Summary
Supramolekylære hydrogelators baseret på ureidogrupper-pyrimidinoner tillader fuld kontrol over de makroskopiske gel egenskaber og sol-gel switching adfærd ved hjælp af pH. Her præsenterer vi en protokol for at formulere og injektion sådan supramolekylær hydrogelator via et kateter leveringssystem for lokal levering direkte i relevante områder i grisen hjerte.
Abstract
Regenerering af tabt myocardium er et vigtigt mål for fremtidige behandlinger på grund af den stigende forekomst af kronisk iskæmisk hjertesvigt og den begrænsede adgang til donor hjerter. Et eksempel på en behandling for at genvinde funktionen af hjertet består i lokal levering af lægemidler og bioaktive stoffer fra en hydrogel. I dette papir indføres en metode til at formulere og injicere et stof-loaded hydrogel ikke-invasivt og side-specifikke ind grisen hjerte ved hjælp af en lang, fleksibel kateter. Anvendelsen af 3-D elektromekanisk kortlægning og injektion via et kateter tillader side-specifikke behandling af myokardiet. At tilvejebringe en hydrogel er kompatibel med denne kateter, er en supramolekylær hydrogel anvendes på grund af den bekvemme skift fra en gel til en opløsning tilstand vha miljømæssige udløsere. Ved basisk pH modificeret denne ureido-pyrimidinon poly (ethylenglycol) virker som en Newtonsk væske, der let kan injiceres, men ved fysiologisk pH opløsningen hurtigt skifter inden gel. Disse milde skift betingelser tillader inkorporering af bioaktive stoffer og bioaktive arter, såsom vækstfaktorer og exosomer som vi præsenterer her i både in vitro og in vivo forsøg. In vitro eksperimenter giver en på forparten indikation af stabiliteten gel og lægemiddelfrigivelse, som giver mulighed for tuning af gelen og slip egenskaber inden den efterfølgende anvendelse in vivo. Denne kombination giver mulighed for optimal indstilling af gelen til de anvendte bioaktive forbindelser og arter, og indsprøjtningssystemet.
Introduction
Selvom behandling af akut myokardieinfarkt er væsentligt forbedret overlevelsesrater, kronisk iskæmisk hjertesvigt er et stort problem for folkesundheden, der skrider frem med en aldrende befolkning. Der er ca. 6 millioner patienter med hjertesvigt i USA med en anslået stigning på 25% i forekomsten i 2030 1,2. Indledende tab af myocardievæv fører til hjerte-remodellering og til sidst forårsager kronisk hjertesvigt. Undtagen for hjertetransplantation, er der ingen reel behandling for denne gruppe patienter. Den stigende mangel på donor hjerter understreger behovet for at udvikle nye tilgængelige behandlinger for at vende denne proces med remodeling. Derfor et mål for fremtidige behandlinger er regenerering af tabt myokardiet.
Hydrogeler er interessante materialer inden for regenerativ medicin på grund af deres biokompatibilitet, og deres følsomhed over for eksterne triggere 3. Injicerbare hydrogeler tilbyder annonceulemper end ikke-injicerbare hydrogeler i deres anvendelse i minimal invasiv kirurgi 4. Disse injicerbare hydrogeler kan anvendes gennem en sprøjte på grund af deres for skift inden fysiologiske forhold 5, og i princippet mulighed for kateter-baserede injektion nærmer 6. Forskellige strategier er blevet anvendt til injicerbare materialer, der spænder fra kemisk tværbinding efter injektion til fysisk tværbinding ved enten temperatur, pH og shear-thinning adfærd 4,7,8. Selv om flere systemer har vist let injicerbarhed via en sprøjte 9,10, har fuld kateter-kompatibilitet ikke vist ofte 6.
Hydrogeler fremstillet fra supramolekylære polymerer dannes ved ikke-kovalente interaktioner der kan tændes hensigtsmæssigt fra en gel til en opløsning tilstand og omvendt ved hjælp af miljømæssige udløsere 11. Endvidere er de lavmolekylære forstadier giver mulighed for nem bearbejdelighed 12,13
Supramolekylære forbigående netværk i vand baseret på poly (ethylenglycol) (PEG), ultimo modificeret med ureido-pyrimidinon (UPy) dele 14 har vist fordelene ved ikke-kovalente interaktioner i kombination med biomedicinske anvendelser og er blevet brugt som lægemiddeladministrationssystem i hjertet 6 og under nyrekapslen 15. Disse netværk dannes ved dimerisering af UPy-grupper afskærmet fra det vandige miljø med alkyl afstandsstykker danner en hydrofob lomme. Urea hydrogenbinding letter efterfølgende stabling af disse dimerer i nanofibre. På grund af den reversible interaktion mellem UPy-UPy dimer, udløser såsom pH og temperatur kan bruges til at skifte fra opløsninger til geler. Anvendelsen af en syntetisk motiv muliggør design af molekylet, og gelegenskaber ved til eksamenple tuning længden af PEG-kæder og alkyl afstandsstykker 14,16.
Desuden kan flere bioaktive komponenter inkorporeres ved simpel blanding af den supramolekylære hydrogelator opløsning før injektion, med stoffer eller bioaktive arter, såsom vækstfaktorer eller exosomer, hhv. Exosomer er små membranvesikler, der indeholder cytosoliske derivater. De secerneres af mange celler og er involveret i intercellulær kommunikation. Exosomer afledt fra cardiomyocyte progenitorceller er foreslået at spille en rolle i hjerte-beskyttelse 17.
Her beskriver vi protokollen af formuleringen, og in vivo myocardial injektion af et sådant bioaktivt supramolekylær hydrogel. In vitro forsøg er beskrevet som giver på forehand en indikation af gel stabilitet og lægemiddelfrigivelse, som giver mulighed for tuning af gelen og slipegenskaber før anvendelse in vivo.
Protocol
BEMÆRK: Alle in vivo forsøg blev udført i overensstemmelse med vejledningen for pleje og anvendelse af forsøgsdyr af Institute of Laboratory Animal Resources. Eksperimenter blev godkendt af dyreforsøg Udvalg Medicine Fakultet ved Utrecht Universitet, Holland.
1. Formulering af hydrogelen
- For at fremstille 1 ml af 10 vægt% gel, opløses 100 mg af UPy-hydrogelator i et hætteglas i 900 pi PBS pH 11,7 ved omrøring ved 70 ° C i 1 time under anvendelse af en magnetomrører. Bagefter afkøle viskose opløsning ned til stuetemperatur. Opløsningen skulle nu have en pH på ca. 9,0. Denne opløsning kan opbevares i flere dage.
- Pipettere den passende mængde lægemiddel eller biomolekyle, som opløses i neutral PBS i den viskøse opløsning og omrør i 10 minutter for at nå en ensartet fordeling. Hvis opløsningen bliver for viskøs, kort opvarme den med varmt vand.
- Placer løsning i 1 time under en UV-lampe til at sterilisere.
2. Analyse af Hydrogel
- Rheologisk vurdering af opløsningen
- Før du lægger gelen, montere 25 mm plade-plade geometri i rheometer, indstille temperaturen til 20 ° C og indlæse pladen med vand for at forhindre fordampning af gelen under målingen.
- Afpipetteres 300 pi af opløsningen på en 25 mm plade-plade geometri på en rheometer holdt ved 20 ° C og lavere pladerne til opnåelse af en 0,5 mm hul afstand.
- Optag forskydningsviskositet som funktion af forskydningsspænding 0,1-500 Pa med 10 point pr årti.
- Rheologisk vurdering af gelen
- Afpipetteres 300 pi af opløsningen på pladen og pipetten i alt 4,2 pi 1 M HCI ved forskellige steder på opløsningen til at inducere dannelse gel.
- Sænk pladerne til en afstand på 0,5 mm og lad gelen kur for ca. 30 min. Under denne hærdningsprocessen, måle opbevaring og tab moduli ved lav frekvens og belastning, fx henholdsvis 1 rad / sek og 0,5%.
- Efter at gelen er hærdet (efter ca. 30 minutter), optage opbevaring og tab moduli som funktion af frekvensen (0,1-100 rad / sek) og herefter som funktion af stammen (0.1-1,000%).
3. Erosion og frigivelse Eksperimenter
- Overføre 100 pi af den viskøse opløsning indeholdende lægemidlet eller biomolekylet til en poly (ethylenterephthalat) hængende celledyrkningsinsert i 24-brønde plade med porestørrelse 8,0 um. At forhindre lækage af polymeropløsningen, mens i væskefasen, dække bunden af indsatserne med Parafilm (figur 2A).
- Umiddelbart derefter afpipetteres 1,4 pi 1 M HCI på toppen af den viskose opløsning for at reducere pH til ca. 7,0-7,2 og lade gelen kur inden i indsatsen i ca. 30 min.
- Fjern Parafilm from indsatsene, placere indsatsen i en 24-brønds plade og fylde brønden med 800 pi PBS pH 7,4. Inkubér pladen ved 37 ° C med langsom rokkende eller rystebevægelse. At forhindre fordampning af opløsningsmidlet, fylde resterende tomme brønde med PBS og forsegle 24-brønds plade med Parafilm (figur 2B).
- Periodisk opdatere PBS og analysere fjernet PBS for frigjort UPy erosion produkt eller narkotika / biomolekyle.
- Kvantificere UPy erosion produkter eller pirfenidon ved at måle UV-absorbans ved 265 nm eller 320 nm hhv. For fluorescerende protein mRuby2 foranstaltning fluorescensemission ved 587 nm efter excitation ved 559 nm.
- Oversæt målte absorption / emissionsværdier til koncentrationer via forudbestemte kalibreringskurver.
- Forbered kalibreringskurver opløse en række kendte koncentrationer af analytten i buffer og måle UV-absorbans eller fluorescens-emission af disse prøver. Interpolere data ved hjælp af en lineær funktion til Dethermelin koncentrationen af de ukendte prøver. For ikke-fluorescerende proteiner anvender ELISA påvisning 6.
4. lokal injektion via et kateter
- Induktion af myocardieinfarkt
- Efter 12 timer af faste, undtagen vand, bedøve grisen i sin stabile ved at indsprøjte midazolam 0,4 mg / kg, ketamin 10 mg / kg og atropin 0,014 mg / kg intramuskulært.
- Administrere natrium thiopental 5 mg / kg intravenøst for at inducere anæstesi og intubere grisen med et endotrachealt rør. Udfør ballon-ventilation med en hastighed på 12 / min, hvis nødvendigt, mens transport af dyr til operationsstuen.
- Ved ankomsten til operationen teater straks begynde mekanisk positivt tryk ventilation med FiO 2 0,50, 10 ml / kg tidalvolumen, og en frekvens på 12 / min under konstant kapnografi. Brug dyrlæge salve på øjnene for at forhindre tørhed.
- Start balanceret anæstesi ved kontinuerlig intravenskellige infusion af midazolam 0,5 mg / kg / time, sufentanil 2,5 ug / kg / time og pancuroniumbromid 0,1 mg / kg / time. For at sikre en ordentlig anæstesi løbende overvåge EKG, arterielt blodtryk, temperatur og kapnografi.
- Intravenøst indgyde 4,3 mg / kg amiodaron og placer intrakardial defibrillering kateter i højre ventrikel ved hjælp af den venøse sheeth 18.
- Okkludere den venstre forreste nedadgående arterie (LAD) distalt til den anden diagonale gren af intracoronar ballon okklusion, i 90 minutter i overensstemmelse med tidligere beskrevne protokol 18.
- Elektromekanisk kortlægning
- Efter fire uger efter myokardieinfarkt, planlægge mapping procedure. Forberede systemet (figur 4) i cathlab for 3D elektromekaniske kortlægning (EMM) af den venstre ventrikel. Med dette system levedygtig, dvale og infarkterede myocardium kan identificeres uden fluoroskopisk vejledning. At konstruere en sådan EM-map erhverve en selvrier af punkter på flere steder på LV endokardiale overflade ved anvendelse af en ultralav magnetfelt energikilde og en sensor spids kateter 19,20.
- Bedøver grisen, følgende protokol trin 4.1.1-4.1.4.
- Placer ekstern reference plaster på grisens ryg.
- Sikker vaskulær adgang (femoralarterie) i henhold til protokol 18.
- Efter opnåelse af en biplan venstre ventrikel angiogram på 25 ° højre anterior oblique (RAO) og 40 ° venstre forreste skrå (LA) for at estimere venstre ventrikel størrelse, giver 75 U / kg af heparin.
- Advance en 8 fransk-mapping (D eller F kurve) kateter under fluoroskopisk vejledning til aorta descendens, aortabuen og på tværs af aortaklappen ind i den venstre ventrikel (LV).
- Orientere spidsen af kateteret til spidsen af LV til at erhverve de første data, efterfulgt af udstrømning tarmkanalen, laterale og posteriore punkter til at danne en 3D-silhuet, definerer grænser ventricle.
- Opnå efterfølgende punkter, indtil alle endokardiale segmenter er blevet samplet ved at trække kortlægningskateteret over endocardium og sekventielt erhverve placeringen af spidsen, mens i kontakt med endokardiet 21,22.
- Definer målområdet, det er, hvor elektrisk aktivitet er (nær) normal og mekanisk bevægelse forringet, såkaldte dvale myokardiet (figur 6).
- Intramyocardial injektion
- Erstatte kortlægningskateteret af intramyocardial injektion kateter, som er sammensat af en 27-gauge nål og en kerne lumen inde en 8 French-kateter (figur 5A og B). At levere specifikke beløb, indlæse en volumen-gradueret sprøjte med ca. 2 ml af hydrogel løsning, og læg det i en sprøjte pumpe.
- Justere nålen forlængelse ved 0 ° og 90 ° flex og placere 0,1 ml af hydrogelen opløsningen for at fylde nålen døde rum. Derefter placereinjektion kateterspidsen tværs af aortaklappen og ind i målområdet.
- Opfylde følgende kriterier for en injektion position inde i målområdet bestemt i 4.2.9: (1) vinkelret position af kateteret til LV væggen; (2) fremragende loop stabilitet (<4 mm) som beregnet ved EMM-systemet; og (3) underliggende spænding> 6,9 mV 21.
- Føres nålen ind i myocardium, (4) bekræftes af en ekstrasystoler af LV, og injicere 0,1-0,3 ml af hydrogelen i en bolus med en konstant hastighed på ca. 0,4-0,5 ml / min under anvendelse sprøjtepumpen. Gentag dette ved 6-10 forskellige positioner som diffust som muligt. Den naturlige pH af vævet vil neutralisere opløsningen efter injektion, på hvilken hydrogel dannes.
- Sacrifice
- Post-procedure, humant ofre dyret ved afblødning. Skær ringere Caval vene og fjern blod med en støvsuger. Fremkald ventrikulær fibrillation ved at placere en 9 V batteri på spidsen.
Representative Results
Typiske resultater opnået fra de oscillerende rheologiske målinger på både opløsningen og gelen er vist i figur 1. Til injektion gennem en lang kateter, en Newtonsk væske med lav viskositet er ønskelig. Viskositeten blev målt som funktion af forskydningshastigheden, hvilket viser, at ved pH 8,5 er opløsningen forskydningsfortynding men ved pH 9,0 og 9,5 løsningerne opfører sig som Newtonske væsker som vist ved konstant viskositet på 0,54 og 0,36 Pa-sek, (figur 1A) . Efter neutralisering af prøverne, prøverne viser en faststof-lignende respons observeret af en opbevaringsmodul G ', som er større end det tab modulus G "og derfor en tanδ = G" / G' <1 (figur 1B). Gelen får sin endelige styrke inden for 30 minutter. Oscillerende rheologiske målinger viser en typisk faststof-lignende reaktion med G 'næsten uafhængig af den kantede frequency og G '> G "for alle frekvenser målt (figur 1C).
Afgørende for anvendelse som lægemiddelafgivelsessystem er erosionen af hydrogelen over tid. De supramolekylære interaktioner er i sagens natur dynamiske og muliggøre en langsom erosion af gelen in vitro. Erosion og frigiver eksperimenter udføres ved 37 ° C under anvendelse af porøse såvel skær (figur 2A og B). Ved at finjustere længden af den hydrofobe og hydrofile blok 14, en gel, der eroderer over en periode på flere uger, kan opnås (figur 3A). Gelen eroderer 25% i 2 uger med en indledende erosion på 10% i den første dag, formodentlig på grund af indledende opsvulmen af hydrogelen. Som eksempel blev både udgivelsen af et lille molekyle lægemiddel (pirfenidon), og frigivelsen af en model fluorescerende protein (mRuby2) undersøgt. En fluorescerende model-protein muliggør en nem udlæsning; dog in vitro 6. Den lille molekyle lægemiddel frigives inden for en dag, mens større molekyler, såsom proteiner gradvist frigives over 1 uge (figur 3B). Montering frigivelse profil mRuby2 op til 60% udgivelse med den semi-empiriske Korsmeyer-Peppas model indikerer frigivelse som følge af diffusion (n = 0,44) 23. Fraværet af en offset i (tilpasset) Korsmeyer-Peppas model viser, at der ikke er noget burst release stede mRuby2 24. På grund af den begrænsede mængde datapunkter med en udgivelse lavere end 60% for pirfenidon, blev der ikke fitting udført på denne udgivelse profil.
Kateteret navigationssystem består af en kommunikationsenhed konsol, en arbejdsstation (figur 4), et trekantet lokaliseringsapparat (generering af et lavt magnetfelt) med en ekstern reference patch, og to katetre, sensoren spids kortlægning og injektionsvæskenn kateter (figur 5).
Efter efterbehandling analyse har filtreret ustabile punkter 3D endokardial rekonstruktion af LV er opdateret i realtid med købet af hver ny datapunkt og løbende vises som unipolære og bipolære spænding potentialer på en gradueret farveskala (figur 6A). Den lokale lineære forkortelse (LLS) Funktionen kvantificerer regional væg bevægelse ved at opnå den gennemsnitlige ændring i afstanden mellem prøvested og tilstødende punkter ultimo systole og ultimo diastole. De gennemsnitlige spænding og LLS værdier beregnes for hvert segment og vises i det polære kort. (Figur 6B). Tilstedeværelsen af et unormalt eller lav unipolære potentiale (≤6 mV) og nedsat mekanisk aktivitet (LLS ≤4%) karakteriserer infarkt områder 22.
Figur 1 :. Rheologisk vurdering af opløsninger og geler. (A) Viskositet som funktion af forskydningshastighed for opløsningerne ved forskellige pH-værdier. For prøven ved pH 8,5 forskydningsfortynding observeres, men for prøverne ved pH 9,0 og 9,5 konstante viskositeter opnås, viser den newtonske adfærd af disse løsninger. (B) Gel hærdning efterfulgt af plotte tan δ som en funktion af tid. (C) Frekvens feje for en neutraliseret prøve efter 2 timer hærdning. Fejlbjælker viser standardafvigelser af 3 uafhængige målinger, hvilket indikerer en typisk eksperimentel fejl.
Figur 2:. Setup for nedbrydning og frigiver forsøg (A) Poly (ethylenterephthalat) godt indsætte dækket med Parafilm at forhindre lækage during forberedelse. (B) 24-brønde plade med skær, omviklet med Parafilm at forhindre fordampning af opløsningsmidlet.
Figur 3:. Erosion and Release (A) Erosion af hydrogelen over tid. Observeres gradvis nedbrydning af gelen i mindst 2 uger. (B) Frigivelse af et lille molekyle lægemiddel og en model protein. Mens den lille molekyle frigives inden for en dag, er modellen proteinet frigives gradvist over en uge uden en væsentlig eksplosiv frigivelse. Linien viser tilpasningen af Korsmeyer-Peppas model til den indledende fase af frigivelsen.
Figur 4: Kateteret navigationssystem.
Figur 5: (A) intramyocardial injektion kateter med sprøjte vedhæftet. (B) Detalje af kanyle.
Figur 6: Unipolar spænding og LLS kortet. (A) Unipolær kort, LAO visning (øverst) og Bulls Eye (herunder). Rød farve indikerer lave unipolære spændingsværdier ved myokardie base (normal) med tab af elektrisk aktivitet posterolaterale. Blå angiver normal myocardium, mens grønne og gule farver indikerer nedsat levedygtighed. (B) LLS map, LAO visning (øverst) og Bulls Eye (herunder). Rød farve indicaTES akinesi i posterolateral væg, grøn og gul viser dalende væg bevægelse. De kortlægning punkter er vist ved hvide prikker. Den trækkes hvide linie viser det område af interesse, karakteriseret ved nedsat unipolære spændinger og værdiforringede væg bevægelser. Brown punkter repræsenterer injektionssteder.
Discussion
En central udfordring er at opnå en løsning, som er injicerbar gennem en lang kateter samtidig holde løsningen forenelig med de bioaktive stoffer. Selvom pH skal øges for at øge injicerbarhed bioaktive forbindelser såsom vækstfaktorer er skrøbelige molekyler, der skal håndteres forsigtigt. Vi overvåger opløsningens pH tæt ved hjælp af et pH-meter efter tilsætning af hydrogelator at bekræfte det er pH 9,0, før du tilføjer nogen bioaktive komponenter. Indledningsvis, flere runder af justering udgangs pH af PBS var nødvendigt at ende med den rette pH. Endvidere, fordi vi bruger relativt viskose opløsninger og en lang tynd kateter, et stort trykfald er til stede (i størrelsesordenen 0,5 MPa, afhængigt af hastigheden af injektion). Derfor bør særlig forsigtighed skal træffes i vælge de rigtige forbindelser mellem sprøjten og kateteret. En sprøjte pumpe understøtter styret indsprøjtning, som anvender sådanne kræfter i hånden er udfordrende. For i vi troo eksperimenter blev opløsningen gelerede ved neutralisering af opløsningen med HCI, mens in vivo dette gøres ved den naturlige pH af vævet. Derfor er det vigtigt at tilsætte den rigtige mængde af HCI for at forhindre en overskridelse i pH. Diffusionen af denne syre er sandsynligvis den begrænsende faktor for geleringen af hydrogelen i in vitro-forsøg; dog in vivo væsken ville have en høj kontaktflade med neutraliserende væv, hvilket vil højst sandsynligt føre til en hurtigere og mere jævnt gelering sammenlignet med dråbevis tilsætning af koncentreret syre. Desuden omskiftningen gel er meget hurtigere med denne milde procedure sammenlignet med tidligere anvendte metoder (0,5 timer vs 2 timer) 25. Brug af kroppens naturlige pH til at skifte de materialeegenskaber er meget tiltalende, da overgangen er hurtig, reversibel, kan ikke finde sted inde i kateteret og er in vivo fuldautomatisk. Disse egenskaber giver fordele i forhold fx termisk switChable gels 26, hvor risikoen for gelering i et kateter på grund af temperaturændringer er til stede, geler, der kræver foto-inducerede polymerisation, som er udfordrende på grund af begrænset lysgennemtrængning og radikaldannelse 27, eller geler, der kræver co-injektion af en polymerisationsinitiator eller accellerator 28.
Vellykket frigivelse af et lægemiddel fra hydrogelen i vid udstrækning afhænger af størrelsen af lægemidlet. Som vist, er den lille molekyle narkotika frigives straks, mens den gradvise frigivelse af model protein over 1 uge viser løftet om disse hydrogeler som leveringssystemer for vækstfaktorer. Generelt hydrogeler er mere lovende, da levering redskab til større objekter, såsom proteiner, exosomer og celler 29,30.
Det 3-D elektromekanisk kortlægning og injektion procedure giver en klinisk valideret kateter-baserede levering tilgang til forskellige myocardial regenerative behandlingsformer såsom hydrogeler. Den Added værdi af denne teknologi i forhold til andre ikke-kirurgisk leveringsteknikker er planlægning behandlingen, hvilket gør det muligt at differentiere normal, infarkt og hibernating myocardium og lede terapier i området af interesse. Ulemper ved denne tilgang vedrører de nødvendige tekniske færdigheder og den tidskrævende og dyre procedure 20. I det præsenterede svin model for myokardieinfarkt elektromekaniske kortlægning blev efterfulgt af guidede intramyocardiale injektioner med bioaktive supramolekylære UPy-hydrogel. Andre kombinationer med regenererende behandlinger har at blive testet in vitro og in vivo for at få mere succes i denne nye område. Endvidere har optimering af injicerbarhedssvigt og sterilisering procedurer, der skal udføres for at succesfuldt oversætte denne metode til en klinisk indstilling.
Acknowledgments
Dette arbejde blev finansieret af Ministeriet for uddannelse, kultur og videnskab (Gravity program 024.001.035), Nederlandene Organisation for Videnskabelig Forskning (NWO), Det Europæiske Forskningsråd (FP7 / 2007-2013) ERC-tilskudsaftale 308.045 og gennemføres inden for LSH TKI rammer. Denne forskning er en del af projektet P1.03 Pent af forskningsprogrammet for Biomedical Materials institut, co-finansieret af det hollandske økonomiministerium. Dette projekt blev støttet af için - Holland Heart Institute ( www.icin.nl ) og "Wijnand M. Pom Stichting". Forfatterne vil gerne takke Henk Janssen og Joris Peters til syntese af UPy-hydrogelator og Remco Arts for at give mRuby2. Vi takker Bert Meijer, Tonny Bosman, Roxanne Kieltyka, Stijn Kramer, Joost Sluijter, Imo Hoefer og Frebus van Slochteren for de mange nyttige diskussioner og Marlijn Jansen, Joyce Visser, Grace Croft og Martijn van Nieuwburg for technical bistand.
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).
