Diese Arbeit wurde durch das Ministerium für Bildung, Kultur und Wissenschaft (Gravity Programm 024.001.035) finanziert, der niederländischen Organisation für wissenschaftliche Forschung (NWO), dem European Research Council (FP7 / 2007-2013) ERC Grant Agreement 308.045 und in der durchgeführt, LSH TKI Rahmen. Diese Forschung ist Teil des Projekt P1.03 PENT des Forschungsprogramms des Instituts Biomedizinische Materialien, mitfinanziert vom niederländischen Wirtschaftsministerium. Niederlande Heart Institute (- Dieses Projekt wurde von ICIN unterstützt <a href="www.icin.nl">www.icin.nl</a> ) und die &quot;Wijnand M. Pom Stichting&quot;. Die Autoren bedanken sich bei Henk Janssen und Joris Peters für die Synthese des UPY-Hydrogelbildner und Remco Arts für die Bereitstellung der mRuby2 danken. Wir bedanken uns bei Bert Meijer, Tonny Bosman, Roxanne Kieltyka, Stijn Kramer, Joost Sluijter, Imo Hoefer und Frebus van Slochteren für die viele nützliche Diskussionen und Marlijn Jansen, Joyce Visser, Anmut Croft und Martijn van Nieuwburg für technische Unterstützung.

HINWEIS: Alle in vivo-Experimente wurden in Übereinstimmung mit dem Leitfaden für die Pflege und Verwendung von Labortieren durch das Institut für Labortier Ressourcen durchgeführt. Die Experimente wurden von der Tierversuchsausschuss der Medizinische Fakultät der Universität Utrecht, den Niederlanden. 1. Formulierung des Hydrogel <ol><li> Um 1 ml der 10 Gew% -igen Gel, werden 100 mg des UPY-Hydrogelbildner in einem Fläschchen in 900 ul PBS pH 11,7 unter Rühren bei 70 ° C für 1 Stunde unter Verwendung eines Magnetrührers. Danach kühlen die viskose Lösung auf Raumtemperatur. Die Lösung soll jetzt einen pH von ungefähr 9,0. Diese Lösung kann für einige Tage gelagert werden. </li><li> Pipettieren die entsprechende Menge an Arzneistoff oder Molekül, das in neutralen PBS in die viskose Lösung gelöst wird und unter Rühren für 10 min, um eine gleichmäßige Verteilung zu erreichen. Wenn die Lösung zu viskos, kurz warm es mit heißem Wasser. </li><li> Legen Sie die Lösung für 1 Stunde unter einer UV-Lampe zu sterilisieren. </li></ol> 2. Analyse der Hydrogel <ol><li> Rheologische Beurteilung der Lösung <ol><li> Vor dem Beladen des Gels, montieren Sie die 25 mm Platte-Platte-Geometrie in dem Rheometer, die Temperatur auf 20 ° C und laden Sie die Platte mit Wasser, um die Verdampfung des Gels während der Messung zu vermeiden. </li><li> Pipette 300 ul der Lösung auf eine 25 mm Platte-Platte-Geometrie auf einem Rheometer bei 20 ° C gehalten und senken Sie die Platten, um eine 0,5 mm Spaltabstand zu erhalten. </li><li> Record Scherviskosität als Funktion der Scherspannung von 0,1 bis 500 Pa mit 10 Punkten pro Dekade. </li></ol></li><li> Rheologische Beurteilung des Gels <ol><li> Pipette 300 ul der Lösung auf die Platte und Pipette insgesamt 4,2 ul 1 M HCl an verschiedenen Orten auf der Lösung, um die Gelbildung zu induzieren. </li><li> Senken Sie die Platten mit einem Spaltabstand von 0,5 mm und lassen Sie das Gel Heilmittel für etwa 30 min. Während dieses Aushärtungsprozesses messen den Speicher- und Verlustmodul bei niedriger Frequenz und Belastung beispielsweise jeweils 1 rad / s und 0,5%. </li><li> Nachdem das Gel (nach ca. 30 min), Platten Speicher- und Verlustmodul als Funktion der Frequenz (0,1-100 rad / sec) und anschließend als Funktion der Dehnung (0,1-1000%) gehärtet. </li></ol></li></ol> 3. Erosion und Freisetzungsversuche <ol><li> Dann 100 ul der viskosen Lösung, die das Medikament oder Biomolekül in eine Poly (ethylenterephthalat) hängen Zellkultureinsatz 24-Mulden-Platte mit 8,0 &amp; mgr; m Porengrße. Um ein Auslaufen der Polymerlösung zu verhindern, während in der flüssigen Phase, decken sie die Unterseite der Einsätze mit Parafilm (2A). </li><li> Unmittelbar danach Pipette 1,4 ul 1 M HCl auf der viskosen Lösung, um den pH auf etwa 7,0-7,2 zu verringern und ließ das Gel Heilung innerhalb des Einsatzes für etwa 30 min. </li><li> Entfernen Sie die Parafilm frobin der Einsätze, legen Sie den Einsatz in einer 24-Well-Platte und füllen Sie die gut mit 800 ul PBS pH-Wert 7,4. Inkubieren Sie die Platte bei 37 ° C mit langsamen Schaukel oder Schüttelbewegung. Um die Verdampfung des Lösungsmittels zu verhindern, füllen verbleibenden leeren Vertiefungen mit PBS und Abdichtung der 24-Well-Platte mit Parafilm (2B). </li><li> In regelmäßigen Abständen aktualisieren Sie die PBS und analysieren die entfernt PBS freigesetzt UPY Erosion Produkt oder Arzneimittel / Biomolekül. <ol><li> Quantifizieren UPY Erosion Produkte oder Pirfenidon durch Messung der UV-Absorption bei 265 nm oder 320 nm. Für fluoreszierende Protein mRuby2 Maßnahme Fluoreszenzemission bei 587 nm nach Anregung bei 559 nm. </li><li> Übersetzen gemessenen Absorption / Emissionswerte auf Konzentrationen über vorgegebene Kalibrierungskurven. <ol><li> Vorbereitung Kalibrierkurven Lösen einer Reihe von bekannten Konzentrationen des Analyten in Puffer und Messung der UV-Absorption oder Fluoreszenzemission dieser Proben. Interpoliert die Daten unter Verwendung einer linearen Funktion, um detHermelin die Konzentration der unbekannten Proben. Für nicht-fluoreszierende Proteine ​​verwenden ELISA Detektion 6. </li></ol></li></ol></li></ol> 4. Lokale Injektion über einen Katheter <ol><li> Induktion von Myokardinfarkt <ol><li> Nach 12 Stunden des Fastens, ohne Wasser, sedieren das Schwein in ihrer stabilen durch Injektion von Midazolam 0,4 mg / kg, Ketamin 10 mg / kg und Atropin 0,014 mg / kg intramuskulär. </li><li> Verwalten Sie Natriumthiopental 5 mg / kg intravenös Narkoseeinleitung und Intubation das Schwein mit einem Endotrachealtubus. Führen Sie Ballon-Belüftung mit einer Rate von 12 / min, wenn erforderlich, während dem Transport des Tieres in den Operationssaal. </li><li> Bei der Ankunft im OP mechanischen Überdruckbeatmung sofort mit FiO2 0.50, 10 ml / kg Atemvolumen und einer Frequenz von 12 / min im Dauer Kapnographie. Verwenden vet Salbe auf die Augen bis zur Trockenheit zu verhindern. </li><li> Starten ausgewogene Anästhesie durch kontinuierliche intravenous Infusion von Midazolam 0,5 mg / kg / h, Sufentanil 2,5 ug / kg / h und Pancuroniumbromid 0,1 mg / kg / h. Um eine ordnungsgemäße Betäubung kontinuierlich EKG, arteriellen Blutdruck, Temperatur und Kapnographie überwachen. </li><li> Intravenös infundiert 4,3 mg / kg Amiodaron und legen Sie die intra Defibrillation Katheter in die rechte Herzkammer mit dem venösen sheeth 18. </li><li> Verschließen die linke vordere absteigende Arterie (LAD) distal zu der zweiten Diagonalzweig durch intrakoronare Ballonokklusion für 90 min, gemessen nach den zuvor beschriebenen Protokoll 18. </li></ol></li><li> Elektromechanische Zuordnung <ol><li> Nach vier Wochen nach Myokardinfarkt, planen die Mapping-Prozedur. Vorbereitung des Systems (4) im Katheterlabor für 3D elektro Mapping (EMM) des linken Ventrikels. Mit diesem System lebensfähig, Winterschlaf und Myokard ohne Durchleuchtungskontrolle identifiziert werden. Um eine solche EM-Karte zu konstruieren erwerben series Punkte an mehreren Stellen auf der LV endokardialen Oberfläche durch die Verwendung eines ultraMagnetfeldEnergieQuelle und einen Sensor Katheters 19,20. </li><li> Betäuben das Schwein, folgenden Protokollschritte 4.1.1-4.1.4. </li><li> Setzen Sie den externen Referenz Patch auf dem Rücken des Schweins. </li><li> Sichere Gefäßzugang (Oberschenkelarterie) gemäß Protokoll 18. </li><li> Nach Erhalt eines Doppeldecker linksventrikuläre angiogram im 25 ° rechten vorderen Schräg (RAO) und 40 ° linke vordere schräge (LA) im Hinblick auf die linke Herzkammer Schätzung Größe, geben 75 U / kg Heparin. </li><li> Voran eine 8 Französisch-mapping (D oder F-Kurve) Katheter unter fluoroskopischer Führung zur absteigenden Aorta, Aortenbogen und über die Aortenklappe in den linken Ventrikel (LV). </li><li> Orientierung der Spitze des Katheters an der Spitze des LV, um die ersten Daten zu erfassen, gefolgt von Ausflusstrakt, seitlichen und hinteren Punkte, um ein 3D-Silhouette zu bilden, definieren die Grenzen des ventricle. </li><li> Erhalten Sie nachfolgende Punkte, bis alle endokardialen Segmente, indem Sie den Mapping-Katheter über das Endokard und der Reihe nach Erwerb der Ort der Spitze, während in Kontakt mit dem Endokard 21,22 abgetastet worden. </li><li> Definieren Sie das Zielgebiet, das ist, wo die elektrische Aktivität ist (fast) normal und mechanische Bewegung beeinträchtigt, so genannte Winterschlaf Myokard (Abbildung 6). </li></ol></li><li> Intramyokardialen Injektion <ol><li> Ersetzen Sie die Mapping-Katheter durch die intramyokardialen Injektionskatheter, der aus einer 27-Gauge-Nadel und ein Kern Lumen innerhalb eines 8 Französisch Katheter (5A und B) zusammengesetzt ist. Auf bestimmte Mengen zu liefern, laden ein Volumen abgestufte Spritze mit etwa 2 ml des Hydrogels Lösung und legen Sie sie in eine Spritzenpumpe. </li><li> Stellen Sie die Nadelverlängerung bei 0 ° und 90 ° biegen und legen Sie 0,1 ml des Hydrogels Lösung, um die Nadel toten Raum zu füllen. Legen Sie dann dieInjektionskatheterspitze über die Aortenklappe und in das Zielgebiet. </li><li> Treffen Sie die folgenden Kriterien für eine Injektionsposition innerhalb des Zielbereichs in 4.2.9 festgelegt: (1) senkrechten Position des Katheters zu der LV Wand; (2) hervorragende Regelschleifenstabilität (&lt;4 mm), wie durch die EMM-System berechnet wird; und (3) zugrunde liegende Spannung&gt; 6,9 mV 21. <ol><li> Die Kanüle in das Myokard, (4) durch eine vorzeitige ventrikuläre Kontraktion des LV bestätigt und injizieren 0,1-0,3 ml des Hydrogels in einem Bolus mit einer konstanten Rate von etwa 0,4-0,5 ml / min unter Verwendung der Spritzenpumpe. Wiederholen Sie diesen Vorgang in 6-10 verschiedene Positionen als diffuse wie möglich. Der natürliche pH-Wert des Gewebes wird die Lösung nach der Injektion auf dem das Hydrogel gebildet neutralisieren. </li></ol></li></ol></li><li> Opfer <ol><li> Post-Verfahren, mit Menschlichkeit zu opfern das Tier durch Ausbluten. Schneiden Sie die Vena cava inferior und entfernen Blut mit einer Saugvorrichtung. Induzieren ventrikuläre fiDefibrillation, indem Sie eine 9 V Batterie an der Spitze. </li></ol></li></ol>

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The authors have nothing to disclose.

Eine zentrale Herausforderung ist es, eine Lösung, die injizierbare durch einen langen Katheter während die Lösung mit den bioaktiven Verbindungen einholen. Obwohl der pH-Wert erhöht die Injizierbarkeit zu erhöhen, bioaktive Substanzen wie Wachstumsfaktoren sind empfindliche Moleküle, die vorsichtig gehandhabt werden müssen. Wir überwachen den pH-Wert der Lösung eng mit einem pH-Meter nach dem Hinzufügen des Hydrogelbildner zu, bevor Sie irgendwelche bioaktiven Komponenten zu bestätigen ist es pH 9,0. Anfänglich wurden mehrere Runden des Einstellens der Ausgangs-pH der PBS erforderlich sind, um den richtigen pH beenden. Ferner, weil wir relativ viskosen Lösungen und einen langen dünnen Katheter ist ein großer Druckabfall vorhanden ist (in der Größenordnung von 0,5 MPa in Abhängigkeit von der Geschwindigkeit der Injektion). Deshalb sollte besondere Sorgfalt bei der Auswahl der richtigen Verbindungen zwischen der Spritze und dem Katheter entnommen werden. Eine Spritzenpumpe Träger gesteuerte Einspritzung, wie die Anwendung solcher Kräfte von Hand ist eine Herausforderung. Für in vitro Experimenten wurde die Lösung durch Neutralisieren der Lösung mit HCl geliert, während in vivo Dieses wird durch den natürlichen pH-Wert des Gewebes erfolgt. Daher ist es wichtig, die richtige Menge von HCl in den ein Überschwingen im pH zu verhindern. Die Diffusion dieser Säure ist wahrscheinlich der begrenzende Faktor bei der Geliertemperatur des Hydrogels in in vitro-Experimenten; jedoch in vivo würde die Flüssigkeit eine hohe Kontaktfläche mit neutralisierenden Gewebe besitzen, die höchstwahrscheinlich zu einem schneller und gleichmäßiger gegenüber Gelierung Zugabe von konzentrierter Säure tropft. Außerdem ist das Gel Schalt viel schneller mit dieser milden Verfahrens im Vergleich zu bisher verwendeten Methoden (0,5 h gegenüber 2 Stunden) 25. Mit natürlichen pH-Wert des Körpers zum Umschalten der Materialeigenschaften ist sehr ansprechend, da der Übergang ist schnell, reversibel, kann nicht innerhalb des Katheters auftreten und ist in vivo vollautomatisch. Diese Eigenschaften geben, Vorteile gegenüber zB thermische switchable geliert 26, denen das Risiko einer Gelbildung in einem Katheter aufgrund von Temperaturänderungen vorhanden ist, die Gele, die photoinduzierte Polymerisation, die aufgrund der begrenzten Lichteinfall und die Radikalbildung 27 oder Gele, die Co-Injektion eines Polymerisationsinitiators erforderlich herausfordernd ist erforderlich oder accellerator 28. Erfolgreiche Freisetzung eines Arzneimittels aus dem Hydrogel hängt weitgehend von der Größe des Arzneimittels. Wie gezeigt, wird das kleine Molekül Medikament sofort freigelassen, während die allmähliche Freisetzung des Modellproteins ab 1 Woche zeigt die Versprechen dieser Hydrogele als Abgabesysteme für Wachstumsfaktoren. Im Allgemeinen sind die Hydrogele versprechender als Abgabewerkzeug für größere Objekte, wie Proteine, Exosomen und Zellen 29,30. Die 3-D-Mapping und elektromechanische Einspritzverfahren bietet eine klinisch validierten katheterbasierte Liefer Ansatz für verschiedene Herzmuskel regenerative Therapien, wie Hydrogele. Die added-Wert dieser Technologie im Vergleich zu anderen nicht-chirurgische Abgabetechniken ist die Planung der Behandlung, so dass es möglich ist, normal ist, und infarzierten Myokard hibernating unterscheiden und Therapien in dem interessierenden Bereich zu führen. Nachteile dieses Ansatzes betreffen die erforderlichen technischen Fähigkeiten und die zeitraubende und kostspieliges Verfahren 20. In der vorliegenden Schweinemodell von Myokardinfarkt elektromechanische Mapping wurde von geführten intramyokardialen Injektionen mit dem bioaktiven supramolekularen UPY-Hydrogel gefolgt. Andere Kombinationen mit regenerativer Therapien wurden in vitro getestet und in vivo zu mehr Erfolg in diesem neuen Gebiet zu erlangen. Außerdem Optimierung Injizierbarkeit und Sterilisationsverfahren haben, um durchgeführt werden, um erfolgreich zu einer klinischen Umgebung zu übersetzen diese Methode.

Obwohl die Behandlung des akuten Myokardinfarkts hat sich deutlich verbessert Überlebensraten, ist die chronische ischämische Herzversagen eine wichtige Problem der öffentlichen Gesundheit, die mit einer alternden Bevölkerung fortschreitet. Es gibt rund 6 Millionen Patienten mit Herzinsuffizienz in den USA mit einem geschätzten 25% ige Erhöhung der Prävalenz im Jahr 2030 1,2. Initial Verlust von Herzmuskelgewebe führt zu kardialen Remodeling und verursacht chronischer Herzinsuffizienz schließlich. Außer für eine Herztransplantation, gibt es keine wirkliche Behandlung für diese Gruppe von Patienten. Der zunehmende Mangel an Spenderherzen unterstreicht die Notwendigkeit, neue Therapien zur Verfügung, um diesen Prozess der Umgestaltung rückgängig zu entwickeln. Daher ist ein Ziel für zukünftige Therapien ist die Regenerierung verloren Myokard. Hydrogele sind interessante Materialien auf dem Gebiet der regenerativen Medizin aufgrund ihrer Biokompatibilität und ihrer Empfindlichkeit gegenüber externen Trigger 3. Injizierbare Hydrogele bieten adVorteile gegenüber nicht-injizierbaren Hydrogele in deren Einsatz in der minimal invasiven Chirurgie 4. Diese injizierbaren Hydrogele können durch eine Spritze aufgrund ihrer Schaltbarkeit im physiologischen Bedingungen 5 aufgebracht werden und im Prinzip erlauben katheterbasierten Injektions nähert 6. Verschiedene Strategien sind für injizierbare Materialien verwendet worden sind, von der chemischen Vernetzung nach der Injektion, um eine physikalische Vernetzung entweder durch Temperatur, pH und scherentzähende Verhalten 4,7,8. Obwohl mehrere Systeme einfach Injizierbarkeit über eine Spritze 9,10 gezeigt, hat die volle Katheter-Kompatibilität nicht oft 6 gezeigt. Hydrogele, die aus supramolekulare Polymere hergestellt werden durch nicht-kovalente Wechselwirkungen, die bequem von einem Gel zu einem Lösungszustand geschaltet werden können und umgekehrt unter Verwendung von Umwelt-Trigger 11 ausgebildet. Darüber hinaus ermöglichen die Gewichts Vorläufer mit niedrigem Molekular für leichte Verarbeitbarkeit 12,13 </sup&gt;. Die milden Bedingungen zum Umschalten kann der Zusatz von verschiedenen biologisch aktiven Komponenten, wie oft schwierig, Wachstumsfaktoren zu behandeln erforderlich. Supramolekulare transienten Netzwerke in Wasser, bezogen auf Poly (ethylenglycol) (PEG), End-modifizierten mit Ureido-pyrimidinon (UPY) -Einheiten 14 haben die Vorteile der nicht-kovalente Wechselwirkungen in Kombination mit biomedizinischen Anwendungen gezeigt und sind als Arzneimittel-Abgabesystem verwendet im Herzen 6 und unter der Nierenkapsel 15. Diese Netze werden durch Dimerisierung der UPY-Gruppen aus der wässrigen Umgebung durch Alkylspacer Bildung einer hydrophoben Tasche abgeschirmt gebildet. Harnstoffwasserstoffbrückenbindung erleichtert anschließende Stapelung dieser Dimere in Nanofasern. Aufgrund der reversiblen Wechselwirkung des UPY-UPY Dimer löst, wie pH und Temperatur können verwendet werden, um aus Lösungen, Gele zu schalten. Die Verwendung eines Kunstmotiv ermöglicht Gestaltung der Molekül und Geleigenschaften von PrüfungsB. tuning Länge der PEG-Ketten und Alkylspacer 14,16. Darüber hinaus können mehrere bioaktive Komponenten durch einfaches Mischen des supra Hydrogelbildner Lösung vor der Injektion mit Medikamenten oder bioaktive Spezies, wie zum Beispiel Wachstumsfaktoren oder Exosomen bzw. eingebracht werden. Exosomen sind kleine Membranbläschen, die Cytosol-Derivate enthalten. Sie werden von vielen Zellen sezerniert und in die interzelluläre Kommunikation beteiligt. Exosomen von Kardiomyozyten-Vorläuferzellen abgeleitet werden vorgeschlagen, um eine Rolle bei Herz-Schutz 17 zu spielen. Hier beschreiben wir das Protokoll der Formulierung und in vivo myokardialen Injektion eines derartigen bioaktiven supra Hydrogel ist. In-vitro-Versuche beschrieben, die auf der Vorhand ein Indiz für Gelstabilität und Wirkstofffreisetzung, die für die Abstimmung des Gels ermöglicht geben und vor dem Trenneigenschaften Anwendung in vivo.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="974">
	<tbody>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Name of Material/ Equipment</td>
			<td style="width:375px;">Company</td>
			<td style="width:119px;">Catalog Number</td>
			<td style="width:167px;">Comments/Description</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">1M HCl</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">1M NaOH</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Polystyrene 24-wells plate</td>
			<td style="width:375px;">Falcon</td>
			<td style="width:119px;">353047</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Amiodarone</td>
			<td style="width:375px;">Cordaron I.V. (Sanofini)</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Anton Paar Physica MCR501</td>
			<td style="width:375px;">Anton Paar GmbH</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td>Equipped with a parallel-plate geometry (25 mm)</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Atropine</td>
			<td style="width:375px;">PCH</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Balloon ventilator</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Cary 50 Scan UV-Visible Spectrophotometer</td>
			<td style="width:375px;">Varian</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Cary Eclipse Fluorescence Spectrophotometer</td>
			<td style="width:375px;">Varian</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Defibrillation patches</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">DMSO</td>
			<td style="width:375px;">Biosolve</td>
			<td style="width:119px;">44705</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Endotracheal tube</td>
			<td style="width:375px;">Covidien</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Heparin</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Ketamine</td>
			<td style="width:375px;">Narketan 10 V&#233;toquinol</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Mapping catheter 115cm&#160;</td>
			<td style="width:375px;">Biosense Webster</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Midazolam</td>
			<td style="width:375px;">Actavis</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">MilliQ</td>
			<td style="width:375px;">MD Milipore MilliQ Integral Water Purification System</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">mRuby2</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">NaCl 0.9% 500cc</td>
			<td style="width:375px;">Braun</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">NOGA guided Myostar injection catheter</td>
			<td style="width:375px;">Biosense Webster</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">NOGA-RefStar EFO-patch</td>
			<td style="width:375px;">Biosense Webster</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Pancuronium bromide</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Parafilm</td>
			<td>VWR</td>
			<td>IKAA3801100</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">PBS</td>
			<td style="width:375px;">Sigma Aldrich</td>
			<td style="width:119px;">P4417&#160;</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">PET millicel</td>
			<td style="width:375px;">Millipore</td>
			<td style="width:119px;">PIEP12R48</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Pirfenidone</td>
			<td style="width:375px;">Sigma Aldrich</td>
			<td>P2116</td>
			<td>Used from 100mM stock in DMSO</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Sodiumthiopental</td>
			<td style="width:375px;">Inresa</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Sufentanil</td>
			<td style="width:375px;">Sufentanil-Hameln</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Tegaderm</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">UPy-PEG10k</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">UV-Lamp</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Vet ointment</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:315px;">Visipaque contrastfluid 100cc</td>
			<td style="width:375px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

an injectable and drug-loaded supramolecular hydrogel for local catheter injection into the pig heart

Regeneration der verlorenen Myokard ist ein wichtiges Ziel für zukünftige Therapien wegen der zunehmenden Auftreten von chronischen ischämischen Herzversagen und dem begrenzten Zugang zu Spenderherzen. Ein Beispiel für eine Behandlung, um die Funktion des Herzens zu gewinnen aus der lokalen Abgabe von Arzneistoffen und bioaktiven Substanzen, aus einem Hydrogel. In dieser Arbeit wird ein Verfahren eingeführt, zu formulieren und zu injizieren, eine wirkstoffbeladene Hydrogel nicht-invasiv und Seitenspezifische in das Schweineherz mit einem langen, flexiblen Katheter. Die Verwendung von 3-D elektro Kartierung und Injektion über einen Katheter ermöglicht seitenspezifischen Behandlung des Herzmuskels. Um ein Hydrogel mit diesem Katheter kompatibel ist, wird ein supramolekulares Hydrogel wegen der günstigen Schalt von einem Gel zu einem Lösungszustand mit Umwelt-Trigger verwendet. Bei einem basischen pH-Wert dieser Ureido-pyrimidinon modifizierten Poly (ethylenglycol) als eine Newtonsche Flüssigkeit, die leicht injiziert werden kann, aber bei einem physiologischen pH-Wert der Lösung schnell schaltet inein Gel. Diese milden Schaltbedingungen erlauben für den Einbau von biologisch aktiven Arzneimitteln und bioaktiven Spezies, wie zum Beispiel Wachstumsfaktoren und Exosomen, wie wir hier sowohl in vitro als auch in vivo gegenwärtig. Die in-vitro-Experimente geben ein auf Vorhand Angabe der Gelstabilität und Wirkstofffreisetzung, die für die Abstimmung des Gels erlaubt und vor der späteren Anwendung in vivo Freisetzungseigenschaften. Diese Kombination ermöglicht die optimale Abstimmung des Gels auf die verwendeten bioaktiven Verbindungen und Spezies und das Einspritzsystem.

Aus den oszillierenden rheologischen Messungen sowohl von der Lösung und dem Gel erhalten Typische Ergebnisse sind in Abbildung 1 dargestellt. Für die Injektion durch einen langen Katheter ist eine Newtonsche Flüssigkeit mit niedriger Viskosität erwünscht. Viskosität wurde als Funktion der Schergeschwindigkeit gemessen wird, zeigt, dass bei pH 8,5 wird die Lösung Scherentzähung aber bei pH 9,0 und 9,5 die Lösungen verhalten sich wie newtonsche Flüssigkeiten, wie durch den konstanten Viskosität von 0,54 und 0,36 Pa · sec belegt, bzw. (1A) . Nach Neutralisation der Proben, die Proben zeigen eine feststoffartige Reaktion von einem Speichermodul G &lt;1 (1B) &#39;, der größer als der Verlustmodul G &quot;und somit einen tan &amp; delta; = G&quot; / G&#39; beobachtet. Das Gel erhält seine Endfestigkeit innerhalb von 30 Minuten. Oszillierenden rheologischen Messungen zeigen eine typische feststoffartige Reaktion mit G &#39;nahezu unabhängig von der Winkelfrequenzuency und G &#39;&gt; G &quot;für alle Frequenzen gemessen (Abbildung 1c). Wesentlich für die Verwendung als Arzneimittelabgabesystem ist die Erosion des Hydrogels über die Zeit. Die supramolekulare Wechselwirkungen sind inhärent dynamisch und ermöglichen eine langsame Erosion des Gels in vitro. Erosion und Freigabe-Experimente werden bei 37 ° C unter Verwendung von porösen und Einlagen (2A und B) durchgeführt. Durch Abstimmung der Länge der hydrophoben und hydrophilen Block 14, ein Gel, das über einen Zeitraum von mehreren Wochen erhalten werden kann (3A) erodiert. Das Gel erodiert 25% in 2 Wochen mit einer anfänglichen Erosion von 10% in den ersten Tag, vermutlich aufgrund anfänglicher Quellung des Hydrogels. Als Beispiel wurde sowohl die Veröffentlichung eines kleines Molekül als Wirkstoff (Pirfenidon), und die Freisetzung von einem Modell fluoreszierende Protein (mRuby2) untersucht. Ein fluoreszierendes Protein Modell ermöglicht eine einfache Anzeige; jedoch in vitro </em&gt; Freisetzungsexperimente können auch auf andere Proteine, unter Verwendung eines ELISA zur Quantifizierung 6 durchgeführt werden. Die Kleinmolekül-Arzneimittel wird in einem Tag freigesetzt, während größere Moleküle wie Proteine ​​allmählich über 1 Woche (3B) freigesetzt. Montage des Freisetzungsprofil mRuby2 bis zu 60% Freisetzung mit dem semi-empirischen Korsmeyer-Peppas Modell zeigt Freisetzung durch Diffusion (n = 0,44) 23. Das Fehlen von ein Versatz in der (angepasst) Korsmeyer-Peppas Modell zeigt, dass es keinen Burst Geschenk für mRuby2 24 Release. Wegen der begrenzten Menge von Datenpunkten mit einem Release niedriger als 60% für Pirfenidon wurde kein passendes zu diesem Freisetzungsprofil durchgeführt. Der Katheter-Navigationssystem besteht aus einer Kommunikationseinheit Konsole eine Arbeitsstation (4), einer dreieckigen Anordnungskissen (Erzeugen eines Nieder Magnetfeld) mit einer externen Referenzzone und zwei Katheter, der sensorbestückten Kartierung identifiziert und die injection Katheter (Abbildung 5). Nach der Post-Processing-Analyse hat instabilen Punkte gefiltert der endokardialen 3D-Rekonstruktion des LV wird in Echtzeit mit dem Erwerb von jedem neuen Datenpunkt aktualisiert und kontinuierlich als unipolare und bipolare Spannungspotentiale auf einem abgestuften Farbskala (6A) angezeigt. Die Funktion lokale lineare Verkürzung (LLS) quantifiziert regionalen Wandbewegung durch Erhalten der durchschnittlichen Änderung des Abstands zwischen Probenstelle und benachbarte Punkte per Ende der Systole und Enddiastole. Die mittlere Spannung und LLS-Werte werden für jedes Segment berechnet und in der Polarkarte. (6B) dargestellt. Das Vorhandensein eines abnormalen oder niedrigen unipolar Potential (≤6 mV) und verschlechterten mechanischen Aktivität (LLS ≤4%) charakterisiert Infarktbereiche 22. <img alt="Abbildung 1" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig1highres.jpg"width = &quot;700&quot; /&gt; Figur 1 :. Rheologische Beurteilung der Lösungen und Gelen. (A) Viskosität als Funktion der Schergeschwindigkeit für die Lösungen bei verschiedenen pH. Für die Probe bei pH 8,5 Scherentzähung wird beobachtet, aber bei den Proben bei pH 9,0 und 9,5 konstant Viskositäten erhalten werden, zeigt die Newtonsche Verhalten dieser Lösungen. (B) Härten Gel gefolgt von Auftragen tan δ als Funktion der Zeit. (C) Frequenz-Sweep für eine neutralisierte Probe nach 2 h Aushärtung. Fehlerbalken zeigen die Standardabweichungen von 3 unabhängigen Messungen, was auf eine typische Versuchsfehler. <img alt="Figur 2" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig2highres.jpg" width="600" /> Abb. 2: Einstellung für Abbau und Release-Experimenten (A) Poly (ethylenterephthalat) und mit Parafilm abgedeckt Einsatz, um ein Auslaufen zu verhindern during Vorbereitung. (B) 24-Mulden-Platte mit Einlagen, mit Parafilm eingewickelt, um die Verdampfung des Lösungsmittels zu verhindern. <img alt="Figur 3" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig3highres.jpg" width="700" /> Abb. 3: Erosion und lassen (A) Erosion des Hydrogels im Laufe der Zeit. Allmähliche Erosion des Gels für mindestens 2 Wochen beobachtet. (B) Veröffentlichung einer kleines Molekül als Wirkstoff und Modellprotein. Während das kleine Molekül in einem Tag freigesetzt wird, das Modellprotein allmählich über eine Woche ohne wesentliche artige Freisetzung freigesetzt. Die Linie zeigt die Passform des Korsmeyer-Peppas Modell auf die Anfangsphase der Freisetzung. <img alt="Figur 4" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig4highres.jpg" width="600" /> Abbildung 4: Der Katheter-Navigationssystem. </strong&gt; Kommunikationseinheit Konsole mit NOGA XP Cardiac Navigation System. <img alt="Figur 5" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig5highres.jpg" width="700" /> Abbildung 5: (A) Das intramyokardialen Injektionskatheter mit Spritze befestigt. (B) Detail der Injektionsnadel. <img alt="Figur 6" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig6highres.jpg" width="700" /> Abbildung 6: Unipolar Spannung und LLS Karte. (A) Unipolare Karte, LAO Ansicht (oben) und Stierauge (unten). Rote Farbe zeigt niedrigen unipolaren Spannungswerte an Herzmuskelbasis (normal) mit dem Verlust der elektrischen Aktivität posterolateral. Blau zeigt normalem Myokard, während grüne und gelbe Farben zeigen eine verringerte Lebensfähigkeit. (B) LLS Karte, LAO Ansicht (oben) und Stierauge (unten). Rote Farbe indicates Akinese im dorsolateralen Wand, grün und gelb deuten verringerte Wandbewegung. Die Abbildungspunkte sind durch weiße Punkte dargestellt. Der gezogene weiße Linie zeigt den Bereich von Interesse, gekennzeichnet durch verringerte unipolare Spannungen und beeinträchtigt Wandbewegungen. Brown Punkte stellen die Injektionsstellen.

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An Injectable and Drug-loaded Supramolecular Hydrogel for Local Catheter Injection into the Pig Heart

Supramolekulare Hydrogelbildner basierend auf Ureido-Pyrimidinone ermöglicht volle Kontrolle über die makroskopischen Eigenschaften Gel und Sol-Gel-Schaltverhalten mit pH. Hier präsentieren wir ein Protokoll für die Formulierung und Einspritzen eines solchen supramolekularen Hydrogelbildner über ein Kathetersystem für die lokale Zustellung direkt in den relevanten Bereichen in der Schweineherz.

Eine injizierbare and Drug belasteten supramolekulares Hydrogel für Lokale Catheter Injection in die Pig Herz

Regeneration of lost myocardium is an important goal for future therapies because of the increasing occurrence of chronic ischemic heart failure and the ...

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Research

JoVE Journal

Bioengineering

17.2K Aufrufe.  Eindhoven University of Technology.  Supramolekulare Hydrogelbildner basierend auf Ureido-Pyrimidinone ermöglicht volle Kontrolle über die makroskopischen Eigenschaften Gel und Sol-Gel-Schaltverhalten mit pH. Hier präsentieren wir ein Protokoll für die Formulierung und Einspritzen eines solchen supramolekularen Hydrogelbildner über ein Kathetersystem für die lokale Zustellung direkt in den relevanten Bereichen in der Schweineherz. 

Serie: An Injectable and Drug-loaded Supramolecular Hydrogel for Local Catheter Injection into the Pig Heart

Fabrication of Biologically Derived Injectable Materials for Myocardial Tissue Engineering

This protocol provides methods for the preparation of an injectable extracellular matrix (ECM) gel for myocardial tissue engineering applications. Briefly, decellularized tissue is lyophilized, milled, enzymatically digested, and then brought to physiological pH. The lyophilization removes all water content from the tissue, resulting in dry ECM that can be ground into a fine powder with a small mill. After milling, the ECM powder is digested with pepsin to form an injectable matrix. After adjustment to pH 7.4, the liquid matrix material can be injected into the myocardium. Results of previous characterization assays have shown that matrix gels produced from decellularized pericardial and myocardial tissue retain native ECM components, including diverse proteins, peptides and glycosaminoglycans. Given the use of this material for tissue engineering, in vivo characterization is especially useful; here, a method for performing an intramural injection into the left ventricular (LV) free wall is presented as a means of analyzing the host response to the matrix gel in a small animal model. Access to the chest cavity is gained through the diaphragm and the injection is made slightly above the apex in the LV free wall. The biologically derived scaffold can be visualized by biotin-labeling before injection and then staining tissue sections with a horse radish peroxidase-conjugated neutravidin and visualizing via diaminobenzidine (DAB) staining. Analysis of the injection region can also be done with histological and immunohistochemical staining. In this way, the previously examined pericardial and myocardial matrix gels were shown to form fibrous, porous networks and promote vessel formation within the injection region.

Methods for preparing an injectable matrix gel from decellularized tissue and injecting it into rat myocardium in vivo are described.

Herstellung von biologisch abgeleiteten Injizierbare Materialien für Myocardial Tissue Engineering

This protocol provides methods for the preparation of an injectable extracellular matrix (ECM) gel for myocardial tissue engineering applications.  ...

Forschung

Biotechnik

Synthesis of an Intein-mediated Artificial Protein Hydrogel

We present the synthesis of a highly stable protein hydrogel mediated by a split-intein-catalyzed protein trans-splicing reaction. The building blocks of this hydrogel are two protein block-copolymers each containing a subunit of a trimeric protein that serves as a crosslinker and one half of a split intein. A highly hydrophilic random coil is inserted into one of the block-copolymers for water retention. Mixing of the two protein block copolymers triggers an intein trans-splicing reaction, yielding a polypeptide unit with crosslinkers at either end that rapidly self-assembles into a hydrogel. This hydrogel is very stable under both acidic and basic conditions, at temperatures up to 50 &#176;C, and in organic solvents. The hydrogel rapidly reforms after shear-induced rupture. Incorporation of a &#34;docking station peptide&#34; into the hydrogel building block enables convenient incorporation of &#34;docking protein&#34;-tagged target proteins. The hydrogel is compatible with tissue culture growth media, supports the diffusion of 20 kDa molecules, and enables the immobilization of bioactive globular proteins. The application of the intein-mediated protein hydrogel as an organic-solvent-compatible biocatalyst was demonstrated by encapsulating the horseradish peroxidase enzyme and corroborating its activity.

We present the synthesis of a split-intein-mediated protein hydrogel. The building blocks of this hydrogel are two protein copolymers each containing a subunit of a trimeric protein that serves as a crosslinker and one half of a split intein. Mixing of the two protein copolymers triggers an intein trans-splicing reaction, yielding a polypeptide unit that self-assembles into a hydrogel. This hydrogel is highly pH- and temperature-stable, compatible with organic solvents, and easily incorporates functional globular proteins.

Synthese einer Intein-vermittelten Protein-Hydrogel Künstliche

We present the synthesis of a highly stable protein hydrogel mediated by a split-intein-catalyzed protein trans-splicing reaction. The building blocks of ...

3D Microtissues for Injectable Regenerative Therapy and High-throughput Drug Screening

To upgrade traditional 2D cell culture to 3D cell culture, we have integrated microfabrication with cryogelation technology to produce macroporous microscale cryogels (microcryogels), which can be loaded with a variety of cell types to form 3D microtissues. Herein, we present the protocol to fabricate versatile 3D microtissues and their applications in regenerative therapy and drug screening. Size and shape-controllable microcryogels can be fabricated on an array chip, which can be harvested off-chip as individual cell-loaded carriers for injectable regenerative therapy or be further assembled on-chip into 3D microtissue arrays for high-throughput drug screening. Due to the high elastic nature of these microscale cryogels, the 3D microtissues exhibit great injectability for minimally invasive cell therapy by protecting cells from mechanical shear force during injection. This ensures enhanced cell survival and therapeutic effect in the mouse limb ischemia model. Meanwhile, assembly of 3D microtissue arrays in a standard 384-multi-well format facilitates the use of common laboratory facilities and equipment, enabling high-throughput drug screening on this versatile 3D cell culture platform.

This protocol describes the fabrication of elastic 3D macroporous microcryogels by integrating microfabrication with cryogelation technology. Upon loading with cells, 3D microtissues are generated, which can be readily injected in vivo to facilitate regenerative therapy or assembled into arrays for in vitro high-throughput drug screening.

3D Microtissues für injizierbare Regenerative Therapie und Hochdurchsatz-Drogen-Screening

To upgrade traditional 2D cell culture to 3D cell culture, we have integrated microfabrication with cryogelation technology to produce macroporous ...

An Additive Manufacturing Technique for the Facile and Rapid Fabrication of Hydrogel-based Micromachines with Magnetically Responsive Components

Polyethylene glycol (PEG)-based hydrogels are biocompatible hydrogels that have been approved for use in humans by the FDA. Typical PEG-based hydrogels have simple monolithic architectures and often function as scaffolding materials for tissue engineering applications. More sophisticated structures typically take a long time to fabricate and do not contain moving components. This protocol describes a photolithography method that allows for facile and rapid microfabrication of PEG structures and devices. This strategy involves an in-house developed fabrication stage that allows for the rapid fabrication of 3D structures by building upwards in a layer-by-layer fashion. Independent moving components can also be aligned and assembled onto support structures to form integrated devices. These independent components are doped with superparamagnetic iron oxide nanoparticles that are sensitive to magnetic actuation. In this manner, the fabricated devices can be actuated using external magnets to yield movement of the components within. Hence, this technique allows for the fabrication of sophisticated MEMS-like devices (micromachines) that are composed entirely out of a biocompatible hydrogel, able to function without an onboard power source, and respond to a contact-less method of actuation. This manuscript describes the fabrication of both the fabrication set-up as well as the step-by-step method for the microfabrication of these hydrogels-based MEMS-like devices.

An additive manufacturing strategy for processing UV-crosslinkable hydrogels has been developed. This strategy allows for the layer-by-layer assembly of microfabricated hydrogel structures as well as the assembly of independent components, yielding integrated devices containing moving components that are responsive to magnetic actuation.

Zusatzstoff Herstellungstechnik für die einfache und schnelle Herstellung von Hydrogel-basierte Micromachines mit magnetisch reagieren Komponenten

Polyethylene glycol (PEG)-based hydrogels are biocompatible hydrogels that have been approved for use in humans by the FDA. Typical PEG-based hydrogels ...

Syringe-injectable Mesh Electronics for Stable Chronic Rodent Electrophysiology

Implantable brain electrophysiology probes are valuable tools in neuroscience due to their ability to record neural activity with high spatiotemporal resolution from shallow and deep brain regions. Their use has been hindered, however, by mechanical and structural mismatches between the probes and brain tissue that commonly lead to micromotion and gliosis with resulting signal instability in chronic recording experiments. In contrast, following the implantation of ultraflexible mesh electronics via syringe injection, the mesh probes form a seamless, gliosis-free interface with the surrounding brain tissue that enables stable tracking of individual neurons on at least a year timescale. This protocol details the key steps in a typical mouse neural recording experiment using syringe-injectable mesh electronics, including the fabrication of mesh electronics in a standard photolithography-based process possible at many universities, loading mesh electronics into standard capillary needles, stereotaxic injection in vivo, connection of the mesh input/output to standard instrumentation interfaces, restrained or freely moving recording sessions, and histological sectioning of brain tissue containing mesh electronics. Representative neural recordings and histology data are presented. Investigators familiar with this protocol will have the knowledge necessary to incorporate mesh electronics into their own experiments and take advantage of the unique opportunities afforded by long-term stable neural interfacing, such as studies of aging processes, brain development, and the pathogenesis of brain disease.

Mesh electronics probes seamlessly integrate and provide stable, long-term, single-neuron level recording within the brain. This protocol uses mesh electronics for in vivo experiments, involving the fabrication of mesh electronics, loading into needles, stereotaxic injection, input/output interfacing, recording experiments, and histology of tissue containing mesh probes.

Spritze-injizierbaren Mesh Elektronik für stabile chronische Nagetier Elektrophysiologie

Implantable brain electrophysiology probes are valuable tools in neuroscience due to their ability to record neural activity with high spatiotemporal ...

Intra-cardiac Side-Firing Light Catheter for Monitoring Cellular Metabolism using Transmural Absorbance Spectroscopy of Perfused Mammalian Hearts

Absorbance spectroscopy of cardiac muscle provides non-destructive assessment of cytosolic and mitochondrial oxygenation via myoglobin and cytochrome absorbance respectively. In addition, numerous aspects of the mitochondrial metabolic status such as membrane potential and substrate entry can also be estimated. To perform cardiac wall transmission optical spectroscopy, a commercially available side-firing optical fiber catheter is placed in the left ventricle of the isolated perfused heart as a light source. Light passing through the heart wall is collected with an external optical fiber to perform optical spectroscopy of the heart in near real- time. The transmission approach avoids numerous surface scattering interference occurring in widely used reflection approaches. Changes in transmural absorbance spectra were deconvolved using a library of chromophore reference spectra, providing quantitative measures of all the known cardiac chromophores simultaneously. This spectral deconvolution approach eliminated intrinsic errors that may result from using common dual wavelength methods applied to overlapping absorbance spectra, as well as provided a quantitative evaluation of the goodness of fit. A custom program was designed for data acquisition and analysis, which permitted the investigator to monitor the metabolic state of the preparation during the experiment. These relatively simple additions to the standard heart perfusion system provide a unique insight into the metabolic state of the heart wall in addition to conventional measures of contraction, perfusion, and substrate/oxygen extraction.

Here we introduce a method for using an intra-ventricle optical catheter in perfused hearts to perform absorbance spectroscopy across the heart wall. The data obtained provides robust information on tissue oxygen tension as well as substrate utilization and membrane potential simultaneously with cardiac performance measures in this ubiquitous preparation.

Intrakardialer Side-Firing Light Katheter zur Überwachung des Zellstoffwechsels mit transmuraaler Absorptionsspektroskopie von perfundierten Säugetierherzen

Absorbance spectroscopy of cardiac muscle provides non-destructive assessment of cytosolic and mitochondrial oxygenation via myoglobin and cytochrome ...

Biaxial Mechanical Characterizations of Atrioventricular Heart Valves

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive models, which provide a mathematical representation of the mechanical function of those structures. This presented biaxial mechanical testing protocol involves (i) tissue acquisition, (ii) the preparation of tissue specimens, (iii) biaxial mechanical testing, and (iv) postprocessing of the acquired data. First, tissue acquisition requires obtaining porcine or ovine hearts from a local Food and Drug Administration-approved abattoir for later dissection to retrieve the valve leaflets. Second, tissue preparation requires using tissue specimen cutters on the leaflet tissue to extract a clear zone for testing. Third, biaxial mechanical testing of the leaflet specimen requires the use of a commercial biaxial mechanical tester, which consists of force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation testing protocols to characterize the leaflet tissue&#39;s mechanical properties. Finally, post-processing requires the use of data image correlation techniques and force and displacement readings to summarize the tissue&#39;s mechanical behaviors in response to external loading. In general, results from biaxial testing demonstrate that the leaflet tissues yield a nonlinear, anisotropic mechanical response. The presented biaxial testing procedure is advantageous to other methods since the method presented here allows for a more comprehensive characterization of the valve leaflet tissue under one unified testing scheme, as opposed to separate testing protocols on different tissue specimens. The proposed testing method has its limitations in that shear stress is potentially present in the tissue sample. However, any potential shear is presumed negligible.

This protocol involves characterizations of atrioventricular valve leaflets with force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation biaxial mechanical testing procedures. Results acquired with this protocol can be used for constitutive model development to simulate the mechanical behavior of functioning valves under a finite element simulation framework.

Biaxiale mechanische Charakterisierung von ventrikulären Herzklappen

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive ...

Injectable Supramolecular Polymer-Nanoparticle Hydrogels for Cell and Drug Delivery Applications

These methods describe how to formulate injectable, supramolecular polymer-nanoparticle (PNP) hydrogels for&#160;use as biomaterials. PNP hydrogels are composed of two components: hydrophobically modified cellulose as the network polymer and self-assembled core-shell nanoparticles that act as non-covalent cross linkers through dynamic, multivalent interactions. These methods describe both the formation of these self-assembled nanoparticles through nanoprecipitation as well as the formulation and mixing of the two components to form hydrogels with tunable mechanical properties. The use of dynamic light scattering (DLS) and rheology to characterize the quality of the synthesized materials is also detailed. Finally, the utility of these hydrogels for drug delivery, biopharmaceutical stabilization, and cell encapsulation and delivery is demonstrated through in vitro experiments to characterize&#160;drug release, thermal stability, and cell settling and viability. Due to its biocompatibility, injectability, and mild gel formation conditions, this hydrogel system is a readily tunable platform suitable for a range of biomedical applications.

This protocol describes the synthesis and formulation of injectable, supramolecular polymer-nanoparticle (PNP) hydrogel biomaterials. Applications of these materials for drug delivery, biopharmaceutical stabilization, and cell encapsulation and delivery are demonstrated.

Injizierbare supramolekulare Polymer-Nanopartikel-Hydrogele für Zell- und Arzneimittelverabreichungsanwendungen

These methods describe how to formulate injectable, supramolecular polymer-nanoparticle (PNP) hydrogels for&#160;use as biomaterials. PNP hydrogels are ...

Photodegradable Hydrogel Interfaces for Bacteria Screening, Selection, and Isolation

Biologists have long attempted to understand the relationship between phenotype and genotype. To better understand this connection, it is crucial to develop practical technologies that couple microscopic cell screening with cell isolation at high purity for downstream genetic analysis. Here, the use of photodegradable poly(ethylene glycol) hydrogels for screening and isolation of bacteria with unique growth phenotypes from heterogeneous cell populations is described. The method relies on encapsulating or entrapping cells with the hydrogel, followed by culture, microscopic screening, then use of a high-resolution light patterning tool for spatiotemporal control of hydrogel degradation and release of selected cells into a solution for retrieval. Applying different light patterns allows for control over the morphology of the extracted cell, and patterns such as rings or crosses can be used to retrieve cells with minimal direct UV light exposure to mitigate DNA damage to the isolates. Moreover, the light patterning tool delivers an adjustable light dose to achieve various degradation and cell release rates. It allows for degradation at high resolution, enabling cell retrieval with micron-scale spatial precision. Here, the use of this material to screen and retrieve bacteria from both bulk hydrogels and microfabricated lab-on-a-chip devices is demonstrated. The method is inexpensive, simple, and can be used for common and emerging applications in microbiology, including isolation of bacterial strains with rare growth profiles from mutant libraries and isolation of bacterial consortia with emergent phenotypes for genomic characterizations.

The use of photodegradable hydrogels to isolate bacterial cells by utilizing a high-resolution light pattering tool is reported. Essential experimental procedures, results, and advantages of the process are reviewed. The method enables rapid and inexpensive isolation of targeted bacteria showing rare or unique functions from heterogeneous communities or populations.

Photodegradierbare Hydrogel-Grenzflächen für Bakterienscreening, -selektion und -isolierung

Biologists have long attempted to understand the relationship between phenotype and genotype. To better understand this connection, it is crucial to ...

Time-Resolved In Vivo Measurement of Neuropeptide Dynamics by Capacitive Immunoprobe in Porcine Heart

The ability to measure biomarkers in vivo relevant to the assessment of disease progression is of great interest to the scientific and medical communities. The resolution of results obtained from current methods of measuring certain biomarkers can take several days or weeks to obtain, as they can be limited in resolution both spatially and temporally (e.g., fluid compartment microdialysis of interstitial fluid analyzed by enzyme-linked immunosorbent assay [ELISA], high-performance liquid chromatography [HPLC], or mass spectrometry); thus, their guidance of timely diagnosis and treatment is disrupted. In the present study, a unique technique for detecting and measuring peptide transmitters in vivo through the use of a capacitive immunoprobe biosensor (CI probe) is reported. The fabrication protocol and in vitro characterization of these probes are described. Measurements of sympathetic stimulation-evoked neuropeptide Y (NPY) release in vivo are provided. NPY release is correlated to the sympathetic release of norepinephrine for reference. The data demonstrate an approach for the fast and localized measurement of neuropeptides in vivo. Future applications include intraoperative real-time assessment of disease progression and minimally invasive catheter-based deployment of these probes.

Time-Resolved In Vivo Measurement of Neuropeptide Dynamics by Capacitive Immunoprobe in Porcine Heart

Established immunochemical methods to measure peptide transmitters in vivo rely on microdialysis or bulk fluid draw to obtain the sample for offline analysis. However, these suffer from spatiotemporal limitations. The present protocol describes the fabrication and application of a capacitive immunoprobe biosensor that overcomes the limitations of the existing techniques.