Summary
Supramolekylära hydrogelators baserade på ureido-pyrimidinoner tillåter full kontroll över de makroskopiska gelegenskaperna och sol-gel kopplings beteende med hjälp av pH. Här presenterar vi ett protokoll för att formulera och injicera en sådan supra hydrogelator via en kateter leveranssystem för lokal leverans direkt i relevanta områden i grishjärta.
Abstract
Regenerering av förlorade hjärtmuskeln är ett viktigt mål för framtida behandlingar på grund av den ökande förekomsten av kronisk ischemisk hjärtsvikt och den begränsade tillgången till donator hjärtan. Ett exempel på en behandling för att återställa funktionen av hjärtat består av lokal tillförsel av läkemedel och bioaktiva substanser från en hydrogel. I detta dokument införs en metod för att formulera och injicera en läkemedelsladdad hydrogel icke-invasivt och sidospecifika in grisen hjärtat med hjälp av en lång, flexibel kateter. Användningen av 3-D elektromekaniska kartläggning och injektion via en kateter tillåter sidospecifik behandling av hjärtmuskeln. För att ge en hydrogel kompatibel med denna kateter, är en supra hydrogel används på grund av den bekväma omkoppling från en gel till en lösning tillstånd att använda miljö triggers. Vid basiskt pH denna ureido-pyrimidinon modifierad poly (etylenglykol) fungerar som en newtonsk vätska som lätt kan injiceras, men vid fysiologiskt pH lösningen växlar snabbt tillen gel. Dessa milda kopplingsförhållandena tillåter inkorporering av bioaktiva läkemedel och biologiskt aktiva substanser, såsom tillväxtfaktorer och exosomes som vi presenterar här i både in vitro och in vivo-experiment. De in vitro experiment ger en på forehand indikation på gelstabilitet och läkemedelsfrisättning, vilket möjliggör avstämning av gel och släpp egenskaper innan den efterföljande ansökan in vivo. Denna kombination gör det möjligt för optimal inställning av gelen till de använda bioaktiva föreningar och art, och insprutningssystemet.
Introduction
Även behandling av akut hjärtinfarkt har förbättrats avsevärt överlevnad, är kronisk ischemisk hjärtsvikt ett stort folkhälsoproblem som fortskrider med en åldrande befolkning. Det finns cirka 6 miljoner hjärtsviktspatienter i USA med uppskattningsvis 25% ökning av prevalensen år 2030 1,2. Inledande förlust av hjärtmuskelvävnaden leder till hjärt ombyggnad och slutligen orsakar kronisk hjärtsvikt. Med undantag för hjärttransplantation, det finns ingen riktig behandling för denna grupp av patienter. Den ökande bristen på donerade hjärtan betonar behovet av att utveckla nya tillgängliga terapier för att vända denna process av ombyggnad. Därför är ett mål för framtida terapier regenerering av förlorad hjärtmuskeln.
Hydrogeler är intressanta material inom området regenerativ medicin på grund av sin biokompatibilitet, och deras känslighet för externa utlösare 3. Injicerbara hydrogeler har något annonsvantages över icke-injicerbara hydrogeler i deras användning i minimalinvasiv kirurgi 4. Dessa injicerbara hydrogeler kan användas via en spruta på grund av deras Växling inom fysiologiska förhållanden 5, och i princip göra det möjligt för kateterbaserade injektion närmar 6. Olika strategier har använts för injicerbara material, allt från kemisk tvärbindning efter injektion till fysisk tvärbindning genom antingen temperatur, pH och skjuvningsförtunnande beteende 4,7,8. Trots att flera system har visat lätt injicerbarhet via en spruta 9,10, har fullt kateter kompatibilitet inte visats ofta 6.
Hydrogeler framställda av supramolekylära polymerer bildas genom icke-kovalenta interaktioner som kan kopplas enkelt från en gel till en lösning stat, och vice versa med hjälp av miljö utlösare 11. Vidare är de lågmolekylära prekursorer möjliggör enkel bearbetbarhet 12,13
Supramolekylära transienta nätverk i vatten baserade på poly (etylenglykol) (PEG), end-modifierad med ureido-pyrimidinon (UPy) -delar 14 har visat fördelarna med icke-kovalenta interaktioner i kombination med biomedicinska tillämpningar och har använts som läkemedelsleveranssystem i hjärtat 6 och under den renala kapseln 15. Dessa nätverk bildas genom dimerisering av UPy grupper avskärmade från vatten miljön genom alkyl distanser som bildar en hydrofob ficka. Urea vätebindningar underlättar efterföljande stapling av dessa dimerer i nanofibrer. På grund av den reversibla interaktion av UPy-UPy dimeren, triggers såsom pH och temperatur kan användas för att växla från lösningar till geler. Användningen av en syntetisk motiv möjliggör utformning av molekylen och gelegenskaperna genom för examenpel tuning längden av PEG-kedjor och alkyl distanser 14,16.
Dessutom kan flera bioaktiva komponenter införlivas genom att helt enkelt blanda den supramolekylära hydrogelator lösning före injektion, med läkemedel eller biologiskt aktiva substanser, såsom tillväxtfaktorer eller exosomer, respektive. Exosomes är små membranvesiklar som innehåller cytosoliska derivat. De utsöndras av många celler och är involverade i intercellulär kommunikation. Exosomes härrör från cardiomyocyte progenitorceller föreslås att spela en roll i hjärtskydd 17.
Här beskriver vi protokoll för formuleringen, och in vivo myocardial injektion av en sådan bioaktiva supra hydrogel. In vitro experiment beskrivs som ger på forehand en indikation på gelstabilitet och läkemedelsfrisättning, vilket möjliggör avstämning av gel och släpp egenskaper innan applikation in vivo.
Protocol
OBS: Alla experiment in vivo genomfördes i enlighet med vägledningen för vård och användning av försöksdjur av Institutet för försöksdjurs Resources. Experiment har godkänts av djurförsökskommitté Medicinska fakulteten i Utrecht University, Nederländerna.
1. Formulering av hydrogelen
- För att framställa en ml av den 10 vikt-% gel, upplöses 100 mg av UPy-hydrogelator i en ampull i 900 ^ il PBS pH 11,7 genom omröring vid 70 ° C under 1 timme med användning av en magnetisk omrörare. Efteråt kyla viskösa lösningen ned till rumstemperatur. Lösningen skall nu ha ett pH av cirka 9,0. Denna lösning kan förvaras i flera dagar.
- Pipettera lämplig mängd läkemedel eller biomolekyl som är upplöst i neutral PBS i den viskösa lösningen och rör om i 10 min för att nå en likformig fördelning. Om lösningen blir alltför viskös, kort värma den med varmt vatten.
- Placera lösningen i en timme under en UV-lampa för att sterilisera.
2. Analys av hydrogel
- Reologisk utvärdering av lösningen
- Innan du laddar gelén, montera 25 mm plattplattgeometri i reometern, ställa in temperaturen till 20 ° C och ladda plattan med vatten för att förhindra avdunstning av gelén under mätningen.
- Pipett 300 ul av lösningen på en 25 mm plattplattgeometri på en reometer som hölls vid 20 ° C och lägre plattorna för att erhålla en 0,5 mm gapavstånd.
- Spela skjuwiskositet som funktion av skjuvspänning 0,1-500 Pa med 10 poäng per decennium.
- Reologisk utvärdering av gelén
- Pipettera 300 | il av lösningen på plattan och pipetten totalt 4,2 | il av 1 M HCl vid olika ställen på lösningen för att inducera gelbildning.
- Sänk plattorna till ett gapavstånd av 0,5 mm och låta gelén botemedel för ungefär 30 minuter. Under denna härdningsprocess, mäta lagring och förlust moduler vid låg frekvens och påfrestningar, till exempel respektive 1 rad / s och 0,5%.
- Efter det att gelén har härdat (efter ca 30 min), spela in lagring och förlustmoduler som funktion av frekvensen (0,1-100 rad / sek) och därefter som funktion av töjningen (0.1-1,000%).
3. Erosion och Release Experiment
- Överför 100 | il av den viskösa lösningen innehållande läkemedlet eller biomolekylen till en poly (etylentereftalat) hängande cellodlingsinsats för 24-brunnar platta med porstorlek 8,0 pm. För att förhindra läckage av polymerlösningen medan i vätskefasen, täcker botten av skären med Parafilm (Figur 2A).
- Omedelbart efteråt pipett 1,4 pl av en IM HCl ovanpå den viskösa lösningen för att sänka pH till cirka 7,0 till 7,2 och låta gelén härdning inuti insatsen under ca 30 minuter.
- Ta bort Parafilm tillbakam skären, placera insatsen i en 24-brunnsplatta och fylla brunnen med 800 pl PBS, pH 7,4. Inkubera plattan vid 37 ° C med långsam skakning eller skakning rörelse. För att förhindra avdunstning av lösningsmedlet, fylla återstående tomma brunnar med PBS och försegla 24-brunnar med Parafilm (Figur 2B).
- Periodvis uppdatera PBS och analysera bort PBS för släppt UPy erosion produkt eller läkemedel / biomolekyl.
- Kvantifiera UPy erosion produkter eller pirfenidon genom att mäta UV-absorbans vid 265 nm eller 320 nm respektive. För fluorescerande protein mRuby2 åtgärd fluorescensemission vid 587 nm efter excitation vid 559 nm.
- Översätt uppmätta absorptionen / utsläppsvärden till koncentrationer via förutbestämda kalibreringskurvor.
- Förbered kalibreringskurvor upplösning av en serie av kända koncentrationer av analyten i buffert och mäta UV-absorbansen eller fluorescensemission av dessa prover. Interpolera data med hjälp av en linjär funktion att DEThermelin koncentrationen av de okända proverna. För icke-fluorescerande proteiner använder ELISA upptäckt 6.
4. lokal injektion via en kateter
- Induktion av hjärtinfarkt
- Efter 12 timmar av fasta, exklusive vatten, söva grisen i sin stabila genom att injicera midazolam 0,4 mg / kg, ketamin 10 mg / kg och atropin 0,014 mg / kg intramuskulärt.
- Administrera tiopentalnatrium 5 mg / kg intravenöst för att inducera anestesi och intuberas gris med en endotrakeal tub. Utför ballong ventilation med en hastighet av 12 / min vid behov under transport djuret till operationssalen.
- Vid ankomsten till operationssalen omedelbart börja mekanisk kontrollerad ventilation med FiO 2 0,50, 10 ml / kg tidalvolym och en frekvens på 12 / min under kontinuerlig kapnografi. Använd veterinär salva på ögonen för att förhindra torrhet.
- Börja balanserad anestesi genom kontinuerlig intravenlig infusion av midazolam 0,5 mg / kg / h, sufentanil 2,5 | ig / kg / h och pankuroniumbromid 0,1 mg / kg / h. För att säkerställa korrekt anestesi kontinuerligt övervaka EKG, blodtrycket, temperatur och kapnografi.
- Intravenöst infundera 4,3 mg / kg amiodaron och placera intrakardiell defibrillering kateter i den högra ventrikeln med användning av den venösa sheeth 18.
- Ockludera vänstra främre nedåtgående artären (LAD) distalt om den andra diagonala grenen genom intrakoronar ballong ocklusion, under 90 min, i enlighet med tidigare beskrivna protokollet 18.
- Elektromekaniska kartläggning
- Vid fyra veckor efter hjärtinfarkt, planera kartläggning förfarandet. Förbered systemet (Figur 4) i cathlab för 3D elektromekaniska kartläggning (EMM) från vänster kammare. Med detta system lönsamt, ide och infarkthjärtmuskeln kan identifieras utan röntgengenomlysning. För att konstruera en sådan EM-karta förvärva serier av pekar på flera platser på LV endokardiala ytan med hjälp av en ultralåg magnetiska fältenergikällan och en sensor spets kateter 19,20.
- Söva grisen, följande protokoll steg 4.1.1-4.1.4.
- Placera den externa referens plåster på grisens rygg.
- Säkra vaskulär access (lårbensartären) enligt protokoll 18.
- Efter att ha fått ett biplan vänsterkammar angiogram i 25 ° höger främre sned (RAO) och 40 ° vänstra främre sneda (LA) för att estimera vänsterkammarstorlek, ger 75 U / kg heparin.
- Advance en 8 French-mappning (D eller F kurva) kateter under fluoroskopisk vägledning till den nedåtgående aorta, aortabågen och över aortaklaffen in i den vänstra ventrikeln (LV).
- Orientera spetsen av katetern till spetsen av LV att förvärva de första uppgifterna, följt av utflödesområdet, laterala och bakre punkter för bildning av en 3D siluett, som definierar gränserna för den ventrikel.
- Erhålla efterföljande punkter tills alla endokardiella segment har samplas genom att dra kartläggningskatetern över endokardiet och sekventiellt förvärva läget för spetsen medan i kontakt med endokardiet 21,22.
- Definiera målområdet, det är där elektrisk aktivitet är (nära) normal och mekanisk rörelse försämras, så kallade ide hjärtmuskeln (Figur 6).
- Intramyocardial injektion
- Ersätt kartläggningskatetern med den intramyocardial injektionskatetern som är sammansatt av en 27-gauge nål och en kärna lumen inuti en 8 fransk kateter (figur 5A och B). Att leverera specifika belopp, ladda en volym graderad spruta med ca 2 ml av hydrogel och placera det i en sprutpump.
- Justera nålen förlängning vid 0 ° och 90 ° flex och placera 0,1 ml av hydrogelen lösningen för att fylla nålen dödutrymmet. Därefter placerarinjektionskateterspetsen tvärs över aortaklaffen och in i målområdet.
- Uppfylla följande kriterier för en injektion läge inuti den fastställda 4.2.9 målområdet: (1) vinkelrät position av katetern till LV väggen; (2) utmärkt slingstabilitet (<4 mm) såsom beräknad av EMM-systemet; och (3) underliggande spänning> 6,9 mV 21.
- Förs nålen in i myokardiet, (4) bekräftas av en prematur ventrikulär kontraktion av LV, och injicera 0,1-0,3 ml av hydrogelen i en bolus med en konstant hastighet av ca 0,4-0,5 ml / min med användning av sprutpumpen. Upprepa detta på 6-10 olika positioner som diffus som möjligt. Den naturliga pH av vävnaden kommer att neutralisera lösningen efter injektion, varpå hydrogelen bildas.
- Sacrifice
- Post-förfarande, humant offra djuret genom blodtappning. Skär sämre caval venen och tvätta bort blodet med en suganordning. Inducera ventrikulär fibrillation genom att placera en 9 V batteri på toppen.
Representative Results
Typiska resultat erhållna från de oscillerande reologiska mätningar på både lösningen och gelén visas i figur 1. För injektion genom en lång kateter, är det önskvärt med en newtonsk vätska med låg viskositet. Viskositeten mättes som funktion av skjuvhastighet, som visar att vid pH 8,5 är skjuvförtunning men vid pH 9,0 och 9,5 lösningarna beter sig som newtonska vätskor, vilket framgår av den konstant viskositet av 0,54 och 0,36 Pa-s, respektive (Figur 1A) . Efter neutralisering av proverna, proven visar en fast-liknande svar observeras av en lagringsmodul G 'som är större än förlustmodulen G "och därför en tanö = G" / G' <1 (Figur 1B). Gelén får sin slutliga hållfasthet inom 30 minuter. Oscillerande reologiska mätningar visar en typisk fast liknande svar med G "nästan oberoende av vinkel frekvuency och G '> G "för alla frekvenser som mäts (Figur 1C).
Väsentligt för användning som läkemedelsleveranssystem är en urholkning av hydrogelen med tiden. De supramolekylära interaktioner är i sig dynamisk och möjliggöra en långsam erosion av gelén in vitro. Erosion och frisätter experiment utförs vid 37 ° C med användning av porösa well insatser (Figur 2A och B). Genom avstämning av längden av den hydrofoba och hydrofila blocket 14, en gel som eroderar under en period på flera veckor kan erhållas (figur 3A). Gelén eroderar 25% i två veckor med en initial erosion av 10% under den första dagen, antagligen beroende på inledande svallning av hydrogelen. Som exempel har både frisläppandet av en liten molekyl läkemedel (pirfenidon) och frisläppandet av en modell fluorescerande protein (mRuby2) studerades. En fluorescerande modellprotein möjliggör en enkel avläsning; emellertid in vitro 6. Den lilla molekylen läkemedel frisätts inom en dag, medan större molekyler såsom proteiner gradvis frisätts under en vecka (figur 3B). Montering av frisättningsprofilen för mRuby2 upp till 60% frisättning med halv empiriska Korsmeyer-Peppas modell indikerar frisättning på grund av diffusion (n = 0,44) 23. Frånvaron av en förskjutning i (anpassad) Korsmeyer-Peppas Modellen visar att det inte finns någon krevadfrisättning närvarande mRuby2 24. På grund av den begränsade mängd datapunkter med en release lägre än 60% för pirfenidon, ingen montering utförs på denna frisättningsprofil.
Kateternavigationssystemet består av en kommunikationsenhet konsol, en arbetsstation (fig 4), ett triangulärt läge dyna (generering av ett lågt magnetfält) med en extern referensstycke, och två katetrar, sensorn spets kartläggning och injection kateter (Figur 5).
Efter efterbehandling analys har filtrerat instabila punkter 3D endokardiell rekonstruktion av LV uppdateras i realtid med förvärvet av varje ny datapunkt och visas kontinuerligt som unipolära och bipolära spänningspotentialer på en graderad färgskala (figur 6A). Den lokala linjära förkortning (LLS) funktionen kvantifierar regional väggrörelse genom att erhålla den genomsnittliga förändringen av avståndet mellan provplatsen och närliggande punkter i slutet av systole och slut diastole. Värdena genomsnittliga spänning och LLS beräknas för varje segment och visas i polar kartan. (Figur 6B). Närvaron av en onormal eller låg unipolär potential (≤6 mV) och försämrad mekanisk aktivitet (LLS ≤4%) karakteriserar infarkt områden 22.
Figur 1 :. Reologisk utvärdering av de lösningar och geler. (A) Viskositet som funktion av skjuvhastighet för lösningarna vid olika pH. För provet vid pH 8,5 skjuvförtunning observeras men proverna vid pH 9,0 och 9,5 konstant viskositet erhålls, visar newtonska beteendet hos dessa lösningar. (B) Gel härdning följt av plottning tan δ som en funktion av tiden. (C) frekvenssvep för en neutraliserad prov efter 2 h härdning. Felstaplar visar standardavvikelser för tre oberoende mätningar, vilket indikerar ett typiskt experimentellt fel.
Figur 2:. Setup för nedbrytning och frisätter experiment (A) poly (etylentereftalat) väl infoga täckt med Parafilm för att förhindra läckage under begränsadeing beredning. (B) 24-brunnar platta med skär, lindade med Parafilm för att förhindra avdunstning av lösningsmedlet.
Figur 3:. Erosion och Release (A) Erosion av hydrogel över tiden. Successiv erosion av gelén under åtminstone två veckor observeras. (B) Frigörande av en liten molekyl läkemedel och ett modellprotein. Medan den lilla molekylen frisätts inom en dag, är modellprotein gradvis frisätts över en vecka utan någon väsentlig krevadfrisättning. Linjen visar passningen av Korsmeyer-Peppas modell det inledande skedet av utsättningen.
Figur 4: Kateter navigationssystem.
Figur 5: (A) intramyocardial injektionskateter med spruta bifogas. (B) Detalj av injektionsnål.
Figur 6: unipolär spänning och LLS karta. (A) unipolära karta, LAO view (överst) och Bulls Eye (nedan). Röd färg indikerar låga unipolära spänningsvärden vid hjärtinfarkt bas (normal) med förlust av elektrisk aktivitet posterolateral. Blått anger normal hjärtmuskeln, medan gröna och gula färger indikerar minskad lönsamhet. (B) LLS karta, LAO view (överst) och Bulls Eye (nedan). Röd färg indicates akinesi i posterolateral väggen, grönt och gult indikerar minskad väggrörelse. De kartläggning punkter visas med vita prickar. Den dragna vita linjen visar det område av intresse, som kännetecknas av minskade unipolära spänningar och nedsatt väggrörelser. Bruna punkter representerar injektionsstället.
Discussion
En viktig utmaning är att få en lösning som är injicerbar genom en lång kateter samtidigt som lösningen är kompatibel med de bioaktiva föreningar. Även om pH-värdet bör höjas för att öka injicerbarheten, bioaktiva föreningar såsom tillväxtfaktorer är ömtåliga molekyler som bör hanteras varsamt. Vi övervakar lösningens pH noga med hjälp av en pH-mätare efter tillsats av hydrogelator att bekräfta att det är pH 9,0 innan du lägger några bioaktiva komponenter. Initialt flera omgångar av justering av utgångs-pH av PBS var nödvändiga för att sluta med rätt pH. Vidare, eftersom vi använder relativt viskösa lösningar och en lång tunn kateter, är ett stort tryckfall närvarande (i storleksordningen 0,5 MPa, beroende på hastigheten av injektionen). Därför bör särskild försiktighet iakttas vid val av rätta kontakterna mellan sprutan och katetern. En sprutpump stöd kontrollerad injektion, som använder sådana krafter för hand är en utmaning. För i VITRo experiment, lösningen gelas genom neutralisering av lösningen med HCl, medan in vivo sker detta genom det naturliga pH-värdet hos vävnaden. Därför är det viktigt att tillsätta rätt mängd HCl för att förhindra en överskjutning av pH. Diffusionen av denna syra är förmodligen den begränsande faktorn i gelning av hydrogelen i försök in vitro; Men in vivo vätskan skulle ha en hög kontaktytan med neutraliserande vävnad, som kommer troligen att resultera i en snabbare och jämnare gelning jämfört med droppvis tillsats av koncentrerad syra. Dessutom är gelén omkopplings mycket snabbare med detta milda förfarande jämfört med tidigare använda metoder (0,5 h vs 2 tim) 25. Använda kroppens naturliga pH för omkoppling av materialegenskaperna är mycket tilltalande eftersom övergången är snabb, reversibel, inte kan uppstå inuti katetern och är in vivo helautomatisk. Dessa egenskaper ger fördelar jämfört med till exempel värme switChable geler 26, där risken för gelning i en kateter följd av temperaturförändringar är närvarande, geler som kräver fotoinducerad polymerisation, vilket är en utmaning på grund av begränsad ljuspenetration och radikalbildning 27 eller geler som kräver co-injektion av en polymerisationsinitiator eller accelerator 28.
Framgångsrik frisättning av ett läkemedel från hydrogelen beror till stor del på storleken av läkemedlet. Som framgår är den lilla molekylen läkemedlet släpps omedelbart medan den gradvisa frisättningen av modellprotein över 1 vecka visar löftet om dessa hydrogeler som leveranssystem för tillväxtfaktorer. I allmänhet, hydrogeler är mer lovande som leveransverktyg för större objekt såsom proteiner, exosomes och celler 29,30.
Den 3-D elektromekaniska kartläggning och injektionsproceduren ger en kliniskt validerad kateterbaserade leverans strategi för olika hjärt regenerativa terapier, såsom hydrogeler. Den added värdet av denna teknik jämfört med andra tekniker icke-kirurgisk leverans är dosplanerings, gör det möjligt att skilja normal, infarkt och ide hjärtmuskeln och att vägleda terapier i området av intresse. Nackdelar med denna metod berör de nödvändiga tekniska kompetens och tidskrävande och dyr procedur 20. I den presenterade grismodell av hjärtinfarkt elektromekaniska kartläggning följdes av guidade intramyocardial injektioner med bioaktiva supramolekylära UPy-hydrogel. Andra kombinationer med regenerativa terapier måste testas in vitro och in vivo att få mer framgång i detta framväxande område. Dessutom har optimering av inmatningsförmåga och steriliseringsprocedurer som ska utföras för att framgångsrikt omsätta denna metod för att en klinisk miljö.
Acknowledgments
Detta arbete har finansierats av ministeriet för utbildning, kultur och vetenskap (Gravity program 024.001.035), Nederländernas organisation för vetenskaplig forskning (NWO), Europeiska forskningsrådet (FP7 / 2007-2013) ERC Bidragsavtal 308.045 och bedrivs inom LSH TKI ram. Denna forskning är en del av projektet P1.03 PENT av forskningsprogrammet för biomedicinska material institutet, som samfinansieras av det nederländska ekonomiministeriet. Projektet stöddes av için - Nederländerna Heart Institute ( www.icin.nl ) och "Wijnand M. Pom Stichting". Författarna vill tacka Henk Janssen och Joris Peters för syntes av UPy-hydrogelator och Remco Arts för att tillhandahålla mRuby2. Vi tackar Bert Meijer, Tonny Bosman, Roxanne Kieltyka, Stijn Kramer, Joost Sluijter, Imo Hoefer och Frebus van Slochteren för många nyttiga diskussioner och Marlijn Jansen, Joyce Visser, Grace Croft och Martijn van Nieuwburg för technical bistånd.
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).
