Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
Click here for the English version

Bioengineering

Инъекций и медикаментов загружены Супрамолекулярная Гидрогель для местного катетера для инъекций в сердце свиньи

doi: 10.3791/52450 Published: June 7, 2015
* These authors contributed equally

Summary

Супрамолекулярные hydrogelators, основанные на уреидосоединение-пиримидинонов позволяют полностью контролировать макроскопических свойств геля и поведения переключения золь-гель, используя рН. Здесь мы приводим протокол для разработки и инъекционных такой надмолекулярную hydrogelator через систему доставки катетера для локальной доставки непосредственно в соответствующих областях в сердце свиньи.

Abstract

Регенерация потерял миокарда важная цель для будущих методов лечения в связи с увеличением возникновения хронической ишемической сердечной недостаточности и ограниченного доступа к донорских сердец. Пример обработки, чтобы восстановить функцию сердца состоит из локальной доставки лекарств и биоактивных из гидрогеля. В этой статье метод вводится сформулировать и внедрить гидрогель наркотиков загружен неинвазивного и боковой конкретных в сердце свиньи с помощью длинной, гибкой катетер. Использование 3-D электромеханического картирования и инъекции через катетер позволяет бокового специфического лечения миокарда. Для обеспечения гидрогель, совместимого с данной катетера, супрамолекулярная гидрогель используется из-за переключением из геля в виде раствора с использованием экологических триггеры. В основном рН этого уреидо-пиримидинон модифицированный поли (этиленгликоль) действует как ньютоновской жидкости, которое может быть легко впрыскиваемого, но при физиологическом рН раствора быстро переходит вгель. Эти мягкие условия переключения позволяют для включения биологически активных препаратов и биологически активных видов, таких как факторы роста и экзосом, как мы представляем здесь, в как в пробирке и в естественных экспериментов. Эксперименты в пробирке дают на удар справа указанием стабильности геля и высвобождения лекарственного средства, что позволяет для настройки геля и свойства высвобождения до последующего применения в естественных условиях. Эта комбинация позволяет для оптимальной настройки геля к биологически активных соединений, используемых и виды и система впрыска.

Introduction

Хотя лечение острого инфаркта миокарда значительно улучшилась выживаемость, хроническая ишемическая сердечная недостаточность является основной проблемой общественного здравоохранения, которая прогрессирует со старением населения. Есть приблизительно 6 миллионов пациентов с сердечной недостаточностью в США с предполагаемым увеличением на 25% в 2030 году распространенность 1,2. Начальное потери ткани миокарда приводит к ремоделирования сердца и в конечном итоге приводит к хронической сердечной недостаточности. Для трансплантации сердца исключением, нет никакого реального лечения для этой группы пациентов. Повышение недостаток донорских сердец подчеркивает необходимость разработки новых методов лечения, доступные, чтобы обратить вспять этот процесс ремоделирования. Таким образом, цель для будущих терапий регенерации потерянных миокарда.

Гидрогели интересных материалов в области регенеративной медицины из-за их биосовместимости, а их чувствительность к внешним триггеров 3. Инъекционные гидрогели предложить объявлениеществ более без инъекций гидрогелей в их использования в минимально инвазивной хирургии 4. Эти инъекционные гидрогели могут быть применены с помощью шприца из-за их Переключаемость в физиологических условиях 5, и, в принципе, позволяют основанного на применении катетера введения подходы 6. Различные стратегии были использованы для инъекций материалов, начиная от химической сшивки после инъекции физической сшивки по обе температуры, рН и сдвига для разжижения поведения 4,7,8. Хотя несколько систем показали легкий приемистости с помощью шприца 9,10, полный катетер-совместимость не часто 6 показан.

Гидрогели, полученные из супрамолекулярных полимеров образованы нековалентных взаимодействий, которые могут включаться удобно с гелем в виде раствора, и наоборот, используя окружающую триггеры 11. Кроме того, предшественники низкомолекулярные позволяют легко технологичности 12,13

Супрамолекулярные переходные сети в воде на основе поли (этиленгликоль) (ПЭГ), конец модифицированы уреидо-пиримидинона (UPy) фрагменты 14 показали преимущества нековалентных взаимодействий в сочетании с биомедицинских приложений и были использованы в качестве системы доставки лекарств в центре 6 и под почечной капсулой 15. Эти сети образован димеризации UPy групп защищены от водной среды алкильными распорок, образующих гидрофобный карман. Склеивание Мочевина водорода облегчает последующую укладку этих димеров в нановолокон. В связи с обратимой взаимодействия димера UPy-UPy, таких как триггеры рН и температура могут быть использованы, чтобы перейти от решений гелей. Использование синтетического мотив позволяет дизайна свойств молекул и геля для экзаменаPLE длина настройка ПЭГ-цепей и алкильных прокладок 14,16.

Кроме того, несколько биологически активные компоненты могут быть включены путем простого смешивания супрамолекулярную hydrogelator раствора перед инъекцией, с наркотиками или биоактивными компонентами, такими как факторы роста или экзосомы, соответственно. Экзосомы небольшие мембранные везикулы, содержащие производные цитозольные. Они секретируются многими клетками и участвуют в межклеточной коммуникации. Экзосомы, полученные из клеток-предшественников кардиомиоцитов которые предложили сыграть роль в сердечной защиты 17.

Здесь мы опишем протокол формой, и в естественных условиях инфаркта инъекции такого биологически активного супрамолекулярной гидрогеля. В экспериментах пробирке описаны которые дают на переду указанием стабильности геля и высвобождения лекарственного, который позволяет для настройки геля и свойства выпустить до Приложение в естественных условиях.

Protocol

ПРИМЕЧАНИЕ: Все VIVO эксперименты в были проведены в соответствии с Руководством по уходу и использованию лабораторных животных Института лабораторных животных ресурсов. Эксперименты были одобрены экспериментов на животных комитета медицинского факультета Университета Утрехта, в Нидерландах.

1. Постановка гидрогеля

  1. Чтобы приготовить 1 мл 10% -ного геля, растворяют 100 мг UPy-hydrogelator в пробирке в 900 мкл PBS рН 11,7 при перемешивании при 70 ° С в течение 1 ч с помощью магнитной мешалки. После охлаждения вязкий раствор до комнатной температуры. После этого раствор должен иметь рН примерно 9,0. Это решение может храниться в течение нескольких дней.
  2. Пипетировать соответствующее количество лекарственного средства или биомолекулы, который, растворенный в нейтральном PBS в вязкий раствор и перемешивают в течение 10 мин, чтобы достичь равномерного распределения. Если раствор становится слишком вязким, вскоре нагреть его с горячей водой.
  3. Поместите раствор в течение 1 ч под УФ-лампой для стерилизации.

2. Анализ гидрогеля

  1. Реологические оценка решения
    1. Перед загрузкой в ​​гель, смонтировать 25 мм геометрию пластины пластины в реометра, установить температуру до 20 ° С и загружают пластину с водой, чтобы предотвратить испарение геля во время измерения.
    2. Пипетка 300 мкл раствора на 25 мм геометрии пластины пластины на реометра, поддерживаемой при 20 ° С и ниже пластины, чтобы получить 0,5 мм Расстояние щелью.
    3. Запись вязкости при сдвиге в зависимости от напряжения сдвига от 0,1 до 500 Па с 10 точек на декаду.
  2. Реологические оценка геля
    1. Пипетка 300 мкл раствора на тарелку и пипеткой в ​​общей сложности 4,2 мкл 1 М HCl в различных местах на раствор, чтобы вызвать гелеобразование.
    2. Опустить пластины с зазором расстоянии 0,5 мм, и пусть лекарство гель в течение приблизительно 30 мин, Во время этого процесса отверждения, измерить хранение и потери модули при низкой частоте и напряжении, например, соответственно 1 рад / сек и 0,5%.
    3. После гель отверждения (примерно через 30 мин), запись хранения и потери модули как функции частоты (0,1-100 радиан / сек), а затем, как функции от деформации (0.1-1,000%).

3. Эрозия и выпуску Эксперименты

  1. Передача 100 мкл вязкого раствора, содержащего лекарственное средство или биомолекулы в поли (этилен терефталат), прикрепленного для культивирования клеток для вставки 24-луночных пластины с размером пор 8,0 мкм. Для предотвращения утечки раствора полимера в жидкой фазе, покрыть дно вставок парапленкой (фиг.2А).
  2. Сразу же после этого пипеткой 1,4 мкл 1 М HCl в верхней части вязкого раствора, чтобы снизить рН до примерно 7,0-7,2, и пусть лекарство гель внутри вставки течение примерно 30 мин.
  3. Удалить парафильмом сюдам вставок, разместить вставку в 24-луночный планшет и заполнить также с 800 мкл PBS, рН 7,4. Инкубируйте планшет при 37 ° С с медленным качанием или встряхивания движения. Чтобы предотвратить испарение растворителя, заполнить оставшиеся пустые лунки с PBS и запечатать 24-луночного планшета парапленкой (фиг.2В).
  4. Периодически обновлять PBS и анализировать удалить PBS для выпущен UPy продуктами эрозии или наркотиков / биомолекулы.
    1. Количественно UPy продукты эрозии или pirfenidone путем измерения УФ-поглощению при 265 нм или 320 нм, соответственно. Для флуоресцентного белка mRuby2 флуоресценции мера эмиссии на 587 нм после возбуждения при 559 нм.
    2. Перевести измеренные значения поглощения / выбросов в концентрации с помощью заранее заданных калибровочных кривых.
      1. Подготовка калибровочных кривых растворения серию известных концентраций анализируемого вещества в буфере и измерить поглощение в УФ или флуоресцентное излучение из этих образцов. Интерполируйте данные, используя линейную функцию, чтобы опрГорностай концентрацию неизвестных образцов. Для не-флуоресцентных белков используют обнаружение ELISA 6.

4. местной инъекции через катетер

  1. Индукция инфаркта миокарда
    1. Через 12 ч голодания, за исключением воды, успокоительное свинью в его устойчивым путем инъекции мидазолам 0,4 мг / кг, кетамин 10 мг / кг атропина и 0,014 мг / кг внутримышечно.
    2. Администрирование тиопентал натрия 5 мг / кг внутривенно, чтобы вызвать анестезию и интубации свинью с эндотрахеальной трубки. Выполните шар вентиляцию в размере 12 / мин, при необходимости во время транспортировки животное в операционной.
    3. По прибытии в операционную немедленно начать механическую вентиляцию положительный давления с FiO 2 0,50, 10 мл / кг дыхательный объем, и частотой 12 / мин при непрерывном капнографии. Используйте ветеринар мазь на глаз, чтобы предотвратить сухость.
    4. Начните сбалансированный анестезии непрерывной intravenOUs вливание мидазолама 0,5 мг / кг / ч, суфентанила 2,5 мкг / кг / ч, и панкурония бромида 0,1 мг / кг / час. Для обеспечения надлежащего анестезии постоянно следить ЭКГ, артериальное давление, температуру и капнографии.
    5. Внутривенно влить 4,3 мг / кг амиодарон и поместите внутрисердечной дефибрилляции катетер в правом желудочке, используя венозный sheeth 18.
    6. Закупоривать левой передней нисходящей артерии (LAD) дистальнее второй диагональной ветви на интракоронарного баллонной окклюзии, в течение 90 мин, в соответствии с описанным ранее протоколом 18.
  2. Электромеханический отображение
    1. В четырех недель после инфаркта миокарда, планировать процедуру сопоставления. Подготовка системы (рисунок 4) в cathlab для 3D электромеханического картирования (EMM) левого желудочка. С помощью этой системы жизнеспособным, зимоспящих и инфаркта миокарда могут быть идентифицированы без флюороскопии. Чтобы построить такой EM-карту приобрести себеРайс точек в нескольких местах на поверхности эндокарда ЛЖ с помощью сверхнизким источник энергии магнитного поля и датчика наконечником катетера 19,20.
    2. Обезболить свинью, следуя протоколу шаги 4.1.1-4.1.4.
    3. Поместите внешнего опорного пятно на спине свиньи.
    4. Безопасный доступ к сосудам (бедренная артерия), в соответствии с протоколом 18.
    5. После получения биплан левого желудочка ангиограмму в правой передней косой 25 ° (РАО) и 40 ° левой передней косой (Луизиана) целью оценить размер левого желудочка, дать 75 ЕД / кг гепарина.
    6. Авансовые на 8-французский отображение (D или F кривая) катетер под контролем рентгеноскопии руководством к нисходящей аорты, дуги аорты и через аортальный клапан в левый желудочек (ЛЖ).
    7. Ориентировать кончик катетера в верхушке ЛЖ приобрести первые данные, а затем оттока, боковой и задней точек, чтобы сформировать 3D силуэт, определяя границы VentriНКУ.
    8. Получить последующие точки, пока все сегменты не эндокардиальные были отобраны образцы путем перетаскивания отображение катетер через эндокарда и последовательно приобретая расположение кончика при контакте с эндокарда 21,22.
    9. Определить целевую область, то есть, где электрическая активность (около) и нормальным зрением механическое движение, так называемый зимоспящих миокарда (рисунок 6).
  3. Интрамиокардиальной инъекции
    1. Заменить отображение катетер по интрамиокардиальной впрыска катетера, который состоит из 27-иглы и базовую просвета внутри 8 французской катетера (фиг.5А и В). Чтобы обеспечить конкретные суммы, загрузить объемную-градуированных шприц с примерно 2 мл гидрогеля раствором и поместите его в шприцевой насос.
    2. Регулировка расширение иглы при 0 ° и 90 ° гибкость и поместить 0,1 мл раствора гидрогеля для заполнения иглы мертвое пространство. Затем поместитеинъекции кончик катетера через аортальный клапан и в целевой области.
    3. Познакомлюсь следующие критерии для позиции впрыска внутри целевой области, определенной в 4.2.9: (1) перпендикулярное положение катетера к стенке ЛЖ; (2) высокая стабильность частоты (<4 мм), рассчитывается по EMM-системы; и (3) основной напряжение> 6.9 мВ 21.
      1. Advance иглу в миокарде, (4) подтверждается желудочковые сокращения ЛЖ, и вводят 0,1-0,3 мл гидрогеля в виде болюса с постоянной скоростью приблизительно 0,4-0,5 мл / мин с помощью шприца. Повторите это на 6-10 различных положениях, как диффузного, как это возможно. Естественное рН ткани нейтрализуют раствор после инъекции, при котором формируют гидрогель.
  4. Жертва
    1. После процедуры, гуманно пожертвовать животное путем обескровливания. Вырезать нижней полой вены и удаления крови с всасывающим устройством. Вызвать желудочка Fibrillation путем размещения 9 В батарею на вершине.

Representative Results

Типичные результаты, полученные из колебательных реологических измерений на обоих раствора и геля показаны на рисунке 1. Для инъекции через длинный катетер, ньютоновской жидкости с низкой вязкостью является желательным. Вязкость измеряли как функцию скорости сдвига, показывающий, что при рН 8,5 раствор сдвига истончение, но при рН 9,0 и 9,5 растворы ведут себя как ньютоновские жидкости, о чем свидетельствует постоянной вязкости 0,54 и 0,36 Па · сек, соответственно (Фигура 1А) , После нейтрализации образцы, образцы показывают твердую, как реакцию, наблюдаемую с помощью модуля накопления G ', который больше, чем модуля потерь G "и, следовательно, tanδ = G" / G' <1 (Фигура 1В). Гель получает свою окончательную прочность в течение 30 минут. Колебательные реологические измерения показывают типичное твердого как ответ с G 'почти не зависит от угловой частотаuency и G '> G "для всех частот измеряемых (рис 1С).

Необходим для использования в качестве системы доставки лекарственного эрозии гидрогеля в течение долгого времени. Супрамолекулярной взаимодействия по своей природе динамичны и позволяют медленно эрозии геля в пробирке. Эрозия и высвобождают эксперименты проводили при 37 ° С с использованием пористых также вставки (фиг.2А и Б). По настройка длины гидрофобной и гидрофильной блока 14, гель, который разрушает в течение нескольких недель может быть получена (фиг.3А). Гель разрушает 25% в течение 2 недель с начальной эрозии 10% в первый день, по-видимому из-за начального набухания гидрогеля. В качестве примера, как высвобождение лекарственного средства небольшой молекулой (pirfenidone) и выпуском модель флуоресцентного белка (mRuby2) был изучен. Флуоресцентный белок модель позволяет для легкого считывания; Однако, в пробирке 6. Небольшой препарат молекула высвобождается в течение дня, в то время как более крупные молекулы, такие как белки, постепенно высвобождается в течение 1 недели (фиг.3В). Установка на профиль высвобождения mRuby2 до 60% выпуска с полуэмпирической модели Korsmeyer-Peppas указывает выпуск из-за диффузии (п = 0,44) 23. Отсутствие смещения в (адаптированный) Korsmeyer-Peppas модели показывает, что нет разрыва выпуск подарок для mRuby2 24. Из-за ограниченного количества точек данных с выпуска ниже, чем 60% для pirfenidone, нет Место не было выполнено на данной странице релиза.

Катетер навигационная система состоит из блока связи консоли, рабочей станции (рис 4), треугольная расположение площадки (генерации магнитного поля низкой) с внешнего опорного патч, и двух катетеров, датчика наконечником отображения и injectioп катетера (рисунок 5).

После анализа пост-обработки просочилась неустойчивые точки 3D эндокарда реконструкция ЛЖ обновляется в режиме реального времени с приобретением каждого нового точки данных и постоянно отображается как униполярных и биполярных потенциалов напряжения на градуированный цвет шкалы (6А). Функция локального линейного сокращения (LLS) количественно регионального движения стенки путем получения среднего изменения расстояния между местом выборки и соседними точками в конце систолы и конце диастолы. Значения среднего напряжения и РЛС вычисляются для каждого сегмента и отображаются в полярной карте. (Фиг.6В). Наличие аномальной или низкой однополярного потенциала (мВ) ≤6 и нарушенной механической активности (РЛС ​​≤4%) характеризует инфаркта области 22.

Фигура 1 Рисунок 1 :. Реологические оценка растворов и гелей. (А) Вязкость как функция скорости сдвига для растворов при различных значениях рН. Для образца при рН 8,5 истончение сдвига наблюдается, но для образцов при рН 9,0 и 9,5 постоянных вязкости получены, показывая ньютонов поведение этих решений. (B) Гель отверждение с последующим построением загар δ как функция времени. (С) Частота развертки для нейтрализованного образца после 2 ч отверждения. Усы показать стандартные отклонения 3 независимых измерений, указывает на типичные ошибки эксперимента.

Рисунок 2
Рисунок 2: Настройка. Деградации и выпуска эксперименты (A) Поли (полиэтилентерефталата) и вставить покрытые парафильмом для предотвращения утечки дурьвремя подготовки. (Б) 24 скважины пластины со вставками, завернутые парафильмом, чтобы предотвратить испарение растворителя.

Рисунок 3
Рисунок 3:. Эрозия и выпуска () Эрозия гидрогеля в течение долгого времени. Постепенное разрушение геля, по крайней мере 2 недели наблюдается. (Б) Высвобождение лекарственного средства малой молекулой и модели белка. В то время как малая молекула высвобождается в течение суток, модель белка постепенно высвобождается в течение недели без значительного выброса на разрыв. Линия показывает подгонки модели Korsmeyer-Peppas к начальной стадии релиза.

Рисунок 4
Рисунок 4: Катетер навигационная система.

Рисунок 5
Рисунок 5: (А) интрамиокардиальной инъекции катетер со шприцем прилагается. (Б) Деталь инъекционной иглой.

Рисунок 6
Рисунок 6: Однополярный напряжения и LLS карту. () Однополярный карта, ЛАО вид (сверху) и быки глаз (ниже). Красный цвет указывает на низкие значения однополярные напряжения на базе инфаркта (нормальный) с потерей электрической активности заднебоковых. Синий свидетельствует о нормальной миокарда, в то время как зеленые и желтые цвета указывают снижение жизнеспособности. (B), LLS карта, ЛАО вид (сверху) и быки глаз (ниже). Красный цвет показателямTES акинезия в задне стенке, зеленый и желтый указывают снизился движение стенки. Точки отображения показаны белыми точками. Обращается белая линия показывает область интереса, характеризуется снижением униполярных напряжений и нарушениями стеновых движений. Коричневый точки представляют места инъекций.

Discussion

Основной задачей является получение раствора для инъекций, который через длинный катетер, сохраняя при этом раствор, совместимый с биологически активных соединений. Хотя рН должна быть увеличена, чтобы увеличить приемистости, биологически активные соединения, такие как факторы роста являются хрупкими молекулы, которые должны быть обработаны с осторожностью. Мы контролировать рН раствора близко помощью рН-метра после добавления hydrogelator, чтобы подтвердить это рН 9,0 перед добавлением любых биологически активных компонентов. Первоначально несколько раундов регулировки начиная рН PBS были необходимы, чтобы закончить с правой рН. Кроме того, так как мы используем относительно вязкие растворы и длинный тонкий катетер, большое падение давления присутствует (в порядке 0,5 МПа, в зависимости от скорости впрыска). Таким образом, особое внимание должно быть принято в выборе правильных связей между шприцем и катетером. Опоры шприцевой насос управляется инъекции, как применение таких сил вручную является сложной задачей. Ибо в ВИТРO эксперименты, раствор гелеобразного по нейтрализации раствора HCl, в то время как в естественных условиях это сделано за счет естественного рН ткани. Поэтому, важно, чтобы добавить нужное количество HCl, чтобы предотвратить перерегулирование рН. Диффузии этой кислоты, вероятно, ограничивающим фактором в гелеобразования гидрогеля в экспериментах в пробирке; Однако в естественных жидкость будет иметь большую площадь поверхности контакта с нейтрализации ткани, что, скорее всего, приведет к быстрой и более равномерно гелеобразование сравнению с добавлением по каплям концентрированной кислоты. Кроме того, переключение гель намного быстрее с этой процедурой, легкой по сравнению с ранее используемыми методами (0,5 ч против 2 ч) 25. Использование естественного рН тела для переключения из свойств материала является очень привлекательным, так как переход быстрым, обратимым, не может произойти внутри катетера и в естественных условиях полностью автоматическая. Эти свойства дают преимущества над например тепловой SWITChable Гели 26, где риск гелеобразования в катетер из-за изменений температуры присутствует, гели, которые требуют фотоиндуцированного полимеризации, которая является сложной задачей из-за ограниченного проникновения света и образования радикалов 27 или гелей, которые требуют совместной инъекции инициатора полимеризации или accellerator 28.

Успешное выделение лекарственного средства из гидрогеля в значительной степени зависит от размера препарата. Как показано, препарат маленькая молекула высвобождается сразу, а постепенно релиз модели белка за 1 неделю показывает обещание этих гидрогелей в качестве систем доставки для факторов роста. В общем, гидрогели более перспективным, как инструмент для доставки больших объектов, таких как белки, экзосомы и клеток 29,30.

Электромеханический процедура отображение и инъекции 3-D обеспечивает клинически проверенную катетера подход, основанный на поставки для различных миокарда регенеративной терапии, такие как гидрогели. Added значение этой технологии по сравнению с другими методами безоперационное доставки является планирование лечения, что позволяет отличить нормальные, инфаркта миокарда и зимующих и направлять терапии в интересующей области. Недостатки этого подхода озабоченность необходимые технические навыки и времени и дорогостоящую процедуру. 20 В представленной модели свиньи инфаркта миокарда электромеханического картирования последовали экскурсии интрамиокардиальной инъекций биологически активного супрамолекулярной UPy-гидрогеля. Другие комбинации с регенеративной терапии должны быть проверены в пробирке и в естественных, чтобы получить больше успеха в этой новой области. Кроме того, оптимизация приемистости и стерилизации процедур должны быть выполнены, чтобы успешно перевести этот метод в клинической практике.

Acknowledgments

Эта работа финансировалась Министерством образования, культуры и науки (Гравитация программы 024.001.035), Нидерландская организация по научным исследованиям (NWO), Европейский исследовательский совет (FP7 / 2007-2013) Соглашение ERC Грант 308045 и проводится в рамках база LSH ИТК. Это исследование является частью проекта P1.03 PENT исследовательской программы института биомедицинских материалов, совместно финансируется голландским Министерством экономики. Этот проект был поддержан İçin - Нидерландский институт сердца ( www.icin.nl ) и "Wijnand М. Пом Правовая». Авторы хотели бы поблагодарить Хенка Янссен и Joris Петерс для синтеза UPy-hydrogelator и Ремко искусств для обеспечения mRuby2. Мы благодарим Берт Мейер, Tonny Bosman, Roxanne Kieltyka, Stijn Крамер, Joost Sluijter, Имо Hoefer и Frebus ван Slochteren для многих полезные обсуждения и Marlijn Янсен, Джойс Виссер, Грейс Крофт и Martijn ван Nieuwburg для тэchnical помощь.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
1 M HCl
1 M NaOH
Polystyrene 24-well plate Falcon 353047
Amiodarone Cordaron I.V. (Sanofini)
Anton Paar Physica MCR501 Anton Paar GmbH Equipped with a parallel-plate geometry (25 mm)
Atropine PCH
Balloon ventilator
Cary 50 Scan UV-Visible Spectrophotometer Varian
Cary Eclipse Fluorescence Spectrophotometer Varian
Defibrillation patches
DMSO Biosolve 44705
Endotracheal tube Covidien
Heparin
Ketamine Narketan 10 Vétoquinol
Mapping catheter 115 cm Biosense Webster
Midazolam Actavis
MilliQ MD Milipore MilliQ Integral Water Purification System
mRuby2
NaCl 0.9% 500 cc Braun
NOGA guided Myostar injection catheter Biosense Webster
NOGA-RefStar EFO-patch Biosense Webster
Pancuronium bromide
Parafilm VWR IKAA3801100
PBS Sigma Aldrich P4417 
PET millicel Millipore PIEP12R48
Pirfenidone Sigma Aldrich P2116 Used from 100 mM stock in DMSO
Sodiumthiopental Inresa
Sufentanil Sufentanil-Hameln
Tegaderm
UPy-PEG10k
UV-Lamp
Vet ointment
Visipaque contrastfluid 100 cc

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Levy, D., et al. Long-Term Trends in the Incidence of and Survival with Heart Failure. The New England Journal of Medicine. 347, (18), 1397-1402 (2002).
  2. Roger, V. L., et al. Heart disease and stroke statistics—2012 update: a report from the American Heart Association. Circulation. 120, (1), 2-220 (2012).
  3. Peppas, N. A., Huang, Y., Torres-Lugo, M., Ward, J. H., Zhang, J. Physicochemical foundations and structural design of hydrogels in medicine and biology. Annual Review of Biomedical Engineering. 2, (1), 9-29 (2000).
  4. Olsen, B. D., Kornfield, J. A., Tirrell, D. A. Yielding Behavior in Injectable Hydrogels from Telechelic Proteins. Macromolecules. 43, (21), 9094-9099 (2010).
  5. Guvendiren, M., Lu, H. D., Burdick, J. A. Shear-thinning hydrogels for biomedical applications. Soft Matter. 8, (2), 260 (2012).
  6. Bastings, M., et al. A Fast pH-Switchable and Self-Healing Supramolecular Hydrogel Carrier for Guided, Local Catheter Injection in the Infarcted Myocardium. Advanced Healthcare Materials. 3, (1), 70-78 (2014).
  7. Pawar, G. M., et al. Injectable Hydrogels from Segmented PEG-Bisurea Copolymers. Biomacromolecules. 13, (12), 3966-3976 (2012).
  8. Yoon, H. -J., Jang, W. -D. Polymeric supramolecular systems for drug delivery. Journal of Materials Chemistry. 20, (2), 211-222 (2009).
  9. Christman, K. L., Lee, R. J. Biomaterials for the treatment of myocardial infarction. Journal of the American College of Cardiology. 48, (5), 907-913 (2006).
  10. Yu, L., Ding, J. Injectable hydrogels as unique biomedical materials. Chemical Society Reviews. 37, (8), 1473-1481 (2008).
  11. Krieg, E., Rybtchinski, B. Noncovalent Water-Based Materials: Robust yet Adaptive. Chemistry – A European Journal. 17, (33), 9016-9026 (2011).
  12. Davis, M. E., et al. Injectable self-assembling peptide nanofibers create intramyocardial microenvironments for endothelial cells. Circulation. 111, (4), 442-450 (2005).
  13. Li, J., Ni, X., Leong, K. W. Injectable drug-delivery systems based on supramolecular hydrogels formed by poly(ethylene oxide)s and alpha-cyclodextrin. Journal of Biomedical Materials Research. Part A. 65, (2), 196-202 (2003).
  14. Dankers, P. Y. W., et al. Hierarchical formation of supramolecular transient networks in water: a modular injectable delivery system. Advanced materials. 24, (20), 2703-2709 (2012).
  15. Dankers, P. Y. W., et al. Development and in-vivo characterization of supramolecular hydrogels for intrarenal drug delivery. Biomaterials. 33, (20), 5144-5155 (2012).
  16. Kieltyka, R. E., et al. Mesoscale modulation of supramolecular ureidopyrimidinone-based poly(ethylene glycol) transient networks in water. Journal of the American Chemical Society. 135, (30), 11159-11164 (2013).
  17. Vrijsen, K. R., et al. Cardiomyocyte progenitor cell-derived exosomes stimulate migration of endothelial cells. Journal of Cellular and Molecular Medicine. 14, (5), 1064-1070 (2010).
  18. Koudstaal, S., et al. Myocardial infarction and functional outcome assessment in pigs. Journal of Visualized Experiments. (86), (2014).
  19. Koudstaal, S., et al. Sustained delivery of insulin-like growth factor-1/hepatocyte growth factor stimulates endogenous cardiac repair in the chronic infarcted pig heart. Journal of Cardiovascular Translational Research. 7, (2), 232-241 (2014).
  20. Spoel, T. I., et al. Non-surgical stem cell delivery strategies and in vivo cell tracking to injured myocardium. International Journal of Cardiovascular Imaging. 27, (3), 367-383 (2011).
  21. Gepstein, L., Hayam, G., Shpun, S., Ben-Haim, S. A. Hemodynamic evaluation of the heart with a nonfluoroscopic electromechanical mapping technique. Circulation. 96, (10), 3672-3680 (1997).
  22. Gyöngyösi, M., Dib, N. Diagnostic and prognostic value of 3D NOGA mapping in ischemic heart disease. Nature Reviews Cardiology. 8, (7), 393-404 (2011).
  23. Siepmann, J., Siepmann, F. Modeling of diffusion controlled drug delivery. Journal of Controlled Release Official Journal of the Controlled Release Society. 161, (2), 351-362 (2012).
  24. Kim, H., Fassihi, R. Application of binary polymer system in drug release rate modulation. 2. Influence of formulation variables and hydrodynamic conditions on release kinetics. Journal of Pharmaceutical Sciences. 86, (3), 323-328 (1997).
  25. Pape, A. C. H., et al. Mesoscale characterization of supramolecular transient networks using SAXS and rheology. International Journal Of Molecular Sciences. 15, (1), 1096-1111 (2014).
  26. Lee, B. H., Vernon, B. In Situ-Gelling, Erodible N-Isopropylacrylamide Copolymers. Macromolecular Bioscience. 5, (7), 629-635 (2005).
  27. Annabi, N., et al. 25th Anniversary Article: Rational Design and Applications of Hydrogels in Regenerative Medicine. Advanced Materials. 26, (1), 85-124 (2014).
  28. Asai, D., et al. Protein polymer hydrogels by in situ, rapid and reversible self-gelation. Biomaterials. 33, (21), 5451-5458 (2012).
  29. Peppas, N. A., Hilt, J. Z., Khademhosseini, A., Langer, R. Hydrogels in Biology and Medicine: From Molecular Principles to Bionanotechnology. Advanced Materials. 18, (11), (2006).
  30. Lutolf, M. P., Hubbell, J. A. Synthetic biomaterials as instructive extracellular microenvironments for morphogenesis in tissue engineering. Nature Biotechnology. 23, (1), 47-55 (2005).
Инъекций и медикаментов загружены Супрамолекулярная Гидрогель для местного катетера для инъекций в сердце свиньи
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Pape, A. C. H., Bakker, M. H., Tseng, C. C. S., Bastings, M. M. C., Koudstaal, S., Agostoni, P., Chamuleau, S. A. J., Dankers, P. Y. W. An Injectable and Drug-loaded Supramolecular Hydrogel for Local Catheter Injection into the Pig Heart. J. Vis. Exp. (100), e52450, doi:10.3791/52450 (2015).More

Pape, A. C. H., Bakker, M. H., Tseng, C. C. S., Bastings, M. M. C., Koudstaal, S., Agostoni, P., Chamuleau, S. A. J., Dankers, P. Y. W. An Injectable and Drug-loaded Supramolecular Hydrogel for Local Catheter Injection into the Pig Heart. J. Vis. Exp. (100), e52450, doi:10.3791/52450 (2015).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
simple hit counter