Ce travail a été financé par le Ministère de (programme de Gravity 024.001.035) Education, de la Culture et de la Science, de l&#39;Organisation néerlandaise pour la recherche scientifique (NWO), le Conseil européen de la recherche (FP7 / 2007-2013) de l&#39;Accord de subvention du CER 308045 et menée dans le cadre LSH TKI. Cette forme de recherche le cadre du projet P1.03 PENT du programme de l&#39;Institut des matériaux de recherche biomédicale, co-financé par le ministère néerlandais des affaires économiques. Ce projet a été soutenu par ICIN - Institut néerlandais de coeur ( <a href="www.icin.nl">de www.icin.nl</a> ) et le &quot;Wijnand M. Pom Stichting&quot;. Les auteurs tiennent à remercier Henk Janssen et Joris Peters pour la synthèse de l&#39;UPY-hydrogelator et Remco Arts pour fournir le mRuby2. Nous remercions Bert Meijer, Tonny Bosman, Roxanne Kieltyka, Stijn Kramer, Joost Sluijter, Imo Hoefer, et Frebus van Slochteren pour les nombreuses discussions utiles et Marlijn Jansen, Joyce Visser, Grace Croft et Martijn van Nieuwburg pour teassistance chnique.

NOTE: Toutes les expériences in vivo ont été menées en conformité avec le Guide pour le soin et l&#39;utilisation des animaux de laboratoire par l&#39;Institut des ressources animales de laboratoire. Des expériences ont été approuvés par le Comité expérimentation animale de la Faculté de médecine de l&#39;Université d&#39;Utrecht, aux Pays-Bas. 1. Formulation de l&#39;hydrogel <ol><li> Pour préparer 1 ml de gel 10% en poids, on dissout 100 mg de la-UPY hydrogelator dans un flacon dans 900 ul de PBS pH 11,7 par une agitation à 70 ° C pendant 1 heure en utilisant un agitateur magnétique. Après refroidissement de la solution visqueuse à la température ambiante. La solution doit avoir maintenant un pH d&#39;environ 9,0. Cette solution peut être stockée pendant plusieurs jours. </li><li> Introduire à la pipette la quantité appropriée de médicament ou de biomolécules qui est dissous dans PBS neutre dans la solution visqueuse et remuer pendant 10 min pour atteindre une distribution uniforme. Si la solution devient trop visqueuse, peu réchauffer avec de l&#39;eau chaude. </li><li> Placer la solution pendant 1 heure sous une lampe UV à stériliser. </li></ol> 2. Analyse des Hydrogel <ol><li> Évaluation rhéologique de la solution <ol><li> Avant de charger le gel, montez la géométrie de plaque de la plaque de 25 mm dans le rhéomètre, régler la température à 20 ° C et de charger la plaque avec de l&#39;eau pour éviter l&#39;évaporation du gel pendant la mesure. </li><li> Pipette 300 pi de la solution sur une géométrie de plaque de la plaque de 25 mm sur un rhéomètre maintenue à 20 ° C et abaisser les plaques pour obtenir une distance d&#39;espacement de 0,5 mm. </li><li> La fiche viscosité de cisaillement en fonction de la contrainte de cisaillement de 0,1 à 500 Pa à 10 points par décade. </li></ol></li><li> Évaluation rhéologique du gel <ol><li> Introduire à la pipette 300 ul de la solution sur la plaque de pipette et un total de 4,2 ul de HCl 1 M à différents endroits sur la solution pour induire la formation de gel. </li><li> Abaisser les plaques à une distance d&#39;espacement de 0,5 mm et de laisser la guérison de gel pendant environ 30 min. Au cours de ce processus de durcissement, et mesurer la perte des modules de stockage à basse fréquence et de la souche, par exemple respectivement 1 rad / s et 0,5%. </li><li> Après le gel a durci (après environ 30 min), de stockage record et pertes modules en fonction de la fréquence (0,1-100 rad / s) et ensuite en fonction de la souche (0.1-1,000%). </li></ol></li></ol> 3. érosion et sortie expériences <ol><li> Transférer 100 pl de la solution visqueuse contenant le médicament ou une biomolécule en poly (téréphtalate d&#39;éthylène) suspendus insert de culture cellulaire de 24 puits plaque ayant une taille de pore de 8,0 um. Pour éviter les fuites de la solution de polymère tandis que dans la phase liquide, recouvrir le fond des inserts avec du Parafilm (figure 2A). </li><li> Immédiatement après la pipette 1,4 pi de HCl 1 M sur le dessus de la solution visqueuse pour réduire le pH à environ 7,0-7,2 et laissez la guérison de gel à l&#39;intérieur de l&#39;insert pendant environ 30 min. </li><li> Retirez le Parafilm from les inserts, placer l&#39;insert dans une plaque de 24 puits et de remplir le puits avec 800 pi de PBS pH 7,4. Incuber la plaque à 37 ° C avec balancement lent ou mouvement de secousse. Pour éviter l&#39;évaporation du solvant, remplissez restant puits vides avec du PBS et sceller la plaque de 24 puits avec du Parafilm (figure 2B). </li><li> Périodiquement rafraîchir la PBS et analyser le PBS supprimé car il produit de l&#39;érosion UPY publié ou de drogues / biomolécules. <ol><li> Quantifier UPY produits d&#39;érosion ou de la pirfénidone en mesurant l&#39;absorbance UV à 265 nm ou 320 nm, respectivement. Pour protéine fluorescente mRuby2 mesure émission de fluorescence à 587 nm après excitation à 559 nm. </li><li> Traduire les valeurs d&#39;absorption / d&#39;émissions mesurées à des concentrations via des courbes d&#39;étalonnage prédéterminés. <ol><li> Préparer des courbes d&#39;étalonnage à dissoudre une série de concentrations connues de l&#39;analyte dans un tampon et mesurer l&#39;absorbance UV ou émission de fluorescence de ces échantillons. Interpoler les données en utilisant une fonction linéaire pour detErmine la concentration des échantillons inconnus. Pour les protéines non-fluorescentes utiliser la détection ELISA 6. </li></ol></li></ol></li></ol> 4. Injection locale via un cathéter <ol><li> L&#39;induction de l&#39;infarctus du myocarde <ol><li> Après 12 heures de jeûne, à l&#39;exclusion de l&#39;eau, la sédation le cochon dans son écurie en injectant midazolam 0,4 mg / kg, la kétamine 10 mg / kg et de l&#39;atropine 0,014 mg / kg par voie intramusculaire. </li><li> Administrer thiopental de sodium à 5 mg / kg par voie intraveineuse pour induire l&#39;anesthésie et l&#39;intubation du cochon avec une sonde endotrachéale. Effectuer un ballon de ventilation à un taux de 12 / min si nécessaire tout en transportant l&#39;animal à la salle d&#39;opération. </li><li> À l&#39;arrivée à la salle d&#39;opération mécanique commencer immédiatement la ventilation à pression positive avec FiO2 0,50, 10 ml / volume courant kg, et une fréquence de 12 / min sous capnographie continue. Utilisez vétérinaire pommade sur les yeux pour prévenir la sécheresse. </li><li> Lancer anesthésie équilibrée par intraven continueous perfusion de midazolam 0,5 mg / kg / h, sufentanil 2,5 ug / kg / h et le bromure de pancuronium 0,1 mg / kg / h. Afin d&#39;assurer une anesthésie appropriées surveillent en permanence l&#39;ECG, la pression artérielle, la température et la capnographie. </li><li> Par voie intraveineuse infuser 4,3 mg / kg amiodarone et placer le cathéter intracardiaque de défibrillation dans le ventricule droit en utilisant la Sheeth veineuse 18. </li><li> Obturer l&#39;distale gauche artère interventriculaire antérieure (LAD) à la seconde branche diagonale par occlusion par ballonnet intracoronaire, pendant 90 minutes, selon le protocole décrit précédemment 18. </li></ol></li><li> Cartographie électromécanique <ol><li> À quatre semaines après l&#39;infarctus du myocarde, le plan de la procédure de mappage. Préparer le système (figure 4) dans le laboratoire de cathétérisme pour la cartographie électromécanique 3D (EMM) du ventricule gauche. Avec ce système myocarde viable, en hibernation et infarctus peut être identifié sans guidage fluoroscopique. Pour construire un tel EM-carte acquérir une soiRies de points à plusieurs endroits sur la surface de l&#39;endocarde LV en utilisant une source d&#39;énergie de champ magnétique ultra et un cathéter à pointe de capteur 19,20. </li><li> Anesthésier le cochon, en suivant le protocole étapes 4.1.1-4.1.4. </li><li> Placez le patch de référence externe sur le dos du porc. </li><li> Sécuriser l&#39;accès vasculaire (artère fémorale) selon le protocole 18. </li><li> Après l&#39;obtention d&#39;un biplan angiographie ventriculaire gauche dans le 25 ° oblique antérieure droite (RAO) et 40 ° à gauche vue oblique antérieure (LA) pour estimer la taille du ventricule gauche, donner 75 U / kg d&#39;héparine. </li><li> Avancez un français de cartographie 8 (D ou de la courbe F) cathéter sous guidage fluoroscopique à l&#39;aorte descendante, arc aortique et à travers la valve aortique dans le ventricule gauche (VG). </li><li> Orienter la pointe du cathéter à l&#39;apex de la LV pour acquérir les premières données, suivie par la voie d&#39;éjection, latérale et les points postérieurs pour former une silhouette 3D, définir les frontières de l&#39;ventriarticle. </li><li> Obtenir des points suivants jusqu&#39;à ce que tous les segments de l&#39;endocarde ont été échantillonnés en faisant glisser le cathéter de cartographie sur l&#39;endocarde et d&#39;acquérir successivement la position de la pointe alors en contact avec l&#39;endocarde 21,22. </li><li> Définir la zone cible, qui est l&#39;endroit où l&#39;activité électrique est (presque) altérée mouvement normal et mécanique, dite myocarde en hibernation (figure 6). </li></ol></li><li> Injection intra-myocardique <ol><li> Remplacer le cathéter de cartographie par cathéter d&#39;injection intramyocardique qui est composé d&#39;une aiguille de calibre 27 et un noyau à l&#39;intérieur de la lumière d&#39;un cathéter français 8 (Figure 5A et B). Pour délivrer des quantités spécifiques, charger une seringue graduée en volume à environ 2 ml de la solution d&#39;hydrogel et le placer dans une pompe à seringue. </li><li> Ajuster l&#39;extension de l&#39;aiguille à 0 ° et 90 ° de flexion et placer 0,1 ml de la solution d&#39;hydrogel pour remplir l&#39;espace mort de l&#39;aiguille. Ensuite, placez lepointe du cathéter d&#39;injection à travers la valve aortique et dans la zone cible. </li><li> Répondre aux critères suivants pour une position d&#39;injection à l&#39;intérieur de la zone cible déterminée dans 4.2.9: (1) position perpendiculaire du cathéter à la paroi du LV; (2) une excellente stabilité de boucle (&lt;4 mm), tel que calculé par le système EMM; et (3) sous-jacent tension&gt; 6,9 mV 21. <ol><li> Faire avancer l&#39;aiguille dans le myocarde, (4) confirmé par une contraction ventriculaire prématurée de la LV et injecter 0,1 à 0,3 ml de l&#39;hydrogel dans un bol à une vitesse constante d&#39;environ 0,4 à 0,5 ml / min en utilisant la pompe à seringue. Répétez ce à 6-10 positions différentes que diffuse que possible. Le pH naturel du tissu neutralise la solution après l&#39;injection, à laquelle l&#39;hydrogel est formé. </li></ol></li></ol></li><li> Sacrifice <ol><li> Post-procédure, euthanasier l&#39;animal par exsanguination. Couper la veine cave inférieure et enlever le sang avec un dispositif d&#39;aspiration. Provoquer fi ventriculairefibrillation en plaçant une pile de 9 V sur le sommet. </li></ol></li></ol>

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Z., Khademhosseini, A., Langer, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hydrogels+in+Biology+and+Medicine:+From+Molecular+Principles+to+Bionanotechnology.">Hydrogels in Biology and Medicine: From Molecular Principles to Bionanotechnology.</a> Advanced Materials. 18 (11), (2006).</li><li>Lutolf, M. P., Hubbell, J. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Synthetic+biomaterials+as+instructive+extracellular+microenvironments+for+morphogenesis+in+tissue+engineering.">Synthetic biomaterials as instructive extracellular microenvironments for morphogenesis in tissue engineering.</a> Nature Biotechnology. 23 (1), 47-55 (2005).</li></ol>

The authors have nothing to disclose.

Un défi majeur est d&#39;obtenir une solution qui est injectable à travers un long cathéter tout en gardant la solution compatible avec les composés bioactifs. Bien que le pH doit être augmenté pour augmenter injectabilité, composés bioactifs tels que les facteurs de croissance sont des molécules fragiles qui doivent être manipulés avec précaution. Nous surveillons le pH de la solution à l&#39;aide de près d&#39;un mètre de pH après l&#39;ajout du hydrogelator pour confirmer qu&#39;il est un pH de 9,0 avant d&#39;ajouter des composants bioactifs. Dans un premier temps, plusieurs cycles de l&#39;ajustement du pH de départ de la PBS ont été nécessaires pour mettre fin au droit pH. En outre, parce que nous utilisons des solutions relativement visqueux et un cathéter long et mince, une grande chute de pression est présente (de l&#39;ordre de 0,5 MPa, en fonction de la vitesse d&#39;injection). Par conséquent, une attention particulière doit être portée au choix des bonnes connexions entre la seringue et le cathéter. Une injection supports de pompe de la seringue contrôlée, que l&#39;application de ces forces à la main est un défi. Pour en vitro les expériences, la solution a été gélifié par neutralisation de la solution avec HCl, tandis que in vivo cela est fait par le pH naturel du tissu. Par conséquent, il est important d&#39;ajouter la bonne quantité de HCl à empêcher un dépassement du pH. La diffusion de cet acide est probablement le facteur limitant dans la gélification de l&#39;hydrogel dans des expériences in vitro; Cependant, in vivo le liquide aurait une grande surface de contact avec le tissu de neutralisation, ce qui entraînera probablement un rapide et plus uniforme par rapport à la gélification addition goutte à goutte d&#39;acide concentré. En outre, la commutation de gel est beaucoup plus rapide avec cette procédure légère par rapport aux méthodes précédemment utilisées (vs 0,5 h 2 h 25). Utilisation de pH naturel de l&#39;organisme pour la commutation des propriétés des matériaux est très attrayante car la transition est rapide, réversible, ne peut pas se produire à l&#39;intérieur du cathéter et in vivo est entièrement automatique. Ces propriétés donnent des avantages par rapport par exemple swit thermiquechable gélifie 26, où le risque de gélification dans un cathéter en raison de changements de température est présent, gels qui nécessitent une polymérisation photo-induite, ce qui est difficile en raison de la pénétration limitée de la lumière et de la formation de radicaux 27, ou des gels qui nécessitent une co-injection d&#39;un initiateur de polymérisation ou accélératrice 28. Le succès libération d&#39;un médicament à partir de l&#39;hydrogel dépend largement de la taille de la drogue. Comme représenté, la petite molécule de médicament est libérée immédiatement, tandis que la libération progressive de la protéine de modèle plus d&#39;1 semaine montre la promesse de ces hydrogels en tant que systèmes de distribution pour les facteurs de croissance. En général, les hydrogels sont plus prometteurs comme outil de distribution pour de plus grands objets tels que des protéines, des exosomes et des cellules 29,30. La 3-D électromécanique cartographie et l&#39;injection procédure prévoit une approche de prestation en fonction de cathéter validé cliniquement pour diverses thérapies régénératives du myocarde, tels que des hydrogels. Le Added valeur de cette technologie par rapport à d&#39;autres techniques de livraison non-chirurgicale est la planification du traitement, ce qui permet de différencier myocarde normal, atteint d&#39;un infarctus et d&#39;hibernation et de guider les thérapies dans la zone d&#39;intérêt. Inconvénients de cette approche concernent les compétences techniques nécessaires et le temps procédure longue et coûteuse 20. Dans le modèle porcin présenté un infarctus du myocarde cartographie électromécanique a été suivie par des injections intramyocardiques guidées avec le supramoléculaire UPY-hydrogel bioactif. D&#39;autres combinaisons avec les thérapies régénératives doivent être testés in vitro et in vivo pour obtenir plus de succès dans ce domaine émergent. En outre, l&#39;optimisation des procédures d&#39;injectabilité et de stérilisation doivent être effectuées pour traduire cette méthode avec succès à un contexte clinique.

Bien que le traitement de l&#39;infarctus aigu du myocarde a considérablement amélioré le taux de survie, l&#39;insuffisance cardiaque ischémique chronique est un problème majeur de santé publique qui progresse avec une population vieillissante. Il ya environ 6 millions de patients souffrant d&#39;insuffisance cardiaque aux États-Unis avec une augmentation estimée à 25% de la prévalence en 2030 1,2. Perte initiale de tissu myocardique conduit à un remodelage cardiaque et provoque l&#39;insuffisance cardiaque chronique finalement. Sauf pour la transplantation cardiaque, il n&#39;y a pas vraiment de traitement pour ce groupe de patients. La lacune croissante des coeurs donateurs souligne la nécessité de développer de nouvelles thérapies disponibles pour inverser ce processus de remodelage. Par conséquent, un objectif pour de futures thérapies est la régénération du myocarde perdu. Les hydrogels sont des matériaux intéressants dans le domaine de la médecine régénérative en raison de leur biocompatibilité et de leur sensibilité à trois déclencheurs externes. Hydrogels injectables offrent annoncetages plus hydrogels non injectables dans leur utilisation dans la chirurgie invasive minimale 4. Ces hydrogels injectables peuvent être appliqués à travers une seringue en raison de leur capacité de commutation dans des conditions physiologiques 5, et permettent, en principe, pour l&#39;injection des approches à base de cathéter 6. Différentes stratégies ont été utilisées pour des matériaux injectables, allant de réticulation chimique après injection de reticulation physique par navigateur température, le pH et le comportement rhéofluidifiant 4,7,8. Bien que plusieurs systèmes ont montré injectabilité facile via une seringue 9,10, le cathéter-compatibilité complète n&#39;a pas été souvent montré 6. Hydrogels préparés à partir de polymères supramoléculaires sont formés par des interactions non-covalentes qui peuvent être activés facilement à partir d&#39;un gel à un état ​​de solution, et vice-versa en utilisant des déclencheurs de l&#39;environnement 11. En outre, les précurseurs de faible poids moléculaire permettent de processabilité facile 12,13 </sup&gt;. Les conditions requises pour la commutation douce permet l&#39;addition de divers composants actifs biologiques tels que souvent difficile de traiter les facteurs de croissance. Réseaux transitoires supramoléculaires dans l&#39;eau à base de poly (éthylène glycol) (PEG), fin modifiés avec uréido-pyrimidinone (UPY) fractions 14 ont montré les avantages des interactions non-covalentes en combinaison avec des applications biomédicales et ont été utilisés en tant que système de délivrance de médicaments dans le coeur 6 et sous la capsule rénale 15. Ces réseaux sont formés par dimérisation des groupes UPY l&#39;abri de l&#39;environnement aqueux par des entretoises d&#39;alkyle formant une poche hydrophobe. Collage urée d&#39;hydrogène facilite empilage ultérieur de ces dimères en nanofibres. En raison de l&#39;interaction réversible du dimère UPY-UPY, déclenche telles que le pH et la température peuvent être utilisés pour commuter à partir de solutions à des gels. L&#39;utilisation d&#39;un motif synthétique permet une conception des propriétés moléculaires et gel pour examen parple longueur de syntonisation des chaînes de PEG et espaceurs alkyle 14,16. Par ailleurs, plusieurs composés bioactifs peuvent être incorporés en mélangeant simplement la solution de hydrogelator supramoléculaire avant injection, avec des médicaments ou des espèces bioactives, telles que des facteurs de croissance ou des exosomes, respectivement. Les exosomes sont de petites vésicules membranaires contenant des dérivés cytosoliques. Elles sont sécrétées par de nombreuses cellules et sont impliqués dans la communication intercellulaire. Les exosomes dérivés de cellules progénitrices cardiomyocytes sont proposés pour jouer un rôle dans la protection cardiaque 17. Ici, nous décrivons le protocole de la formulation et de l&#39;injection du myocarde vivo d&#39;un tel hydrogel supramoléculaire bioactif. Des expériences in vitro sont décrits qui donnent sur ​​coup droit une indication de la stabilité de gel et de la libération du médicament, ce qui permet un réglage du gel et libérer propriétés avant application 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

Régénération de la perte de myocarde est un objectif important pour les thérapies futures en raison de la présence croissante de l&#39;insuffisance cardiaque ischémique chronique et l&#39;accès limité à un coeur de donneur. Un exemple d&#39;un traitement pour récupérer la fonction du cœur est constitué de la délivrance locale de médicaments et de produits bioactifs à partir d&#39;un hydrogel. Dans cet article, une méthode est introduit à formuler et à injecter un hydrogel chargé de médicament non invasive et dans le cœur de porc en utilisant un long cathéter flexible, précise-côté. L&#39;utilisation de 3-D et la cartographie électromécanique injection par l&#39;intermédiaire d&#39;un cathéter permet le traitement spécifique du côté du myocarde. Pour fournir un hydrogel compatible avec ce cathéter, un hydrogel supramoléculaire est utilisé en raison de la commutation à partir d&#39;un gel convenable pour l&#39;état de solution en utilisant des déclencheurs environnementaux. Poly A ce pH basique uréido-pyrimidinone modifié (éthylène glycol) agit comme un fluide newtonien qui peut être facilement injecté, mais à un pH physiologique de la solution passe rapidement enun gel. Ces conditions douces permettent de commutation pour l&#39;incorporation de médicaments bioactifs et des espèces bioactives, telles que des facteurs de croissance et des exosomes, nous présentons ici comme à la fois in vitro et in vivo. Les expériences in vitro donnent un sur indication de coup droit de la stabilité du gel et la libération du médicament, ce qui permet un réglage du gel et des propriétés de libération avant l&#39;application ultérieure in vivo. Cet agencement permet la mise au point optimale du gel sur les composés bioactifs utilisés et espèces, et le système d&#39;injection.

Des résultats typiques obtenus à partir des mesures rhéologiques oscillatoires à la fois sur la solution et le gel sont montrés sur la figure 1. Pour l&#39;injection à travers un long cathéter, un fluide newtonien à faible viscosité est souhaitable. La viscosité a été mesurée en fonction du taux de cisaillement, ce qui montre qu&#39;à pH 8,5, la solution est l&#39;amincissement de cisaillement, mais à un pH de 9,0 et 9,5 les solutions se comportent comme des liquides newtoniens comme en témoigne la viscosité constante de 0,54 et 0,36 Pa · s, respectivement (figure 1A) . Après neutralisation des échantillons, les échantillons présentent une réponse solide comme observé par un module de conservation G &#39;, qui est plus grand que le module de perte G &quot;et donc une tanô = G&quot; / G&#39; &lt;1 (figure 1B). Le gel obtenu sa résistance finale en 30 minutes. Oscillatoires mesures rhéologiques montrent une réponse solide comme typique avec G &#39;presque indépendante de la fréq angulaireuency et G &#39;&gt; G &quot;pour toutes les fréquences mesurées (Figure 1C). Indispensable pour l&#39;utilisation en tant que système de délivrance de médicaments est l&#39;érosion de l&#39;hydrogel au fil du temps. Les interactions supramoléculaires sont intrinsèquement dynamique et permettent une lente érosion du gel in vitro. L&#39;érosion et de libération expériences sont effectuées à 37 ° C en utilisant des inserts de puits poreux (Figure 2A et B). En réglant la longueur de la séquence hydrophobe et hydrophile 14, d&#39;un gel qui érode sur une période de plusieurs semaines, on peut obtenir (figure 3A). Le gel érode 25% en 2 semaines avec une érosion initiale de 10% au premier jour, probablement due à un gonflement initial de l&#39;hydrogel. A titre d&#39;exemple, à la fois la libération d&#39;un médicament à petite molécule (de pirfénidone), et la libération d&#39;une protéine modèle fluorescent (mRuby2) a été étudiée. Une protéine fluorescente modèle permet une lecture facile; Cependant, in vitro </em&gt; Expériences de libération peuvent également être effectuées sur d&#39;autres protéines en utilisant ELISA pour la quantification 6. Le médicament à petite molécule est libéré dans la journée, tandis que de plus grandes molécules telles que les protéines sont progressivement libérés sur 1 semaine (figure 3B). Montage du profil de libération de mRuby2 jusqu&#39;à 60% de libération avec le modèle Korsmeyer-Peppas semi-empirique indique libération due à la diffusion (n = 0,44) 23. L&#39;absence d&#39;un décalage dans le (adapté) modèle Korsmeyer-Peppas montre qu&#39;il n&#39;y a pas rafale de presse présente pour mRuby2 24. En raison de la quantité limitée de points de données avec une version inférieure à 60% pour la pirfénidone, pas d&#39;adaptation a été réalisée sur ce profil de libération. Le système de navigation de cathéter est constitué d&#39;une console de l&#39;unité de communication, une station de travail (figure 4), un bloc de localisation triangulaire (générer un champ magnétique faible) avec une pièce de référence externe, et deux cathéters, l&#39;application de la sonde à pointe et le injection cathéter (Figure 5). Après une analyse post-traitement n&#39;a filtré des points instables de la reconstruction de l&#39;endocarde 3D ​​de la LV est mis à jour en temps réel avec l&#39;acquisition de chaque nouveau point de données et est affiché en permanence comme des potentiels de tension unipolaires et bipolaires sur une échelle de couleurs graduée (figure 6A). La fonction raccourcissement local linéaire (LLS) quantifie le mouvement régional de la paroi par l&#39;obtention de la variation moyenne de la distance entre le site de l&#39;échantillon et des points adjacents à la fin de la systole et la fin de diastole. Les valeurs de tension moyenne et LLS sont calculés pour chaque segment et affichées dans le plan polaire. (Figure 6B). La présence d&#39;un potentiel anormal ou bas unipolaire (≤6 mV) et l&#39;activité mécanique facultés affaiblies (LLS ≤4 de%) caractérise les zones infarcis 22. <img alt="Figure 1" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig1highres.jpg"width = &quot;700&quot; /&gt; Figure 1 :. évaluation rhéologique des solutions et de gels. (A) de viscosité en fonction du taux de cisaillement pour les solutions à différents pH. Pour l&#39;échantillon à un pH de 8,5, on observe une fluidification par cisaillement mais pour les échantillons à pH 9,0 et 9,5, on obtient des viscosités constantes, qui montre le comportement newtonien de ces solutions. Durcissement (B) de gel suivie de traçage tan δ en fonction du temps. Balayage (C) de fréquence pour un échantillon neutralisé après 2 h durcissement. Les barres d&#39;erreur montrent les écarts-types de 3 mesures indépendantes, indiquant une erreur expérimentale typique. <img alt="Figure 2" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig2highres.jpg" width="600" /> Figure 2: configuration de la dégradation. Libérer et expériences (A) Poly (téréphtalate d&#39;éthylène) et insert couverts avec du Parafilm pour prévenir les fuites during préparation. (B) de 24 puits avec des inserts plaque, enveloppé avec du Parafilm pour empêcher l&#39;évaporation du solvant. <img alt="Figure 3" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig3highres.jpg" width="700" /> Figure 3:. Érosion et de sortie (A) L&#39;érosion de l&#39;hydrogel au fil du temps. L&#39;érosion progressive du gel pendant au moins 2 semaines est observé. (B) de sortie d&#39;une petite molécule de médicament et une protéine modèle. Alors que la petite molécule est libéré dans la journée, la protéine de modèle est progressivement libéré plus d&#39;une semaine sans une libération de rafale significative. La ligne montre l&#39;ajustement du modèle Korsmeyer-Peppas à l&#39;étape initiale de la libération. <img alt="Figure 4" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig4highres.jpg" width="600" /> Figure 4: Le système de navigation de cathéter. </strong&gt; console de l&#39;unité de communication avec NOGA XP système de navigation cardiaque. <img alt="Figure 5" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig5highres.jpg" width="700" /> Figure 5: (A) Cathéter à injection intramyocardique de seringue fixée. (B) Détail de l&#39;aiguille d&#39;injection. <img alt="Figure 6" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig6highres.jpg" width="700" /> Figure 6: tension unipolaire et carte LLS. (A) la carte unipolaire, vue AJO (en haut) et oeil de taureaux (ci-dessous). La couleur rouge indique faibles valeurs de tension unipolaires à la base du myocarde (normal) avec la perte de l&#39;activité électrique postérolatérale. Bleu indique myocarde normal, tandis que les couleurs vertes et jaunes indiquent une diminution de viabilité. (B) Carte de LLS, vue AJO (en haut) et oeil de taureaux (ci-dessous). Red indica couleurtes akinésie dans la paroi postéro-latérale, vert et jaune indiquer une baisse de mouvement de la paroi. Les points de cartographie sont représentés par des points blancs. La ligne blanche dessinée montre la zone d&#39;intérêt, caractérisé par des tensions unipolaires diminué et les mouvements de la paroi avec facultés affaiblies. Les points Brown représentent les sites d&#39;injection.

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

Hydrogelators supramoléculaires basés sur uréido-pyrimidinones permettent un contrôle complet sur les propriétés macroscopiques de gel et le comportement de commutation sol-gel en utilisant pH. Ici, nous présentons un protocole de formulation et d&#39;injection d&#39;un tel hydrogelator supramoléculaire via un système de délivrance par cathéter pour la livraison locale directement dans des domaines pertinents dans le cœur de porc.

Un supramoléculaire hydrogel injectable and Drug-chargé pour cathéter locale injection dans le Pig Heart

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

an-injectable-drug-loaded-supramolecular-hydrogel-for-local-catheter

Research

JoVE Journal

Bioengineering

17.2K vues.  Eindhoven University of Technology.  Hydrogelators supramoléculaires basés sur uréido-pyrimidinones permettent un contrôle complet sur les propriétés macroscopiques de gel et le comportement de commutation sol-gel en utilisant pH. Ici, nous présentons un protocole de formulation et d'injection d'un tel hydrogelator supramoléculaire via un système de délivrance par cathéter pour la livraison locale directement dans des domaines pertinents dans le cœur de porc. 

Vidéo: 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.

La fabrication des matériaux injectables d&#39;origine biologique pour l&#39;ingénierie tissulaire du myocarde

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

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Bio-ingénierie

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.

Synthèse d&#39;une protéine artificielle induite par une intéine 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 ...

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 pour thérapie régénérative Injectable et de dépistage des drogues de haut débit

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 additif de fabrication Technique pour la Fabrication rapide et Facile des Micromachines base d’Hydrogel avec composants magnétiquement 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.

Seringue-injectable maillage électronique pour l’électrophysiologie rongeur chronique Stable

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.

Cathéter de lumière à tir latéral intra-cardiaque pour la surveillance du métabolisme cellulaire à l'aide de la spectroscopie d'absorption transmurale des cœurs de mammifères perfusés

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 caractérisations mécaniques des valvules auriculo-ventriculaire

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.

Hydrogels supramoléculaires injectables de polymères-nanoparticules pour les applications cellulaires et d’administration de médicaments

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 d’hydrogel photodégradables pour le dépistage, la sélection et l’isolement des bactéries

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.