkerställa chipet är felfri och drift underhålls (normalt under 30 min).
- Med en separat infusion sprutpump, leverera var och en av de vattenhaltiga polymer lösningarna till chip med en flödeshastighet av 0,03 mL/h.
- Efter en inledande stabiliseringsperiod så att flödet har jämviktas och enhetlig partiklar bildas (30 min - 1 h), samla in partiklar i ett magnetiskt rörs rund botten kolven.
- Samla in partiklar tills all olja är förbrukad (12-55 h, beroende på flödet). Sluta spruta pumparna och, om så önskas, omedelbart pumpa vatten i stället för de föregångare polymer lösningarna genom chipet att rengöra. Men rekommenderas med tanke på den snabba jordbaserad gelation av dessa material när flödet stoppas, det att använda ett nytt chip för varje separat experiment.
- Stäng av den magnetisk omrörningen och låt den gel mikropartiklar sedimentera. Dekantera av alla tillgängliga paraffinolja med pipett.
- Ta bort den återstående paraffinolja, tvätta den gel mikropartiklar med pentan (tillämpas på en volym på 10 mL för varje 0,5 mL av microparticle volym), kraftigt blanda emulsionen för ~ 1 minut, tillåta den gel mikropartiklar att åter reglera för ~ 1-2 timmar, och Dekantera av den kvarvarande organiska fasen med pipett. Upprepa minst 5 gånger för att säkerställa full paraffin olja avlägsnas.
- Omsuspendera den gel mikropartiklar i 10 mL avjoniserat vatten inuti en 20 mL injektionsflaska av glas scintillation och rensa injektionsflaskan med kväve över natten för att ta bort eventuella kvarvarande pentan.
5. tillverkning av Hydrazon tvärbunden Nanogels
- Upplösa stamlösningar av PNIPAM-Hzd (1 w/v%) och PNIPAM-Ald (1 w/v%) i avjoniserat vatten. Förbered PNIPAM-Hzd och PNIPAM-Ald som beskrivs i avsnitt 4.2.1 och 4.2.2, respektive.
- Värm en 5 mL alikvot av PNIPAM-Hzd stamlösning till 70˚C använder ett oljebad under magnetisk omrörning (350 RPM) inuti en 20 mL injektionsflaska av glas scintillation.
Obs: Lösningen bör bli ogenomskinlig (dvs temperaturen överstiger den lägre kritiska lösningen temperaturen av PNIPAM-Hzd), men ingen synlig fällning bör bildas. - Lägga till en 0,25 mL alikvot av PNIPAM-Ald (5-20 wt % av massan av PNIPAM-Hzd utsäde lösningen i) och i den uppvärmda PNIPAM-Hzd lösningen under en period på 5-10 s.
- Fortsätt blanda lösningen i scintillation injektionsflaskor för ytterligare 15 minuter, efter vilken ta bort provet från badet olja och låt produkten svalna till rumstemperatur över natten.
- Dialyze den resulterande nanogels över 6 x 6 timmars cykler (med ett 3500 kDa MWCO dialys membran) mot avjoniserat vatten för att avlägsna eventuella icke-tvärbunden polymer. Om så önskas, lyophilize för lagring.
6. tillverkning av Hydrazon tvärbunden nanofibrer
- Förbereda maleinhydrazid-functionalized POEGMA (POEGMA-Hzd) genom upplösning 37 mg dimetylfumarat 2,2'-azobis(2-methylpropionate) (AIBMe), 4,0 g oligoethyleneglycol form (OEGMA475, 475 g/mol, n = 7-8 upprepa etylenoxidenheter), och 0,25 g akrylsyra (AA) i 20 mL dioxan och följande steg 1.3-1,14 att slutföra syntesen.
- Förbereda aldehyd-functionalized POEGMA (POEGMA-Ald) genom upplösning 50 mg dimetylfumarat 2,2'-azobis(2-methylpropionate) (AIBMe), 4,0 g oligoethyleneglycol form (OEGMA475, 475 g/mol, n = 7-8 upprepa etylenoxidenheter), och 0.60 g N-(2,2- dimethoxyethyl) form (DMEMA) i 20 mL dioxan och följande steg 2.2.3-2.2.10 att slutföra syntesen.
- Lös upp POEGMA-Hzd (15 wt %) och POEGMA-Ald (15 wt %) i separata avjoniserat vattenlösningar.
- Upplösa poly (etylenoxid) (PEO, Mw= 600 x 103 g/mol, 5 wt %) i avjoniserat vatten. Blanda 1 mL av lösningen med varje reaktiva POEGMA lösning som bereddes i steg 6.3 att skapa slutliga föregångare lösningar av 7,5 wt % POEGMA föregångare polymer och 2,5 wt % PEO PEO.
- Läsa in de två lösningarna i separat fat samma dubbel fat spruta beskrivs i avsnitt 3 (även inklusive den 1,5 ”statisk mixern) och montera dubbla fat sprutan på en spruta infusionspump.
- Fäst en statisk mixer och en trubbig spets 18G nål på dubbel-fat-sprutan.
- Anslut en högspänning strömförsörjning till blunt-tip nålen, jordad insamlaren.
Obs: Samlare består antingen av en 10 x 10 mm kvadrat med aluminiumfolie eller en ~ 10 mm diameter aluminium disk snurrar med en hastighet av 200 rpm, båda monterade vinkelrätt på nålen på ett avstånd av 10 cm från slutet av nålen. - Starta sprutpumpen med en hastighet av 0,48 mL/h och, samtidigt, slå på en hög spänning på 8,5 kV till utföra electrospinning och skapa nanofibrer.
- Fortsätta electrospinning som önskade att göra ställningar av olika tjocklekar eller tills inlopp lösningarna är uttömda.
- Ta bort PEO electrospinning stödet, blöt de insamlade ställningar för 24 h i avjoniserat vatten.
Representative Results
Bulk hydrogels extruderas från en dubbel fat spruta till en gjutform överensstämmer med dimensionerna av mögel och bli fristående efter mögel borttagning; gelation uppstår vanligen några sekunder till minuter följande co-extrudering beroende på polymer prekursorer används. Typisk karakterisering via svullnad (mätt gravimetriskt använder en cell kultur infoga att enkelt ta bort hydrogel från svullnad lösningen), thermoresponsivity (mätt med samma teknik men cykling inkubation temperaturen ovan och under fas övergångstemperaturen) visar nedbrytning (mätt med den samma teknik men över längre tidsperioder), och skjuvning eller tryckkraft modulus (mätt med hjälp av 2 mm tjock och 7 mm diameter gjuten prover) tunability av hydrogel svar beroende på kemin av föregångare polymeren (särskilt för POEGMA, förhållandet mellan kort till lång kedja OEGMA monomerer brukade laga hydrogel), mullvad fraktionen av funktionella grupper på föregångaren polymerer och koncentrationen av de föregångaren polymerer (figur 5)27.
Mikrofluidik leder till bildandet av väldefinierade gel mikropartiklar på storlek skala på 25-100 µm, med storleken kontrollerbar baserat på olja och/eller den kombinera vattenhaltiga polymer faser (figur 6A)31flödesområde. Heta scenen optisk mikroskopi bekräftar att de gel mikropartiklar upprätthålla thermoresponsive beskaffenhet i bulk hydrogels, visar reversibel temperatur-anhörigen svullnad-deswelling med endast en liten hysteres på cykel 1 (hänförligt till irreversibel Väteförbindelse bildande mellan angränsande Amid grupper i den kollapsade stat34) överensstämmer med den som observerats i bulk PNIPAM hydrogels (figur 6B)32. Dessutom försämras de gel mikropartiklar tillbaka till deras Oligomera prekursorer med tiden, aktivera njurclearance (figur 6 c)32.
Självmontering drivs av nanoaggregation av en maleinhydrazid-functionalized PNIPAM polymer i en uppvärmd lösning följt av crosslinking med en aldehyd-functionalized PNIPAM polymer resulterar i mycket monodisperse nanogels (polydispertion < 0,1) på den mellan 180-300 nm, beroende på processen används (figur 7A)28. Nanogels behålla typiska thermoresponsive beteendet hos konventionella fria radikaler tvärbunden PNIPAM nanogels, med lägre grader av termiska deswelling observerats som mer tvärbindande polymer lades (figur 7B). Nanogels kan frystorkade och redispersed utan en förändring i partikelstorlek (figur 7C) och försämras över tid via hydrolys till åter bildar Oligomera föregångare polymererna brukade formulera nanogels (figur 7D).
Reaktiva electrospinning skapar en nanofibrous hydrogel struktur (figur 8A), med nanofiber diametrar på order av ~ 300 nm kan uppnås utan synliga electrosprayed partiklar33. Blötläggning i POEGMA-baserade nanofibrer i vatten resulterar i snabb återfuktning (ungefär två tiopotenser snabbare än de som uppnås med en bulk gel med samma sammansättning, figur 8B) men bibehåller nanofibrous morfologi över 8-10 veckor före Hydrolytisk nedbrytning på fysiologiska förhållanden; snabbare nedbrytning observeras i syra-katalyseras miljöer, som förväntat på grund av potentialen för syra-katalyseras Hydrazon bond nedbrytning (figur 8C). De nanofibrous strukturerna är också mekaniskt robust i både torra och svullna staterna över flera cykler, vilket möjliggör enkel hantering och repetitiva Sila (figur 8D).
Figur 5 : Egenskaper för in situ -gelbildande bulk nedbrytbara thermoresponsive hydrogels. (A) representant POEGMA gel nätverk mikrostrukturer och bulk hydrogel bilder med motsvarande gelation tider som en funktion av mullvad % införlivandet av OEGMA475 i föregångaren polymerer; (B-C) Lagring modulus av PO100 hydrogeler av varierande (B) föregångare polymer koncentrationen och (C) mol % funktionell grupp införlivandet per föregångare polymer; (D-F) Fysiokemiska egenskaper POEGMA hydrogels som en funktion av OEGMA475 mullvad % iblandning: (D) lagring modulus (E) nedbrytning profil i 1 M HCl, och (F) volym fas övergångstemperaturen svar till temperatur ändras över intervallet 20-60 ° C. Alla felstaplar representera standardavvikelsen för n = 4 replikera mätningar. Anpassad från referens27 med tillstånd från Elsevier. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 6 : Egenskaper för nedbrytbar gel mikropartiklar från reaktiv mikrofluidik. (A) effekten av paraffin olja flödeshastighet på (renat) gel microparticle storlek i vatten; (B) Thermoresponsivity av renat gel mikropartiklar i vatten efter en termisk cykel ovanför och nedanför volym fas övergångstemperaturen; (C) visuell bedömning (foton) och gel permeation chromatography spår (graf) bekräftar nedbrytning av gel mikropartiklar tillbaka till sin föregångare polymerkomponenter (här, i 1 M HCl att underlätta accelererad nedbrytning på tidsskalan för imaging); skalstapeln = 100 µm. anpassas från referens32. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 7 : Egenskaper för nedbrytbara nanogels från reaktiv självmontering. (A) partikel storlek distributioner av nanogels beredd med olika aldehyd: maleinhydrazid polymer massa nyckeltal från dynamiska ljusspridning (infälld: transmission electron Mikrograf bekräftar sfäriska arten av nanogels); (B) Thermosensitivity själv sammansatta partiklar som en funktion av massa förhållandet mellan aldehyd: maleinhydrazid polymer som används för att förbereda nanogels (från dynamiska ljusspridning), med felstaplar representera standardavvikelsen för n = 4 replikat; (C) visuell bekräftelse av bristen på nanogel aggregering både före och efter frystorka den; (D) visuell bekräftelse av syra-katalyseras nedbrytningsprocessen i nanogels (här i 1 M HCl för överensstämmelse med andra studier ovan); (E) gel permeation kolonnen spår av nanogel nedbrytningsprodukter som anger deras likhet till maleinhydrazid och aldehyd-functionalized föregångare polymerer. Anpassad med tillstånd från referens28. Copyright 2015, American Chemical Society. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 8 : Egenskaper för nedbrytbara nanofibrer från reaktiv electrospinning. (A) svepelektronmikroskopi bilder av nanofibrer i torr statligt (vänster), hälften doppad i vatten (mellersta, tunn film) och helt indränkt i vatten över natten (rätt, tjocka byggnadsställning); (B) svullnad av nanofibrous hydrogel (röd) i förhållande till en bulk hydrogel (blå) av samma sammansättning, med felstaplar representera standardavvikelsen för n = 4 replikat; (C) Scanning elektronmikroskopi och (infälld) visuella bilder spårning syra-katalyseras nedbrytningen av nanofibrer i 1 M HCl; (D) brottgräns cykling av torr (80 cykler, 20% töjning/cykel) och svullna (325 cykler, 10% töjning/cykel i 10 mM PBS) electrospun nanofibrous hydrogels. Figur modifierad från referens33 och återges med tillstånd från den Royal Society of Chemistry. Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Discussion
Vi har framgångsrikt tillämpat alla dessa fabrication tekniker till flera polymera system med endast små variationer av metoderna som beskrivs i detalj ovan för PNIPAM och POEGMA; användare av dessa protokoll måste dock vara medvetna om de potentiella problem som kan uppstå när andra polymerer ersätts i dessa processer. Särskilt ökar viskositeten hos föregångaren polymerer kan påverkas negativt av processibility (särskilt i metoden mikroflödessystem) såväl som effektiviteten i blandning av de två föregångare polymererna. Dessutom måste gelation tiden för polymerer kontrolleras i en takt som är beroende av morfologi riktade för att undvika för tidig gelation som tjänar till att hämma flödet eller förhindra interdiffusion av de reaktiva före polymererna, viktigt att bilda den önskade homogen gel strukturer. Särskilda begränsningar i varje strategi, samt strategier som vi har använt för att anpassa dessa strategier för att hantera sådana begränsningar på varje fabrication längd skala, beskrivs nedan.
Bulk hydrogels via dubbel fat spruta co-extrudering
Gelation tid är variabeln nyckel till kontroll för att säkerställa effekten av dubbel fat spruta tekniken för att bilda bulk hydrogels. Polymerer som gel för fort vid kontakt (< 1-2 s) kan täppa till den statisk mixer, antingen stoppa flödet helt eller vilket resulterar i icke-stökiometriska mängder av två föregångare polymererna är pressad från sprutan. Vi har funnit att gelation gånger > 5 s är att föredra (även om inte krävs) för att utnyttja denna teknik; Detta är särskilt viktigt om replikera hydrogeler är som gjutna för fysisk eller mekanisk analys för att säkerställa att varje hydrogel cast har samma sammansättning. Gelation tid kan lätt ändras genom att ändra tätheten av reaktiva funktionella grupper på en eller båda föregångare polymerer (lägre funktionell grupp densitet leder till långsammare gelation) eller ändra koncentrationen av föregångare polymerer som används för att bilda den gel ( lägre koncentrationer leder till långsammare gelation)21. Växelvis, ersätter gruppen aldehyd (mer reaktivt) med gruppen keton (mindre reaktivt) som elektrofil i gelbildande paret avsevärt minskar tid som gelation utan att avsevärt ändra sammansättningen av den resulterande hydrogel35 ; polymerer tillagas med blandningar av aldehyd och keton monomer prekursorer kan användas för att finjustera gelation tiden som önskas utan att ändra koncentrationen av föregångare polymerer används (och därmed massa andelen fasta ämnen i den resulterande gel bildas).
Vi vill även påpeka att den första hydrogel rösterna inte alltid har samma egenskaper som efterföljande hydrogels gjutna, en observation som tillskrivs vissa skillnader i andelen där innehållet av två fat verkligen når den statisk mixern. Som ett resultat, vi vanligtvis prime dubbel fat sprutan av strängpressning en liten (< 0,3 mL) bråkdel av gel innan gjutning processen för att minimera sådana variationer. Slutligen, medan inte typiskt problematiskt när du använder Oligomera före Syntetmaterialpolymrer, viskositeten hos en eller flera föregångare polymerlösningar kan utgör en utmaning i samband med denna teknik, både när det gäller att underlätta flödet med hjälp av enkla tummen depression samt främja effektiva blandning inom den statisk mixern. Dock något överraskande, även föregångare polymerlösningar med kraftigt olika viskositet utgör fortfarande relativt homogen hydrogels använder statisk mixer bilagor beskrivs i listan delar (t.ex. PNIPAM med hög molekylära vikt kolhydrat26), föreslår som oron ineffektiva blandning till följd av mis matchade viskositeter kan inte vara betydande minst på bulk skala. Om så krävs, kan användning av en sprutpumpen (i stället för tummen) att driva flödet och/eller användning av en större gauge nål vid utloppet bidra till att övervinna frågor i samband med extrudability i dessa system.
Hur provtagningsutrustningen skall hydrogels via reaktiva mikrofluidik
Det viktigaste steget associerade med metoden mikrofluidik för gel microparticle tillverkning är grundningen av mikrofluidik chip med två reaktiva polymerer. Om polymerer levereras med olika tryck eller i olika takt i chipet, differenstrycket kan driva återflödet av en föregångare polymer lösning till reservoaren (eller åtminstone mot reservoaren) av andra föregångare polymeren. Detta resulterar i gelation uppströms från partikelbildning, effektivt blockerar flödet och därmed kräver chip förfogande. Plågsamma sökvägen präglade mellan varje reservoar och blandning skapar ett betydande motstånd mot återflödet; även en utbildad operatör kommer dock ibland gel ett chip innan ett stabilt flöde regimen uppnås. Baserat på vår erfarenhet, krävs mellan 1-2 min vanligtvis att stabilisera flöden efter inledandet av droplet bildandet (över vilken tid relativt polydisperse gel mikropartiklar produceras); Om inga problem observeras inom de första 5-10 minuterna av drift, är det troligt att flera timmar av kontinuerlig monodisperse partikel produktion kan uppnås. Användningen av föregångare polymerer med relativt väl matchade viskositet samt icke-momentana gelation gånger (minst > 15 s att föredra) kraftigt hjälper till att undvika sådana problem och främja bildandet av stabila flöden.
Observera att olika flöde hastigheter på mellan 0,01-0,1 mL/h i vattenfasen och 1.1-5,5 mL/h i olja fas har testats med hjälp av detta chip design, leder till tillverkning av partiklar på storleksintervallet ~ 25-100 µm enligt den skjuvning som tillämpas på den flöde-fokus korsning; snabbare flöden jämställa till högre skjuvning och således mindre partiklar bildade31,32. Variera olja flöde medan det totala aqueous flödet lågt (~0.03 mL/h, som citeras i protokollet) befanns vara mest effektivt att styra gel microparticle storlek utan att kompromissa med antingen monodispersity eller livslängden på enheten, var båda observerade att avsevärt minska högre slutet av citerade totala aqueous flödeshastighet. Större flöden (> 5,5 mL/h) för att skapa mindre partiklar är möjliga, men ökade risken för chip delaminering (en vanlig begränsning stött med plasma-bundna PDMS mikroflödessystem marker). Bindning marker med en annan metod kan möjliggöra snabbare flöden och därmed mindre gel microparticle produktion, en strategi som vi undersöker för närvarande. Minska storleken på munstycket kan också bidra till att minska storleken på den mikropartiklar som kunde produceras, om än på en förhöjd risk för förtida gelation före partikelbildning. Långsammare flöde priser tenderade att leda till flow instabilitet och därmed högre polydispersities och en ökad risk för chip gelation; Denna begränsning kan övervinnas med hjälp av ett flerkanaligt mikroflödessystem flöde styrsystem som har högre stabilitet och högre upplösning än de vanliga sprutpumpar som används i detta protokoll.
Valet av olja var avgörande för framgång i detta protokoll, som tyngre oljor (gynnsam när det gäller att förebygga gel microparticle gytter efter samlingen) ledde till mycket mindre konsekvent partikelbildning vid munstycket än den lätta silikonolja rapporterade i protokollet. Vi bygger detta minskas reproducerbarhet är ett resultat av lägre konsekvens av sprutan pumpning av tyngre oljor, leder till mer rörlig skjuvning vid blandande punkt. Att undvika gel microparticle aggregation i samlingen kolven var också en utmaning, särskilt omedelbart vid utfarten från mikroflödessystem enheten vid vilken punkt i situ gelation inte var fullständig och stora antal tillgängliga reaktiva funktionella grupper var tillgängliga för formuläret broar mellan kolliderande partiklarna i samlingen badet. Denna utmaning åtgärdas genom: öka längden på exit kanalen på mikroflödessystem chip själv, upprätthålla den gel mikropartiklar i laminärt flöde för en längre tidsperiod att främja mer komplett gelation; lägga till en sida-kanaler efter munstycket att mata mer olja in i chip och därmed bättre separat den gel mikropartiklar i denna efter blandning kanal utan att det påverkar fälten skjuvning vid munstycket själv eller partikel produktionstakten; och att lägga till en magnetisk mixer till samling kolven att undvika gel microparticle sedimentering och upprätthålla en större separeringen mellan intilliggande partiklar. Medan mycket långsam gelbildande polymerer skulle sannolikt förbättra enhet stabilitet och minimera problem med priming, observerades sådana system också att avsevärt öka risken för gel microparticle aggregering, som ett större antal reaktiva funktionella grupper förblir oreagerad (och därmed kunna form mellan partikel broar) över en längre tidsperiod. Som sådan, gelation gånger storleksordningen 15-60 s verkar vara optimalt för denna teknik: långsam nog att aktivera priming men tillräckligt snabbt att säkerställa mest reaktiva funktionella grupper förbrukas före den gel mikropartiklar spännande kanalen laminärt flöde in i den samling-kolv.
Slutligen, borttagning av mallhantering oljan är nödvändigt att säkerställa att de resulterande partiklarna upprätthåller smarta egenskaperna förväntas baserat på sammansättningen av de före polymerer som lagt till och aktivera användning av dessa partiklar i biomedicinsk sammanhang. De pentan tvätt förfarande som beskrivs var mycket effektiv i detta avseende för allmänna gel microparticle produktion. Men skulle tillämpningen av denna teknik i en biomedicinsk riktasammanhanget (t.ex., på-chip cell inkapsling) kräva omprövning av detta protokoll. Vi har också utforskat användningen av olivolja, föreslog för att vara en mer inert olja i samband med att kontakta celler36, som den dispergeringsmedel. Medan partikelbildning var möjligt, var de gel microparticle populationerna betydligt mer polydisperse än kunde uppnås med mineralolja, åtminstone med nuvarande chip design. Således, medan chip verkar vara anpassningsbar till både syntetisk polymer och naturlig polymer gel microparticle bildandet31, en modifierad design kan krävas att utnyttja denna teknik i huvudsak i alla möjliga material kombinationer.
Nanoskala hydrogels via reaktiva självmontering
Nanogels har bildats med ett mycket brett utbud av bearbetning villkor, inklusive olika koncentrationer av utsäde polymer (0.5-2 wt %), olika nyckeltal crosslinking:seed polymer (0,05-0,2), olika temperaturer (40-80 ° C), olika blandning hastigheter () 200-800 rpm), och olika värme tider efter tillägg av de crosslinker polymer (2-60 min)28. När det gäller koncentrationer är de trender som observerats i allmänhet som skulle förutsägas, eftersom högre koncentrationer av utsäde polymer leda till större nanogels och högre andelar av crosslinker:seed polymer leda till nanogels med högre crosslink densitet och därmed lägre thermoresponsivities. Det bör betonas att öka utsäde polymer koncentrationen för hög i slutändan leder till bulk aggregation i motsats till nanoaggregation, överensstämmer med vad som observerats i konventionella fri radikal nederbörd processen för att bilda thermoresponsive nanogels3. Kortare uppvärmning gånger konstaterades också vara gynnsamt för bildar mindre och mer monodisperse partiklar. Vi hypotes att holding nanoaggregate vid längre tider vid en temperatur över den LCST en eller båda av föregångare polymerer ökar sannolikheten för aggregering vid nanogel kollision, med den ökade vattenavvisande egenskaper av Hydrazon bond förhållande till antingen de föregångare aldehyd eller maleinhydrazid funktionella grupperna att göra denna sammanläggning mer troligt eftersom graden av crosslinking uppnåtts ökas. Slutändan, kortare uppvärmning gånger är gynnsamma från ett processperspektiv, som en monodisperse nanogel befolkning kan bildas i så lite som 2 min efter crosslinker polymer tillägg; 10 min befanns vara den längsta tid som kunde konsekvent producera monodisperse nanogels samtidigt också för tillverkning av mer mycket tvärbunden nanogels. Intressant, är metoden förvånansvärt okänslig för blandning, med nästan identiska partikelstorlek och partikel storlek distributioner resultera från blandning i olika hastigheter eller ens skalning processen att större volymer. Medan initialt överraskad av detta resultat, talar det sannolikt till primär roll termodynamikens reglera nanogel produktion.
För att uppnå låga polydispersities, verkar kolloidal stabilitet och graden av hydrering av nanoaggregate vara de viktigaste variablerna. Exempelvis leda nanoaggregates som tillagas med de mer hydrofil maleinhydrazid-functionalized polymererna som utsädet i motsats till de mindre hydrofila aldehyd-functionalized polymererna till nanogels med betydligt lägre polydispersities. Skillnaden mellan experimentell enhet temperaturen och LCST av utsäde polymeren är också kritisk. Arbetar vid en temperatur strax över utsäde polymeren LCST ((T-LCST) < 5 ° C) erbjuder den högsta sannolikheten för monodisperse nanogel bildning; fungerar väl över LCST skapar mer hydrofoba och kollapsade nanoaggregates som är mer benägna till aggregerade och mindre sannolikt att crosslink, samtidigt som arbetar under LCST resultaten i en relativt icke-kompakt utsäde polymer som inte kan effektivt eller reproducibly tvärbunden. För bästa förutsägelse av partikel monodispersity, rekommenderar vi att först utföra en genomsökning av UV/vis för att mäta uppkomsten LCST av utsäde polymeren och därefter utför den självmontering process vid en temperatur på 1-2 ° C över den LCST.
Observera att nanogels som framställs med denna metod kunde vara frystorkade och redispersed utan någon förändring i kolloidal stabilitet, ofta inte möjligt för själv monterade strukturer och enligt vår mening kan hänföras till vår crosslinking stabilisering metod. Vi räknar också med att endast utsäde polymeren behöver vara thermoresponsive för denna metod att arbeta; användning av cross-linking polymerer som antingen icke-lyhörd eller lyhörda för andra stimuli kan ytterligare bredda den ultimata tillämpligheten av denna teknik. Slutligen, eftersom blandning av de två reaktiva föregångare polymererna är i detta fall passiv i motsats till aktiv, gelation tid är mycket mindre viktigt när det gäller processtyrning i förhållande till de andra fabrication strategier beskrivs. Dock även i denna teknik, att hålla den totala crosslinking tid < 30 min är önskvärt att minimera risken för partikel aggregering.
Nanofibrous hydrogels via reaktiva electrospinning
Styra gelation tiden för reaktiv före polymerer är igen viktig för framgången av gel nanofiber produktion. I synnerhet ungefärligt matchning uppehållstid för föregångare polymerer i statisk mixer (kontrolleras genom att ändra flödet klassar av lösning från dubbel-fat sprutan samt längd och tortuosity av den statisk mixern) med den bulk gelation tid för föregångare polymerer är viktigt både för att bevara spinnability samt säkerställa effektiv crosslinking av spunna fibrer mellan nålen och samlaren. Snabbare gelation leder till ineffektiva Taylor kon utveckling och därmed dålig spinnability, medan långsammare gelation resultat i en vattenlösning i stället för en gel slå det samlare, vilket resulterar i att sprida och ultimata bildandet av en tunn film gel istället för nanofibrer. Arbetar på residence gånger något under bulk gelation tiden har också visat sig vara effektiva (och faktiskt bättre att minska risken för nål igensättning) eftersom vattenavdunstning som lösningen är spunnen effektivt koncentrerar föregångare polymerer i den strömma och därmed påskyndar gelation kinetik under processen spinning. I denna samma ven, vid högre nål-till-collector avstånd (> 10 cm) är generellt god i denna process, som kortare avstånd minska tid som avsatts för vattenavdunstning och därmed kräva strängare kontroll över relationen mellan uppehållstid och gelation tid för att bevara en nanofibrous produkt.
Observera att användning av PEO (eller annan hög molekylvikt och enkelt electrospun polymer) är viktigt i detta protokoll att främja bildandet av nanofiber, som de kort och mycket förgrenade POEGMA oligomererna ensam inte kan nå en lämplig grad av entanglement att inducera electrospinning; istället, elektrospray resultat alls processförhållanden testas för POEGMA-bara formuleringar (även om detta kanske också ansökningar om att göra nedbrytbar gel partiklar med hjälp av denna samma kemi). 1 wt % (1 MDa molekylvikt) lägsta PEO koncentration krävs för att upprätthålla en fullt nanofibrous morfologi. Observera att PEO kan tas bort från fibrerna efter ett enkelt badkar förfarande (avjoniserat vatten, 24 h) utan att störa integriteten i det nanofibrous nätet. på detta sätt fungerar PEO mer som en övergående electrospinning stöd än en viktig del av produktens slutliga nanofibrous. Observera också att olika typer av samlare, inklusive enkel aluminiumfolie (för att skapa tunt lager hydrogels som kan delaminate från kollektorn vid blötläggning) samt en roterande aluminium skiva (för att skapa tjockare ställningar) kan användas tillsammans med samma teknik, som tillhandahålls de andra processvariabler som styr graden av gelation, graden av electrospinning och andelen vattenavdunstning under electrospinning förblir oförändrade.
Intressant, beroende på vilken metod som används för att förbereda de olika morfologier, har betydande skillnader observerats under nedbrytning hydrogels beredd från samma hydrogel prekursorer. Exempelvis försämras POEGMA nanofibrous hydrogels långsammare än bulk POEGMA hydrogels med samma sammansättning trots sin betydligt högre yta och därmed tillgång till vatten att hydrolysera Hydrazon obligationer. Vi relatera dessa skillnader till de inneboende kontrasterna mellan protokollen beskrivs i termer av geometri blandning den föregångare polymerer, vilket kan leda till inre gel homogeneities eller morfologier som skiljer sig avsevärt eller i situ koncentration av polymer prekursorer på samma tidsskala som gelation, särskilt relevanta i electrospinning på grund av den samtidiga vattenavdunstning och crosslinking observerats i denna process. Medan detta kan något komplicera valet av föregångare polymererna om en polymer är avsedd för användning i varje protokoll, kan det även erbjuda en teknisk möjlighet när det gäller att göra hydrogels med en kemisk sammansättning men mycket olika fysikaliska egenskaper.
Sammantaget ger de metoder som beskrivs en strategi för fabricera nedbrytbara (eller åtminstone via njurarna elitlaget) analoger av thermoresponsive polymerer på flera längdskalor (bulk, mikro och nano) och med flera typer av interna strukturer (partiklar eller fibrer). Sådana protokoll lösa de viktiga hinder en lyckad översättning av konventionellt tillagade syntetiska thermoresponsive material till det biomedicinska fältet: inmatningskapacitet och nedbrytbarhet. Vi fortsätter att utforska tillämpningen av sådana material i både läkemedel och Vävnadsrekonstruktion applikationer alltifrån fysiska inriktningen av cancer, transport av narkotika över på blod - hjärnbarriären, terapeutiska leverans av proteiner vid på baksidan av ögat, riktad tillväxten av vävnader, termoreversibla vidhäftning och differentiering av celler, bland andra program.
Disclosures
Författarna har något att avslöja.
Acknowledgments
Finansiering från naturvetenskaplig och teknisk forskning rådet av Kanada (NSERC), NSERC skapa-IDEM (integrerad Design av extracellulära matriser) program, 20/20: NSERC oftalmologiska biomaterial Research Network, och Ontario ministeriet för forskning och Innovationsprogrammet tidiga forskare utmärkelser erkänns.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Chemicals | |||
| 2,2 - azobisisobutryic acid dimethyl ester | Wako Chemicals | 101138 | |
| Di(ethylene glycol) methyl ether methacrylate (M(EO)2MA) | Sigma Aldrich | 447927 | 188.2 g/mol, n=2 ethylene oxide repeat units |
| Oligo (ethylene glycol) methyl ether methacrylate (OEGMA475) | Sigma Aldrich | 447943 | 475 g/mol, n=8-9 ethylene oxide repeat units |
| Acrylic acid (AA), 99% | Sigma Aldrich | 147230 | |
| Thioglycolic acid (TGA), 98% | Sigma Aldrich | T3758 | |
| Dioxane, 99% | Caledon Labs | 360481 | |
| Nitrogen, UHP grade | Air Liquide | Alphagaz1 765A-44 | |
| Adipic acid dihydrazide (ADH), 98% | Alfa Aesar | A15119 | |
| N'-ethyl-N-(3- dimethylaminopropyl)-carbodiimide (EDC, x%) | Carbosynth | FD05800 | |
| Hydrochloric acid (HCl), 37% | Sigma Aldrich | 320331 | |
| Sodium hydroxide (NaOH), 97% | Sigma Aldrich | 221465 | |
| Aminoacetyl aldehyde dimethyl acetal, 99% | Sigma Aldrich | 121967 | |
| 4-Hydroxy-TEMPO, 97% | Sigma Aldrich | 176141 | |
| Methacryloyl chloride,97x% | Sigma Aldrich | 523216 | |
| Petroleum ether, 95% | Sigma Aldrich | 32047 | |
| Magnesium sulfate, 99.5% | Sigma Aldrich | M7506 | |
| tert-Butyl methyl ether, >99.0% | Sigma Aldrich | 443808 | |
| Phosphate buffered saline | BioShop | PBS405.1 | 1x, pH 7.3-7.5 |
| N-isopropylacrylamide, 99% | J&K Scientific | 258717 | Recrystallized from 60% hexanes/40% toluene |
| Ethanol, anhydrous | Commerical Alchols | P016EAAN | |
| Span 80 | Sigma Aldrich | S6760 | |
| Heavy paraffin oil | Caledon Labs | 1326197 | |
| Pentane, reagent grade | Caledon Labs | 1/10/7800 | |
| Poly (ethylene oxide) average Mv 600,000 | Sigma Aldrich | 182028 | |
| Supplies essential for synthesis and hydrogel fabrication | |||
| Rotary evaporator | Heidolph | G3 | |
| Dialysis tubing (3500 Da molecular weight cut-off) | Spectrum Labs | 28170-166 | Vol/length= 6.4mL/cm |
| Double barrel syringe | Medmix | L series | L series, 2.5 mL, 1:1 volume ratio |
| Static mixer | Medmix | L series | L series, 2.5 mL, 1:1 volume ratio, 1.5" length |
| Silicone rubber sheet, 1/16" thickness | McMaster-Carr | 9010K12, 30A Durometer (Super Soft) | |
| Syringe pump | KD Scientific | KDS Legato 200 | Infuse Only Dual Syringe Pump |
| High voltage power supply | Spellman | 230-20R | 0 to 20 kV |
| Microfluidic Chip Fabrication | |||
| Silicon wafer | University Wafer | 2080 | D = 76.2 mm; 380 µm thickness; P-doped; <100> orientation |
| SU-8 100 | MicroChem | Y131273 | |
| SU-8 Developer | MicroChem | Y020100 | |
| Custom 2.5" spincoater | Built in-house | N/A | |
| Mask Aligner | KARL SUSS | MJB3 UV400 (with a 276 W lamp) | |
| Masterflex L/S 13 Silicone Tubing | Cole Parmer | OF-96400-13 | Peroxide-cured |
| Dow Corning Sygard 184 Silicone Elastomer Base | Ellsworth Adhesives | 4019862 | |
| Dow Corning Sygard 184 Silicone Elastomer Curing Agent | Ellsworth Adhesives | 4019862 | |
| High Power Plasma Cleaner | Harrick | PDC-002-HP | |
| Characterization Instruments | |||
| Mach 1 micromechanical tester | Biomomentum | LB007-EN | |
| Cellstar tissue culture 12 well plate | Greiner Bio-one | 665 180 | |
| Cell culture insert for 12 well plate | Corning | 08-771-12 | 8 µm pore size |
| Optical microscope | Olympus BX51 optical microscope | BX51 | |
| Temperature-controlled microscope stage | Linkam Scientific | THMS600 | |
| Gel permeation chromatograph (GPC) | Waters | 590 HPLC Pump | Waters Styragel columns (HR2, HR3, HR4; 30 cm x 7.8 mm (ID); 5 mm particles), Waters 410 refractive index detector |
| Dynamic light scattering (DLS) | Brookhaven | 90Plus Particle Size Analyzer | |
| Transmission electron microscopy (TEM) | TEMSCAN | JEOL 1200EX | Accelerating voltage 100 kV |
| Scanning electron microscopy (SEM) | Tescan | Vega II LSU | Accelerating voltage 10 kV |
| Microsquisher | CellScale Biomaterials Testing | MS-50M-01 |
References
- Heskins, M., Guillet, J. E. Solution Properties of Poly(N-isopropylacrylamide). J. Macromol. Sci. A. 2 (8), 1441-1455 (1968).
- Lutz, J. -F., Akdemir, Ö, Hoth, A. Point by Point Comparison of Two Thermosensitive Polymers Exhibiting a Similar LCST: Is the Age of Poly(NIPAM) Over. J. Am. Chem. Soc. 128 (40), 13046-13047 (2006).
- Pelton, R. H., Chibante, P. Preparation of Aqueous Lattices with N-Isopropylacrylamide. Colloids Surf. 20 (3), 247-256 (1986).
- Palasis, M., Gehrke, S. H. Permeability of Responsive Poly(N-Isopropylacrylamide) Gel to Solutes. J. Controlled Release. 18 (1), 1-11 (1992).
- Kawaguchi, H., Fujimoto, K., Mizuhara, Y. Hydrogel Microspheres .3. Temperature-Dependent Adsorption of Proteins on Poly-N-Isopropylacrylamide Hydrogel Microspheres. Colloid Polym. Sci. 270 (1), 53-57 (1992).
- Okuyama, Y., Yoshida, R., Sakai, K., Okano, T., Sakurai, Y. Swelling Controlled Zero-Order and Sigmoidal Drug-Release from Thermoresponsive Poly(N-Isopropylacrylamide-Co-Butyl Methacrylate) Hydrogel. J. Biomater. Sci. Polym. Ed. 4 (5), 545-556 (1993).
- Snowden, M. J. The Use of Poly(N-Isopropylacrylamide) Lattices as Novel Release Systems. J. Chem. Soc. - Chem. Comm. (11), 803-804 (1992).
- Haraguchi, K., Takehisa, T., Ebato, M. Control of cell cultivation and cell sheet detachment on the surface of polymer/clay nanocomposite hydrogels. Biomacromolecules. 7 (11), 3267-3275 (2006).
- Lee, B., et al. Initiated chemical vapor deposition of thermoresponsive poly(N-vinylcaprolactam) thin films for cell sheet engineering. Acta Biomater. 9 (8), 7691-7698 (2013).
- Cole, M. A., Voelcker, N. H., Thissen, H., Griesser, H. J. Stimuli-responsive interfaces and systems for the control of protein-surface and cell-surface interactions. Biomaterials. 30 (9), 1827-1850 (2009).
- Feil, H., Bae, Y. H., Feijen, J., Kim, S. W. Molecular Separation by Thermosensitive Hydrogel Membranes. J. Membrane Sci. 64 (3), 283-294 (1991).
- Kim, J., Park, K. Smart hydrogels for bioseparation. Bioseparation. 7 (4-5), 177-184 (1998).
- Yamashita, K., Nishimura, T., Nango, M. Preparation of IPN-type stimuli responsive heavy-metal-ion adsorbent gel. Polym. Adv. Tech. 14 (3-5), 189-194 (2003).
- Ziolkowski, B., Czugala, M., Diamond, D. Integrating stimulus responsive materials and microfluidics: The key to next-generation chemical sensors. J. Intelligent Mater. Syst. Struct. 24 (18), 2221-2238 (2013).
- Zhang, Y., Kato, S., Anazawa, T. A flap-type hydrogel actuator with fast responses to temperature. Smart Mater. Struct. 16 (6), 2175-2182 (2007).
- Suzuki, D., Taniguchi, H., Yoshida, R. Autonomously Oscillating Viscosity in Microgel Dispersions. J. Am. Chem. Soc. 131 (34), 12058-12059 (2009).
- Schild, H. G. Poly(N-isopropylacrylamide): Experiment, Theory and Application. Prog. Polym. Sci. 17, 163-249 (1992).
- Oh, J. K., Min, K., Matyjaszewski, K. Preparation of poly (oligo (ethylene glycol) monomethyl ether methacrylate) by homogeneous aqueous AGET ATRP. Macromolecules. 39 (9), 3161-3167 (2006).
- Vihola, H., Laukkanen, A., Tenhu, H., Hirvonen, J. Drug Release Characteristics of Physically Cross-Linked Thermosensitive Poly(N-vinylcaprolactam) Hydrogel Particles. J. Pharm. Sci. 97 (11), 4783-4793 (2008).
- Zhang, L. F., Liang, Y., Meng, L. Z. Thermo-sensitive amphiphilic poly(N-vinylcaprolactam) copolymers: synthesis and solution properties. Polym. Adv. Tech. 21 (10), 720-725 (2010).
- Smeets, N. M. B., Bakaic, E., Patenaude, M., Hoare, T. Injectable and tunable poly(ethylene glycol) analogue hydrogels based on poly(oligoethylene glycol methacrylate). Chem. Comm. 50 (25), 3306-3309 (2014).
- Lutz, J. -F. Polymerization of oligo (ethylene glycol)(meth) acrylates: toward new generations of smart biocompatible materials. J. Polym. Sci. A. 46 (11), 3459-3470 (2008).
- Lutz, J. -F., Hoth, A. Preparation of Ideal PEG Analogues with a Tunable Thermosensitivity by Controlled Radical Copolymerization of 2-(2-Methoxyethoxy)ethyl Methacrylate and Oligo(ethylene glycol) Methacrylate. Macromolecules. 39 (2), 893-896 (2006).
- Patenaude, M., Campbell, S., Kinio, D., Hoare, T. Tuning Gelation Time and Morphology of Injectable Hydrogels Using Ketone-Hydrazide Cross-Linking. Biomacromolecules. 15 (3), 781-790 (2014).
- Patenaude, M., Hoare, T. Injectable, Degradable Thermoresponsive Poly(N-isopropylacrylamide) Hydrogels. ACS Macro Lett. 1 (3), 409-413 (2012).
- Patenaude, M., Hoare, T. Injectable, Mixed Natural-Synthetic Polymer Hydrogels with Modular Properties. Biomacromolecules. 13 (2), 369-378 (2012).
- Smeets, N. M. B., Bakaic, E., Patenaude, M., Hoare, T. Injectable poly(oligoethylene glycol methacrylate)-based hydrogels with tunable phase transition behaviours: Physicochemical and biological responses. Acta Biomater. 10 (10), 4143-4155 (2014).
- Sivakumaran, D., Mueller, E., Hoare, T. Temperature-Induced Assembly of Monodisperse, Covalently Cross-Linked, and Degradable Poly(N-isopropylacrylamide) Microgels Based on Oligomeric Precursors. Langmuir. 31, 5767-5778 (2015).
- Bakaic, E., Smeets, N. M. B., Dorrington, H., Hoare, T. "Off-the-shelf" thermoresponsive hydrogel design: tuning hydrogel properties by mixing precursor polymers with different lower-critical solution temperatures. RSC Adv. 5 (42), 33364-33376 (2015).
- Bulpitt, P., Aeschlimann, D. New strategy for chemical modification of hyaluronic acid: Preparation of functionalized derivatives and their use in the formation of novel biocompatible hydrogels. J. Biomed. Mater. Res. 47 (2), 152-169 (1999).
- Kesselman, L. R. B., Shinwary, S., Selvaganapathy, P. R., Hoare, T. Synthesis of Monodisperse, Covalently Cross-Linked, Degradable "Smart" Microgels Using Microfluidics. Small. 8 (7), 1092-1098 (2012).
- Sivakumaran, D., Mueller, E., Hoare, T. Microfluidic production of degradable thermoresponsive microgels based on poly(N-isopropylacrylamide). Soft Matter. , (2016).
- Xu, F., Sheardown, H., Hoare, T. Reactive Electrospinning of Degradable Poly(oligoethylene glycol methacrylate)-Based Nanofibrous Hydrogel Networks. Chem. Comm. 52 (7), 1451-1454 (2016).
- Troll, K., et al. The collapse transition of poly(styrene-b-(N-isopropyl acrylamide)) diblock copolymers in aqueous solution and in thin films. Colloid Polym. Sci. 286 (8), 1079-1092 (2008).
- Patenaude, M., Campbell, S., Kinio, D., Hoare, T. Tuning Gelation Time and Morphology of Injectable Hydrogels Using Ketone-Hydrazide Cross-Linking. Biomacromolecules. 15 (3), 781-790 (2014).
- Kelly, T. A., Felder, M. S., Ollar, R. A. Inducing Apoptosis in a Mammalian Cell by Contacting with Paraffin or Agar. US Patent. , 6,274,377 (2001).
