Summary
Supra hydrogelators basert på ureidoderivat pyrimidinones tillate full kontroll over de makroskopiske gelegenskaper og sol-gel switching atferd med pH. Her presenterer vi en protokoll for å formulere og injisere slikt supra hydrogelator via et kateter levering system for lokal leveranse direkte på relevante områder i grisen hjerte.
Abstract
Regenerering av tapte myokard er et viktig mål for fremtidige behandlinger på grunn av den økende forekomsten av kronisk iskemisk hjertesvikt og begrenset tilgang på donor hjerter. Et eksempel på en behandling for å gjenopprette funksjonen til hjertet består av lokal avlevering av medikamenter og bioaktive stoffer fra en hydrogel. I denne utredningen en metode er innført for å formulere og injisere et stoff belastet hydrogel non-invasiv og sidespesifikke inn grisen hjertet ved hjelp av en lang, fleksibel kateter. Bruken av 3-D elektro kartlegging og injeksjon via et kateter muliggjør side-spesifikk behandling av myokard. For å gi en hydrogel kompatible med dette kateteret blir et supra hydrogel brukt på grunn av den praktiske omkobling fra en gel til en løsning tilstand ved hjelp av miljømessige utløsere. Ved basisk pH denne ureido-pyrimidinon modifisert poly (etylenglykol) virker som en Newtonsk væske som lett kan injiseres, men ved fysiologisk pH oppløsningen skifter hurtig tilen gel. Disse milde koblingsbetingelser tillater inkorporering av bioaktive stoffer og bioaktive arter, slik som vekstfaktorer og exosomes som vi presenterer her i både in vitro og in vivo eksperimenter. In vitro eksperimenter gi en på forhånd angivelse av gelen stabilitet og medikamentfrigjøring, som gir mulighet for justering av gelen og slipp egenskaper før den etterfølgende påføring in vivo. Denne kombinasjonen gir den optimale avstemning av gelen til de brukt bioaktive forbindelser og arter, og innsprøytningssystemet.
Introduction
Selv om behandlingen av akutt hjerteinfarkt er betydelig forbedret overlevelse, er kronisk iskemisk hjertesvikt et stort folkehelseproblem som utvikler seg med en aldrende befolkning. Det er ca 6 millioner hjertesviktpasienter i USA med anslagsvis 25% økning i prevalens i 2030 1,2. Innledende tap av hjerteinfarkt vev fører til hjerte ombygging og til slutt fører til kronisk hjertesvikt. Med unntak av hjertetransplantasjon, er det ingen reell behandling for denne gruppen av pasienter. Den økende mangel på donor hjerter understreker behovet for å utvikle nye tilgjengelige behandlinger for å reversere denne prosessen med ombygging. Derfor er et mål for fremtidige terapier regenerering av tapt hjertemuskelen.
Hydrogelene er interessante materialer innen regenerativ medisin på grunn av deres biokompatibilitet, og deres følsomhet for ytre utløser tre. Injiserbare hydrogelene tilby annonsefortrinn enn non-injiserbare hydrogelene i deres bruk i minimal invasiv kirurgi 4. Disse injiserbare hydrogeler kan brukes ved hjelp av en sprøyte på grunn av deres veksling innenfor fysiologiske betingelser 5, og i prinsippet mulig for kateterbasert injeksjons tilnærminger 6. Forskjellige strategier har blitt brukt for injiserbare materialer, som strekker seg fra kjemisk tverrbinding etter injeksjonen for å fysisk tverrbinding ved enten temperatur, pH og skjærtynningsadferd 4,7,8. Selv om flere systemer har vist seg lett injiserbarhet via en sprøyte 9,10, har full kateter kompatibilitet ikke vist ofte 6.
Hydrogeler er fremstilt fra supramolekylære polymerer blir dannet ved ikke-kovalente interaksjoner som kan skrus hensiktsmessig fra en gel til en løsning tilstand, og vice versa ved hjelp av miljømessige utløsere 11. Videre er de lavmolekylære forløpere gir enkel bearbeidbarhet 12,13
Supraforbigående nettverk i vann basert på poly (etylenglykol) (PEG), endemodifisert med ureido-pyrimidinon (UPy) grupper 14 har vist fordelene ved ikke-kovalente interaksjoner i kombinasjon med biomedisinske anvendelser og er blitt anvendt som medikamentleveringssystem i hjertet 6 og under den renale kapselen 15. Disse nettverk er dannet ved dimerisering av UPy-gruppene skjermet fra det vandige miljø etter alkyl-avstandsstykker som danner en hydrofob lomme. Urea hydrogenbinding forenkler påfølgende stabling av disse dimers inn nanofibers. På grunn av den reversible vekselvirkning mellom UPy-UPy dimer, utløser så som pH og temperatur kan brukes til å skifte fra løsninger på geler. Bruken av en syntetisk motiv tillater utforming av molekylet og gelegenskaper ved for undersøkelseple innstiller lengden av PEG-kjeder og alkyl- avstandsstykker 14,16.
Videre kan flere bioaktive komponenter bygges inn ved ganske enkelt å blande den supra hydrogelator oppløsning før injeksjon, med medikamenter eller bioaktive arter, for eksempel vekstfaktorer eller exosomes, henholdsvis. Exosomes er små membranvesikler som inneholder cytosolic derivater. De blir utskilt av mange celler, og er involvert i intercellulær kommunikasjon. Exosomes avledet fra cardiomyocyte progenitorceller er foreslått å spille en rolle i hjertebeskyttelse 17.
Her beskriver vi protokollen for formulering, og in vivo myokardial injeksjon av et slikt bioaktiv supra hydrogel. In vitro-eksperimenter er beskrevet, som gir på forehand en indikasjon på gel-stabilitet og medikamentfrigjøring, som gir mulighet for justering av gelen og slipp egenskaper før anvendelse in vivo.
Protocol
MERK: Alle in vivo eksperimenter ble utført i samsvar med Guide for omsorg og bruk av forsøksdyr ved Institutt for laboratorie Animal Resources. Forsøkene ble godkjent av Animal Eksperimentering komité for medisin fakultet ved Utrecht University, Nederland.
1. Formulering av hydrogelen
- For å fremstille 1 ml 10 vekt-% gel, oppløse 100 mg av UPy-hydrogelator i et hetteglass i 900 ul PBS pH 11,7 ved omrøring ved 70 ° C i 1 time ved bruk av en magnetrører. Deretter avkjøles den viskøse løsningen til romtemperatur. Løsningen skal nå ha en pH på ca. 9,0. Denne løsningen kan lagres i flere dager.
- Pipetter passende mengde medikament eller biomolekyl som oppløses i fri PBS inn i den viskøse løsning og omrørt i 10 minutter for å oppnå en jevn fordeling. Hvis den løsningen blir for viskøs, kort tid oppvarmes den med varmt vann.
- Plasser løsningen for en time under en UV-lampe for å sterilisere.
2. Analyse av Hydrogel
- Reologiske vurdering av løsningen
- Før du legger i gel, montere 25 mm plate-plate geometri i reometeret, sett temperaturen til 20 ° C og laste plate med vann for å hindre fordamping av gel under målingen.
- Pipetter 300 ul av oppløsningen på en 25 mm plate-plategeometri på et reometer holdt ved 20 ° C og senke plater for å oppnå et 0,5 mm gap avstand.
- Post skjærviskositet som funksjon av skjærspenning 0,1 til 500 Pa med 10 poeng per tiår.
- Reologiske vurdering av gelen
- Pipetter 300 ul av oppløsningen på platen og pipetten en total på 4,2 ul 1 M HCl ved forskjellige steder på oppløsningen for å indusere geldannelse.
- Senk platene til et gap avstand på 0,5 mm og lar gelen kur i ca. 30 min. Under denne herdeprosessen, måle lagring og tap moduli ved lav frekvens og belastning, for eksempel henholdsvis en rad / sek, og 0,5%.
- Etter at gelen er herdet (etter ca. 30 min), registrering og lagring tapsmoduler som funksjon av frekvensen (0,1 til 100 rad / sek) og deretter som funksjon av belastningen (0,1-1.000%).
3. Erosjon og versjons Experiments
- Overfør 100 ul av den viskøse løsning inneholdende medikamentet eller biomolekylet til et poly (etylentereftalat) hengende cellekulturinnsats i 24-brønner plate med porestørrelse 8,0 um. For å hindre lekkasje av polymeroppløsningen, mens i den flytende fase, dekke bunnen av innsatsene med Parafilm (figur 2A).
- Umiddelbart etterpå pipette 1,4 ul 1 M HCl på toppen av den viskøse løsningen for å redusere pH til omtrent 7,0 til 7,2 og lar gelen kur på innsiden av innsatsen i ca. 30 minutter.
- Fjern Parafilm from innsatsene, plasserer innsatsen i en 24-brønns plate og fylle brønnen med 800 mL PBS pH 7,4. Inkuber platen ved 37 ° C med langsom vugging eller risting bevegelse. For å hindre fordamping av oppløsningsmidlet, å fylle gjenværende tomme brønner med PBS og forsegle den 24-brønns plate med Parafilm (figur 2B).
- Med jevne mellomrom oppdatere PBS og analysere fjernet PBS i løslatt UPy erosjon produkt eller stoff / biomolekyl.
- Kvantifisere UPy erosjon produkter eller pirfenidon ved å måle UV absorbans ved 265 nm eller 320 nm hhv. For fluorescerende protein mRuby2 tiltaket fluorescensemisjon på 587 nm etter eksitasjon ved 559 nm.
- Oversett målte absorpsjon / utslippsverdier for konsentrasjoner via forhåndsbestemte kalibreringskurver.
- Forbered kalibreringskurver oppløsning av en serie av kjente konsentrasjoner av analytten i buffer og måle UV-absorbans eller fluorescens-emisjon fra disse prøvene. Interpolere data ved hjelp av en lineær funksjon til Detrøyskatt konsentrasjonen av de ukjente prøvene. For ikke-fluorescerende proteiner bruke ELISA deteksjon 6.
4. Lokal injeksjon via et kateter
- Induksjon av hjerteinfarkt
- Etter 12 timers faste, unntatt vann, sedate gris i sin stabile ved å injisere midazolam 0,4 mg / kg, ketamin 10 mg / kg og atropin 0,014 mg / kg intramuskulært.
- Administrere natriumtiopental 5 mg / kg intravenøst for å indusere anestesi og intubere grisen med et endotrakealt rør. Utfører ballongventilasjons med en hastighet på 12 / min, om nødvendig under transport av dyret til operasjonssalen.
- Ved ankomst på driften teater umiddelbart begynne mekanisk overtrykksventilasjon med FiO 2 0,50, 10 ml / kg tidevolum, og en frekvens på 12 / min under kontinuerlig kapnografi. Bruk dyrlege salve på øynene for å hindre tørrhet.
- Begynn balansert anestesi ved kontinuerlig intravenOUS infusjon av midazolam 0,5 mg / kg / time, sufentanil 2,5 ug / kg / time og pankuroniumbromid 0,1 mg / kg / time. For å sikre riktig anestesi kontinuerlig overvåke EKG, arteriell blod trykk, temperatur og kapnografi.
- Intravenøst tilføre 4,3 mg / kg amiodaron og plasser intrakardiell defibrillering kateter i høyre ventrikkel med venøs kappe som 18.
- Tilstoppe venstre fremre nedstigende arterie (LAD) distalt til den andre diagonale grenen ved intra ballong okklusjon, i 90 min, i henhold til tidligere beskrevet protokoll 18.
- Elektro kartlegging
- På fire uker etter hjerteinfarkt, planlegger kartlegging prosedyren. Klargjør systemet (figur 4) i cathlab for 3D elektro kartlegging (EMM) av venstre ventrikkel. Med dette systemet levedyktig, dvale og infarkt myocardium kan identifiseres uten gjennomlysning. Å konstruere en slik EM-kartet erverve en seRies hos peker på flere steder på LV endokardiale overflaten ved hjelp av en ultralav magnetisk-feltet energikilde og en sensor-tipped kateter 19,20.
- Bedøve grisen, følgende protokoll trinn 4.1.1-4.1.4.
- Plasser den eksterne referansen patch på grisen rygg.
- Sikre vaskulær tilgang (femoralis) i henhold til protokoll 18.
- Etter å ha fått en dobbeltdekker venstre ventrikkel angiografi i 25 ° høyre fremre oblique (RAO) og 40 ° venstre fremre oblique (LA) sikte på å anslå venstre ventrikkel størrelse, gi 75 U / kg av heparin.
- Advance en 8 fransk-mapping (D eller F kurve) kateteret under gjennomlysning til aorta descendens, aortabuen og over Aortaklaff inn i venstre ventrikkel (LV).
- Orientere tuppen av kateteret til toppen av LV å skaffe de første data, etterfulgt av utløpskanalen, lateral og bakre poeng for å danne en 3D silhuett, definere grensene til ventricle.
- Skaff følgende punkter før alle endokardiale segmentene er samplet ved å dra kartlegging kateter over endocardium og sekvensielt anskaffe plasseringen av tuppen mens i kontakt med endocardium 21,22.
- Definer målområdet, det er der elektriske aktiviteten er (nær) normal og mekanisk bevegelse svekket, såkalte dvale hjertemuskelen (figur 6).
- Intramyocardial injeksjon
- Sett på kartlegging kateteret ved intramyocardial injeksjonskateter som er sammensatt av en 27-gauge nål og en kjerne inne i et hulrom 8 fransk kateter (Figur 5A og B). Å levere konkrete beløp, legger du et volum-gradert sprøyte med ca 2 ml av hydrogel løsning og plassere den i en sprøytepumpe.
- Juster nålen forlengelse ved 0 ° og 90 ° bøy og plassere 0,1 ml av hydrogelen løsningen for å fylle nålen dødrom. Deretter plassererinjeksjon kateterspissen på tvers av aorta-ventilen og inn i målområdet.
- Oppfylle følgende kriterier for en injeksjon posisjon inne i målområdet fastsettes i 4.2.9: (1) vinkelrett posisjon av kateteret til LV veggen; (2) utmerket sløyfe stabilitet (<4 mm) som beregnes av EMM-system; og (3) underliggende spenning> 6,9 mV 21.
- Advance nålen inn i myokard, (4) bekreftet ved en ventrikulær kontraksjon av venstre ventrikkel, og injisere 0,1 til 0,3 ml av hydrogelen i en bolus ved en konstant hastighet på ca. 0,4 til 0,5 ml / min ved hjelp av sprøytepumpe. Gjenta dette på 6-10 forskjellige stillinger som diffus som mulig. Den naturlige pH-verdien i vevet vil nøytralisere oppløsningen etter injeksjon, hvorpå hydrogelen dannes.
- Sacrifice
- Post-prosedyre, humant ofre dyret ved blodtapping. Kutt dårligere cava venen og fjerne blod med en sugeinnretning. Fremkall ventrikkel fibrillation ved å plassere en 9 V batteri på apex.
Representative Results
Typiske resultater oppnådd fra svingnings reologiske målinger på både oppløsning og gelen er vist i figur 1. For injeksjon gjennom en lang kateter, er det ønskelig med et Newtonsk fluid med lav viskositet. Viskositeten ble målt som funksjon av skjærhastighet, som viser at ved pH 8,5 løsningen er skjærfortynnende, men ved pH 9,0 og 9,5 løsninger oppføre seg som Newtonske væsker som vist ved konstant viskositet på 0,54 og 0,36 Pa-s, respektivt (figur 1A) . Etter nøytralisering av prøvene, prøvene viser et faststoff-lignende respons observeres etter en lagringsmodul G 'som er større enn tapsmodulen G ", og derfor en tanδ = G" / G' <1 (figur 1B). Gelen får sin endelige styrke i løpet av 30 minutter. Oscillasjon reologiske målinger viser et typisk faststoff-lignende reaksjon med G 'nesten uavhengig av vinkel freq-frekvensen og G '> G "for alle frekvenser målte (figur 1C).
Viktig for anvendelse som medikamentavgivelsessystem er erosjon av hydrogelen over tid. De supramolekylære interaksjoner er iboende dynamiske og gi rom for en langsom erosjon av gelen in vitro. Erosjon og Frigivelseseksperimenter gjennomføres ved 37 ° C ved hjelp av porøse brønninnsatser (figur 2A og B). Ved å justere lengden av den hydrofobe og hydrofile blokk 14, en gel som eroderer i løpet av en periode på flere uker kan oppnås (figur 3A). Gelen eroderer 25% i 2 uker med en første erosjon på 10% i den første dagen, antagelig på grunn av begynnende svelling av hydrogel. Som eksempel ble både utgivelsen av et lite molekyl narkotika (pirfenidon), og utgivelsen av en modell fluorescerende protein (mRuby2) studerte. En fluoriserende modell protein gir en enkel avlesning; Imidlertid in vitro 6. Den lille molekylet medikamentet blir frigjort i løpet av en dag, mens større molekyler, slik som proteiner blir gradvis frigjort i løpet av en uke (figur 3B). Montering utgivelsen profilen til mRuby2 opptil 60% Meldingen med semi-empiriske Korsmeyer-Peppas Modellen tilsier utgivelsen skyldes diffusjon (n = 0,44) 23. Fraværet av en forskyvning i (tilpasset) Korsmeyer-Peppas modellen viser at det ikke er noen burst utgivelsen stede for mRuby2 24. På grunn av den begrensede mengden av datapunkter med en frigjørings lavere enn 60% for pirfenidon, ble det ikke passende utført på denne frigjøringsprofil.
Kateteret Navigasjonssystemet består av en kommunikasjonsenhet konsoll, en arbeidsstasjon (figur 4), et trekantet plassering pute (generere et lavt magnetfelt) med en ekstern referanse lapp, og to katetere, sensoren-tippet kartlegging og injeksjonn kateter (figur 5).
Etter etterbehandling analyse har filtrert ustabile poeng 3D endokardiale rekonstruksjon av LV oppdateres i sanntid med oppkjøpet av hver nye datapunkt og vises fortløpende som unipolare og bipolare spenningspotensialer på en gradert fargeskala (figur 6A). Den lokale lineær forkorting (LLS) -funksjonen kvantifiserer regional veggen bevegelse ved å skaffe den gjennomsnittlige endringen i avstand mellom prøvested og tilstøtende poeng ved utgangen av systole og slutt diastolen. Middelspenningen og LLS verdiene er beregnet for hvert segment og vises i den polare kartet. (Figur 6B). Tilstedeværelsen av en unormal eller lav unipolar potensial (mV ≤6) og svekket mekanisk aktivitet (LLS ≤4%) karakteriserer infarktområder 22.
Figur 1 :. Reologi vurdering av løsninger og geler. (A) viskositet som en funksjon av skjærhastighet for oppløsningene ved forskjellig pH. For prøven ved pH 8,5 skjærfortynning observeres, men for prøvene ved pH 9,0 og 9,5 konstante viskositeter oppnås, viser Newtonsk oppførsel av disse løsningene. (B) Gel herding etterfulgt av å plotte tan δ som en funksjon av tid. (C) frekvenssveip for en nøytralisert prøve etter 2 timers herding. Feilsøylene viser standardavvik av tre uavhengige målinger som angir en typisk eksperimentelle feil.
Figur 2:. Oppsett for nedbrytning og slipper eksperimenter (A) Poly (ethylenterefthalat) godt insert dekket med Parafilm for å hindre lekkasje during forberedelse. (B) 24-brønner plate med innsatser, pakket med Parafilm for å hindre fordamping av oppløsningsmidlet.
Fig. 3: Erosjon og slipp (A) Erosjon av hydrogelen over tid. Gradvis erosjon av gel i minst to uker er observert. (B) Offentliggjøring av et lite molekyl narkotika og en modell protein. Mens lite molekyl blir utgitt innen en dag, er modellen protein gradvis sluppet over en uke uten en betydelig burst utgivelse. Linjen viser sammenpasningen til Korsmeyer-Peppas modell til den første fasen av frigjørings.
Figur 4: Kateteret navigasjonssystem.
Figur 5: (A) intramyocardial injeksjons kateter med sprøyten. (B) Detalj av kanyle.
Figur 6: Unipolar spenning og LLS kartet. (A) Unipolar kart, LAO visning (øverst) og okser øyet (nedenfor). Rød farge indikerer lave unipolare spenningsverdier på hjerteinfarkt base (normal) med tap av elektrisk aktivitet posterolaterale. Blått indikerer normal hjertemuskelen, mens grønne og gule farger indikerer redusert levedyktighet. (B) LLS kart, LAO visning (øverst) og okser øyet (nedenfor). Rød farge indicates akinesia i posterolateral veggen, grønt og gult indikerer redusert veggen bevegelse. Kartleggings punktene er vist med hvite prikker. Den trekkes hvite linjen viser det aktuelle området, preget av redusert unipolare spenninger og nedskrevne vegg bevegelser. Brune punkter representerer injeksjons.
Discussion
En viktig utfordring er å oppnå en løsning som er injiserbart ved en lang kateter samtidig oppløsningen forenlig med de bioaktive forbindelser. Selv om pH-verdi økes for å øke injiserbarheten, bioaktive forbindelser, slik som vekstfaktorer er skjøre molekyler som skal håndteres forsiktig. Vi overvåke pH-verdien i oppløsningen tett ved hjelp av et pH-meter etter tilsetning av hydrogelator å bekrefte at det er pH 9,0 før tilsetning av noen bioaktive komponenter. I utgangspunktet flere runder med justering av utgangs pH i PBS var nødvendig å ende med riktig pH. Videre, fordi vi bruker relativt viskøse løsninger og et langt tynt kateter, er et stort trykkfall tilstede (i størrelsesorden 0,5 MPa, avhengig av hastigheten på injeksjonen). Derfor bør man være spesielt forsiktig i å velge de rette kontaktene mellom sprøyten og kateteret. En sprøyte pumpe støtter styrt injeksjon, som bruker slike krefter for hånd er utfordrende. For i vitro eksperimenter ble løsningen gelated ved nøytralisering av oppløsningen med HCl, mens in vivo dette gjøres ved den naturlige pH-verdien i vevet. Derfor er det viktig å tilsette riktig mengde HCl for å hindre en oversving i pH. Spredningen av denne syre er sannsynligvis den begrensende faktor i gelering av hydrogelen i in vitro eksperimenter; Imidlertid in vivo væsken vil ha en høy kontaktflateareal med nøytraliserende vev, noe som vil mest sannsynlig resultere i en raskere og mer jevnt gelering i forhold til dråpevis tilsetning av konsentrert syre. Videre er gelen svitsje mye raskere med dette mild fremgangsmåte i forhold til tidligere brukte metoder (0,5 timer mot 2 timer) 25. Ved hjelp av kroppens naturlige pH-verdi for omkopling av materialegenskaper er meget tiltalende fordi overgangen er rask, reversibel, ikke kan forekomme inne i kateteret og er in vivo helautomatisk. Disse egenskapene gir fordeler i forhold til f.eks termisk bytChable geler 26, hvor faren for gelering i et kateter som følge av temperaturendringer er til stede, geleer som krever fotoinduserte polymerisering, noe som er vanskelig på grunn av lett penetrasjon begrenset og radikaldannelse 27 eller geler som krever ko-injeksjon av en polymerisasjonsinitiator eller accellerator 28.
Vellykket frigjøring av et medikament fra hydrogel i stor grad avhenger av størrelsen av stoffet. Som vist er det lite molekyl medikamentet frigis umiddelbart, mens den gradvise frigjøring av modellen protein i løpet av en uke viser løftet av disse hydrogeler som leveringssystemer for vekstfaktorer. Generelt hydrogelene er mer lovende som levering verktøy for større gjenstander som proteiner, exosomes og celler 29,30.
3-D elektro kartlegging og injeksjonsprosedyren gir en klinisk validert kateterbasert levering tilnærming for ulike myokardielle regenerative behandlinger, for eksempel hydrogeler. Den AddeD-verdien for denne teknologien i forhold til andre ikke-kirurgiske leveringsteknikker er behandling planlegging, noe som gjør det mulig å skille mellom normal, infarkt og hi myokardium og for å lede behandling i området av interesse. Ulempene med denne tilnærmingen bekymring de nødvendige tekniske ferdigheter og tidkrevende og kostbar prosedyre 20. I present svin modell av hjerteinfarkt elektro kartlegging ble etterfulgt av guidet intramyocardial injeksjoner med det bioaktive supra UPy-hydrogel. Andre kombinasjoner med regenerativ behandling har til å bli testet in vitro og in vivo for å få mer suksess i dette nye feltet. Videre optimalisering av injiserbarhet og steriliseringsprosedyrer må utføres for å kunne oversette denne fremgangsmåte til en klinisk sammenheng.
Acknowledgments
Dette arbeidet ble finansiert av departementet for utdanning, kultur og vitenskap (Gravity program 024.001.035), Nederland Organisation for Scientific Research (NWO), European Research Council (FP7 / 2007-2013) ERC Grant Agreement 308045 og gjennomføres innenfor LSH TKI rammeverk. Dette forsknings er en del av prosjektet P1.03 PENT av forskningsprogrammet av biomedisinske materialer instituttet, delfinansiert av den nederlandske Ministry of Economic Affairs. Dette prosjektet ble støttet av icin - Nederland Heart Institute ( www.icin.nl ) og "Wijnand M. Pom Stichting". Forfatterne ønsker å takke Henk Janssen og Joris Peters for syntesen av UPy-hydrogelator og Remco Arts for å gi mRuby2. Vi takker Bert Meijer, Tonny Bosman, Roxanne Kieltyka, Stijn Kramer, Joost Sluijter, Imo Hoefer, og Frebus van Slochteren for de mange nyttige diskusjoner og Marlijn Jansen, Joyce Visser, Grace Croft og Martijn van Nieuwburg for technical hjelp.
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 |
References
- 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).
- 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).
- 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).
- Olsen, B. D., Kornfield, J. A., Tirrell, D. A. Yielding Behavior in Injectable Hydrogels from Telechelic Proteins. Macromolecules. 43 (21), 9094-9099 (2010).
- Guvendiren, M., Lu, H. D., Burdick, J. A. Shear-thinning hydrogels for biomedical applications. Soft Matter. 8 (2), 260 (2012).
- 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).
- Pawar, G. M., et al. Injectable Hydrogels from Segmented PEG-Bisurea Copolymers. Biomacromolecules. 13 (12), 3966-3976 (2012).
- Yoon, H. -J., Jang, W. -D. Polymeric supramolecular systems for drug delivery. Journal of Materials Chemistry. 20 (2), 211-222 (2009).
- 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).
- Yu, L., Ding, J. Injectable hydrogels as unique biomedical materials. Chemical Society Reviews. 37 (8), 1473-1481 (2008).
- Krieg, E., Rybtchinski, B. Noncovalent Water-Based Materials: Robust yet Adaptive. Chemistry – A European Journal. 17 (33), 9016-9026 (2011).
- Davis, M. E., et al. Injectable self-assembling peptide nanofibers create intramyocardial microenvironments for endothelial cells. Circulation. 111 (4), 442-450 (2005).
- 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).
- 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).
- Dankers, P. Y. W., et al. Development and in-vivo characterization of supramolecular hydrogels for intrarenal drug delivery. Biomaterials. 33 (20), 5144-5155 (2012).
- 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).
- 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).
- Koudstaal, S., et al. Myocardial infarction and functional outcome assessment in pigs. Journal of Visualized Experiments. (86), (2014).
- 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).
- 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).
- 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).
- Gyöngyösi, M., Dib, N. Diagnostic and prognostic value of 3D NOGA mapping in ischemic heart disease. Nature Reviews Cardiology. 8 (7), 393-404 (2011).
- 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).
- 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).
- 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).
- Lee, B. H., Vernon, B. In Situ-Gelling, Erodible N-Isopropylacrylamide Copolymers. Macromolecular Bioscience. 5 (7), 629-635 (2005).
- Annabi, N., et al. 25th Anniversary Article: Rational Design and Applications of Hydrogels in Regenerative Medicine. Advanced Materials. 26 (1), 85-124 (2014).
- Asai, D., et al. Protein polymer hydrogels by in situ, rapid and reversible self-gelation. Biomaterials. 33 (21), 5451-5458 (2012).
- 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).
- Lutolf, M. P., Hubbell, J. A. Synthetic biomaterials as instructive extracellular microenvironments for morphogenesis in tissue engineering. Nature Biotechnology. 23 (1), 47-55 (2005).
