وقد تم تمويل هذا البحث من قبل مركز البحوث كيبيك CHU دي العلوم الطبيعية والهندسة مجلس البحوث وكندا، والمعهد الكندي للبحوث الصحية و.

<ol>
	<li>Kim, B. S., Nikolovski, J., Bonadio, J., Smiley, E., Mooney, D. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Engineered+smooth+muscle+tissues:+regulating+cell+phenotype+with+the+scaffold.">Engineered smooth muscle tissues: regulating cell phenotype with the scaffold.</a> Experimental cell research. 251, 318-328 (1999).</li><li>Heureux, N., McAllister, T. N., de la Fuente, H. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Tissue-engineered+blood+vessel+for+adult+arterial+revascularization.">Tissue-engineered blood vessel for adult arterial revascularization.</a> The New England journal of medicine. 357 (14), 1451-1453 (2007).</li><li>Syedain, Z. H., Meier, L. A., Bjork, J. W., Lee, A., Tranquillo, R. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Implantable+arterial+grafts+from+human+fibroblasts+and+fibrin+using+a+multi-graft+pulsed+flow-stretch+bioreactor+with+noninvasive+strength+monitoring.">Implantable arterial grafts from human fibroblasts and fibrin using a multi-graft pulsed flow-stretch bioreactor with noninvasive strength monitoring.</a> Biomaterials. 32 (3), 714-722 (2011).</li><li>Lee, C., Singla, A., Lee, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biomedical+applications+of+collagen.">Biomedical applications of collagen.</a> International journal of pharmaceutics. 221 (1-2), 1-22 (2001).</li><li>Couet, F., Rajan, N., Mantovani, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Macromolecular+biomaterials+for+scaffold-based+vascular+tissue+engineering.">Macromolecular biomaterials for scaffold-based vascular tissue engineering.</a> Macromolecular bioscience. 7 (5), 701-718 (2007).</li><li>Christiansen, D. L., Huang, E. K., Silver, F. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Assembly+of+type+I+collagen:+fusion+of+fibril+subunits+and+the+influence+of+fibril+diameter+on+mechanical+properties.">Assembly of type I collagen: fusion of fibril subunits and the influence of fibril diameter on mechanical properties.</a> Matrix Biology. 19 (5), 409-420 (2000).</li><li>Eppell, S. J., Smith, B. N., Kahn, H., Ballarini, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Nano+measurements+with+micro-devices:+mechanical+properties+of+hydrated+collagen+fibrils.">Nano measurements with micro-devices: mechanical properties of hydrated collagen fibrils.</a> Journal of the Royal Society, Interface / the Royal Society. 3 (6), 117-121 (2006).</li><li>Lai, V. K., Lake, S. P., Frey, C. R., Tranquillo, R. T., Barocas, V. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanical+behavior+of+collagen-fibrin+co-gels+reflects+transition+from+series+to+parallel+interactions+with+increasing+collagen+content.">Mechanical behavior of collagen-fibrin co-gels reflects transition from series to parallel interactions with increasing collagen content.</a> Journal of biomechanical engineering. 134 (1), 011004 (2012).</li><li>Seliktar, D., Nerem, R. M., Galis, Z. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+Role+of+Matrix+Metalloproteinase-2+in+the+Remodeling+of+Cell-Seeded+Vascular+Constructs+Subjected+to+Cyclic+Strain.">The Role of Matrix Metalloproteinase-2 in the Remodeling of Cell-Seeded Vascular Constructs Subjected to Cyclic Strain.</a> Annals of Biomedical Engineering. 29 (11), 923-934 (2001).</li><li>Rajan, N., Habermehl, J., Cot&#233;, M. -. F., Doillon, C. J., Mantovani, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Preparation+of+ready-to-use,+storable+and+reconstituted+type+I+collagen+from+rat+tail+tendon+for+tissue+engineering+applications.">Preparation of ready-to-use, storable and reconstituted type I collagen from rat tail tendon for tissue engineering applications.</a> Nature protocols. 1 (6), 2753-2758 (2006).</li><li>Kumar, V. A., Caves, J. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Collagen-Based+Substrates+with+Tunable+Strength+for+Soft+Tissue+Engineering.">Collagen-Based Substrates with Tunable Strength for Soft Tissue Engineering.</a> Biomaterials science. 1 (11), 1193-1202 (2013).</li><li>Li, S., Van Den Diepstraten, C., D&#8217;Souza, S. J., Chan, B. M. C., Pickering, J. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Vascular+smooth+muscle+cells+orchestrate+the+assembly+of+type+I+collagen+via+alpha2beta1+integrin,+RhoA,+and+fibronectin+polymerization.">Vascular smooth muscle cells orchestrate the assembly of type I collagen via alpha2beta1 integrin, RhoA, and fibronectin polymerization.</a> The American journal of pathology. 163 (3), 1045-1056 (2003).</li><li>Badylak, S. F., Freytes, D. O., Gilbert, T. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Extracellular+matrix+as+a+biological+scaffold+material:+Structure+and+function.">Extracellular matrix as a biological scaffold material: Structure and function.</a> Acta biomaterialia. 5 (1), 1-13 (2009).</li><li>Engbers-Buijtenhuijs, P., Buttafoco, L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biological+characterisation+of+vascular+grafts+cultured+in+a+bioreactor.">Biological characterisation of vascular grafts cultured in a bioreactor.</a> Biomaterials. 27 (11), 2390-2397 (2006).</li><li>Cheung, A. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Isolation+and+culture+of+human+umbilical+vein+endothelial+cells+(HUVEC).">Isolation and culture of human umbilical vein endothelial cells (HUVEC).</a> Current protocols in microbiology. 4, 4B (2007).</li><li>Seifu, D. G., Purnama, A., Mequanint, K., Mantovani, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Small-diameter+vascular+tissue+engineering.">Small-diameter vascular tissue engineering.</a> Nature reviews. Cardiology. , (2013).</li><li>Weinberg, C., Bell, E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+blood+vessel+model+constructed+from+collagen+and+cultured+vascular+cells.">A blood vessel model constructed from collagen and cultured vascular cells.</a> Science. 231 (4736), 397-400 (1986).</li><li>Meghezi, S., Chevallier, P., Mantovani, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Why+Mechanical+Properties+of+Collagen+Scaffolds+Should+Be+Tested+in+a+Pseudo-Physiological+Environment.">Why Mechanical Properties of Collagen Scaffolds Should Be Tested in a Pseudo-Physiological Environment.</a> Advanced Materials Research. 409, 158-163 (2011).</li><li>Tirella, A., Liberto, T., Ahluwalia, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Riboflavin+and+collagen:+New+crosslinking+methods+to+tailor+the+stiffness+of+hydrogels.">Riboflavin and collagen: New crosslinking methods to tailor the stiffness of hydrogels.</a> Materials Letters. 74, 58-61 (2012).</li><li>Madhavan, K., Belchenko, D., Tan, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Roles+of+genipin+crosslinking+and+biomolecule+conditioning+in+collagen-based+biopolymer:+Potential+for+vascular+media+regeneration.">Roles of genipin crosslinking and biomolecule conditioning in collagen-based biopolymer: Potential for vascular media regeneration.</a> Journal of biomedical materials research. Part A. , 16-26 (2011).</li><li>Meghezi, S., Couet, F., Chevallier, P., Mantovani, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effects+of+a+pseudophysiological+environment+on+the+elastic+and+viscoelastic+properties+of+collagen+gels.">Effects of a pseudophysiological environment on the elastic and viscoelastic properties of collagen gels.</a> International journal of biomaterials. 2012, 319290 (2012).</li></ol>

وكان في استقبال أي تمويل من منظمات أو وكالات مع تضارب محتمل في المصالح.

بين مجتمع المهندسين الأنسجة الوعائية، وقد تم القيام به جهودا جبارة لإعادة إنتاج طبقة وسائل الاعلام الغلالة المسؤولة عن الاستقرار الميكانيكي الأوعية الدموية 16. منذ العمل الرائد لواينبرغ وبيل 17، تم الكولاجين تستخدم على نطاق واسع سقالة لهندسة الأنسجة الوعائية لما له من توافق مع الحياة، خصائص غير المناعية ومدى توافرها. ومع ذلك، فإن استخدام الكولاجين يمثل تحديا كبيرا للباحثين، وهذه المواد ليس من السهل التعامل معها، نظرا لعدم وجود لا يتجزأ من صلابة ميكانيكية. التلاعب أثناء إعداد سقالة قد يؤدي إلى تلف السقالات، المساس بها لاستخدامها مرة أخرى. تقنية الموضحة في هذا العمل يسمح: ط) لهندسة المواد الهلامية الكولاجين cellularized إلى الهندسة على شكل أنبوبي؛ الثاني) لهندسة الأنسجة البيولوجية قوية بما فيه الكفاية ليتم التعامل معها بعد فترة نضوج ثابتة قصيرة (1 أو 2 أسابيع)؛ الثالث) باسمالخواص الميكانيكية واللزجة sess هذه الأنسجة البيولوجية على شكل أنبوبي في 2 الاتجاهات. الخلايا في هلام تلعب دورا رئيسيا في إعادة عرض الكولاجين المصفوفة. خلال فترة النضج، أدت SMCS مقلص للضغط من المواد الهلامية مما أسفر عن بناء مع الاستقرار الميكانيكي العالي التي يمكن تقييمها في الاتجاهات الطولية والدائرية. بعد ذلك، المصنف HUVECs في الجانب اللمعية من بنيات لدت البطانة متجانسة وقابلة للحياة، مما يدل على صلاحية المواد الهلامية الكولاجين لتطبيقات هندسة الأنسجة الوعائية. مفاعل حيوي المعروضة في هذا العمل وقد صمم خصيصا لتوفير بيئة مثلى لنمو الخلايا أثناء نضوج ثابت. وبالإضافة إلى ذلك، تم تصميم الأجهزة المتقدمة لتوصيف الخواص الميكانيكية واللزجة من بنيات بهدف الحد من أي أضرار محتملة الأصيل في التلاعبهذه المواد الحساسة. وبالتالي، تم تجهيز مفاعل حيوي ثابت من 0.22 ميكرون تصفية وغشاء مرشح على الغطاء (الخطوة 1.1.2، الشكل 1A وB) التي سمحت تبادل الغازات بين مستنبت داخل الخزان والحاضنة، مع الحفاظ على البيئة ثقافة عقيمة. وقد استخدم الحاجز بالتركيبة في الجزء السفلي كميناء لمستنبت أخذ العينات وتتغير خلال ثقافة ثابتة. بعض الخطوات الحاسمة يتعين النظر خلال تلفيق بناء والأوصاف. تم تنفيذ جميع التلاعبات (ينجز في الخطوة 2.1.1 والخطوات اللاحقة) التي قد تغير من عقم النظام في غطاء محرك السيارة البيولوجي العقيمة. تم معالجة الخلايا والكولاجين جل إعداد الخليط على الجليد من أجل تأخير عملية دبق (الخطوات 2.1.4 إلى 2.1.7). في خطوة 2.1.7، أي فقاعات الهواء المحبوسة في الخليط قبل دبق هي مناطق تركيز الضغط المحتملة التي يمكن أن تؤثر سلبا على الصورةtability من بنيات. لذلك، إزالة هذه فقاعات الهواء يتطلب تهز قليلا من التجمع أو باستخدام فراغ الطبية لمدة 3 دقائق لdegasing في ظروف معقمة. وأخيرا، تم تصميم السيطرة على وجه التحديد للحفاظ على محور مغزل المركزي في قالب أنبوبي خلال دبق والسماح التلاعب الدقيق للبنيات أثناء حصاد (إزالة مغزل، القسم 2.4)، لتبطنن، وتسهيل التركيب على النظام الميكانيكي (اختبارات طولية). ويقترح هذا البروتوكول النهج الأصلي سهلة لعملية بديل من تعزيز المواد الهلامية الكولاجين يبني على أساس إمكانات مقلص الكامنة الطبيعية من SMCS. وتشمل التقنيات الشائعة لمصفوفات الكولاجين تعزيز استخدام وكلاء يشابك الفيزيائية والكيميائية التي يمكن أن يكون لها آثار ضارة على تفاعلات خلايا مصفوفة 18-20. تقنية تصنيع المقدمة فيهذا العمل يتيح توجيه هذه العملية إعادة مدفوعة الخلايا لانتاج بناء الأنسجة المهندسة مع الخواص الميكانيكية المستهدفة دون أي المعالجة الفيزيائية أو الكيميائية. توصيف الخواص الميكانيكية والمواد الهلامية اللزجة الكولاجين المائية هو التحدي الكبير. في هذا المنظور، يصف هذا البروتوكول وسيلة بسيطة وفعالة الأصلي لتقييم الخواص الميكانيكية للأنسجة الرخوة الأنبوبية. هذا التوصيف يمكن القيام بها ليس فقط في الاتجاه المحيطي، ولكن أيضا في الاتجاه الطولي، مباشرة على هيكل أنبوبي كله. خلال توصيف الميكانيكية، ودرجة الحرارة، والبيئة المائية، ودرجة الحموضة والقوة الأيونية هي بعض العوامل البيئية التي هي معروفة لتؤثر بشكل كبير على السلوك الميكانيكي للالأنسجة البيولوجية 21. وبالتالي، فإن العمل الحالي يدل على وجود الأصلي انشاء وبروتوكول لتوصيف الميكانيكية من الأنسجة البيولوجية في غايةاستنساخه الزائفة الفسيولوجية البيئة (محلول ملحي في 37 ° C ودرجة الحموضة 7.4). إلى حد علمنا، لم يتم الإبلاغ عن هذا النوع من التوصيف في أماكن أخرى. في الختام، التقنية المقترحة في هذا العمل يدل على قدرة عالية من الاختلاط المباشر للخلايا مع الكولاجين لتطبيقات هندسة الأنسجة الوعائية. هذه الطريقة مع توصيف وتبطنن عملية ميكانيكية تشكل بروتوكولات متعددة التكافؤ عالية. وبالتالي، من خلال تعديلات طفيفة من مجموعة عمليات والبروتوكولات مع الحفاظ على نفس المنطق، المتطلبات الرئيسية لهندسة الأنسجة الوعائية في حكمه ويمكن معالجة مثل معالجة سريعة وغير معقدة، بما في ذلك تبطنن، وإمكانية أن يكون نقلها إلى مجموعة واسعة من لينة الأنسجة مع مختلف الأطوال والأقطار. وعلاوة على ذلك، تختلف أنواع الخلايا الملتصقة، والبروتينات ECM وهندستها مصبوب يمكن التحقيق لعدد من تطبيق والمستهدفةإضافات، مثل الأوتار والهندسة، وترقيع الجلد، والبقع القلب والأعصاب وغيرها. على الرغم من أن الخواص الميكانيكية للبنيات مشجعة، إلا أنها لا تزال أقل من تلك الأنسجة الأصلية. في هذا السياق، ونحن نعتقد بقوة أن فترة النضج ثابتة قصيرة جدا هي خطوة حاسمة نحو تحفيز الحيوية في مفاعل حيوي، مما يؤدي إلى السلامة الهيكلية أعلى والاستقرار الميكانيكي. ومع ذلك، فإن إمكانية لإنتاج بسرعة cellularized يبني على أساس الكولاجين الأنسجة المهندسة مناسبة للأعمال الميكانيكية والنسيجية تحليلات يجعل مفاعل حيوي ثابت ووصفت الوثيقة أداة مفيدة واعدة لتوفير نظرة ثاقبة على التفاعل بين الخلايا وECM أثناء النمو وإعادة عرض، أو حتى ل أن تستخدم كنموذج لالعلاجات ونظم لتقديم الأدوية.

هندسة الأنسجة الوعائية تتصور الاستراتيجيات المختلفة التي تهدف إلى تصنيع السفن هندسيا، بما في ذلك الطعوم بناء على السقالات الاصطناعية، والأوعية الدموية الأنسجة المهندسة أساس ورقة خلايا (TEBVs)، والمصفوفة خارج الخلية (ECM) على مكونات TEBVs. من بين هذه المناهج، والبوليمرات الاصطناعية يحمل خصائص ميكانيكية جيدة، ولكنها تشترك في العيب المشترك لأنها تفتقر إلى النشاط الحيوي 1. طريقة أساس ورقة خلايا يسمح للإنتاج بدائل الأوعية الدموية هندسيا مع خصائص ميكانيكية عالية، ولكن الوقت اللازم لإنتاج مثل هذه الطعوم هو ما يقرب من 28 أسابيع 2. البوليمرات الحيوية الطبيعية للECM، مثل الكولاجين، والإيلاستين، الفيبرين 3 أو مزيج منها، تبقى المواد المعيار الذهبي لالسقالات هندسة الأنسجة. هذا هو في المقام الأول وذلك لسبب أن هذه المواد تمتلك توافق مع الحياة جيدة عموما في حين التمكن من إحداث الاستجابات الخلوية وظيفية 4-5. ومن بين هذه البوليمر الحيويالصورة، النوع الأول الكولاجين هو واحد من البروتين الحاملة الأكثر وفرة والسائد من ECM في العديد من الأنسجة مثل الجلد والأوعية الدموية والأوتار. وقد أجريت عمل واسع النطاق على الخواص الميكانيكية للالكولاجين 6-8، ولكن لم يكن هناك سوى عدد قليل من الدراسات على إعادة عرض الخلوية من المواد الهلامية الكولاجين أثناء نضوج ثابت. يشير إعادة عرض الخلوية إلى التعديلات الهيكلية للمصفوفة الكولاجين الناجم عن الخلايا التي يمكن أن تؤثر على استقرار الشبكة الألياف الكولاجين 9. كما سقالة الطبيعية، كميات كبيرة نسبيا من النوع الأول الكولاجين يمكن أن تكون معزولة، تعقيمها وتخزينها من مصادر مختلفة مثل الأوتار الفئران الذيل 10. فهم التفاعلات الخلوية مع الكولاجين والسلوكيات الميكانيكية العامة ذات الصلة السقالات الكولاجين cellularized (بنيات) هو خطوة أساسية لبناء الأنسجة. يمكن معالجتها TEBVs القائم على الكولاجين عن طريق خلط الخلايا مباشرة مع الكولاجينأثناء إعداد جل ومصبوب الى مزيد من الأشكال محددة مثل أنبوبي ومستو 11. خلايا الأوعية الدموية داخل الهلام تتكاثر واعادة تشكيلها نوع I الكولاجين 12. وهكذا، وهذه الطريقة تتجاوز الحاجة إلى macroporosity المحددة التي تمثل واحدة من القضايا الهامة في تطوير الاطر لتطبيقات هندسة الأنسجة. ومع ذلك، فإن العوائق الرئيسية من المواد الهلامية الكولاجين هي الخواص الميكانيكية منخفضة وذلك مقارنة مع المواد الاصطناعية (13). في هذه الدراسة، تم تصميم الأنسجة قابلة للحياة مع توزيع متجانس من الخلايا عن طريق الاختلاط المباشر الكولاجين مع الخلايا في عملية من خطوة واحدة. واستخدمت &quot;المفاعلات الحيوية الثابتة&quot; ل1 أو 2 أسابيع من النضج ثابت من المواد الهلامية الكولاجين cellularized (بدون قيود الميكانيكية الحيوية الخارجية التطبيقية). خلال الثقافة، وقعت الكولاجين مصفوفة إعادة عرض، وبالتالي توفير التعزيز الهيكلي إلى بنيات. وعلاوة على ذلك، كانت هذه التركيبات صإيدي على أن يتم تحويلها إلى مفاعل حيوي الدورية الجدار وتم التوصل إلى البطانة متجانسة. بالإضافة إلى ذلك، في هذا العمل يقترح بروتوكول معين الاختبارات الميكانيكية أيضا إلى توفير نهج الرواية المناسب في وصف الخواص الميكانيكية للأنسجة الرخوة الأنبوبية. وباختصار، فإن هذا العمل وسيلة لتصنيع ونضوج الأنسجة الوعائية التي هي قوية بما فيه الكفاية ليتم التعامل معها ليس فقط لالتوصيفات البيولوجية والميكانيكية، ولكن أيضا لمزيد من تكييف الميكانيكية في مفاعل حيوي ديناميكي، والتي تعتبر حاسمة السريع في المختبر خطوة في تجديد الأنسجة.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0">
	<tbody>
		<tr>
			<td>CellTreat 50 mL Bio-Reaction tubes</td>
			<td>CELLTREAT Scientific Products</td>
			<td>229-475</td>
			<td>Centrifuge tube</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Male luer with lock ring x 1/8&#34; hose barb. PP. 25/pk</td>
			<td>Cole Parmer</td>
			<td>RK-45503-04</td>
			<td>Luer fittings for &#34;gas-exchange port&#34;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Female luer x 1/8&#34; hose barb adapter. PP. 25/pk</td>
			<td>Cole Parmer</td>
			<td>RK-45500-04</td>
			<td>Luer fittings for the &#34;medium sampling port&#34;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Masterflex platinum-cured silicone tubing L/S 17. 25 ft.</td>
			<td>Cole Parmer</td>
			<td>RK-96410-17</td>
			<td>Tube 1 and 2 for the gauze grippers</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Masterflex platinum-cured silicone tubing L/S 16. 25 ft.</td>
			<td>Cole Parmer</td>
			<td>RK-96410-16</td>
			<td>Tube 3 for the gauze grippers</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Silastic Medical adhesive silicone, type A</td>
			<td>Dow Corning</td>
			<td>-</td>
			<td>Silicon glue for the fabrication of the static bioreactor</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Polyvent 4 Vessel venting filters</td>
			<td>Whatman</td>
			<td>6713-0425</td>
			<td>Filter for &#34;gas exchange port&#34;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Rod. PP. stirring. 8&#8217;&#8217;</td>
			<td>Scienceware</td>
			<td>377660008</td>
			<td>Mandrel</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Stopper silicone rubber 00 PK12</td>
			<td>VWR</td>
			<td>59590-084</td>
			<td>Stopper for the insertion of the mandrel to the vented cap of the centrifuge tube</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Krytox PFPE/PTFE Greases</td>
			<td>Dupont</td>
			<td>GPL 202</td>
			<td>Medical grade grease for covering the mandrel</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Trypsin-EDTA (0.5%)</td>
			<td>Gibco</td>
			<td>15400-054</td>
			<td>Cell culture</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Xiameter RTV-4130-J base and curing agent</td>
			<td>Dow Corning</td>
			<td>-</td>
			<td>C-shaped silicone support for endothelialization</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dulbecco&#8217;s modified Eagle medium, DMEM, high glucose, pyruvate</td>
			<td>Gibco (Life Technology)</td>
			<td>11995-065</td>
			<td>Cell culture</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Pure acetone (99%)</td>
			<td>Laboratoire Mat Inc.</td>
			<td>AP0102</td>
			<td>Chemical for collagen extraction</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Isopropyl alcohol (HPLC grade, 99.9%)&#160;</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>AC610080040</td>
			<td>Chemical for collagen extraction</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>0.02 N acetic acid (glacial acetic acid, HPLC grade, 99%; Fisher Scientific,&#160;</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>FL070494</td>
			<td>Chemical for collagen extraction</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Chloroform solution (99%)&#160;</td>
			<td>Laboratoire Mat Inc.</td>
			<td>CR 0179</td>
			<td>Chemical for collagen extraction</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Hepes</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>163716</td>
			<td>Chemical for construct preparation</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>NaOH</td>
			<td>Laboratoire Mat Inc.</td>
			<td>SR-0169</td>
			<td>Chemical for construct preparation</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>LaserMike 136</td>
			<td>LaserMike</td>
			<td>Series 183B</td>
			<td>Scanning laser interferometer&#160;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>ElectroPulse MicroTester</td>
			<td>Instron Corporation</td>
			<td>-</td>
			<td>Micromechanical Tester</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>HyClone Media M199/EBSS, 500 mL</td>
			<td>GE Healthcare Life Sciences</td>
			<td>SH30253.01</td>
			<td>Component of cell culture medium</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Fetal bovine serum HI - 500mL</td>
			<td>Gibco</td>
			<td>SH 30396.03</td>
			<td>Component of cell culture medium</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Porcine serum (PS)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>P9783</td>
			<td>Component of cell culture medium</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Penicillin-Streptomicin</td>
			<td>Gibco</td>
			<td>15140-122</td>
			<td>Component of cell culture medium</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Phosphate buffered saline (PBS)</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>BP661-50</td>
			<td>Saline solution</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Tissue culture flask T17CN Vent Cap Red</td>
			<td>Sarstedt Inc.</td>
			<td>83.1812.002</td>
			<td>Cell culture</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>ColorpHast- pH-indicator strips (pH=6.5-10.0)</td>
			<td>EMD</td>
			<td>9583</td>
			<td>pH measurements</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Matrigel Basement Membrane Matrix Growth Factor Reduced, 5 mL vial&#160;</td>
			<td>BD Biosciences - Discovery Labware</td>
			<td>356230</td>
			<td>Concentrate protein mixture for endothelialization process</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>LifeCam VX-3000</td>
			<td>Microsoft</td>
			<td>-</td>
			<td>Thickness measurement</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Biochemical analyzer, DxC600</td>
			<td>Beckman Coulter Unicell Synchron</td>
			<td>-</td>
			<td>Glucose and lactate concentrations measurements</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Collagen fibers</td>
			<td>Rat tails</td>
			<td>-</td>
			<td>Collagen was extracted in the laboratory</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Porcine smooth muscle cells (pSMCs)</td>
			<td>Porcine aortas</td>
			<td>-</td>
			<td>pSMCs were isolated in the laboratory</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Human umbilical vein endothelial cells (HUVECs)</td>
			<td>Human umbilical veins</td>
			<td>-</td>
			<td>HUVECs were isolated in the laboratory</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

engineering 3d cellularized collagen gels for vascular tissue regeneration

ومن المعروف أن المواد الاصطناعية لبدء المضاعفات السريرية مثل التهاب، تضيق، والتهابات عندما زرعت كبدائل الأوعية الدموية. وقد الكولاجين تستخدم على نطاق واسع لمجموعة واسعة من التطبيقات الطبية الحيوية، ويعتبر بديلا صالحا للمواد الاصطناعية نظرا لتوافق مع الحياة الأصيل (أي استضداد منخفضة، والالتهابات، والاستجابات السامة للخلايا). ومع ذلك، فإن الخواص الميكانيكية المحدودة والمتعلقة منخفضة اليد قدرة المواد الهلامية الكولاجين أعاقت استخدامها كمواد سقالة لهندسة الأنسجة الوعائية. وبالتالي، فإن الأساس المنطقي وراء هذا العمل الأول لهندسة المواد الهلامية الكولاجين cellularized إلى الهندسة على شكل أنبوبي والثانية لتعزيز خلايا العضلات الملساء إعادة تنظيم مدفوعة الكولاجين مصفوفة للحصول على أنسجة صلبة بما فيه الكفاية ليتم التعامل معها. وتستند الاستراتيجية الموصوفة هنا على تجميع مباشرة من الكولاجين وخلايا العضلات الملساء (بناء) في cyli 3Dالهندسة ndrical مع استخدام تقنية الصب. تتطلب هذه العملية فترة النضج، وخلالها يبني يتم تربيتها في مفاعل حيوي في ظل ظروف ثابتة (بدون قيود الميكانيكية الحيوية الخارجية التطبيقية) لمدة 1 أو 2 أسابيع. في &quot;مفاعل حيوي ثابت&quot; يوفر بيئة معقمة المراقبة والتحكم (درجة الحموضة، ودرجة الحرارة، وتبادل الغازات، توريد المواد الغذائية والتخلص من النفايات) إلى بنيات. خلال الفترة الثقافة، أجريت قياسات سمك لتقييم إعادة مدفوعة خلايا المصفوفة الكولاجين، وتم قياس استهلاك الجلوكوز ومعدلات إنتاج اللاكتات لرصد الخلايا النشاط الأيضي. وأخيرا، تم تقييم الخواص الميكانيكية واللزجة ليبني أنبوبي الناتجة عن ذلك. تحقيقا لهذه الغاية، بروتوكولات محددة ومركزة الدراية (التلاعب، تجتاح، والعمل في بيئة المائية، وهلم جرا) وضعت لتوصيف الأنسجة هندسيا.

يصف هذا العمل تلفيق المهندسة يبني على أساس الكولاجين أنبوبية تحتوي على خلايا الأوعية الدموية. بالفعل بعد 1 ساعة من دبق في وقت مبكر، تم تجميع خليط الخلايا والكولاجين مباشرة في الهندسة أنبوبي 3D، مع القطر الخارجي يساوي قطرها من العفن المقابلة (حوالي 14 ملم). على طول النضج ثابت، كشفت قياسات التخفيض السريع للالقطر الخارجي للهياكل cellularized أنبوبي، كما هو مبين في الجدول 1. القطر من المواد الهلامية الكولاجين cellularized تقلصت من نحو 60٪ من قيمتها الأصلية بعد 1 يوم ثقافة ثابتة، و ما يقرب من 85٪ في غضون 7 أيام (التكميلي فيديو 2). SMCS داخل بنيات هي المسؤولة عن وحظ تقلص وتعزيز الميكانيكية ذات الصلة، وهذه الظاهرة لا تحدث في السقالات الكولاجين غير cellularized. لاحظ أن أي التدرج من أي نوع (الحرارية، والكيمياء الحيوية، الميكانيكية، أو غيرها) تم تطبيق. الخلايا بالسيارةن أدى الضغط في المواد مع أكبر كثافة الكولاجين التي يمكن التعامل معها، وأخضع لاستدراج العروض الميكانيكية (فيديو خلفية 3 و 4). لربط إعادة مدفوعة الخلايا إلى الخواص الميكانيكية واللزجة الشاملة، أجريت اختبارات التعب على بنيات (فيديو خلفية 5 و 6). وتألفت هذه الاختبارات في ركوب الدراجات يبني (30 مرة) في سلالات مختلفة ثابتة (10٪، 20٪، و 30٪ من طول المقياس الأولي) وتسجيل التوتر هو رد يبني على العطاء الميكانيكية مع مرور الوقت. وأظهرت نتائج تمثيلية للبناء واحد في الشكل 9. صمدت وبناء الضغوط أعلى في الاتجاه الطولي (75 كيلو باسكال) من في الاتجاه كفافي (16 كيلو باسكال) عندما تتعرض لنفس النطاق سلالة (سلالة 30٪). وفي الوقت نفسه، في كل دورة، وصلت قيمة التوتر ذروته لتاانخفض rgeted أقصى إجهاد مع مرور الوقت. هذا السلوك هو نموذجي من الخصائص اللزجة العالية التي أظهرتها هذه التركيبات المعتمدة على الكولاجين. تم تقييم النشاط البيولوجي للبنيات cellularized خلال نضوج ثابت. وبالتالي، تم تقييم النشاط الأيضي SMCS عن طريق قياس استهلاك الجلوكوز وإنتاج اللاكتات أثناء ثقافة ثابتة. تم أخذ عينات مستنبت كل أيام 2 و الجلوكوز وتم قياس تركيز اللاكتات باستخدام محلل غازات الدم. الزيادة المستمرة في استهلاك الجلوكوز وإنتاج اللاكتات مجتمعة إلى تقلص هاما من البنى، يشهد النشاط SMCS على طول ثقافة ثابتة (الشكل 10). زيادة الاستقرار الميكانيكي بسبب إعادة يحركها الخلية يسمح التلاعب في بنيات وعملية تبطنن اللاحقة. أداء ثلاثي الألوان تلطيخ ماسون على بنيات endothelializedأظهر البطانة متجانسة إلى حد كبير. SMCS عرضت مورفولوجيا المغزل تشبه شكل وبدت مشتتة متجانس من خلال الجدار، في حين بدا HUVECs انتشر جيدا في الجانب اللمعية (الشكل 11). <img alt="الشكل 1" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig1highres.jpg" width="700" /> الشكل 1: مكونات مفاعل حيوي ثابت يتكون مفاعل حيوي ثابت لتعديل 50 مل أنبوب الطرد المركزي (A) وقبعة مجهزة مغزل (B). الأنبوب بمثابة خزان المتوسط، وكانت مجهزة مع منفذ للمرشح 0.22 ميكرون، لتبادل الغاز، والحاجز، لأخذ العينات والمتوسطة المتغيرة. A مغزل موجودة في سقف التهوية يسمح تلفيق يبني في شكل أنبوبي. وقد صممت للسيطرة على الشاش (C) وملفقة لدعم دبق من يبني على مغزل. وعلاوة على ذلك، فإن هذهسمحت السيطرة يبني ليتم التعامل معها بعد نضوج ثابت وتكون ثابتة لجهاز ميكانيكي. كان القطر الخارجي للمغزل 4.7 مم. <img alt="الرقم 2" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig2highres.jpg" width="700" /> الشكل 2: تجميع مفاعل حيوي ثابت تجميع مراحل مفاعل حيوي قبل التعقيم. وقد شنت للقبض الشاش على مغزل (A) على مسافة ثابتة. تم إدراج A العفن (B) وثابتة بإحكام إلى سدادة سيليكون (C). كان القطر الخارجي للمغزل 4.7 مم. <img alt="الشكل (3)" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig3highres.jpg" width="700" /> الرقم 3: تصنيع البناءات في ظروف معقمة وسكب الخلايا والكولاجين الخليط في المجمع السكني العفن<html> (A)، والسماح هلام لمدة 1 ساعة في درجة حرارة الغرفة (B). بعد ذلك، تم إزالة العفن (C)، تم تجميع مفاعل حيوي ثابت (D) ونقلها داخل خزان للنضوج ثابت للبناء في حاضنة (T = 37 ° C، 5٪ CO 2، 100٪ الرطوبة). كان القطر الخارجي للمغزل 4.7 مم. <img alt="الرقم 4" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig4highres.jpg" width="700" /> الرقم 4: قياس سمك / القطر الخارجي للبنيات تم استخدام تداخل المسح بالليزر لأداء قياس أقطار الخارجية للثوابت. وقد وضعت بناء في مسار شعاع الليزر ولدت الظل. عرض الظل، المقابلة للالقطر الخارجي للبناء، ثم تم قياس وعرضها على الشاشة. e_content &quot;FO: المحافظة على together.within صفحة =&quot; دائما &quot;&gt; <img alt="الرقم 5" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig5highres.jpg" width="500" /> الرقم 5: ظهور الصرفي للبناء تحصد (A) الحق بعد دبق و (B) بعد دفع الخلايا إعادة عرض خلال نضوج ثابت لمدة 2 أسابيع. <img alt="الشكل (6)" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig6highres.jpg" width="500" /> الشكل 6: تجريبي مجموعة المتابعة لتوصيف الميكانيكية وتألفت من اختبار الميكرو ميكانيكية مجهزة 5 أو 10 N خلية الحمل وحمام تحتوي على برنامج تلفزيوني في 37 ° C للحفاظ على عينات في ظروف شبه الفسيولوجية. <img alt="الرقم 7" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig7highres.jpg" width="700" /> الرقم 7: نموذج تحضير و<html> أو الأوصاف الميكانيكية. حصاد نموذج (A) وإعداد (B) للاختبارات التعب أجريت في طولية والاتجاهات كفافي (C). كان القطر الخارجي للمغزل 4.7 مم. <img alt="الرقم 8" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig8highres.jpg" width="600" /> الرقم 8: تدوير الجدار مفاعل حيوي (A) تم تجميعها في البنى الأنبوبية في وسط الخزان بمساعدة على شكل ج سيليكون الدعم. وأغلقت كل من الأطراف للبناء لتجنب أي تسرب من الحل HUVECs. (B) ومثقف ويبني في حاضنة (T = 37 ° C، 5٪ CO 2، 100٪ الرطوبة) في التناوب على 4.02 × 10 -5 ز القوة لمدة 2 أيام. <html> 2 / 52812fig9highres.jpg &quot;العرض =&quot; 700 &quot;/&gt; الرقم 9:. الأوصاف الميكانيكية نتائج اختبارات الإجهاد التي أجريت على البناءات في الطولي (A) وكفافي (B) الاتجاهات بعد إعادة يحركها الخلية <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/52812fig9highres.jpg" target="_blank">الرجاء انقر هنا لمشاهدة نسخة أكبر من هذا الرقم.</a> <img alt="الرقم 10" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig10highres.jpg" width="600" /> تم تنفيذ النشاط الأيضي SMCS ضمن المواد الهلامية الكولاجين قياسات معدل استهلاك الجلوكوز ومعدل إنتاج اللاكتات مع محلل غازات الدم كل أيام 2، بعد مستنبت تغيير: الرقم 10. واستخدمت الطازجة المتوسطة الثقافة باعتبارها مستوى خط الأساس للقياسات الجلوكوز وتركيزات اللاكتات. ن صفحة = &quot;دائما&quot;&gt; <img alt="الرقم 11" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig11highres.jpg" width="700" /> الرقم 11: التجويف تبطنن الصور النسيجية من شعاعي المقاطع العرضية من بنيات أنبوبي. ماسون في شعري الشكل تلطيخ بنيات أنبوبي مثقف بشكل ثابت لمدة 1 أسبوع (A) و 2 أسابيع (B). H &amp; E تلطيخ لبناء أنبوبي (C). <table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" style=";text-align:right;direction:rtl"><tbody><tr><td> مرة </td><td> سمك (مم) </td><td> الضغط (٪) </td></tr><tr><td> 0 ساعة </td><td> 4.83 ± 0.02 </td><td> 0 ± 0 </td></tr><tr><td> 2 ساعة </td><td> 4.26 ± 0.02 </td><td> 12 ± 0 </td></tr><tr><td> 4 ساعة </td><td> 4.21 ± 0.03 </td><td> 13 ± 1 </td></tr><tr><td> 6 ساعة </td><td> 4.06 ± 0.10 </td><td> 16 ± 2 </td></tr><tr><td> 12 ساعةص </td><td> 3.16 ± 0.07 </td><td> 35 ± 1 </td></tr><tr><td> 1 يوم </td><td> 2.08 ± 0.11 </td><td> 57 ± 2 </td></tr><tr><td> 1 أسبوع </td><td> 0.68 ± 0.07 </td><td> 86 ± 1 </td></tr><tr><td> 2 أسابيع </td><td> 0.36 ± 0.00 </td><td> 93 ± 0 </td></tr></tbody></table> الجدول 1: الضغط السريع لقطر بناء خلال نضوج ثابت سمك الجدار من بنيات ومعدل الضغط بوصفها وظيفة من الوقت للثقافة ثابتة. وقد تم قياس الضغط من خلال تحديد القطر الخارجي للبنيات أنبوبي مع تداخل المسح بالليزر (سلسلة 183B، LaserMike 136). بعد 24 ساعة، ضغط بنيات إلى 57٪ ± 2٪ من أبعادها مصبوب. يتم التعبير عن البيانات كما يعني ± SD (ن = 3). ان وجود ونشاط الخلايا الحية العضلات الملساء المسؤولة فقط لمثل هذه التغييرات الكبرى. سوpplemental فيديو 1: حصاد المواد الهلامية غير تشكيلها أنبوبي الكولاجين <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video1.mov" target="_blank">الرجاء النقر هنا لمشاهدة هذا الفيديو.</a> تكميلية فيديو 2: مدفوعا خلايا الضغط من المواد الهلامية الكولاجين أنبوبي <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video2.m4v" target="_blank">الرجاء النقر هنا لمشاهدة هذا الفيديو.</a> تكميلية فيديو 3: التلاعب في المواد الهلامية غير تشكيلها أنبوبي الكولاجين <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video3.mov" target="_blank">الرجاء النقر هنا لمشاهدة هذا الفيديو.</a> تكميلية فيديو 4: التلاعب في الخلايا تشكيلها المواد الهلامية أنبوبي الكولاجين <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video4.mov" target="_blank">الرجاء انقر هنا لمشاهدة ال</a>هو الفيديو. تكميلية فيديو 5: الطولي اختبار التعب (بنسبة 30٪) على خلايا تشكيلها المواد الهلامية أنبوبي الكولاجين <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video5.mov" target="_blank">الرجاء انقر هنا لمشاهدة هذا الفيديو.</a> تكميلية فيديو 6: محيطي اختبار التعب (بنسبة 30٪) على خلايا تشكيلها المواد الهلامية أنبوبي الكولاجين <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video6.mov" target="_blank">الرجاء انقر هنا لمشاهدة هذا الفيديو.</a>

Watch this Scientific Journal Video about Engineering 3D Cellularized Collagen Gels for Vascular Tissue Regeneration at JoVE.com

Engineering 3D Cellularized Collagen Gels for Vascular Tissue Regeneration

In this work, we present a technique for the rapid fabrication of living vascular tissues by direct culturing of collagen, smooth muscle cells and endothelial cells. In addition, a new protocol for the mechanical characterization of engineered vascular tissues is described.

الهندسة 3D Cellularized الهلام الكولاجين لتجديد الأنسجة الوعائية

Synthetic materials are known to initiate clinical complications such as inflammation, stenosis, and infections when implanted as vascular substitutes. ...

engineering-3d-cellularized-collagen-gels-for-vascular-tissue

Research

JoVE Journal

Bioengineering

20.6K Views.  Laval University. In this work, we present a technique for the rapid fabrication of living vascular tissues by direct culturing of collagen, smooth muscle cells and endothelial cells. In addition, a new protocol for the mechanical characterization of engineered vascular tissues is described.

Video: Engineering 3D Cellularized Collagen Gels for Vascular Tissue Regeneration

Capillary Force Lithography for Cardiac Tissue Engineering

Cardiovascular disease remains the leading cause of death worldwide1. Cardiac tissue engineering holds much promise to deliver groundbreaking medical discoveries with the aims of developing functional tissues for cardiac regeneration as well as in vitro screening assays. However, the ability to create high-fidelity models of heart tissue has proven difficult. The heart&#8217;s extracellular matrix (ECM) is a complex structure consisting of both biochemical and biomechanical signals ranging from the micro- to the nanometer scale2. Local mechanical loading conditions and cell-ECM interactions have recently been recognized as vital components in cardiac tissue engineering3-5.
A large portion of the cardiac ECM is composed of aligned collagen fibers with nano-scale diameters that significantly influences tissue architecture and electromechanical coupling2. Unfortunately, few methods have been able to mimic the organization of ECM fibers down to the nanometer scale. Recent advancements in nanofabrication techniques, however, have enabled the design and fabrication of scalable scaffolds that mimic the in vivo structural and substrate stiffness cues of the ECM in the heart6-9.
Here we present the development of two reproducible, cost-effective, and scalable nanopatterning processes for the functional alignment of cardiac cells using the biocompatible polymer poly(lactide-co-glycolide) (PLGA)8 and a polyurethane (PU) based polymer. These anisotropically nanofabricated substrata (ANFS) mimic the underlying ECM of well-organized, aligned tissues and can be used to investigate the role of nanotopography on cell morphology and function10-14.
Using a nanopatterned (NP) silicon master as a template, a polyurethane acrylate (PUA) mold is fabricated. This PUA mold is then used to pattern the PU or PLGA hydrogel via UV-assisted or solvent-mediated capillary force lithography (CFL), respectively15,16. Briefly, PU or PLGA pre-polymer is drop dispensed onto a glass coverslip and the PUA mold is placed on top. For UV-assisted CFL, the PU is then exposed to UV radiation (&#955; = 250-400 nm) for curing. For solvent-mediated CFL, the PLGA is embossed using heat (120 &#176;C) and pressure (100 kPa). After curing, the PUA mold is peeled off, leaving behind an ANFS for cell culture. Primary cells, such as neonatal rat ventricular myocytes, as well as human pluripotent stem cell-derived cardiomyocytes, can be maintained on the ANFS2.

In this protocol, we demonstrate the fabrication of biomimetic cardiac cell culture substrata made from two distinct polymeric materials using capillary force lithography. The described methods provide a scalable, cost-effective technique to engineer the structure and function of macroscopic cardiac tissues for in vitro and in vivo applications.

الشعرية قوة الطباعة الحجرية لهندسة الأنسجة القلبية

Cardiovascular disease remains the leading cause of death worldwide1. Cardiac tissue engineering holds much promise to deliver groundbreaking medical ...

Tissue Engineering of a Human 3D in vitro Tumor Test System

Cancer is one of the leading causes of death worldwide. Current therapeutic strategies are predominantly developed in 2D culture systems, which inadequately reflect physiological conditions in vivo. Biological 3D matrices provide cells an environment in which cells can self-organize, allowing the study of tissue organization and cell differentiation. Such scaffolds can be seeded with a mixture of different cell types to study direct 3D cell-cell-interactions. To mimic the 3D complexity of cancer tumors, our group has developed a 3D in vitro tumor test system.	
	Our 3D tissue test system models the in vivo situation of malignant peripheral nerve sheath tumors (MPNSTs), which we established with our decellularized porcine jejunal segment derived biological vascularized scaffold (BioVaSc). In our model, we reseeded a modified BioVaSc matrix with primary fibroblasts, microvascular endothelial cells (mvECs) and the S462 tumor cell line. For static culture, the vascular structure of the BioVaSc is removed and the remaining scaffold is cut open on one side (Small Intestinal Submucosa SIS-Muc). The resulting matrix is then fixed between two metal rings (cell crowns).	
	Another option is to culture the cell-seeded SIS-Muc in a flow bioreactor system that exposes the cells to shear stress. Here, the bioreactor is connected to a peristaltic pump in a self-constructed incubator. A computer regulates the arterial oxygen and nutrient supply via parameters such as blood pressure, temperature, and flow rate. This setup allows for a dynamic culture with either pressure-regulated pulsatile or constant flow.	
	In this study, we could successfully establish both a static and dynamic 3D culture system for MPNSTs. The ability to model cancer tumors in a more natural 3D environment will enable the discovery, testing, and validation of future pharmaceuticals in a human-like model.

Tissue Engineering of a Human 3D in vitro Tumor Test System

Methods to create human 3D tumor tissues as test systems are described. These technologies are based on a decellularized Biological Vascularized Scaffold (BioVaSc), primary human cells and a tumor cell line, which can be cultured under static as well as under dynamic conditions in a flow bioreactor.

هندسة الأنسجة ل3D الإنسان<em&gt; في المختبر</em&gt; نظام ورم اختبار

Cancer is one of the leading causes of death worldwide.  Current therapeutic strategies are predominantly developed in 2D culture  systems, which ...

Tissue Engineering: Construction of a Multicellular 3D Scaffold for the Delivery of Layered Cell Sheets

Many tissues, such as the adult human hearts, are unable to adequately regenerate after damage.2,3 Strategies in tissue engineering propose innovations to assist the body in recovery and repair. For example, TE approaches may be able to attenuate heart remodeling after myocardial infarction (MI) and possibly increase total heart function to a near normal pre-MI level.4 As with any functional tissue, successful regeneration of cardiac tissue involves the proper delivery of multiple cell types with environmental cues favoring integration and survival of the implanted cell/tissue graft. Engineered tissues should address multiple parameters including: soluble signals, cell-to-cell interactions, and matrix materials evaluated as delivery vehicles, their effects on cell survival, material strength, and facilitation of cell-to-tissue organization. Studies employing the direct injection of graft cells only ignore these essential elements.2,5,6 A tissue design combining these ingredients has yet to be developed. Here, we present an example of integrated designs using layering of patterned cell sheets with two distinct types of biological-derived materials containing the target organ cell type and endothelial cells for enhancing new vessels formation in the &#8220;tissue&#8221;. Although these studies focus on the generation of heart-like tissue, this tissue design can be applied to many organs other than heart with minimal design and material changes, and is meant to be an off-the-shelf product for regenerative therapies. The protocol contains five detailed steps. A temperature sensitive Poly(N-isopropylacrylamide) (pNIPAAM) is used to coat tissue culture dishes. Then, tissue specific cells are cultured on the surface of the coated plates/micropattern surfaces to form cell sheets with strong lateral adhesions. Thirdly, a base matrix is created for the tissue by combining porous matrix with neovascular permissive hydrogels and endothelial cells. Finally, the cell sheets are lifted from the pNIPAAM coated dishes and transferred to the base element, making the complete construct.

For creation of highly organized structures of complex tissue, one must assemble multiple material and cell types into an integrated composite. This combinatorial design incorporates organ-specific layered cell sheets with two distinct biologically-derived materials containing a strong fibrous matrix base, and endothelial cells for enhancing new vessels formation.

هندسة الأنسجة: بناء ومتعددة الخلايا 3D سقالة لتسليم الطبقات صفائح خلية

Many tissues, such as the adult human hearts, are unable to adequately regenerate after damage.2,3 Strategies in tissue engineering propose innovations to ...

Planar Gradient Diffusion System to Investigate Chemotaxis in a 3D Collagen Matrix

The importance of cell migration can be seen through the development of human life. When cells migrate, they generate forces and transfer these forces to their surrounding area, leading to cell movement and migration. In order to understand the mechanisms that can alter and/or affect cell migration, one can study these forces. In theory, understanding the fundamental mechanisms and forces underlying cell migration holds the promise of effective approaches for treating diseases and promoting cellular transplantation. Unfortunately, modern chemotaxis chambers that have been developed are usually restricted to two dimensions (2D) and have complex diffusion gradients that make the experiment difficult to interpret. To this end, we have developed, and describe in this paper, a direct-viewing chamber for chemotaxis studies, which allows one to overcome modern chemotaxis chamber obstacles able to measure cell forces and specific concentration within the chamber in a 3D environment to study cell 3D migration. More compelling, this approach allows one to successfully model diffusion through 3D collagen matrices and calculate the coefficient of diffusion of a chemoattractant through multiple different concentrations of collagen, while keeping the system simple and user friendly for traction force microscopy (TFM) and digital volume correlation (DVC) analysis.

Cell migration is an important part of human development and life. In order to understand the mechanisms that can alter cell migration, we present a planar gradient diffusion system to investigate chemotaxis in a 3D collagen matrix, which allows one to overcome modern diffusion chamber limitations of existing assays.

مستو التدرج نظام إنتشار المعنية بالتحقيق في الانجذاب الكيميائي في الكولاجين مصفوفة 3D

The importance of cell migration can be seen through the development of human life. When cells migrate, they generate forces and transfer these forces to ...

Engineered 3D Silk-collagen-based Model of Polarized Neural Tissue

Despite huge efforts to decipher the anatomy, composition and function of the brain, it remains the least understood organ of the human body. To gain a deeper comprehension of the neural system scientists aim to simplistically reconstruct the tissue by assembling it in vitro from basic building blocks using a tissue engineering approach. Our group developed a tissue-engineered silk and collagen-based 3D brain-like model resembling the white and gray matter of the cortex. The model consists of silk porous sponge, which is pre-seeded with rat brain-derived neurons, immersed in soft collagen matrix. Polarized neuronal outgrowth and network formation is observed with separate axonal and cell body localization. This compartmental architecture allows for the unique development of niches mimicking native neural tissue, thus enabling research on neuronal network assembly, axonal guidance, cell-cell and cell-matrix interactions and electrical functions.

Insight into the complex actions of the brain requires advanced research tools. Here we demonstrate a novel silk-collagen-based 3D engineered model of neural tissue resembling brain-like architecture. The model can be used to study neuronal network assembly, axonal guidance, cell-cell interactions and electrical activity.

استنادا الحرير الكولاجين المهندسة 3D نموذج الاستقطاب العصبية الأنسجة

Despite huge efforts to decipher the anatomy, composition and function of the brain, it remains the least understood organ of the human body. To gain a ...

Bioprinting Cellularized Constructs Using a Tissue-specific Hydrogel Bioink

Bioprinting has emerged as a versatile biofabrication approach for creating tissue engineered organ constructs. These constructs have potential use as organ replacements for implantation in patients, and also, when created on a smaller size scale as model "organoids" that can be used in in vitro systems for drug and toxicology screening.
Despite development of a wide variety of bioprinting devices, application of bioprinting technology can be limited by the availability of materials that both expedite bioprinting procedures and support cell viability and function by providing tissue-specific cues. Here we describe a versatile hyaluronic acid (HA) and gelatin-based hydrogel system comprised of a multi-crosslinker, 2-stage crosslinking protocol, which can provide tissue specific biochemical signals and mimic the mechanical properties of in vivo tissues. 
Biochemical factors are provided by incorporating tissue-derived extracellular matrix materials, which include potent growth factors. Tissue mechanical properties are controlled combinations of PEG-based crosslinkers with varying molecular weights, geometries (linear or multi-arm), and functional groups to yield extrudable bioinks and final construct shear stiffness values over a wide range (100 Pa to 20 kPa). Using these parameters, hydrogel bioinks were used to bioprint primary liver spheroids in a liver-specific bioink to create in vitro liver constructs with high cell viability and measurable functional albumin and urea output. This methodology provides a general framework that can be adapted for future customization of hydrogels for biofabrication of a wide range of tissue construct types.

We describe a set of protocols that together provide a tissue-mimicking hydrogel bioink with which functional and viable 3-D tissue constructs can be bioprinted for use in in vitro screening applications.

Bioprinting Cellularized التركيبات باستخدام الأنسجة محددة هيدروجيل Bioink

Bioprinting has emerged as a versatile biofabrication approach for creating tissue engineered organ constructs. These constructs have potential use as ...

Preparation of 3D Collagen Gels and Microchannels for the Study of 3D Interactions In Vivo

Historically, most cellular processes have been studied in only 2 dimensions. While these studies have been informative about general cell signaling mechanisms, they neglect important cellular cues received from the structural and mechanical properties of the local microenvironment and extracellular matrix (ECM). To understand how cells interact within a physiological ECM, it is important to study them in the context of 3 dimensional assays. Cell migration, cell differentiation, and cell proliferation are only a few processes that have been shown to be impacted by local changes in the mechanical properties of a 3-dimensional ECM. Collagen I, a core fibrillar component of the ECM, is more than a simple structural element of a tissue. Under normal conditions, mechanical cues from the collagen network direct morphogenesis and maintain cellular structures. In diseased microenvironments, such as the tumor microenvironment, the collagen network is often dramatically remodeled, demonstrating altered composition, enhanced deposition and altered fiber organization. In breast cancer, the degree of fiber alignment is important, as an increase in aligned fibers perpendicular to the tumor boundary has been correlated to poorer patient prognosis1. Aligned collagen matrices result in increased dissemination of tumor cells via persistent migration2,3. The following is a simple protocol for embedding cells within a 3-dimensional, fibrillar collagen hydrogel. This protocol is readily adaptable to many platforms, and can reproducibly generate both aligned and random collagen matrices for investigation of cell migration, cell division, and other cellular processes in a tunable, 3-dimensional, physiological microenvironment.

Preparation of 3D Collagen Gels and Microchannels for the Study of 3D Interactions In Vivo

Collagen is a core component of the ECM, and provides essential cues for several cellular processes ranging from migration to differentiation and proliferation. Provided here is a protocol for embedding cells within 3D collagen hydrogels, and a more advanced technique for generating randomized or aligned collagen matrices using PDMS microchannels.

إعداد 3D الهلام الكولاجين وMicrochannels لدراسة التفاعلات 3D<em&gt; في فيفو</em

Historically, most cellular processes have been studied in only 2 dimensions.  While these studies have been informative about general cell signaling ...

Bioprinting of Cartilage and Skin Tissue Analogs Utilizing a Novel Passive Mixing Unit Technique for Bioink Precellularization

Bioprinting is a powerful technique for the rapid and reproducible fabrication of constructs for tissue engineering applications. In this study, both cartilage and skin analogs were fabricated after bioink pre-cellularization utilizing a novel passive mixing unit technique. This technique was developed with the aim to simplify the steps involved in the mixing of a cell suspension into a highly viscous bioink. The resolution of filaments deposited through bioprinting necessitates the assurance of uniformity in cell distribution prior to printing to avoid the deposition of regions without cells or retention of large cell clumps that can clog the needle. We demonstrate the ability to rapidly blend a cell suspension with a bioink prior to bioprinting of both cartilage and skin analogs. Both tissue analogs could be cultured for up to 4 weeks. Histological analysis demonstrated both cell viability and deposition of tissue specific extracellular matrix (ECM) markers such as glycosaminoglycans (GAGs) and collagen I respectively.

Cartilage and skin analogs were bioprinted using a nanocellulose-alginate based bioink. The bioinks were cellularized prior to printing via a single step passive mixing unit. The constructs were demonstrated to be uniformly cellularized, have high viability, and exhibit favorable markers of differentiation.

بيوبرينتينج الغضاريف والجلد الأنسجة النظير استخدام سلبية رواية خلط وحدة تقنية بريسيلولاريزيشن بيوينك

Bioprinting is a powerful technique for the rapid and reproducible fabrication of constructs for tissue engineering applications. In this study, both ...

3D Bioprinting of Murine Cortical Astrocytes for Engineering Neural-Like Tissue

Astrocytes are glial cells with an essential role in the central nervous system (CNS), including neuronal support and functionality. These cells also respond to neural injuries and act to protect the tissue from degenerative events. In vitro studies of astrocytes&#39; functionality are important to elucidate the mechanisms involved in such events and contribute to developing therapies to treat neurological disorders. This protocol describes a method to biofabricate a neural-like tissue structure rich in astrocytes by 3D bioprinting astrocytes-laden bioink. An extrusion-based 3D bioprinter was used in this work, and astrocytes were extracted from C57Bl/6 mice pups&#39; brain cortices. The bioink was prepared by mixing cortical astrocytes from up to passage 3 to a biomaterial solution composed of gelatin, gelatin-methacryloyl (GelMA), and fibrinogen, supplemented with laminin, which presented optimal bioprinting conditions. The 3D bioprinting conditions minimized cell stress, contributing to the high viability of the astrocytes during the process, in which 74.08% &#177; 1.33% of cells were viable right after bioprinting. After 1 week of incubation, the viability of astrocytes significantly increased to 83.54% &#177; 3.00%, indicating that the 3D construct represents a suitable microenvironment for cell growth. The biomaterial composition allowed cell attachment and stimulated astrocytic behavior, with cells expressing the specific astrocytes marker glial fibrillary acidic protein (GFAP) and possessing typical astrocytic morphology. This&#160;reproducible protocol provides a valuable method to biofabricate 3D neural-like tissue rich in astrocytes that resembles cells&#39; native microenvironment, useful to researchers that aim to understand astrocytes&#39; functionality and their relation to the mechanisms involved in neurological diseases.

Here we report a method of 3D bioprinting murine cortical astrocytes for biofabricating neural-like tissues to study the functionality of astrocytes in the central nervous system and the mechanisms involving glial cells in neurological diseases and treatments.

الطباعة الحيوية ثلاثية الأبعاد للخلايا الفلكية القشرية لمورين للأنسجة الهندسية الشبيهة بالعصبية

Astrocytes are glial cells with an essential role in the central nervous system (CNS), including neuronal support and functionality. These cells also ...

Isolation and Culture of Primary Human Gingival Epithelial Cells using Y-27632

The gingival tissue is the first structure that protects periodontal tissues and plays meaningful roles in many oral functions. The gingival epithelium is an important structure of gingival tissue, especially in the repair and regeneration of periodontal tissue. Studying the functions of gingival epithelial cells has crucial scientific value, such as repairing oral defects and detecting the compatibility of biomaterials. As human gingival epithelial cells are highly differentiated keratinized cells, their lifespan is short, and they are difficult to passage. So far, there are only two ways to isolate and culture gingival epithelial cells, a direct explant method and an enzymatic method. However, the time required to obtain epithelial cells using the direct explant method is longer, and the cell survival rate of the enzymatic method is lower. Clinically, the acquisition of gingival tissue is limited, so a stable, efficient, and simple in vitro isolation and culture system is needed. We improved the traditional enzymatic method by adding Y-27632, a Rho-associated kinase (ROCK) inhibitor, which can selectively promote the growth of epithelial cells. Our modified enzymatic method simplifies the steps of the traditional enzymatic method and increases the efficiency of culturing epithelial cells, which has significant advantages over the direct explant method and the enzymatic method.

Here we present a modified method for the isolation and culture of human gingival epithelial cells by adding the Rock inhibitor, Y-27632, to the traditional method. This method is easier, less time-consuming, enhances stem cell properties, and produces larger numbers of high-potential epithelial cells both for the laboratory and for clinical applications.

عزل وثقافة الخلايا الظهارية البشرية الأولية باستخدام Y-27632

The gingival tissue is the first structure that protects periodontal tissues and plays meaningful roles in many oral functions. The gingival epithelium is ...