Hydrogels dégradables à la lumière comme déclencheurs dynamiques pour les applications gastro-intestinales

Hydrogels dégradables à la lumière comme déclencheurs dynamiques pour les applications gastro-intestinales

[ad_1]

INTRODUCTION

Les hydrogels sont des éléments de construction incontournables pour les dispositifs implantables, car leurs propriétés conformes, biocompatibles et absorbantes correspondent étroitement aux caractéristiques des tissus biologiques (13). Les progrès récents dans le développement d’hydrogels durs et extensibles, à partir de réseaux de polymères réticulés et interpénétrés ioniquement ou covalemment, ont rendu plus faisable le déploiement de ces matériaux dans des environnements dynamiques in vivo (47). Les hydrogels robustes ont été ciblés sur une grande variété d’applications in vivo, allant des remplacements d’ingénierie tissulaire pour le cartilage aux microdispositifs implantables pour l’administration de médicaments (8dix). Les applications qui nécessitent un déclenchement ou une dégradation déclenchable de ces dispositifs à base d’hydrogel se sont largement appuyées sur des stimuli à base de chaleur, de pH, d’aimants ou de produits chimiques pour susciter une réponse matérielle (2, 11, 12). Les exemples incluent les micro-pinces thermo-magnétiques sensibles pour les biopsies tissulaires (13), plates-formes gastriques à actionnement pH (14, 15) et des dispositifs chimiquement solubles pour l’administration de médicaments et la surveillance in vivo (16, 17). Ces stimuli, bien que bien adaptés à une utilisation dans certaines applications cibles, présentent une gamme d’inconvénients qui les rendent inappropriés pour une utilisation dans de nombreuses applications in vivo. Les stimuli thermiques peuvent avoir des effets négatifs hors cible sur les tissus environnants, les stimuli magnétiques peuvent interférer avec les technologies d’imagerie médicale standard, les stimuli pH sont spatialement limités dans le corps à des régions qui correspondent à la plage sensible au pH du matériau, et les stimuli chimiques nécessitent un contact avec le matériau et sont difficiles à contrôler spatialement et à déployer à l’intérieur du corps. Il existe donc un besoin critique de stimuli délivrables dynamiquement, biocompatibles, contrôlables dans l’espace et sans contact qui peuvent déclencher l’actionnement et la dissolution d’un hydrogel in vivo. Les stimuli optiques répondent à ces exigences, motivant la conception et la mise en œuvre d’un hydrogel déclenchant la lumière qui peut être utilisé comme déclencheur dynamique pour une gamme de dispositifs implantables. Ces hydrogels sont applicables dans tout le corps mais présentent un intérêt particulier dans le tractus gastro-intestinal (GI) où la variation environnementale spécifique et les limites de pH et de température peuvent transformer les déclencheurs basés sur le pH, les produits chimiques et la chaleur en stimuli potentiellement toxiques. Une large variation de la morphologie et de la circonférence du corps limite également la faisabilité du contrôle magnétique externe. De plus, le tractus gastro-intestinal permet l’insertion facile et temporaire de stimuli optiques sous la forme de sources lumineuses ingérables ou délivrées par endoscopie, faisant de la lumière un déclencheur particulièrement utile dans ce système d’organes. Dans d’autres systèmes d’organes, où les implants sont intégrés plus profondément dans les tissus, l’activation non invasive d’un déclencheur de lumière nécessiterait un dispositif avec un film mince électroluminescent intégré ou une fibre optique. Un déclencheur basé sur la lumière offre ainsi une fonctionnalité réglable dynamiquement unique qui n’est généralement pas trouvée mais qui est absolument nécessaire dans les dispositifs GI implantables.

Des fonctionnalités pouvant être déclenchées par la lumière ont été incorporées dans des squelettes polymères utilisant des fragments à base d’azobenzène, de spirobenzopyranne, de coumarine et de nitrobenzyle (1822). Parmi ces structures, les groupes fonctionnels dérivés du nitrobenzyle sont les mieux adaptés aux applications in vivo, sur la base de la biocompatibilité des sous-produits de dégradation du polymère après un clivage déclenché par la lumière (2325). Un corpus substantiel de travaux a montré que les réseaux d’hydrogels de poly (éthylène glycol) (PEG) polymérisés à l’aide d’acrylate ortho-le nitrobenzyle (oNB) peut être déclenché à la demande par la lumière bleue (365 à 405 nm) et que le matériau et les sous-produits de dégradation qui en résultent sont biocompatibles (26, 27). L’utilisation de ces hydrogels déclencheurs de lumière conformes a toutefois été limitée à l’encapsulation in vitro et à la libération de cellules vivantes, de protéines et de thérapies modèles pour les études de la mécanique cellulaire dans les états physiologiques et pathologiques (28, 29). L’utilisation in vivo d’hydrogels dégradables à la lumière a jusqu’à présent été empêchée par la faible élasticité et la faible résistance de ces matériaux. De plus, les études in vitro de la mécanique cellulaire nécessitent une dégradation induite par laser de ces gels, ce qui entraîne une structuration sélective de régions à micro-échelle avec différentes propriétés géométriques et matérielles. En conséquence, il y a eu une exploration limitée de la dégradation en masse de ces polymères à partir de sources de lumière non laser, ce qui est nécessaire pour leur mise en œuvre in vivo. Le développement d’un hydrogel robuste, biocompatible et clivable à la lumière avec une fonctionnalité sensible à la masse pourrait permettre l’utilisation de ces matériaux dans une gamme d’applications in vivo qui nécessitent une dégradation déclenchable dynamiquement d’un dispositif implantable.

RÉSULTATS

Schéma de synthèse pour les hydrogels pouvant être déclenchés par la lumière

Les groupes fonctionnels acrylate à chaque extrémité d’une chaîne monomère se connectent facilement pour former des réseaux tridimensionnels réticulés (3D) par polymérisation radicalaire (30). Cette méthode de formation de réseaux d’hydrogels a constitué la base d’un vaste corpus de littérature sur la microfabrication et l’impression 3D (31, 32). Un polymère qui contient une fraction oNB clivable à la lumière et est coiffé par des groupes fonctionnels acrylate peut ainsi servir de lieur optiquement sensible pour tout réseau polymère qui repose sur une réticulation à base d’acrylate (figure 1A). La dégradation déclenchée par la lumière de l’éditeur de liens entraîne la dissolution à la demande du réseau. De plus, le linker oNB peut être mélangé dans différentes proportions avec des linkers acrylés qui ne répondent pas à la lumière, ce qui rend l’accordable de la dégradation de la dissolution partielle à la dissolution complète du réseau polymère 3D.

Fig. 1 Schéma de synthèse d’hydrogel dégradable à la lumière.

(UNE) Schéma d’un réseau d’hydrogel 3D dégradable à la lumière. (B) Linker oNB acrylé synthétisé sur mesure. (C) Schéma du lieur s’intégrant à tout réseau de polymères qui repose sur la polymérisation radicalaire à base d’acrylate.

Nous avons synthétisé sur mesure un linker oNB qui répondait à ces exigences en utilisant un fabricant commercial de synthèse chimique personnalisée et une structure chimique précédemment signalée, le PEG 4000 4- (3- (1-acryloyloxyéthyl) -4-nitrophénoxy) butanoate (Fig. 1B et fig. S1) (27). Les rapports précédents de cette structure chimique l’utilisaient comme épine dorsale pour former des hydrogels purement à base de PEG et extrêmement conformes, adaptés à la culture cellulaire in vitro. Nous proposons plutôt d’utiliser cette structure comme lieur pour connecter des monomères acrylés de différentes compositions et longueurs de chaîne, avec des tailles de pores et des propriétés mécaniques déterminées par le rapport du monomère acrylé au liant acrylé (Fig. 1C). Un processus d’amorçage thermique, déclenché par le persulfate d’ammonium (APS) et N,N,N′,NLa ′ -tétraméthyléthylènediamine (TEMED) peut être utilisée pour former des réseaux 3D réticulés qui sont clivables à la lumière. Ce mécanisme a été largement utilisé avec des lieurs acrylés tels que N,NLe ′ -méthylènebisacrylamide (MBAA) mais n’a pas été signalé auparavant avec un linker optiquement sensible, tel que le linker oNB que nous avons synthétisé. Nous émettons l’hypothèse qu’un polymère synthétisé de cette manière fournira à la fois la robustesse et la capacité de déclenchement requises pour utiliser des stimuli optiques comme déclencheurs dynamiques pour des dispositifs implantables.

Caractérisation mécanique et biocompatibilité des hydrogels déclenchables par la lumière

Le schéma de synthèse que nous avons développé est applicable à la formation de gels à réseau simple et double. Les gels à double réseau, qui consistent en des réseaux interpénétrés de polymères liés par covalence, offrent des améliorations marquées en matière d’étirabilité et de ténacité (3335). Des études ont démontré les propriétés mécaniques améliorées des réseaux interpénétrants de poly (acrylamide) (PAAM) et de poly (acide 2-acrylamido-2-méthylpropane sulfonique) (PAMPS) (figure 2A) (4). Ces réseaux PAMPS / PAAM sont biocompatibles et ont été proposés comme matériaux de remplacement du cartilage artificiel in vivo (dix). Ils sont également transparents dans la gamme de longueurs d’onde de 300 à 800 nm (36), ce qui les rend avantageux pour une utilisation comme plate-forme pour l’ingénierie de matériaux déclenchant la lumière avec des propriétés de dégradation en masse.

Fig.2 Caractérisation mécanique et biocompatibilité des hydrogels dégradables à la lumière.

(UNE) Les hydrogels à réseau simple et double dégradables par la lumière peuvent être synthétisés à partir d’un réseau de squelettes polymères biocompatibles avec des groupes fonctionnels acrylate, tels que PAMPS et PAAM. (B) Propriétés mécaniques des hydrogels PAMPS, PAAM et PAMPS / PAAM avec des agents de liaison dégradables à la lumière MBAA et oNB montrant une augmentation significative des propriétés mécaniques des hydrogels à double réseau, par rapport aux hydrogels à réseau unique (n = 3, P <0,05). Les résultats rapportés sont pour 1 M PAMPS avec 4% molaire de réticulation (MBAA ou oNB) et 2 M PAAM avec 0,1 mol% réticulant (MBAA ou oNB). (C) Étude de toxicité in vitro sur deux lignées cellulaires (HT29 et Caco-2) du réseau PAAM synthétisées avec des lieurs oNB dégradables à la lumière par rapport au contrôle négatif (- Contrôle, cellules non traitées) et au contrôle positif (+ Contrôle, cellules traitées au méthanol). Aucun effet négatif significatif du lieur dégradable à la lumière synthétisé sur mesure n’est observé (n = 4, P <0,05).

La rigidité et l’élasticité des gels PAMPS / PAAM peuvent être régulées en faisant varier la longueur et la concentration des chaînes de monomères qui forment l’épine dorsale du réseau, ainsi que la concentration du liant dans la solution de prépolymère (37). Nous avons mené des études d’optimisation qui ajustent ces paramètres séparément et ensemble (fig. S2A) et avons montré que 1 M PAMPS avec 4% en moles (% molaire) réticulant (MBAA) avec un réseau interpénétrant de 2 M PAAM avec 0,1% molaire MBAA donne des gels ~ 20 fois plus forts que les gels PAAM et PAMPS à réseau unique. Les concentrations d’APS (0,1 M) et TEMED (0,05 M) ont également été optimisées, ce qui correspond aux valeurs précédemment rapportées dans la littérature (27), et maintenu constant dans toutes les formulations d’hydrogel décrites ci-dessous. Nous avons répété ces résultats avec notre linker oNB synthétisé sur mesure remplaçant le linker MBAA, démontrant une tendance similaire où le gel oNB-PAMPS / PAAM à double réseau sensible à la lumière est environ 12 fois plus fort que le oNB-PAAM et oNB- à réseau unique. Gels PAMPS (Fig. 2B). Les gels ont montré des tendances similaires en termes de résistance à la compression ultime, les gels PAMPS / PAAM liés à MBAA se fracturant à 149 ± 49 kPa (déformation à la rupture 76 ± 4%) par rapport aux gels PAMPS / PAAM liés à oNB qui se sont fracturés à 40,8 ± 3,2 kPa ( déformation à la rupture 91 ± 1%). En moyenne, les hydrogels formés avec le linker oNB sont moins rigides que ceux formés avec le MBAA, ce que nous attribuons à la longueur de chaîne accrue du linker sensible à la lumière. Cette longueur de chaîne était principalement déterminée par la longueur du squelette PEG du lieur, qui correspondait au PEG de Mw (poids moléculaire moyen en poids) 4000, et a été choisi pour assurer la miscibilité du lieur dans l’eau. Cependant, des études antérieures ont montré que cette miscibilité peut être conservée avec des PEG de poids moléculaire inférieur, et la réduction du poids moléculaire du PEG peut entraîner une rigidité accrue du réseau polymère (9, 3840). Le module de compression des gels liés à l’oNB que nous avons conçus a été jugé suffisant pour nos applications, car la pression gastrique maximale chez l’homme varie de 0,01 à 0,013 MPa (41, 42), et la résistance à la compression de ces hydrogels dépasse ces valeurs. Cependant, la réduction de la longueur de la chaîne du maillon offre une voie pour de nouvelles améliorations des propriétés mécaniques si cela est souhaité pour d’autres applications à l’avenir.

La cytotoxicité de nos gels à double réseau a été évaluée sur deux lignées cellulaires intestinales, HT29 et Caco-2, en incubant des cellules avec des gels avant d’effectuer un test de viabilité cellulaire. Les gels PAMPS / PAAM, avec et sans lieurs oNB, se sont avérés viables par rapport à un contrôle positif (Fig. 2C et Fig. S2B).

Comportement accordable sensible à la lumière d’hydrogels déclenchables

Le degré et la chronologie de la dégradation déclenchée par la lumière peuvent être réglés en utilisant une variété de paramètres, y compris l’intensité de la source lumineuse, la longueur d’onde de la source lumineuse, et la composition et la distribution du lieur oNB dans le gel. Pour tester l’effet de chacun de ces paramètres sur les propriétés mécaniques de ces gels, nous avons construit une plateforme in vitro pour contrôler l’intensité et la distance d’une source lumineuse. La plate-forme a permis de monter entre une et cinq diodes électroluminescentes (LED), émettant de la lumière à 365 ou 405 nm, sur un rail coulissant (fig. S3A). Un posemètre numérique a été placé sur la plaque d’échantillon pour mesurer l’intensité lumineuse qui éclairerait un hydrogel placé sur la plaque, et l’intensité a été mesurée en fonction de la distance pour des ensembles d’une, trois et cinq LED (365 nm) (Fig . 3A). L’intensité lumineuse et la distance devraient théoriquement avoir une relation de carré inverse, et cela a été corroboré par nos résultats. L’intensité lumineuse peut également être réglée avec précision en réglant le courant direct appliqué aux LED (fig. S3B), avec une intensité maximale de 17 mW cm-2 vu avec un réseau de cinq LED fonctionnant à un courant direct de 25 mA.

Fig. 3 Dégradation réglable de l’hydrogel déclenchant la lumière.

(UNE) L’intensité lumineuse diminue en fonction de la distance de la source lumineuse et du nombre de LED (365 nm). Encart: Schéma de placement du réseau sur le capteur du photomètre. (B) Dégradation de oNB-PAAM (4 M PAAM avec 0,1% molaire de réticulation oNB) en fonction du temps d’exposition et de la distance par rapport à la source de lumière à 365 nm du réseau à trois LED (n = 3). (C) Effet de la modification du pourcentage de linker oNB sur la réactivité à la lumière ultraviolette (UV) des gels PAAM 4 M. L’augmentation du pourcentage de linker oNB entraîne des baisses plus importantes des propriétés mécaniques après une dégradation de 45 min à 365 nm (n = 3, P <0,05). () Effet du changement de longueur d’onde lumineuse de 365 à 405 nm. Des longueurs d’onde plus courtes entraînent des baisses plus importantes des propriétés mécaniques des gels PAAM 4 M avec un agent de réticulation 0,1 mol% oNB après une dégradation de 45 minutes (n = 3, P <0,05). (E) Étude de toxicité in vitro sur deux lignées cellulaires (HT29 et Caco-2) de gels oNB-PAAM après dégradation par rapport au contrôle négatif (- Contrôle, cellules non traitées) et contrôle positif (+ Contrôle, cellules traitées au méthanol), ne montrant aucun effet significatif effet des sous-produits de dégradation sur la viabilité cellulaire (n = 4, P <0,05).

La dégradation dynamique des hydrogels oNB en réponse à l’illumination lumineuse a été contrôlée via des tests rhéologiques. Les gels de PAAM oNB ont été irradiés avec un réseau de trois LED (365 nm) pendant 45 min, et le module de cisaillement, G ‘, a été mesuré à 0, 15, 30 et 45 min (figure 3B). Les sources lumineuses placées directement au-dessus des gels (distance de 0 mm) ont chuté en intensité à 52, 28 et 25% de leurs valeurs d’origine après 15, 30 et 45 min de dégradation, respectivement. L’augmentation de la distance de la source lumineuse à 5, 10, 15 et 30 mm a entraîné une diminution du module de cisaillement à 32, 37, 50 et 95% de sa valeur d’origine après 45 minutes de dégradation. Cela démontre une dépendance significative du degré de dégradation de l’intensité lumineuse subie par le gel, car l’intensité lumineuse passe de près de 11,4 mW cm-2 à une distance de 0 mm à 0,9 mW cm-2 à une distance de 30 mm.

Le pourcentage de liant utilisé dans les hydrogels oNB détermine le degré de dégradation des gels en réponse à l’irradiation lumineuse. Une dissolution complète est réalisable si seuls des lieurs oNB sont utilisés, mais une dissolution partielle se produit lorsque les lieurs oNB sont mélangés avec d’autres lieurs acrylés. Cette réduction de la résistance mécanique, plutôt que la dégradation complète, pourrait être utile en fonction de l’application cible du matériau. Les mesures du module de cisaillement de oNB-PAAM à 0 et 45 min après irradiation ont été effectuées sur des gels avec 50, 75 et 90% de linker oNB (figure 3C). Dans chaque cas, MBAA a servi de substitut au pourcentage restant de lieur (50, 25 et 10%) requis pour former le réseau d’hydrogel 3D. Comme prévu, l’augmentation du pourcentage de liant clivable à la lumière dans l’hydrogel a entraîné une diminution plus importante de la résistance mécanique du gel après 45 min d’irradiation à 365 nm à 11,4 mW cm-2. Le module de cisaillement des gels dégradés a chuté à 85, 52 et 25% de leurs valeurs pré-dégradées d’origine pour les gels contenant respectivement 50, 75 et 90% de lieur oNB. L’augmentation du pourcentage de linker oNB dans les hydrogels réduit la résistance mécanique des hydrogels dans leur état pré-dégradé, car les linkers MBAA sont plus courts et plus rigides que les molécules de linker oNB (Fig.2B). Il y a donc un compromis entre la réactivité à la lumière et la résistance mécanique maximale qui doit être considéré et réglé comme applicable pour chaque application cible de ce matériau. Aucun changement significatif dans le gonflement d’hydrogel n’a été observé en réponse à la dégradation déclenchée par la lumière des gels contenant 90% de liaison oNB (fig. S3C). Une combinaison d’érosion de surface, qui entraînerait une réduction de l’épaisseur, et d’érosion en vrac, qui entraînerait une augmentation du gonflement, contribue probablement à ce phénomène et mérite une étude plus approfondie dans les travaux futurs.

La longueur d’onde lumineuse est le dernier paramètre clé qui régule la capacité de déclenchement de ces matériaux. Les linkers oNB sont sensibles à la lumière bleue dans la gamme de longueurs d’onde de 365 à 405 nm et devraient être plus facilement clivables lorsqu’ils sont irradiés avec des stimuli optiques à haute fréquence. Les deux gammes de longueurs d’onde se sont révélées cytocompatibles par plusieurs études portant sur les cellules encapsulées dans des hydrogels polymérisés à la lumière (31, 32, 43). Le module de cisaillement des gels après 45 min d’irradiation à 11,4 mW cm-2 tombe à 73 et 25% de sa valeur d’origine pour les gels irradiés avec de la lumière à 405 et 365 nm, respectivement (Fig. 3D). Sur la base de la sensibilité d’un système in vivo donné à la lumière dans la gamme de longueurs d’onde ultraviolettes A (UVA) et des contraintes de temps pour la dégradation dans une application cible, une longueur d’onde appropriée peut être choisie pour répondre aux exigences de conception technique.

Les linkers oNB se sont avérés être biocompatibles dans un état pré-dégradé (figure 2C), et la cytotoxicité a été réévaluée après une dégradation déclenchée par la lumière pour confirmer que les sous-produits chimiques de la dégradation étaient également cytocompatibles (figure 3E). Cela a permis de confirmer que les gels réticulés oNB sont robustes, déclenchables et sûrs à utiliser pour des applications in vivo.

Gels déclenchables par la lumière comme déclencheurs dynamiques pour les appareils GI

Nous avons identifié les dispositifs GI comme un ensemble convaincant de cas d’utilisation pour démontrer les avantages d’un déclencheur activé par la lumière dynamique dans un implant médical. Ces dispositifs ont une gamme d’applications fonctionnelles, allant de l’administration prolongée de médicaments à la détection in vivo au remplissage d’espace pour des applications bariatriques (15, 17, 44). De nombreux dispositifs qui accomplissent la résidence GI in vivo ont été développés et mis en œuvre, et leur dégradation au fil du temps est déterminée par les propriétés matérielles des dispositifs avant l’implantation (45, 46). La capacité de déclencher la dégradation des dispositifs gastriques résidents à la demande pourrait améliorer considérablement l’accordabilité et la sécurité des procédures qui utilisent ces dispositifs (47). La dissolution déclenchée par l’exposition à un déclencheur ingérable sûr pourrait transformer notre capacité à retirer les appareils du tractus gastro-intestinal sans avoir besoin d’une intervention endoscopique ou chirurgicale. Par exemple, les ballons bariatriques sont actuellement utilisés pour remplir l’espace à l’intérieur de l’estomac et moduler la satiété, limitant ainsi l’apport alimentaire. Actuellement, ces appareils sont retirés par endoscopie. Les stents sont utilisés dans tout le tractus gastro-intestinal, et les stents temporaires dans les principaux segments du tractus gastro-intestinal sont mécaniquement déplacés et retirés via une procédure endoscopique. La dégradation dynamique de ces ballons in vivo sans procédure invasive offrirait un avantage substantiel par rapport à l’état de la technique mais n’a pas été démontrée. Ici, nous présentons deux exemples de l’application de notre système d’hydrogel déclenchant la lumière dans le tractus gastro-intestinal: un ballon bariatrique déclenchable par la lumière et un stent déclenchable par la lumière.

Gels déclenchables par la lumière comme déclencheurs dynamiques pour les ballons bariatriques

L’ingénierie d’un ballon gastrique implique plusieurs défis de conception, y compris la capacité de fonctionner à la température corporelle dans l’environnement hautement acide, humide et riche en bactéries et en enzymes de l’estomac. L’appareil doit être suffisamment petit pour traverser l’œsophage et effectuer un changement de forme dans l’estomac pour empêcher le passage à travers le pylore dans l’intestin grêle. Pour maintenir la résidence gastrique, il doit résister aux forces péristaltiques, de l’ordre de 3 N, qui facilitent la digestion des aliments dans le tractus gastro-intestinal. Une méthode de dégradation ciblée du gel basée sur la lumière doit être mise en œuvre dans l’environnement gastrique, ce qui doit, à son tour, déclencher un changement de forme dans le ballon qui favorise son passage à travers le pylore et dans les intestins (figure 4A). Nous avons conçu un ballon remplissant l’espace, composé d’une coque en polymère poreux extensible et d’une charge qui se gonfle rapidement lorsqu’elle est mouillée. Un hydrogel oNB moulé en forme de goupille recouverte tisse à travers l’extrémité ouverte du ballon, le scellant et empêchant la charge de gonflage de quitter la coque en polymère du ballon (Fig. 4B et fig. S4). Nous avons choisi une composition forte mais extensible pour notre hydrogel déclenchant la lumière, composée de PAAM 4 M réticulé avec 0,1% molaire de ONB, en fonction des exigences mécaniques de cette application.

Fig.4 Hydrogels dégradables à la lumière comme déclencheurs dynamiques dans les appareils GI.

(UNE) Schéma de l’insertion et du gonflage du ballon (à gauche), de la dégradation via une source de lumière LED endoscopique ou non attachée (au milieu), et du dégonflage subséquent (à droite). (B) Moulage des broches de gel oNB-PAAM (en haut) et ballon assemblé scellé avec une broche de gel en fonte (en bas). Crédit photo: Ritu Raman, MIT. (C) Le ballon est inséré à travers l’œsophage et gonfle dans l’estomac comme observé endoscopiquement 1 min après l’insertion (en haut) et radiographiquement (en bas) immédiatement après l’insertion et après 6 heures in vivo. () Conception d’un capuchon LED pouvant être fixé à l’extrémité insérée d’un endoscope. Les fils pour alimenter les LED sont enfilés à travers l’endoscope, et un trou dans la matrice maintient la visibilité à travers la caméra intégrée de l’endoscope. Un aimant au centre du réseau permet d’accrocher à la pièce métallique fixée à l’extrémité scellée du ballon. (E) Conception de LED en forme de pilule ingérable. Le rendu de conception assistée par ordinateur (CAD) montre le processus d’assemblage des LED ingérables: les piles, les LED et l’aimant sont insérés dans un corps cylindrique creux imprimé en 3D et scellés avec de l’époxy dans un dispositif étanche à l’eau. La LED est allumée lorsqu’une languette conductrice métallique est enfoncée dans la fente sur le côté de l’appareil. L’amarrage magnétique de la LED au ballon in vivo est observé radiographiquement (en bas à droite). (F) Après la dégradation de la goupille de gel oNB-PAAM déclenchable par la lumière, la charge s’échappe et la taille du ballon diminue de façon significative comme observé radiographiquement à t = 0 heure (en haut) et 6 heures (en bas). (g) Les ballons se sont dégradés en utilisant à la fois le réseau endoscopique de LED et les LED non attachées ont diminué de manière significative en taille à t = 6 heures par rapport à un témoin (n = 3, P <0,05), indiquant une activation réussie à la demande du déclencheur de gel oNB-PAAM. (H) Schéma du dispositif de stent œsophagien composé d’un anneau de gel oNB-PAMPS avec des billes PCL. (je) Photographie (en haut) et image radiographique (en bas) de l’appareil assemblé. Les billes PCL sont peintes avec une peinture au sulfate de baryum pour augmenter la visibilité par rayons X. Crédit photo: Ritu Raman, MIT. (J) Le dispositif assemblé est placé à l’intérieur d’un œsophage ex vivo, et le gonflement du dispositif assure un ajustement serré avec le tissu qui résiste à la compression. (K) Réduction de la force résistive des stents œsophagiens à la compression externe in vitro et ex vivo après une dégradation déclenchée par la lumière (n = 3, P <0,05). (L) Haut: Après la dégradation avec le réseau de LED endoscopique décrit en (D), le gel change de couleur de clair à orange, un indicateur de dégradation comme observé sur la fig. S6. En bas: le gel dégradé s’échappe de l’œsophage lorsque le tissu est comprimé à la moitié de sa largeur d’origine proportionnelle au mouvement péristaltique œsophagien in vivo. Crédit photo: Ritu Raman, MIT.

Des tests in vitro de la cinétique de gonflement du ballon dans le liquide gastrique simulé (SGF) ont permis d’optimiser une variété de paramètres, notamment le degré de porosité de la coque en polymère (fig. S5A) et la composition du matériau de remplissage (fig. S5, B et C ). Les paramètres de conception finaux qui ont optimisé la rapidité de l’expansion du ballon, le degré de gonflement du ballon et la rétention de la forme gonflée au fil du temps ont été choisis. Les membranes en latex ont été modifiées pour inclure un réseau de pores de 300 μm et remplies de 150 mg de polyacrylate de sodium et 1350 mg de PolySnow. Ces matériaux ont des profils de biocompatibilité bien établis (4850). Les ballons ont gonflé 22 fois leur volume d’origine à 71 ml et ont conservé leur taille jusqu’à 24 heures après immersion dans SGF (fig. S5D). Pour tester si le ballon gonflé pouvait résister aux forces péristaltiques compressives de l’estomac, nous avons effectué des tests de compression cyclique in vitro sur l’appareil jusqu’à 24 heures après le gonflement et nous n’avons observé aucun dommage mécanique à la coque en polymère ou à l’hydrogel oNB pendant la compression. comme aucune fuite de remplissage pour des forces de compression jusqu’à 10 N (fig. S6A). Un point central de la broche hydrogel a été irradié avec une lumière de 365 nm à 11,4 mW cm-2 pendant 30 min (fig. S6B), et le ballon a été testé à nouveau par compression cyclique (fig. S6C). Après l’activation de la gâchette activée par la lumière pendant 30 min, l’hydrogel dégradé affaibli n’a pas réussi à sceller complètement le ballon. La charge s’est échappée du ballon à des forces de compression de 3 N, proportionnelles au degré de péristaltisme dans l’environnement gastrique. Cela indiquait que les appareils que nous avions conçus pouvaient accomplir un changement de forme dans l’estomac pour favoriser la résidence gastrique, maintenir ce changement de forme et l’intégrité mécanique dans l’environnement acide de l’estomac, et être facilement dégradés à la demande avec un léger stimulus pour conduire le passage à travers le pylore dans les intestins et hors du corps.

Des tests in vivo de ce dispositif ont été effectués sur des porcs du Yorkshire (de 65 à 85 kg), car leurs dimensions anatomiques du tractus gastro-intestinal sont similaires à celles des adultes humains (51). Des ballons assemblés et scellés ont été insérés à travers l’œsophage dans l’estomac. Un gonflement immédiat et conservé a été confirmé par imagerie endoscopique et radiographique (Fig. 4C et film S1). L’imagerie radiographique a été rendue possible en dispersant de petites billes métalliques dans toute la charge pour assurer la visibilité radiographique du ballon sur une radiographie. La résidence sans réduction significative de la taille a été confirmée avant les tests in vivo de dégradation déclenchée par la lumière du dispositif. Un endoscope a été modifié pour inclure un capuchon d’extrémité qui comprenait trois LED (365 nm), produisant une intensité lumineuse maximale de 11,4 mW cm-2 (Fig. 4D et fig. S7A). Un petit aimant a été ajouté au centre du capuchon, permettant le couplage avec une petite pièce métallique fixée à l’extrémité scellée par broche oNB du ballon. L’endoscope a été dirigé vers le ballon, permettant un amarrage magnétique (film S2). Une fois l’ancrage confirmé, le réseau de LED a été allumé et laissé pour irradier la partie centrale de la broche de gel oNB pendant 30 min. Pour prouver qu’un déclencheur de lumière dynamique pourrait être activé via une source de lumière ingérable, plutôt que par une procédure endoscopique invasive, nous avons également conçu une LED ingérable alimentée par batterie capable d’une connexion magnétique avec nos appareils à ballonnet (Fig.4E et Fig.SBB). Les matériaux et les méthodes utilisés pour fabriquer la LED ingérable ont des profils de biocompatibilité bien établis (5254). Les LED ont démontré un amarrage réussi avec les ballons (Fig. 4E et film S3) et ont été allumées pendant au moins 70 min, plutôt que 30 min, pour tenir compte de la réduction de l’intensité lumineuse de 11,4 à 5,19 mW cm-2 tout en gardant la densité d’énergie constante (25,2 J cm-2). L’arrimage des LED s’est produit quelques minutes après avoir été placé à l’intérieur de l’estomac, car le ballon et la LED flottaient dans le liquide gastrique et le péristaltisme de l’estomac a amené les appareils à un degré de proximité qui a activé l’attraction magnétique de la LED vers le ballon. Après une dégradation déclenchée par la lumière par l’un ou l’autre mécanisme, le ballon a été laissé dans l’estomac et à nouveau imagé après 6 heures, montrant une réduction significative de la taille (figure 4F). Pour les sources de lumière endoscopiques et ingérables, des conceptions alternatives qui permettent un éclairage à d’autres distances ou un amarrage du ballon activé par un verrouillage mécanique peuvent être facilement fabriqués et mis en œuvre, si nécessaire. Notez que si de tels dispositifs devaient être utilisés chez l’homme, des études supplémentaires devraient être menées pour déterminer le délai moyen d’accostage, qui dépendra probablement d’une variété de paramètres, y compris la taille de l’estomac, qui varie entre les individus et entre états nourris et à jeun, ainsi que le contenu de l’estomac.

Des ballons du groupe témoin non dégradé, des groupes endoscopiques dégradés par LED et non attachés ont été imagés par radiographie après l’insertion initiale et le gonflement, 1 heure après l’insertion (immédiatement après la dégradation de la goupille de gel oNB) et 6 heures après l’insertion. Les ballons de contrôle ont augmenté de taille à 150% de leur volume d’origine, ce qui indique que la cinétique de gonflement du ballon in vivo est plus lente que celle observée in vitro, ce qui entraîne une augmentation plus lente du volume maximal du dispositif. Étant donné que les dispositifs in vivo ne sont pas complètement immergés dans le liquide gastrique, alors que nos tests in vitro impliquaient une immersion complète des ballons dans le SGF, ce résultat peut être facilement expliqué. Les ballons dont les joints à broches en gel oNB ont été activés par les groupes LED endoscopiques et LED non attachés ont diminué de manière significative après la dégradation à 68 et 70% de leurs valeurs d’origine immédiatement après l’insertion (Fig. 4G). Cela indique que la dégradation à la demande du dispositif peut être déclenchée par un stimulus lumineux non invasif et que les forces péristaltiques gastriques sont suffisantes pour entraîner une fuite de remplissage du dispositif. Il s’agit de la première démonstration de l’utilisation d’hydrogels dégradables par la lumière in vivo, à notre connaissance. De plus, cela sert de démonstration convaincante qu’un déclencheur ingérable peut entraîner le passage à la demande d’un appareil gastrique, réduisant ainsi le besoin de procédures endoscopiques invasives.

Gels déclenchables par la lumière comme déclencheurs dynamiques pour un stent œsophagien

Les hydrogels pouvant être déclenchés par la lumière sont potentiellement applicables dans une variété d’applications in vivo au-delà des dispositifs gastriques résidents. Nous avons fabriqué un stent œsophagien simple, conçu pour un déploiement dans l’œsophage pour un soutien structurel potentiel et / ou la délivrance locale de médicaments. Pour cibler cette application, nous avons coulé un simple anneau cylindrique d’hydrogel oNB avec des billes de poly (e-caprolactone) (PCL), un polymère qui a été largement utilisé pour la libération contrôlée de médicaments in vivo (figure 4H) (15, 55). Nous avons choisi un hydrogel rigide avec un grand rapport de gonflement pour ce cas d’utilisation, composé de 4 M PAMPS réticulé avec 4% molaire oNB linker.

Les hydrogels pouvant être déclenchés par la lumière de cette composition ont été coulés dans des moules en demi-anneau, séchés et mis en boucle à travers des billes PCL avant d’être scellés en une forme d’anneau complet (Fig. 4I et fig. S8A). Les perles ont été peintes avec un mélange de sulfate de baryum pour les rendre radio-opaques, les rendant visibles par radiographie à l’intérieur d’un œsophage de porc ex vivo (Fig. 4J). Preliminary in vitro mechanical tests of the oNB hydrogel stent were conducted to determine their resistance to compression to 50% of their original diameter, commensurate with the deformation they would experience in response to esophageal peristaltic forces in vivo (fig. S8B). Degradation was accomplished via light activation of the oNB trigger for 30 min using an esophageal LED array (Fig. 4D). In vitro tests revealed that the devices’ resistance to compression dropped to 25% of its original value after degradation (Fig. 4K). Similar tests were conducted ex vivo by compressing an esophagus with a stent placed inside, revealing that light-triggered reduction in mechanical strength of the gel scaffold resulted in a drop in resistive force to 36% of the pre-degraded value. Values for in vitro and ex vivo tests were not found to be significantly different after degradation. Moreover, ex vivo tests revealed that compression after degradation led to complete collapse of the stent and ejection out of the esophagus (Fig. 4L). This indicates that if these devices are used in vivo in the future, then they would remain lodged in the esophagus until degraded, after which time peristaltic waves through the tissue tube would force the device into the stomach, to be passed through the GI tract. An endoscopic procedure used to monitor the therapeutic effectiveness of the esophageal device, by examining the reduction in the size and severity of throat ulcers, for example, could also be used to safely irradiate and noninvasively remove the device from its in vivo setting without risking laceration of the newly formed tissue.

DISCUSSION

There is a critical need for a safe, noncontact, and dynamically activated trigger for actuating implantable devices. Inducing on-demand degradation of these devices enables tuning treatments to the needs of individual patients, diseases, and recovery schedules. Triggers based on other stimuli, such as heat, pH, and hydrolytic or enzymatic chemicals, have been used for this purpose in some in vivo applications but come with many restrictions that limit their use for several disease use cases. Chemical stimuli require contact with the triggerable material, pH stimuli can only be used in certain bodily environments and can be affected by commonly used therapeutic drugs such as proton pump inhibitors, and heat-based stimuli can have off-target effects on surrounding tissue. Light-triggerable materials offer noncontact on-demand degradation with high spatial and temporal resolution (56). We have developed a tough light-triggerable hydrogel material with tunable mechanical properties and modular design that can be degraded in a safe and noncontact manner in a variety of bodily locations. This is, to our knowledge, the first demonstration of light-degradable hydrogels in vivo.

To develop a light-triggerable material with the mechanical robustness and versatility required for in vivo use, we custom-manufactured an acrylated oNB-based compound and used it as a linker to polymerize 3D hydrogel networks from a range of materials, including PAAM and PAMPS single-network gels and tough PAMPS/PAAM double-network gels. We showed that the mechanical properties and degradation timelines of these light-triggerable materials could be tuned using a variety of parameters, such as gel composition, light wavelength, intensity, and distance from the material. The mechanical properties of our material far exceeded previously reported properties for light-triggerable gels and enabled their in vivo use. The material and its degradation by-products were proven to be biocompatible, and use of wavelengths in the 365- to 405-nm range has been well established in previous literature as safe for use with cells (31, 32, 43). If future in vivo applications involve cells that are more sensitive to shorter wavelength (365-nm) optical stimuli, 405-nm light can be used as the wavelength of choice with a corresponding increase in exposure time.

We showcased the advantageous properties of our light-triggerable material in two model use cases, a gastric-resident bariatric balloon and an esophageal stent. In the case of the balloon, we were able to trigger a light-activated reduction in the size of an ingestible space-filling balloon in vivo. If used in a bariatric patient, this functionality could enable on-demand passage of the space-filling device when gastric residence is no longer required. This would provide a significant advantage over the current clinical standard, which requires an invasive endoscopic procedure to retrieve the balloon from the stomach, rather than the facile ingestion of a light-emitting pill. Because heat- or chemical-based stimuli would require complete submersion of the balloon in a triggering liquid, and pH-based stimuli would require offsetting the carefully regulated pH of the gastric environment, light-based stimuli offer a significant advantage in dynamic tuning degradation timelines of this type of device. This has potential for significant clinical impact as, in North America alone, more than two of three adults are overweight or obese, and projections estimate that over 85% of adults fall into these categories by 2030 (57). Similarly, for the esophageal stent device, we have developed that the light-based trigger provides a noncontact method for safely removing the stent from the lower esophageal sphincter without risking off-target detrimental effects to the esophageal lining that could arise from mechanical-, heat-, or chemical-based triggers. This could be used to treat benign and malignant stenoses and strictures.

These devices target just two of a range of potential uses for the light-triggerable hydrogel we have developed in critical global public health challenges. For both cases, we tuned the composition of the material to match the mechanical requirements of the target applications, showcasing the modularity and versatility of our platform. Likewise, the oNB hydrogel can be readily cast in a variety of shapes, enabling simple adaptation and prototyping of device design. The material properties, device shape, degradation timeline, and method of delivering light stimuli can all be individually tuned to suit different clinical needs. Previous studies of photodynamic therapy in the body using light-emitting thin films or optical fibers can, for example, be used in conjunction with our material to develop light-responsive implantable devices for a range of applications (58, 59). Moreover, optical stimuli can be combined with other types of stimuli to enable materials capable of responding to a range of environmental signals, as required (19, 60). By implementing light-degradable hydrogels in vivo and demonstrating their degradation on-demand, we provide biomedical engineers and clinicians with a previously unavailable, preclinically and preliminarily safe, and precise tool to design dynamically actuated implantable devices.

METHODS

Formulation and casting of light-triggerable single- and double-network hydrogels

A light-sensitive oNB moiety was converted into a chemical linker through functionalization with acrylate groups at each end of the moiety. The molecule, PEG 4000 4-(3-(1-acryloyloxyethyl)-4-nitrophenoxy) butanoate, was custom-synthesized by Lianyungang Tengfa Bio-Tech Co. Ltd. It was stored in the dark at 4°C when not in active use. Single- and double-network hydrogels were formulated using two types of acrylated monomers: 2-acrylamido-2-methyl-1-propanesulfonic acid (AMPS; Sigma-Aldrich) and acrylamide (AAM; Sigma-Aldrich). Nontriggerable formulations of the gels were polymerized using the cross-linker MBAA (Sigma-Aldrich), and the polymerization process was triggered by the thermo-initiator APS (Sigma-Aldrich) and the accelerator TEMED (Sigma-Aldrich). The concentration of the monomers, AMPS and AAM, was varied between 1 and 4 M, and the concentration of MBAA was varied between 0.1 and 4 mol % with respect to the monomer. The concentrations of APS and TEMED were optimized to 0.1 and 0.05 M, respectively, and then kept constant across hydrogel formulations. Double-network gels were prepared by first polymerizing a PAMPS hydrogel, followed by immersing the gel in a PAAM solution for 1 day before triggering polymerization, enabling the formation of an interpenetrating network. Light-triggerable gels were formulated by replacing all or part of the MBAA linker with the custom-synthesized oNB linker. Gels used for mechanical testing and in vitro characterization were immersed in water for several hours before testing to ensure complete swelling of the networks. Gels used for assembling in vivo and ex vivo devices were air-dried before assembly and accomplished swelling in the context of their target use application.

Biocompatibility testing of light-triggerable hydrogels

Hydrogels were prepared and incubated in well plates seeded with either HT29 or Caco-2 cells (American Type Culture Collection). Cells were maintained in culture in Dulbecco’s modified Eagle’s medium (Life Technologies) supplemented with 10% fetal bovine serum (Life Technologies), 1% nonessential amino acids (Life Technologies), and 1% penicillin-streptomycin solution (Life Technologies). Following incubation of the gels in the cell-containing wells, 100 μl of medium was extracted from the wells, mixed with 10 μl of alamarBlue reagent (Life Technologies), and incubated at 37°C for 1 hour. Fluorescence (560-nm excitation, 590-nm emission) of this fluid mixture was measured using a microplate reader (Infinite M200Pro, Tecan). The readings were compared to a positive control, prepared by treating cells with methanol for 1 hour before the cytotoxicity assay, and a negative control, prepared from untreated cells.

In vitro degradation and mechanical characterization of light-triggerable hydrogels

Mechanical characterization of gels was conducted on cylindrical gels (8 mm diameter, 3 mm depth) cast in custom-made molds. The molds were cast using a flexible silicone (Elite, Zhermack) around a 3D-printed template manufactured with a Formlabs Form 2 machine. The compressive modulus of the hydrogels was measured on an Instron 5943 mechanical testing apparatus. Hydrated gels were placed on a flat loading platen and compressed at a strain rate of 0.1 mm s−1 until they fractured. The shear modulus of hydrogels was measured on a TA Instruments AR2000 rheometer. Strain sweeps between 0 and 10% were conducted at a constant frequency of 6.283 rad s−1 to determine the linear regime of the material. Frequency sweeps were conducted between 0.1 and 100 rad s−1 at a constant strain of 2.86%. Values of G′ at 0.1 rad s−1 were compared from frequency sweeps across samples to compare mechanical performance between different gels. In vitro degradation of the gels was conducted using a custom-built apparatus consisting of a LED housing fixture, 3D-printed using Stratasys Objet30 Pro with VeroClear material, and attached to a sliding rail. The fixture could hold between one and five LEDs, and its distance from the irradiated sample could be tuned with millimeter precision. LEDs of two wavelengths, 365 nm (Marktech) and 405 nm (Bivar), were used in these studies. Samples were placed between 0 and 30 mm away from the light source, and the light intensity of the LEDs was measured using a light meter (Sper Scientific Direct). Samples were stored and degraded in a custom-modified room in which all other light sources were modified to remove wavelengths in the blue and UV range.

Manufacture and in vitro testing of light-triggerable gastric-resident balloons

The polymer shell of the gastric-resident devices was formed from latex balloons (30 cm diameter; Amazon). The balloons were stretched around a 100-ml round bottom flask (Sigma-Aldrich) and mounted on a rotary tool in a laser cutting machine (Universal Laser System). A circumferential pattern of holes (250 to 400 μm) spaced 1.25 mm apart was created in Adobe Illustrator and sent to the laser cutter’s processing software, Universal Control Panel. The laser settings were tuned to 40% power, 40% speed, and 500 dots per inch (DPI). Following calibration of the balloon location, the exhaust pump was turned on for ventilation and the engraving operation was executed. The balloon was removed from the flask and filled with 1500 mg of a rapidly inflating mixture, composed of sodium polyacrylate and PolySnow (Flinn Scientific) in varying percentage compositions between 50 and 100% PolySnow. The devices were sealed by threading through the open end of the balloon with a dried cast gel pin (4 M PAAM, 0.1 mol % oNB linker). The pin (2.5 mm width, 2.5 mm depth) was prevented from sliding off the balloon by capped ends (6 mm width). The pins were fabricated from custom-made silicone molds cast from a 3D-printed template (Stratasys Objet30), as described above, and air-dried for 1 day before device assembly. Following device assembly and before in vitro mechanical testing, the balloons were swelled in SGF (pH 1.2) for at least 1 hour. In vitro mechanical testing of the balloons was conducted on Instron 5943 at a strain rate of 2 mm s−1 at compression forces between 3 and 10 N.

Developing instrumentation for in vivo activation of light trigger

The housing for our endoscopic LED array was designed in computer-aided design (CAD) software (SOLIDWORKS) and 3D-printed on a Formlabs Form 2 printer using Formlabs Durable resin. The housing included three slots for LED leads, a slot for a cylindrical magnet, and a viewport for the endoscope’s camera. The three LEDs (365 nm; Marktech) were placed through the slots and wired in series by twisting the leads of neighboring LEDs together. Wires long enough to be strung through the working channel of the endoscope were then soldered to the positive and negative end leads. The cavity containing all the electrical connections was filled with MED3-4213 silicone adhesive (NuSil) to ensure that the device would be protected from fluid in vivo. Any gaps between the LEDs and the housing were also sealed with the same silicone adhesive.

The capsule body for the ingestible LED was designed using CAD software (SOLIDWORKS) and printed in two parts on a Formlabs Form 2 printer using Formlabs Durable resin. The leads of the LED (365 nm; Marktech) were bent and trimmed to fit around three size 10 hearing aid batteries (Energizer). The LED’s negative lead was placed in the bottom half of the capsule, followed by one of the three batteries. A copper tab wrapped in tape was then placed through the slot on the side of the housing to cover the battery and disrupt the electrical connection, ensuring that the LED would not turn on during fabrication. The remaining batteries were loaded into the bottom half of the housing, and the rest of the LED was bent into place so that everything was arranged in an inline configuration. The top half of the housing was press-fit into the bottom half, encapsulating the electronics. Two stacked ring magnets (SM Magnetics) were glued onto the top of the capsule, surrounding the LED, and the gap between the LED and the magnets was filled with MED3-4213 silicone adhesive to protect the electronics from fluid in vivo.

In vivo testing of light-triggerable gastric-resident balloons

Animal experiments were approved by the Committee on Animal Care at the Massachusetts Institute of Technology and conducted on Yorkshire pigs (65 to 85 kg). This model has been used extensively in the literature, as the GI anatomical dimensions of these animals are similar to those observed in humans. Pigs were sedated [using Telazol (5 mg/kg, intramuscularly), xylazine (2 mg/kg, intramuscularly), and atropine (0.04 mg/kg, intramuscularly)], intubated, and maintained with isoflurane (1 to 3% in oxygen) before insertion of an overtube placed under the visual guidance of an endoscope (US Endoscopy), as previously described (1517). Assembled balloon devices were inserted through the overtube, and videos of inflation in gastric fluid were procured using endoscopic videography. The overtube was removed once the devices were administered. The filler for these balloons was modified from those used for in vitro testing by mixing 1.2-mm-diameter metal beads (McMaster-Carr) into the filler to enable radiographic imaging. A small metal tab was incorporated near the region of the hydrogel requiring light illumination to enable magnetic docking of the endoscopic and ingestible LED to the sealed end of the balloon. The endoscopic LED array was navigated through the overtube and, once magnetic docking with the balloon was established, turned on for 30 min, emitting a light intensity of 11.4 mW cm-2. The ingestible LED array was held with biopsy forceps and navigated through the overtube toward the balloon to enable rapid magnetic docking with the balloon in vivo. It was turned on before insertion into the animal and emitted a light intensity of 5.19 mW cm-2. Implanted balloons were endoscopically and radiographically imaged immediately following insertion and inflation, immediately after degradation (~1 hour after insertion), and at the end of the experiment (~6 hours after insertion). Their relative sizes were measured using ImageJ software to study the effects of light irradiation on the triggerable devices.

Manufacture and ex vivo testing of light-triggerable esophageal stent

The two halves of the rings that composed our annulus-shaped esophageal stent (10 mm diameter, 1 mm thickness) were formed by injecting hydrogels (4 M PAMPS, 4 mol % oNB) into molds, prepared as described in previous sections using a Formlabs 3D printer and Elite flexible silicone (Zhermack). The ring halves were then air-dried for 24 hours before assembly with polymer beads formed from PCL (Sigma-Aldrich) cast cylinders with central holes created using a drill press. The beads were painted with barium sulfate to enable radiographic imaging once inserted into esophageal tissue. The devices were sealed into a completed ring using the same hydrogel formulation used to manufacture the two halves of the stent device. Assembled devices were immersed in phosphate-buffered saline (PBS) for 1 hour before in vitro mechanical testing on Instron 5943. Devices were held by the PCL beads in grips and compressed to 50% of their undeformed diameter at a strain rate of 0.5 mm s−1. They were then degraded for 30 min using the endoscopic LED array described above and retested using the same parameters. Assembled devices were also inserted into ex vivo porcine esophagus tissue, followed by immersion in PBS for 1 hour, and imaged radiographically. Mechanical testing was carried out with the same degree of compression and strain rate, and the endoscopic LED array was inserted into the tissue’s central cavity to illuminate and degrade the stent over a period of 30 min. The devices’ resistance to compression, both in vitro and ex vivo, was measured by the load cell and compared across devices to determine the effect of light-triggered degradation.

Remerciements: We thank M. Jamiel and J. Haupt for help with large animal experimentation and J. Liu and H. Zhang for conversations that helped guide material formulation. Le financement: This work was supported, in part, by NIH (EB000244), the Bill and Melinda Gates Foundation (OPP1139937), and Koch Institute Support (core) grant P30-CA14051 from the National Cancer Institute. We thank the Koch Institute Swanson Biotechnology Center for technical support, specifically the Peterson Nanotechnology Materials Core Facility. Part of this work was performed on rheometers made available by the U.S. Army’s Institute for Soldier Nanotechnologies at MIT. R.R. was funded by the AAAS L’Oréal USA For Women in Science Fellowship. G.T. was funded, in part, by the Division of Gastroenterology, Brigham and Women’s Hospital, Harvard Medical School, and the Department of Mechanical Engineering, Massachusetts Institute of Technology. Contributions d’auteur: R.R., R.L., and G.T. designed the study. T.H., D.G., J.C., S.T., J.Z., T.E., V.S., and S.P. helped perform experiments and write the Methods section. A.H. helped obtain institutional approval for animal studies. R.R. generated the manuscript and figures, and all authors participated in manuscript and figure editing. Intérêts concurrents: For a list of entities with which R.L. is involved, compensated, or uncompensated, see www.dropbox.com/s/yc3xqb5s8s94v7x/Rev%20Langer%20COI.pdf?dl=0. A list of all relationships for profit and not for profit for G.T. can be found at www.dropbox.com/sh/szi7vnr4a2ajb56/AABs5N5i0q9AfT1IqIJAE-T5a?dl=0. The other authors declare that they have no competing interests. Disponibilité des données et du matériel: Toutes les données nécessaires pour évaluer les conclusions du document sont présentes dans le document et / ou les documents supplémentaires. Des données supplémentaires concernant ce document peuvent être demandées aux auteurs.

[ad_2]

Source link

Laisser un commentaire