This research is funded by an operating grant from the Canadian Institutes of Health Research (CIHR) to C.A. and D.A.J. The authors acknowledge the Canadian Foundation for Innovation and Princess Margaret Cancer Foundation for funding the STTARR research facility that enables the imaging and therapy research components of this work.

1. Préparation de liposomes <ol><li> Dissoudre les lipides de 1,2-sn-glycéro-Dipalmitoyl- 3-phosphocholine (DPPC), 1-stéaroyl-2-hydroxy-sn-glycéro-3-phosphatidylcholine (MSPC ou S-lyso-PC) et de N - (carbonyl- méthoxypolyéthylèneglycol 2000) -1,2-distéaroyl sn-glycéro-3-phosphoéthanolamine (mPEG 2000 -DSPE) dans du chloroforme. Par exemple, pour la préparation de 10 ml de HTLC, pesez 314,4 mg de DPPC, 39,4 mg MSPC, et 83,9 mg de mPEG 2000 -DSPE dans un flacon en verre ambré. Ensuite, on dissout les lipides dans les 2 ml de chloroforme et chauffer le flacon pendant 30 secondes dans un bain d&#39;eau à 60 °. </li><li> Retirer le chloroforme en utilisant un évaporateur rotatif. Placez le film lipidique obtenu sous vide à haute pression O / N. </li><li> Pour 10 ml de HTLC, hydrater le film lipidique avec 5 ml du tampon Tris 0,1 N (pH 7,4) pendant 1 heure. Dans le même temps, pesez 162,4 mg de 1,2-dipalmitoyl- sn-glycéro-3-phosphoglycérol (DPPG) lipide et 100 mg de poudre CDDP et hydrate with 5 ml de tampon Tris 0,1 N contenant 30% d&#39;éthanol (pH 7,4) pendant 1 heure. </li><li> Pour la formulation Gd-HTLC, pesez la même quantité de lipides DPPG et 10 mg CDDP poudre, puis hydrater avec 2,5 ml de solution Gd-HP-DO3A (279,3 mg / ml) et 2,5 ml 0,1 N tampon Tris contenant 30% d&#39;éthanol ( pH 7,4) pendant 1 heure. Au cours de l&#39;hydratation, les mélanges doivent être conservés dans des flacons de couleur ambre et placés sur une plaque chauffante à 70 ° C avec une agitation constante et en vortexant toutes les 10 min. </li><li> Mélanger le mélange de lipides et le mélange du médicament dans les lipides, et de nouveau hydrater pendant 1 heure. Vortex toutes les 15-20 minutes. </li><li> Assemblez le 10-ml extrudeuse avec deux piles de 200 nm filtres en polycarbonate. Connecter le thermobarrel de l&#39;extrudeuse dans un bain d&#39;eau circulant à 70 ° C, et connecter l&#39;extrudeuse à un réservoir d&#39;azote comprimé. </li><li> Immédiatement après l&#39;hydratation, transférer le mélange dans la chambre de l&#39;extrudeuse. Ouvrir le courant d&#39;azote (fixé à la pression 200 psi) à extruder les liposomes à travers des membranes. Recueillir le liposomees dans un tube de 50 ml. Garder le tube dans un bain d&#39;eau chaude (70 ° C) à tout moment pendant le processus d&#39;extrusion. Répétez ce processus 5 fois. </li><li> Démonter l&#39;extrudeuse et changer pour deux piles de 100 nm filtres en polycarbonate. Remonter l&#39;extrudeuse et régler la pression à 400 psi. Répétez l&#39;étape 5, sauf extruder les liposomes 10 fois. Prélever l&#39;échantillon à partir de l&#39;extrusion finale dans un tube de 15 ml. </li><li> Refroidir les liposomes à température ambiante, centrifuger à 1000 et x g pendant 3 min pour précipiter insoluble CDDP. </li><li> Dialyser les liposomes O / N contre une solution saline à 0,9% dans un tube de dialyse avec une coupure de masse moléculaire 15 000 (MWCO) dans des conditions stériles. </li><li> Diluer 10 pi de liposomes dans 990 pi d&#39;eau distillée. Utilisez diffusion dynamique de lumière pour mesurer la distribution de la taille des HTLC et Gd-HTLC. Effectuez 3 mesures avec 10 points chacun. </li><li> Diluer 40 pi de liposomes à 3,960 pi d&#39;eau distillée. Faire 5-6 solutions standard de platine et le gadoliniumdans la plage de concentration de 0,1 à 20 pg / ml. Mesurer les concentrations de platine et de gadolinium en utilisant couplage inductif spectromètre d&#39;émission atomique à plasma (ICP-AES) à 3 longueurs d&#39;onde différentes. Effectuez 3 mesures à chaque longueur d&#39;onde pour résultat moyen. </li><li> Déterminer le gel liquide à la température de transition de phase cristalline (T m) de la formulation de liposomes HTLC aide d&#39;un calorimètre à balayage différentiel (DSC). Charge 5-10 mg de HTLC dans une casserole de DSC et d&#39;utiliser une casserole vide comme une référence. Utilisez une vitesse de balayage de 5 ° C / min à la rampe jusqu&#39;à la température de 0 ° C à 60 ° C. </li><li> Envelopper les liposomes dans du papier d&#39;aluminium pour éviter exposition à la lumière et conserver à 4 ° C. </li></ol> 2. la libération in vitro à partir de liposomes <ol><li> Préparer colonnes de spin. <ol><li> Incuber 50 g de perles de gel de filtration dans 400 ml d&#39;une solution saline à 0,9% à température ambiante pendant 3-4 heures. Enrouler un morceau de laine de verre, humide avec une solution saline à 0,9% et le placer dans la pointe d&#39;une seringue de 1 ml. Appuyez sur la laine de verre pour remplir environ 0,05-0,1 ml de la seringue. Utiliser une pipette en verre pour ajouter graduellement à environ 1 ml de milieu de filtration sur gel dans la seringue. </li><li> Placer la seringue dans un tube de 15 ml et centrifuger à 1000 g pendant 3 min. Retirer la colonne de spin et le placer dans un tube de 15 ml. </li></ol></li><li> Exemple de 400 pi de HTLC ou Gd-HTLC dans 8 flacons de verre de 1 dram et incuber dans un bain d&#39;eau à température contrôlée soit à 37 ° C ou 42 ° C. Sortez un flacon à chaque point de temps (c., 5, 15, 30 et 60 min) et placer immédiatement sur ​​la glace. </li><li> Ajouter 100 pi de solution saline 0,9% dans la colonne de spin préparé, puis ajouter 100 pi de HTLC ou Gd-HTLC avant incubation (contrôle) ou après incubation dans le bain de l&#39;eau dans la colonne de spin. Centrifuger à 1000 g pendant 3 min. Retirez la seringue du tube et diluer la solution dans le tube pour l&#39;analyse ICP-AES. </li></ol> 3. Implantation de sous-cutanée de xénogreffe du cancer du colTumeur <ol><li> Toutes les études sur les animaux ont été menées selon des protocoles d&#39;utilisation des animaux approuvées par le Comité de protection des animaux de l&#39;University Health Network (UHN). </li><li> Effectuer toutes les études sur les animaux dans une enceinte de sécurité biologique (BSC). Autoclave tous les outils chirurgicaux avant toute intervention chirurgicale. Après chaque opération, essuyer les outils chirurgicaux avec 70% d&#39;éthanol et stériliser à nouveau l&#39;aide d&#39;un stérilisateur à billes chaud. </li><li> Pour l&#39;euthanasie, placer l&#39;animal dans une chambre isolée CO 2, puis effectuer dislocation cervicale. </li><li> Pour l&#39;anesthésie générale en utilisant 100% d&#39;oxygène, utiliser 5% isofluorane pour l&#39;induction et 2% pour la maintenance. Pour assurer la profondeur de l&#39;anesthésie, appliquer une pression avec une pince à surface palmaire de la patte d&#39;observer la réponse de l&#39;animal. Appliquer un lubrifiant oculaire pour prévenir la sécheresse tandis que sous anesthésie. </li><li> Pour un animal qui a subi une intervention chirurgicale, placer l&#39;animal dans une cage propre, sans la compagnie d&#39;autres animaux. Moniteur jusqu&#39;à la conscience suffisante est retrouvé. </li><li> Cultureles cellules ME-180 dans du milieu essentiel minimal alpha-(α-MEM) supplémenté avec 10% de sérum bovin fœtal (FBS) et des antibiotiques. </li><li> Récolter les cellules et maintenir les cellules dans un milieu complet avant l&#39;inoculation. Compter les cellules en utilisant un hémocytomètre. </li><li> Inoculer chaque souris des donateurs à supporter une voie intramusculaire (im) ME-180 (cellules de cancer du col humaines) tumeur. Note: La croissance sur le site im a été sélectionné en vue d&#39;assurer le développement de tumeurs bien vascularisé. Achat souris SCID femelles (âgés de 6-8 semaines, environ 20 g) à partir d&#39;un établissement d&#39;élevage en interne. <ol><li> Anesthésier une souris SCID femelles et injecter 1 x 10 6 ME-180 cellules dans le muscle jumeau de la patte postérieure en utilisant une aiguille 27 G. </li><li> Mesurer la taille de la tumeur en utilisant un étrier jusqu&#39;à ce que les tumeurs ont atteint 9-12 mm dans leur plus grande dimension. Terminer l&#39;étude si la tumeur a dépassé 12 mm, ou si la masse tumorale compromet apport comportement, la marche, la nourriture et l&#39;eau normale. </li></ol></li><li> Morceaux de tumeur implant de souris donneuses dans les souris receveuses. <ol><li> Anesthésier une souris donneuse en utilisant 5% isofluorane. Euthanasier la souris par dislocation cervicale sous anesthésie. Enlever la tumeur des bailleurs de fonds de la souris donneuse. Couper la tumeur en fragments cubes de 2-3 mm 3. </li><li> Anesthésier une souris receveuse en utilisant 5% isofluorane. Injecter 100 ul de 0,5 mg / ml de méloxicam par voie sous-cutanée avant l&#39;intervention chirurgicale. Appliquer la solution d&#39;iode chirurgicale de brossage, puis 70% d&#39;éthanol, et la solution d&#39;iode enfin sur la peau rasée. Rasez la patte arrière gauche de la souris receveuse. Faire une incision au niveau de la peau. Insérez un donneur morceau de la tumeur sous-cutanée à travers l&#39;incision. Fermer l&#39;incision en utilisant 1-2 pince (s) de la plaie. </li><li> Retirez les clips 3-5 jours après l&#39;implantation. Tumeur sous-cutanée est nécessaire pour utiliser la configuration de chauffage à base de laser. </li><li> Autoriser les tumeurs de croître pendant 2-3 semaines avant le traitement de chauffage. </li></ol></li></ol> 4. Conception, AssemCalibration Bly et d&#39;une livraison conforme illuminateur laser pour In Vivo chauffage <ol><li> Obtenir un chauffage du tissu à l&#39;aide d&#39;un laser à diode 763 nm couplée à un éclairage conforme à l&#39;aide d&#39;une fibre optique. <ol><li> Dispositif d&#39;éclairage uniforme fournit un éclairage laser superficielle de la tumeur de xénogreffe. Il est composé d&#39;un bloc de 30 x 20 x 17 mm de matériau hautement réfléchissant contenant trois lumière Adjoined intégrer les sphères de la chambre avec une chambre dans le milieu (16 mm de diamètre) et 2 petites chambres de chaque côté (16 mm de longueur et 5 mm de diamètre) (Figure 1). </li><li> Pour que la lumière de passer d&#39;une chambre à l&#39;autre, deux petits trous 5 mm de diamètre ont été découpés entre les petites chambres extérieures et la chambre médiane plus large. La lumière est délivré à partir du laser dans les chambres extérieures au moyen d&#39;un coupe-fibre 400 um extrémité connectée au laser qui est transmise dans la chambre à travers un trou d&#39;un diamètre de 600 um. </li><li> En raison de la nature de la lumière interaction avec les parois de la chambre, la lumière délivrée dans une des petites chambres est spatialement homogénéisé puis passe par les ports intérieurs dans la plus grande chambre où il est en outre spatialement homogénéisé. Lumière sort alors de l&#39;orifice de 10 mm de diamètre sur la chambre médiane. </li></ol></li><li> Calibrer la prestation de la lumière de l&#39;illuminateur par rapport au réglage de la puissance laser en utilisant un étalonné NIST 50 mm sphère d&#39;intégration pour mesurer la puissance délivrée. <ol><li> Calculer la distribution de la lumière dans la tumeur en utilisant des simulations Monte Carlo en fonction d&#39;une géométrie simplifiée de la tumeur. Générer le code Monte Carlo dans un algorithme personnalisé écrit avec un logiciel de calcul commerciale et de la base sur le code standard de Monte Carlo modélisation du transport de la lumière dans les tissus multicouches de Jacques et al. 14. </li><li> Modéliser la tumeur comme un hémisphère couché sur une ligne de la peau plat avec un diamètre correspondant à la dimension de la tumeur moyenne de 7 mm à la surface de la peau et un ilroite de 5 mm. Éclairage homogène Modèle de la surface en lançant au hasard photons dans tout l&#39;hémisphère exposée et direct au centre de la sphère. </li><li> Utiliser les propriétés optiques, y compris l&#39;absorption, u une dispersion = 0,025 mm -1, μ s = 10 mm -1, le facteur d&#39;anisotropie, g = 0,9 et l&#39;indice de réfraction, n = 1,4. Utilisez un million de photons dans le calcul. </li><li> Effectuez ces mesures avant tout des expériences in vivo de chauffage avec aucune autre modification après l&#39;étalonnage initial. </li></ol></li></ol> 5. conforme de chauffage de la tumeur à l&#39;aide personnalisée conçue Setup Chambre Laser <ol><li> Raccorder une extrémité d&#39;une fibre de laser de l&#39;appareil laser et l&#39;autre extrémité de l&#39;illuminateur. </li><li> Anesthésier l&#39;animal en utilisant 5% isofluorane. G Insérer un cathéter d&#39;injection 27 dans la veine caudale latérale de la souris. Insérer un cathéter 22 G au centre de la tumeur. Placer une température pr de la fibre optiqueOBE dans le cathéter creux pour surveiller les changements de température. </li><li> Couvrir la totalité de la tumeur avec l&#39;illuminateur (Figure 2). Réglez d&#39;abord le pouvoir de 0,8-1 W. Allumez le laser et attendre que la température à la hausse. Maintenir la température de la tumeur à 42 ° C en ajustant manuellement la puissance du laser entre 0,1 à 0,8 W. </li></ol> 6. Distribution de la température évaluée par le biais thermométrie par résonance magnétique (MRT) <ol><li> Mesurer la distribution de la température de la tumeur chauffée à l&#39;aide de l&#39;installation de chauffage à base de laser grâce à protons décalage de fréquence de résonance (PRF-shift) MRT sur un 7 Tesla M. préclinique système d&#39;imagerie 15 en conjonction avec les fibres optiques mesures à la sonde de température. </li><li> Acquérir les images de thermométrie à intervalles de 10 secondes en utilisant une séquence d&#39;impulsions 2D-FLASH (temps d&#39;écho 4,5 ms, le temps de répétition 156,25 ms) avec 312 x 312 um dans le plan de résolution et de 2 mm d&#39;épaisseur de tranche dans une seule tranche au niveau de la fibre optique Pro de la températureêtre. </li></ol> 7. M. surveillance de l&#39;agent de presse <ol><li> Effectuer T 1 imagerie weighted avant et 20 minutes après l&#39;administration de Gd-HTLC. </li><li> Implant deux tumeurs, une sur chacune des pattes postérieures, d&#39;une souris SCID femelles en utilisant le procédé décrit ci-dessus dans la section 3 pour l&#39;implantation. Préchauffer la tumeur sur la patte arrière gauche pendant 5 min à 42 ° C avant l&#39;injection de Gd-HTLC à une dose de 66,3 mg / kg Gd-HP-DO3A et 1,4 mg / kg CDDP, puis chauffer la tumeur pour un supplément de 20 post-injection min. Effectuez l&#39;injection pendant le traitement de chauffage. Utilisez la tumeur sur le membre postérieur droit comme un contrôle non chauffé. </li><li> Acquérir des images dynamiques MR (36 x 20 mm champ de vue, 200 x 200 um dans le plan de résolution, l&#39;épaisseur des tranches de 2 mm; protocole de séquence MR) pour surveiller Gd-HP-DO3A de presse à 12 seconde d&#39;intervalles pour l&#39;ensemble 20 min après l&#39;administration de Gd-HTLC, commençant 30 secondes avant l&#39;injection. </li><li> Contourner la tumeur (chauffés et non chauffés) et des volumes musculaires.Calculer le signal moyenne MR de tous les voxels sein de chaque volume profilée. </li></ol>

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	<li>Maeda, H., Wu, J., Sawa, T., Matsumura, Y., Hori, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Tumor+vascular+permeability+and+the+EPR+effect+in+macromolecular+therapeutics:+a+review.">Tumor vascular permeability and the EPR effect in macromolecular therapeutics: a review.</a> J Control Releas. 65 (1-2), 271-284 (2000).</li><li>Simard, P., Leroux, J. C., Allen, C., Meyer, O. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Liposomes+for+Drug+Delivery.">Liposomes for Drug Delivery.</a> Nanoparticles for Pharmaceutical Application. , (2007).</li><li>O'Brien, M. E. R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Reduced+cardiotoxicity+and+comparable+efficacy+in+a+phase+III+trial+of+pegylated+liposomal+doxorubicin+HCl+(CAELYX+(TM)/Doxil+(R))+versus+conventional+doxorubicin+for+first-line+treatment+of+metastatic+breast+cancer.">Reduced cardiotoxicity and comparable efficacy in a phase III trial of pegylated liposomal doxorubicin HCl (CAELYX (TM)/Doxil (R)) versus conventional doxorubicin for first-line treatment of metastatic breast cancer.</a> Ann Onco. 15 (3), 440-449 (2004).</li><li>White, S. C., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Phase+II+study+of+SPI-77+(sterically+stabilised+liposomal+cisplatin)+in+advanced+non-small-cell+lung+cancer.">Phase II study of SPI-77 (sterically stabilised liposomal cisplatin) in advanced non-small-cell lung cancer.</a> Br J Cancer. 95 (7), 822-828 (2006).</li><li>Laginha, K. M., Verwoert, S., Charrois, G. J. R., Allen, T. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Determination+of+doxorubicin+levels+in+whole+tumor+and+tumor+nuclei+in+murine+breast+cancer+tumors.">Determination of doxorubicin levels in whole tumor and tumor nuclei in murine breast cancer tumors.</a> Clin Cancer Res. 11 (19), 6944-6949 (2005).</li><li>Baronzio, G. F., Hager, E. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Hyperthermia in cancer treatment: a primer. , (2006).</li><li>Landon, C. D., Park, J. Y., Needham, D., Dewhirst, M. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Nanoscale+Drug+Delivery+and+Hyperthermia:+The+Materials+Design+and+Preclinical+and+Clinical+Testing+of+Low+Temperature-Sensitive+Liposomes+Used+in+Combination+with+Mild+Hyperthermia+in+the+Treatment+of+Local+Cancer.">Nanoscale Drug Delivery and Hyperthermia: The Materials Design and Preclinical and Clinical Testing of Low Temperature-Sensitive Liposomes Used in Combination with Mild Hyperthermia in the Treatment of Local Cancer.</a> Open Nanomed. 3, 38-64 (2011).</li><li>Koning, G. A., Eggermont, A. M., Lindner, L. H., ten Hagen, T. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hyperthermia+and+thermosensitive+liposomes+for+improved+delivery+of+chemotherapeutic+drugs+to+solid+tumors.">Hyperthermia and thermosensitive liposomes for improved delivery of chemotherapeutic drugs to solid tumors.</a> Pharm Res. 27 (8), 1750-1754 (2010).</li><li>Viglianti, B. L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=In+vivo+monitoring+of+tissue+pharmacokinetics+of+liposome/drug+using+MRI:+illustration+of+targeted+delivery.">In vivo monitoring of tissue pharmacokinetics of liposome/drug using MRI: illustration of targeted delivery.</a> Magn Reson Me. 51 (6), 1153-1162 (2004).</li><li>Ponce, A. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Magnetic+resonance+imaging+of+temperature-sensitive+liposome+release:+drug+dose+painting+and+antitumor+effects.">Magnetic resonance imaging of temperature-sensitive liposome release: drug dose painting and antitumor effects.</a> J Natl Cancer Ins. 99 (1), 53-63 (2007).</li><li>Kong, G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Efficacy+of+liposomes+and+hyperthermia+in+a+human+tumor+xenograft+model:+importance+of+triggered+drug+release.">Efficacy of liposomes and hyperthermia in a human tumor xenograft model: importance of triggered drug release.</a> Cancer Res. 60 (24), 6950-6957 (2000).</li><li>Yarmolenko, P. S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Comparative+effects+of+thermosensitive+doxorubicin-containing+liposomes+and+hyperthermia+in+human+and+murine+tumours.">Comparative effects of thermosensitive doxorubicin-containing liposomes and hyperthermia in human and murine tumours.</a> Int J Hyperthermia. 26 (5), 485-498 (2010).</li><li>Wang, L. H., Jacques, S. L., Zheng, L. Q. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=MCML-Monte+Carlo+modeling+of+photon+transport+in+multi-layered+tissues.">MCML-Monte Carlo modeling of photon transport in multi-layered tissues.</a> Comput Meth Prog Bio. 47, 131-146 (1995).</li><li>Rieke, V., Butts Pauly, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=MR+thermometry.">MR thermometry.</a> J Magn Reson Imaging. 27 (2), 376-390 (2008).</li><li>Dou, Y. N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Heat-activated+thermosensitive+liposomal+cisplatin+(HTLC)+results+in+effective+growth+delay+of+cervical+carcinoma+in+mice.">Heat-activated thermosensitive liposomal cisplatin (HTLC) results in effective growth delay of cervical carcinoma in mice.</a> J Control Release. 178, 69-78 (2014).</li><li>Lammers, T., Kiessling, F., Hennink, W. E., Storm, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Nanotheranostics+and+image-guided+drug+delivery:+current+concepts+and+future+directions.">Nanotheranostics and image-guided drug delivery: current concepts and future directions.</a> Mol Pharm. 7 (6), 1899-1912 (2010).</li><li>Lee, H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+novel+64Cu-liposomal+PET+agent+(MM-DX-929)+predicts+response+to+liposomal+chemotherapeutics+in+preclinical+breast+cancer+models.">A novel 64Cu-liposomal PET agent (MM-DX-929) predicts response to liposomal chemotherapeutics in preclinical breast cancer models.</a> Thirty-Fifth Annual CTRC-AACR San Antonio Breast Cancer Symposium. , (2012).</li></ol>

There are no disclosures.

Les liposomes ont été développés dans les années 1960 en tant que véhicules d&#39;administration de médicaments qui transportent des médicaments hydrophiles dans leur volume interne et aqueuse médicaments hydrophobes dans leur bicouche lipidique 2. En plus de l&#39;utilisation dans des applications thérapeutiques, les liposomes ont été explorées pour des applications de diagnostic lorsqu&#39;ils sont marqués avec des radionucléides ou chargés avec des agents de contraste d&#39;imagerie 17...

La physiopathologie de tumeurs solides résultats de la perméabilité et de rétention amélioré (EPR) des systèmes à l&#39;échelle nanométrique. Cela a conduit au développement de nombreux systèmes de délivrance de médicaments qui tirent parti de cet effet de cibler le tissu tumoral tout en minimisant les effets secondaires systémiques 1. Technologies de livraison de liposomale ont été largement étudiés pour la drogue ou d&#39;imagerie des sondes 2. Bien que les liposomes ont considérablement réduit la toxicité systémique par rapport à la chimiothérapie conventionnelle, il ya eu quelques améliorations dans l&#39;efficacité clinique 3,4. Des études ont montré que l&#39;efficacité est limitée en raison d&#39;un manque de libération du médicament à partir du support 4,5. En conséquence, le développement de liposomes qui sont activés pour libérer le médicament encapsulé en réponse à des stimuli externes a attiré une attention considérable. L&#39;hyperthermie a été utilisé pendant des décennies comme une modalité de traitement relativement sûr pour les patients atteints de cancer 6. Par conséquent, le développementment de liposomes thermosensibles avec la chaleur comme un déclencheur externe a été une combinaison logique avec un potentiel important pour la traduction clinique. En effet, la formulation thermosensible de liposomes contenant de lysolipide-de doxorubicine, connu sous le nom LTSL-DOX, a maintenant atteint évaluation clinique 7. Des données cliniques récentes avec LTSL-DOX a montré que le protocole pour la distribution de chaleur est un facteur critique qui peut fortement influencer les résultats des patients 8. Chez les humains, radiofréquences, micro-ondes, laser et ultrasons transducteurs sont utilisés pour appliquer hyperthermie localement à des sites tumoraux 9. Dans les études précliniques nécessitant le chauffage de tumeurs sous-cutanées, les cathéters de chauffage 10,11 et 12,13 bains d&#39;eau sont le plus souvent utilisés. Dans ce manuscrit, nous introduisons une nouvelle méthode pour le chauffage de tumeurs sous-cutanées en utilisant une installation de chauffage conçu sur mesure à base de laser, ce qui permet un chauffage plus conforme de volume de la tumeur. Utiliser ma compatibles M.maté-, la configuration est assez petit pour tenir dans le trou d&#39;un petit animal M. imageur, permettant suivi en temps réel de l&#39;évolution de la température des tissus pendant le chauffage laser. L&#39;agent MR de contraste, gadotéridol (Gd-HP-DO3A), a été co-encapsulé avec CDDP dans une formulation de liposome thermosensible du CDDP (HTLC), connu sous le nom Gd-HTLC, en temps réel MR suivi et l&#39;évaluation de la chaleur guidée par l&#39;image libération du médicament et activé par validation du protocole de chauffage. Nos résultats démontrent que l&#39;appareil de chauffage à base de laser activé efficacement la libération d&#39;agents encapsulés de la formulation Gd-HTLC tout en étant suivis par IRM.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0">
	<tbody>
		<tr>
			<td>Rotary evaporator</td>
			<td>Heidolph Instruments GmbH &#38; Co.KG</td>
			<td>Laborota 4000</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>High pressure extruder</td>
			<td>Northern Lipids Inc.</td>
			<td>T.001</td>
			<td>10 mL thermobarrel</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Heating circulator</td>
			<td>VWR International LLC.</td>
			<td>11305</td>
			<td>Connected to extruder</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Polycarbonate membrane filter</td>
			<td>Whatman</td>
			<td>110605;110606</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Differential scanning calorimeter (DSC)</td>
			<td>TA Instruments</td>
			<td>Q100</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Inductively coupled plasma-atomic emission spectrometer (ICP-AES)</td>
			<td>PerkinElmer</td>
			<td>Optima 7300DV</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Zetasizer</td>
			<td>Malvern Instruments Ltd.</td>
			<td>Nano-ZS</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Cell incubator</td>
			<td>NuAire Inc.</td>
			<td>NU-5800</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Autoclip wound clip applier</td>
			<td>Becton Dickinson</td>
			<td>427630</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Autoclip wound clip remover</td>
			<td>Becton Dickinson</td>
			<td>427637</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Wound clips</td>
			<td>Becton Dickinson</td>
			<td>427631</td>
			<td>9 mm</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>763 nm Laser device</td>
			<td>Biolitec</td>
			<td>Ceralas CD 403 laser</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Laser probe</td>
			<td>Thorlabs Inc.</td>
			<td>FT400EMT</td>
			<td>With SMA and flat cleave connectors</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Spectralon (illuminator)</td>
			<td>Labsphere Inc.</td>
			<td>FAST-SL-5CMX5CM</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>CSTM-SL-5CMX5CM</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>7 Tesla prelinical magnetic resonance (MR) imaging system</td>
			<td>Bruker Corporation</td>
			<td>Biospec 70/30</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Fiber optic temperature sensor</td>
			<td>LumaSense Technologies Inc.</td>
			<td>Luxtron FOT Lab Kit</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Integrating sphere</td>
			<td>Newport Corporation</td>
			<td>819C</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Optical power meter</td>
			<td>Newport Corporation</td>
			<td>1830-R</td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

custom-designed laser-based heating apparatus for triggered release of cisplatin from thermosensitive liposomes with magnetic resonance image guidance

Les liposomes ont été utilisés comme systèmes de délivrance de médicament à cibler les tumeurs solides à travers l&#39;exploitation de la perméabilité accrue et la rétention (EPR) en produisant une réduction significative de la toxicité systémique. Néanmoins, la libération insuffisante de médicament encapsulé des liposomes a limité leur efficacité clinique. Liposomes sensibles à la température ont été conçus pour fournir une libération spécifique au site de médicament afin de surmonter le problème de la tumeur limitée biodisponibilité du médicament. Notre laboratoire a conçu et développé une formulation de liposome thermosensible activé par la chaleur du cisplatine (CDDP), connu sous le nom HTLC, pour fournir une libération déclenchée de CDDP à tumeurs solides. Livraison activé par la chaleur a été réalisée in vivo dans des modèles murins en utilisant un appareil de chauffage au laser sur mesure qui fournit un motif de chauffage conforme au site de la tumeur comme confirmé par M. thermométrie (MRT). Dispositif de surveillance de température à fibre optique a été utilisé pour mesurer la température en temps réelau cours de la période de chauffage en ligne avec réglage de la fourniture de chaleur par une alternance de la puissance du laser. La livraison du médicament a été optimisée en cas de résonance magnétique (MR) d&#39;image orientation par co-encapsulation d&#39;un agent de contraste pour MR (c.-à-gadotéridol) avec CDDP dans les liposomes thermosensibles comme un moyen pour valider le protocole de chauffage et d&#39;évaluer l&#39;accumulation de tumeur. Le protocole de chauffage est composée d&#39;une période de préchauffage de 5 minutes avant l&#39;administration de HTLC et 20 min de chauffage de post-injection. Ce protocole de chauffage conduit à la libération efficace des agents encapsulés avec le plus grand changement de signal de résonance MR observée dans la tumeur chauffée par rapport à la tumeur non chauffé et le muscle. Cette étude a démontré l&#39;application réussie de l&#39;appareil de chauffage à base de laser pour le développement de liposomes thermosensibles préclinique et l&#39;importance de validation guidée par RM du protocole de chauffage pour l&#39;optimisation de délivrance de médicament.

Les liposomes sont fabriqués en utilisant HTLC méthodes courantes, y compris la formation du film lipidique, l&#39;hydratation, l&#39;extrusion et la dialyse. Au cours des étapes impliquant CDDP, la prudence devrait être prise de ne pas exposer CDDP à tout matériau d&#39;aluminium, comme CDDP sera désactivé par la formation d&#39;un dépôt noir. Une illustration de HTLC est montré dans la figure 3. Les propriétés physico-chimiques de HTLC ont été résumées dans un manuscr...

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Custom-designed Laser-based Heating Apparatus for Triggered Release of Cisplatin from Thermosensitive Liposomes with Magnetic Resonance Image Guidance

Un appareil de chauffage à base de laser compatible avec l&#39;IRM conçu sur mesure a été conçu pour fournir un chauffage local de tumeurs sous-cutanées afin d&#39;activer la libération d&#39;agents de liposomes thermosensibles spécifiquement à la région de la tumeur.

Spécialement conçu à base de laser appareils de chauffage à libération déclenchée de cisplatine de thermosensible liposomes avec guidage par l&#39;image par résonance magnétique

Liposomes have been employed as drug delivery systems to target solid tumors through exploitation of the enhanced permeability and retention (EPR) effect ...

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Research

JoVE Journal

Bioengineering

9.0K vues.  University of Toronto.  Un appareil de chauffage à base de laser compatible avec l'IRM conçu sur mesure a été conçu pour fournir un chauffage local de tumeurs sous-cutanées afin d'activer la libération d'agents de liposomes thermosensibles spécifiquement à la région de la tumeur. 

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Magnetic Resonance Elastography Methodology for the Evaluation of Tissue Engineered Construct Growth

Traditional mechanical testing often results in the destruction of the sample, and in the case of long term tissue engineered construct studies, the use of destructive assessment is not acceptable. A proposed alternative is the use of an imaging process called magnetic resonance elastography. Elastography is a nondestructive method for determining the engineered outcome by measuring local mechanical property values (i.e., complex shear modulus), which are essential markers for identifying the structure and functionality of a tissue. As a noninvasive means for evaluation, the monitoring of engineered constructs with imaging modalities such as magnetic resonance imaging (MRI) has seen increasing interest in the past decade1. For example, the magnetic resonance (MR) techniques of diffusion and relaxometry have been able to characterize the changes in chemical and physical properties during engineered tissue development2. The method proposed in the following protocol uses microscopic magnetic resonance elastography (&mu;MRE) as a noninvasive MR based technique for measuring the mechanical properties of small soft tissues3. MRE is achieved by coupling a sonic mechanical actuator with the tissue of interest and recording the shear wave propagation with an MR scanner4. Recently, &mu;MRE has been applied in tissue engineering to acquire essential growth information that is traditionally measured using destructive mechanical macroscopic techniques5. In the following procedure, elastography is achieved through the imaging of engineered constructs with a modified Hahn spin-echo sequence coupled with a mechanical actuator. As shown in Figure 1, the modified sequence synchronizes image acquisition with the transmission of external shear waves; subsequently, the motion is sensitized through the use of oscillating bipolar pairs. Following collection of images with positive and negative motion sensitization, complex division of the data produce a shear wave image. Then, the image is assessed using an inversion algorithm to generate a shear stiffness map6. The resulting measurements at each voxel have been shown to strongly correlate (R2&gt;0.9914) with data collected using dynamic mechanical analysis7. In this study, elastography is integrated into the tissue development process for monitoring human mesenchymal stem cell (hMSC) differentiation into adipogenic and osteogenic constructs as shown in Figure 2.

The procedure demonstrates the methodology of magnetic resonance elastography for monitoring the engineered outcome of adipose and osteogenic tissue engineered constructs through noninvasive local assessment of the mechanical properties using microscopic magnetic resonance elastography (&mu;MRE).

Méthodologie élastographie par résonance magnétique pour l&#39;évaluation des tissus Conçu croissance Construct

Traditional mechanical testing often results in the destruction of the sample, and in the case of long term tissue engineered construct studies, the use ...

Recherche

Bio-ingénierie

Magnetically-Assisted Remote Controlled Microcatheter Tip Deflection under Magnetic Resonance Imaging

X-ray fluoroscopy-guided endovascular procedures have several significant limitations, including difficult catheter navigation and use of ionizing radiation, which can potentially be overcome using a magnetically steerable catheter under MR guidance.
	The main goal of this work is to develop a microcatheter whose tip can be remotely controlled using the magnetic field of the MR scanner. This protocol aims to describe the procedures for applying current to the microcoil-tipped microcatheter to produce consistent and controllable deflections.
	A microcoil was fabricated using laser lathe lithography onto a polyimide-tipped endovascular catheter. In vitro testing was performed in a waterbath and vessel phantom under the guidance of a 1.5-T MR system using steady-state free precession (SSFP) sequencing. Various amounts of current were applied to the coils of the microcatheter to produce measureable tip deflections and navigate in vascular phantoms.
	The development of this device provides a platform for future testing and opportunity to revolutionize the endovascular interventional MRI environment.

Current applied to an endovascular microcatheter with microcoil tip made by laser lathe lithography can achieve controllable deflections under magnetic resonance (MR) guidance, which may improve speed and efficacy of navigation of vasculature during various endovascular procedures.

Magnétique assistée à distance de déviation contrôlée Astuce Microcatheter sous imagerie par résonance magnétique

X-ray fluoroscopy-guided  endovascular procedures have several significant limitations, including  difficult catheter navigation and use of ionizing ...

Alternating Magnetic Field-Responsive Hybrid Gelatin Microgels for Controlled Drug Release

Magnetically-responsive nano/micro-engineered biomaterials that enable a tightly controlled, on-demand drug delivery have been developed as new types of smart soft devices for biomedical applications. Although a number of magnetically-responsive drug delivery systems have demonstrated efficacies through either in vitro proof of concept studies or in vivo preclinical applications, their use in clinical settings is still limited by their insufficient biocompatibility or biodegradability. Additionally, many of the existing platforms rely on sophisticated techniques for their fabrications. We recently demonstrated the fabrication of biodegradable, gelatin-based thermo-responsive microgel by physically entrapping poly(N-isopropylacrylamide-co-acrylamide) chains as a minor component within a three-dimensional gelatin network. In this study, we present a facile method to fabricate a biodegradable drug release platform that enables a magneto-thermally triggered drug release. This was achieved by incorporating superparamagnetic iron oxide nanoparticles and thermo-responsive polymers within gelatin-based colloidal microgels, in conjunction with an alternating magnetic field application system.

We present a facile method to fabricate a biodegradable gelatin-based drug release platform that is magneto-thermally responsive. This was achieved by incorporating superparamagnetic iron oxide nanoparticles and poly(N-isopropylacrylamide-co-acrylamide) within a spherical gelatin micro-network crosslinked by genipin, in conjunction with an alternating magnetic field application system.

Magnétique alternatif microgels de gélatine hybride sensible au champ de libération contrôlée de médicaments

Magnetically-responsive nano/micro-engineered biomaterials that enable a tightly controlled, on-demand drug delivery have been developed as new types of ...

Rapid Scan Electron Paramagnetic Resonance Opens New Avenues for Imaging Physiologically Important Parameters In Vivo

We demonstrate a superior method of 2D spectral-spatial imaging of stable radical reporter molecules at 250 MHz using rapid-scan electron-paramagnetic-resonance (RS-EPR), which can provide quantitative information under in vivo conditions on oxygen concentration, pH, redox status and concentration of signaling molecules (i.e., OH&#8226;, NO&#8226;). The RS-EPR technique has a higher sensitivity, improved spatial resolution (1 mm), and shorter acquisition time in comparison to the standard continuous wave (CW) technique. A variety of phantom configurations have been tested, with spatial resolution varying from 1 to 6 mm, and spectral width of the reporter molecules ranging from 16 &#181;T (160 mG) to 5 mT (50 G). A cross-loop bimodal resonator decouples excitation and detection, reducing the noise, while the rapid scan effect allows more power to be input to the spin system before saturation, increasing the EPR signal. This leads to a substantially higher signal-to-noise ratio than in conventional CW EPR experiments.

Rapid Scan Electron Paramagnetic Resonance Opens New Avenues for Imaging Physiologically Important Parameters In Vivo

A new electron paramagnetic resonance (EPR) method, rapid scan EPR (RS-EPR), is demonstrated for 2D spectral spatial imaging which is superior to the traditional continuous wave (CW) technique and opens new venues for in vivo imaging. Results are demonstrated at 250 MHz, but the technique is applicable at any frequency.

Numérisation rapide résonance paramagnétique électronique ouvre de nouvelles voies pour l&#39;imagerie physiologiquement Paramètres importants<em&gt; In Vivo</em

We demonstrate a superior method of 2D spectral-spatial imaging of stable radical reporter molecules at 250 MHz using rapid-scan ...

Image-guided, Laser-based Fabrication of Vascular-derived Microfluidic Networks

This detailed protocol outlines the implementation of image-guided, laser-based hydrogel degradation for the fabrication of vascular-derived microfluidic networks embedded in PEGDA hydrogels. Here, we describe the creation of virtual masks that allow for image-guided laser control; the photopolymerization of a micromolded PEGDA hydrogel, suitable for microfluidic network fabrication and pressure head-driven flow; the setup and use of a commercially available laser scanning confocal microscope paired with a femtosecond pulsed Ti:S laser to induce hydrogel degradation; and the imaging of fabricated microfluidic networks using fluorescent species and confocal microscopy. Much of the protocol is focused on the proper setup and implementation of the microscope software and microscope macro, as these are crucial steps in using a commercial microscope for microfluidic fabrication purposes that contain a number of intricacies. The image-guided component of this technique allows for the implementation of 3D image stacks or user-generated 3D models, thereby allowing for creative microfluidic design and for the fabrication of complex microfluidic systems of virtually any configuration. With an expected impact in tissue engineering, the methods outlined in this protocol could aid in the fabrication of advanced biomimetic microtissue constructs for organ- and human-on-a-chip devices. By mimicking the complex architecture, tortuosity, size, and density of in vivo vasculature, essential biological transport processes can be replicated in these constructs, leading to more accurate in vitro modeling of drug pharmacokinetics and disease.

This protocol outlines the implementation of image-guided, laser-based hydrogel degradation to fabricate vascular-derived, biomimetic microfluidic networks embedded in poly(ethylene glycol) diacrylate (PEGDA) hydrogels. These biomimetic microfluidic systems may be useful for tissue engineering applications, generation of in vitro disease models, and fabrication of advanced "on-a-chip" devices.

, Fabrication de réseaux microfluidiques vasculaire dérivés à base de laser guidée par l&#39;image

This detailed protocol outlines the implementation of image-guided, laser-based hydrogel degradation for the fabrication of vascular-derived microfluidic ...

Magnetic and Thermal-sensitive Poly(N-isopropylacrylamide)-based Microgels for Magnetically Triggered Controlled Release

Magnetically and thermally sensitive poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAAm)/Fe3O4-NH2 microgels with the encapsulated anti-cancer drug curcumin (Cur) were designed and fabricated for magnetically triggered release. PNIPAAm-based magnetic microgels with a spherical structure were produced via a temperature-induced emulsion followed with physical-crosslinking by mixing PNIPAAm, polyethylenimine (PEI), and Fe3O4-NH2 magnetic nanoparticles. Because of their dispersity, the Fe3O4-NH2 nanoparticles were embedded inside the polymer matrix. The amine groups exposed on the Fe3O4-NH2 and PEI surface supported the spherical structure by physically crosslinking with the amide groups of the PNIPAAm. The hydrophobic anti-cancer drug curcumin can be dispersed in water after encapsulation into the microgels. The microgels were characterized by transmission electron microscopy (TEM), Fourier transform infrared spectroscopy (FT-IR), and UV-Vis spectral analysis. Furthermore, magnetically triggered release was studied under an external high frequency magnetic field (HFMF). A significant &#34;burst release&#34; of curcumin was observed after applying the HFMF to the microgels due to the magnetic inductive heating (hyperthermia) effect. This manuscript describes the magnetically triggered controlled release of Cur-PNIPAAm/Fe3O4-NH2 encapsulated curcumin, which can be potentially applied for tumor therapy.

Magnetic and Thermal-sensitive PolyN-isopropylacrylamide-based Microgels for Magnetically Triggered Controlled Release

This manuscript describes the preparation of magnetic and thermal-sensitive microgels via a temperature-induced emulsion without chemical reaction. These sensitive microgels were synthesized by mixing poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAAm), polyethylenimine (PEI) and Fe3O4-NH2 nanoparticles for the potential use in magnetically and thermally triggered drug-release.

Poly magnétique et thermosensible (<em&gt; N</em&gt; Microgels à base de isopropylacrylamide) pour une libération contrôlée magnétiquement déclenchée

Magnetically and thermally sensitive poly(N-isopropylacrylamide) (PNIPAAm)/Fe3O4-NH2 microgels with the encapsulated anti-cancer drug curcumin (Cur) were ...

Metabolic Support of Excised, Living Brain Tissues During Magnetic Resonance Microscopy Acquisition

This protocol describes the procedures necessary to support normal metabolic functions of acute brain slice preparations during the collection of magnetic resonance (MR) microscopy data. While it is possible to perform MR collections on living, excised mammalian tissue, such experiments have traditionally been constrained by resolution limits and are thus incapable of visualizing tissue microstructure. Conversely, MR protocols that did achieve microscopic image resolution required the use of fixed samples to accommodate the need for static, unchanging conditions over lengthy scan times. The current protocol describes the first available MR technique that enables imaging of living, mammalian tissue samples at microscopic resolutions. Such data is of great importance to the understanding of how pathology-based contrast changes occurring at the microscopic level influence the content of macroscopic MR scans such as those used in the clinic. Once such an understanding is realized, diagnostic methods with greater sensitivity and accuracy can be developed, which will translate directly to earlier disease treatment, more accurate therapy monitoring and improved patient outcomes.
While the described methodology focuses on brain slice preparations, the protocol is adaptable to any excised tissue slice given that changes are made to the gas and perfusate preparations to accommodate the tissue&#39;s specific metabolic needs. Successful execution of the protocol should result in living, acute slice preparations that exhibit MR diffusion signal stability for periods up to 15.5 h. The primary advantages of the current system over other MR compatible perfusion apparatuses are its compatibility with the MR microscopy hardware required to attain higher resolution images and ability to provide constant, uninterrupted flow with carefully regulated perfusate conditions. Reduced sample throughput is a consideration with this design as only one tissue slice may be imaged at a time.

The current protocol describes a method by which users can maintain viability of acute hippocampal and cortical slice preparations during the collection of magnetic resonance microscopy data.

Soutien métabolique des excisées, les tissus de cerveau vivants lors de l’Acquisition de la microscopie par résonance magnétique

This protocol describes the procedures necessary to support normal metabolic functions of acute brain slice preparations during the collection of magnetic ...

Preparation, Purification, and Use of Fatty Acid-containing Liposomes

Liposomes containing single-chain amphiphiles, particularly fatty acids, exhibit distinct properties compared to those containing diacylphospholipids due to the unique chemical properties of these amphiphiles. In particular, fatty acid liposomes enhance dynamic character, due to the relatively high solubility of single-chain amphiphiles. Similarly, liposomes containing free fatty acids are more sensitive to salt and divalent cations, due to the strong interactions between the carboxylic acid head groups and metal ions. Here we illustrate techniques for preparation, purification, and use of liposomes comprised in part or whole of single chain amphiphiles (e.g., oleic acids).

Liposomes containing single-chain amphiphiles, particularly fatty acids, exhibit distinct properties compared to those containing diacylphospholipids due to the unique chemical properties of single chain amphiphiles. Here we describe techniques for the preparation, purification, and use of liposomes comprised in part or whole of these amphiphiles.

Préparation, Purification et l’utilisation de Liposomes contenant de l’acide gras

Liposomes containing single-chain amphiphiles, particularly fatty acids, exhibit distinct properties compared to those containing diacylphospholipids due ...

Apparatus for Harvesting Tissue Microcolumns

This manuscript describes the production process for a laboratory apparatus, made from off-the-shelf components, that can be used to collect microcolumns of full-thickness skin tissue. The small size of the microcolumns allows donor sites to heal quickly without causing donor site scarring, while harvesting full-thickness tissue enables the incorporation of all cellular and extracellular components of skin tissue, including those associated with deeper dermal regions and the adnexal skin structures, which have yet to be successfully reproduced using conventional tissue engineering techniques. The microcolumns can be applied directly into skin wounds to augment healing, or they can be used as the autologous cell/tissue source for other tissue engineering approaches. The harvesting needles are made by modifying standard hypodermic needles, and they can be used alone for harvesting small amounts of tissue or coupled with a simple suction-based collection system (also made from commonly available laboratory supplies) for high-volume harvesting to facilitate studies in large animal models.

Here we describe a protocol for producing harvesting needles that can be used to collect full-thickness skin tissue without causing donor site scarring. The needles can be combined with a simple collection system to achieve high-volume harvesting.

Appareil pour la récolte de tissus Microcolumns

This manuscript describes the production process for a laboratory apparatus, made from off-the-shelf components, that can be used to collect microcolumns ...

Multi-timescale Microscopy Methods for the Characterization of Fluorescently-labeled Microbubbles for Ultrasound-Triggered Drug Release

Microbubble contrast agents hold great promise for drug delivery applications with ultrasound. Encapsulating drugs in nanoparticles reduces systemic toxicity and increases circulation time of the drugs. In a novel approach to microbubble-assisted drug delivery, nanoparticles are incorporated in or on microbubble shells, enabling local and triggered release of the nanoparticle payload with ultrasound. A thorough understanding of the release mechanisms within the vast ultrasound parameter space is crucial for efficient and controlled release. This set of presented protocols is applicable to microbubbles with a shell containing a fluorescent label. Here, the focus is on microbubbles loaded with poly(2-ethyl-butyl cyanoacrylate) polymeric nanoparticles, doped with a modified Nile Red dye. The particles are fixed within a denatured casein shell. The microbubbles are produced by vigorous stirring, forming a dispersion of perfluoropropane gas in the liquid phase containing casein and nanoparticles, after which the microbubble shell self-assembles. A variety of microscopy techniques are needed to characterize the nanoparticle-stabilized microbubbles at all relevant timescales of the nanoparticle release process. Fluorescence of the nanoparticles enables confocal imaging of single microbubbles, revealing the particle distribution within the shell. In vitro ultra-high-speed imaging using bright-field microscopy at 10 million frames per second provides insight into the bubble dynamics in response to ultrasound insonation. Finally, nanoparticle release from the bubble shell is best visualized by means of fluorescence microscopy, performed at 500,000 frames per second. To characterize drug delivery in vivo, the triggered release of nanoparticles within the vasculature and their extravasation beyond the endothelial layer is studied using intravital microscopy in tumors implanted in dorsal skinfold window chambers, over a timescale of several minutes. The combination of these complementary characterization techniques provides unique insight into the behavior of microbubbles and their payload release at a range of time and length scales, both in vitro and in vivo.

The presented protocols can be used to characterize the response of fluorescently-labeled microbubbles designed for ultrasound-triggered drug delivery applications, including their activation mechanisms as well as their bioeffects. This paper covers a range of in vitro and in vivo microscopy techniques performed to capture the relevant length and timescales.

Méthodes de microscopie multi-temps pour la caractérisation de microbulles marquées par fluorescence pour la libération de médicaments déclenchée par ultrasons

Microbubble contrast agents hold great promise for drug delivery applications with ultrasound. Encapsulating drugs in nanoparticles reduces systemic ...