Методическая статья

Двунаправленные электрические и оптоэлектронные интерфейсы в здоровых и ишемизированных ex vivo сердцах крыс

DOI:

10.3791/68305

⸱

18 июля 2025 г.

 ,  ,  ,  ,  , 
1Pritzker School of Molecular Engineering, The University of Chicago, 2The James Franck Institute, The University of Chicago, 3Department of Chemistry, The University of Chicago, 4The Institute for Biophysical Dynamics, The University of Chicago

* These authors contributed equally

В этой статье

Краткое содержание

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

В этом протоколе описываются передовые методы изготовления материалов и сердца крысы ex vivo для оптического и электрического двунаправленного биоинтерфейса, что позволяет точно стимулировать сердце, регистрировать и моделировать инфаркт для исследований в области биоэлектроники.

Аннотация

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Электрофизиологические исследования играют ключевую роль в изучении взаимодействий между материалами и сердечными биоинтерфейсами. Последние достижения привели к появлению различных новых проводниковых и полупроводниковых материалов для двунаправленных интерфейсов с сердечными моделями, облегчая низкоинтенсивную стимуляцию наряду с записями с высоким пространственно-временным отношением сигнал/шум (SNR). Модель сердца грызуна ex vivo служит эффективной платформой для проверки функциональности новых материалов и устройств, соединяя результаты in vitro с трансляционными идеями при минимизации этических и административных проблем. В этом протоколе мы подробно описываем изоляцию и перфузию ex vivo сердец взрослых крыс с использованием аппарата Лангендорфа, устанавливая точную двунаправленную стимуляцию и запись с помощью высокоэффективных полупроводников и проводников, включая нанопористый кремний, нанопористый углерод и гибкие сетчатые микроэлектродные матрицы. Кроме того, мы представляем модель инфаркта миокарда, вызванного ишемией-реперфузионным повреждением (I/R), оцененную с помощью многоканальной записи и картирования, а также окрашивания инфаркта, что позволяет проводить исследования, связанные с сердечными заболеваниями, и потенциальные терапевтические исследования. Эта методология дает ценную информацию об исследованиях интерфейса материалов-био и развитии кардиоэлектроники следующего поколения.

Введение

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Область сердечной биоэлектроники быстро развивается, что обусловлено необходимостью разработки материалов и устройств, обеспечивающих точную и эффективную двунаправленную связь с сердцем 1,2,3,4. Электрофизиологические исследования играют ключевую роль в этом начинании, обеспечивая важнейшее понимание того, как материалы взаимодействуют с сердечными биоинтерфейсами посредством модуляции и зондирования. В то время как модели in vitro, такие как культивируемые клеточные линии HL-1 и первичные кардиомиоциты грызунов, предлагают контролируемую среду для первоначальных оценок 5,6,7,8, их простота часто не в состоянии воспроизвести сложные, динамические условия живого сердца. В этих моделях отсутствует 3D-архитектура сердца, имеющая решающее значение для скоординированной электрической проводимости и генерации механических сил, и они не могут имитировать ритмичные циклы сокращения-расслабления или динамику перфузии, критически важные для доставки кислорода и питательных веществ. С другой стороны, модели in vivo обеспечивают наиболее физиологически значимую информацию, но сопряжены со значительными этическими, административными и техническими проблемами, включая необходимость обширного обучения, сложных хирургических установок и соответствия строгимнормативным базам.

Чтобы восполнить этот пробел, модели сердца ex vivo, такие как сердце взрослой крысы с перфузией Лангендорфа, предлагают убедительную альтернативунаучным исследованиям. Эти модели сочетают в себе физиологическую актуальность систем in vivo с управляемостью и доступностью установок in vitro. Изолируя сердце и поддерживая его в функциональном состоянии, аппарат Лангендорфа позволяет исследователям проводить высокоточные исследования электрофизиологии сердца в точно контролируемых условиях. Отсутствие системных переменных, таких как нейронные входы и циркулирующие гормоны, упрощает интерпретацию результатов, сохраняя при этом ключевые аспекты физиологии сердца. Кроме того, модели ex vivo смягчают многие этические проблемы и снижают нагрузку на ресурсы, что делает их универсальной и практичной платформой для трансляционных исследований13.

В дополнение к своему трансляционному потенциалу, этот протокол устанавливает эталон для оценки характеристик материала. Используя репрезентативные стратегии материалов, такие как оптоэлектронные платформы для беспроводной фотостимуляции и электронные системы для проводной стимуляции и записи, он создает воспроизводимую основу для сравнительных исследований. Такая стандартизация не только способствует инновациям, но и повышает воспроизводимость и надежность результатов исследований в исследовательских группах. В прошлом многие высокопроизводительные фотоэлектроды и электроды показали большие перспективы для биоэлектрических исследований, такие как PEDOT: PSS14, MXene15, оксиды иридия16, платина17, молибден18, кремний 19,20,21, квантовые точки 22,23,24 и органические полупроводники25. В данном протоколе представлены репрезентативные и современные материалы, в том числе нанопористый кремний26, нанопористый углерод27 и гибкие сетчатые золотые многоэлектродные матрицы (MEAs)28,29, интегрированные в протокол для демонстрации их возможностей в двунаправленных кардиологических интерфейсах. Эти материалы обеспечивают низкоинтенсивную надпороговую стимуляцию, высокое пространственно-временное разрешение и высокие записи сигнал/шум, демонстрируя их потенциал для развития сердечной биоэлектроники. Кроме того, включение модели инфаркта миокарда, вызванного повреждением внутримышечного введения, обеспечивает надежную основу для исследований, связанных с заболеванием, и терапевтических изысканий.

В этой работе представлены подробные методы изготовления и применения передовых материалов для бессвинцовой фотостимуляции и электростимуляции и зондирования на сердцах крыс ex vivo (рисунок 1A). Нанопористые силиконовые мембраны были изготовлены с помощью фотолитографического моделирования, реактивного ионного травления (RIE) и выделения буферной фтористоводородной кислоты (HF) из пластин силикон-на-изоляторе (SOI) со слоем устройства размером 5 мкм с последующим окрашиванием и переносом на мягкие мембраны из полидиметилсилоксана (PDMS)26. Для электростимуляции и регистрации нанопористый углерод был разработан путем лазерной абляции инкубированных солью целлюлозных субстратов с последующим переносом водной фазы и тепловым ламинированием, что обеспечивает улучшенные возможности хранения заряда и впрыска по сравнению с традиционными золотыми электродами. Кроме того, гибкие МЭА были изготовлены на кремниевых пластинах с полиимидным покрытием с использованием фотолитографии, электронно-лучевой металлизации, травления, инкапсуляции и процессов высвобождения для обеспечения записи и картирования эпикардиального спектра с пространственным разрешением28,29.

Помимо изготовления, протокол представляет собой пошаговый протокол для изоляции сердца взрослых крыс, перфузии, мониторинга и взаимодействия с оптическими и электрическими устройствами. Устройства были протестированы на изолированных сердцах, продемонстрировав репрезентативные результаты в кардиостимуляции и записи для электрофизиологической оценки. Этот протокол также представляет метод создания модели инфаркта миокарда с помощью внутримышечного ввода, подтвержденного физиологическими записями, окрашиванием и морфологическими оценками. Эта комплексная методология создает воспроизводимую основу для оценки материалов и устройств в кардиологических биоинтерфейсах. На рисунке 1B-D показаны рабочие процессы изготовления материалов для оценки в этой модели сердца ex vivo. На рисунке 2A-C показаны ожидаемые результаты на фотографиях изготовленных устройств.

Протокол

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Все процедуры с животными были одобрены Комитетом по уходу за животными и их использованию Чикагского университета (протокол No 72378).

1. Изготовление нанопористой кремниевой мембраны (рис. 1B, рис. 2A, рис. 3)

  1. Разработайте шаблон фотошаблона в программе AutoCAD (рис. 3). Убедитесь, что размер устройства соответствует масштабу длины биологической мишени. Для крысиного сердца используют прибор размером 2 – 10 мм. В конструкцию добавьте небольшие массивы отверстий диаметром 20 - 100 мкм, чтобы облегчить высвобождение слоя Si-устройства в буферизованном HF. Сделайте три больших отверстия диаметром 200 - 1000 мкм, образующие хиральную букву L, чтобы помочь определить правильную сторону мембраны.
  2. Очистите пластину SOI ацетоном и изопропиловым спиртом (IPA) в течение 3 минут в ультразвуковой ванне. Выполните выпекание при температуре 200 °C в течение 20 минут на горячей плите.
  3. Отжим слой густого положительного резиста AZ40XT-11D при 3000 об/мин в течение 45 с, запекание при 115 °C в течение 3 мин. Будьте осторожны, чтобы не налить слишком много фоторезиста на пластину. После нанесения отжимного покрытия очистите остатки на обратной стороне пластины с помощью ацетоновых тампонов.
    ПРИМЕЧАНИЕ: AZ40XT-11D является очень вязким положительным фоторезистом.
  4. Используйте прямой пишущий станок Heidelberg MLA150 для экспонирования фоторезистной картины на длине волны 375 нм и дозе 800 мДж/см2. Выпекайте после выдержки при температуре 110 °C в течение 2 минут.
  5. Разработайте шаблон в проявителе AZ 300MIF в течение 2 минут. Промойте пластину деионизированной (DI) водой в течение 60 с, а затем высушите воздухом N2 .
  6. Протравливают обнаженную СОИ с использованием процесса РИЭ SF6/CHF3 (20 куб. см: 50 куб. см) в течение 12 мин с использованием индуктивно связанной плазмы при мощности 600 Вт и радиочастоте 60 Вт в травле с индуктивно связанной плазмой фторида с давлением в камере 10 мТл, в результате чего скорость травления составляет около 660 нм/мин.
  7. Зачистите фоторезист с помощью AZ NMP в ультразвуковой ванне при температуре 80 °C в течение 10 минут и очистите пластину в ультразвуковой ванне в течение 3 минут в ацетоне, затем 3 минуты в IPA и высушите с использованием сжатого азота.
  8. Погрузите образец в буферизованный HF при комнатной температуре, чтобы удалить скрытые оксидные слои. Аппарат высвобождается через 4 - 8 ч. Немного увеличьте температуру раствора (40 °C), чтобы облегчить выделение.
  9. Осторожно перенесите освобожденные мембраны с помощью фильтровальной бумаги размером 1 см x 1 см в две отдельные водяные бани DI последовательно, чтобы удалить остатки HF.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Эксперимент может быть приостановлен здесь. Замочите мембрану в ванне с изопропиловым спиртом для хранения при температуре 4 °C.
  10. Перенесите мембрану с помощью фильтровальной бумаги в чашку Петри с деионизированной (DI) водой. Мембрана будет плавать на поверхности воды за счет гидрофобности и поверхностного натяжения.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Силиконовые мембраны могут строго перемещаться из изопропилового спирта в воду благодаря эффекту Марангони30.
  11. В отдельной чашке Петри приготовьте раствор для окрашивания, содержащий объемное соотношение концентрированной HF и концентрированной азотной кислоты 100:1 (например, 10 мл HF и 0,1 млHNO3). Хорошо перемешайте его перед протравливанием.
  12. Перенесите мембрану с фильтровальной бумагой в раствор для окрашивания и протравливайте в течение 30 с. Обратите внимание на сторону мембраны Si, обратив внимание на букву L-образную ориентацию, образованную тремя основными отверстиями. Кремниевая мембрана должна плавать на травле, где протравлена только одна сторона мембраны.
  13. Перенесите мембрану с фильтровальной бумагой в две отдельные миски для воды DI, чтобы смыть остатки HF.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Здесь эксперимент можно приостановить. Перенесите мембрану в IPA для хранения при температуре 4 °C.
  14. Сделайте поддерживающую подложку с тонким PDMS. Смешайте часть А (базовый полимер) и часть Б (отвердитель) в массовом соотношении 10:1 и дегазируйте в течение 30 минут.
  15. Пальто из ПММА (495 А6) жертвенным слоем на предметное стекло при 2 000 об/мин в течение 45 с. Выпекать при 180 °C в течение 60 с.
  16. Отжимное покрытие PDMS при 4 500 об/мин в течение 45 с на стекле с покрытием из ПММА, что должно привести к толщине 10 - 20 мкм. Отверждение в духовке или на конфорке при температуре 80 °C в течение 2 часов.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Для смягчения механических повреждений PDMS был использован в качестве мягкой подложки для размещения нанопористых силиконовых мембран, обеспечивая защиту от потенциальных повреждений при прямом обращении с пинцетом.
  17. Перенесите травленую кремниевую мембрану из IPA в PDMS. Используйте чистую ткань для удаления избытка IPA, и Si-мембрана прочно прилипнет к PDMS после того, как IPA испарится. Обратите внимание на сторону мембраны Si, определив ориентацию буквы L, образованную тремя основными отверстиями. Протравленный пористый Si должен быть обращен наружу, а непротравленный Si должен взаимодействовать с PDMS.
  18. Разрежьте PDMS по окружности с помощью лезвия бритвы, содержащего мембрану Si. Оставьте достаточно места и будьте осторожны, чтобы не повредить мембрану Si.
  19. Замочите устройство в ацетоне до тех пор, пока не будет высвобожден Si/PDMS. Избегайте слишком длительного замачивания, так как это может вызвать отек PDMS. Промойте его деионизированной водой и высушите с помощью N2. Проводить плазмотерапию О2 при мощности 400 Вт в течение 10 мин.

2. Изготовление гибких микроэлектродных матриц (рис. 1В, рис. 2Б, рис. 4)

  1. Проектирование структуры гибких MEA в AutoCAD (рис. 4). Мы представляем две разные конструкции с одинаковой площадью проекции электрода, но разными структурами подложки (Рисунок 2B, Рисунок 4).
  2. Очистите кремниевую подложку пластины в ацетоне и изопропиловом спирте в течение 3 минут в ультразвуковой ванне.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Этот протокол не требует дополнительной обработки поверхности для улучшения адгезии между полиимидом (PI) и пластиной Si для облегчения высвобождения устройства. При необходимости для улучшения адгезии можно использовать лечение кислородной плазмой.
  3. Налейте 4 мл раствора предшественника PI поли (пиромеллитический диангидрид-со-4,4'-оксидианилин) на пластину. Отжимайте пластину при 1 500 об/мин в течение 45 с. Используйте NMP или ацетон для удаления прекурсора с обратной стороны пластины.
  4. Предварительно выпекать при 110 °C в течение 3 минут, затем при 180 °C в течение 3 минут. Отверждайте пластину с покрытием PI в резистной печи в профильном режиме. Начните с комнатной температуры, нагрейте до 250 °C со скоростью нарастания 4 °C/мин и подержите 30 минут. Затем нагрейте пластину до 350 °C со скоростью нарастания 2,5 °C/мин и держите при 350 °C в течение 60 минут, затем медленно охладите до RT. В результате получается PI-пленка толщиной около 5 мкм.
  5. Отжимное покрытие пластины с покрытием PI с AZ nlof 2020 при 2 000 об/мин в течение 45 с. Выпекать при 110 °C в течение 2 минут. С помощью прямого пишущего устройства Heidelberg MLA150 экспонируйте фоторезистную картину при длине волны 375 нм и дозе 200 мДж/см2.
  6. Выпекайте после выдержки при температуре 110 °C в течение 2 минут. Разработайте выкройку в проявителе AZ 300MIF за 1 мин. Промойте пластину деионизированной водой в течение 60 с, а затем высушите воздухом N2 .
  7. Нанесите 10 нм титана и 200 нм золота с помощью электронно-лучевого испарителя. Снимите фоторезист с помощью AZ NMP в ванне при температуре 80 °C в течение 3 часов и очистите пластину в ультразвуковой ванне в течение 3 минут в ацетоне, а затем 3 минуты в IPA и высушите с помощью сжатого азота.
  8. Слой отжима толстый положительный resist AZ40XT-11D при 3 000 об/мин в течение 45 с. Очистите фоторезист на обратной стороне пластины с помощью ацетона. Выпекать при температуре 115 °C в течение 3 минут.
  9. Используйте прямой пишущий станок Heidelberg MLA150 для экспонирования фоторезистной картины на длине волны 375 нм и дозе 800 мДж/см2. Выпекайте после выдержки при температуре 110 °C в течение 2 минут.
  10. Разработайте шаблон в проявителе AZ 300MIF в течение 3 минут. Промойте пластину деионизированной водой в течение 60 с, а затем высушите воздухом N2 .
  11. Протравливают обнаруженную ПИ с использованием процесса РИЭ SF6/CHF3 (20 sccm:50 sccm) в течение 20 мин с индуктивно связанной плазмой при мощности 600 Вт и радиочастоте 60 Вт в травле с индуктивно связанной плазмой фторида с давлением в камере 10 мТл.
  12. Зачистите фоторезист с помощью AZ NMP в ванне при температуре 80 °C в течение 10 минут и очистите пластину с помощью мягкой ультразвука в течение 3 минут в ацетоне, затем 3 минуты в изопропиловом спирте и высушите с помощью сжатого азота.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Используйте ультразвук малой мощности, чтобы избежать отсоединения устройства. Избегайте ультразвуковой обработки, если PI показывает признаки отслоения.
  13. Обработайте пластину в печи с гексаметилдисилазаном (HMDS) для обработки HMDS. Пальто СУ-8 2002 при 2 000 об/мин в течение 45 с. В результате толщина SU8 составляет около 2,5 мкм.
  14. Выпекать при температуре 95 °C в течение 20 минут. С помощью прямого пишущего устройства Heidelberg MLA150 экспонируйте фоторезистную картину на длине волны 375 нм и дозе 950 мДж/см2.
  15. Разработайте шаблон в СУ-8 Проявитель за 1 мин. Промойте его водой IPA и DI, а затем высушите газом N2 . Если во время полоскания IPA на пластине появились белые пятна, замочите пластину в проявителе SU8 до исчезновения белых разводов.
  16. Выпекайте при температуре 160 °C в течение ночи. Используйте более короткое время выпечки (~30 минут) для острых экспериментов. Не выпекайте при температуре ниже 150 °C или выше 200 °C. Отделите гибкий гибкий MEA с поддержкой PI от подложки.

3. Производство нанопористого углерода (Рисунок 1D, Рисунок 2C, Рисунок 5)

  1. Спроектируйте образец углеродной пленки в программном обеспечении для проектирования (Рисунок 5).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Этот метод содержит протокол изготовления двух типов электродов: нанопористого электрода на основе углерода и чувствительного электрода.
  2. Пропитайте фильтровальную бумагу водными растворами бората натрия (0,15 М, pH 9,4) в течение 1 ч, а затем высушите при 60 °C в течение ночи (рис. 1D).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Фильтровальная бумага ватмана Grade 1 в основном служила типичной пористой подложкой на основе волокон. Борат натрия входит в состав целлюлозных волокон после пропитки и сушки. Соль действует как катализаторы, способствующие фотохимической карбонизации при лазерном синтезе27.
  3. Выполните лазерный синтез с помощью лазера CO2 с заранее разработанными шаблонами (рис. 5A). Проведение паттернинга в растровом режиме с оптимизированными параметрами: мощность = 1,8 Вт; скорость = 1,6 см/с; очков на дюйм = 1000.
  4. Приготовьте пленку из полиэтилентерефталата (ПЭТ) толщиной 50 мкм и очистите пленку ацетоном и изопропиловым спиртом (IPA) в течение 3 мин каждая в ультразвуковой ванне.
  5. Нанесите 5 нм титана и 100 нм золота с помощью электронно-лучевого испарителя. Примените процедуру переноса водной фазы для переноса MEA на ПЭТ-пленку (12,5 мкм).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Водно-фазный перенос проводился с использованием двух последовательных процессов: разделения водно-фазных и капиллярного переноса.
  6. Постепенно погружайте бумажные подложки в деионизионную воду для расслоения во время разделения водных фаз.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Энергия деформации, вызванная набуханием целлюлозы, способствовала отделению углеродной мембраны от поддерживающего субстрата менее чем за секунду, заставляя ее плавать на поверхности воды.
  7. Используйте поддерживающую подложку, например, ПЭТ-пленку, для переноса узоров в водной среде во время капиллярного переноса. Погрузите субстрат в воду и приведите его в соприкосновение с одним концом желаемой углеродной мембраны, чтобы образовалась линия контакта (передаточный фронт). Затем держите подложку рукой и двигайтесь в наклонном или вертикальном направлении с низкой скоростью.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Для гидрофобных поддерживающих субстратов может быть применена внешняя силаили плазменная обработка О2 для помощи в формировании линии контакта.
  8. После переноса нанесите приблизительно 20 мкл полимерного раствора перфторсульфоновой кислоты (PFSA) (с концентрацией ~5% в смеси низших алифатических спиртов и воды) на углеродные узоры и дайте высохнуть при комнатной температуре (23 °C) и давлении (1 атм) для фиксации.
  9. Закрепите нанопористый электрод для стимуляции на основе углерода, подключив его к медной проволоке с помощью проводящего серебряного клея. Герметизируйте открытое место соединения между медным проводом и электродом силиконовым клеем, чтобы обеспечить изоляцию и стабильность. После отверждения в течение 3 часов при комнатной температуре электрод для стимуляции готов к использованию. Здесь эксперимент можно поставить на паузу.
  10. Проектирование карбонового массива и массива MEA в AutoCAD (рис. 5B). Изготовьте микроэлектродные матрицы 4 x 4 на PI-пленке размером 25 мкм с использованием стандартной процедуры фотолитографии, как описано в шаге 2.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Пленка PI может быть создана с помощью прекурсора PI или путем ламинирования коммерческой пленки PI на пластине Si с использованием фоторезиста AZ2020. Протокол фотолитографии и осаждения металла такой же, как и на шаге 2.
  11. Создать монолитную углеродную мембрану (2 см х 2 см) на бумажной подложке после пропитки солью и лазерной записи, как в шагах 3.1-3.3. Перенесите углеродный рисунок на предварительно разработанную опорную пленку из ПЭТ с использованием стандартного метода водно-фазного переноса, как показано в шагах 3.6-3.9.
  12. Нанесите 10 мас.% раствор полиэтилен-ко-винилацетата (ЭВА) в гексане на угольный рисунок и дождитесь высыхания при комнатной температуре (23 °C) и давлении (1 атм). Спроектируйте и вырежьте лазером шаблон из ПЭТ толщиной 10 μм (с покрытием EVA на нижней стороне) с 16 отверстиями, выровненными по шаблону MEA, служащим в качестве инкапсуляционного слоя.
  13. Выровняйте MEA, слой инкапсуляции ПЭТ и углеродную мембрану на основе ПЭТ. Прессуйте сборку с помощью коммерческого горячего ламинатора при температуре обработки 120 °C для переноса и инкапсуляции.
  14. Охладите нанопористый чувствительный электрод с добавлением углерода до комнатной температуры, удалите остатки и промойте его этанолом и водой 3 раза перед использованием.

4. Изоляция, перфузия и мониторинг сердца крысы (Рисунок 6)

  1. Подготовьте крыс перед экстракцией сердца (рисунок 6А). В этом протоколе использовались самцы крыс CD/SD в возрасте от 3 до 4 месяцев, полученные от Чарльз Ривер.
  2. Приготовьте N-2-гидроксиэтилпиперазин-N'-2-раствор тиродной кислоты (HEPES) путем растворения химических веществ в соответствии с таблицей 1. Отрегулируйте pH до 7,2-7,4 с помощью 2M NaOH. Предварительно оксигенируйте путем барботирования газообразного кислорода в течение 0,5-1 ч и продолжайте оксигенацию до конца экспериментов.
  3. Положите на лед три тюбика сбалансированного солевого раствора Хэнкса (HBSS, без кальция и магния). Подготовьте чистые хирургические инструменты (острые ножницы, согнутые ножницы, два гемостата, острый пинцет, две пары маленьких пинцетов).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Хирургическое вмешательство не предназначено для выживания, поэтому стерильность не требуется.
  4. Заберите взрослых самцов крыс CD/SD весом от 400 до 500 г из помещения для животных. Введите 0,5 мл гепарина (1000 МЕ/кг) внутрибрюшинно в нижнюю часть брюшной полости. Используйте толстые перчатки, чтобы держать крысу для защиты.
  5. Возьмите крысу за верхнюю часть спины, чтобы обнажить живот. Держите крысу крепко, но без излишней силы, чтобы не навредить животному. Быстро и аккуратно вводите раствор гепарина. Подождите 20-30 мин. Тем временем подготовьте аппарат Лангендорфа.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Крысу можно заранее обезболить, чтобы обеспечить надлежащий этап подготовки к хирургической процедуре.
  6. Перед заправкой раствора HEPES Tyrode's Solution промойте мешок для внутривенной терапии (ВВ) водой и полностью высушите его, чтобы убедиться в правильном конечном составе. Наполните пакет предварительно насыщенным кислородом раствором HEPES Tyrode's Solution.
  7. Включите термостат и циркуляцию воды в аппарате Лангендорфа при температуре 37 °C (рисунок 6A). Подготовьте канюлю, наложите шов и поместите чашку Петри на холодный пакет для разрезания тканей. Перед разделкой загрунтуйте канюлю ледяным HBSS.
  8. Подготовьтесь к выполнению торакотомии крыс (рисунок 6B). Обезболите животное изофлураном в конфигурации колокольчика. Поместите от 8 до 10 мл изофлурана в 50 мл пробирки, заполненной марлевой салфеткой. Заключите животное с открытой трубкой (с изофлураном) в контейнер.
  9. Наблюдайте за ходом анестезии, проверяя рефлекс щипкового пальца ноги. Животные будут помещены под наркоз и потеряют сознание в течение 2-3 минут. Внимательно следите за состоянием крысы и переложите ее на операционную доску сразу после того, как она потеряет сознание. Длительная анестезия может привести к гибели крысы.
  10. Переведите животное на операционную доску. Положите его на спину и поместите 5 мл изофлурана в 50 мл пробирки, заполненной марлевой салфеткой, над ртом крысы. Подтвердите общий наркоз путем защемления одной из лап. Продолжайте только в том случае, если ответа не было замечено.
  11. Закрепите верхнюю и нижнюю части рук к хирургической доске с помощью игл. Сделайте надрез (~ 5 см), чтобы открыть грудную клетку крысы чуть ниже грудной клетки. Осторожно разрежьте диафрагму, чтобы обнажить сердце и легкие.
  12. Прорежьте ребра с обеих сторон, чтобы полностью открыть грудную клетку и обеспечить полный доступ. Закрепите грудную клетку на грудине с помощью гемостата. Удерживайте полую вену снизу от сердца с помощью гемостата. Удалите сердце, разрезав под гемостат согнутыми тупыми ножницами как можно ближе к нижней части грудной клетки.
  13. Переведите сердце в ледяной режим HBSS. Минимизируйте продолжительность этапа, чтобы предотвратить длительное прерывание подачи кислорода к сокращающемуся сердцу.
  14. Подготовьтесь к выполнению перфузии и мониторинга по Лангендорфу. Полностью заполните канюлю и чашку Петри ледяным HBSS. Убедитесь, что в системе нет пузырей.
  15. Переложите сердце в чашку Петри, предварительно заполненную HBSS для разделки. С помощью пинцета и ножниц удалите легкие и другую соединительную ткань (рисунок 6C).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Для процедуры рассечения рекомендуется тупая диссекция, чтобы предотвратить любое потенциальное повреждение сердца. Для рассечения прилегающих тканей используйте два ножницы и аккуратно разорвите ткань.
  16. Найдите аорту, надавливая на сердце и отслеживая путь крови по мере ее выхода. Разрежьте под первой восходящей артерией и канюлейте аорту, если дуга аорты сохранена при удалении (рисунок 6D). Закрепите аорту к канюле двойным узлом.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Не вставляйте канюлю слишком глубоко, чтобы клапан оставался закрытым. Не располагайте шов слишком низко, так как это может привести к закупорке коронарных артерий.
  17. Загрунтуйте аппарат Лангендорфа предварительно насыщенным кислородом рабочим раствором. Откройте буферный поток и присоедините канюлю к аппарату (рис. 6E). Убедитесь, что в них не образуются пузырьки воздуха. На этом этапе сердце начинает сокращаться.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Первоначально из желудочков может выделяться некоторое количество буфера, но чрезмерной утечки не ожидается. При необходимости отрегулируйте шовный материал, чтобы предотвратить утечку буфера. На этом этапе фибрилляции сердца не будет наблюдаться, если операция и подготовка к ней проведены правильно.
  18. Отрежьте предсердия. Сдуйте баллон перед тем, как ввести его в левый желудочек, затем наполните его водой с помощью подключенного шприца.
  19. Подключите зонды BP-100 к перфузионной линии и баллонам, наполненным водой, для контроля перфузии и давления в левом желудочке (LVP) соответственно (рис. 6F).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Щупы BP-100 необходимо откалибровать перед использованием. Пузырьки в баллонах должны быть удалены, чтобы обеспечить точное определение давления.
  20. Контролируйте буферное давление HEPES Tyrode и исходный уровень LVP. Убедитесь, что буферное давление поддерживается в оптимальном диапазоне 80-100 мм рт.ст. Отрегулируйте исходный уровень LVP примерно до 20 мм рт.ст., изменив объем воды, вводимой в баллон (Рисунок 6F).
  21. Подключите электроды ЭКГ. Заземлите канюлю и расположите электрод по бокам, сверху или на вершине в зависимости от предпочтений (рисунок 6F).
  22. Усиливайте все сигналы (перфузия, давление в левом желудочке и ЭКГ) с помощью усилителя IA-400D и сопряжение с компьютером с помощью дигитайзера с программным обеспечением Clampex (рис. 6F).

5. Создание инфаркта миокарда с помощью ИК-процесса (Рисунок 6G, Рисунок 7)

  1. Заполните нагретую камеру предварительно нагретым до 37 °C буфером HEPES Tyrode. Погрузите сердце в буфер в нагретой камере и отрегулируйте запорный кран, чтобы остановить поток буфера, вызывающий глобальную ишемию. Корректируйте продолжительность ишемии, исходя из конкретных целей эксперимента.
  2. Поверните запорный кран, чтобы восстановить буферный приток в сердце через 30 минут после ишемии, инициируя реперфузию. Дайте реперфузии сердца в течение 45 минут перед окончанием эксперимента для окрашивания для оценки размера инфаркта (рис. 6G).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Время ишемии или реперфузии определяется на основании экспериментальных целей.
  3. Проверьте успешную индукцию ишемии, наблюдая за снижением частоты сердечных сокращений и нерегулярными картинами ЭКГ (Рисунок 7A). Будет наблюдаться аритмия или фибрилляция желудочков.
  4. Медленно введите 10 мл 4 °C HBSS через боковое отверстие запорного крана, чтобы остановить сердце. Извлеките сердце из перфузионного столба, удалите оставшуюся ткань предсердий и поместите сердце в матрицу для среза ткани.
  5. Накройте матрицу прозрачной пленкой и заморозьте сердце при температуре -80 °C примерно на 8 минут или до тех пор, пока оно не достигнет консистенции, похожей на зефир. Достаньте матрикс для среза тканей из морозильной камеры и вставьте лезвия бритвы, чтобы разрезать сердце на участки толщиной 2 мм.
  6. Извлекайте срезы ткани из матрицы для среза один за другим и храните их при температуре -80 °C до тех пор, пока они не понадобятся для биохимических экспериментов.
  7. Выполните окрашивание инфаркта (рисунок 7B). Инкубируйте сердечные срезы в 10 мл 1% мас.в. трифенилтетразолия хлорида (ТТХ) при 37 °С в течение 30 мин.
  8. Перенесите срез ткани в 10% буферизованный формалин и дайте ему закрепиться при комнатной температуре на ночь. Для достижения наилучших результатов удалите сердце из формалина и визуализируйте ткань в течение 24 часов. Сведите к минимуму воздействие света на этом этапе, чтобы предотвратить деградацию пятна.
  9. Сфотографируйте окрашенный срез и используйте программное обеспечение, такое как ImageJ, для оценки размера инфаркта.

6. Создание двунаправленных оптоэлектрических интерфейсов между устройствами и сердечной тканью (Рисунок 8, Рисунок 9)

  1. Поместите силиконовую оптоэлектронную мембрану в нужное место для стимуляции. Силиконовая мембрана самоприкрепляется к эпикарду с помощью капиллярной силы (рис. 8A). Если прикрепление затруднено, используйте влажные тканевые клеи, чтобы помочь с прикреплением.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Снижение скорости перфузии может уменьшить количество воды на поверхности сердца, что облегчает прикрепление. После прикрепления к поверхности сердца силиконовая мембрана обычно прикрепляется к заранее определенному положению во время работы.
  2. Подключите электроды к правосторонним системам или другим электрофизиологическим платформам для записи данных. MEA оснащены 16-канальными контактными площадками ввода-вывода с шагом 0,5 мм на одном конце, которые подключаются через разъем с нулевым усилием вставки (ZIF) к переходной плате. Затем плата адаптера соединяется с оголовком через разъем Omnetics.
  3. Поместите гибкие МЭА на поверхности желудочков изолированного сердца крысы (рисунок 8A). Размещайте MEA внутри окна, если вы используете кремниевую мембрану в форме окна (рисунок 8B).
  4. Запрограммируйте лазерный источник с длиной волны 635 нм с желаемой частотой (например, 4 Гц) и коэффициентом заполнения (например, 0,4%, длительность импульса 1 мс) с помощью сигналов транзисторно-транзисторной логики (TTL). Сфокусируйте лазерное пятно на силиконовой мембране с размером пятна около 1 мм. Носите защитные лазерные защитные очки. Начните с низкой интенсивности для фокусировки.
  5. Запустите протокол записи и стимуляции. Постепенно увеличивайте интенсивность лазера до тех пор, пока не будет наблюдаться непрерывная коррекция темпа (Рисунок 8C).
    ПРИМЕЧАНИЕ: В стандартах этого протокола он определяет пороговую интенсивность, при которой лазер обеспечивает 10 секунд непрерывного темпа.
  6. Запрограммируйте профиль лазера с различной длительностью импульса, чтобы получить профиль зависимости интенсивности от длительности для тестирования производительности устройства (рис. 8D). Установка позволяет осуществлять многоканальную запись ЭКГ, ТТЛ и ЛЖП (Рисунок 8E).
  7. Измените положение силиконовой мембраны или светового пятна и повторите шаги 6.3-6.6, чтобы изучить, как различные положения стимуляции влияют на форму волны ритма и проводимость сердца (рисунок 9A).
  8. Определите пики QRS в темпе от каждого места записи, чтобы построить изохрону или карту задержки активации. Определите самый ранний пик QRS и установите для него нулевую задержку, чтобы построить карту задержки активации (рис. 9B-C).
    ПРИМЕЧАНИЕ: В то время как карта задержки активации синусового ритма (без стимуляции) может служить ориентиром, ее характер может значительно варьироваться в зависимости от сердечных заболеваний и расположения МЭА18,30. Результаты более значимы при наличии четкого источника стимуляции, такого как внешняя стимуляция.

7. Создание двунаправленных электрических интерфейсов между устройствами и сердечной тканью (Рисунок 10)

  1. Подключите электроды стимуляции (0,5 см х 0,5 см) в двухэлектродной конфигурации, разместив рабочий электрод на стенке левого желудочка, в то время как встречный электрод находится на стенке правого желудочка.
  2. Подайте сигналы прямоугольного тока (например, 1 мА, длительность импульса 1 мс) через потенциостат до успешного темпа (рис. 10A-B). Проведите испытания для получения графиков зависимости тока стимуляции от длительности импульса и напряжения стимуляции от длительности импульса для оценки эффективности воздействия материала (рис. 10C-D).
  3. Выполняйте электрическую запись с помощью микроэлектродной матрицы 4 x 4 (расстояние между электродами 2 мм) и записывайте с помощью интерфейсной платы USB RHD и 16-канального входного записывающего устройства RHD. Записывайте сигналы со скоростью 10 кГц в полосе частот 0,1–100 Гц.
  4. Измерьте шум каждого записывающего электрода (рисунок 10E). Рассчитайте отношение сигнал/шум с помощью следующего уравнения (рис. 10F):
    figure-protocol-1илиfigure-protocol-2
    где Signal — амплитуда сигнала, а stdnoise — стандартное отклонение уровней шума. Во время записи режекторный фильтр с частотой 60 Гц выключен, чтобы отразить необработанные результаты.
  5. Выполнение дополнительного анализа и построение изохрональных карт распространения электричества с помощью Python.
  6. Определите временную метку пикового отклонения (комплекс QRS в темпе) для каждого сжатия и рассчитайте среднее значение для нескольких сигналов. Используйте гауссову интерполяцию для рендеринга карты для улучшения читаемости.

Результаты

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Стимуляционная электрофизиология широкого спектра оптоэлектронных и электронных материалов может быть эффективно проверена с помощью сердечной системы ex vivo , которая обеспечивает удобную и контролируемую настройку (рис. 1A). Материалы с высоким уровнем впрыска заряда, такие как пористый кремний и пористый углерод, способствуют биоэлектрической модуляции с низкой оптической интенсивностью и низким напряжением, обеспечивая безопасность и работу со сбалансированным зарядом.

Нанопористый кремний демонстрирует значительно более высокую генерацию фототока по сравнению с обычными кремниевыми структурами, такими как p-n или p-i-n переходы (рис. 11A), благодаря своему гетеропереходу20 с поддержкой пористости, увеличенной емкости хранения заряда, сниженному импедансу и улучшенному оптическому поглощению. Эти преимущественно емкостные фототоки обеспечивают биобезопасную, сбалансированную по заряду стимуляцию31 (рис. 12A-B), достигая оптической стимуляции сердца крыс ex vivo со скоростью 240 уд/мин при интенсивности света 0,51 мВт/мм2 и длительностью импульса 1 мс (рис. 8C), или всего лишь 0,167 мВт/мм2 с длительностью импульса 10 мс (рис. 11B) – значения, сопоставимые или ниже, чем оптогенетические методы, и значительно ниже пороговых значений безопасности лазера31. 32. Ниже этих интенсивностей может происходить частичный захват или отсутствие световых импульсов. Напротив, другие материалы, такие как p-i-n силиконовые мембраны или окрашенные позолотом p-i-n силиконовые мембраны, требуют значительно более высокой оптической интенсивности для создания темпа (рис. 11B). Непрерывное темпирование с использованием нанопористого кремния увеличивает механическое сжатие, о чем свидетельствует повышенный LVP (рис. 8E). Кроме того, в своей монолитной форме устройство демонстрирует инжекцию фототока с высоким пространственным разрешением под действием локализованных световых импульсов, что позволяет проводить многоцентровые и потенциальные исследования стимуляции с произвольным доступом26.

В двунаправленных исследованиях кремниевых мембран в форме окна (рис. 3D, рис. 8B) многоузловая стимуляция позволяет получить отчетливые многоэлектродные профили записи и паттерны сердечной проводимости, подтверждая оригинальность распространения волны от каждой точки стимуляции (рис. 9). Эта функция подчеркивает способность системы анализировать сложные проводящие пути сердца с высокой точностью и возможность диагностировать аномальные заболевания сердца, такие как инфаркт миокарда.

Изготовленные МЭА имеют толщину около 10 мкм и включают в себя макропористые структуры или змеевидные межсоединения для минимизации жесткости на изгиб и повышения гибкости или растяжимости (Рисунок 4)33,34. Массивы состоят из 16 независимых мест записи, расположенных в конфигурации 4 x 4, занимающих площадь 6 мм x 6 мм. Эти матрицы позволяют напрямую регистрировать эпикардиальный сигнал в нескольких местах на поверхности сердца. Репрезентативная 16-канальная запись показана на рисунке 13. Изохронные карты, построенные на основе записей, визуализируют электрическую проводимость на поверхности сердца, с локализованной стимуляцией или без нее. Локализованная стимуляция часто вызывает задержки в проводимости, которые перекрывают внутренний синусовый ритм сердца ex vivo и проводящие пути (рис. 9B).

Наноструктурированные углеродные материалы представляют собой эффективное решение для повышения производительности биоэлектронных устройств благодаря их высокой емкости хранения заряда и низкому импедансу (рис. 14). Наш метод переноса с помощью солевого лазера позволяет легко создавать модели и мгновенно переносить нанопористые углеродные устройства на гибкие подложки или традиционные электроды из золота для улучшения характеристик биоэлектроники. Определение характеристик импеданса также подтвердило, что углеродное покрытие существенно снижает импеданс электрода Au примерно на 2 порядка, с 7244,4 Ω до 63,1 Ω на частоте 100 Гц, относящейся к сигналам ЭКГ (рис. 14A-B). Емкость Гельмгольца электрода Au значительно увеличилась после нанесения углеродного покрытия, с 0,025 мФ/см2 до 1,98 мФ/см2 (рис. 14C). Увеличение емкости при использовании этой стратегии покрытия микроконденсатора может эффективно снизить поляризационное напряжение по сравнению с традиционным электродом Au (рис. 14D).

Этот протокол создает нанопористую платформу на основе углерода для эффективных биоинтерфейсов в направлении электрической модуляции или зондирования сердечных систем (рис. 10). Для оценки эффективности нанопористой углеродной электроники для стимуляции сердца электрод Au или Au-C помещали на стенку левого желудочка (ЛЖ) для инжекции заряда при двухфазных прямоугольных волнах тока35 (рис. 10A). При стимуляции с частотой 4 Гц (1 мА) электроды Au и Au-C достигали эффективного темпа овердрайва (рис. 10B). Тем не менее, заметно более высокая амплитуда ЭКГ, свидетельствующая о силе сокращения, наблюдалась в группе Au-C. Оба электрода продемонстрировали экспоненциальное снижение порогового тока для стимуляции с длительностью импульса. Пороги стимуляции, которые указывают на самые низкие напряжения для эффективной частотной модуляции, также были измерены при различной длительности импульса (рис. 10C-D). Кривая «прочность-продолжительность» была смоделирована с помощью уравнения:

figure-results-1

где I(t) — ток стимула при длительности импульса (t), Iреобаза — пороговый ток при бесконечно большой длительности импульса (реобаза), а τ — мембранная постояннаявремени 36. В расчете используется минимальный заряд, необходимый для успешной стимуляции при хронаксии как figure-results-2. Qмин. Значения определяли как 0,79 и 0,71 мкС для электродов Au и Au-C соответственно (рис. 10С). При токе стимуляции 4 мА/см2 пороговые напряжения для эффективной стимуляции наблюдались при 1,32 В и 0,90 В для электродов Au и Au-C соответственно (рис. 10D). Снижение порогового напряжения на 30,3% предполагает потенциальное снижение окислительного стресса при длительной стимуляции31, что способствует более безопасному применению биоэлектроники с минимальным повреждением тканей. Кроме того, был разработан 16-канальный Au-электрод, привитый углеродом, для улучшенного обнаружения сигнала эпикардиальной ЭКГ (рис. 10E-F). Перенос наноструктурированного углерода заметно улучшил отношение сигнал/шум в 8,0 раз по сравнению с традиционными электродами Au, продемонстрировав эффективность нанопористых покрытий на основе углерода для высокоточной биоэлектроники.

Успешная индукция моделей инфаркта I/R была подтверждена либо на месте во время эксперимента, либо после эксперимента с помощью физиологического мониторинга сигналов или окрашивания TTC, соответственно. После разреза и окрашивания на инфарктированном сердце будет видна область белого цвета, представляющая повреждение миокарда и соответствующая размеру инфаркта (рис. 7B). Напротив, здоровое сердце будет лишено белых участков после окрашивания. Во время мониторинга в режиме реального времени успешная модель ишемии будет отображать значительно сниженную частоту сердечных сокращений, что проявляется в показаниях ЛЖП и ЭКГ. Кроме того, МЭА-картирование ишемизированного сердца выявит снижение скорости электропроводности через эпикард, что приводит к увеличению времени задержки37 (Рисунок 7A).

figure-results-3
Рисунок 1: Схематическое изображение протокола и рабочего процесса изготовления. (A) Схематическая иллюстрация установки сердца крысы ex vivo и сопряжения устройств. (B) Процесс изготовления пористой силиконовой мембраны (этап 1). Изготовление пористой кремниевой мембраны начинается с пластины SOI, где слой фоторезиста моделируется с помощью фотолитографии для определения гексагональных особенностей. RIE селективно удаляет обнаженный кремний с последующим процессом отрыва в буферизованном HF для высвобождения Si-мембран. Мембрана подвергается окрашиванию в растворе на основе HF, в результате чего образуется нанопористая структура Si. Полученная пористая кремниевая мембрана аккуратно отделяется и переносится на подложку PDMS для механической поддержки. Наконец, плазменная обработка изменяет свойства поверхности для усиления фототоков. (C) Процесс изготовления гибких макропористых многоэлектродных матриц (этап 2). Изготовление гибких MEA начинается с нанесения PI покрытия на кремниевую пластину, которая служит в качестве гибкого слоя подложки. Фотоструктурирование выполняется с помощью фоторезиста AZ 2020 для определения площадей электродов. Осаждение металлов (Au/Ti) осуществляется путем электронно-лучевого испарения для создания проводящих следов, за которым следует еще один этап фотомоделирования с использованием AZ 40XT-11D для защиты выбранных областей от RIE с образованием макропористой подложки. Этап фотомоделирования SU-8 и жесткой выпечки обеспечивает инкапсуляцию перед окончательным процессом отрыва из кремниевой пластины. (D) Рабочий процесс моделирования и переноса углеродных мембран (этап 3), охватывающий обработку волокон путем пропитки солью, микропроизводство с помощью лазерного синтеза и перенос рисунка с помощью воды с бумажной подложки на другие основы. Рисунок 1D был изменен по сравнению с27. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-4
Рисунок 2: Оптические и СЭМ-изображения изготовленных устройств. (A) Поперечное сечение SEM (вверху) и оптическое микроскопическое изображение (внизу) нанопористого Si. (B) Оптические изображения макропористых многоэлектродных массивов с полой (вверху) и серпентиновой (внизу) конструкциями. (C) Поперечное оптическое микроскопическое изображение (вверху) и фотография (внизу) карбонизированных подложек. Рисунок 2А был изменен по сравнению с26. Рисунок 2C был изменен по сравнению с27. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-5
Рисунок 3: Проекты САПР устройства на основе кремниевой мембраны. На рисунке представлены параметры (А) маленьких, (В) средних, (В) больших и (Г) открытых оконных устройств с кремниевой мембраной. Единица измерения: мм. Эта цифра была изменена с26. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-6
Рисунок 4: Проектирование САПР макропористых МЭА. (A) Проектные чертежи и аннотации для МПС полой формы. (B) Проектные чертежи и аннотации для змеевидной МПС. Единица измерения: мм. Рисунок 4А был изменен по сравнению с26. Рисунок 4B был изменен по сравнению с28. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-7
Рисунок 5: Схемы и конструкции электродных решеток на основе углерода для взаимодействия с сердцем. (A) Проектирование интерфейсов стимулирующих электродов (шаг 3). При типичной стимуляции электроды стимуляции соединялись в двухэлектродной конфигурации. Рабочий электрод (серпентиновый нанопористый углеродный рисунок) размещался на стенке левого желудочка, в то время как встречный электрод размещался на стенке правого желудочка и соединялся с землей. Прямоугольные формы тока подавались через потенциостат. (B) 16-канальные MEA для маскировки и переноса угольных электродов (шаг 3). Слой 1 указывает на Au паттерн 16-канального MEA на PI-подложке. Слой 2 обозначает пленку для инкапсуляции ПЭТ. Эта цифра была изменена с27. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-8
Рисунок 6: Схематическое и фотографическое изображение установки ex vivo и экспериментального процесса. (А) Аппаратура и инструменты, используемые для установки ex vivo , включая конические колбы, контейнеры, хирургические инструменты, системы перфузии и системы контроля температуры (шаг 4). (B) Процесс экстракции сердца крысы: обезболите животное изофлураном; Закрепите руки крысы; вскрыть грудную клетку крысы; Соберите урожай крысиного сердца. (C) Удаление окружающей жировой ткани из удаленного сердца для подготовки его к экспериментальной установке. (D) Прикрепление извлеченного сердца к перфузионной системе ex vivo . (E) Перфузионная установка, показывающая подключенное к системе сердце для моделирования физиологических условий. (F) Настройка записи ЭКГ сердца. (G) Процессы ишемии-реперфузии (I/R) демонстрируются с помощью установки (шаг 5). Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-9
Рисунок 7: Сравнение между здоровым изолированным сердцем и сердцем с внутримышечным вводом. (А) Задержки распространения ЛЖП, ЭКГ и ЭКГ регистрировались у фиктивных здоровых сердец, а также у ишемических/реперфузионных (I/R) сердец. (B) Репрезентативные фотографии окрашенных трифенилтетразолием хлоридом (ТТХ) здоровых сердец и внутримышечных срезов сердца. Белая область указывает на размер инфарктного участка. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-10
Рисунок 8: Двунаправленная оптоэлектронная стимуляция и электрическая регистрация сердца крысы ex vivo с использованием пористой силиконовой мембраны и гибких МЭА. (А) Фотография, показывающая прикрепление силиконовой мембраны и размещение змеевидных МЭА рядом с кремниевой мембраной на сердце. (B) Фотография, показывающая прикрепление силиконовой мембраны в форме открытого окна и полых MEA, установленных внутри окна Si. (C) Оптическая стимуляция сердца крысы ex vivo, показывающая незахват, частичный захват и полный захват при трех различных интенсивностях при 240 уд/мин и длительности импульса 1 мс. (D) График зависимости интенсивности от длительности для оценки порога темпа устройства. (E) Оптические профили темпа с интенсивностью 0,24 мВт/мм2 и длительностью импульса 10 мс. Рисунок 8B-D был изменен по сравнению с26. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-11
Рисунок 9: Многосайтовый темп и отображение в двунаправленных интерфейсах. (А) Расположение станций измерения темпа и записи. (B) Изохронная карта показывает задержку активации электрического сигнала после фотостимуляции восьми различных мест на монолитном кремниевом устройстве с открытым окном. (C) Примерный контроль и кардиостимуляция 16-канальных трасс ЭКГ в различных местах проведения кардиостимуляции. Стимулируя различные места, пространственная активация индуцировала временные задержки в эволюции QRS, обнаруженные в тканях в разных местах записи. Они могут быть изображены в виде карты задержки активации, что позволяет исследовать проводящие пути на поверхности сердца. Эта цифра была изменена с26. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-12
Рисунок 10. Нанопористая биоэлектроника на основе углерода для стимуляции и регистрации сердца. (A) Оптическое изображение электрода Au (Au-C) с пористой углеродной мембраной для стимуляции сердца. На врезном изображении показан увеличенный вид микроконденсаторов со змеевидной структурой на электроде Au. (B) Реакция изолированного сердца крысы на ЭКГ на двухфазную стимуляцию прямоугольным током с частотой 4 Гц. При одинаковой плотности тока 4,0 мА/см2 сердце демонстрировало различные реакции на ЭКГ при стимуляции электродами Au или Au-C. (C) Кривые длительности-прочности электродов для стимуляции Au и Au-C и их подгонка кривых присутствуют при частоте стимуляции 4 Гц. (D) Пороговое напряжение, приложенное к электродам для эффективной стимуляции при различной длительности для электродов Au и Au-C. (E) Базовые кривые сигналов ЭКГ, записанных с помощью электрода Au и электродов Au-C. (F) Отношение сигнал/шум (S/N) рассчитывается по записанным кривым ЭКГ. На рисунках-врезках представлены оптические изображения Au и Au-C электродной матрицы, используемой для регистрации ЭКГ (размер электрода: 1 мм; шаг 7,5). Эта цифра была изменена с27. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-13
Рисунок 11: Сравнение фототоков для различных устройств Si и оценка порога стимуляции. (A) Сравнение величин фототока в четырех устройствах на основе кремния. Синие трассы представляют усредненные фототоки от N = 8 независимых устройств, а наложенные серые трассы иллюстрируют измерения отдельных устройств. На прилагаемой гистограмме показаны пиковые значения фототока (синим цветом) и инжекции интегрированного заряда (оранжевым цветом). Гистограммы выражаются в виде среднего ± с.д. Масштабная линейка, 10 мс. (B) Стимуляция сердца ex vivo проводилась с использованием трех различных устройств. Стимуляция проводилась с частотой 240 ударов в минуту и длительностью импульса 10 мс. Эта цифра была изменена с26. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-14
Рисунок 12: Характеристика баланса заряда путем интегрирования инжектированного и возвращенного заряда. (A) Иллюстрация процесса заряда и разряда в характеристической трассировке фототока. (B) Расчет общих затрат, связанных с закачкой и возвратом заряда. Результаты показали в целом хороший баланс заряда при разной продолжительности стимуляции. Эта цифра была изменена с26. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-15
Рисунок 13: Репрезентативные электрические сигналы, собранные каждым электродом в 16-канальном MEA. Электрические сигналы в 16 каналах (Ch) показывают информацию об электрокардиограмме (ЭКГ) работающего сердца ex vivo. Цифра была изменена с28. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-16
Рисунок 14. Электрохимические свойства нанопористой биоэлектроники на основе углерода. (А) Электрохимическая граница раздела между возбудимыми тканями и структурированными углеродными границами. (B) Импеданс и фазовые спектры электродов Au и Au-C с подогнанными кривыми в соответствии со схемой, отображаемой в A. (C) Измерение CV шаблонов Au и C с одинаковой геометрией, с диапазоном напряжения от -0,2 до 0,4 В по сравнению со стандартным электродом Ag/AgCl. (D) Изменение напряжения электродов Au и Au-C во время цикла двухфазной гальваностатической стимуляции. Эта цифра была изменена с27. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

СоединениеРекомендуемый сортКонк. [мМ]МВТза 1 лза 2 л
NaClСигма (S9625)12658.47.3614.7
KClСигма (P4504)5.474.60.40.8
ГлюкозаСигма (G7021)101801.83.6
ХЕПЕССигма (H4034)102382.3834.766
MgCl2.7Ч2ОСигма (M9272)12031 мл2 мл
Запас 1 мЗапас 1 м
CaCl2.2Ч2ОСигма (C3881)21471 мл2 мл
Приклад 2 мПриклад 2 м
2PO4Сигма (S0751)0.391201 мл2 мл
Приклад 0.39 МПриклад 0.39 М

Таблица 1: Компоненты решения HEPES Tyrode.

Обсуждение

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Этот протокол представил платформу сердца крысы ex vivo (рис. 1A) и модель I/R, чтобы предложить быстрые и удобные электрофизиологические исследования на уровне органов в дополнение к быстро растущим исследованиям и потребностям в биоэлектронике. В нем подробно описывалось изготовление и валидация трех систем устройств, а именно нанопористого кремния, гибких многоэлектродных матриц и нанопористого углерода (рисунки 1B-D), в качестве эталона для двунаправленных электрофизиологических опросов. Нанопористый кремний обеспечивает низкоинтенсивную, емкостную и высокую пространственно-временную скорость, гибкие многоэлектродные матрицы позволяют многоканальную запись и картирование эпикардиальной активности, а нанопористый углерод обеспечивает низковольтную стимуляцию и запись высокого отношения сигнал/шум в сочетании с MEA27.

Оптическая стимуляция была ранее продемонстрирована с использованием оптогенетики, метода, который требует генетической модификации для экспрессии светочувствительных ионных каналов в тканях-мишенях33. Несмотря на свою эффективность, оптогенетика создает значительную сложность из-за потребности в вирусных векторах или трансгенных подходах, что вызывает опасения по поводу безопасности, этики и регулирования, особенно для клинического применения. В противоположность этому, основанная на полупроводниках, негенетическая биостимуляция предлагает более простую и трансляционно жизнеспособную альтернативу 39,40,40,42. Такие материалы, как кремний и другие органические полупроводники, обеспечивают прямую оптоэлектронную модуляцию тканей без генетических изменений, используя емкостные фототоки для биобезопасной и зарядовой стимуляции. Этот подход обеспечивает сопоставимую или даже превосходящую производительность с оптогенетикой с точки зрения интенсивности стимуляции, работая значительно ниже пороговых значений безопасности лазера для минимизации повреждения тканей31,32 (рис. 8). Негенетическая природа биостимуляции на основе полупроводников устраняет барьеры, связанные с генетической модификацией, прокладывая путь к более широкому внедрению в клинических условиях и разнообразным приложениям в тканевой инженерии и биоэлектронной медицине. Тем не менее, устройства должны быть тщательно спроектированы для интеграции с тканью, где необходимо тщательно учитывать биосовместимость, а также место сопряжения для эффективной стимуляции и записи (рис. 8A-B). Кроме того, присутствие материала на поверхности ткани может препятствовать возможности визуализации в реальном времени, если только устройство не может быть спроектировано таким образом, чтобы оно было прозрачным для окна возбуждения-излучения определенных визуализирующих агентов.

Нанопористый кремний выделяется среди полупроводниковых фотостимуляторов тем, что не требует искусственного обратного электрода, в отличие от ранее описанных материалов26. Это уникальное свойство обусловлено его способностью формировать катодные и анодные области с пространственным разрешением в зависимости от размера и расположения светового пятна. Освещенная поверхность служит местом катодного впрыска, в то время как окружающие периферийные области способствуют отражению анодного тока. Этот механизм позволяет проводить многоузловую стимуляцию на монолитных мембранах без пикселей, обеспечивая точную и локализованную стимуляцию. Примечательно, что для создания эффективных профилей биполярной стимуляции решающее значение имеет локализованная световая стимуляция, а не глобальное освещение. Кроме того, размер устройства значительно влияет на производительность; Более крупные устройства генерируют более высокие токи при тех же условиях стимуляции, что еще больше повышает их функциональную универсальность.

Сбой оптической стимуляции может быть результатом различных факторов, даже в здоровых биологических моделях, в первую очередь связанных с целостностью устройства и взаимодействием биоинтерфейса. Во-первых, тщательная характеристика фототока имеет решающее значение перед стимуляцией сердца. Более низкие, чем ожидалось, фототоки могут возникать из-за деградации материала43 оксидной пассивации после длительного хранения, чрезмерного травления в процессе окрашивания, поломки устройства во время обработки или переноса или неправильной ориентации устройства во время сопряжения. Для смягчения механических повреждений PDMS был использован в качестве мягкой подложки для размещения нанопористых кремниевых мембран, обеспечивающей защиту от потенциальных повреждений при прямом обращении с пинцетом. Во-вторых, важно обеспечить бесшовное взаимодействие с эпикардом, который в этой системе перфузируется биожидкостями. Толстый слой биожидкости может препятствовать правильному прикреплению и снижать эффективность стимуляции. Для улучшения связи биоинтерфейса можно использовать биоадгезивы42,43 или наложение швов для стабилизации соединения и обеспечения надежной стимуляции. Примечательно, что нанопористый кремний, используемый в нашем исследовании, является биоразлагаемым, поддерживая временные приложения для стимуляции, но ухудшая производительность в течение 1-2 дней в физиологических условиях. Для обеспечения долговременной стабильности следует рассмотреть возможность пассивации поверхности44 или использования более прочных полупроводниковых материалов.

Во время стимуляции ex vivo постепенное увеличение ЛЖП (рис. 8E) на более высоких частотах (например, 4 Гц), вероятно, является результатом усиленной сократительной способности миокарда, накопления кальция и механизма Франка-Старлинга45. Повышенная скорость стимуляции улучшает внутриклеточный цикл кальция и динамику наполнения желудочков, увеличивая преднагрузку и силу сокращения46. Хотя это может повысить потребность миокарда в кислороде и риск аритмии, эти эффекты можно смягчить с помощью достаточной предварительной оксигенации, тщательного мониторинга ЭКГ и контролируемых параметров стимуляции. В наших экспериментах существенных побочных эффектов не наблюдалось.

При многоэлектродной записи указание расположения электродов на сердце и их относительного положения относительно электрода имеет решающее значение для осмысленного анализа. Крайне важно устранить перекрестные помехи между электродами, чтобы обеспечить захват различных форм волн и временно разрешенных шаблонов. Гибкие электродные решетки обычно обеспечивают хорошее взаимодействие с эпикардом; Тем не менее, адгезия может быть дополнительно улучшена с помощью ионно-проводящих адгезивных покрытий, таких как тонкие гидрогелевые слои28,43 для улучшения стабильности и качества сигнала.

Наноструктурированные графен/углеродные материалы с большой площадью поверхности для хранения и инжекции заряда могут улучшить характеристики биоэлектронных устройств за счет снижения импеданса на электродно-солевом переходе иувеличения возможностей инжекции заряда. Современные методы нанесения графеновых материалов на гибкие электроды (например, Au) включают электроосаждение, нанесение на спиновое покрытие и трафаретную печать47. Однако эти методы обычно связаны со сложными производственными процессами, ограниченными возможностями создания шаблонов и сниженной производительностью из-за мертвого объема связующих. Метод лазерного синтеза был использован для создания наноструктурированных углеродных узоров на целлюлозной подложке, а затем переноса их на другие мягкие пленки для создания податливого биоинтерфейса, который представляет собой простой и эффективный способ изготовления биоэлектроники. Комбинация структурированных углеродных покрытий с малыми геометрическими размерами вплоть до уровня одной ячейки, что увеличит локализованное электрическое поле, и высокопористых структур углеродной мембраны для снижения сопротивления на границе электрод-ткань, позволит синергетически достичь эффективной биологической стимуляции и регистрациив будущем.

Несмотря на то, что это удобная модель заболевания, модель Langendorff ex vivo I/R не имеет системных взаимодействий, изолируя сердце от нейрогормональных и иммунных реакций, и полагается на искусственную перфузию с буферами, которая может изменить физиологические условия, такие как доставка кислорода и функция эндотелия. Его ограниченная жизнеспособность ограничивает исследования острыми событиями. Тем не менее, модель предлагает высококонтролируемую среду с точной регулировкой параметров и хорошей воспроизводимостью. Он также позволяет измерять сердечную функцию в режиме реального времени, что делает его ценным инструментом для изучения новых терапевтических стратегий при ишемической болезни сердца. Например, можно предусмотреть электроцевтические устройства для предварительной подготовки сердца, тренировки его способности выдерживать серьезные воздействия активных форм кислорода (АФК) или для снижения уровня АФК для более быстрого восстановления. Эффективность таких методов лечения может быть оценена с помощью таких показателей, как характер сердцебиения, формы волн ЭКГ и скорость проводимости. Кроме того, многоузловая платформа стимуляции может предоставить пространственную информацию об инфаркте миокарда, что позволит более детально оценить пораженные участки. Этот подход также может продемонстрировать улучшенные пороги стимуляции, коррелирующие с тяжестью инфаркта, предлагая всестороннюю основу для терапевтической оценки и оптимизации.

Несмотря на то, что в протоколе подчеркивается использование трех устройств в двунаправленных моделях сердца ex vivo , их применимость выходит далеко за рамки сердечных тканей. Эти устройства могут быть легко адаптированы для использования с другими электрически возбудимыми тканями или органами, такими как нервные ткани, скелетные мышцы и желудочно-кишечные системы, где точная электрическая модуляция имеет решающее значение, что делает их универсальными инструментами как для исследований, так и для трансляционных приложений в биоэлектронной медицине.

Раскрытие информации

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

.Л. и Б.Т. подали патент на изготовление и применение устройства из нанопористого кремния. .Л., К.Й. и Б.Т. подали патент на изготовление и применение устройства из нанопористого углерода. . Л. и Б. Т. подали заявку на патент на изготовление и применение гибкой микроэлектронной матрицы.

Благодарности

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Это исследование было проведено при финансовой поддержке Национального института здравоохранения в виде грантов 1R56EB034289-01 и 1R01EB036091-01, а также Исследовательского управления армии США в виде гранта W911NF-24-1-0053. . Л. благодарен за поддержку, оказанную премией Гриера в области инноваций в биофизических науках.

Материалы

Список материалов, использованных в этой статье
ИмяКомпанияКаталожный номерКомментарии
16-канальная головная сценаИнтан ТехнолоджисС3334
2,3,5-трифенилтетразолия хлоридСигма ОлдричТ8877-5Гтрифенилтетразолия хлорид
2-Пропанол (IPA) Научный ФишерА451-4
Лазер 635 нм, 500 мВтЛазерное свечениеNA
АцетонНаучный ФишерА18-4
Электронно-лучевой испаритель Angstrom EvovacАнгстремNA
Проявитель AZ 300MIFМикрохимикаты18441123163Разработчик
AZ nlof 2020 Микрохимикаты1А002020
АЗ НМП МикрохимикатыNAСредство для удаления фоторезиста
АЗ40ХТ-11Д Микрохимикаты1000300Фоторезист
Буферизованный ВЧТермо СайентиалAA44627K2
CaCl2.2H2OСигма Олдрич(С3881)
CO2 лазер Универсальные лазерные системыVLS 4.60
Токопроводящая серебряная краскаПЕЛКО16062Проводящая адгезия между электродом и соединительной медной проволокой
Медная проволока инкапсулированная 0,1 ммАмазонкаhttps://www.amazon.com/Enameled-Temperature-Resistance-Transformers-Inductors/dp/<чел./> B09TNM51S5/ref=asc_df_B09
TNM51S5?mcid=155de761ea4
c389ea86d45ba61a83e8d& tag
=hyprod-20& linkCode=df0& hvadid
=693675076770& hvpos=& hvnetw
=g& hvrand=664358781094905
4431& hvpone=& hvptwo=& hvqmt
=& hvdev=c& hvdvcmdl=& hvlocint
=& hvlocphy=9021716& hvtargid=
pla-1878323158943& ПСК=1
Дигитайзер Digidata 1550Молекулярные приборыNA
ГлюкозаСигма ОлдричГ7021
HBSS, без кальция, без магния, без фенола красногоТермо Сайентиал14175095
Heidelberg MLA150 прямой райтерГейдельбергNA
гепарин (1000 МЕ/кг)Агент Фармасьютикалз1009655
ХЕПЕССигма Олдрич(Н4034)
Гексан Сигма Олдрич52750-10МЛРастворитель
КВНаучный центр ФишераА513-500Марка трапметалла
Паровозная печь HMDSИнженерные системы урожайностиNA
HNO3Научный центр ФишераA509P500Марка трапметалла
Горячий ламинаторОфисное депоЛ410-АМногослойная инкапсуляция
Системы Intan RHDИнтан ТехнолоджисС3100
ЭКГ iWorxiWorx ИА-400Д
Щуп iWorx LVDiWorxБП-100
Предусилитель iWorxiWorxС-ИСО-256
KClСигма Олдрич(Р4504)
Латексный воздушный шар (размер 4)Радноти170404
MgCl2,7H2OСигма Олдрич(М9272)
NaClСигма Олдрич(С9625)
Раствор Nafion 117Сигма Олдрич31175-20-9Фиксирующий реагент для нанопористого углеродного рисунка
НаН2ПО4Сигма Олдрич(С0751)
НаОХСигма Олдрич221465
ПДМСНаучный центр ФишераNC9285739
Плазменный травитель фторида с индуктивно связанной связью Plasma-ThermПлазма-ТермNA
ПММА (495 А6) МикрохимикатыM130006
поли (пиромеллитовый диангидрид-СО-4,4'-оксидианилин)Сигма Олдрич575801Прекурсор PI
Поли(этилен-ко-винилацетат)Сигма Олдрич437247-250ГПолимер для инфильтрации
Поли(виниловый спирт)Сигма Олдрич341584-25Г
Полиэтилентерефталат (ПЭТ)АмазонкаКС-6304-21-11Прозрачный лист ПЭТ типа D 0005 дюймов толщиной x 27 дюймов шириной x 10 футов длиной 1 шт.
ПотенциостатБиологическийСП-200Электростимуляция
Прочная духовка ОтправкаЛКК1-15-5
Сканирующая электронная микроскопияКарл ЦейссКречетПрибор для определения морфологических характеристик
Кремниевая пластина Электронные материалы NOVAHS39626
Силиконовый клейВПИКВИК-СИЛ-СИнкапсуляция
Борат натрияСигма ОлдричСХ0355
Пластина СОИУльтрасил3-10541Тип-Ориент:P/B(100) DT:7+/-1um DR:<. 005 Ом HT: 300+/-10 мкм ЧСС: 1-30 Ом Коробка: 1 мкм +/-5% UD-13998/UH-13962
СУ-8 2002МикрохимикатыСерия СУ-8 2000
Разработчик СУ-8МикрохимикатыСерия СУ-8 2000
Клей для влажной ткани3 МИН.1469СБ
Ватман качественная фильтровальная бумага, 1 сортСигма ОлдричWHA1001150Подложка для карбонового рисунка

Ссылки

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. Sunwoo, S. H., et al. Soft bioelectronics for the management of cardiovascular diseases. Nat Rev Bioeng. 2 (1), 8-24 (2024).
  2. Choi, H., et al. Adhesive bioelectronics for sutureless epicardial interfacing. Nat Elect. 6 (10), 779-789 (2023).
  3. Choi, Y. S., et al. Fully implantable and bioresorbable cardiac pacemakers without leads or batteries. Nat Biotech. 39 (10), 1228-1238 (2021).
  4. Cingolani, E., Goldhaber, J. I., Marbán, E. Next-generation pacemakers: from small devices to biological pacemakers. Nat Rev Cardiol. 15 (3), 139-150 (2018).
  5. Sala, L., Ward-van Oostwaard, D., Tertoolen, L. G. J., Mummery, C. L., Bellin, M. Electrophysiological Analysis of human Pluripotent Stem Cell-derived Cardiomyocytes (hPSC-CMs) Using Multi-electrode Arrays (MEAs). J Vis Exp. (123), e55587(2017).
  6. Fiegle, D. J., Volk, T., Seidel, T. Isolation of Human Ventricular Cardiomyocytes from Vibratome-Cut Myocardial Slices. J Vis Exp. (159), e61167(2020).
  7. Alam, P., Maliken, B. D., Ivey, M. J., Jones, S. M., Kanisicak, O. Isolation, Transfection, and Long-Term Culture of Adult Mouse and Rat Cardiomyocytes. J Vis Exp. (164), e61073(2020).
  8. Nippert, F., Schreckenberg, R., Schlüter, K. D. Isolation and Cultivation of Adult Rat Cardiomyocytes. J Vis Exp. (128), e56634(2017).
  9. Trayanova, N. A. Whole-Heart Modeling: Applications to Cardiac Electrophysiology and Electromechanics. Circ Res. 108 (1), 113-128 (2011).
  10. Yin, R. T., et al. Open thoracic surgical implantation of cardiac pacemakers in rats. Nat Protoc. 18 (2), 374-395 (2023).
  11. Wu, K., et al. Modifications of the Langendorff Method for Simultaneous Isolation of Atrial and Ventricular Myocytes from Adult Mice. J Vis Exp. (171), e62514(2021).
  12. Pendexter, C. A., et al. Modified Langendorff Perfusion for Extended Perfusion Times of Rodent Cardiac Grafts. J Vis Exp. (208), e66815(2024).
  13. Kałużna, E., Nadel, A., Zimna, A., Rozwadowska, N., Kolanowski, T. Modeling the human heart ex vivo-current possibilities and strive for future applications. J Tissue Eng Regenerat Med. 16 (10), 853-874 (2022).
  14. Jiang, Y. W., et al. Topological supramolecular network enabled high-conductivity, stretchable organic bioelectronics. Science. 375 (6587), 1411-1417 (2022).
  15. Driscoll, N., et al. MXene-infused bioelectronic interfaces for multiscale electrophysiology and stimulation. Sci Transl Med. 13 (612), eabf8629(2021).
  16. Gablech, I., Głowacki, E. D. State-of-the-Art Electronic Materials for Thin Films in Bioelectronics. Adv Elect Mater. 9 (8), 2300258(2023).
  17. Cho, Y. H., Park, Y., Kim, S., Park, J. 3D Electrodes for Bioelectronics. Adv Mater. 33 (47), 2005805(2021).
  18. Chen, Z., et al. bioresorbable, transparent microelectrode arrays for multimodal spatiotemporal mapping and modulation of cardiac physiology. Sci Adv. 9 (27), eadi0757(2023).
  19. Jiang, Y. W., et al. Rational design of silicon structures for optically controlled multiscale biointerfaces. Nat Biomed Eng. 2 (7), 508-521 (2018).
  20. Prominski, A., et al. Porosity-based heterojunctions enable leadless optoelectronic modulation of tissues. Nat Mater. 21 (6), 647-655 (2022).
  21. Huang, Y. X., et al. Bioresorbable thin-film silicon diodes for the optoelectronic excitation and inhibition of neural activities. Nat Biomed Eng. 7 (4), 486-498 (2023).
  22. Balamur, R., et al. Capacitive and Efficient Near-Infrared Stimulation of Neurons via an Ultrathin AgBiS2 Nanocrystal Layer. ACS Appl Mater Inter. 16 (23), 29610-29620 (2024).
  23. Karatum, O., Kaleli, H. N., Eren, G. O., Sahin, A., Nizamoglu, S. Electrical Stimulation of Neurons with Quantum Dots via Near-Infrared Light. ACS Nano. 16 (5), 8233-8243 (2022).
  24. Han, M., et al. Photovoltaic neurointerface based on aluminum antimonide nanocrystals. Comm Mater. 2 (1), (2021).
  25. Ejneby, M. S., et al. Chronic electrical stimulation of peripheral nerves via deep-red light transduced by an implanted organic photocapacitor. Nat Biomed Eng. 6 (6), 741-753 (2022).
  26. Li, P., et al. Monolithic silicon for high spatiotemporal translational photostimulation. Nature. 626 (8001), 990-998 (2024).
  27. Yang, C., et al. A bioinspired permeable junction approach for sustainable device microfabrication. Nat Sustain. 7 (9), 1190-1203 (2024).
  28. Shi, J., et al. Monolithic-to-focal evolving biointerfaces in tissue regeneration and bioelectronics. Nat Chem Eng. 1 (1), 73-86 (2024).
  29. Shi, J., et al. Active biointegrated living electronics for managing inflammation. Science. 384 (6699), 1023-1030 (2024).
  30. Zhang, L., et al. Marangoni Effect-Driven Motion of Miniature Robots and Generation of Electricity on Water. Langmuir. 33 (44), 12609-12615 (2017).
  31. Cogan, S. F. Neural Stimulation and Recording Electrodes. Ann Rev Biomed Eng. 10 (1), 275-309 (2008).
  32. Nussinovitch, U., Gepstein, L. Optogenetics for in vivo cardiac pacing and resynchronization therapies. Nat Biotechnol. 33 (7), 750-754 (2015).
  33. Hsueh, B., et al. Cardiogenic control of affective behavioural state. Nature. 615 (7951), 292-299 (2023).
  34. Tian, B. Z., et al. Macroporous nanowire nanoelectronic scaffolds for synthetic tissues. Nat Mater. 11 (11), 986-994 (2012).
  35. Fang, Y., et al. Micelle-enabled self-assembly of porous and monolithic carbon membranes for bioelectronic interfaces. Nat Nanotechnol. 16 (2), 206-213 (2021).
  36. Kay, G. N., Shepard, R. B. Stimulation and Excitation of Cardiac Tissues. Clin Cardiac Pacing Defibrillat Resynchronizat Ther. , 61-113 (2017).
  37. Zhang, J., et al. Gold-modified nanoporous silicon for photoelectrochemical regulation of intracellular condensates. Nat Nanotechnol. , (2025).
  38. Li, P., Kim, S., Tian, B. Beyond 25 years of biomedical innovation in nano-bioelectronics. Device. 2 (7), 100401(2024).
  39. Yang, C., Cheng, Z., Li, P., Tian, B. Exploring Present and Future Directions in Nano-Enhanced Optoelectronic Neuromodulation. Acc Chem Res. 57 (9), 1398-1410 (2024).
  40. Prominski, A., Li, P., Miao, B. A., Tian, B. Nanoenabled Bioelectrical Modulation. Acc Mater Res. 2 (10), 895-906 (2021).
  41. Li, P., Kim, S., Tian, B. Nanoenabled Trainable Systems: From Biointerfaces to Biomimetics. ACS Nano. 16 (12), 19651-19664 (2022).
  42. Majmudar, A., Kim, S., Li, P., Tian, B. Perspectives on non-genetic optoelectronic modulation biointerfaces for advancing healthcare. Med-X. 2 (1), 18(2024).
  43. Hwang, S. W., et al. A Physically Transient Form of Silicon Electronics. Science. 337 (6102), 1640-1644 (2012).
  44. Yu, Y., et al. Enhanced photoelectrochemical efficiency and stability using a conformal TiO2 film on a black silicon photoanode. Nat Ener. 2 (6), 17045(2017).
  45. Kosta, S., Dauby, P. C. Frank-Starling mechanism, fluid responsiveness, and length-dependent activation: Unravelling the multiscale behaviors with an in silico analysis. PLoS Computat Bio. 17 (10), e1009469(2021).
  46. Silverman, D. N., et al. Heart Rate-Induced Myocardial Ca2+ Retention and Left Ventricular Volume Loss in Patients With Heart Failure With Preserved Ejection Fraction. J Am Heart Assoc. 9 (17), e017215(2020).
  47. Zeng, M., et al. Printing thermoelectric inks toward next-generation energy and thermal devices. Chem Soc Rev. 51 (2), 485-512 (2022).
  48. Rastogi, S. K., et al. Remote nongenetic optical modulation of neuronal activity using fuzzy graphene. Proc Natl Acad Sci. 117 (24), 13339-13349 (2020).

Перепечатки и разрешения

Запросить разрешение на повторное использование текста или иллюстраций этой статьи JoVE

Запросить разрешение

Теги

ex vivo

Похожие статьи