Este trabajo fue financiado por el Ministerio de Educación, Cultura y Ciencia (programa Gravedad 024.001.035), la Organización Holandesa para la Investigación Científica (NWO), el Consejo Europeo de Investigación (FP7 / 2007-2013) Acuerdo de subvención del CEI 308.045 y llevado a cabo dentro de la marco LSH TKI. Esta investigación forma parte del proyecto P1.03 PENT del programa de investigación de la Biomédica Materiales instituto, co-financiado por el Ministerio de Economía holandés. Este proyecto fue apoyado por ICIN - Instituto Holandés corazón ( <a href="www.icin.nl">www.icin.nl</a> ) y el &quot;Wijnand M. Pom Stichting&quot;. Los autores desean agradecer a Henk Janssen y Joris Peters para la síntesis de la UPY-hydrogelator y Remco Artes para la prestación del mRuby2. Damos las gracias a Bert Meijer, Tonny Bosman, Roxanne Kieltyka, Stijn Kramer, Joost Sluijter, Imo Hoefer y Frebus van Slochteren por las muchas discusiones útiles y Marlijn Jansen, Joyce Visser, Grace Croft y Martijn van Nieuwburg de teasistencia té cn ica.

NOTA: Todos los experimentos in vivo se realizaron de conformidad con la Guía para el Cuidado y Uso de Animales de Laboratorio por el Instituto de Recursos Animales de Laboratorio. Los experimentos fueron aprobados por el Comité de Experimentación Animal de la Facultad de Medicina de la Universidad de Utrecht, Países Bajos. 1. Formulación del hidrogel <ol><li> Para preparar 1 ml del gel 10% en peso, disolver 100 mg de la UPY-hydrogelator en un vial en 900 l de PBS pH 11,7 por agitación a 70 ° C durante 1 h usando un agitador magnético. Después enfriar la solución viscosa a temperatura ambiente. La solución debe ahora tener un pH de aproximadamente 9,0. Esta solución se puede almacenar durante varios días. </li><li> Pipetear la cantidad apropiada de fármaco o biomolécula que se disuelve en PBS neutral en la solución viscosa y se agita durante 10 min para alcanzar una distribución uniforme. Si la solución se vuelve demasiado viscoso, poco se caliente con agua caliente. </li><li> Coloque la solución durante 1 h bajo una lámpara de UV para esterilizar. </li></ol> 2. Análisis de hidrogel <ol><li> Evaluación reológica de la solución <ol><li> Antes de cargar el gel, montar la geometría de placa-placa de 25 mm en el reómetro, ajustar la temperatura a 20 ° C y cargar la placa con agua para evitar la evaporación del gel durante la medición. </li><li> Pipetear 300 l de la solución sobre una geometría de placa-placa de 25 mm en un reómetro se mantuvo a 20 ° C e inferior de las placas para obtener una distancia de separación 0,5 mm. </li><li> Viscosidad de cizallamiento Record como función de la tensión de cizallamiento de 0,1 a 500 Pa con 10 puntos por década. </li></ol></li><li> Evaluación reológicas del gel <ol><li> Pipetear 300 l de la solución sobre la placa y la pipeta un total de 4,2 l de HCl 1 M en diferentes lugares en la solución para inducir la formación de gel. </li><li> Bajar las placas a una distancia de separación de 0,5 mm y dejar que el gel curado durante aproximadamente 30 min. Durante este proceso de curado, medir el almacenamiento y módulos de pérdidas a baja frecuencia y la tensión, por ejemplo, respectivamente, 1 rad / sec y 0,5%. </li><li> Después de que el gel se haya curado (después de aproximadamente 30 min), el almacenamiento de registros y de pérdida de módulos como función de la frecuencia (0,1-100 rad / seg) y, posteriormente, como función de la deformación (0,1-1.000%). </li></ol></li></ol> 3. Erosión y la versión Experimentos <ol><li> Transferir 100 l de la solución viscosa que contiene el fármaco o biomolécula en un poli (tereftalato de etileno) que cuelgan inserto de cultivo celular para 24-pocillos de la placa con tamaño de poro 8,0 micras. Para evitar la fuga de la solución de polímero mientras que en la fase líquida, cubrir el fondo de los insertos con Parafilm (Figura 2A). </li><li> Inmediatamente después de la pipeta 1,4 l de HCl 1 M en la parte superior de la solución viscosa para reducir el pH a aproximadamente 7,0-7,2 y permiten la cura gel interior de la inserción durante aproximadamente 30 min. </li><li> Retire el Parafilm from los insertos, colocar el inserto en una placa de 24 pocillos y llenar el pozo con 800 l de PBS pH 7,4. Incubar la placa a 37 ° C con balanceo lento o movimiento de agitación. Para evitar la evaporación del disolvente, llenar restante pocillos vacíos con PBS y sellar la placa de 24 pocillos con Parafilm (Figura 2B). </li><li> Periódicamente refrescar la PBS y analizar la PBS eliminado lanzado producto de la erosión UPY o fármaco / biomolécula. <ol><li> Cuantificar productos de erosión UPY o pirfenidona midiendo la absorbancia UV a 265 nm o 320 nm, respectivamente. Por proteína fluorescente mRuby2 emisión de fluorescencia medida en 587 nm después de la excitación a 559 nm. </li><li> Traducir los valores de absorción / emisión medidos a través de las concentraciones de las curvas de calibración predeterminados. <ol><li> Preparar las curvas de calibración de disolución una serie de concentraciones conocidas del analito en tampón y se mide la absorbancia UV o emisión fluorescente de estas muestras. Interpolar los datos mediante una función lineal a detARMIÑO la concentración de las muestras desconocidas. Para las proteínas no fluorescentes utilizar la detección ELISA 6. </li></ol></li></ol></li></ol> 4. Inyección local a través de un catéter <ol><li> La inducción de infarto de miocardio <ol><li> Después de 12 h de ayuno, excluyendo el agua, sedar al cerdo en su estable mediante la inyección de midazolam 0,4 mg / kg, la ketamina 10 mg / kg de atropina y 0.014 mg / kg por vía intramuscular. </li><li> Administrar tiopental de sodio 5 mg / kg por vía intravenosa para inducir la anestesia y intubar al cerdo con un tubo endotraqueal. Realizar globo de ventilación a una velocidad de 12 / min si es necesario, mientras que el transporte de los animales a la sala de operaciones. </li><li> A la llegada a la sala de operaciones comenzar inmediatamente la ventilación con presión positiva mecánica con FiO2 0,50, 10 ml / kg de volumen corriente, y una frecuencia de 12 / min bajo capnografía continua. Use ungüento veterinario en los ojos para evitar la sequedad. </li><li> Iniciar anestesia equilibrada por intraven continuaous infusión de midazolam 0,5 mg / kg / h, sufentanilo 2,5 mg / kg / hr y bromuro de pancuronio 0,1 mg / kg / h. Para asegurar la anestesia adecuadas monitorean continuamente ECG, presión arterial, temperatura y capnografía. </li><li> Por vía intravenosa infundir 4,3 mg / kg amiodarona y colocar el catéter desfibrilación intracardiaca en el ventrículo derecho mediante el Sheeth venosa 18. </li><li> Ocluir el distal izquierda descendente anterior (LAD) a la segunda rama diagonal por la oclusión con balón intracoronario, durante 90 minutos, de acuerdo con el protocolo descrito previamente 18. </li></ol></li><li> Mapeo electromecánico <ol><li> A las cuatro semanas después de un infarto de miocardio, planificar el procedimiento de asignación. Prepare el sistema (Figura 4) en el laboratorio de cateterismo para el mapeo electromecánico 3D (EMM) del ventrículo izquierdo. Con este sistema de miocardio viable, hibernación y infartado se puede identificar sin guía fluoroscópica. Para construir una EM-mapa como adquirir una seRies de puntos en varias ubicaciones en la superficie endocárdica LV mediante el uso de una fuente de energía de campo magnético ultrabaja y un catéter con punta de sensor 19,20. </li><li> Anestesiar el cerdo, siguiendo el protocolo pasos 4.1.1-4.1.4. </li><li> Coloque el parche de referencia externo en la parte posterior del cerdo. </li><li> Asegurar el acceso vascular (arteria femoral) según el protocolo 18. </li><li> Después de obtener un biplano izquierda angiografía ventricular en el 25 ° oblicua anterior derecha (RAO) y 40 ° izquierda oblicua anterior (LA) vista para estimar el tamaño del ventrículo izquierdo, dar 75 U / kg de heparina. </li><li> Avanzar un 8 Francés-mapping (D o curva F) bajo guía fluoroscópica catéter a la aorta descendente, arco aórtico y a través de la válvula aórtica en el ventrículo izquierdo (LV). </li><li> Orientar la punta del catéter hasta el ápice de la LV para adquirir los primeros datos, seguido de tracto de salida, lateral y puntos posteriores para formar una silueta 3D, la definición de las fronteras de la Ventricle. </li><li> Obtener puntos subsiguientes hasta que todos los segmentos endocárdicos se han muestreado arrastrando el catéter de mapeo sobre el endocardio y de forma secuencial la adquisición de la localización de la punta mientras está en contacto con el endocardio 21,22. </li><li> Definir la zona de destino, que es donde la actividad eléctrica es (casi) deteriora el movimiento normal y mecánica, denominada miocardio hibernado (Figura 6). </li></ol></li><li> Inyección intramiocárdica <ol><li> Sustituir el catéter de mapeo por el catéter de inyección intramiocárdica que se compone de una aguja de calibre 27 y un lumen de núcleo dentro de un catéter francés 8 (Figura 5A y B). Para entregar cantidades específicas, cargar una jeringa graduada de volumen con aproximadamente 2 ml de la solución de hidrogel y colocarlo en una bomba de jeringa. </li><li> Ajustar la extensión de la aguja a 0 ° y 90 ° de flexión y colocar 0,1 ml de la solución de hidrogel para llenar el espacio muerto de la aguja. Luego, coloque elpunta del catéter de inyección a través de la válvula aórtica y en la zona de destino. </li><li> Conozca a los siguientes criterios para una posición de inyección dentro de la zona de destino determinado en 4.2.9: (1) la posición perpendicular del catéter a la pared del VI; (2) una excelente estabilidad de bucle (&lt;4 mm) calculado por el sistema-EMM; y (3) la tensión subyacente&gt; 6,9 mV 21. <ol><li> Avanzar la aguja en el miocardio, (4) confirmada por una contracción ventricular prematura de la LV, e inyectar 0,1-0,3 ml del hidrogel en un bolo a una velocidad constante de aproximadamente 0,4-0,5 ml / min utilizando la bomba de jeringa. Repita esto en 6-10 posiciones diferentes como difuso posible. El pH natural del tejido va a neutralizar la solución después de la inyección, sobre la que se forma el hidrogel. </li></ol></li></ol></li><li> Sacrificio <ol><li> Después de la cirugía, con humanidad sacrifica el animal por desangramiento. Cortar la vena cava inferior y eliminar la sangre con un dispositivo de succión. Inducir ventricularfibrilación mediante la colocación de una batería de 9 V en el ápice. </li></ol></li></ol>

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The authors have nothing to disclose.

Un desafío clave es obtener una solución que es inyectable a través de un catéter de largo mientras se mantiene la solución compatible con los compuestos bioactivos. Aunque el pH se debe aumentar para aumentar inyectabilidad, compuestos bioactivos, tales como factores de crecimiento son moléculas frágiles que deben ser manejados con cuidado. Monitoreamos el pH de la solución cuidadosamente utilizando un medidor de pH después de añadir el hydrogelator para confirmar que es pH 9,0 antes de agregar cualquier componentes bioactivos. Inicialmente, varias rondas de ajustar el pH inicial de la PBS eran necesarias para acabar con el pH adecuado. Además, debido a que usamos soluciones relativamente viscosos y un catéter largo y delgado, una gran caída de presión está presente (en el orden de 0,5 MPa, dependiendo de la velocidad de la inyección). Por lo tanto, la atención especial se debe tomar en la selección de las conexiones adecuadas entre la jeringa y el catéter. Una inyección de soportes de la bomba de jeringa controlada, ya que la aplicación de dichas fuerzas a mano es un reto. Porque en vitro experimentos, la solución se gelifica mediante la neutralización de la solución con HCl, mientras que in vivo esto se hace por el pH natural del tejido. Por lo tanto, es importante añadir la cantidad correcta de HCl para evitar un sobreimpulso en el pH. La difusión de este ácido es probablemente el factor limitante en la gelificación del hidrogel en experimentos in vitro; sin embargo, en vivo el líquido tendría un área de superficie de alta el contacto con la neutralización de los tejidos, lo que se traducirá probablemente en un más rápido y de manera más uniforme en comparación con la gelificación gota a gota adición de ácido concentrado. Por otra parte, la conmutación gel es mucho más rápido con este procedimiento leve en comparación con los métodos utilizados anteriormente (0,5 vs hr 2 hr 25). Usando pH natural del cuerpo para la conmutación de las propiedades del material es muy atractiva desde la transición es rápida, reversible, no puede ocurrir en el interior del catéter y es in vivo totalmente automático. Estas propiedades dan ventajas sobre por ejemplo swit térmicaChable geles 26, donde el riesgo de gelificación en un catéter debido a los cambios de temperatura está presente, geles que requieren polimerización fotoinducida, que es un reto debido a la penetración de la luz y la limitada formación de radicales 27, o geles que requieren co-inyección de un iniciador de polimerización o aceleradora 28. El éxito de la liberación de un fármaco desde el hidrogel depende en gran medida el tamaño de la droga. Como se muestra, el fármaco de molécula pequeña se libera inmediatamente, mientras que la liberación gradual de la proteína modelo más de 1 semana muestra la promesa de estos hidrogeles como sistemas de administración para factores de crecimiento. En general, los hidrogeles son más prometedores como herramienta de entrega para los objetos más grandes, tales como proteínas, exosomas y células 29,30. El procedimiento de asignación y la inyección electromecánico 3-D ofrece un enfoque de entrega basado en catéter clínicamente validado por diversas terapias regenerativas del miocardio, como hidrogeles. El Added valor de esta tecnología en comparación con otras técnicas de administración no quirúrgico es la planificación del tratamiento, por lo que es posible diferenciar lo normal, infartado y miocardio hibernado y guiar terapias en el área de interés. Los inconvenientes de este enfoque se refieren a los conocimientos técnicos necesarios y el tiempo y procedimiento caro 20. En el modelo porcino presentado de mapeo electromecánico infarto de miocardio fue seguido por inyecciones intramiocárdicos guiadas con el supramolecular bioactivo UPY-hidrogel. Otras combinaciones con terapias regenerativas tienen que ser probados in vitro e in vivo para ganar más éxito en este campo emergente. Por otra parte, la optimización de los procedimientos de inyectabilidad y esterilización tienes que estar realizado de traducir con éxito este método para un entorno clínico.

Aunque el tratamiento del infarto agudo de miocardio ha mejorado significativamente las tasas de supervivencia, la insuficiencia cardíaca isquémica crónica es un problema importante de salud pública que progresa con el envejecimiento de la población. Hay aproximadamente 6 millones de pacientes con insuficiencia cardiaca en los EE.UU. con un estimado de 25% de aumento en la prevalencia en 2030 1,2. Pérdida inicial de tejido miocárdico conduce a la remodelación cardiaca y eventualmente causa la insuficiencia cardíaca crónica. Excepto para el trasplante de corazón, no existe un tratamiento real para este grupo de pacientes. La creciente deficiencia de corazones de donantes hace hincapié en la necesidad de desarrollar nuevas terapias disponibles para revertir este proceso de remodelación. Por lo tanto, un objetivo para futuras terapias es la regeneración de miocardio perdido. Los hidrogeles son materiales interesantes en el campo de la medicina regenerativa debido a su biocompatibilidad, y su sensibilidad a los factores desencadenantes externos 3. Hidrogeles inyectables ofrecen adventajas más de hidrogeles no inyectables en su uso en cirugía mínimamente invasiva 4. Estos hidrogeles inyectables pueden ser aplicados a través de una jeringa a causa de su alterna distintas dentro de condiciones fisiológicas 5, y, en principio, permiten la inyección con catéter enfoques 6. Diferentes estrategias se han utilizado para materiales inyectables, que van desde la reticulación química después de la inyección de la reticulación física por cualquiera de temperatura, pH y comportamiento 4,7,8 reofluidificante. Aunque varios sistemas han demostrado fácil inyectabilidad a través de una jeringa de 9,10, con el catéter plena compatibilidad no se ha demostrado a menudo 6. Los hidrogeles preparados a partir de polímeros supramoleculares se forman por interacciones no covalentes que se puede cambiar convenientemente de un gel a un estado de solución, y viceversa utilizando los desencadenantes del medio ambiente 11. Además, los precursores de bajo peso molecular permiten una fácil procesabilidad 12,13 </sup&gt;. Las condiciones suaves requeridas para la conmutación permite la adición de varios componentes activos biológicos tales como a menudo difícil de manejar factores de crecimiento. Redes transitorios supramoleculares en agua a base de poli (etilenglicol) (PEG), modificados en sus extremos con ureido-pirimidinona (UPY) restos 14 han demostrado los beneficios de interacciones no covalentes en combinación con aplicaciones biomédicas y se han utilizado como sistema de administración de fármacos en el corazón y 6 bajo la cápsula renal 15. Estas redes se forman por la dimerización de los UPY-grupos blindados desde el entorno acuoso por espaciadores alquilo que forman un bolsillo hidrofóbico. Enlaces de hidrógeno Urea facilita la posterior apilamiento de estos dímeros en nanofibras. Debido a la interacción reversible del dímero UPY-UPY, disparadores, tales como el pH y la temperatura se pueden utilizar para cambiar a partir de soluciones a los geles. El uso de un motivo sintética permite para el diseño de las propiedades de moléculas y de gel para el examen porlongitud tuning ple de las cadenas de PEG y espaciadores alquilo 14,16. Por otra parte, varios componentes bioactivos pueden incorporarse simplemente mezclando la solución hydrogelator supramolecular antes de la inyección, con las drogas o especies bioactivas, tales como factores de crecimiento o exosomas, respectivamente. Los exosomas son pequeñas vesículas de membrana que contienen derivados citosólicas. Ellos son secretadas por muchas células y están implicadas en la comunicación intercelular. Los exosomas derivados de células progenitoras de cardiomiocitos se sugieren para desempeñar un papel en la protección cardiaca 17. Aquí se describe el protocolo de formulación, y en el infarto de inyección in vivo de un hidrogel supramolecular tales bioactivo. Experimentos in vitro que se describen en dar golpe de derecha una indicación de la estabilidad de gel y la liberación del fármaco, lo que permite realizar un ajuste del gel y liberar propiedades antes aplicación 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

La regeneración del miocardio perdido es un objetivo importante para las futuras terapias debido a la creciente aparición de insuficiencia cardíaca isquémica crónica y el limitado acceso a los corazones de donantes. Un ejemplo de un tratamiento para recuperar la función del corazón consiste en la administración local de fármacos y compuestos bioactivos a partir de un hidrogel. En este trabajo se presenta un método para formular e inyectar un hidrogel cargado con la droga de forma no invasiva y en el corazón de cerdo usando un catéter largo y flexible específica a lado. El uso de 3-D mapeo electromecánico y la inyección a través de un catéter permite un tratamiento específico del lado del miocardio. Para proporcionar un hidrogel compatible con este catéter, un hidrogel supramolecular se utiliza debido a la conmutación conveniente de un gel a un estado de solución utilizando los desencadenantes ambientales. Poli A pH básico este ureido-pirimidinona modificado (etilenglicol) actúa como un fluido newtoniano que se puede inyectar fácilmente, pero a pH fisiológico la solución cambia rápidamente enun gel. Estas condiciones de conmutación suaves permiten la incorporación de fármacos bioactivos y especies bioactivas, tales como factores de crecimiento y exosomas como se presenta aquí en tanto in vitro como en experimentos in vivo. Los experimentos in vitro dan una indicación sobre golpe de derecha de la estabilidad del gel y la liberación del fármaco, lo que permite realizar un ajuste del gel y suelte propiedades antes de la posterior aplicación in vivo. Esta combinación permite la sintonización óptima del gel a los compuestos bioactivos utilizados y especies, y el sistema de inyección.

Los resultados típicos obtenidos a partir de las mediciones reológicas oscilatorias tanto en la solución y el gel se muestran en la Figura 1. Para la inyección a través de un catéter de largo, con un fluido newtoniano de baja viscosidad es deseable. La viscosidad se midió como función de la velocidad de cizallamiento, mostrando que a pH 8,5 la solución es el adelgazamiento de cizalladura pero a pH 9.0 y 9.5 las soluciones se comportan como fluidos newtonianos como se evidencia por la viscosidad constante de 0,54 y 0,36 Pa · seg, respectivamente (Figura 1A) . Después de neutralizar las muestras, las muestras muestran una respuesta de tipo sólido observado por un módulo de almacenamiento G &#39;que es mayor que el módulo de pérdida G &quot;y por lo tanto un tanδ = G&#39; / G &#39;&lt;1 (Figura 1B). El gel obtiene su resistencia final dentro de los 30 minutos. Mediciones reológicas oscilatorias muestran una respuesta sólida como típico con G &#39;casi independiente de la frec angularuidez y G &#39;&gt; G &quot;para todas las frecuencias medidas (Figura 1C). Esencial para el uso como sistema de administración de fármacos es la erosión del hidrogel en el tiempo. Las interacciones supramoleculares son inherentemente dinámico y permiten una lenta erosión del gel in vitro. Erosión y liberación experimentos se realizaron a 37 ° C utilizando insertos así porosos (Figura 2A y B). Al ajustar la longitud del bloque hidrófobo e hidrófilo 14, un gel que se erosiona durante un período de varias semanas puede ser obtenido (Figura 3A). El gel se erosiona 25% en 2 semanas con una erosión inicial de 10% en el primer día, presumiblemente debido a la hinchazón inicial del hidrogel. Como ejemplo, se estudió tanto la liberación de un fármaco de molécula pequeña (pirfenidona), y la liberación de una proteína modelo fluorescente (mRuby2). Una proteína fluorescente modelo permite una lectura fácil; Sin embargo, in vitro </em&gt; Experimentos de liberación también se pueden realizar en otras proteínas usando ELISA para la cuantificación 6. El fármaco de molécula pequeña es liberado dentro de un día, mientras que las moléculas más grandes como las proteínas se liberan gradualmente durante 1 semana (Figura 3B). Montaje del perfil de liberación de mRuby2 hasta 60% de liberación con el modelo Korsmeyer-Peppas semi-empírica indica la liberación debido a la difusión (n = 0,44) 23. La ausencia de un desplazamiento en el (adaptado) modelo Korsmeyer-Peppas muestra que no hay liberación de ráfaga presente para mRuby2 24. Debido a la limitada cantidad de puntos de datos con un comunicado inferior al 60% de pirfenidona, ningún ajuste se realizó en este perfil de liberación. El sistema de navegación del catéter consta de una consola unidad de comunicación, una estación de trabajo (Figura 4), ​​una almohadilla de localización triangular (la generación de un campo magnético bajo) con un parche de referencia externo, y dos catéteres, el mapeo sensor de punta y la injection catéter (Figura 5). Después de un análisis post-procesamiento se ha filtrado puntos inestables la reconstrucción 3D del endocardio del VI se actualiza en tiempo real con la adquisición de cada nuevo punto de datos y se muestra de forma continua como potenciales de tensión unipolares y bipolares en una escala graduada de color (Figura 6A). La función de acortamiento lineal local (LLS) cuantifica la motilidad regional mediante la obtención de la variación media de la distancia entre el sitio de la muestra y puntos adyacentes al final de la sístole y al final de la diástole. Los valores de tensión media y LLS se calculan para cada segmento y se muestran en el mapa polar. (Figura 6B). La presencia de un potencial anormal o baja unipolar (≤6 mV) y la actividad mecánica alterada (LLS ≤4%) caracteriza las zonas infartadas 22. <img alt="Figura 1" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig1highres.jpg"width = &quot;700&quot; /&gt; Figura 1 :. evaluación reológica de las soluciones y geles. (A) Viscosidad como una función de la velocidad de cizallamiento para las soluciones a diferentes pH. Para la muestra a pH 8,5 dilución por cizallamiento se observa pero para las muestras a pH 9,0 y 9,5 se obtienen viscosidades constantes, que muestra el comportamiento newtoniano de estas soluciones. De curado (B) Gel seguido por el trazado de tan δ como una función del tiempo. Barrido (C) Frecuencia para una muestra neutralizada después del curado de 2 horas. Las barras de error muestran las desviaciones estándar de 3 mediciones independientes, lo que indica un error típico experimental. <img alt="Figura 2" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig2highres.jpg" width="600" /> Figura 2:. De configuración para la degradación y liberación de experimentos (A) poli (tereftalato de etileno) así inserto cubiertos con Parafilm para evitar fugas during preparación. (B) 24-pocillos de la placa con inserciones, envuelto con Parafilm para evitar la evaporación del disolvente. <img alt="Figura 3" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig3highres.jpg" width="700" /> Figura 3:. La erosión y la liberación (A) La erosión del hidrogel en el tiempo. Se observa la erosión gradual del gel durante al menos 2 semanas. (B) La liberación de un fármaco de molécula pequeña y una proteína modelo. Mientras que la pequeña molécula es liberada dentro de un día, la proteína modelo se libera gradualmente a lo largo de una semana sin una liberación significativa de ráfaga. La línea muestra el ajuste del modelo Korsmeyer-Peppas a la etapa inicial de la liberación. <img alt="Figura 4" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig4highres.jpg" width="600" /> Figura 4: El sistema de navegación del catéter. </strong&gt; consola de unidad de comunicación con NOGA XP sistema de navegación cardiaca. <img alt="Figura 5" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig5highres.jpg" width="700" /> Figura 5: (A) El catéter de inyección intramiocárdica con jeringa unida. (B) Detalle de la aguja de inyección. <img alt="Figura 6" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig6highres.jpg" width="700" /> Figura 6: tensión Unipolar y mapa de LLS. (A) mapa Unipolar, OAI (arriba) y ojo de buey (abajo). El color rojo indica valores de tensión unipolares bajas en la base de miocardio (normal) con pérdida de actividad posterolateral eléctrica. El color azul indica miocardio normal, mientras que los colores verde y amarillo indican disminuyeron la viabilidad. (B) Mapa de LLS, OAI (arriba) y ojo de buey (abajo). Indica el color rojotes acinesia de la pared posterolateral, verde y amarillo indican disminución de movimiento de la pared. Los puntos de mapeo se muestran con puntos blancos. La línea blanca dibujada muestra el área de interés, que se caracteriza por tensiones unipolares disminuido y los movimientos de la pared con discapacidad. Puntos marrones representan los puntos de inyección.

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

Hydrogelators supramoleculares basados ​​en ureido-pirimidinonas permiten un control total sobre las propiedades macroscópicas de gel y el comportamiento de conmutación de sol-gel utilizando pH. A continuación, presentamos un protocolo para la formulación y la inyección de un hydrogelator tales supramolecular a través de un sistema de suministro de catéter para la entrega local directamente en áreas relevantes en el corazón de cerdo.

Un supramolecular hidrogel inyectable de Drogas y cargadas para Inyección local catéter en el corazón de cerdo

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 vistas.  Eindhoven University of Technology.  Hydrogelators supramoleculares basados ​​en ureido-pirimidinonas permiten un control total sobre las propiedades macroscópicas de gel y el comportamiento de conmutación de sol-gel utilizando pH. A continuación, presentamos un protocolo para la formulación y la inyección de un hydrogelator tales supramolecular a través de un sistema de suministro de catéter para la entrega local directamente en áreas relevantes en el corazón de cerdo. 

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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.

Fabricación de materiales de origen biológico inyectable para ingeniería de tejidos del miocardio

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

Investigación

Bioingeniería

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.

Síntesis de una proteína artificial mediada Intein hidrogel

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.

Microtissues 3D para la terapia regenerativa inyectable y drogas de alto rendimiento

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.

Un aditivo fabricación técnica para la fabricación fácil y rápida de Micromachines base de hidrogel con componentes magnéticamente sensibles

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.

Jeringa inyectable malla electrónica para electrofisiología roedor crónico estable

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.

Catéter de luz intracardiaca para monitorear el metabolismo celular utilizando espectroscopia de absorbancia transmural de corazones de mamíferos perfundidos

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.

Biaxiales caracterizaciones mecánicas de válvulas auriculoventricular del corazón

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.

Hidrogeles de polímeros y nanopartículas supramoleculares inyectables para aplicaciones de administración de células y fármacos

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.

Interfaces de hidrogel fotodegradables para detección, selección y aislamiento de bacterias

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.