자기 조립, 분해 Thermoresponsive Hydrogels 반응 압출, 마이크로, 통해 여러 길이 가늠 자에를 조작 하 고 전기
Summary
프로토콜 분해성 thermoresponsive hydrogels hydrazone 대량 규모, 미, 그리고 나노, 젤 나노 입자 및 nanofibers의 준비에 대 한 후자에 고분자 올리고의 cross-linking에 따라 제작에 대 한 설명 합니다.
Abstract
그들의 궁극적인 임상 사용 생물학으로 관련의 부족에 의해 방해 되어 다양 한 스마트 재료 다양 한 생물 의학 응용 프로그램 (예를 들어, 약물 전달, 조직 공학, bioimaging, 등)에 대 한 탐험 되어, 하는 동안 저하 가장 스마트 재료에 대 한 관찰입니다. 이 특히 온도 응답 hydrogels는 기능적으로 비 분해성 고분자를 기반으로 거의 균일 하 게 (예를 들어, poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAM) 또는 폴 리 (oligoethylene 글리콜 메타 크 릴 산) (POEGMA) ). 따라서, 원격 제어 또는 물질 대사 통제 약물 전달의도 전에 thermoresponsive hydrogels의 잠재력을 효과적으로 번역을 셀 투어 상호 조정할 수 있는 셀 소재, 잠재력을 가진 theranostic 자료 이미징, 약물 전달와 같은 다른 응용 프로그램에 대 한 메서드는 hydrogels (해당 되는 경우 완전히 분해) 재료의 요구 수명에 따라 신 정리의 적어도 수로 렌더링 하는 데 필요한입니다. 이 위해,이 프로토콜에 설명 합니다 가수분해로 분해 hydrazone 가교 된 hydrogels 준비를 hydrazide와 분자와 알데하이드 기능성된 PNIPAM 또는 POEGMA 올리고 사이의 반응에 따라 여러 길이 비늘 신장 여과 제한 무게입니다. 특히, 분해성 thermoresponsive 대량 hydrogels (더블 배럴 주사기 기술을 사용 하 여), 조작 방법 하이드로 겔 입자 (마이크로 플랫폼 동시 혼합을 촉진에 사용 하는 둘 다 미에와 전조 고분자와는 열 구동을 통해 나노 크기의 유화 자기 조립 방법 cross-linking 그리고), 히드로 nanofibers (를 사용 하 여 반응 전기 전략) 설명. 각각의 경우에 기존의 자유 래 디 칼 cross-linking 프로세스를 통해 달성 된 것과 유사한 온도 응답 속성 hydrogels 달성 될 수 있다, 하지만 hydrazone 상호 연결 된 네트워크를 다시는 oligomeric 형성 시간이 지남에 저하 될 수 있습니다. 선구자 중합체 및 사용 허가 따라서, 우리는 이러한 방법 (수 있습니다 어떤 합성에 일반적으로 적용 된 수용 성 고분자, 재료 뿐 아니라 스마트) 임상 응용 프로그램에 합성 스마트 재료의 쉽게 번역 하면 예상.
Introduction
스마트 재료는 외부 또는 환경 신호 가역 “요청 시” 응답에 대 한 그들의 잠재력 때문에 상당한 관심을 받고 있다. 온도 응답성 재료 온도 T에서 강 수 온도 제어의 결과로 그들의 더 낮은 중요 한 솔루션 온도 (LCST) 동작으로 특정 관심을 받고 있다 > LCST1,2. Thermoresponsive hydrogels의 맥락에서이 낮은 중요 한 솔루션 온도 문제는 가역 붓기/de swelling 이벤트 온도 가변 대량 크기에 의해 각 성 (t 큰 < LCST)3, 기 공 크기 (큰 t < LCST)4, 그리고 계면 특성 (더 t 친수성 < LCST)5. 이러한 전환 약물 전달에 널리 적용 된 (외부 또는 환경 피해가 약4,,67릴리스), 조직 공학 및 세포 배양 (thermoreversible 세포 접착에 대 한 / 박8,,910), (전환 막 porosities 및 permeabilities 또는 열 재활용 진단 지원11,12, 대 한 분판 13) 미세 처리 (온-오프 밸브 규제 흐름14,15), 그리고 (온도 가변 점도16)에 대 한 유 변 학적 한정자. 중요 한 (및 증가) 작업 또한 폴 리 (oligoethylene 글리콜 메타 크 릴 산)에 실시 되었습니다 있지만 가장 일반적으로 thermoresponsive hydrogels poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAM)17, 기반 조사 (POEGMA)2 ,18 및 poly(vinylcaprolactam) (PVCL)19,20. POEGMA의 예상된 향상 된 생체 적합성21,22와 손쉬운 조정 LCST 동작의 서로 다른 숫자와 단위체의 어떤 선형 예측 가능한 혼합물에 주어진 특정 최근 관심을 모으고 있다 그들의 측면 사슬에 에틸렌 산화물 반복 단위 ~ 20 ° C에서 LCST를 변경할 수 있습니다 > 90 ° C2,23. 그러나, 이러한 고분자의 각각 자유 래 디 칼 중 합에 의해 준비 되 고 따라서 크게 제한 잠재적인 유틸리티와 translatability는 생물 의학 응용 프로그램의 맥락에서 같은 고분자의 탄소-탄소 등뼈를 포함 저하 (또는 적어도 신장 여과 통해 정리를 위한 용량)은 일반적으로 요구 사항.
이 제한에 대 한 응답, 우리는 최근 보고 광범위 하 게 hydrazone 화학의 응용 프로그램에 (즉,., hydrazide 그리고 알데하이드 기능성된 사전 고분자 사이의 반응) thermoresponsive의 분해성 아날로그를 준비 하 hydrogels24,25,,2627,,2829. 기능성된 전조 폴리머30 의 혼합에 따라 hydrazide 및 알데하이드 그룹 간의 빠르고 가역 반응 수 모두 제자리에 겔 (활성화 필요 없이이 자료의 손쉬운 주입 수술 주입 또는 UV 방사선 또는 화학 개시 등 외부 합 자극의 종류) 화학 가교 사이트의 밀도 의해 제어 되는 속도로 네트워크의 가수분해 저하 뿐만 아니라. 또한, 신장 여과 제한 아래 hydrogels 준비 하는 데 사용 하는 사전 고분자의 분자량을 유지 하 여이 접근을 사용 하 여 만든 hydrogels 저하 몸25에서에서 지울 수 있습니다 oligomeric 전조 폴리머로 다시 ,,2728. 낮은 세포 독성 및 낮은 염증 성 조직 응답 이러한 자료25,,2627에 의해 유도 된와 결합,이 접근은 thermoresponsive의 사용에 대 한 잠재적으로 번역 방법을 제공합니다 스마트 hydrogels 의학, 특히 모든 길이에 같은 hydrogels의 잘 제어 분해성 아날로그 저울 (대량, 마이크로 및 나노) 하는 경우에 날조 될 수 있다.
이 프로토콜에서 설명 하는 제어 번호 hydrazide 및 알데하이드 그룹으로 방법이이 폴리머를 적용 하에 잘 정의 된 크기와 hydrogels 만들려고 기능성된 합성 thermoresponsive 사전 고분자를 만들기 위한 방법 다양 한 길이 가늠 자. 특히,이 원고 4 가지 접근 우리 반응 hydrazide 그리고 알데하이드 기능성된 사전 고분자의 혼합 제어를 개발 하 고 따라서 잘 정의 된 형상의 thermoresponsive 하이드로 겔 네트워크 만들 설명 하 고 형태학:
분해성 대량 hydrogels 정의 된 크기를 만들려면 템플릿 전략 설명는 반응성 사전 폴리머 정적 믹서는 콘센트에 장착 하 고 연속적으로 압출 더블 배럴 주사기의 별도 배럴으로 로드 되는 실리콘 몰드는 원하는 히드로 모양과 크기21,27 (그림 1)와 함께.
그림 1 : 대량 하이드로 겔 형성의 도식. Hydrazide 및 알데하이드 기능성된 폴리머 솔루션 (물 또는 수성 버퍼) 더블 배럴 주사기의 별도 배럴으로 로드 되 고 압출 정적 믹서를 통해 원통형 실리콘 금형. 신속한 현장에서 겔 화 혼합 형태 hydrazone 가교 된 하이드로 겔은 무료 서 (일단 금형 제거 됩니다) 전 구체 고분자의 농도 및 기능 그룹 밀도 따라 분 초 이내에. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.
미크론 단위로 분해 젤 입자를 만들려면, 반응성 마이크로 메서드 설명 어떤 전조에 폴리머 솔루션은 동시에 혼합 하 고 유화 소프트 리소 그래피 템플릿 미세 칩 디자인을 사용 하 여, 활성화는 혼합된 반응 중합체 방울의 형성 그 이후 유제 (그림 2),3132에 의해 제자리에 템플릿 크기와 폼 젤 미 젤.
그림 2 : 반응 마이크로 통해 젤 microparticle 형성의 도식. (A, B) Hydrazide 및 알데하이드 기능성된 폴리머 솔루션 (물 또는 수성 버퍼)는 역류를 방지 하는 압력 기울기를 생성 하도록 설계 된 채널의 지그재그 시리즈에 걸쳐 다운스트림 연결 된 별도 저수지로 주사기 펌프에 의해 먹인 다. 고분자 다음 (또한 주사기 펌프에 의해 구동) 양쪽에서 흐르는 파라핀 오일에 의해 전단 되 고 직전 혼합 하 고 수성 생산 흐름 초점을 맞추고 결과 노즐을 통해 강제 연속 파라핀 오일 단계 작은 물방울 (폴리머 솔루션) (노즐 영역 및 물방울 형성 과정의 그림 (B) 참조). 추가 2 파라핀 오일 후미 후 결과 microparticulate 젤 층 류 흐름에서 입자 제거 하기 전에 완전 한 겔 화에 대 한 허용 하도록 컬렉션 채널에서 물방울은 더 별도의 노즐 뒤에 배치 됩니다. 자석으로 흔들된 비 커;에서 수집 노즐에서 물방울 생성 프로세스의 (C) 그림 (참고 그 hydrazide 폴리머 혼합을 설명 하기 위해 파란색으로 표시 됩니다)
자기 조립 방법을 설명 하는 반응성 전 구체 고분자 (“씨” 폴리머) 중 하나의 솔루션은 안정적인 nanoaggregate를 형성 하는 LCST 위에 열 반응 분해성 젤 입자는 열 구동 nanoscale에 만들려면 그 후 보완 반응 전조 폴리머 (“가교” 폴리머);의 추가 의해 가교 된 결과 hydrazone 가교 화 nanogel nanoaggregate (그림 3)28에 의해 직접 템플릿 크기를 있다.
그림 3 : Nanogel 대형 열 구동을 통해 반응의 도식 자기 조립. (Thermoresponsive) hydrazide-기능성된 고분자를 포함 하는 용액은 안정 uncrosslinked nanoaggregate를 만드는 그것의 더 낮은 중요 한 솔루션 온도 이상가 열. 다음, 알데하이드 기능성된 폴리머 hydrazone 유대 형성을 통해 nanoaggregate crosslink에 추가 되 고 따라서는 LCST 아래의 냉각 nanogel 입자를 안정화. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.
분해성 nanofibers 만들려고 반응 전기 기술 설명 (hydrogels 대량을 만들기 위해 사용)로 출구에서 정적 믹서를 갖춘 더블 배럴 주사기 표준 전기 플랫폼 (그림 4에 연결 )33.
그림 4 : 반응 전기 통해 히드로 nanofiber 형성의 도식. 정적 믹서 (대량 hydrogels에 설명 된 대로 로드 하지만 또한 전기 지원으로 높은 분자량 poly(ethylene oxide)의 일부를 포함 하 여)와 함께 더블 배럴 주사기는 연결 주사기 끝에 바늘 주사기 펌프 탑재 하는 고전압 전원 장치. Hydrazone 가교 섬유 nanofibrous 형태 유지 때 스트림의 안타 (알루미늄 호 일 또는 회전 알루미늄 디스크) 수집기 프로세스를 회전 발생 합니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.
분해성 스마트 하이드로 겔 네트워크를 만들기 위한 이러한 방법의 응용 프로그램 관심;의 폴리머로 PNIPAM 또는 POEGMA를 사용 하 여이 프로토콜에서 설명 된다 그러나 양측 검정 이기는 하지만 적당 한 조정으로 점도 대 한 모든 수용 성 폴리머를 설명 하는 기본적인 방법을 번역 하는, 및 (의 경우에 자기 조립 nanogel 제조 방법) 씨앗을 형성 사전 폴리머의 안정성 nanoaggregate입니다.
Protocol
Representative Results
Discussion
우리가 성공적으로 PNIPAM 및 POEGMA; 위의 세부 사항에서 설명 하는 방법의 약간의 변화만을 사용 하 여 여러 폴리머 시스템에 이러한 모든 제조 기술 적용 그러나, 이러한 프로토콜의 사용자가이 과정으로 다른 고분자 대체 됩니다 때 발생할 수 있는 잠재적인 문제를 인식 해야 합니다. 특히, 전 구체 고분자의 점도 증가 수 있습니다 부정적인 영향을 두 선구자 고분자의 혼합의 효율성과 (특히 미세 메서드)에서 공정 화에 기인한 둘 다. 또한,는 고분자의 겔 화 시간 흐름을 억제 또는 원하는 형성에 필수적인 반응 사전 폴리머의 interdiffusion를 방지 하는 역할 조 겔 화를 피하기 위하여 표적으로 하는 형태에 따라 속도 제어 해야 합니다. 균질 젤 구조입니다. 우리는 각 제조 길이 규모에서 이러한 제한을 해결 하기 위해 이러한 접근 방식에 맞게 사용 하는 방법 뿐만 아니라 각 전략의 구체적인 제한 아래 설명 되어 있습니다.
더블 배럴 주사기 공동 압출 통해 hydrogels 대량
겔 화 시간 제어 대량 hydrogels 위한 더블 배럴 주사기 기술의 효 험에 핵심 변수 이다. 너무 빨리 접촉 시 젤 고분자 ( 5 s는 (비록 선택)는 것이 좋습니다;이 기술의 사용에 대 한 이것은 복제 hydrogels 각 히드로 캐스트 같은 구성이 물리적 또는 기계적인 분석에 대 한 캐스팅 되는 경우에 특히 중요 하다. 겔 화 시간에 반응성 기능 그룹의 밀도 변경 하 여 쉽게 변경할 수 있습니다 또는 전조 폴리머 (기능 그룹 저밀도 느린 겔 화 선도) 또는 전조 고분자의 농도 변경 젤 (형성 하는 데 사용 느린 겔 화를 선도 하는 농도 낮은)21. 또는 결과 하이드로 겔35의 구성을 크게 변경 하지 않고 겔 화 시간을 감소 시킨다 교체 (더 반응) 알데하이드 그룹 (덜 반응) 케 톤 그룹 고 쌍 electrophile로 크게 ; 폴리머 알 데히드의 혼합물으로 준비 하 고 케 톤 단위체 선구자 사용 전 구체 고분자의 농도 (그리고 이렇게 고체 결과 젤 형성에서 대량 비율)을 변경 하지 않고 원하는 대로 겔 화 시간을 조정 하는 데 사용할 수 있습니다.
우리는 첫 번째 히드로 캐스트 항상는 후속 hydrogels 캐스팅, 약간의 차이는 두 개의 배럴의 내용을 실제로 정적 믹서에 도달 하는 속도 관측으로 동일한 속성 유의 것 이다. 결과적으로, 우리가 일반적으로 프라임 더블 배럴 주사기 작은 밀어내어 (< 0.3 mL) 이러한 가변성을 최소화 하기 위해 주조 과정을 시작 하기 전에 젤의 분수. 마지막으로, 일반적으로 oligomeric 합성 사전 폴리머를 사용 하는 경우 문제, 동안 하나 이상의 전조 폴리머 솔루션의 점도 모두 엄지손가락 간단한 우울증을 사용 하 여 흐름을 용이 하 게이 기술의 맥락에서 도전 포즈 수 있습니다. 정적 믹서에서 혼합 하는 효과적인 홍보 뿐만 아니라. 그러나, 다소 의외로 크게 다른 점도와 심지어 전조 폴리머 솔루션 아직도 형성 상대적으로 균질 hydrogels 부품 리스트에서 설명한 정적 믹서 첨부 파일을 사용 하 여 (예를 들어, PNIPAM 높은 분자 무게 탄수화물26), 그 결과로 잘못 일치 점도 비효율적인 혼합에 대 한 우려를 제안 수 없습니다 중요 한 적어도 대량 규모에. 필요한 경우 드라이브 흐름을 (엄지) 대신 주사기 펌프의 사용 및/또는 콘센트에 더 큰 계기 바늘의 사용 수 있습니다 이러한 시스템에서 extrudability와 관련 된 문제를 극복.
반응 마이크로 통해 미 hydrogels
젤 microparticle 제조에 대 한 마이크로 접근와 관련 된 주요 단계 2 반응성 폴리머와 마이크로 칩의 프라이 밍 이다. 중합체는 칩에 다른 압력 또는 다른 속도로 전달 됩니다, 경우 차동 압력 저수지로 한 전조 폴리머 솔루션의 역류를 구동할 수 있다 (또는 적어도 저수지 쪽으로) 다른 전조 폴리머의. 입자 형성, 흐름을 효과적으로 차단 하 고 따라서 칩 처리를 요구에서 상류를 겔 화 발생 합니다. 각 저수지와 믹싱 포인트 사이 각 인 고문 경로 역류;에 상당한 저항을 만듭니다. 그러나, 심지어 훈련된 연산자는 안정적인 흐름 정권을 달성 하기 전에 칩을 젤 때때로 것 이다. 우리의 경험을 바탕으로, 1-2 분 사이 일반적으로 (시간 이상 비교적 polydisperse 젤 미 생산); 방울 형성의 개시 다음 흐름을 안정화 하는 데 필요한 아무런 문제가 작업의 첫 번째 5-10 분 내에서 관찰 된다, 그것 높습니다 몇 시간의 연속 단 분산 입자를 얻을 수 있습니다. 순간 비 겔 화 시간으로 비교적 잘 일치 점도 전조 폴리머를 사용 하 여 (적어도 > 15 s 바람직) 이러한 문제를 방지 하 고 안정적인 흐름의 형성을 촉진에 도움이 크게.
참고 다양 한 흐름 속도 0.01-0.1에서 배열 mL/수성 단계에 있는 h와 1.1-5.5 mL/h 오일 단계에서 테스트 되었습니다 ~ 25-100의 크기 범위에 입자의 제조로 이어지는이 칩 디자인을 사용 하 여 전단에 적용에 따라 µ m는 흐름 초점 접합; 빠른 흐름 속도 높은 전단으로 간주 하 고 따라서 더 작은 입자 형성31,32. 총 수성 흐름 율 낮은 (~0.03 mL/h로 프로토콜에서 인용) monodispersity 또는 소자의 수명 저하 없이 젤 microparticle 크기를 제어 하는 가장 효율적으로 발견 유지 하면서 오일 유량 변화, 둘 다 했다 크게 높은 끝 인용된 총 수성 흐름 율의 감소를 관찰. 더 큰 기름 흐름 율 (> 5.5 mL/h)를 만드는 작은 입자는 가능 하지만 칩 박 (플라즈마 보 세 PDMS 미세 칩 발생 일반적인 제한)의 위험을 증가. 다른 방법을 사용 하 여 칩 본딩 빠른 흐름 속도 및 이렇게 더 작은 젤 microparticle 생산, 우리가 현재 탐험 전략 사용 수 있습니다. 노즐의 크기를 감소 또한 이기는 하지만 위험이 높아 입자 형성 하기 전에 조 겔의 생산 될 수 있는 미의 크기를 줄이기 위해 도움이 됩니다. 불안 따라서 더 높은 polydispersities 및 칩 겔 화;의 증가 위험을 리드 하는 경향이 느린 흐름 율 이 제한 높은 안정성, 높은 해상도이 프로토콜에 사용 되는 표준 주사기 펌프 보다는 멀티 채널 미세 흐름 제어 시스템을 사용 하 여 극복할 수 있습니다.
오일의 선택은 무거운 오일 (컬렉션 후 젤 microparticle 덩어리 방지 측면에서 유리한)로이 프로토콜의 성공에 중요 한 가벼운 실리콘 오일에 보고 보다는 노즐에서 매우 보다 적게 일관 된 입자 형성을 주도 프로토콜입니다. 우리이 감소 가설 재현성은 주사기 더 가변 전단 혼합 지점에서 이어지는 무거운 오일의 펌핑의 낮은 일관성의 결과 이다. 피 젤 microparticle 집계 컬렉션 플라스 크에 도전, 특히 즉시 미세 장치 어느 시점에서 제자리에서 겔 화는 완전 하 고 큰 수의 사용할 수 있는 반응에서 출구에는 또한 기능 그룹은 컬렉션 목욕에 있는 충돌 입자 사이의 양식 브리지를 사용할 수 없었습니다. 이 문제는으로 해결: 미세 칩 자체에 출구로 길이 증가, 더 완전 한 겔 화;를 홍보 하는 시간이 더 긴 기간에 대 한 층 류에서 젤 미 유지 피드 더 많은 석유 칩 그리고 따라서 더 분리로이 후 혼합 채널에서 젤 미 자체 노즐 또는 입자 생산 속도; 전단 필드를 영향을 주지 않고 노즐 측면 채널 추가 고을 피하기 위해 컬렉션 플라스 크에 자석 믹서를 추가 젤 microparticle 침전 인접 한 입자 사이 더 큰 평균 분리를 유지. 매우 느린 고 고분자 가능성이 장치 안정성 향상을 못쓰게 문제가 최소화, 하는 동안 이러한 시스템 또한 관찰 되었다 반응 기능 그룹의 더 큰 수로 젤 microparticle 집계의 위험을 크게 증가 하 남아 unreacted (따라서 양식 간 입자 교량 수) 시간이 더 긴 기간. 따라서, 15-60 s 순서 겔 화 시간 표시이 기술에 대 한 최적의: 느리게 못쓰게 하지만 빠른 만큼 가장 반응성 기능 그룹을 보장 하기 위해 수 있도록 충분히 젤 미에 층 류 채널 종료 전에 소비 하는 컬렉션 플라스 크입니다.
마지막으로, 템플릿 오일의 제거 결과 입자 스마트 속성 추가 사전 폴리머의 구성에 따라 예상 유지 및 생물 의학 컨텍스트에서 이러한 입자의 사용 활성화에 필수적 이다. 설명 된 절차를 세척 pentane이 점에서 일반 젤 microparticle 생산에 대 한 매우 효과적 이었습니다. 그러나, 컨텍스트에서 직접 생물 (예를 들어, 온-칩 셀 캡슐화)이 기술의 응용이이 프로토콜의 재평가 요구할 것입니다. 우리는 또한 문의의 맥락에서 더 불활성 석유36, 분산 제는 세포 수를 제안 하는 올리브 오일의 사용을 탐험. 입자 형성 가능한 동안, 젤 microparticle 인구 훨씬 더 polydisperse 보다 적어도 현재 칩 설계와 미네랄 오일, 달성 될 수 있었다. 따라서, 칩 합성 고분자와 천연 고분자 젤 microparticle 형성31에 나타납니다, 수정된 디자인 모든 가능한 소재 조합에서이 기술을 더 광범위 하 게 악용 하는 데 필요한 수 있습니다.
반응성을 통해 나노 hydrogels 자기 조립
Nanogels 씨 폴리머의 다른 농도 포함 하 여 조건을 처리의 매우 넓은 범위를 사용 하 여 형성 된 (0.5-2 wt %), crosslinking:seed 폴리머 (0.05-0.2), 다른 온도 (40-80 ° C), 다른 혼합 속도 (다른 비율 200-800 rpm), 그리고 crosslinker 폴리머 (2-60 분)28의 추가 다음 번 다른 난방. 농도, 측면 관찰 동향은 일반적으로 씨앗 폴리머의 높은 농도 더 큰 nanogels 이어질 crosslinker:seed 폴리머의 높은 비율 높은 crosslink 밀도와 nanogels를 리드 하 고 따라서 낮은 예측 될 것 이다 thermoresponsivities입니다. 씨 폴리머 증가 너무 높은 농도 궁극적으로 nanoaggregation, 무엇을 위한 기존의 자유 래 디 칼 강 수 과정에서 관찰과 일치 반대 집계 대량 강조 한다 thermoresponsive nanogels3. 짧은 열 시간 또한 작은 형성 하 고 더 많은 단 분산 입자에 대 한 유리한 것을 발견 했다. 우리는 그는 nanoaggregate에 들고 긴 시간 선구자 고분자 중 하나 또는 모두 상대적으로 hydrazone 채권의 증가 hydrophobicity nanogel 충돌 시 집계의 확률 증가 LCST 이상의 온도에서 가설 중 하나는 전조 알데하이드 또는 hydrazide 기능 그룹이이 집계를 달성 하는 가교 정도 증가 가능성이 더 만들기. 궁극적으로, 짧은 난방 시간은 프로세스 관점에서 유리한 단 분산 nanogel 인구는 crosslinker 폴리머 추가; 후 2 분 만큼 적게 형성 될 수 있다 10 분도 더 높은 가교 된 nanogels의 생산을 위해 허용 하는 동안 단 분산 nanogels를 생산할 수 있는 일관 되 게 긴 시간이 될 발견 됐다. 흥미롭게도, 방법은 현저 하 게 혼합, 거의 동일한 입자 크기와 입자 크기 분포는 다른 속도로 혼합 또는 심지어 더 큰 볼륨을 프로세스를 크기 조정에서 결과를 구분 하지 않습니다. 처음이 결과 의해 놀 래, 하는 동안 그것은 가능성이 nanogel 생산을 규제에서 열역학의 기본 역할을 말한다.
낮은 polydispersities를 위해 콜 로이드 안정성과 정도 nanoaggregate의 수 분의 주요 변수를 것 처럼. 예를 들어 덜 친수성 알데하이드 기능성된 폴리머 반대 시드로 더 친수성 hydrazide 기능성된 고분자를 사용 하 여 준비 nanoaggregates 상당히 낮은 polydispersities와 nanogels로 이어질. 실험적인 집합 온도 씨앗 폴리머의 LCST이 또한 중요 합니다. 그냥 씨 폴리머 LCST 이상의 온도에서 작동 ((T-LCST) < 5 ° C)의 단 분산 nanogel; 가장 높은 확률을 제공 합니다 LCST 넘어서는 운영 만듭니다 더 많은 가능성이 더 축소 되어 소수 nanoaggregates 집계 하 고 덜 가능성이 crosslink, 효과적으로 될 수 없는 상대적으로 소형 씨 폴리머에서 LCST 결과 아래 운영 하는 동안 또는 reproducibly 가교 화입니다. 입자 monodispersity의 최고의 예측에 대 한 좋습니다 처음 발병 씨앗 폴리머의 LCST를 측정 하는 UV/vis 스캔을 수행 하 고 이후 1-2 ° C 온도에서 자기 집합 프로세스 수행 그 LCST 위에.
이 메서드를 사용 하 여 생산 하는 nanogels 수 수 동결 건조 된을 콜 로이드 안정성, 종종 불가능 자기 조립된 구조에 대 한 그리고 우리의 가교 안정화 방법에 기인 우리가 보기에 어떤 변화 없이 redispersed note. 우리는 또한 그 씨앗 폴리머만 필요 thermoresponsive 일;이 방법에 대 한 예상 cross-linking 무응답 또는 다른 자극에 반응 하는 고분자의 사용은이 기술의 궁극적인 적용을 확대 추가 수 있습니다. 마지막으로, 두 반응 전조 고분자의 혼합은 경우에 활성, 겔 화 시간 반대로 패시브 이므로 설명 다른 제조 전략에 상대적으로 공정 제어 측면에서 훨씬 덜 중요 한. 그러나,이 기술에도 총 가교 시간을 유지 < 30 분은 입자 집단의 위험을 최소화 하는 것이 좋습니다.
Nanofibrous hydrogels 반응 전기를 통해
반응 전 고분자의 겔 화 시간 제어 다시 젤 nanofiber 생산의 성공에 필수적 이다. 특히, 대량 겔 화와에 약 정적 믹서 (더블 배럴 주사기로 길이 정적 믹서의 tortuosity에서 솔루션의 흐름 속도 변경 하 여 제어 됨)에 전 구체 고분자의 체류 시간을 일치 하 전 구체 고분자의 시간 뿐만 아니라 바늘와 컬렉터 사이 방적된 섬유의 효과적인 가교를 보장으로 spinnability를 유지 모두에 필수적입니다. 빨리 겔 화 효과가 테일러 콘 개발 하 고 따라서 박막의 궁극적인 형성과 확산에 따른 수집기 타격 젤 대신 용액에 느린 겔 화 결과 동안 가난한 spinnability 대신 젤 nanofibers입니다. 거주 시간 약간 아래에 대량 겔 화 시간 근무는 또한 발견 되었습니다 효과적인 (그리고 실제로 바늘 막힘의 위험을 줄이기 위해 바람직) 이후 물이 증발으로 솔루션은 효과적으로 냈 지 집중에서 전 구체 고분자는 스트림 및 따라서 회전 과정에서 겔 화 속도 가속 한다. 이 같은 맥락에서 더 높은 바늘-컬렉터 거리에서 운영 (> 10 cm)는 일반적으로이 프로세스에 유리한 짧은 거리 물 증발에 대 한 사용할 수 있는 시간을 감소 하 고 따라서 관계 더 엄격한 제어를 해야 체류 시간 및 겔 화 시간 nanofibrous 제품을 보존 하기 위하여.
PEO의 사용 (또는 다른 높은 분자량 및 쉽게 electrospun 폴리머) 짧고 높은 분기 POEGMA 올리고 혼자 유도 녹 채의 적절 한 학위를 도달할 수 없습니다이 프로토콜 nanofiber 형성 촉진에 필수적 이다 전기; 대신, 분무 결과 전혀 (비록이 또한이 동일한 화학을 사용 하 여 분해 젤 입자를 만들기 위한 응용 프로그램을 할 수 있습니다) POEGMA 전용 공식에 대 한 테스트 조건을 처리 합니다. 1 wt % (1 MDa 분자량)의 최소 PEO 농도 완전히 nanofibrous 형태를 유지 하기 위해 필요 합니다. Note는 PEO; nanofibrous 네트워크의 무결성을 중단 하지 않고 (이온된 수, 24 h) 간단한 적시 절차에 따라 섬유에서 제거할 수 있습니다 이 방법에서는, PEO 행위로 더 최종 nanofibrous 제품의 필수적인 구성 요소 보다는 일시적인 전기 보조. 또한 다양 한 유형의 수집, 간단한 알루미늄 호 일 (몸을 담글 시 수집기에서 delaminate 수 있는 얇은 층 hydrogels 만들기) (두꺼운 건설 기계를 만들려고) 회전 알루미늄 디스크 등이 같은와 함께에서 사용할 수 있습니다 note 겔 화 속도, 전기, 속도 및 전기 중 물 증발 속도 다른 공정 변수를 제공 하는 기술 변경 되지 않은 남아 있습니다.
흥미롭게도, 다른 형태학을 준비 하는 데 사용 하는 방법에 따라 큰 차이가 hydrogels 같은 히드로 선구자에서 준비의 저하에서 관찰 되었습니다. 예를 들어 POEGMA nanofibrous hydrogels 그들의 상당히 높은 표면적과 따라서 hydrazone 채권은 물에 대 한 액세스에도 불구 하 고 같은 성분과 대량 POEGMA hydrogels 보다 느리게 저하. 우리 내부 젤 homogeneities로 이어질 수 있는 전 구체 고분자 및 크게 다른 형태학 및에 혼합의 기하학의 점에서 설명된 프로토콜 사이 고유한 대조에 이러한 차이 관계 원래의 겔 화, 특히 동시 물 증발 및이 과정에서 관찰 하는 가교 전기에 관련 된 같은 시간 규모에 중합체 선구자의 농도. 동안이 될 수 있습니다 다소 복잡 하 게 전조 고분자의 한 폴리머는 각 프로토콜에 사용 하기 위해 표적으로 하는 경우, 그것은 또한 hydrogels 한 화학 성분 하지만 매우 다른 물성을 만들기의 점에서 기술 기회를 제공할 수 있습니다.
전반적으로, 설명 하는 방법 thermoresponsive 폴리머 내부 구조의 여러 종류와 여러 길이 비늘 (대량, 마이크로 및 나노)에 해 성 (또는 적어도 renally clearable) 아날로그 날조를 위한 전략을 제공 (입자 또는 섬유)입니다. 이러한 프로토콜 생물 의학 분야에 전통적으로 준비 된 합성 thermoresponsive 자료의 성공적인 번역 키 장벽 주소: injectability 및 분해성. 우리는 계속 약물 전달 및 조직 공학의 암, 물리적 대상에서 혈액-뇌 장벽에서 단백질의 치료 배달에 걸쳐 약물의 전송에서 그러한 자료의 응용 프로그램을 탐색 하 눈, 조직의 방향 성장 그리고 thermoreversible 접착 및 셀 다른 응용 프로그램의 다시.
Divulgaciones
The authors have nothing to disclose.
Acknowledgements
자연 과학 및 공학 연구 위원회의 캐나다 (NSERC), NSERC 만들기에서 자금-저자 (통합 디자인의 세포 외 매트릭스) 20/20 프로그램: NSERC 안과 생체 재료 연구 네트워크, 그리고 연구의 온타리오 교육부와 혁신 초기 연구원 수상 프로그램은 인정 했다.
Materials
| 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 |
Referencias
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