Este trabalho foi financiado pelo Ministério da Educação, Cultura e Ciência (programa de Gravidade 024.001.035), a Organização Holandesa para Pesquisa Científica (NWO), o Conselho Europeu de Investigação (FP7 / 2007-2013) Convenção de subvenção CEI 308045 e realizado no âmbito do quadro LSH TKI. Isso faz parte de pesquisa do Projeto P1.03 PENT do programa do BioMedical Materiais instituto de pesquisa, co-financiado pelo Ministério dos Assuntos Económicos neerlandês. Este projecto foi apoiado por icin - Instituto Holandês Coração ( <a href="www.icin.nl">www.icin.nl</a> ) eo &quot;Wijnand M. Pom Stichting&quot;. Os autores gostariam de agradecer Henk Janssen e Joris Peters para a síntese do UPy-hydrogelator e Remco Arts para fornecer o mRuby2. Agradecemos Bert Meijer, Tonny Bosman, Roxanne Kieltyka, Stijn Kramer, Joost Sluijter, Imo Hoefer, e Frebus van Slochteren para as muitas discussões úteis e Marlijn Jansen, Joyce Visser, Grace Croft e Martijn van Nieuwburg para teassistência chnical.

NOTA: Todos os experimentos in vivo foram conduzidos de acordo com o Guia para o Cuidado e Uso de Animais de Laboratório do Institute of Laboratory Animal Resources. Os experimentos foram aprovados pelo Comitê de Experimentação Animal da Faculdade de Medicina da Universidade de Utrecht, na Holanda. 1. Formulação do hidrogel <ol><li> Para preparar 1 mL de gel de 10% em peso, dissolve-se 100 mg do UPy-hydrogelator num frasco em 900 ul de PBS pH 11,7 por agitação a 70 ° C durante 1 hora utilizando um agitador magnético. Depois arrefece-se a solução viscosa até à temperatura ambiente. A solução agora deve ter um pH de aproximadamente 9,0. Esta solução pode ser armazenada durante vários dias. </li><li> Pipetar a quantidade apropriada de droga ou de biomoléculas que é dissolvido em PBS neutro na solução viscosa e agitou-se durante 10 min para atingir uma distribuição uniforme. Se a solução torna-se muito viscoso, pouco aquecê-lo com água quente. </li><li> Coloque a solução durante 1 hora sob uma lâmpada UV para esterilizar. </li></ol> 2. Análise do Hidrogel <ol><li> Avaliação reológico da solução <ol><li> Antes de carregar o gel, a montagem 25 milímetros geometria placa-placa no reómetro, ajustar a temperatura para 20 ° C e carregar a placa com água para evitar a evaporação do gel durante a medição. </li><li> Pipete 300 pi da solução de 25 mm para geometria da placa-placa por um reómetro mantida a 20 ° C e inferiores das placas para obter uma distância de folga de 0,5 mm. </li><li> Viscosidade de corte recorde em função da tensão de cisalhamento 0,1-500 Pa com 10 pontos por década. </li></ol></li><li> Avaliação reológica do gel <ol><li> Pipetar 300 ul da solução na placa e pipetar um total de 4,2 mL de 1 M de HCl em locais diferentes na solução de induzir a formação de gel. </li><li> Diminuir as placas a uma distância de folga de 0,5 mm e deixe a cura de gel para cerca de 30 min. Durante este processo de cura, medir o armazenamento e perda de módulos em baixa freqüência e tensão, por exemplo, respectivamente, 1 rad / seg e 0,5%. </li><li> Depois que o gel tem curado (após cerca de 30 min) módulos, de armazenamento de registros e perdas em função da frequência (0,1-100 rad / seg) e, posteriormente, em função da tensão (0.1-1,000%). </li></ol></li></ol> 3. Erosão e lançamento Experiments <ol><li> Transferir 100 ul da solução viscosa que contém o fármaco ou uma biomolécula em poli (tereftalato de etileno) inserção de cultura de células de suspensão de 24-poços de placas com tamanho de poro de 8,0 um. Para prevenir fugas da solução de polímero, enquanto na fase líquida, cobrir o fundo das inserções com Parafilm (Figura 2A). </li><li> Imediatamente depois pipeta 1,4 ul de 1 M de HCl em cima da solução viscosa para reduzir o pH para cerca de 7,0-7,2 e deixar a curar o gel dentro da pastilha de cerca de 30 min. </li><li> Remova o Parafilm from as inserções, colocar o inserto numa placa de 24 poços e encher o poço com 800 ul de PBS, pH 7,4. Incubar a placa a 37 ° C com agitação lenta ou movimento de agitação. Para evitar a evaporação do solvente, preencher vazios restantes poços com PBS e selar a placa de 24 poços com Parafilm (Figura 2B). </li><li> Periodicamente atualize a PBS e analisar a PBS removido para lançado produto erosão UPy ou droga / biomolécula. <ol><li> Quantificar produtos de erosão UPy pirfenidona ou por medição da absorvância de UV a 265 nm ou 320 nm, respectivamente. Para a proteína fluorescente medida mRuby2 emissão de fluorescência a 587 nm após excitação a 559 nm. </li><li> Traduzir valores de absorção / emissão medidos a concentrações através de curvas de calibração predeterminados. <ol><li> Preparar curvas de calibração para dissolução de uma série de concentrações conhecidas do analito em tampão e medir a absorvância de UV ou emissão fluorescente dessas amostras. Interpolar os dados utilizando uma função linear para detarminho a concentração das amostras desconhecidas. Para as proteínas não fluorescentes utilizar a detecção ELISA 6. </li></ol></li></ol></li></ol> 4. injeção local por meio de um cateter <ol><li> A indução do infarto do miocárdio <ol><li> Após 12 horas de jejum, excluindo a água, sedar o porco em seu estábulo, injetando midazolam 0,4 mg / kg, cetamina 10 mg / kg e atropina 0,014 mg / kg por via intramuscular. </li><li> Administrar tiopental sódico 5 mg / kg por via intravenosa para induzir a anestesia e intubação o porco com um tubo endotraqueal. Execute balão-ventilação a uma taxa de 12 / min, se necessário durante o transporte do animal para a sala de operação. </li><li> Na chegada ao teatro operação começar imediatamente a ventilação mecânica com pressão positiva FiO 2 de 0,50, 10 ml / kg de volume corrente e uma frequência de 12 / min sob capnografia contínua. Use veterinário pomada sobre os olhos para prevenir o ressecamento. </li><li> Iniciar a anestesia balanceada por intraven contínuaous infusão de midazolam 0,5 mg / kg / h, sufentanil 2,5 ug / kg / h e o brometo de pancurónio 0,1 mg / kg / h. Para assegurar a anestesia adequada monitorizar continuamente o ECG, pressão sanguínea arterial, temperatura e capnografia. </li><li> Infundir por via intravenosa de 4,3 mg / kg de amiodarona e colocar o cateter intracardíaca desfibrilação no ventrículo direito usando o Sheeth venosa 18. </li><li> Ocluir a artéria distal descendente anterior esquerda (LAD) para o segundo ramo diagonal pela oclusão do balão intracoronário, durante 90 minutos, de acordo com o protocolo descrito anteriormente 18. </li></ol></li><li> Mapeamento eletromecânico <ol><li> Às quatro semanas após o infarto do miocárdio, planejar o procedimento de mapeamento. Prepara-se o sistema (Figura 4) no cathlab para mapeamento eletromecânico 3D (EMM) do ventrículo esquerdo. Com este sistema de miocárdio viável, hibernando e infartado podem ser identificados sem orientação fluoroscópica. Para construir um mapa-EM tal adquirir um series de pontos em vários locais na superfície endocárdica do VE usando uma fonte de energia do campo magnético ultralow e um cateter com ponta de sensor de 19,20. </li><li> Anestesiar o porco, seguindo o protocolo passos 4.1.1-4.1.4. </li><li> Coloque o patch referência externa na parte traseira do porco. </li><li> Fixe o acesso vascular (artéria femoral) de acordo com o protocolo 18. </li><li> Após a obtenção de um biplano deixou angiograma ventricular no 25 ° oblíqua anterior direita (RAO) e 40 ° esquerda oblíqua anterior (LA) para estimar o tamanho do ventrículo esquerdo, dar 75 U / kg de heparina. </li><li> Avance um 8 Francês-mapping (D ou F curva) cateter sob orientação fluoroscópica à aorta descendente, do arco aórtico e através da válvula aórtica no ventrículo esquerdo (VE). </li><li> Orientar a ponta do cateter para o ápice do VE para adquirir os primeiros dados, seguido por via de saída, lateral e posterior pontos para formar uma silhueta 3D, que define as fronteiras do Ventricle. </li><li> Obter pontos subseqüentes, até que todos os segmentos do endocárdio foram amostrados, arrastando o cateter de mapeamento sobre o endocárdio e aquisição sequencialmente a localização da ponta, enquanto em contacto com o endocárdio 21,22. </li><li> Definir a área de alvo, que é onde a actividade eléctrica é (quase) o movimento normal e prejudicada mecânica, denominada miocárdio em hibernação (Figura 6). </li></ol></li><li> A injeção <ol><li> Substituir o cateter de mapeamento do cateter por injecção intramiocardial que é composto de uma agulha de calibre 27 e um núcleo dentro de um lúmen do cateter Francês 8 (Figura 5A e B). Para distribuir quantidades específicas, carregar uma seringa graduada em volume com cerca de 2 ml de solução de hidrogel e colocá-lo em uma bomba de seringa. </li><li> Ajustar a extensão de agulha, a 0 ° e 90 ° flex e colocar 0,1 ml da solução de hidrogel para encher a agulha do espaço morto. Em seguida, coloque oponta do cateter de injecção através da válvula aórtica e para a área de destino. </li><li> Seguir os seguintes critérios para uma posição de injecção dentro da área do alvo determinado em 4.2.9: (1) posição perpendicular do cateter à parede do VE; (2) uma estabilidade excelente ciclo (&lt;4 mm) como calculado pelo sistema de EMM; e (3) tensão subjacente&gt; 6,9 mV 21. <ol><li> Avançar a agulha no miocárdio, (4) confirmada por uma contracção ventricular prematura do VE, e injectar 0,1-0,3 ml do hidrogel na forma de bolus, a uma taxa constante de cerca de 0,4-0,5 ml / min usando a bomba de seringa. Repita este em 6-10 posições diferentes quanto difuso quanto possível. O pH natural do tecido irá neutralizar a solução após a injecção, em que o hidrogel é formado. </li></ol></li></ol></li><li> Sacrifício <ol><li> Pós-procedimento, humanamente sacrificar o animal por sangria. Corte a veia cava inferior e remover o sangue com um dispositivo de sucção. Induzir fi ventricularfibrilação colocando uma bateria de 9 V no ápice. </li></ol></li></ol>

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	<li>Levy, D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Long-Term+Trends+in+the+Incidence+of+and+Survival+with+Heart+Failure.">Long-Term Trends in the Incidence of and Survival with Heart Failure.</a> The New England Journal of Medicine. 347 (18), 1397-1402 (2002).</li><li>Roger, V. L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Heart+disease+and+stroke+statistics&#8212;2012+update:+a+report+from+the+American+Heart+Association.">Heart disease and stroke statistics&#8212;2012 update: a report from the American Heart Association.</a> Circulation. 120 (1), 2-220 (2012).</li><li>Peppas, N. A., Huang, Y., Torres-Lugo, M., Ward, J. H., Zhang, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Physicochemical+foundations+and+structural+design+of+hydrogels+in+medicine+and+biology.">Physicochemical foundations and structural design of hydrogels in medicine and biology.</a> Annual Review of Biomedical Engineering. 2 (1), 9-29 (2000).</li><li>Olsen, B. D., Kornfield, J. A., Tirrell, D. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Yielding+Behavior+in+Injectable+Hydrogels+from+Telechelic+Proteins.">Yielding Behavior in Injectable Hydrogels from Telechelic Proteins.</a> Macromolecules. 43 (21), 9094-9099 (2010).</li><li>Guvendiren, M., Lu, H. D., Burdick, 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=Shear-thinning+hydrogels+for+biomedical+applications.">Shear-thinning hydrogels for biomedical applications.</a> Soft Matter. 8 (2), 260 (2012).</li><li>Bastings, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+Fast+pH-Switchable+and+Self-Healing+Supramolecular+Hydrogel+Carrier+for+Guided,+Local+Catheter+Injection+in+the+Infarcted+Myocardium.">A Fast pH-Switchable and Self-Healing Supramolecular Hydrogel Carrier for Guided, Local Catheter Injection in the Infarcted Myocardium.</a> Advanced Healthcare Materials. 3 (1), 70-78 (2014).</li><li>Pawar, G. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Injectable+Hydrogels+from+Segmented+PEG-Bisurea+Copolymers.">Injectable Hydrogels from Segmented PEG-Bisurea Copolymers.</a> Biomacromolecules. 13 (12), 3966-3976 (2012).</li><li>Yoon, H. -. J., Jang, W. -. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Polymeric+supramolecular+systems+for+drug+delivery.">Polymeric supramolecular systems for drug delivery.</a> Journal of Materials Chemistry. 20 (2), 211-222 (2009).</li><li>Christman, K. L., Lee, R. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biomaterials+for+the+treatment+of+myocardial+infarction.">Biomaterials for the treatment of myocardial infarction.</a> Journal of the American College of Cardiology. 48 (5), 907-913 (2006).</li><li>Yu, L., Ding, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Injectable+hydrogels+as+unique+biomedical+materials.">Injectable hydrogels as unique biomedical materials.</a> Chemical Society Reviews. 37 (8), 1473-1481 (2008).</li><li>Krieg, E., Rybtchinski, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Noncovalent+Water-Based+Materials:+Robust+yet+Adaptive.">Noncovalent Water-Based Materials: Robust yet Adaptive.</a> Chemistry &#8211; A European Journal. 17 (33), 9016-9026 (2011).</li><li>Davis, M. E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Injectable+self-assembling+peptide+nanofibers+create+intramyocardial+microenvironments+for+endothelial+cells.">Injectable self-assembling peptide nanofibers create intramyocardial microenvironments for endothelial cells.</a> Circulation. 111 (4), 442-450 (2005).</li><li>Li, J., Ni, X., Leong, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Injectable+drug-delivery+systems+based+on+supramolecular+hydrogels+formed+by+poly(ethylene+oxide)s+and+alpha-cyclodextrin.">Injectable drug-delivery systems based on supramolecular hydrogels formed by poly(ethylene oxide)s and alpha-cyclodextrin.</a> Journal of Biomedical Materials Research. Part A. 65 (2), 196-202 (2003).</li><li>Dankers, P. Y. W., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hierarchical+formation+of+supramolecular+transient+networks+in+water:+a+modular+injectable+delivery+system.">Hierarchical formation of supramolecular transient networks in water: a modular injectable delivery system.</a> Advanced materials. 24 (20), 2703-2709 (2012).</li><li>Dankers, P. Y. W., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Development+and+in-vivo+characterization+of+supramolecular+hydrogels+for+intrarenal+drug+delivery.">Development and in-vivo characterization of supramolecular hydrogels for intrarenal drug delivery.</a> Biomaterials. 33 (20), 5144-5155 (2012).</li><li>Kieltyka, R. E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mesoscale+modulation+of+supramolecular+ureidopyrimidinone-based+poly(ethylene+glycol)+transient+networks+in+water.">Mesoscale modulation of supramolecular ureidopyrimidinone-based poly(ethylene glycol) transient networks in water.</a> Journal of the American Chemical Society. 135 (30), 11159-11164 (2013).</li><li>Vrijsen, K. R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cardiomyocyte+progenitor+cell-derived+exosomes+stimulate+migration+of+endothelial+cells.">Cardiomyocyte progenitor cell-derived exosomes stimulate migration of endothelial cells.</a> Journal of Cellular and Molecular Medicine. 14 (5), 1064-1070 (2010).</li><li>Koudstaal, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Myocardial+infarction+and+functional+outcome+assessment+in+pigs.">Myocardial infarction and functional outcome assessment in pigs.</a> Journal of Visualized Experiments. (86), (2014).</li><li>Koudstaal, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Sustained+delivery+of+insulin-like+growth+factor-1/hepatocyte+growth+factor+stimulates+endogenous+cardiac+repair+in+the+chronic+infarcted+pig+heart.">Sustained delivery of insulin-like growth factor-1/hepatocyte growth factor stimulates endogenous cardiac repair in the chronic infarcted pig heart.</a> Journal of Cardiovascular Translational Research. 7 (2), 232-241 (2014).</li><li>Spoel, T. I., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Non-surgical+stem+cell+delivery+strategies+and+in+vivo+cell+tracking+to+injured+myocardium.">Non-surgical stem cell delivery strategies and in vivo cell tracking to injured myocardium.</a> International Journal of Cardiovascular Imaging. 27 (3), 367-383 (2011).</li><li>Gepstein, L., Hayam, G., Shpun, S., Ben-Haim, S. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hemodynamic+evaluation+of+the+heart+with+a+nonfluoroscopic+electromechanical+mapping+technique.">Hemodynamic evaluation of the heart with a nonfluoroscopic electromechanical mapping technique.</a> Circulation. 96 (10), 3672-3680 (1997).</li><li>Gy&#246;ngy&#246;si, M., Dib, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Diagnostic+and+prognostic+value+of+3D+NOGA+mapping+in+ischemic+heart+disease.">Diagnostic and prognostic value of 3D NOGA mapping in ischemic heart disease.</a> Nature Reviews Cardiology. 8 (7), 393-404 (2011).</li><li>Siepmann, J., Siepmann, F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Modeling+of+diffusion+controlled+drug+delivery.">Modeling of diffusion controlled drug delivery.</a> Journal of Controlled Release Official Journal of the Controlled Release Society. 161 (2), 351-362 (2012).</li><li>Kim, H., Fassihi, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Application+of+binary+polymer+system+in+drug+release+rate+modulation.+2.+Influence+of+formulation+variables+and+hydrodynamic+conditions+on+release+kinetics.">Application of binary polymer system in drug release rate modulation. 2. Influence of formulation variables and hydrodynamic conditions on release kinetics.</a> Journal of Pharmaceutical Sciences. 86 (3), 323-328 (1997).</li><li>Pape, A. C. H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mesoscale+characterization+of+supramolecular+transient+networks+using+SAXS+and+rheology.">Mesoscale characterization of supramolecular transient networks using SAXS and rheology.</a> International Journal Of Molecular Sciences. 15 (1), 1096-1111 (2014).</li><li>Lee, B. H., Vernon, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> In Situ-Gelling, Erodible N-Isopropylacrylamide Copolymers. Macromolecular Bioscience. 5 (7), 629-635 (2005).</li><li>Annabi, N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=25th+Anniversary+Article:+Rational+Design+and+Applications+of+Hydrogels+in+Regenerative+Medicine.">25th Anniversary Article: Rational Design and Applications of Hydrogels in Regenerative Medicine.</a> Advanced Materials. 26 (1), 85-124 (2014).</li><li>Asai, D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Protein+polymer+hydrogels+by+in+situ,+rapid+and+reversible+self-gelation.">Protein polymer hydrogels by in situ, rapid and reversible self-gelation.</a> Biomaterials. 33 (21), 5451-5458 (2012).</li><li>Peppas, N. A., Hilt, J. 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.

Um desafio chave é a obtenção de uma solução injectável, que é através de um cateter longo, mantendo a solução compatível com os compostos bioactivos. Embora o pH deve ser aumentada para aumentar a injectabilidade, os compostos bioactivos tais como factores de crescimento são moléculas frágeis que devem ser manuseadas com cuidado. Nós monitorar o pH da solução rigorosamente usando um medidor de pH após a adição da hydrogelator para confirmar que é pH 9,0 antes de adicionar quaisquer componentes bioactivos. Inicialmente, várias rodadas de ajustar o pH de partida da PBS eram necessárias para acabar com o pH certo. Além disso, porque usar soluções relativamente viscosos e um cateter de longa e fina, uma grande queda de pressão está presente (na ordem de 0,5 MPa, dependendo da velocidade de injecção). Portanto, cuidado especial deve ser tomado na seleção das conexões corretas entre a seringa eo cateter. A injeção suportes bomba de seringa controlada, como a aplicação de tais forças com a mão é um desafio. Pois em vitrO experiências, a solução foi gelificado por neutralização da solução com HCl, enquanto in vivo, isto é feito por o pH natural do tecido. Portanto, é importante adicionar a quantidade certa de HCl para evitar uma ultrapassagem do pH. A difusão deste ácido é provavelmente o fator limitante na gelificação do hidrogel em experiências in vitro; No entanto, in vivo, o líquido terá uma área de superfície elevada contacto com tecido neutralizantes, que provavelmente irão resultar numa mais rápida e uniformemente gelificação em comparação com adição gota a gota de ácido concentrado. Além disso, a comutação de gel é muito mais rápida com este procedimento leve em comparação com os métodos utilizados previamente (0,5 hr vs 2 h) 25. Usando pH natural do corpo para a mudança das propriedades do material é muito atraente desde a transição é rápida, reversível, não pode ocorrer dentro do cateter e in vivo é totalmente automático. Estas propriedades dão vantagens sobre eg swit térmicachable gelifica 26, onde o risco de gelificação num cateter devido a mudanças de temperatura estiver presente, que requerem géis polimerização foto-induzida, que é um desafio devido à penetração limitada luz e 27 de formação de radicais, ou géis, que requerem a co-injecção de um iniciador de polimerização ou accellerator 28. Libertação bem sucedida de um fármaco a partir do hidrogel depende em grande parte do tamanho do fármaco. Como mostrado, a pequena molécula é liberada imediatamente, enquanto a liberação gradual do modelo de proteína sobre uma semana mostra a promessa desses hidrogéis como sistemas de liberação de fatores de crescimento. Em geral, os hidrogéis são mais promissoras como ferramenta de entrega de objetos maiores, como proteínas, exossomos e células 29,30. O procedimento de mapeamento e de injecção electromecânico 3-D fornece uma abordagem de entrega baseados em cateter clinicamente validado para várias terapias de regeneração do miocárdio, tais como hidrogéis. O added valor desta tecnologia em comparação com outras técnicas de administração não cirúrgica é o planeamento do tratamento, tornando-se possível diferenciar miocárdio normal, enfartada e hibernação e orientar terapias na área de interesse. Inconvenientes desta abordagem preocupação as habilidades técnicas necessárias eo procedimento demorado e caro 20. No modelo suíno apresentados de infarto do miocárdio mapeamento eletromecânico foi seguido por injeções intramiocárdicas guiadas com o bioativo supramolecular UPy-hidrogel. Outras combinações com terapias regenerativas têm de ser testados in vitro e in vivo para ganhar mais sucesso neste campo emergente. Além disso, a optimização dos processos de injectabilidade e esterilização tem que ser realizada com sucesso para traduzir este método para um ambiente clínico.

Embora o tratamento do infarto agudo do miocárdio tem melhorado significativamente as taxas de sobrevivência, a insuficiência cardíaca isquêmica crônica é um importante problema de saúde pública, que evolui com o envelhecimento da população. Há aproximadamente 6 milhões de pacientes com insuficiência cardíaca em os EUA com um aumento estimado de 25% na prevalência em 2030 1,2. Perda inicial de tecido do miocárdio leva à remodelação cardíaca e, eventualmente, provoca insuficiência cardíaca crônica. Excepto para o transplante de coração, não há nenhum tratamento real para este grupo de doentes. A lacuna crescente de corações doados enfatiza a necessidade de desenvolver novas terapias disponíveis para reverter esse processo de remodelação. Portanto, uma meta para futuras terapias é a regeneração do miocárdio perdido. Os hidrogeles são materiais de interesse no campo da medicina regenerativa devido à sua biocompatibilidade, e a sua sensibilidade aos disparadores 3 externos. Hidrogéis oferecem injetáveis ​​anúnciovantages mais de hidrogéis não-injetáveis ​​na sua utilização em cirurgia minimamente invasiva 4. Estes hidrogéis injectáveis ​​pode ser aplicada através de uma seringa por causa da sua switchability dentro condições fisiológicas 5, e, em princípio, permitir a injecção à base de cateter se aproxima 6. Várias estratégias têm sido utilizadas para materiais injectáveis, variando de reticulação química após a injecção de reticulação física, quer por temperatura, pH e 4,7,8 comportamento de pseudoplasticidade. Embora vários sistemas têm mostrado de fácil injectabilidade através de uma seringa 9,10, cheio cateter-compatibilidade não tem sido demonstrado 6 vezes. Os hidrogeles preparados a partir de polímeros supramoleculares são formados por interacções não-covalentes, que podem ser comutadas convenientemente a partir de um gel a uma solução do estado, e vice-versa, utilizando accionadores 11 ambiental. Além disso, os precursores de baixo peso molecular permitem a fácil 12,13 processabilidade </sup&gt;. As condições suaves necessários para interrupção permite a adição de vários componentes biológicos activos, tais como muitas vezes difícil de lidar com factores de crescimento. Redes transitórias supramoleculares em água à base de poli (etileno glicol) (PEG), em fim modificada com ureido-pirimidinona (UPy) porções de 14 mostraram os benefícios de interacções não-covalentes em combinação com aplicações biomédicas e têm sido utilizados como sistema de entrega de droga no coração e 6 sob a cápsula renal 15. Estas redes formam-se por dimerização dos UPy grupos protegidos a partir do meio aquoso por meio de espaçadores de alquilo, formando uma bolsa hidrofóbica. Ligação de hidrogénio ureia facilita o empilhamento subsequente destes dímeros em nanofibras. Devido à interacção reversível do dímero UPy-UPy, desencadeia tais como o pH e temperatura podem ser utilizados para exibir a partir de soluções de géis. O uso de um motivo sintética permite a criação das propriedades da molécula e por gel para examecomprimento sintonia PLE do PEG-correntes e espaçadores alquilo 14,16. Além disso, vários componentes bioactivos podem ser incorporados por simples mistura da solução hydrogelator supramolecular antes da injecção, com drogas ou espécies bioactivas, tais como factores de crescimento ou de exossomas, respectivamente. Os exossomas são pequenas vesículas de membrana que contêm derivados citosólicas. Eles são segregadas por muitas células e estão envolvidos na comunicação intercelular. Os exossomas provenientes de células progenitoras de cardiomiócitos são sugerido para desempenhar um papel na protecção cardíaca 17. Aqui, nós descrevemos o protocolo de formulação, e no miocárdio injecção in vivo de um hidrogel tal supramolecular bioactivo. Em experiências in vitro, que são descritos em forehand dar uma indicação da estabilidade do gel e a libertação do fármaco, o que permite o ajuste do gel e propriedades de libertação antes aplicação 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

Regeneração do miocárdio perdido é uma meta importante para as terapias futuras, devido à crescente ocorrência de insuficiência cardíaca isquêmica crônica eo acesso limitado aos corações dos doadores. Um exemplo de um tratamento para recuperar a função do coração consiste da entrega local de drogas e bioactivos a partir de um hidrogel. Neste trabalho um método é introduzido para formular e injetar um hidrogel carregado de drogas não-invasiva e no coração de porco usando um cateter longo e flexível específicos de lado. O uso de 3-D mapeamento electromecânico e a injecção através de um cateter permite um tratamento específico do lado do miocárdio. Para proporcionar um hidrogel compatível com este cateter, um hidrogel supramolecular é usado por causa da comutação conveniente a partir de um gel para um estado de solução utilizando gatilhos ambientais. Poli A pH básico desta ureido-pirimidinona modificado (etileno-glicol) actua como um fluido newtoniano, que pode ser facilmente injectada, a pH fisiológico, mas a solução muda rapidamente emum gel. Estes estados de comutação moderadas permitir a incorporação de drogas bioactivos e espécies bioactivas, tais como factores de crescimento e os exossomas como apresentamos aqui em ambos in vitro e in vivo. As experiências in vitro em dar uma indicação do golpe da estabilidade do gel e a libertação do fármaco, o que permite o ajuste do gel e propriedades de libertação antes da aplicação subsequente in vivo. Esta combinação permite o ajuste óptimo do gel para os compostos bioactivos e utilizados espécies, e o sistema de injecção.

Os resultados típicos obtidos a partir das medições reológicas oscilatórias em ambas a solução e o gel são mostradas na Figura 1. Para a injecção através de um cateter longo, um fluido Newtoniano com baixa viscosidade é desejável. A viscosidade foi medida como função da velocidade de corte, que mostra que a pH 8,5, a solução é adelgaçamento do esforço transverso, mas a pH 9,0 e 9,5 as soluções se comportam como líquidos Newtonianos como evidenciado pela viscosidade constante de 0,54 e 0,36 Pa · s, respectivamente (Figura 1A) . Depois de se neutralizar as amostras, as amostras mostram uma resposta do tipo sólido observada por um módulo de armazenamento G &#39;que é maior do que o módulo de perda G &quot;e, por conseguinte, um tanδ = G&quot; / G&#39; &lt;1 (Figura 1B). O gel obtém sua resistência final dentro de 30 minutos. Oscilatórios medidas reológicas mostram uma resposta sólida-like típico com G &#39;quase independente da freq angularuency e G &#39;&gt; G &quot;para todas as frequências de medição (Figura 1C). Essencial para a utilização como sistema de entrega de drogas é a erosão do hidrogel ao longo do tempo. As interacções supramoleculares são inerentemente dinâmico e para permitir uma erosão lenta do gel in vitro. Experimentos de erosão e liberação são realizados a 37 ° C usando inserções bem porosas (Figura 2A e B). Ao ajustar o comprimento do bloco hidrofóbico e hidrofilico 14, um gel que corrói ao longo de um período de várias semanas, podem ser obtidos (Figura 3A). O gel corrói a 25% em 2 semanas com uma erosão inicial de 10% no primeiro dia, presumivelmente devido ao inchaço inicial do hidrogel. Como exemplo, tanto a libertação de uma droga de moléculas pequenas (pirfenidona), e a libertação de uma proteína modelo fluorescente (mRuby2) foi estudada. Uma proteína fluorescente modelo permite uma leitura fácil; No entanto, in vitro </em&gt; Experiências de libertação também pode ser realizada em outras proteínas utilizando ELISA para quantificação 6. A droga de moléculas pequenas é libertado dentro de um dia, enquanto que as moléculas maiores tais como proteínas são libertadas gradualmente ao longo de 1 semana (Figura 3B). Montagem do perfil de libertação de mRuby2 até 60% com o lançamento do modelo Korsmeyer-Peppas semi-empírica indica libertação devido à difusão (n = 0,44) 23. A ausência de um deslocamento no (adaptado) modelo Korsmeyer-Peppas mostra que não há explosão liberação presente para mRuby2 24. Devido à quantidade limitada de pontos de dados com uma libertação inferior a 60% para pirfenidona, nenhuma adaptação foi realizada sobre este perfil de libertação. O sistema de navegação do cateter é constituído por uma consola de unidade de comunicação, uma estação de trabalho (Figura 4), ​​um bloco de localização triangular (que geram um campo magnético de baixo) com um remendo de referência externo e dois cateteres, o mapeamento com ponta de sensor e o injection cateter (Figura 5). Após a análise pós-processamento foi filtrada pontos instáveis ​​da reconstrução 3D do endocárdio do VE é atualizado em tempo real, com a aquisição de cada novo ponto de dados e é exibido continuamente como potenciais de tensão unipolar e bipolar em uma escala de cor graduada (Figura 6A). A função encurtamento linear local (LLS) quantifica movimentação parietal regional através da obtenção da variação média de distância entre o local de amostra e pontos adjacentes no final da sístole e diástole final. Os valores médios de tensão e LLS são calculados para cada segmento e exibidos no mapa polar. (Figura 6B). A presença de um potencial de anormal ou baixo unipolar (≤6 mV) e atividade mecânica diminuída (LLS ≤4%) caracteriza áreas infartadas 22. <img alt="Figura 1" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig1highres.jpg"width = &quot;700&quot; /&gt; A Figura 1 :. avaliação reológica das soluções e géis. (A) A viscosidade como uma função da taxa de cisalhamento para as soluções com um pH diferente. Para a amostra a pH 8,5 de cisalhamento desbaste mas é observada para as amostras a pH 9,0 e 9,5 viscosidades constantes são obtidos, mostrando o comportamento newtoniano das soluções. De cura (B) em gel seguida representando graficamente tan δ como uma função do tempo. Sweep (C) Freqüência para uma amostra neutralizada depois de 2 horas de cura. As barras de erro mostram os desvios-padrão de três medições independentes, indicando um erro experimental típico. <img alt="Figura 2" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig2highres.jpg" width="600" /> Figura 2:. Configuração para degradação e liberam experimentos (A) poli (tereftalato de etileno) bem insert cobertas com Parafilm para evitar fugas during preparação. (B) 24-poços de placa com pastilhas, embrulhado com Parafilm para evitar a evaporação do solvente. <img alt="Figura 3" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig3highres.jpg" width="700" /> Figura 3:. Erosão e Release (A) Erosão do hidrogel ao longo do tempo. Erosão gradual do gel durante pelo menos 2 semanas é observada. (B) Libertação de uma molécula de fármaco pequena e uma proteína modelo. Embora a molécula pequena é libertado dentro de um dia, a proteína modelo é gradualmente libertado ao longo de uma semana, sem uma libertação significativa de ruptura. A linha mostra o ajuste do modelo Korsmeyer-Peppas para a fase inicial da libertação. <img alt="Figura 4" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig4highres.jpg" width="600" /> Figura 4: O sistema de navegação do cateter. </strong&gt; consola unidade de comunicação com NOGA XP Cardiac Sistema de Navegação. <img alt="Figura 5" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig5highres.jpg" width="700" /> Figura 5: (A) o cateter de injecção com seringa ligada intramiocardial. (B) Detalhe da agulha de injeção. <img alt="Figura 6" src="/files/ftp_upload/52450/52450fig6highres.jpg" width="700" /> Figura 6: tensão unipolar e mapa LLS. (A) mapa unipolar, vista LAO (topo) e olho de touros (abaixo). A cor vermelha indica valores de baixa tensão unipolar na base do miocárdio (normal), com perda de póstero atividade elétrica. Azul indica miocárdio normal, embora as cores verdes e amarelas indicam diminuição da viabilidade. (B) Mapa de LLS, vista LAO (topo) e olho de touros (abaixo). Cor vermelha indicates akinesia na parede póstero, verde e amarelo indicam diminuição do movimento da parede. Os pontos de mapeamento estão apresentados por pontos brancos. A linha branca desenhada mostra a área de interesse, caracterizado por tensões diminuíram unipolares e propostas de parede com deficiência. Pontos marrons representam os locais de injecção.

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

Hydrogelators supramoleculares baseados em ureido-pirimidinonas permitir o controle total sobre as propriedades do gel macroscópicas e o comportamento de comutação sol-gel utilizando pH. Aqui, apresentamos um protocolo para a formulação e injetando um hydrogelator tais supramolecular através de um sistema de entrega de cateter para entrega local diretamente em áreas relevantes no coração de porco.

Um Supramolecular hidrogel injetável e carregado com a droga para a injeção local por cateter no coração de porco

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 visualizações.  Eindhoven University of Technology.  Hydrogelators supramoleculares baseados em ureido-pirimidinonas permitir o controle total sobre as propriedades do gel macroscópicas e o comportamento de comutação sol-gel utilizando pH. Aqui, apresentamos um protocolo para a formulação e injetando um hydrogelator tais supramolecular através de um sistema de entrega de cateter para entrega local diretamente em áreas relevantes no coração de porco. 

Vídeo: 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.

Biologicamente fabricação de materiais derivados injetável para Engenharia de Tecidos do Miocárdio

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

Bioengenharia

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.

Síntese de uma proteína artificial intein mediada 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 terapia regenerativa injetável e triagem de drogas de alto rendimento

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.

Um aditivo fabricação técnica para a preparação fácil e rápida de Micromachines baseada em hidrogel com componentes magneticamente responsivos

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.

Malha de seringa injetável eletrônica para eletrofisiologia roedor crônica estável

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.

Cateter de luz de queima lateral intra-cardíaco para monitoramento do metabolismo celular usando espectroscopia de absorvência transmural de corações de mamíferos perfused

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.

Biaxial caracterizações mecânicas das válvulas cardíacas Atrioventricular

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.

Hidrogéis de polímero supramolecular injetável para aplicações de entrega de células e medicamentos

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 fotodegradável para triagem, seleção e isolamento de bactérias

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.