Een flexibele en fysiek voorbijgaande elektrochemische sensor voor real-time draadloze monitoring van stikstofmonoxid

Een flexibele en fysiek voorbijgaande elektrochemische sensor voor real-time draadloze monitoring van stikstofmonoxid

juni 25, 2020 0 Door admin

Translating…


CBD Olie kan helpen bij artrose. Lees hoe op MHBioShop.com


Huile de CBD peut aider avec l’arthrose. Visite HuileCBD.be


 

Abstract

Real-time sensing of nitric oxide (NO) in physiological environments is critically important in monitoring neurotransmission, inflammatory responses, cardiovascular systems, etc. Conventional approaches for NO detection relying on indirect colorimetric measurement or built with rigid and permanent materials cannot provide continuous monitoring and/or require additional surgical retrieval of the implants, which comes with increased risks and hospital cost. Herein, we report a flexible, biologically degradable and wirelessly operated electrochemical sensor for real-time NO detection with a low detection limit (3.97 nmol), a wide sensing range (0.01–100 μM), and desirable anti-interference characteristics. The device successfully captures NO evolution in cultured cells and organs, with results comparable to those obtained from the standard Griess assay. Incorporated with a wireless circuit, the sensor platform achieves continuous sensing of NO levels in living mammals for several days. The work may provide essential diagnostic and therapeutic information for health assessment, treatment optimization and postsurgical monitoring.

Introduction

Precise and continuous measurements of critical biomarkers in the human body form an important basis for health assessment, pharmaceutical guidance, surgical intervention protocols, and postsurgical monitoring. Specifically, real-time monitoring of nitric oxide (NO) levels in physiological environments plays an essential role in neurotransmission, immune responses, cardiovascular systems, angiogenesis, microcirculation, etc.1,2. Abnormal amounts of NO have been reported to be closely associated with inflammation, neurovirulence and cancer progression3,4. For example, chondrocytes in osteoarthritis patients are associated with increased inducible NO synthase (iNOS) leading to significant NO generation, which promotes inflammatory responses, chondrocyte apoptosis, and cartilage degradation5,6. As one of the leading causes of disability, osteoarthritis is expected to impact at least 130 million individuals globally by 2050. Therefore, probing for NO in the articular cavity could be of great importance for early intervention and treatment optimization of osteoarthritis patients7. However, it remains a great challenge to precisely capture the NO concentration in physiological environments due to its short half-life (6–10 s), low concentration (nM–μM), high chemical activity and interference by other chemicals (e.g., glucose, nitrites, and uric acid) in biological systems8,9. Several techniques have been proposed to detect NO concentrations, including indirect methods such as Griess assays that measure the concentration of nitrite ion (NO2) in solutions and direct methods such as fluorescent probes, electron spin resonance spectroscopy, and chemiluminescence10,11,12,13. Most of these techniques either suffer from insufficient detection limits or involve complicated sample preparation that impedes real-time measurements of NO in physiological environments14,15. By contrast, electrochemical sensors fabricated through a cost-effective process can offer fast and continuous NO detection with high sensitivities and low detection limits16,17. However, most conventional electrochemical NO sensors are made of rigid materials and require surgical retrieval if implanted to eliminate unnecessary device loads, which could cause significant irritations and expose patients to infection complications18,19. Recently, an emerging class of flexible and physically transient device systems, which has mechanical properties matching those of biological tissues and can be resorbed or physically disappear to benign end products, holds the potential to address the above disadvantages, by reducing potential foreign body and inflammatory responses and eliminating a second surgery for device retraction20,21. Remarkable examples, include biodegradable and bioresorbable electronic devices capable of monitoring the pressure and temperature in the brain22, recording the pressure and strain of tendon healing23, and spatiotemporally mapping the electrical activity on the cerebral cortex21; furthermore, there are bioresorbable therapeutic devices for cardiovascular diseases24, peripheral nerve regeneration25, and infection abatement26.

Although various transient devices have been obtained with desirable performances on a par with the non-transient counterparts, the development of devices with chemical sensing capability in physiological environments is still challenging, as it remains problematic to simultaneously satisfy accurate sensing performance and degradability. Reported strategies to prolong the stability of biodegradable devices include utilizing encapsulation layers and/or electrode materials with slow degradation rates (e.g., molybdenum and highly doped silicon), which however might not guarantee sufficient stable performance or require complicated fabrication processes27. In addition, most reported encapsulation methods involve coating of materials on sensing electrodes that might not apply for devices that need direct exposure to chemicals of interest25,28.

Herein, we demonstrate materials strategies, device architectures and fabrication schemes to achieve a flexible and degradable electrochemical sensor capable of NO detection with a low detection limit (3.92 nM), a wide sensing range (0.01–100 μM), a high temporal resolution (1a). The device is capable of complete physical transience both in vitro and in vivo through potential hydrolysis, disintegration, phagocytosis, and metabolic clearance processes. Biocompatibility assessments show no significant adverse effects or accumulation of foreign materials at implantation sites or in major organs. These results establish important routes toward flexible and biodegradable NO sensing with accurate and stable characteristics in physiological conditions providing essential diagnostic and therapeutic information.

Fig. 1: Materials and designs for flexible and transient nitric oxide (NO) sensors.
figure1

a Schematic illustration of a transient NO sensor composed of a bioresorbable PLLA–PTMC substrate (thickness: 400 μm), Au nanomembrane electrodes (thickness: ~32 nm), and a poly(eugenol) thin film (thickness: ~16 nm). NO concentration can be measured through amperometry by applying an oxidation potential between the working electrode (WE) and the reference electrode (RE) and measuring the current between the WE and the counter electrode (CE). The sensor implanted in the joint cavity of a New Zealand white rabbit can continuously detect NO concentrations in vivo and transmit the data to a user interface through a customized wireless module. b Optical image of the surface morphology of Au electrodes with poly(eugenol) films fabricated on frosted glass. Inset: scanning electron microscopy (SEM) image of the surface morphology. c Photograph of the NO sensor under bending. d Photograph of the NO sensor in a stretched state. e Images collected at various stages (0, 1, 6, and 15 weeks) of accelerated degradation of a transient NO sensor in phosphate-buffered saline (PBS) solutions at 65 °C.

Results

Materials synthesis and device fabrication

A schematic illustration of the transient NO sensor appears in Fig. 1a, and the corresponding fabrication procedure is given in Supplementary Fig. 1. The device consists of a bioresorbable substrate (copolymer of poly(l-lactic acid) and poly(trimethylene carbonate), PLLA–PTMC), ultrathin gold (Au) nanomembrane electrodes, and a biocompatible poly(eugenol) film as the selective membrane (Fig. 1a).

The PLLA–PTMC copolymer substrate is highly flexible and stretchable and is biodegradable through hydrolysis29,30. Patterned ultrathin Au nanomembranes (thickness ~32 nm) serve as the working electrode (WE), the counter electrode (CE), and the reference electrode (RE), allowing sensing stability and eventually complete transience through potential disintegration, phagocytosis, and metabolic clearance processes31. Biocompatibility and degradation studies of Au nanomaterials are mostly focused on nanoparticles, which have been proposed for various biomedical applications such as chemoradiation, photothermal therapy, drug delivery, etc32,33,34. Despite of some contradictions, many reports suggest that gold nanoparticles are nontoxic with proper size and dosage, and metabolization occurs through kidney, bladder, or hepatobiliary systems35,36,37, e.g., no significant side effects have been observed after 24 h with intravenous injection of gold nanoparticles (~100 μg)38. Although Au has been considered to be chemically inert, recent study reveals that gold nanoparticles (4–22 nm) are degraded in vitro by cells which are mediated by nicotinamide adenine dinucleotide phosphate oxidase in the lysosome, followed by a recrystallization process, indicating a potential metabolization mechanism for a trace amount of gold39. Poly(eugenol) layer (thickness ~16 nm) is incorporated to promote sensing selectivity and specificity toward NO by hydrophobic repulsion, ionic interaction, and molecular exclusion40,41. Eugenol, the main chemical component of clove oil, has been used in dentistry for decades as an analgesic and has demonstrated excellent biocompatibility42. With an acceptable dietary intake upper value of 2.5 mg kg−1 day−1, eugenol can be efficiently excreted by liver43 and the lethal dosag (LD 50 ) is naar verluidt 11 mg kg −1 bij ratten 44 . Hoewel er weinig onderzoeken zijn naar de toxiciteit van poly (eugenol), is het gebruikt in biosensoren met gewenste biocompatibiliteit 40 , 45 . Het uiteenvallen van ultradunne poly (eugenol) en mogelijke afbraak in eugenol kan resulteren in biocompatibele producten die kunnen worden gemetaboliseerd door cellen en organen 40 , 46 .

Zoals getoond in aanvullende figuur. 1 , PLLA – PTMC is drop-casted op aangepaste matglazen sjablonen gevolgd door sputteren van Au nanomembranen om een ​​groot specifiek gebied te bereiken. Het matglazen substraat met een hoge maaswijdte van 2000 is gekozen om de detectiegevoeligheid te bevorderen, aangezien een ruwer oppervlak een grotere reactiestroom op NO oplevert (aanvullende afbeelding 2 ). De oppervlaktemorfologie van het Au-nanomembraan verschijnt in Fig. 1b en aanvullende figuur. 3 . Het kleverige oppervlak van PLLA-PTMC zorgt voor een uitstekende hechting van het Au-nanomembraan zonder extra kleeflagen te gebruiken. Poly (eugenol) wordt elektrochemisch afgezet op het oppervlak van de WE om waarneembare interferenties veroorzaakt door geassocieerde chemicaliën in de biologische systemen, zoals glucose, nitrieten, urinezuur, enz. Te minimaliseren. Voor elektrochemische afzetting zorgen hogere concentraties eugenol in de elektrolyt voor anti-interferentieprestaties, maar resulteren in lagere stroomreacties op NEE (aanvullende afbeelding 4 ). Voor optimale prestaties wordt een eugenolconcentratie van 10 mM gekozen als afweging tussen de anti-interferentie en de NO-gevoeligheid. De functionele groepen van de gedeponeerde poly (eugenol) film op de WE worden gekenmerkt door Fourier-transformatie infraroodspectrometrie (aanvullende afbeelding 5 ). Vergeleken met kale Au op de PLLA-PTMC-film, vertoont de poly (eugenol) -coating een combinatie van alifatische en aromatische karakters met verschillende zuurstofbevattende groepen, wat consistent is met eerdere studies 47 . Het door een profilometer gemeten hoogteprofiel laat zien dat de dikte van het afgezette poly (eugenol) ongeveer 16 nm is (aanvullende afbeelding 6 ). Een biologisch afbreekbare pasta gemaakt van een mengsel van PLLA-PTMC en molybdeen (Mo) deeltjes dient als elektrische connector voor de testdraden. Eerdere studies hebben aangetoond dat Mo biologisch afbreekbaar is in waterige omgevingen 48 en de aanbevolen dagelijkse hoeveelheid voor volwassenen is 45 µg dag −1 49 . Mo is gebruikt als oplosbare elektroden en verbindingen voor verschillende transiënte elektronica, zoals biologisch afbreekbare batterijen, intracraniële druksensoren en neurale sensoren 21 , 22 , 50 . De deeltjesgrootte en het aandeel van Mo zijn geoptimaliseerd om een ​​hoge elektrische geleidbaarheid te bereiken (weerstand onder 10 Ω) (aanvullende afbeelding 7 ). De combinatie van het bioresorbeerbare en zeer rekbare substraat, ultradunne elektroden en selectieve membranen geeft de sensor de gewenste flexibiliteit en rekbaarheid, zoals getoond in Fig. 1c, d . De de weerstand van de sensorelektrode blijft onveranderd na 1000 cycli trekproeven bij spanningen van 20 en 50% (aanvullende afbeelding 8a ), een en 1000 cycli buigproeven onder een hoek tot 90 ° (aanvullende afbeelding 8b ). Opgemerkt wordt dat de weerstand van Au-elektroden bij het uitrekken toeneemt over verschillende vlekken (aanvullende afbeelding 8c ), die het oxidatiepotentieel en de reactiestroom voor NO-detectie zouden kunnen beïnvloeden (aanvullende afbeelding 1e en aanvullende afbeelding. 9 . De hydrolyse van het PLLA-PTMC-substraat veroorzaakt zwelling van het substraat, gevolgd door desintegratie van de Au en poly (eugenol) nanomembranen en het oplossen van Mo-pasta, resulterend in de uiteindelijke verdwijning van het hele apparaat.

Karakterisering van het apparaat

De detectie van NO is gebaseerd op amperometrie met behulp van een standaard configuratie met drie elektroden, waarbij Au-nanomembranen dienen als WE, CE en RE. De redoxreactie omvat de oxidatie van een NO-molecuul met één ongepaard elektron tot NO (nitrosoniumion) op het oppervlak van het WE, gevolgd door een conversie naar NO 2 sub > in de oplossing 9 :

$$ { mathrm {NO – e}} ^ – tot { mathrm {NO}} ^ . $$

(1)

$$ { mathrm {NO}} ^ , { } , , { mathrm {OH}} ^ – naar { mathrm {HNO}} _ 2. $$

(2)

De redoxstroom kan daarom worden bewaakt om de concentratie NO te detecteren. De prestaties van gefabriceerde NO-sensoren worden geëvalueerd bij 37 ° C. Zoals getoond in Fig. 2a , wordt een oxidatiepotentiaal van ongeveer 0,8 V (WE vs. RE) bepaald door lineaire sweep-voltammetrie (LSV) door de responsstroom tussen WE en CE te meten in aanwezigheid van NO. De tijdsafhankelijke stroomrespons bij verschillende NO-concentraties wordt gemeten door middel van chronoamperometrie en de resultaten worden getoond in Fig. 2b, c . Tijdens de meting is roeren vereist bij elke toevoeging van NO-standaardoplossingen om uniformiteit te bereiken, gevolgd door gegevensregistratie bij afwezigheid van roeren om ruis te minimaliseren en gegevensstabiliteit te garanderen, vooral bij lage NO-concentraties ( 2d, e , een lineaire relatie tussen de NO-concentratie en de responsstroom kan worden verkregen (kalibratiekrommen) en de detectiegevoeligheden worden berekend op 5,29 en 4,17 nA μM −1 voor NO-concentraties in het bereik van respectievelijk 0–5 en 5–100 μM. Op basis van de kalibratiecurve is de detectielimiet van de sensor 3,97 nM, met de berekeningsdetails in de sectie ‘Methoden’.

Fig. 2: Elektrochemische prestaties van een flexibele en voorbijgaande NO-sensor bij 37 ° C.

a Lineaire sweep voltammetrie uitgevoerd in PBS-oplossingen met (zwart) en zonder NO (rood). b Tijdsafhankelijke stroomrespons van de sensor bij verschillende NO-concentraties (detectiebereik: 0–100 μM), bij een voorspanning van 0,8 V. c Tijdsafhankelijke stroomrespons van de sensor bij verschillende NO-concentraties (detectiebereik: 0-5 μM) bij een voorspanning van 0,8 V. d Kalibratiecurve: lineaire relatie tussen responsstromen en NO-concentraties (5–100 μM). e Kalibratiecurve: lineaire relatie tussen responsstromen en NO-concentraties (0–5 μM). f Selectiviteitsmeting: huidige respons met de toevoeging van een reeks potentieel storende chemicaliën (0,5 mM) en NO-oplossingen (0,1 mM) (GLU, glucose; nitriet, natriumnitriet; nitraat, natriumnitraat; AA) , ascorbinezuur; UA, urinezuur). g Kwantitatieve analyse van de selectiviteit van de NO-sensor. Signaal wordt gedefinieerd door Iothers(I NO ) -1 , waarbij ik anderen is de reactiestroom met toevoeging van storende chemicaliën (0,5 mM) en I NEE is de reactiestroom met toevoeging van de NO-oplossing (0,1 mM). h Stabiliteit van de NO-sensor: lineaire relatie tussen responsstromen en NO-concentraties van 1 tot 14 dagen. i Stabiliteit van de NO-sensor: selectiviteitsmeting van 1 tot 14 dagen. In a i , n = 3 onafhankelijke experimenten. In g i worden gegevens weergegeven als de gemiddelden ± standaarddeviaties.

De selectiviteit en specificiteit van de NO-sensor worden onderzocht met behulp van veel voorkomende storende stoffen in biologische systemen, waaronder glucose (GLU), natriumnitriet (nitriet), natriumnitraat (nitraat), ascorbinezuur (AA) en urinezuur (UA) en de experimentele resultaten verschijnen Fig. 2f . Gezien de toevoeging van hoge concentraties NO en storende chemicaliën, kan continu worden geroerd om uniformiteit te bereiken en toch een stabiele reactiestroom te behouden. De anti-interferentieprestaties worden geëvalueerd door de verhouding van de reactiestroom naar de storende chemicaliën te bepalen en die naar NO (afb. 2g ). Gegevens worden weergegeven als de gemiddelden ± standaarddeviaties met n = 3 onafhankelijke experimenten. Met de toevoeging van potentiële storende chemicaliën bij concentraties van 5 keer (0,5 mM) die van NO (0,1 mM), krijgt het apparaat het sterkste signaal tot NO en is de responsstroomverhouding van storende chemicaliën minder dan 15% (Fig. 51 a> . Hoewel moleculen met positieve ladingen (bijv. Dopamine) of ongeladen moleculen (bijv. H 2 O 2 ) nog steeds kunnen doordringen door poly (eugenol) membraan 51 , H 2 O 2 heeft beperkte invloed vanwege de relatief lage responsstroom vergeleken met die van NO 52 en dopamine zijn vaak in een kleine hoeveelheid aanwezig. Deze soorten zullen naar verwachting in de meeste gevallen geen significante effecten hebben op NO-metingen. Niettemin, multi -functionele selectieve membranen zouden moeten worden ontwikkeld als uitsluiting van deze chemicaliën noodzakelijk is.

Stabiliteitstests van de NO-sensor tonen aan dat de lineaire relatie tussen NO-concentratie en responsstroom tot 14 dagen kan worden gehandhaafd, met de helling bleef bijna constant gedurende 7 dagen en nam vervolgens geleidelijk toe tot 1,5 keer die van de begintoestand op de 14e dag (afb. 2u ). De verhouding van de responsstroom tussen storende chemicaliën en NO blijft vrijwel ongewijzigd voor GLU, nitriet en nitraat en neemt licht toe voor AA en UA gedurende 7 dagen, terwijl een dramatische toename wordt waargenomen bij alle storende chemicaliën behalve GLU op de 10 de en 14 de dag; dit komt waarschijnlijk door de geleidelijke afbraak van de poly (eugenol) film in de tijd. Over het algemeen wordt de uitstekende stabiliteit van de sensor gedurende 7 dagen toegeschreven aan de stabiele Au-nanomembraanelektrode en de langzame afbraaksnelheid van de poly (eugenol) film en het PLLA-PTMC-substraat. Opgemerkt wordt dat de storende chemicaliën vaak aanwezig zijn in fysiologische omgevingen in lagere concentraties in vergelijking met die gebruikt voor de selectiviteitsmeting, dus de gewenste prestatie zou kunnen worden gehandhaafd tot een langere periode dan 7 dagen. Desalniettemin kan een verdere verbetering van de stabiliteit van NO-sensoren worden bereikt door dikkere poly (eugenol) films af te zetten, die de detectielimiet tot op zekere hoogte zouden kunnen opofferen.

Om de biocompatibiliteit van de NO-sensor te onderzoeken, apparaat is samengevoegd met menselijke aorta vasculaire gladde spiercellen (HA-VSMC’s) en de resultaten verschijnen in Fig. 3a, b en aanvullende figuren. 10 en 11 . De samengevoegde fluorescerende beelden van celproliferatie gedurende 5 dagen (Fig. 3a ) en de bijbehorende optische microscopiebeelden (aanvullende afbeelding 11 ) geven geen significant verschil aan tussen de sensorgroep en de controlegroep. Een vergelijkbare levensvatbaarheid van cellen wordt ook waargenomen tussen de cellen die zijn gekweekt op de NO-sensor en in de controlegroep, wat wijst op een uitstekende biologische compatibiliteit van de samenstellende materialen (Fig. 3b ).

Fig. 3: Celcytotoxiciteitstests van NO-sensoren en real-time NO-detectie in chondrocyten bij 37 ° C.

a Fluorescerende beelden van menselijke aorta vasculaire gladde spiercellen (HA-VSMC’s) gekweekt op NO-sensoren met Calcein-AM / Propidiumjodide ( Calcein-AM / PI) kleuring. Groen (Calcein-AM) voor levende cellen en rood (PI) voor dode cellen. b Levensvatbaarheid van de cellen gedurende 0, 1, 3 en 5 dagen. c Realtime huidige respons van NO-sensoren, met toevoeging van l -arginine ( l -Arg) om NO-afgifte te bevorderen en N ω -nitro- l -arginine methylester ( l -NAAM) om de NO-afgifte te remmen. Rood: chondrocyten van ratten gekweekt in PBS met interleukine-1 beta (IL1-β); zwart: PBS met IL1-β. Inzet: optisch beeld van chondrocyten. d Real-time meting van NO-concentraties gedurende 24 uur in chondrocyten gekweekt in PBS door de NO-sensor (zwart), in vergelijking met geaccumuleerde NO 2 – sup> concentraties gemeten met standaard Griess-tests (rood). l -Arg en IL1-β zijn toegevoegd om GEEN afgifte te bevorderen. In a d , n = 3 onafhankelijke experimenten. In b worden gegevens weergegeven als de gemiddelden ± standaarddeviaties.

Real-time NO monitoring van levende cellen en organen

De real-time meting van NO die vrijkomt uit cellen en organen is van groot belang om de correlatie van NO-generatie met neuronale signalering en ontstekingsreacties te bestuderen. Het is bekend dat stikstofmonoxide synthase (NOS) in chondrocyten NO kan genereren door de omzetting van l -arginine ( l -Arg) 53 a>, 54 , 55 , en interleukin-1 beta (IL-1β) en N ω -nitro- l -arginine methylester ( l -NAAM), respectievelijk functioneren als NOS-stimulatoren en -remmers 56 , 57 . Getoond in Fig. 3c , chondrocyten worden gezaaid met IL-1β in PBS bij 37 ° C om te simuleren de conditie van artrose. Een toename van de responsstroom wordt waargenomen wanneer l -Arg (5 mM) wordt toegevoegd en de stroom zakt terug naar de basislijn met de toevoeging van l span > -NAAM (10 mM) die de NO-productie remt. Ter vergelijking: er wordt geen reactiestroom gedetecteerd in PBS in de afwezigheid van chondrocyten met dezelfde toevoegingen van l -Arg en l span > -NAAM, wat aangeeft dat ze de NO-detectie niet verstoren. De gegevens van interfererende tests van l -Arg en l -NAAM naar GEEN detectie worden gegeven in aanvullende figuur. 12 a. Deze resultaten suggereren dat een real-time NO-variatie in chondrocyten door de sensor kan worden vastgelegd. Het volgen van de NO-concentratie in chondrocyten gedurende een periode van 24 uur door de NO-sensor wordt weergegeven in Fig. 3d . De concentratie NO wordt omgezet op basis van de kalibratiecurve in Fig. 2e . Continue NO-generatie in chondrocyten wordt gedetecteerd met de toevoegingen van l -Arg en IL-1β na het zesde uur. Ter vergelijking: een standaard Griess-test voor NO-detectie op basis van de meting van nitrieten in de oplossing wordt ook gebruikt om de NO-afgifte te onderzoeken door de oplossingen in verschillende stadia (om de 2 uur) te bemonsteren en de NO 2 sub te analyseren > concentratie achteraf. De kalibratiecurve voor de Griess-methode wordt weergegeven in Supplem ntary Fig. 12b . Opgemerkt moet worden dat de Griess-methode alleen de cumulatieve hoeveelheden NO 2 levert, en dus indirect NO in de oplossing meet. Zowel de resultaten van de sensor- als de Griess-tests tonen een vergelijkbare trend in NO-generatie (Fig. 3d ). Deze resultaten suggereren dat real-time NO-concentraties in chondrocyten met succes worden vastgelegd door de sensor, die een dynamische monitoring van NO-afgifte kan bieden die niet kan worden bereikt met de standaard Griess-test.

De real-time monitoring van De NO-afgifte door levende organen van zoogdieren wordt ook in vitro uitgevoerd met de NO-sensor. Getoond in Fig. 4a , in PBS-oplossingen met de aanwezigheid van levers van Sprague Dawley (SD) -ratten, wordt een toename van de reactiestroom gedetecteerd na l -Arg ( 5 mM) wordt toegevoegd. Het reactiesignaal neemt af wanneer l -NAAM (1 mM) gelijktijdig wordt toegevoegd met l -Arg, en wordt volledig onderdrukt wanneer de concentratie van toegevoegde l span > -NAAM wordt verhoogd tot 5 mM. Daarentegen is er geen actuele reactie in de oplossingen zonder de lever na toevoeging van l -Arg of l -Arg met l -NAAM. Deze resultaten geven aan dat orgaanactiviteit van NO-afgifte met succes wordt gedetecteerd door de sensor. Een vergelijkbare toename van NO-signalen wordt geregistreerd na toevoeging van l -Arg in PBS-oplossingen met hersenen, nier en hart van ratten (Fig. 4b ), evenals verschillende organen van een konijn uit Nieuw-Zeeland (Fig. 4c – f ). Hoewel dezelfde concentratie van l -Arg (5 mM) wordt toegevoegd om de NO-afgifte te bevorderen, lijken reactiesignalen in verschillende organen anders te zijn, waarschijnlijk als gevolg van verschillende hoeveelheden NOS en verschillende diffusiekinetiek van NO in deze organen . Het continue detectievermogen van de sensor voor NO-signalen kan een essentiële rol spelen bij het onderzoeken van de functionele paden van NO in veel organen.

Fig. 4: Ex vivo real-time detectie van NO gegenereerd uit verschillende organen.
figure4

a Tijdsafhankelijke huidige respons van NO uit de rattenlever, in toevoeging van l -Arg en verschillende concentraties NO-enzymremmer l -NAAM. b Tijdsafhankelijke huidige respons van NO van lever, nier en hart van ratten, met l -Arg om NO-afgifte te bevorderen. c f Tijdsafhankelijke huidige respons van NO van verschillende organen van een konijn. c Brain; d hart; e lever; f nier. Insets tonen foto’s van NO-detectie van levende organen in PBS. l -Arg is toegevoegd om GEEN release te promoten. In a f , n = 3 onafhankelijke experimenten.

Real-time in vivo NO-monitoring bij levende zoogdieren

Hoewel de NO-detectie in biologische omgevingen lange tijd als een uitdaging werd beschouwd, biedt de NO-sensor die in het huidige werk is ontwikkeld het potentieel van real-time NO-monitoring in vivo vanwege de gewenste gevoeligheid, selectiviteit en stabiliteit (≥7 dagen). Hierin demonstreren we twee scenario’s van continue in vivo NO-monitoring om essentiële informatie te verschaffen voor kritieke biologische gebeurtenissen (Fig. 5 ).

Fig. 5: In vivo real-time monitoring van NO-concentraties in het hart en de gewrichtsholte van Nieuw-Zeelandse konijnen.

a Real-time meting van de responsstroom van de NO-afgifte vanuit het hart van het konijn, gestimuleerd door de intraveneuze infusie van nitroglycerine (NTG), met gelijktijdige elektrocardiografie (ECG) -opnamen van de NO-sensor in de vergrote weergave. b Real-time monitoring van de NO-concentratie in het hart van een konijn gestimuleerd door NTG-infusie (zwart), in vergelijking met geaccumuleerde NO 2 – sup > concentraties gemeten met standaard Griess-tests (rood). c Foto van de chirurgische implantatie van de NO-sensor in de gewrichtsholte van een konijn. d Schematisch diagram van draadloos besturings- en transmissiesysteem voor de NO-sensor. SAR ADC, opeenvolgende benaderingsregister analoog-digitaalomzetter; DAC, digitaal-naar-analoog-omzetter; Buff, buffer; AMP, versterker; TIA, transimpedantieversterker. e Röntgenfoto van de geïmplanteerde NO-sensor, draadverbindingen en draadloze module. f Foto van het konijn na implantatie van een NO-sensor met het draadloze circuit geïmmobiliseerd op de dij. g Real-time monitoring van de huidige respons van NO na 1 dag implantatie van de NO-sensor in de gewrichtsholte van een konijn. h Real-time monitoring van de huidige respons na 5 dagen implantatie van de NO-sensor in de gewrichtsholte van een konijn. i Real-time monitoring van de NO-concentratie gedurende 5 dagen (NO-concentraties worden omgezet van de gemeten responsstromen). In g i worden metingen uitgevoerd in drie groepen konijnen na implantatie van de sensor: behandeling met IL-1β (blauw); penicillinebehandeling (rood); en controlegroep zonder behandeling (zwart). j Hematoxyline-eosine (HE) -kleuren van weefsels op de implantatieplaats na 8 weken. In a c en g j , n = 3 onafhankelijke experimenten.

Nitroglycerine (NTG) staat bekend als een geneesmiddel voor de behandeling van angina pectoris, myocardinfarct en chronisch hartfalen door NO vrij te laten om het vaatstelsel te verwijden 58 , 59 . Juiste doseringen NTG zijn van cruciaal belang omdat de juiste dosis varieert tussen verschillende patiënten en overdoseringen kunnen leiden tot reflextachycardie 60 . Daarom kan de real-time monitoring van NO-afgifte in het cardiovasculaire systeem essentiële feedback geven om het NTG-gebruik snel aan te passen. In het huidige experiment , NTG-injectie wordt getransfundeerd via de oorader van witte konijnen uit Nieuw-Zeeland met een gecontroleerde snelheid door een infusiepomp en de NO-afgifte wordt bepaald door een sensor die is geplaatst tussen het hartzakje en het kloppende hart. Getoond in Fig. 5a , de responsstroom begint te stijgen onmiddellijk nadat de NTG is getransfundeerd, wat duidt op de verhoogde generatie van NO in het hartgebied. Interessant is dat de NO-sensor tegelijkertijd de elektrocardiografie (ECG) -signalen kan registreren bij NO-detectie, zoals weergegeven in Fig. 5a en aanvullende film 1 , die kan worden gebruikt om mogelijke aritmie te identificeren en de NTG-dosis te helpen aanpassen. Ter vergelijking: de vloeistoffen nabij het hart worden tegelijkertijd op verschillende tijdstippen (om de 2 minuten) bemonsterd om de NO-concentratie te verkrijgen met de Griess-assay. De detectieresultaten van de NO-sensor komen goed overeen met die gemeten met de standaard Griess-methode (Fig. 5b ), waarmee de werkzaamheid van de NO-sensor wordt gevalideerd. De flexibele en voorbijgaande NO-sensor maakt unieke continue monitoring van NO en ECG in het cardiovasculaire gebied mogelijk en is belangrijk bij het bieden van effectieve en tijdige therapeutische behandelingen en farmaceutische richtlijnen.

Aan de andere kant, zoals apoptose van chondrocyten en afbraak van kraakbeen nauw verband houden met NO-concentraties, kan detectie van NO in de gewrichtsholte essentiële diagnostische informatie opleveren voor het behandelprotocol en postchirurgische monitoring van artrose. Huidige onderzoeken naar NO-gehalte dat vrijkomt uit chondrocyten worden uitgevoerd door extractie van gewrichtsvloeistof gevolgd door chemiluminescentie, fluorescentie, biofluid of Griess-assay, die de NO-detectie met hoge ruimtelijke en temporele resoluties uitsluiten 6 , 61 , 62 , 63 , 64 . Daarentegen kan de flexibele en voorbijgaande NO-sensor dynamisch NO-niveaus op een specifieke locatie bewaken. Om zijn nut te demonstreren, zijn NO-sensoren geïmplanteerd in de gewrichtsholte van Nieuw-Zeelandse witte konijnen door chirurgische ingreep om NO-signalen in de tijd te monitoren (Fig. 5c, aanvullende Fig. 13 ). In het bijzonder is een batterijgevoede, draadloos werkende circuitmodule ontworpen om GEEN signaaluitlezing mogelijk te maken (aanvullende film 2 ). Bovendien is een op maat gemaakt softwarepakket ontwikkeld om de gegevens draadloos via een Bluetooth-verbinding te verzenden en weer te geven op een mobiel apparaat. Het schematische diagram van de draad ess module verschijnt in Fig. 5d . Het draadloze circuit is geïmmobiliseerd op de dijen van de konijnen door chirurgische tape en is verbonden met de NO-sensor die transcutaan is geïmplanteerd. De implantatieplaats en de locatie van de draadloze module worden getoond in Fig. 5e, f , en het circuitontwerp en de systeemarchitectuur verschijnen in aanvullende figuren. 14 en 15 . Opgemerkt wordt dat de niet-afbreekbare draadloze module in dit stadium geavanceerde diagnostische functies op afstand van NO-sensoren kan demonstreren. Om een ​​volledig voorbijgaand detectieplatform te bereiken, zijn toekomstige inspanningen nodig om afbreekbare gegevensoverdrachtsystemen te ontwikkelen door gebruik te maken van gevestigde CMOS-giettechnieken, waarvan de potentiële haalbaarheid is aangetoond door eerdere werken 65 , 66 . Het onderzoek naar NO-concentraties in de gewrichtsholte gedurende een periode van 5 dagen wordt uitgevoerd onder drie omstandigheden, inclusief de controle (sensorimplantatie zonder behandeling) , de penicilline (antibioticabehandeling na sensorimplantatie) en de IL-1β (bevordering van ontsteking na sensorimplantatie) groepen. Het NO-signaal wordt elke dag gedurende 1 uur gecontroleerd en de geregistreerde responsstromen worden gegeven in Fig. 5g, h en aanvullende afbeelding 16 . De overeenkomstige NO-concentraties omgezet van de kalibratiecurve (afb. 5d, e ) gedurende de periode van 5 dagen worden samengevat in Fig. 5i . Men kan zien dat de NO-concentratie van de IL-1β-groep significant hoger is dan die in de andere twee groepen, terwijl er geen duidelijk verschil is tussen de controlegroep en de penicillinegroep. De bovenstaande resultaten geven aan dat ontsteking in de gewrichtsholte van het konijn gepaard gaat met een hoge concentratie NO, wat consistent is met de resultaten van de eerdere rapporten 67 , 68 . De stabiele detectiekenmerken van de NO-sensor in het gewrichtsholte-gebied en het vermogen ervan om een ​​verband te leggen tussen NO-concentraties en ontstekingsreacties kunnen essentiële informatie bieden voor osteoartritisbehandelingen optimaliseren.

Bovendien, ondanks de resterende koperen verbindingsdraden naar de draadloze module en de niet-afbreekbare hechtingen voor implantatie, verdwijnt de geïmplanteerde NO-sensor volledig na 8 weken implantatie in de gewrichtsholte, zoals weergegeven in Aanvullende Fig. 17 . Hematoxyline-eosine (HE) -kleuring van weefsels op de implantatieplaatsen vertoont geen duidelijke ontstekingsverschijnselen of resten van het PLLA-PTMC-substraat en Au-nanomembraanelektroden (Fig. 5j , aanvullende figuur. 18 ). Verdere evaluatie van het elementgehalte van Mo en Au in de omliggende weefsels van de sensor, lever, nier en urine door middel van inductief gekoppelde plasmamassaspectrometrie (ICP-MS) suggereert geen waarneembare accumulatie in vergelijking met die van de controlegroep (aanvullende figuur 19 ). Deze resultaten suggereren dat het NO-apparaat dat is gebouwd met ultradunne Au (~ 12,4 μg) en poly (eugenol) (~ 0,3 μg) lagen op biologisch afbreekbare PLLA-PTMC-substraten in staat is tot volledige fysieke vergankelijkheid in vivo na 8 weken implantatie, door hydrolyse van PLLA-PTMC, desintegratie van Au en poly (eugenol) nanomembranen en uiteindelijke potentiële klaring door fagocytose en renale metabolisatie.

Discussie

We rapporteren een flexibele en fysiek voorbijgaande elektrochemische NO-sensor met een breed detectiebereik (0,01 – 100 μM), een lage detectielimiet (3,97 nM), een snelle reactietijd ( 1 ). De materiaalstrategieën en apparaatontwerpen van de NO-sensor maken unieke flexibele en afbreekbare eigenschappen mogelijk en de competentie van continue monitoring in fysiologische omgevingen. Het gehele NO-apparaat is in staat tot volledige afbraak na 8 weken implantatie in vivo zonder schijnbare ontsteking of toxiciteit te introduceren. De flexibele en voorbijgaande kenmerken van het detectieplatform maken implantatie mogelijk met minimale irritatie en vermijden extra chirurgische procedures voor het ophalen van het apparaat. Real-time monitoring van de NO-concentratie wordt zowel in vitro (chondrocyten en belangrijke organen van ratten en konijnen) als in vivo (hart- en holtegebieden) gerealiseerd met draadloze controle en datatransmissie. Toekomstige richtlijnen omvatten de ontwikkeling van biologisch afbreekbare inkapselingsmaterialen om duurzame elektrische contacten met de draadloze modules te garanderen, en volledig implanteerbare en voorbijgaande regelcircuits die draadloos kunnen worden gevoed met biologisch afbreekbare antennes en / of batterijen. Bovendien is het de bedoeling dat geminiaturiseerde sensorarrays kunnen worden geïmplementeerd om NO-verdelingen in verschillende lichaamsgebieden ruimtelijk op te lossen. Door de juiste selectieve membranen en enzymen te kiezen, kunnen elektrochemische sensoren die andere belangrijke biomarkers (dopamine, glucose, enz.) Kunnen onderzoeken, worden vervaardigd op basis van vergelijkbare apparaatontwerpen. Gezien de uiteenlopende eisen in biomedische geneeskunde, zouden de NO-sensoren kunnen worden geïntegreerd met andere apparaten zoals elektrische stimulatoren en microfluïdische kanalen, om een ​​gesloten lus, multifunctionele fysiologische monitoring en ondervraging te realiseren. Gezamenlijk biedt de apparaatstrategie mogelijk unieke benaderingen voor het bestuderen van neurowetenschappen en ziektepathologie, en biedt het essentiële therapeutische en diagnostische informatie om immuun- / ontstekingsreacties te evalueren, farmaceutische richtlijnen op te stellen, behandelprotocollen te optimaliseren en continue postchirurgische monitoring te realiseren die de essentiële basislijnen vormt de gezondheidszorg verbeteren.

Methoden

Fabricage van de NO-sensor

PLLA – PTMC (30:70) met een viscositeit van 2,1 mpa.s (Jinan Daigang Biomaterial Co. , Ltd., China) werd opgelost in trichloormethaan (CHCl 3 , Beijing Tongguang Chemical Co., Ltd., China) met een gewicht / volume-verhouding van 1:10, gevolgd door drop-casting van de oplossing op een oppervlak van op maat gemaakt matglas (Guangzhou Hongxing Chemical Co., Ltd., China) met een maaswijdte van 0, 1000 en 2000. De PLLA-PTMC-films werden uitgehard of 12 uur bij 4 ° C om bellenvorming te voorkomen. De films werden vervolgens van het substraat afgepeld voor Au nanomembraan (~ 32 nm) afzetting in een magnetronverstuiver (Beijing Zhongjingkeyi Co., Ltd., China) met een afzetsnelheid van 0,7 Å s −1 ( 380 V, 0,06 A) door schaduwmaskers met patronen. Selectieve poly (eugenol) membranen werden elektrochemisch afgezet op het WE. Een ontluchte NaOH-oplossing (60 ml, 0,1 M, Beijing Tongguang Chemical Co., Ltd., China) met toevoegingen van eugenol (5, 10 en 15 mM, Annaiji Chemical Co., Ltd., China) diende als elektrolyt. Voor afzetting werden Pt- en Ag / AgCl-elektroden gebruikt als respectievelijk CE en RE. Cyclische voltammetrie met een scansnelheid van 20 mV s −1 werd gedurende 10 cycli met de WE uitgevoerd van 0 tot 0,7 V om poly (eugenol) afzetting te bereiken en werd gevolgd door het monster te spoelen met gedeïoniseerd water om verwijder resterende elektrolyten. De Au-elektroden werden verbonden met de koperdraden voor externe tests en draadloze communicatie, via een biologisch afbreekbare geleidende pasta gemaakt van PLLA-PTMC- en Mo-deeltjes. De geleidbaarheid van de pasta werd onderzocht met verschillende Mo-deeltjesgroottes en gewichtsverhoudingen. Het verbindingsgebied werd ingekapseld door 3140 lijm (Dow Coming Corp. USA) en poly (dimethylsiloxaan) (PDMS) om een ​​stabiel elektrisch contact te garanderen voor NO-detectie.

Draadloze controle en datatransmissie systeem

Sleutelmodules, waaronder de analoge front-end, digitale besturingslogica en energiebeheer, zijn ontworpen op basis van standaardcomponenten. Een transimpedantieversterker, gebaseerd op een optionele versterker, die de verzamelde stroom omzet in spanning die kan worden gebruikt voor verwerking en een spanningsversterker is opgenomen in de analoge front-end. De besturingslogica, die de analoge front-end regelt met de digitaal-naar-analoog-omzetter en de opeenvolgende benaderingsregister analoog-naar-digitaal-omzetter, is geïmplementeerd in een microprogrammed control unit (MCU). Er is een op iOS gebaseerd softwareprogramma ontwikkeld voor NO-detectie om draadloze transmissie te realiseren op basis van een Bluetooth-module in de MCU. Het energiebeheer omvat Li-batterij laad- en regelcircuits, gebaseerd op een regelaar met lage uitval en referentie voor spanning. Het totale stroomverbruik van het circuit is minder dan 20 mW. Het voorgestelde systeem heeft een volumegrootte van 2,23 × 1,76 × 0,83 cm, met een gewicht van 1,2 g.

Bereiding van standaard NO-oplossing

Er werd GEEN gas geproduceerd door een druppelsgewijze toevoeging van 3 M zwavelzuuroplossing in een verzadigde nitriet-natriumoplossing en werd gezuiverd door het gas tweemaal door 1 M NaOH-oplossing te borrelen. Een verzadigde NO-oplossing (1,7 mM, 37 ° C) werd bereid door het gegenereerde NO-gas in PBS-oplossingen te borrelen. De verzadigde oplossing werd vervolgens verdund met PBS om verschillende NO-concentraties te verkrijgen om een ​​kalibratiecurve voor een NO-sensor vast te stellen. De NO-oplossingen werden voor elk experiment vers voorbereid om betrouwbare NO-concentraties te garanderen.

Elektrochemische NO-meting

Elektrochemische tests werden uitgevoerd op een CHI 650E elektrochemisch werkstation (Shanghai Chenhua Co., Ltd., China) bij 37 ° C. Voor bepaling van het NO-oxidatiepotentieel werd LSV gebruikt met een scansnelheid van 20 mV s −1 van 0 tot 0,9 V. Er werd een amperometriemethode gebruikt voor zowel in vitro als in vivo NO-detectie met behulp van het oxidatiepotentieel verkregen van LSV. Vóór elke test werd het elektrodesysteem gedurende 1 uur gestabiliseerd op het NO-oxidatiepotentiaal. Er werd GEEN detectie uitgevoerd in een kooi van Faraday om elektromagnetische storingen van de omgeving te voorkomen. Om een ​​nauwkeurig en stabiel responsstroomsignaal te verkrijgen voor de NO-kalibratiecurve, vooral bij lage concentraties, werd mechanisch roeren toegepast om een ​​uniforme NO-concentratie te bereiken voordat de responsstroom werd geregistreerd, en vervolgens werd het roeren uitgeschakeld tijdens de korte periode van gegevensregistratie. De detectielimiet van de sensor kan worden berekend uit de kalibratiecurve met 3 S b m −1 waar S b is de standaarddeviatie van het snijpunt van de kalibratiecurve en m is de helling van de kalibratiecurve 69 . Voor selectiviteitstests werden achtereenvolgens NO en interfererende chemicaliën (glucose, natriumnitriet, natriumnitraat, ascorbinezuur en urinezuur) toegevoegd in PBS en werd de reactiestroom onder mechanisch roeren geregistreerd. De concentraties voor NO- en interferentiechemicaliën waren respectievelijk 0,1 en 0,5 mM. Er werden ook storende tests uitgevoerd op l -Arg (5 mM) en l -NAAM (10 mM). De selectiviteit van de sensor kan worden geëvalueerd door de verhouding van de huidige respons van verschillende storende chemicaliën tot de huidige respons van NO. Door de relatief hoge concentraties NO en storende chemicaliën kan tijdens de hele meting continu worden geroerd. Voor de stabiliteitstest werd de sensor ondergedompeld in PBS bij 37 ° C en werden de kalibratiekrommen en sensorselectiviteit verkregen op de 1e, 4e, 7e, 10e en 14e dag.

Celcytotoxiciteitstesten

Celcytoto xiciteitstests werden uitgevoerd met een CCK-8-assay en Calcein-AM / Propidium Iodide (Calcein-AM / PI) kleuring. De HA-VSMC’s (ATCC, CRL-1999, Manassas, VA, VS) werden gekweekt in een RPMI-1640-medium aangevuld met 10% foetaal runderserum (FBS) en penicilline (100 U ml −1 ) / streptomycine (100 μg ml −1 ). Eerst werd de sensor driemaal gedurende 30 minuten door UV-licht gesteriliseerd en vervolgens in een plaat met 24 putjes geplaatst met een celdichtheid van 1 x 10 5 cellen per putje. De cellen werden geïncubeerd in 5% CO 2 bij 37 ° C. Na 0, 24, 72 en 120 uur incubatie werd het medium verwijderd en werd 100 µL CCK-8-reagentia aan elk putje toegevoegd om de levensvatbaarheid van de cellen te bepalen. Een microtiterplaatlezer (PerkinElmer, Waltham, MA, USA) werd gebruikt om de waarde van de optische dichtheid (OD) bij een golflengte van 450 nm te meten. Ondertussen, nadat de CCK-8-reagentia waren verwijderd, werden de cellen tweemaal gewassen met PBS en vervolgens gekleurd met Calcein-AM / PI (Biyuntian Co., Ltd., China). De fluorescentiebeelden werden verkregen met fluorescentiemicroscopie (Leica Microsystems Inc., Buffalo Grove, IL, VS).

In vitro NO-detectie in cellen

Chondrocyten uit kraakbeen van SD-ratten (7 dagen) werden gekweekt in DMEM / F12-medium met 10% FBS en 1% penicilline / streptomycine (alle supplementen werden gekocht bij Gibco, Gaithersburg, MD, VS) bij 37 ° C met 5% CO 2 . Het medium werd na 3 dagen vervangen. Na het bereiken van een confluentie van 70-80%, werden chondrocyten getrypsiniseerd en subgekweekt met een splitsnelheid van ongeveer 1: 3. De derde of vierde passage werd gebruikt voor de volgende experimenten. Voor NO-detectie op korte termijn werden chondrocyten in 37 ml PBS met IL-1β (100 μL, 10 ng ml −1 ) bij 37 ° C geplaatst met een celdichtheid van 1 × 10 6 cellen per putje. l -Arg (500 μL, 5 mM), als het NO-reactiesubstraat, werd toegevoegd om NO-afgifte te bevorderen en l -NAAM (500 μL, 5 mM), als de NO-enzymremmer, werd toegevoegd om de NO-vorming te remmen. De bijbehorende responsstroom werd geregistreerd. Voor de 24-uurs monitoring werden de cellen in platen gezaaid en geïncubeerd met 10 ml PBS bij 37 ° C en IL-1β (200 μL, 10 ng ml −1 ) en Arg (1 ml, 5 mM) werden na het 6e uur toegevoegd om NO-generatie te bevorderen. De oplossing in de put werd elke 2 uur geëxtraheerd voor de Griess-test. De nitrietconcentraties werden bepaald met een Griess-reagenskit (Thermo Fisher Scientific, Waltham, MA, VS), waarin de bemonsterde oplossingen en het Griess-reagens aan elk putje werden toegevoegd en 30 minuten bij kamertemperatuur werden geïncubeerd, gevolgd door spectrofotometrische meting van de absorptie van elk monster bij 562 nm. De NO-concentratie gemeten van de sensor- en Griess-methoden kan worden verkregen volgens hun kalibratiecurven (Fig. 2e , aanvullende afbeelding. 12 ).

Ex vivo NO-detectie in organen

SD-ratten en Nieuw-Zeelandse witte konijnen werden opgeofferd en de hersenen, het hart, de lever en de nieren werden gedeeltelijk verwijderd voor NO-detectie. De verwijderde organen werden in PBS-oplossingen bij 37 ° C geplaatst voor detectie van NO. Er werd een amperometriemethode uitgevoerd om NO te detecteren dat vrijkomt uit de cellen en organen. l -Arg werd gebruikt als het NO-substraat en l -NAME werd gebruikt als de NOS-remmer.

In vivo NO detectie in hart- en gewrichtsholte

Alle dierproeven zijn voltooid in overeenstemming met de institutionele richtlijnen van het Beijing Institute of Traumatology and Orthopedics. Het experimentele protocol werd beoordeeld en goedgekeurd door het Institutional Animal Care and Use Committee (IACUC) van het Beijing Institute of Traumatology and Orthopedics. Voor NO-detectie in het hartgebied werden witte konijnen uit Nieuw-Zeeland verdoofd door Nembutal, en vervolgens werd de borst geopend en gefixeerd met een hemostaat. De NO-sensor werd geplaatst tussen het kloppende hart en pericarditis. Een glucoseoplossing werd eerst via de oorader getransfundeerd, gevolgd door de infusie van NTG met een snelheid van 60 μg min −1 , gecontroleerd door een peristaltische pomp. De reactiestroom werd gedurende het hele proces geregistreerd en omgezet in NO-concentratie op basis van de kalibratiecurve van Fig. 2D, e . De vloeistof in de pericarditis werd elke 2 minuten gelijktijdig bemonsterd voor de Griess-test. Voor NO-detectie in de gewrichtsholte werd de sensor geïmplanteerd in het gewrichtsholte-gebied in witte konijnen in Nieuw-Zeeland door middel van een chirurgische ingreep. Drie groepen konijnen met verschillende behandelingen werden onderzocht: (1) de IL-1β-groep: IL-1β-behandeling (2 ml, 20 ng ml −1 , één injectie) na implantatie van de sensor; (2) de penicillinegroep: behandeling met penicilline (8 x 10 6 eenheden, één injectie) na implantatie van de sensor; en (3) de controlegroep: geen behandeling na implantatie van de sensor. Nadat de NO-sensor was geïmplanteerd, werd het konijn door Nembutal verdoofd en werd de huidige respons voor NO gedurende 5 dagen elke dag draadloos gedurende 1 uur geregistreerd. De geregistreerde gegevens bij 2400 s van de 1-uur monitoring werden gekozen om het NO-concentratieniveau voor elke dag weer te geven. Voor HE-kleuring werden de weefsels rond de implantatieplaats in kleine stukjes gesneden en 1 week in formaline gefixeerd. De weefsels werden vervolgens ingebed in paraffinewas en in plakjes van 4 urn gesneden. Secties werden geïncubeerd met hematoxyline en eosine bij kamertemperatuur en geanalyseerd onder een optische microscoop. Voor in vivo afbraaktests werden sensoren geïmplanteerd in de gewrichtsholte van witte konijnen uit Nieuw-Zeeland. Na 8 weken werd het konijn opgeofferd en werden de weefsels rond de sensor gescheiden en geobserveerd. Bovendien werden de omliggende weefsels van de geïmplanteerde sensor, de lever, nier en urine van het konijn verkregen voor ICP-MS om de restconcentratie van Mo en Au te evalueren.

Rapportagesamenvatting

Meer informatie over onderzoeksontwerp is beschikbaar in de Nature Research Reporting Summary gelinkt aan dit artikel.

Gegevensbeschikbaarheid

Alle gegevens die de bevinding hiervan ondersteunen studie zijn aanwezig in het artikel en de bestanden met aanvullende informatie. Alle ruwe en verwerkte gegevens zijn op redelijk verzoek verkrijgbaar bij de corresponderende auteur.

Referenties

  1. 1.

    Calabrese, V. et al. Stikstofmonoxide in het centrale zenuwstelsel: neuroprotectie versus neurotoxiciteit. Nat. Rev. Neurosci. 8 , 766–775 (2007).

    CAS PubMed Google Scholar

  2. 2.

    Forstermann, U. & Sessa, WC Stikstofoxidesynthasen: regulatie en functie. Eur. Heart J. 33 , 829–837 (2012).

    PubMed 3.

    Bogdan, C. Stikstofmonoxide en de immuunrespons. Nat. Immunol. 2 , 907–916 (2001).

    CAS PubMed Google Scholar

  3. 4.

    Farah, C., Michel, LYM & Balligand, JL Stikstofmonoxide signalering bij cardiovasculaire gezondheid en ziekte. Nat. Rev. Cardiol. 15 , 292–316 (2018).

    PubMed Google Scholar

  4. 5.

    Studer, R., Jaffurs, D., Stefanovic-Racic, M., Robbins, PD & Evans, CH Stikstofmonoxide bij artrose. Osteoarthr. Cartil. 7 , 377–379 (1999).

    CAS PubMed Google Scholar

  5. 6.

    Feelisch, M. De chemische biologie van stikstofoxide – de reflecties van een buitenstaander over zijn rol bij artrose. Osteoarthr. Cartil. 16 , S3 – S13 (2008).

    PubMed Google Scholar

  6. 7.

    Maiese, K. Een bot plukken met WISP1 (CCN4): nieuwe strategieën tegen degeneratieve gewrichtsaandoeningen . J. Vert. Sci. 1 , 83–85 (2016).

    PubMed PubMed Central Google Scholar

  7. 8.

    Nagano, T. Praktische methoden voor de detectie van stikstofmonoxide. Luminescentie 14 , 283–290 (1999).

    CAS PubMed Google Scholar

  8. 9.

    Xu, TL et al. Elektrochemische sensoren voor de detectie van stikstofmonoxide in biologische toepassingen. Elektroanalyse 26 , 449–468 (2014).

    Google Scholar

  9. 10.

    Schmolz, L., Wallert, M. & Lorkowski, S. Geoptimaliseerd incubatieregime voor metingen van stikstofmonoxide in macrofagen van muizen met behulp van de Griess-assay. J. Immunol. Methoden 449 , 68–70 (2017).

    PubMed Google Scholar

  10. 11.

    Kojima, H. & Nagano, T. Fluorescerende indicatoren voor stikstofmonoxide. Adv. Mater. 12 , 763 (2000). – .

    CAS Google Scholar

  11. 12.

    Ren, J. et al. Een vergelijkende ESR-studie naar de concentratie stikstofmonoxide in het bloed en weefsel tijdens renale ischemie-reperfusieletsel. Appl. Magn. Reson. 32 , 243–255 (2007).

    CAS Google Scholar

  12. 13.

    Woldman, YY et al. Detectie van stikstofmonoxide productie in celculturen door luciferine-luciferase chemiluminescentie. Biochem. Biophys. Res. Commun. 465 , 232–238 (2015).

    CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

  13. 14.

    Jiang, S. et al. Real-time elektrische detectie van stikstofmonoxide in biologische systemen met sub-nanomolaire gevoeligheid. Nat. Commun. 4 , 2225 (2013).

    ADS PubMed 15.

    Bedioui, F. & Griveau, S. Elektrochemische detectie van stikstofmonoxide: beoordeling van twintig jaar van strategieën. Elektroanalyse 25 , 587–600 (2013).

    CAS 16.

    Gomes, FO et al. Stikstofmonoxide detectie met elektrochemische derde generatie biosensoren – op basis van heemeiwitten en porfyrines. Electroanal 30 , 2485–2503 (2018).

    CAS Google Scholar

  14. 17.

    Brown, MD & Schoenfisch, MH Katalytische selectiviteit van metalloftalocyanines voor elektrochemische stikstofoxide-detectie. Electrochim. Acta 273 , 98–104 (2018).

    CAS PubMed PubMed Central 18.

    Govindhan, M., Liu, ZG & Chen, AC Design en elektrochemische studie van op platina gebaseerde nanomaterialen voor gevoelige detectie van stikstofmonoxide in biomedische toepassingen. Nanomaterialen 6 , 211 (2016).

    PubMed Central Google Scholar

  15. 19.

    Liu, ZG, Nemec-Bakk, A., Khaper, N. & Chen, AC Gevoelige elektrochemische detectie van stikstofoxide-afgifte uit hart- en kankercellen via een hiërarchische nanoporeuze gouden micro-elektrode. Anal. Chem. 89 , 8036–8043 (2017).

    CAS PubMed Google Scholar

  16. 20.

    Hwang, S. W. et al. Een fysiek voorbijgaande vorm van siliciumelektronica. Wetenschap 337 , 1640–1644 (2012).

    ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

  17. 21.

    Yu, KJ et al. Bioresorbeerbare siliciumelektronica voor tijdelijke spatio-temporele mapping van elektrische activiteit van de hersenschors. Nat. Mater. 15 , 782–791 (2016).

    ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

  18. 22.

    Kang, S. K. et al. Bioresorbeerbare elektronische sensoren van silicium voor de hersenen. Nature 530 , 71 (2016).

    ADS CAS PubMed Google Scholar

  19. 23.

    Clementine, M. Boutry et al. Een rekbare en biologisch afbreekbare rek- en druksensor voor orthopedische toepassingen. Nat. Electron. 1 , 314–321 (2018).

    Google Scholar

  20. 24.

    Son, D. et al. Bioresorbeerbare elektronische stent geïntegreerd met therapeutische nanodeeltjes voor endovasculaire aandoeningen. ACS Nano 9 , 5937–5946 (2015).

    CAS PubMed meta> 25.

    Koo, J. et al. Draadloos bioresorbeerbaar elektronisch systeem maakt langdurige niet-farmacologische neuroregeneratieve therapie mogelijk. Nat. Med. 24 , 1830–1836 (2018).

    CAS PubMed 26.

    Tao, H. et al. Op zijde gebaseerde resorbeerbare elektronische apparaten voor op afstand bestuurde therapie en in vivo infectiebestrijding. Proc. Natl Acad. Sci. VS 111 , 17385–17389 (2014).

    ADS CAS PubMed Google Scholar

  21. 27.

    Li, RF, Wang, L. & Yin, L Materialen en apparaten voor biologisch afbreekbare en zachte biomedische elektronica. Materialen 11 , 2108 (2018).

    ADS PubMed Central 28.

    Shin, JH et al. Bioresorbeerbare druksensoren beschermd met thermisch gegroeid siliciumdioxide voor het volgen van chronische ziekten en genezingsprocessen. Nat. Biomed. Eng. 3 , 37–46 (2019).

    CAS PubMed Google Scholar

  22. 29.

    Ma, ZY , Wu, Y., Wang, J. & Liu, CS In vitro en in vivo afbraakgedrag van poly (trimethyleencarbonaat-co-D, L-melkzuur) copolymeer. Regen. Biomater. 4 , 207–213 (2017).

    CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

  23. 30.

    Wach , RA, Adamus, A., Olejnik, AK, Dzierzawska, J. & Rosiak, JM Zenuwgeleidingskanalen op basis van PLLA-PTMC-biomateriaal. J. Appl. Polym. Sci. 127 , 2259–2268 (2013).

    CAS Google Scholar

  24. 31.

    Jia, XT et al. Een biologisch afbreekbare dunne-film magnesium primaire batterij met zijdefibroïne-ionische vloeibare polymeerelektrolyt. Acs Energy Lett. 2 , 831–836 (2017).

    CAS Google Scholar

  25. 32.

    Mirrahimi, M. et al. Verbetering van chemoradiatie door co-integratie van gouden nanodeeltjes en cisplatine in alginaathydrogel. J. Biomed. Mater. Res B Appl. Biomater. 107 , 2658–2663 (2019).

    CAS PubMed Google Scholar

  26. 33.

    Huang, X., Jain, PK, El-Sayed, IH & El-Sayed, MA Plasmonische fotothermische therapie (PPTT) met behulp van gouden nanodeeltjes. Lasers Med. Sci. 23 , 217–228 (2008).

    PubMed Google Scholar

  27. 34.

    Calixto, G., Bernegossi, J., de Freitas, L., Fontana, C. & Chorilli, M. Op nanotechnologie gebaseerde medicijnafgiftesystemen voor fotodynamische therapie van kanker: een overzicht. Molecules 21 , 342 (2016).

    PubMed PubMed Central Google Scholar

  28. 35.

    Arnida , Janat-Amsbury, MM, Ray, A., Peterson, CM & Ghandehari, H. Geometrie en oppervlaktekenmerken van gouden nanodeeltjes beïnvloeden hun biologische distributie en opname door macrofagen. Eur. J. Pharm. Biopharm. 77 , 417–423 (2011).

    CAS PubMed Google Scholar

  29. 36.

    Mascarenhas, BR, LGJ & Freyberg, RH Goudmetabolisme bij patiënten met reumatoïde artritis behandeld met opnieuw onderzochte goudverbindingen. Arthritis Rheum. 15 , 391–402 (1972).

    CAS PubMed Google Scholar

  30. 37.

    Hirn, S. et al. Partikelgrootte-afhankelijke en oppervlaktelading-afhankelijke biodistributie van gouden nanodeeltjes na intraveneuze toediening. Eur. J. Pharm. Biopharm. 77 , 407–416 (2011).

    CAS PubMed Google Scholar

  31. 38.

    De Jong, WH et al. Deeltjesafhankelijke orgaanverdeling van gouden nanodeeltjes na intraveneuze toediening. Biomaterials 29 , 1912–1919 (2008).

    PubMed 39.

    Balfourier, A. et al. Onverwachte intracellulaire biologische afbraak en herkristallisatie van gouden nanodeeltjes. Proc. Natl Acad. Sci. VS 117 , 103–113 (2020).

    CAS PubMed 40.

    Quinton, D. et al. On-chip multi-elektrochemisch sensorarrayplatform voor gelijktijdige screening van stikstofmonoxide en peroxynitriet. Lab Chip 11 , 1342–1350 (2011).

    CAS PubMed Google Scholar

  32. 41.

    Ciszewski, A. & Milczarek, G. Een nieuwe nafionvrije bipolymere sensor voor selectieve en gevoelige detectie van stikstofmonoxide. Elektroanalyse 10 , 791–793 (1998).

    CAS Google Scholar

  33. 42.

    Guenette, SA, Ross, A., Marier, JF, Beaudry, F. & Vachon, P. Farmacokinetiek van eugenol en de effecten ervan op thermische overgevoeligheid bij ratten. Eur. J. Pharm. 562 , 60–67 (2007).

    Google Scholar

  34. 43.

    Bijeenkomst, JFWE Co. FA Vijfenzestigste rapport van het Gezamenlijk FAO / WHO-Comité van deskundigen voor levensmiddelenadditieven . WHO Tech. Rep. Ser. 934 , 52–53 (2006).

    Google Scholar

  35. 44.

    LaVoie., EJ, Adams, JD, Reinhardt, J., Rivenson, A. & Hoffmann, D. Toxiciteitsonderzoek naar sigarettenrook van kruidnagel en bestanddelen van kruidnagel – bepaling van de Ld50 van eugenol door intratracheale instillatie bij ratten hamsters. Arch. Toxicol. 59 , 78–81 (1986).

    CAS PubMed Google Scholar

  36. 45.

    Bhavik, Anil et al. Detectie van stikstofmonoxide-afgifte door enkele neuronen in de vijverslak, Lymnaea stagnalis . Anal. Chem. 78 , 7643–7648 (2006).

    Google Scholar

  37. 46.

    Ciszewski., A. & Milczarek, G. Voorbereiding en algemene eigenschappen van chemisch gemodificeerde elektroden gebaseerd op elektrosynthesized dunne polymere films afgeleid van eugenol. Elektroanalyse 13 , 860–867 (2000).

    47.

    Ciszewski, A. & Milczarek, G. Voorbereiding en algemene eigenschappen van chemisch gemodificeerde elektroden op basis van elektro gesynthetiseerde dunne polymere films afgeleid van eugenol. Elektroanalyse 13 , 860–867 (2001).

    Google Scholar

  38. 48.

    Yin, L. et al. Oplosbare metalen voor voorbijgaande elektronica. Adv. Funct. Mater. 24 , 645–658 (2014).

    CAS Google Scholar

  39. 49.

    Food and Nutrition Board, IOM Dieet Referentie-innames voor vitamine A, vitamine K, arseen, boor, chroom, koper, jodium, ijzer, mangaan, molybdeen, nikkel, silicium, vanadium en zink: een rapport van het panel voor micronutriënten, subcommissies voor hogere referentieniveaus van voedingsstoffen en van interpretatie en gebruik van voedingsnormen, en het Permanent Comité voor de wetenschappelijke evaluatie van voedingsnormen . 531–773 (National Academy Press, 2001).

  40. 50.

    Yin, L. et al. Materialen, ontwerpen en operationele kenmerken voor volledig biologisch afbreekbare primaire batterijen. Adv. Mater. 26 , 3879–3884 (2014).

    CAS PubMed 51.

    Monti, P. et al. Lage elektro-synthesepotentialen verbeteren de permselectiviteit van gepolymeriseerde natuurlijke fenolen in biosensortoepassingen. Talanta 162 , 151–158 (2017).

    CAS PubMed 52.

    Oliveira, R. et al. Ontwikkeling van een flow microsensor voor selectieve detectie van stikstofmonoxide in aanwezigheid van waterstofperoxide. Electrochim. Acta 286 , 365–373 (2018).

    CAS een> Google Scholar

  41. 53.

    Yonekura, Y. et al. Associatie tussen de expressie van induceerbaar stikstofoxidesynthase door chondrocyten en de stikstofoxide-genererende activiteit ervan bij adjuvante artritis bij ratten. Stikstofoxide 8 , 164–169 (2003).

    CAS PubMed Google Scholar

  42. 54.

    Wang, YZ & Hu, SS Stikstofoxidesensor op basis van poly (p-fenyleenvinyleen) derivaat gemodificeerde elektrode en de toepassing ervan in rattenhart. Bioelectrochemistry 74 , 301–305 (2009).

    PubMed Google Scholar

  43. 55.

    Du, LB et al. Detectie van stikstofmonoxide in macrofaagcellen voor de beoordeling van de cytotoxiciteit van gouden nanodeeltjes. Talanta 101 , 11–16 (2012).

    CAS PubMed Google Scholar

  44. 56.

    Sudo, K. , Takezawa, Y., Kohsaka, S. & Nakajinia, K. Betrokkenheid van stikstofmonoxide bij de inductie van interleukine-1-bèta in microglia. Brain Res. 1625 , 121–134 (2015).

    PubMed Google Scholar

  45. 57.

    Luo, HQ, Han, L. & Tian, ​​SW Effect van stikstofoxidesynthaseremmer L-NAME op het uitsterven van angst bij ratten: een taakafhankelijk effect. Neurosci. Lett. 572 , 13–18 (2014).

    CAS PubMed Google Scholar

  46. 58.

    Steinhorn, BS, Loscalzo, J. & Michel, T Nitroglycerine en stikstofmonoxide – een rondo van thema’s in cardiovasculaire therapeutica. N. Engl. J. Med. 373 , 277–280 (2015).

    CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

  47. 59.

    den Uil, C. et al. Dosisafhankelijk voordeel van nitroglycerine bij microcirculatoire perfusie bij patiënten met cardiogene shock of chronisch hartfalen in het eindstadium. Intensive Care Med. 35 , 155–155 (2009).

    60.

    Melville, KI, Gillis, RA & Sekelj, P. Coronary stroom bloeddruk en veranderingen in de dosis-respons na toediening van nitroglycerine. Kan. J. Physiol. Pharm. 43 , 9–18 (1965).

    CAS Google Scholar

  48. 61.

    Takahashi, T., Kondoh, T., Ohtani, M., Homma, H. & Fukuda, M. Associatie tussen arthroscopische diagnose van temporomandibulaire gewrichtsartrose en synoviale stikstofmonoxide niveaus. Mondeling. Surg. Oraal. Med. Oral Pathol. Radiol. Endod. 88 , 129–136 (1999).

    CAS Google Scholar

  49. 62.

    Kobayashi, K. et al. De effecten van intraarticulair geïnjecteerd natriumhyaluronaat op de niveaus van intact aggrecan en stikstofmonoxide in de gewrichtsvloeistof van patiënten met artrose in de knie. Osteoarthr. Cartil. 12 , 536–542 (2004).

    PubMed Google Scholar

  50. 63.

    Jin, P. et al. Stikstofmonoxide nanosensoren voor het voorspellen van de ontwikkeling van artrose in het ratmodel. ACS Appl. Mater. Interfaces 9 , 25128–25137 (2017).

    CAS een> PubMed Google Scholar

  51. 64.

    Chen, X. et al. Een door fotothermische reacties veroorzaakte stikstofoxide-nanogenerator gecombineerd met siRNA voor nauwkeurige therapie van artrose door het onderdrukken van macrofaagontsteking. Nanoschaal 11 , 6693–6709 (2019).

    PubMed Google Scholar

  52. 65.

    Yin, L., Bozler, C., Harburg, DV, Omenetto, F. & Rogers, JA Materialen en fabricagereeksen voor in water oplosbare geïntegreerde siliciumschakelingen bij het 90 nm knooppunt. Appl. Phys. Lett. 106 , 014105 (2015).

    ADS a > Google Scholar

  53. 66.

    Chang, J.-K. et al. Materialen en verwerkingsmethoden voor transiënte elektronica die compatibel is met de gieterij. Proc. Natl Acad. Sci. USA 114 , E5522 (2017).

    CAS PubMed 67.

    Zhao, Z. et al. Extracorporale schokgolftherapie vermindert de progressie van artrose van de knie bij konijnen door het stikstofmonoxide-niveau en apoptose van chondrocyten te verlagen. Arch. Orthop. Trauma Surg. 132 , 1547–1553 (2012).

    PubMed Google Scholar

  54. 68.

    Abramson, SB Stikstofmonoxide bij ontstekingen en pijn geassocieerd met artrose. Arthritis Res. Ther. 10 , S2 (2008).

    PubMed PubMed Central

  55. 69.

    Bhat, SA et al. Zelf-geassembleerde AuNP’s op met zwavel gedoteerd grafeen: een dubbele en zeer efficiënte elektrochemische sensor voor nitriet (NO2-) en stikstofmonoxide (NO). N. J. Chem. 41 , 8347-8358 (2017).

    CAS Google Scholar

Referenties downloaden

Erkenningen

Dit project werd ondersteund door de National Natural Science Foundation van China (51601103), Tsinghua University-Peking Union Medical College Hospital Initiative Scientific Research Program (20191080592), de China Postdoctoral Science Foundation (2017M620769) en Beijing Municipal Health Commission (BMC2018-4).

Auteur-informatie

Auteur notes span >

  1. Deze auteurs hebben evenzeer bijgedragen: Rongfeng Li, Hui Qi, Yuan Ma, Yuping Deng.

Affiliations

  1. School of Materials Science and Engineering, The Key Laboratory of Advanced Materials of Ministry of Education, State Key Laboratory of New Ceramics and Fine Processing, Centre voor Flexible Electronics Technology, Tsinghua University, Beijing, 100084, China

    Rongfeng Li, Yuping Deng, Shengnan Liu, Congxi Huang & Lan Yin

  2. Laboratorium voor Musculoskeletale Regeneratieve Geneeskunde, Beijing Institute of Traumatology and Orthopedics, Beijing, 100035, China

    Hui Qi & Yongsheng Jie

  3. Afdeling Electronic Engineering, Beijing National Research Center for Information Science and Technology en Beijing Innovation Center for Future Chips, Tsinghua University, Beijing, 100084, China

    Yuan Ma, Xing Sheng & Milin Zhang p >

  4. Animal Center, Beijing Inst itute of Traumatology and Orthopedics, Beijing, 100035, China

    Jinzhu Jing

  5. Tianjin Key Laboratory of Metabolic Diseases, Department of Physiology and Pathofysiologie, Tianjin Medical University, Tianjin, 300070, China

    Jinlong He & Xu Zhang

  6. Trinity College, University of Oxford, Oxford , OX1 3BH, VK

    Laura Wheatley

Bijdragen

RL, HQ, XS en LY bedacht en ontwierp het onderzoeksproject. R.L., Y.D., S.L., L.W., C.H., X.S. en L.Y. ontwierp en fabriceerde de apparaten en voerde de analyse uit. R.L., J.H. en X.Z. de celtoxiciteitstests uitgevoerd. R.L., Y.D., S.L., H.Q., Y.J., en J.J. voerde de dierstudies uit. R.L., Y.M. en M.Z. ontwierp en fabriceerde het draadloze controle- en transmissiesysteem. R.L., X.S. en L.Y. schreef het artikel met input van alle auteurs. R.L., H.Q., Y.M. en Y.D. evenveel bijgedragen aan de paper.

Corresponderende auteur

Correspondentie met Lan Yin a>.

Ethische verklaringen

Concurrerende belangen

De auteurs verklaren geen concurrerende belangen.

Aanvullende informatie h2>

Informatie over peer review Nature Communications bedankt Dae-Hyeong Kim en de andere, anonieme reviewer (s) ) voor hun bijdrage aan de intercollegiale toetsing van dit werk. Er zijn peer-reviewerrapporten beschikbaar.

Opmerking van de uitgever Springer Nature blijft neutraal met betrekking tot claims over jurisdicties in gepubliceerde kaarten en institutionele affiliaties.

aanvullende informatie

Over dit artikel