Ce travail a été soutenu par la National Natural Science Foundation of China (81601608) et NUPTSF (NY216024).

Toutes les expériences sur les animaux ont été effectuées conformément aux protocoles approuvés par les lignes directrices d’OG Pharmaceutical pour les soins aux animaux et l’utilisation des animaux de laboratoire. Les protocoles suivaient les directives du comité d’éthique pour les animaux de laboratoire d’OG Pharmaceutical.
1. Synthèse de microbulles à coque de nanoparticules (NSM)
<ol><li>Disperser des nanoparticules magnétiques (Fe3O4,oxyde de fer) dans de l’eau désionisée pour former une solution type de 10 mg/mL.</li>
	<li>Placez le tube contenant la solution d’IONPs dans une machine de nettoyage à ultrasons pendant 20 min. Obtenir une solution d’ITP uniformément dispersée avant utilisation.</li>
	<li>Ajouter 150 μL d’eau désionisée, 150 μL de dodécylsulfate de sodium (FDS) de 10 mM et 400 μL d’une solution mère d’IONP de l’étape 1.1. dans un tube de centrifugeuse de 1,5 mL.</li>
	<li>Fixez l’homogénéisateur avec un échafaudage dans un bain de glace.</li>
	<li>Placez le tube du mélange dans un bain de glace et positionnez la sonde d’homogénéisateur précisément pour être immergée dans la solution du mélange.</li>
	<li>Réglez la vitesse de l’homogénéisateur à 20 000 tr/min et allumez l’homogénéisateur pendant 3 minutes.</li>
	<li>Éteignez l’homogénéisateur et retirez le tube du bain de glace.</li>
	<li>Placez le tube sur le rack à tubes pour une stabilisation de 12 h à température ambiante.</li>
	<li>Adsorbez les NSM résultants sur la paroi du tube par un aimant et retirez le surnageant. Ensuite, reconstituez-vous avec 1 mL d’eau fraîche désionisée.</li>
	<li>Répétez le processus de lavage trois fois et re-suspendez les NSM dans 1 mL d’eau distillée fraîche.</li>
	<li>Transférer 10 μL de suspension de NSM sur une lame de verre propre après avoir légèrement secoué.</li>
	<li>Utilisez un microscope à fluorescence à un grossissement de 20x pour visualiser la morphologie des NSM. Assurez-vous de prendre des photos au hasard.</li>
	<li>Mesurez le diamètre des NSM à partir des photos à l’aide d’un logiciel Nano Measurer 1.2 en libre accès. Comptez au moins 200 microbulles.<ol>
<li>Cliquez sur "Fichier" et "Ouvrir" pour sélectionner le fichier image à traiter. Une fois l’image importée, appuyez surlarègle " . Tracez une ligne rouge de la même longueur que la règle.</li>
		<li>Appuyez ensuite sur "Paramètres" | «Règle" et entrez la longueur de la règle. Tracez des lignes de la même longueur que les diamètres des microbulles individuelles de l’image. Complétez toutes les mesures, puis cliquez sur "Rapport" | » Voir le rapport« .</li>
	</ol>
</li>
</ol>2. Réponse acoustique des NSM
<ol><li>Diluer 200 μL de NSM avec 800 μL d’eau désionisée, puis transférer dans un tube centrifuge de 1,5 mL pour former une solution mère.</li>
	<li>Connectez le générateur de fonctions, l’amplificateur, la correspondance d’impédance et le transducteur focalé fait maison. Placez le transducteur au centre au fond de l’évier cuboïde artificiel et connectez l’hydrophone à un oscilloscope pour surveiller l’intensité des ultrasons de sortie (Figure 1). Ajouter de l’eau désionisée dans l’évier pour immerger le transducteur.</li>
	<li>Réglez le générateur de fonctions sur le mode balayage, réglez la plage de fréquences de 10 kHz à 900 kHz et réglez l’amplitude sur 20 Vpp (crête de tension). Ajustez la puissance des ultrasons à 0,1% par l’amplificateur. La durée de chaque cycle est de 4 s avec un intervalle de temps de 1 s.</li>
	<li>Préparez des échantillons de solution mère de 1 mL NSM dans le tube et fixez le tube avec un échafaudage sur le dessus du transducteur focalé fait maison. Fixez l’aimant au fond du tube et attirez les NSM.</li>
	<li>Allumez la puissance du générateur de fonctions et de l’amplificateur. Éteignez le générateur de fonction après l’application de 5 cycles (25 s) d’ultrasons. Retirez l’aimant et collectez 1 mL de la solution contenant les IONP libérés. Ajouter 1 mL d’eau désionisée dans le tube de centrifugeuse.</li>
	<li>Répétez l’étape 2.5. jusqu’à ce que les NSM dans le tube s’effondrent complètement.</li>
	<li>Quantifier tous les IOP libérés par spectrométrie d’émission optique à plasma à couplage inductif (ICP-OES) comme décrit précédemment13.</li>
</ol>3. Réponse optique des NSM
REMARQUE: Dans ce travail, un système laser contenant une puissance laser de 808 nm et une caméra thermique infrarouge précédemment décrite par Xu et al. est utilisé20.
<ol><li>Préparation du système laser<ol>
<li>Allumez l’alimentation du laser et laissez-le se réchauffer pendant plusieurs minutes. Fixez une diode laser 808 nm couplée à une fibre sur un support d’atteau.</li>
		<li>Dirigez le faisceau laser vers l’étage d’échantillonnage à travers une fibre optique et concentrez-vous sur l’étage d’échantillonnage pour obtenir une tache lumineuse de 6 mm (en diamètre) par une lentille convexe.</li>
		<li>Mesurez la puissance de sortie avec un capteur de puissance laser et ajustez la puissance à 1 W/cm2.</li>
		<li>Fixez la caméra thermique infrarouge sur le trépied. Allumez l’appareil photo et vérifiez si elle fonctionne (par exemple, surveillez la température de la région d’intérêt focalisation (ROI)). Éteignez l’alimentation et la caméra thermique infrarouge.</li>
	</ol></li>
	<li>Mesure photothermique en solution aqueuse<ol>
<li>Préparer l’échantillon de 1 mL à différentes concentrations d’IONP (1,05 mg/mL, 1,35 mg/mL, 3,65 mg/mL, 5 mg/mL) dans un tube centrifuge de 1,5 mL.</li>
		<li>Placez le tube d’intérêt dans la région focalise du faisceau laser et enregistrez la température de base de l’échantillon.</li>
		<li>Allumez l’alimentation laser et la caméra thermique infrarouge et irradiez l’échantillon pendant 10 minutes en continu. Dans le même temps, enregistrez la température en temps réel.</li>
		<li>Éteignez l’alimentation laser et la caméra thermique infrarouge après 10 minutes d’irradiation. Attendez que la température de la région revienne à la ligne de base.</li>
		<li>Répétez les 3.2.2 à 3.2.4 pour la mesure d’autres échantillons. REMARQUE: Utilisez de l’eau désionisée à 20 ° C comme contrôle pour la mesure photothermique.</li>
	</ol></li>
	<li>Mesure photothermique dans des cellules cultivées REMARQUE: Les cellules cancéreuses du sein murin (4T1) ont été sélectionnées comme modèle pour étudier l’effet d’inhibition par traitement photothermique.<ol>
<li>Nourrissez les cellules avec le milieu Roswell Park Memorial Institute-1640 (RPMI-1640) complété par 10% de sérum fœtal bovin (FBS) et 1% de pénicilline. Réglez l’environnement de culture à 37 °C et 5 % de CO2.</li>
		<li>Culture de cellules 4T1 dans des flacons de T25 et passage des cellules dans un rapport de 1:2 lorsque la confluence de 90% est atteinte. REMARQUE: Le ratio de sous-culture peut être ajusté en fonction des conditions cellulaires spécifiques dans différents laboratoires.</li>
		<li>Retirez et jetez le milieu de culture. Rincez la couche cellulaire avec 1x solution de PBS pour éliminer le sérum résiduel contenant un inhibiteur de la trypsine.</li>
		<li>Ajouter 2 mL de solution de trypsine-EDTA (0,25 %) à la fiole pour le détachement. Ajoutez ensuite 3 mL de milieu 1640 et aspirez les cellules en pipetant doucement.</li>
		<li>Prélever 5 mL de la suspension cellulaire et centrifuger à 500 x g pendant 3 min.</li>
		<li>Retirez le surnageant et ajoutez 1 mL de milieu frais 1640 pour former une suspension cellulaire.</li>
		<li>Ajouter 100 μL de la suspension cellulaire dans une boîte confocale contenant 1 mL du milieu de culture. Assurez-vous que la concentration de la suspension cellulaire est de 9 x10 5/mL et que la concentration cellulaire finale dans la boîte confocale de culture cellulaire est de 8,1 x 104/mL.</li>
		<li>Placez la boîte confocale de culture cellulaire inoculée dans un incubateur pendant 24 h.</li>
		<li>Diluer différentes concentrations (1,05 mg/mL, 1,35 mg/mL, 3,65 mg/mL, 5 mg/mL) de l’échantillon d’ITP pour en faire une solution de 1 mL avec un milieu 1640 sans sérum.</li>
		<li>Aspirer le milieu de culture du plat confocal et ajouter la solution d’échantillon préparée.</li>
		<li>Allumez l’alimentation laser. Focalisation du faisceau laser au centre de la parabole et réglage de la puissance de sortie à 1 W/cm2. Allumez la caméra thermique infrarouge, irradiez les cellules de la parabole confocale pendant 10 minutes en continu. Enregistrez la température en temps réel pour la région ciblée.</li>
		<li>Éteignez le laser et la caméra thermique infrarouge. Transférer le plat irradié dans l’incubateur pendant encore 24 heures.</li>
		<li>Retirer et jeter le milieu de culture, ajouter 1 mL du milieu de culture frais dans le plat confocal. Ajouter 5 μL de solution de calcéine-AM (1 mg/mL) dans le plat.</li>
		<li>Incuber le plat confocal à 37 °C et 5 % de CO2 pendant 15 min. Rincez la couche cellulaire avec 1x solution pbS deux fois.</li>
		<li>Observez et imagez les cellules à l’aune d’un microscope à fluorescence confocale avec une longueur d’onde d’excitation de 488 nm et une longueur d’onde d’émission de 500-540 nm.</li>
		<li>Choisissez 5 zones dans les images confocales au hasard et comptez manuellement le nombre de cellules 4T1 vivantes dans chaque zone. Quantifier la viabilité des cellules 4T1 en comparant le nombre de cellules vivantes dans tous les groupes expérimentaux avec le groupe témoin. REMARQUE: Utilisez le milieu 1640 sans sérum à 20 ° C comme contrôle pour la mesure photothermique. Utilisez l’échantillon sans irradiation laser comme groupe témoin de la viabilité cellulaire.</li>
	</ol></li>
	<li>Mesure photothermique in vivo<ol>
<li>Préparez 3 des souris mâles ICR âgées de 8 semaines d’un poids moyen de 25 ± 2 g.</li>
		<li>Ajouter 2 g de poudre de gélatine à 20 mL d’eau désionisée. Chauffer la solution à 40 - 50 °C, dissoudre complètement le gel de gélatine pour former une solution transparente et limpides.</li>
		<li>Ajouter 100 mg d’IONP à la solution à partir du 3.4.2.</li>
		<li>Chauffer le gel à 40 – 50 °C, injecter immédiatement 500 μL de la solution de gélatine dans le coussinet mammaire droit de la souris.</li>
		<li>Allumez la puissance laser et concentrez le faisceau laser sur la région d’intérêt (coussinet mammaire droit des souris). Réglez la puissance de sortie à 1 W/cm2. Allumez la caméra thermique infrarouge, irradiez la région d’intérêt pendant 10 minutes en continu. Enregistrez la température de la région d’intérêt en temps réel.</li>
		<li>Éteignez le laser et la caméra thermique infrarouge.</li>
		<li>Euthanasier des souris par asphyxie au CO2 et luxation des vertèbres cervicales ou toute autre méthode approuvée par le comité de recherche animale de l’Institut.</li>
	</ol></li>
</ol>4. Mesure de l’hyperthermie magnétique
REMARQUE: Ici, un système d’hyperthermie magnétique précédemment décrit par Wu et al. est utilisé (21).
<ol><li>Préparez un système d’hyperthermie magnétique avec un générateur de champ magnétique alternatif (AFM) et une caméra thermique infrarouge.<ol>
<li>Allumez le refroidisseur pendant 10 minutes, puis mettez sous tension la machine de chauffage par radiofréquence modérée (c.-à-d. générateur AFM).</li>
		<li>Réglez les paramètres de la machine comme suit : fréquence (f) = 415 kHz, intensité du champ magnétique = 1,8 kA/m.</li>
	</ol>
</li>
	<li>Mesure de l’hyperthermie magnétique en solution aqueuse<ol>
<li>Préparer 1 mL de l’échantillon à différentes concentrations d’IONPs (1,05 mg/mL, 1,35 mg/mL, 3,65 mg/mL, 5 mg/mL) dans un tube de centrifugeuse de 1,5 mL.</li>
		<li>Placez le tube au centre d’une bobine de cuivre à induction magnétique refroidie à l’eau.</li>
		<li>Allumez le champ magnétique alternatif (AFM) et la caméra thermique infrarouge. Induisez l’échantillon pendant 10 min en continu et enregistrez la température en temps réel. REMARQUE: La caméra est située en haut de l’échantillon, fournissant une vue en coupe transversale de l’échantillon.</li>
		<li>Éteignez l’AFM et la caméra thermique infrarouge. Attendez que la température de la bobine de cuivre revienne à la ligne de base pendant 10 min. REMARQUE: Faites attention aux températures élevées, évitez le contact direct avec les mains et attendez le refroidissement avant de prélever les échantillons.</li>
		<li>Répéter les 4.2.2 à 4.2.4 pour la mesure des autres échantillons.</li>
		<li>Éteignez la machine de chauffage par radiofréquence modérée (AFM) et le refroidisseur. REMARQUE: Utilisez l’eau désionisée à 20 ° C comme contrôle pour la mesure de l’hyperthermie magnétique.</li>
	</ol>
</li>
	<li>Mesure de l’hyperthermie magnétique in vivo<ol>
<li>Préparez 3 des souris mâles ICR âgées de 8 semaines d’un poids moyen de 25 ± 2 g.</li>
		<li>Préparer 20 mL de gel de gélatine à 10 % contenant 5 mg/mL de solution d’IONPs.</li>
		<li>Chauffer le gel de gélatine à 40 - 50 °C, injecter immédiatement 500 μL de la solution de gélatine dans le coussinet mammaire droit de l’animal. REMARQUE: Des expériences d’hyperthermie induite magnétique ont été menées avec la machine de chauffage en utilisant les mêmes paramètres que le test in vitro.</li>
		<li>Allumez le champ magnétique alternatif (AFM) et la caméra thermique infrarouge. Placez le coussinet mammaire droit des souris au centre d’une bobine de cuivre à induction magnétique refroidie à l’eau.</li>
		<li>Allumez la caméra thermique infrarouge, imagez la région d’intérêt (coussinet mammaire droit des souris) pendant 10 minutes en continu et enregistrez la température de la région d’intérêt en temps réel.</li>
		<li>Éteignez l’interrupteur d’alimentation de la machine et de la caméra thermique infrarouge après 10 minutes d’induction. Attendez que la température de la bobine de cuivre revienne à la ligne de base pendant 10 min.</li>
		<li>Répétez les 4.3.4 à 4.3.6 pour la mesure d’autres échantillons.</li>
		<li>Éteignez la machine de chauffage par radiofréquence modérée (AFM) et le refroidisseur. REMARQUE: Faites attention aux températures élevées, évitez le contact direct avec les mains et attendez le refroidissement avant de prélever les échantillons.</li>
		<li>Euthanasier des souris par asphyxie au CO2 et luxation des vertèbres cervicales ou toute autre méthode approuvée par le comité de recherche animale de l’Institut.</li>
	</ol>
</li>
</ol>

<ol>
	<li>Kievit, F. M., Zhang, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cancer+nanotheranostics:+improving+imaging+and+therapy+by+targeted+delivery+across+biological+barriers.">Cancer nanotheranostics: improving imaging and therapy by targeted delivery across biological barriers.</a> Advanced Materials. 23 (36), 217-247 (2011).</li><li>Wu, 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=Fe3O4-Based+Multifunctional+Nanospheres+for+Amplified+Magnetic+Targeting+Photothermal+Therapy+and+Fenton+Reaction.">Fe3O4-Based Multifunctional Nanospheres for Amplified Magnetic Targeting Photothermal Therapy and Fenton Reaction.</a> ACS Biomaterials Science &amp; Engineering. 5 (2), 1045-1056 (2018).</li><li>Thorat, N. D., 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=Physically+stimulated+nanotheranostics+for+next+generation+cancer+therapy:+Focus+on+magnetic+and+light+stimulations.">Physically stimulated nanotheranostics for next generation cancer therapy: Focus on magnetic and light stimulations.</a> Applied Physics Reviews. 6 (4), 041306 (2019).</li><li>Sun, Q., Zhou, Z., Qiu, N., Shen, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Design+of+Cancer+Nanomedicine:+Nanoproperty+Integration+and+Synchronization.">Design of Cancer Nanomedicine: Nanoproperty Integration and Synchronization.</a> Advanced Materials. 29 (14), 1606628 (2017).</li><li>Minchinton, A. I., Tannock, I. F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Drug+penetration+in+solid+tumours.">Drug penetration in solid tumours.</a> Nature Reviews Cancer. 6 (8), 583-592 (2006).</li><li>Anchordoquy, T. J., 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=Mechanisms+and+Barriers+in+Cancer+Nanomedicine:+Addressing+Challenges,+Looking+for+Solutions.">Mechanisms and Barriers in Cancer Nanomedicine: Addressing Challenges, Looking for Solutions.</a> ACS Nano. 11 (1), 12-18 (2017).</li><li>Cazares-Cortes, E., 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=Recent+insights+in+magnetic+hyperthermia:+From+the+"hot-spot"+effect+for+local+delivery+to+combined+magneto-photo-thermia+using+magneto-plasmonic+hybrids.">Recent insights in magnetic hyperthermia: From the "hot-spot" effect for local delivery to combined magneto-photo-thermia using magneto-plasmonic hybrids.</a> Advanced Drug Delivery Reviews. 138, 233-246 (2019).</li><li>Espinosa, A., 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=of+Iron+Oxide+Nanoparticles+in+Cancer+Therapy:+Amplification+of+Heating+Efficiency+by+Magnetic+Hyperthermia+and+Photothermal+Bimodal+Treatment.">of Iron Oxide Nanoparticles in Cancer Therapy: Amplification of Heating Efficiency by Magnetic Hyperthermia and Photothermal Bimodal Treatment.</a> ACS Nano. 10 (2), 2436-2446 (2016).</li><li>Rastinehad, A. 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=Gold+nanoshell-localized+photothermal+ablation+of+prostate+tumors+in+a+clinical+pilot+device+study.">Gold nanoshell-localized photothermal ablation of prostate tumors in a clinical pilot device study.</a> Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. 116 (37), 18590-18596 (2019).</li><li>Sharma, S. K., Shrivastava, N., Rossi, F., Tung, L. D., Thanh, N. T. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Nanoparticles-based+magnetic+and+photo+induced+hyperthermia+for+cancer+treatment.">Nanoparticles-based magnetic and photo induced hyperthermia for cancer treatment.</a> Nano Today. 29, 100795 (2019).</li><li>Das, R., Rinaldi-Montes, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Boosted+Hyperthermia+Therapy+by+Combined+AC+Magnetic+and+Photothermal+Exposures+in+Ag/Fe3O4+Nanoflowers.">Boosted Hyperthermia Therapy by Combined AC Magnetic and Photothermal Exposures in Ag/Fe3O4 Nanoflowers.</a> ACS Applied Materials &amp; Interfaces. 8 (38), 25162-25169 (2016).</li><li>Yang, Y., 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=1D+Coordination+Polymer+Nanofibers+for+Low-Temperature+Photothermal+Therapy.">1D Coordination Polymer Nanofibers for Low-Temperature Photothermal Therapy.</a> Advanced Materials. 29 (40), 1703588 (2017).</li><li>Curcio, A., 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=Iron+Oxide+Nanoflowers+CuS+Hybrids+for+Cancer+Tri-Therapy:+Interplay+of+Photothermal+Therapy,+Magnetic+Hyperthermia+and+Photodynamic+Therapy.">Iron Oxide Nanoflowers CuS Hybrids for Cancer Tri-Therapy: Interplay of Photothermal Therapy, Magnetic Hyperthermia and Photodynamic Therapy.</a> Theranostics. 9 (5), 1288-1302 (2019).</li><li>Espinosa, A., 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=Hyper)Thermia+or+Photothermia?+Progressive+Comparison+of+Iron+Oxide+and+Gold+Nanoparticles+Heating+in+Water,+in+Cells,+and+In+Vivo.">Hyper)Thermia or Photothermia? Progressive Comparison of Iron Oxide and Gold Nanoparticles Heating in Water, in Cells, and In Vivo.</a> Advanced Functional Materials. 28 (37), 1803660 (2018).</li><li>Xu, 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=Magnetic+Hyperthermia+Ablation+of+Tumors+Using+Injectable+Fe(3)O(4)/Calcium+Phosphate+Cement.">Magnetic Hyperthermia Ablation of Tumors Using Injectable Fe(3)O(4)/Calcium Phosphate Cement.</a> ACS Applied Materials &amp; Interfaces. 7 (3), 13866-13875 (2015).</li><li>Wilhelm, 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=Analysis+of+nanoparticle+delivery+to+tumours.">Analysis of nanoparticle delivery to tumours.</a> Nature Reviews Materials. 1, 16014 (2016).</li><li>Chen, H., Zhang, W., Zhu, G., Xie, J., Chen, X. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Rethinking+cancer+nanotheranostics.">Rethinking cancer nanotheranostics.</a> Nature Reviews Materials. 2, (2017).</li><li>Rapoport, N. Y., Kennedy, A. M., Shea, J. E., Scaife, C. L., Nam, K. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Controlled+and+targeted+tumor+chemotherapy+by+ultrasound-activated+nanoemulsions/microbubbles.">Controlled and targeted tumor chemotherapy by ultrasound-activated nanoemulsions/microbubbles.</a> Journal of Controlled Release : The Official Journal of the Controlled Release Society. 138 (3), 268-276 (2009).</li><li>Gao, Y., 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=Controlled+nanoparticle+release+from+stable+magnetic+microbubble+oscillations.">Controlled nanoparticle release from stable magnetic microbubble oscillations.</a> NPG Asia Materials. 8 (4), 260 (2016).</li><li>Bao, B., 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=Mussel-inspired+functionalization+of+semiconducting+polymer+nanoparticles+for+amplified+photoacoustic+imaging+and+photothermal+therapy.">Mussel-inspired functionalization of semiconducting polymer nanoparticles for amplified photoacoustic imaging and photothermal therapy.</a> Nanoscale. 11 (31), 14727-14733 (2019).</li><li>Wu, 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=Enhanced+Tumor+Synergistic+Therapy+by+Injectable+Magnetic+Hydrogel+Mediated+Generation+of+Hyperthermia+and+Highly+Toxic+Reactive+Oxygen+Species.">Enhanced Tumor Synergistic Therapy by Injectable Magnetic Hydrogel Mediated Generation of Hyperthermia and Highly Toxic Reactive Oxygen Species.</a> ACS Nano. 13 (12), 14013-14023 (2019).</li><li>Alzaraa, A., 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=Targeted+microbubbles+in+the+experimental+and+clinical+setting.">Targeted microbubbles in the experimental and clinical setting.</a> American Journal of Surgery. 204 (3), 355-366 (2012).</li></ol>

Les auteurs n’ont rien à divulguer.

Ici, nous avons présenté un protocole de fabrication de microbulles à enveloppe de nanoparticules d’oxyde de fer (NSM) par auto-assemblage, synergie magnétique, acoustique et réactivité optique dans une plate-forme nanothérapeutique. Les IAP étaient densément emballés autour du noyau d’air pour former une coquille magnétique, qui peut être contrôlée par le champ magnétique externe pour le ciblage. Une fois délivrés, la libération d’IONP peut être obtenue par déclenchement par ultrasons. Les ITP ...

Le cancer est l’une des maladies les plus mortelles, causant des millions de décès chaque année dans le monde et d’énormes pertes économiques1. Dans les cliniques, les thérapies anticancéreuses conventionnelles, telles que la résection chirurgicale, la radiothérapie et la chimiothérapie, ne peuvent toujours pas fournir une efficacité thérapeutique satisfaisante2. Les limites de ces thérapies sont des effets secondaires toxiques élevés, un taux de récidive élevé et un taux de métastases élevé3. Par exemple, la chimiothérapie est subie de la faible efficacité d’administration des médicaments de chimiothérapie précisément au sitetumoral 4. L’incapacité des médicaments à pénétrer profondément dans le tissu tumoral à travers les barrières biologiques, y compris la matrice extracellulaire et la pression élevée du liquide interstitiel tumoral, est également responsable de la faible efficacité thérapeutique5. En outre, la résistance tumorale se produit généralement chez les patients qui ont reçu un traitement par chimiothérapie unique6. Par conséquent, les techniques où l’ablation thermique de la tumeur se produit, telles que la thérapie photothermique (PTT) et la thérapie d’hyperthermie magnétique (MHT), ont montré des résultats prometteurs pour réduire la résistance tumorale et ont émergé dans les essais cliniques7,8,9.
Les PTT déclenchent l’ablation thermique des cellules cancéreuses par l’action d’agents de conversion photothermiques sous l’irradiation de l’énergie laser. La température élevée générée (supérieure à 50 °C) induit une nécrose cellulaire complète10. Très récemment, il a été démontré que les nanoparticules d’oxyde de fer (IRP) sont un agent de conversion photothermique pouvant être activé par la lumière proche infrarouge (NIR)11.  Malgré le faible coefficient d’absorption molaire dans la région proche infrarouge, les IONP sont candidats à la thérapie photothermique à basse température (43 °C), une thérapie modifiée pour réduire les dommages causés par l’exposition à la chaleur des tissus normaux et pour initier une immunité antitumorale contre les métastases tumorales12. L’une des limites du PTT est la faible profondeur de pénétration du laser. Pour les tumeurs profondes, le chauffage induit par le champ magnétique alternatif (AFM) des nanoparticules d’oxyde de fer, également appelé hyperthermie magnétique, est une thérapie alternative pour PTT13,14. Le principal avantage de MHT est la forte pénétration du champ magnétique15. Cependant, la concentration relativement élevée requise d’IRP reste un inconvénient majeur pour son application clinique. L’efficacité de la nanomédecine (ou nanoparticules) aux tumeurs solides chez les animaux a été de 1 à 10% en raison d’une série d’obstacles, notamment la circulation, l’accumulation et la pénétration16,17. Par conséquent, une stratégie d’administration contrôlée et ciblée des ITP avec la capacité d’atteindre une pénétration tissulaire élevée est d’un grand intérêt dans le traitement du cancer.
L’administration de nanoparticules médiées par ultrasons a montré sa capacité à faciliter la pénétration des nanoparticules profondément dans le tissu tumoral, en raison du phénomène appelé cavitation des microbulles18,19. Dans la présente étude, nous fabriquons des microbulles à coque d’IOP (NSM) grâce à l’auto-assemblage, à la synergie de la réactivité magnétique, acoustique et optique dans une plate-forme nanothérapeutique. Le NSM contient un noyau d’air et une coquille de nanoparticules d’oxyde de fer, d’un diamètre d’environ 5,4 μm. Les NSM peuvent être guidés magnétiquement vers le site de la tumeur. Ensuite, la libération d’IONPs est déclenchée par ultrasons, accompagnée d’une cavitation de microbulles et d’un microstreaming. L’élan reçu du microstreaming facilite la pénétration des ITP dans le tissu tumoral. Le PTT et le MHT peuvent être obtenus par irradiation laser NIR ou application AFM, ou avec la combinaison des deux.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" style="width:1331px;" width="1330">
	<colgroup>
		<col />
		<col />
		<col />
		<col />
	</colgroup>
	<tbody>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:337px;">808 nm laser power</td>
			<td style="width:315px;">Changchun New Industries Optoelectronics Tech</td>
			<td style="width:263px;">MDL-F-808-5W-18017023</td>
			<td style="width:416px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Calcein-AM</td>
			<td>Thermo Fisher SCIENTIFIC</td>
			<td>C3099</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Fetal bovine serum</td>
			<td>Invitrogen</td>
			<td>16000-044</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Fluorescence Microscope</td>
			<td>Olympus</td>
			<td>IX71</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;">Function generator</td>
			<td>Keysight</td>
			<td>33500B series</td>
			<td style="width:416px;">20 MHz, 2 channels with arbitrary waveform generation capability</td>
		</tr>
		<tr height="48">
			<td height="48" style="height:48px;">Gelatin gel</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>9000-70-8</td>
			<td style="width:416px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Heating machine</td>
			<td>Shuangping</td>
			<td>SPG-06- II</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Homemade focused transducer</td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>Frequency=855, R-X=36.2W+5.8W, |Z|-&#952;=37W+8&#176;</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Homogenizer</td>
			<td>SCILOGEX</td>
			<td>D-160</td>
			<td>8000-30000 rpm</td>
		</tr>
		<tr height="41">
			<td height="41" style="height:41px;">Hydrophone</td>
			<td>T&#38;C</td>
			<td>NH1000</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">ICR male mice</td>
			<td>OG Pharmaceutical. Co. Ltd</td>
			<td></td>
			<td>8-week-old</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Inductively coupled plasma optical emission spectrometry</td>
			<td>PerkinElmer</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Infrared thermal imaging camera.</td>
			<td>FLIR</td>
			<td>E50</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Iron(II,III) oxide</td>
			<td>Alfa Aesar</td>
			<td>1317-61-9</td>
			<td>50-100nm APS Powder</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Laser power meter</td>
			<td colspan="2">Changchun New Industries Optoelectronics Tech</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Oscilloscope</td>
			<td>Keysight</td>
			<td>DSOX3054T</td>
			<td>Bandwidth 500 MHz, Sampling Rate 5 GS/S, 4 channels</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">RF Power Amplifier</td>
			<td>T&#38;C</td>
			<td>AG1020</td>
			<td style="width:416px;">The signal source can also be connected to an external signal source. The gain can be adjusted from 0 to 100%. It has multiple functions such as frequency sweep, pulse, and triangle.</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Roswell Park Memorial Institute-1640</td>
			<td>KeyGEN BioTECH</td>
			<td>KGM31800</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;">Sodium dodecyl sulfate</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>151-21-3</td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

magnetic-, acoustic-, and optical-triple-responsive microbubbles for magnetic hyperthermia and pothotothermal combination cancer therapy

L’administration précise d’agents anticancéreux qui visent un accouchement ciblé et pénétré en profondeur ainsi qu’une libération contrôlée sur le site tumoral a été remise en question. Ici, nous fabriquons des microbulles à enveloppe de nanoparticules d’oxyde de fer (NSM) grâce à l’auto-assemblage, à la synergie magnétique, acoustique et réactive optique dans une plate-forme nanothérapeutique. Les nanoparticules d’oxyde de fer servent à la fois d’agents magnétiques et photothermiques. Une fois injectés par voie intraveineuse, les NSM peuvent être guidés magnétiquement vers le site tumoral. Les ultrasons déclenchent la libération de nanoparticules d’oxyde de fer, facilitant la pénétration des nanoparticules profondément dans la tumeur en raison de l’effet de cavitation des microbulles. Par la suite, l’hyperthermie magnétique et la thérapie photothermique peuvent être effectuées sur la tumeur pour le traitement combiné du cancer, une solution pour la résistance au cancer en raison de l’hétérogénéité tumorale. Dans ce protocole, la synthèse et la caractérisation des NSM, y compris les propriétés structurelles, chimiques, magnétiques et acoustiques, ont été effectuées. En outre, l’efficacité anticancéreuse par thérapie thermique a été étudiée à l’aide de cultures cellulaires in vitro. La stratégie d’administration proposée et la thérapie combinée sont très prometteuses dans le traitement du cancer pour améliorer l’efficacité de l’administration et de l’anticancéreux.

Les microbulles à coque de nanoparticules (NSM) à triple réactivité utilisées dans cette étude ont été préparées en agitant le mélange du tensioactif et des INP. Les IONPs (50 nm) se sont auto-assemblés à l’interface du noyau liquide et gazeux, pour former une coque magnétique densément emballée. La morphologie des NSM est illustrée à la figure 1A. Les NSM résultants présentaient une forme sphérique et un diamètre moyen de 5,41 ± 1,78 μm(figure 1B). Les résulta...

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Magnetic-, Acoustic-, and Optical-Triple-Responsive Microbubbles for Magnetic Hyperthermia and Pothotothermal Combination Cancer Therapy

Présenté ici est un protocole pour la fabrication de microbulles à coquille de nanoparticules d’oxyde de fer (NSM) par auto-assemblage, synergie magnétique, acoustique et réactivité optique dans une plate-forme nanothérapeutique pour l’hyperthermie magnétique et la thérapie du cancer combinée photothermique.

Microbulles magnétiques, acoustiques et optiques triple-réactives pour l’hyperthermie magnétique et la thérapie du cancer combinée pothototherme

The precision delivery of anti-cancer agents which aim for targeted and deep-penetrated delivery as well as a controlled release at the tumor site has ...

magnetic-acoustic-optical-triple-responsive-microbubbles-for-magnetic

Research

JoVE Journal

Bioengineering

3.0K vues.  Nanjing University of Posts & Telecommunications. Présenté ici est un protocole pour la fabrication de microbulles à coquille de nanoparticules d’oxyde de fer (NSM) par auto-assemblage, synergie magnétique, acoustique et réactivité optique dans une plate-forme nanothérapeutique pour l’hyperthermie magnétique et la thérapie du cancer combinée photothermique.

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Magnetic Tweezers for the Measurement of Twist and Torque

Single-molecule techniques make it possible to investigate the behavior of individual biological molecules in solution in real time. These techniques include so-called force spectroscopy approaches such as atomic force microscopy, optical tweezers, flow stretching, and magnetic tweezers. Amongst these approaches, magnetic tweezers have distinguished themselves by their ability to apply torque while maintaining a constant stretching force. Here, it is illustrated how such a &#8220;conventional&#8221; magnetic tweezers experimental configuration can, through a straightforward modification of its field configuration to minimize the magnitude of the transverse field, be adapted to measure the degree of twist in a biological molecule. The resulting configuration is termed the freely-orbiting magnetic tweezers. Additionally, it is shown how further modification of the field configuration can yield a transverse field with a magnitude intermediate between that of the &#8220;conventional&#8221; magnetic tweezers and the freely-orbiting magnetic tweezers, which makes it possible to directly measure the torque stored in a biological molecule. This configuration is termed the magnetic torque tweezers. The accompanying video explains in detail how the conversion of conventional magnetic tweezers into freely-orbiting magnetic tweezers and magnetic torque tweezers can be accomplished, and demonstrates the use of these techniques. These adaptations maintain all the strengths of conventional magnetic tweezers while greatly expanding the versatility of this powerful instrument.

Magnetic tweezers, a powerful single-molecule manipulation technique, can be adapted for the direct measurements of the twist (using a configuration called freely-orbiting magnetic tweezers) and torque (using a configuration termed magnetic torque tweezers) in biological macromolecules. Guidelines for performing such measurements are given, including applications to the study of DNA and associated nucleo-protein filaments.

Pinces magnétiques pour la mesure de la torsion et de couple

Single-molecule techniques make it possible to investigate the behavior of individual biological molecules in solution in real time. These techniques ...

Recherche

Bio-ingénierie

Fabrication of a Functionalized Magnetic Bacterial Nanocellulose with Iron Oxide Nanoparticles

In this study, bacterial nanocellulose (BNC) produced by the bacteria Gluconacetobacter xylinus is synthesized and impregnated in situ with iron oxide nanoparticles (IONP) (Fe3O4) to yield a magnetic bacterial nanocellulose (MBNC). The synthesis of MBNC is a precise and specifically designed multi-step process. Briefly, bacterial nanocellulose (BNC) pellicles are formed from preserved G. xylinus strain according to our experimental requirements of size and morphology. A solution of iron(III) chloride hexahydrate (FeCl3&#183;6H2O) and iron(II) chloride tetrahydrate (FeCl2&#183;4H2O) with a 2:1 molar ratio is prepared and diluted in deoxygenated high purity water. A BNC pellicle is then introduced in the vessel with the reactants. This mixture is stirred and heated at 80 &#176;C in a silicon oil bath and ammonium hydroxide (14%) is then added by dropping to precipitate the ferrous ions into the BNC mesh. This last step allows forming in situ magnetite nanoparticles (Fe3O4) inside the bacterial nanocellulose mesh to confer magnetic properties to BNC pellicle. A toxicological assay was used to evaluate the biocompatibility of the BNC-IONP pellicle. Polyethylene glycol (PEG) was used to cover the IONPs in order to improve their biocompatibility. Scanning electron microscopy (SEM) images showed that the IONP were located preferentially in the fibril interlacing spaces of the BNC matrix, but some of them were also found along the BNC ribbons. Magnetic force microscope measurements performed on the MBNC detected the presence magnetic domains with high and weak intensity magnetic field, confirming the magnetic nature of the MBNC pellicle. Young&#39;s modulus values obtained in this work are also in a reasonable agreement with those reported for several blood vessels in previous studies.

Here, we present a protocol to make a bacterial nanocellulose (BNC) magnetic for applications in damaged blood vessel reconstruction. The BNC was synthesized by G. xylinus strain. On the other hand, magnetization of the BNC was realized through in situ precipitation of Fe2+ and Fe3+ ferrous ions inside the BNC mesh.

Fabrication d&#39;un fonctionnalisés magnétique bactérienne nanocellulose avec oxyde de fer Nanoparticules

In this study, bacterial nanocellulose (BNC) produced by the bacteria Gluconacetobacter xylinus is synthesized and impregnated in situ with iron oxide ...

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

Liposomes have been employed as drug delivery systems to target solid tumors through exploitation of the enhanced permeability and retention (EPR) effect resulting in significant reductions in systemic toxicity. Nonetheless, insufficient release of encapsulated drug from liposomes has limited their clinical efficacy. Temperature-sensitive liposomes have been engineered to provide site-specific release of drug in order to overcome the problem of limited tumor drug bioavailability. Our lab has designed and developed a heat-activated thermosensitive liposome formulation of cisplatin (CDDP), known as HTLC, to provide triggered release of CDDP at solid tumors. Heat-activated delivery in vivo was achieved in murine models using a custom-built laser-based heating apparatus that provides a conformal heating pattern at the tumor site as confirmed by MR thermometry (MRT). A fiber optic temperature monitoring device was used to measure the temperature in real-time during the entire heating period with online adjustment of heat delivery by alternating the laser power. Drug delivery was optimized under magnetic resonance (MR) image guidance by co-encapsulation of an MR contrast agent (i.e.,&#160;gadoteridol) along with CDDP into the thermosensitive liposomes as a means to validate the heating protocol and to assess tumor accumulation. The heating protocol consisted of a preheating period of 5 min prior to administration of HTLC and 20 min heating post-injection. This heating protocol resulted in effective release of the encapsulated agents with the highest MR signal change observed in the heated tumor in comparison to the unheated tumor and muscle. This study demonstrated the successful application of the laser-based heating apparatus for preclinical thermosensitive liposome development and the importance of MR-guided validation of the heating protocol for optimization of drug delivery.

AN MRI-compatible&#160;custom-designed laser-based heating apparatus has been developed to provide local heating of subcutaneous tumors in order to activate release of agents from thermosensitive liposomes specifically at the tumor region.

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 ...

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 ...

Magnetic Levitation Coupled with Portable Imaging and Analysis for Disease Diagnostics

Currently, many clinical diagnostic procedures are complex, costly, inefficient, and inaccessible to a large population in the world. The requirements for specialized equipment and trained personnel require that many diagnostic tests be performed at remote, centralized clinical laboratories. Magnetic levitation is a simple yet powerful technique and can be applied to levitate cells, which are suspended in a paramagnetic solution and placed in a magnetic field, at a position determined by equilibrium between a magnetic force and a buoyancy force. Here, we present a versatile platform technology designed for point-of-care diagnostics which uses magnetic levitation coupled to microscopic imaging and automated analysis to determine the density distribution of a patient's cells as a useful diagnostic indicator. We present two platforms operating on this principle: (i) a smartphone-compatible version of the technology, where the built-in smartphone camera is used to image cells in the magnetic field and a smartphone application processes the images and to measures the density distribution of the cells and (ii) a self-contained version where a camera board is used to capture images and an embedded processing unit with attached thin-film-transistor (TFT) screen measures and displays the results. Demonstrated applications include: (i) measuring the altered distribution of a cell population with a disease phenotype compared to a healthy phenotype, which is applied to sickle cell disease diagnosis, and (ii) separation of different cell types based on their characteristic densities, which is applied to separate white blood cells from red blood cells for white blood cell cytometry. These applications, as well as future extensions of the essential density-based measurements enabled by this portable, user-friendly platform technology, will significantly enhance disease diagnostic capabilities at the point of care.

We present a magnetic levitation technique coupled with automated imaging and analysis in both a smartphone-compatible device and a device with embedded imaging and processing. This is applied to measure the density distribution of cells with two demonstrated biomedical applications: sickle cell disease diagnosis and separating white and red blood cells.

Lévitation magnétique Couplé avec imagerie portable et d&#39;analyse pour le diagnostic de la maladie

Currently, many clinical diagnostic procedures are complex, costly, inefficient, and inaccessible to a large population in the world. The requirements for ...

3D Magnetic Stem Cell Aggregation and Bioreactor Maturation for Cartilage Regeneration

Cartilage engineering remains a challenge due to the difficulties in creating an in vitro functional implant similar to the native tissue. An approach recently explored for the development of autologous replacements involves the differentiation of stem cells into chondrocytes. To initiate this chondrogenesis, a degree of compaction of the stem cells is required; hence, we demonstrated the feasibility of magnetically condensing cells, both within thick scaffolds and scaffold-free, using miniaturized magnetic field sources as cell attractors. This magnetic approach was also used to guide aggregate fusion and to build scaffold-free, organized, three-dimensional (3D) tissues several millimeters in size. In addition to having an enhanced size, the tissue formed by magnetic-driven fusion presented a significant increase in the expression of collagen II, and a similar trend was observed for aggrecan expression. As the native cartilage was subjected to forces that influenced its 3D structure, dynamic maturation was also performed. A bioreactor that provides mechanical stimuli was used to culture the magnetically seeded scaffolds over a 21-day period. Bioreactor maturation largely improved chondrogenesis into the cellularized scaffolds; the extracellular matrix obtained under these conditions was rich in collagen II and aggrecan. This work outlines the innovative potential of magnetic condensation of labeled stem cells and dynamic maturation in a bioreactor for improved chondrogenic differentiation, both scaffold-free and within polysaccharide scaffolds.

Chondrogenesis from stem cells requires fine tuning the culture conditions. Here, we present a magnetic approach for condensing cells, an essential step to initiate chondrogenesis. In addition, we show that dynamic maturation in a bioreactor applies mechanical stimulation to the cellular constructs and enhances cartilaginous extracellular matrix production.

L&#39;agrégation magnétique de cellules souches 3D et bioréacteurs Maturation pour Cartilage régénération

Cartilage engineering remains a challenge due to the difficulties in creating an in vitro functional implant similar to the native tissue. An approach ...

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 ...

Optimized Setup and Protocol for Magnetic Domain Imaging with In Situ Hysteresis Measurement

This paper elaborates the sample preparation protocols required to obtain optimal domain patterns using the Bitter method, focusing on the extra steps compared to standard metallographic sample preparation procedures. The paper proposes a novel bespoke rig for dynamic domain imaging with in situ BH (magnetic hysteresis) measurements and elaborates the protocols for the sensor preparation and the use of the rig to ensure accurate BH measurement. The protocols for static and ordinary dynamic domain imaging (without in situ BH measurements) are also presented. The reported method takes advantage of the convenience and high sensitivity of the traditional Bitter method and enables in situ BH measurement without interrupting or interfering with the domain wall movement processes. This facilitates establishing a direct and quantitative link between the domain wall movement processes&#8211;microstructural feature interactions in ferritic steels with their BH loops. This method is anticipated to become a useful tool for the fundamental study of microstructure&#8211;magnetic property relationships in steels and to help interpret the electromagnetic sensor signals for non-destructive evaluation of steel microstructures.

Optimized Setup and Protocol for Magnetic Domain Imaging with In Situ Hysteresis Measurement

This paper elaborates the sample and sensor preparation procedures and the protocols for using the test rig particularly for dynamic domain imaging with in situ BH measurements in order to achieve optimal domain pattern quality and accurate BH measurements.

Installation optimisée et protocole d’imagerie de domaines magnétiques sur mesure In Situ de hystérésis

This paper elaborates the sample preparation protocols required to obtain optimal domain patterns using the Bitter method, focusing on the extra steps ...

Protocol for MicroRNA Transfer into Adult Bone Marrow-derived Hematopoietic Stem Cells to Enable Cell Engineering Combined with Magnetic Targeting

While CD133+ hematopoietic stem cells (SCs) have been proven to provide high potential in the field of regenerative medicine, their low retention rates after injection into injured tissues as well as the observed massive cell death rates lead to very restricted therapeutic effects. To overcome these limitations, we sought to establish a non-viral based protocol for suitable cell engineering prior to their administration. The modification of human CD133+ expressing SCs using microRNA (miR) loaded magnetic polyplexes was addressed with respect to uptake efficiency and safety as well as the targeting potential of the cells. Relying on our protocol, we can achieve high miR uptake rates of 80&#8211;90% while the CD133+ stem cell properties remain unaffected. Moreover, these modified cells offer the option of magnetic targeting. We describe here a safe and highly efficient procedure for the modification of CD133+ SCs. We expect this approach to provide a standard technology for optimization of therapeutic stem cell effects and for monitoring of the administered cell product via magnetic resonance imaging (MRI).

This protocol illustrates a safe and efficient procedure to modify CD133+ hematopoietic stem cells. The presented non-viral, magnetic polyplex-based approach may provide a basis for the optimization of therapeutic stem cell effects as well as for monitoring the administered cell product via magnetic resonance imaging.

Protocole de transfert de micro-ARN dans la moelle osseuse hématopoïétique cellules souches adultes pour activer la cellule génie combiné avec un ciblage magnétique

While CD133+ hematopoietic stem cells (SCs) have been proven to provide high potential in the field of regenerative medicine, their low retention rates ...