המחברים מודים בתודה ניל Whitehouse (WPI, חנות היגינס Machine) על עזרתו עם מכונות CNC. בנוסף, אנו רוצים להודות אדריאנה הרה (WPI מחשוב ותקשורת מרכז) על עזרתה עם MATLAB תכנות, כמו גם קייט ומשקאות ויוסף Cotnoir (WPI האקדמית Technology Center) לקבלת סיוע עם Camtasia. סופי בורק Jacleen בקר (WPI האקדמית Technology Center) סיפקה קטעי וידאו משלים. עבודה זו מומנה על ידי המכון הלאומי לבריאות (R15 HL097332), את בית הספר לרפואה UMass-WPI מחקר פיילוט יוזמת, איגוד הלב האמריקאי (מלגת מחקר לתואר ראשון JZH), ואת המכון הפוליטכני וורצ&#39;סטר (מחקר לתואר ראשון קיץ לידידות JZH ומוסדיים סטארט כספים MWR).

1. זריעת Cell עובש ייצור בגין על ידי כרסום 1 / 2 &quot;חתיכה עבה של פוליקרבונט כדי ליצור 15, תחתית עגולה, בארות טבעתי בקוטר מרכז שלאחר מ&quot;מ 2. ערוצי הסתובבו הם 6 מ&quot;מ עמוקה 3.75 מ&quot;מ רחב. נקי ויבש את התבנית כדי פוליקרבונט להסיר את כל פסולת הפלסטיק תהליך הטחינה. מערבבים polydimethylsiloxane (PDMS) בשעה 10:01 יחס (w / w) בסיס לסוכן ריפוי, דגה כדי להסיר את כל בועות האוויר, ויוצקים על התבנית פוליקרבונט. דגה שוב כדי להסיר בועות הנותרים, ולרפא בתנור על 60 מעלות צלזיוס למשך 4 שעות. נרפא פעם, להסיר בזהירות את התבנית על ידי PDMS לאט לקלף אותה הרחק פוליקרבונט, לשטוף עם סבון ומים, החיטוי. כמו כן החיטוי פתרון של שתי אחוזים agarose (w / v) מומס שונה Dulbecco הנשר בינוני (DMEM). מניחים את התבנית PDMS על משטח ישר ומלא עם האגא מותך<html> עלה על ידי הראשון pipetting agarose לתוך כל אחד תבניות הודעה המרכז, ולאחר מכן pipetting לחלל סביבו. אפשר agarose כדי לבסס (כ 15 דקות), ואז להפוך את התבנית כדי לשחרר את agarose מן PDMS. גזור agarose עודף סביב כל אחת הבארות, והמקום בארות לתוך 12-agarose גם הצלחות. 2. Cell תרבות זריעת טבעת הוסף תרבית תאים מדיה (DMEM עם 10% ו -1% FBS פניצילין, סטרפטומיצין) סביב החלק החיצוני של התבנית agarose, ללא מכסה את החלק העליון של תבניות. מקמי את הצלחות בחממה ולאפשר להם לאזן במשך כ 15 דקות תוך כדי להכין את התאים. באותו מפגש 90%, trypsinize אבי העורקים חולדה חלקה שריר תאים (rSMCs) ו resuspend בריכוז של 5x10 6 תאים / מ&quot;ל. פיפטה 100 μL ההשעיה לתוך תא אחד טבעתי agarose בארות, בתנועות מעגליות כדי להחיל התאים היטב כל אחד. תוכן &quot;&gt; ודא המדפים חממה הן ברמה, אז במקום צלחות בחממה ולאפשר להם לשבת באין מפריע במשך 24 שעות. מדיום חליפין כל יומיים לאחר מכן על ידי aspirating התקשורת מרחבי היטב, מילוי מחדש כל טוב עד agarose גם הוא שקוע לגמרי. 3. טבעת רקמה קציר ומדידות עובי בסיומו של תרבות, להסיר את הטבעת עובש agarose ידי הזזה זה מעל לפרסם את המרכז. מניחים את הטבעת בצלחת פטרי קטנה עם פוספט בופר סליין (PBS), במרכז המדגם, לרכוש תמונה באמצעות מערכת ההדמיה הדיגיטלית. השתמש ניתוח התמונה בתוכנית לאיתור קצה ולמדוד את עובי הטבעת ב 4 עמדות (למעלה, למטה, ימינה ושמאלה) סביב היקפו. חשב את ערך עובי ממוצע (t) עבור כל טבעת הפרט, להשתמש כדי לחשב את ערך שטח חתך(2π (t / 2) 2). 4. בדיקה מכנית של טבעות הגדרת מכונה בדיקות מתיחה (Instron EPS 1000) במצב אופקי. צרף תא 1N ± 1mN לטעון אישית אוחז חוט דק (שנוצר על ידי כיפוף חוט נירוסטה). הר מדגם הטבעת על שני אוחזת חוט דק. הרחבת להתמודד עד עומס 5 mn טרה מוחל על המדגם. הזן את שטח חתך (מחושבים ממדידות עובי) ולהקליט את אורך מד. טרום מחזור טבעות 8 פעמים בין לטעון את טרה ו 50 מתח kPa בשיעור של 10 מ&quot;מ / דקה. לאחר השמיני טרום מחזור, למשוך לכישלון של 10 מ&quot;מ / דקה. כישלון הוא כאמור ירידה בכוח על ידי 40% מן מדידה אחד למשנהו. עבור כל דגימה טבעת, למדוד את הלחץ מתיחה האולטימטיבי (UTS) ומתח כישלון לחשב את המקסימום משיק מודולוס (MTM) מהנתונים רכשה. 5. רקמות כמו טבעתsembly לפברק צינורות רקמה מחזיקי צינור מותאמות אישית במכונה מסיבוב 5 דיסקים ס&quot;מ פוליקרבונט עם מגזרות מלבני (2 ס&quot;מ X 3 ס&quot;מ). לקדוח חורים מושחל דרך דיסקים אלה לאפשר לשני בעלי להידפק יחד. החיטוי בעלי שפופרת אישית, ולאחר מכן להעביר לממשלה biosafety ומניחים צלחת פטרי ריקות. השתמש במספריים כירורגית לחתוך את הקצוות של 1.9 מ&quot;מ קוטר צינורות סיליקון בזווית כדי ליצור שוליים משופעים, ולאחר מכן החיטוי צינורות סיליקון. בעוד צינורות נמצאים autoclaved, למלא צלחת פטרי עם התקשורת. הסר את טבעות מבארות agarose ומניחים אותם בצלחת פטרי עם התקשורת. המקום autoclaved צינורות סיליקון בצלחת פטרי אותו כדי להרטיב אותם לפני השימוש. שימוש במלקחיים למקום בסוף משופעים של שפופרת סיליקון למרכז טבעת בעדינות להחליק את הטבעת על צינורות הסיליקון. חזור עם המספר הרצוי של רימהה. החלק את טבעות במגע אחד עם השני על ידי בעדינות לדחוף אותם ברציפות בשני הכיוונים לאורך הצינור. שיטה זו יכולה לשמש עבור טבעות שנקטפו אחרי יום אחד בלבד בתרבות. ברגע טבעות מורכבים, ליישר צינורות סיליקון בתוך מחזיקי פוליקרבונט בורג שני החלקים של בעל יחד. המקום מחזיק בתוך צלחת פטרי 100 מ&quot;מ ולהוסיף 55 מ&quot;ל התקשורת. שערי המדיה כל 3 ימים למשך תרבות. כדי להסיר את צינורות רקמות, לשחרר את צינורות סיליקון מבעל פוליקרבונט להשתמש במלקחיים כדי להחליק את צינורות רקמה את צינור סיליקון לתוך צלחת פטרי מלאות PBS. 6. נציג תוצאות: כאשר פרוטוקול מבוצע כראוי, מצטבר בתאים ליצירת טבעות רקמה בקוטר פנימי שווה לקוטר של הפוסט את התבנית המתאימה בתוך 24 שעות. קצוות הטבעת הן בדרך כלל חלק במראה (אם culturעורך על משטח ישר), הם אחידים בעובי סביב ההיקף כולו. הטבעות רקמה קל לטפל ניתן להסיר מבארות שלהם לניתוח מכני היסטולוגית לאחר מכן (ראה ב Gwyther et al. 2011 8). טבעת רקמה מורפולוגיה, הרכב מטריצה, תכונות מכניות להשתנות בהתאם למספר וסוג של תאים שנזרעו. תוצאות נציגת טבעות רקמה עשוי סוגי תאים שונים, זריעת התנאים, אורך תרבות מוצגים בלוח 1. שתי טבעות זהות מ&quot;מ שנוצרו 5x10 5 rSMCs הציג UTS גבוה יותר מאשר טבעות שנוצרו שפורסמו בעבר שלנו 2 טבעות מ&quot;מ (עשוי 6.6x10 5 rSMCs). 8 דומים לתאי עכברוש, אדם לתאי שריר חלק (hSMC) בקלות מצטברים כדי ליצור רקמות טבעות, שהכיל כמות גדולה של קולגן רק לאחר 14 ימים בתרבות (מידע לא מוצג). אדם בתאי גזע mesenchymal (hMSC) מצטברים גם ויצרו טבעות מלוכדת, אך להחוזק מכני cked ושבר במהלך שלבי precycling הראשוני של בדיקות מתיחה uniaxial. <table border="1" style=";text-align:right;direction:rtl"><tbody><tr><td></td><td> n </td><td> תא מספר </td><td> עובי (מ&quot;מ) </td><td> אורך של התרבות (ימים) </td><td> UTS (kPa) </td><td> MTM (kPa) </td><td> אי זן (מ&quot;מ / מ&quot;מ) </td></tr><tr><td> rSMC טבעות </td><td> 6 </td><td> 660000 </td><td> 0.94 ± 0.12 </td><td> 14 </td><td> 97 ± 30 </td><td> 497 ± 91 </td><td> 0.50 ± 0.08 </td></tr><tr><td> rSMC טבעות </td><td> 4 </td><td> 500000 </td><td> 0.53 ± 0.02 </td><td> 7 </td><td> 113 ± 8 </td><td> 189 ± 15 </td><td> 0.88 ± 0.05 </td></tr><tr><td> hSMC טבעות </td><td> 3 </td><td> 750000 </td><td> 0.51 ± 0.05 </td><td> 14 </td><td> 160 ± 30 </td><td> 270 ± 20 </td><td> 0.92 ± 0.08 </td></tr><tr><td> hMSC טבעות </td><td> 3 </td><td> 750000 </td><td> 0.40 ± 0.07 </td><td> 14 </td><td> N / A </td><td> N / A </td><td> N / A </td></tr></tbody></table> טבלה 1. טבלה המציגה את הפרמטרים תרבות תכונות מכניות של 2 מ&quot;מ טבעות שנוצר סוגי תאים שונים, ריכוזי זריעה, ואת משכי תרבות. <img alt="איור 1" src="/files/ftp_upload/3366/3366fig1.jpg" /> באיור 1. (א) סכמטי של תהליך טבעת רקמה דור. (ב) מותאם אישית פוליקרבונט עם עובש בארות טבעתי מחורץ. בקטרים ​​הודעה המרכזית הם 2 מ&quot;מ. (ג) PDMS התבנית לאחר התקלף מן התבנית פוליקרבונט. (ד) טבעת רקמה מצטבר עובש בתרבית agarose עם הודעה של 2 מ&quot;מ. (ה) שני מ&quot;מ רקמה בקוטר הטבעת PBS. ברים סולם = 6 מ&quot;מ (B, C) ו 2 מ&quot;מ (D, E). <img alt="איור 2" src="/files/ftp_upload/3366/3366fig2.jpg" /> באיור 2. העלילה נציג מתח מתח עקומת produCED מניסוי מתיחה uniaxial.

<ol>
	<li>Roger, V. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Heart+Disease+and+Stroke+Statistics--2011+Update:+A+Report+From+the+American+Heart+Association.">Heart Disease and Stroke Statistics--2011 Update: A Report From the American Heart Association.</a> Circulation. 123, e18-e209 (2011).</li><li>Kelm, J. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+novel+concept+for+scaffold-free+vessel+tissue+engineering:+self-assembly+of+microtissue+building+blocks.">A novel concept for scaffold-free vessel tissue engineering: self-assembly of microtissue building blocks.</a> J. Biotechnol. 148, 46-55 (2010).</li><li>Gauvin, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+novel+single-step+self-assembly+approach+for+the+fabrication+of+tissue-engineered+vascular+constructs.">A novel single-step self-assembly approach for the fabrication of tissue-engineered vascular constructs.</a> Tissue. Eng. Part. A. 16, 1737-1747 (2010).</li><li>L'Heureux, N., McAllister, T. N., de la Fuente, L. M. <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> N. Engl. J. Med. 357, 1451-1453 (2007).</li><li>Norotte, C., Marga, F. S., Niklason, L. E., Forgacs, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Scaffold-free+vascular+tissue+engineering+using+bioprinting.">Scaffold-free vascular tissue engineering using bioprinting.</a> Biomaterials. 30, 5910-5917 (2009).</li><li>Dean, D. M., Napolitano, A. P., Youssef, J., Morgan, J. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Rods,+tori,+and+honeycombs:+the+directed+self-assembly+of+microtissues+with+prescribed+microscale+geometries.">Rods, tori, and honeycombs: the directed self-assembly of microtissues with prescribed microscale geometries.</a> FASEB. J. 21, 4005-4012 (2007).</li><li>Livoti, C. M., Morgan, J. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Self-assembly+and+tissue+fusion+of+toroid-shaped+minimal+building+units.">Self-assembly and tissue fusion of toroid-shaped minimal building units.</a> Tissue. Eng. Part. A. 16, 2051-2061 (2010).</li><li>Gwyther, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Engineered+vascular+tissue+fabricated+from+aggregated+smooth+muscle+cells.">Engineered vascular tissue fabricated from aggregated smooth muscle cells.</a> Cell. Tissues. Organs. 194, 13-24 (2011).</li><li>Seliktar, D., Black, R. A., Vito, R. P., Nerem, R. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Dynamic+mechanical+conditioning+of+collagen-gel+blood+vessel+constructs+induces+remodeling+in+vitro.">Dynamic mechanical conditioning of collagen-gel blood vessel constructs induces remodeling in vitro.</a> Ann. Biomed. Eng. 28, 351-362 (2000).</li><li>Rowe, S. L., Stegemann, J. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Interpenetrating+collagen-fibrin+composite+matrices+with+varying+protein+contents+and+ratios.">Interpenetrating collagen-fibrin composite matrices with varying protein contents and ratios.</a> Biomacromolecules. 7, 2942-2948 (2006).</li><li>Pins, G. D., Collins-Pavao, M. E., De Water, L. V. a. n., Yarmush, M. L., Morgan, J. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Plasmin+triggers+rapid+contraction+and+degradation+of+fibroblast-populated+collagen+lattices.">Plasmin triggers rapid contraction and degradation of fibroblast-populated collagen lattices.</a> J. Invest. Dermatol. 114, 647-653 (2000).</li><li>Konig, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanical+properties+of+completely+autologous+human+tissue+engineered+blood+vessels+compared+to+human+saphenous+vein+and+mammary+artery.">Mechanical properties of completely autologous human tissue engineered blood vessels compared to human saphenous vein and mammary artery.</a> Biomaterials. 30, 1542-1550 (2009).</li><li>Mironov, V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Organ+printing:+tissue+spheroids+as+building+blocks.">Organ printing: tissue spheroids as building blocks.</a> Biomaterials. 30, 2164-2174 (2009).</li></ol>

אין ניגודי אינטרסים הכריז.

לאחרונה חלה התעניינות מוגברת מבוססי תאים או &quot;פיגום פחות&quot; הנדסת רקמות שיטות כדי לטפל בכמה מגבלות פיגום מבוססי גישות הנדסת רקמות. בהתחשב בכך תאים שמקורם ברקמות נוצרות בתאים המטריצה ​​שהם מייצרים, הם מטבעם מכילים הרבה יותר גבוה צפיפות התא, אינם מכילים חומרים אקסוגניים, והוא יכול להיות עשוי כולו מ תאים חלבונים אנושיים. שתלי כלי דם העשויים תאים אנושיים יכולים להשיג חוזק מכני ניכר בהעדר פיגומים חיצוניים (למשל, לחצים פרץ 3400 מ&quot;מ כספית לעומת 1600 מ&quot;מ כספית עבור ורידים saphenous אדם) 12. למרות מבוססי תאים ורקמות כלי דם התערוכה צפיפות התאים שיפור חוזק מכני, שיטות ייצור העדכניים ביותר (כגון &quot;הנדסה גיליונות מבוסס&quot; 3,4,12 או &quot;bioprinting&quot; 5,13) לדרוש תקופות תרבות ענפה (&gt; 3 חודשים) או ציוד מיוחד לבניית רקמות 3D. תאים שמקורם ברקמה טבעת ספידod המתואר כאן מאפשר מהירות הסלולר הרכבה עצמית ליצירת חזקים בונה רקמת 3D בתוך פרק זמן קצר ללא שימוש בציוד מיוחד. פרוטוקול זה מפרט את ההליך שפיתחנו כדי ליצור 2 מ&quot;מ קוטר פנימי חולדה חלקה שריר תאים שמקורם ברקמה טבעות. בדוגמה הנוכחית, הטבעות היו בתרבית רקמה במשך 7 ימים (בתרבית אז עבור 7 ימים נוספים לאיחוי טבעת היווצרות צינור). עם זאת, 2 עכברוש מ&quot;מ (אדם) וחלק תא טבעות שרירים ניתן להסיר את בארות והם מלוכדת מספיק לטיפול (למשל, על העברת צינורות סיליקון) מוקדם ככל שיום אחד לאחר זריעת התאים. בנוסף, טבעות רקמות חזקים עם קוטר פנימי משתנה (2, 4 ו 6 מ&quot;מ) ניתן ליצור בשיטה זו פשוט על ידי שינוי בקוטר הודעה של עובש פוליקרבונט המקורי. 8 אנחנו גם שונה לאחרונה את עיצוב תבנית פוליקרבונט כדי לאפשר five 2 זריעת מ&quot;מ בארות להיות יצוק יחידה רב גם agarose קאמרית, אשרמשתמשת פחות PDMS ו agarose, ומתאים באחד היטב צלחת 6-באר (מידע לא מוצג). שינויים בקוטר בהודעה, רוחב של זריעת הבאר, רדיוס העקמומיות של התחתון מעוגל, במספר בארות זריעה, או את העומק של בארות זריעת כולם יכולים להיות שונה פשוט על ידי שינוי מפרטים בקובץ ה-CAD עבור CNC עיבוד של עובש פוליקרבונט. לבסוף, עובש יחיד פוליקרבונט יכול לשמש כדי לפברק מספר בלתי מוגבל של תבניות PDMS, וכל תבנית PDMS ניתן לנקות, autoclaved ולעשות בהם שימוש חוזר עשרות פעמים. בנוסף לשינוי גודל הטבעות רקמות, עשינו טבעות מהרבה סוגי תאים שונים, כולל: SMCs עכברוש הראשי (יישומים סלולריים, R354-05), אדם יסודי SMCs לב כלילית (Lonza, CC-2583), האדם העיקרי fibroblasts עורי 11 (מתנה נדיבה של סיכות ד&quot;ר ג&#39;ורג&#39;, WPI המחלקה להנדסה ביורפואית), ריאות fibroblasts חולדה (RFL-6, ATCC CCL-192), וכן בתאי גזע mesenchymal (Lonza, PT-2501). כל אחד מסוגי אגרגטים תא חוזים סביב שנכתבו למרכז כדי ליצור טבעות רקמות; אף ארגון הסלולר, הרכב ECM, תכונות מכניות של מבנים משתנים לכל סוג תא. הפרמטרים זריעת לכל סוג תא צריכה להיקבע באופן אמפירי מבוסס על גודל התאים ואת יכולתם לצבור. לכן, בעוד המערכת של יצירת תאים שמקורם ברקמה טבעות הוא מאוד תכליתי, פרוטוקול ייתכן שיהיה צורך בהתאמות קלות להיווצרות רקמת אופטימלי עם סוגי תאים שונים. טבעת הגיאומטריה רקמה מקלה טעינת הערכה קלה של תכונות החומר על ידי בדיקת רקמות מתיחה uniaxial, כמתואר. יש גם תקדים משמעותי באמצעות כלי דם מגזרים טבעת למדוד התכווצות כלי הדם ותפקוד פיזיולוגי. מחקרים ראשוניים מצביעים על תאים שמקורם ברקמה טבעות יכול להיות מותקן על מכשיר myograph חוט למדידת היענות תרופתי ודור התכווצות כוח (מידע לא מוצג). בסך הכל, את היכולת לייצר במהירות עצמית התאספו טבעות תא לניתוח היסטולוגית, מכני, פיזיולוגי, ביוכימי ו מציע כלי חדש רב עוצמה זה עשוי להיות שימושי עבור מודלים מבנה רקמות תפקוד כלי הדם ועל בריאות ומחלה.

<table border="1" style=";text-align:right;direction:rtl"><tbody><tr><th> שם מגיב / ציוד </th><th> חברה </th><th> קטלוג # </th></tr><tr><td> Polydimethylsiloxane (PDMS) </td><td> Dow Corning </td><td> Sylgard 184 </td></tr><tr><td> Agarose </td><td> Lonza </td><td> 50000 </td></tr><tr><td> DMEM </td><td> Mediatech </td><td> 15-017-CV </td></tr><tr><td> עוברית שור סרום (FBS) </td><td> PAA </td><td> A05-201 </td></tr><tr><td> פניצילין / סטרפטומיצין </td><td> Mediatech </td><td> 30-002-CI </td></tr><tr><td> מערכת הדמיה דיגיטלית </td><td> DVT Corporation </td><td> דגם 630 </td></tr><tr><td> בדיקות uniaxial מכונה </td><td> Instron </td><td> E1000 ElectroPuls </td></tr><tr><td> איתור Edge תוכנה </td><td> DVT Corporation </td><td> Framework 2.4.6 </td></tr></tbody></table>

directed cellular self-assembly to fabricate cell-derived tissue rings for biomechanical analysis and tissue engineering

בכל שנה, מאות אלפי חולים לעבור ניתוח מעקפים בעורק בארצות הברית. 1 כשליש מהחולים הללו אין כלי מתאים התורם עצמיים בשל התקדמות המחלה או הקציר הקודם. מטרתה של הנדסת רקמות כלי דם היא לפתח מקור חלופי מתאים אלה שתלי לעקוף. בנוסף, רקמת כלי דם מהונדסים עשויים להביא תועלת כמו החיים דגמים של כלי הדם כדי לחקור מחלות לב וכלי דם. מספר גישות מבטיחות לכלי הדם הנדסה נחקרו, עם מחקרים עדכניים רבים מתמקדת בפיתוח וניתוח של תא המבוססת על שיטות. 2-5 בזאת, אנו מציגים שיטה במהירות עצמית להרכיב תאים לטבעות רקמה 3D כי ניתן להשתמש במבחנה למודל רקמות כלי דם. כדי לעשות זאת, השעיות של בתאי שריר חלק הם זורעים לתוך עגול תחתית טבעתי agarose בארות. לא דבק המאפיינים של agarose לאפשר הבתאי הדואר להתיישב, המצרפי חוזה סביב לפרסם במרכז היטב כדי ליצור טבעת רקמה מלוכדת. 6,7 טבעות אלה יכולים להיות מתורבת במשך כמה ימים לפני קציר מכני עבור ניתוח, פיזיולוגית ביוכימית או היסטולוגית. הראינו כי אלה תאים שמקורם ברקמה טבעות התשואה על 100-500 כוח kPa האולטימטיבי מתיחה 8 אשר עולה על הערך דיווח על אחרים מהונדסים בונה רקמת כלי דם בתרבית לתקופות דומות (&lt;30 kPa). 9,10 התוצאות שלנו מראות כי תאים חזקים הנגזרות דור וסקולרית טבעת רקמה יכולה להיות מושגת בתוך פרק זמן קצר, והיא מציעה את ההזדמנות להערכה כמותית ישירה של תרומות של תאים תאים שמקורם מטריצה ​​(CDM) על מבנה רקמת תפקוד כלי הדם.

Watch this Scientific Journal Video about Directed Cellular Self-Assembly to Fabricate Cell-Derived Tissue Rings for Biomechanical Analysis and Tissue Engineering at JoVE.com

Directed Cellular Self-Assembly to Fabricate Cell-Derived Tissue Rings for Biomechanical Analysis and Tissue Engineering

מאמר זה מתאר שיטה צדדי כדי ליצור תאים שמקורם ברקמה טבעות על ידי הרכבה עצמית הסלולר. לתאי שריר חלק seeded לתוך בצורת טבעת המצרפי בארות agarose חוזה ליצירת חזקים תלת ממדי (3D) ברקמות בתוך 7 ימים. מילימטר בקנה מידה טבעות רקמה תורמת בדיקות מכניות לשמש כאבני בניין להרכבת רקמות.

בימוי נייד הרכבה עצמית לפברק Cell-נגזר טבעות רקמות לניתוח biomechanical הנדסת רקמות

Each year, hundreds of thousands of patients undergo coronary artery bypass surgery in the United States.1 Approximately one third of these patients do ...

directed-cellular-self-assembly-to-fabricate-cell-derived-tissue

Research

JoVE Journal

Bioengineering

18.9K Views.  Worcester Polytechnic Institute. מאמר זה מתאר שיטה צדדי כדי ליצור תאים שמקורם ברקמה טבעות על ידי הרכבה עצמית הסלולר. לתאי שריר חלק seeded לתוך בצורת טבעת המצרפי בארות agarose חוזה ליצירת חזקים תלת ממדי (3D) ברקמות בתוך 7 ימים. מילימטר בקנה מידה טבעות רקמה תורמת בדיקות מכניות לשמש כאבני בניין להרכבת רקמות...

Video: Directed Cellular Self-Assembly to Fabricate Cell-Derived Tissue Rings for Biomechanical Analysis and Tissue Engineering

Manipulating Living Cells to Construct Stable 3D Cellular Assembly Without Artificial Scaffold

Regenerative medicine and tissue engineering offer several advantages for the treatment of intractable diseases, and several studies have demonstrated the importance of 3-dimensional (3D) cellular assemblies in these fields. Artificial scaffolds have often been used to construct 3D cellular assemblies. However, the scaffolds used to construct cellular assemblies are sometimes toxic and may change the properties of the cells. Thus, it would be beneficial to establish a non-toxic method for facilitating cell-cell contact. In this paper, we introduce a novel method for constructing stable cellular assemblies by using optical tweezers with dextran. One of the advantages of this method is that it establishes stable cell-to-cell contact within a few minutes. This new method allows the construction of 3D cellular assemblies in a natural hydrophilic polymer and is expected to be useful for constructing next-generation 3D single-cell assemblies in the fields of regenerative medicine and tissue engineering.

We demonstrate a novel method for constructing a single-cell-based 3-dimensional (3D) assembly without an artificial scaffold.

מניפולציה מתאים חיים לבנות יציב הרכבה הסלולר 3D ללא לגרדום מלאכותי

Regenerative medicine and tissue engineering offer several advantages for the treatment of intractable diseases, and several studies have demonstrated the ...

Biochemistry

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.

הנדסת רקמות: בנייה תאית 3D פיגום למשלוח גיליונות סלולריים שכבות

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

Engineering 3D Cellularized Collagen Gels for Vascular Tissue Regeneration

Synthetic materials are known to initiate clinical complications such as inflammation, stenosis, and infections when implanted as vascular substitutes. Collagen has been extensively used for a wide range of biomedical applications and is considered a valid alternative to synthetic materials due to its inherent biocompatibility (i.e., low antigenicity, inflammation, and cytotoxic responses). However, the limited mechanical properties and the related low hand-ability of collagen gels have hampered their use as scaffold materials for vascular tissue engineering. Therefore, the rationale behind this work was first to engineer cellularized collagen gels into a tubular-shaped geometry and second to enhance smooth muscle cells driven reorganization of collagen matrix to obtain tissues stiff enough to be handled.
The strategy described here is based on the direct assembling of collagen and smooth muscle cells (construct) in a 3D cylindrical geometry with the use of a molding technique. This process requires a maturation period, during which the constructs are cultured in a bioreactor under static conditions (without applied external dynamic mechanical constraints) for 1 or 2 weeks. The &#8220;static bioreactor&#8221; provides a monitored and controlled sterile environment (pH, temperature, gas exchange, nutrient supply and waste removal) to the constructs. During culture period, thickness measurements were performed to evaluate the cells-driven remodeling of the collagen matrix, and glucose consumption and lactate production rates were measured to monitor the cells metabolic activity. Finally, mechanical and viscoelastic properties were assessed for the resulting tubular constructs. To this end, specific protocols and a focused know-how (manipulation, gripping, working in hydrated environment, and so on) were developed to characterize the engineered tissues.

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.

הנדסת ג&#39;ל קולגן Cellularized 3D לשחזור רקמות וכלי דם

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

Automated Robotic Dispensing Technique for Surface Guidance and Bioprinting of Cells

This manuscript describes the introduction of cell guidance features followed by the direct delivery of cells to these features in a hydrogel bioink using an automated robotic dispensing system. The particular bioink was selected as it allows cells to sediment towards and sense the features. The dispensing system bioprints viable cells in hydrogel bioinks using a backpressure assisted print head. However, by replacing the print head with a sharpened stylus or scalpel, the dispensing system can also be employed to create topographical cues through surface etching. The stylus movement can be programmed in steps of 10 &#181;m in the X, Y and Z directions. The patterned grooves were able to orientate mesenchymal stem cells, influencing them to adopt an elongated morphology in alignment with the grooves&#39; direction. The patterning could be designed using plotting software in straight lines, concentric circles, and sinusoidal waves. In a subsequent procedure, fibroblasts and mesenchymal stem cells were suspended in a 2% gelatin bioink, for bioprinting in a backpressure driven extrusion printhead. The cell bearing bioink was then printed using the same programmed coordinates used for the etching. The bioprinted cells were able to sense and react to the etched features as demonstrated by their elongated orientation along the direction of the etched grooves.

This protocol describes a bioprinting methodology using an automated robotic depositing system that incorporates etched topographical guidance cues with the precision deposition of a cell bearing hydrogel bioink. The printed cells are directly delivered to the etched features and are able to sense and orientate with them.

טכניקת Dispensing רובוטיות אוטומטית להכוון משטחים Bioprinting של תאים

This manuscript describes the introduction of cell guidance features followed by the direct delivery of cells to these features in a hydrogel bioink using ...

Scaling of Engineered Vascular Grafts Using 3D Printed Guides and the Ring Stacking Method

Coronary artery disease remains a leading cause of death, affecting millions of Americans. With the lack of autologous vascular grafts available, engineered grafts offer great potential for patient treatment. However, engineered vascular grafts are generally not easily scalable, requiring manufacture of custom molds or polymer tubes in order to customize to different sizes, constituting a time-consuming and costly practice. Human arteries range in lumen diameter from about 2.0-38 mm and in wall thickness from about 0.5-2.5 mm. We have created a method, termed the "Ring Stacking Method," in which variable size rings of tissue of the desired cell type, demonstrated here with vascular smooth muscle cells (SMCs), can be created using guides of center posts to control lumen diameter and outer shells to dictate vessel wall thickness. These tissue rings are then stacked to create a tubular construct, mimicking the natural form of a blood vessel. The vessel length can be tailored by simply stacking the number of rings required to constitute the length needed. With our technique, tissues of tubular forms, similar to a blood vessel, can be readily manufactured in a variety of dimensions and lengths to meet the needs of the clinic and patient.

Scalable engineered blood vessels would improve clinical applicability. Using easily sizable 3D-printed guides, rings of vascular smooth muscle were created and stacked into a tubular form, forming a vascular graft. Grafts can be sized to meet the range of human coronary artery dimensions by simply changing the 3D-printed guide size.

Scaling של שתלי כלי דם שהונדס בשיטות מדריכי 3D מודפס ואת שיטת נחת הטבעת

Coronary artery disease remains a leading cause of death, affecting millions of Americans. With the lack of autologous vascular grafts available, ...

Microfluidic Bioprinting for Engineering Vascularized Tissues and Organoids

Engineering vascularized tissue constructs and organoids has been historically challenging. Here we describe a novel method based on microfluidic bioprinting to generate a scaffold with multilayer interlacing hydrogel microfibers. To achieve smooth bioprinting, a core-sheath microfluidic printhead containing a composite bioink formulation extruded from the core flow and the crosslinking solution carried by the sheath flow, was designed and fitted onto the bioprinter. By blending gelatin methacryloyl (GelMA) with alginate, a polysaccharide that undergoes instantaneous ionic crosslinking in the presence of select divalent ions, followed by a secondary photocrosslinking of the GelMA component to achieve permanent stabilization, a microfibrous scaffold could be obtained using this bioprinting strategy. Importantly, the endothelial cells encapsulated inside the bioprinted microfibers can form the lumen-like structures resembling the vasculature over the course of culture for 16 days. The endothelialized microfibrous scaffold may be further used as a vascular bed to construct a vascularized tissue through subsequent seeding of the secondary cell type into the interstitial space of the microfibers. Microfluidic bioprinting provides a generalized strategy in convenient engineering of vascularized tissues at high fidelity.

We provide a generalized protocol based on a microfluidic bioprinting strategy for engineering a microfibrous vascular bed, where a secondary cell type could be further seeded into the interstitial space of this microfibrous structure to generate vascularized tissues and organoids.

Vascularized Microfluidic Bioprinting עבור הנדסת רקמות, Organoids

Engineering vascularized tissue constructs and organoids has been historically challenging. Here we describe a novel method based on microfluidic ...

Fabrication of Custom Agarose Wells for Cell Seeding and Tissue Ring Self-assembly Using 3D-Printed Molds

Engineered tissues are being used clinically for tissue repair and replacement, and are being developed as tools for drug screening and human disease modeling. Self-assembled tissues offer advantages over scaffold-based tissue engineering, such as enhanced matrix deposition, strength, and function. However, there are few available methods for fabricating 3D tissues without seeding cells on or within a supporting scaffold. Previously, we developed a system for fabricating self-assembled tissue rings by seeding cells into non-adhesive agarose wells. A polydimethylsiloxane (PDMS) negative was first cast in a machined polycarbonate mold, and then agarose was gelled in the PDMS negative to create ring-shaped cell seeding wells. However, the versatility of this approach was limited by the resolution of the tools available for machining the polycarbonate mold. Here, we demonstrate that 3D-printed plastic can be used as an alternative to machined polycarbonate for fabricating PDMS negatives. The 3D-printed mold and revised mold design is simpler to use, inexpensive to produce, and requires significantly less agarose and PDMS per cell seeding well. We have demonstrated that the resulting agarose wells can be used to create self-assembled tissue rings with customized diameters from a variety of different cell types. Rings can then be used for mechanical, functional, and histological analysis, or for fabricating larger and more complex tubular tissues.

This protocol describes a platform for fabricating self-assembled tissue rings in variable sizes using a customized 3D-printed plastic mold. PDMS negatives are cured in the 3D-printed mold; then agarose is cast in the cured PDMS negatives. Cells are seeded into the resulting agarose wells where they aggregate into tissue rings.

ייצור של בארות Agarose מותאם אישית עבור תא זריעה וטבעת רקמות הרכבה עצמית תוך שימוש בתבניות מודפס 3D

Engineered tissues are being used clinically for tissue repair and replacement, and are being developed as tools for drug screening and human disease ...

Controlling Electrospun Polymer Morphology for Tissue Engineering Demonstrated Using hepG2 Cell Line

Electrospinning affords researchers the opportunity to fabricate reproducible micro to nanoscale polymer fibers. The 3D fibrous architecture of electrospun polymers is regarded as a structural imitation of the extracellular matrix (ECM). Hence, electrospun fibers fabricated from biocompatible polymers have been widely investigated by tissue engineering researchers for their potential role as an artificial ECM for guiding tissue growth both in vitro and in vivo. All cells are acutely sensitive to their mechanical environment. This has been demonstrated by the discovery of multiple mechanotransduction pathways intrinsically linked to the cytoskeletal actin filaments. The cytoskeleton acts as a mechanical sensor that can direct the functionality and differentiation of the host cell depending on the stiffness and morphology of its substrate. Electrospun fibers can be tuned both in terms of fiber size and morphology to easily modulate the mechanical environment within a fibrous polymer scaffold. Here, methods for electrospinning polycaprolactone (PCL) for three distinct morphologies at two different fiber diameters are described. The morphological fiber categories consist of randomly oriented fibers, aligned fibers, and porous cryogenically spun fibers, with 1 &#181;m and 5 &#181;m diameters. The methods detailed within this study are proposed as a platform for investigating the effect of electrospun fiber architecture on tissue generation. Understanding these effects will allow researchers to optimize the mechanical properties of electrospun fibers and demonstrate the potential of this technology more thoroughly.

This method provides the means to test different polycaprolactone fiber morphologies and topographies for the purpose of tissue engineering. Small and large fibers are fabricated with random orientations, aligned orientations, and also porous cryogenically electrospun structures and used as platforms for cell culture.

Electrospinning affords researchers the opportunity to fabricate reproducible micro to nanoscale polymer fibers. The 3D fibrous architecture of ...

Simple, Affordable, and Modular Patterning of Cells using DNA

The relative positioning of cells is a key feature of the microenvironment that organizes cell-cell interactions. To study the interactions between cells of the same or different type, micropatterning techniques have proved useful. DNA Programmed Assembly of Cells (DPAC) is a micropatterning technique that targets the adhesion of cells to a substrate or other cells using DNA hybridization. The most basic operations in DPAC begin with decorating cell membranes with lipid-modified oligonucleotides, then flowing them over a substrate that has been patterned with complementary DNA sequences. Cells adhere selectively to the substrate only where they find a complementary DNA sequence. Non-adherent cells are washed away, revealing a pattern of adherent cells. Additional operations include further rounds of cell-substrate or cell-cell adhesion, as well as transferring the patterns formed by DPAC to an embedding hydrogel for long-term culture. Previously, methods for patterning oligonucleotides on surfaces and decorating cells with DNA sequences required specialized equipment and custom DNA synthesis, respectively. We report an updated version of the protocol, utilizing an inexpensive benchtop photolithography setup and commercially available cholesterol modified oligonucleotides (CMOs) deployed using a modular format. CMO-labeled cells adhere with high efficiency to DNA-patterned substrates. This approach can be used to pattern multiple cell types at once with high precision and to create arrays of microtissues embedded within an extracellular matrix. Advantages of this method include its high resolution, ability to embed cells into a three-dimensional microenvironment without disrupting the micropattern, and flexibility in patterning any cell type.

Here we present a protocol to micropattern cells at single-cell resolution using DNA-programmed adhesion. This protocol uses a benchtop photolithography platform to create patterns of DNA oligonucleotides on a glass slide and then labels cell membranes with commercially available complementary oligonucleotides. Hybridization of the oligos results in programmed cell adhesion.

דפוס פשוט, זול ומודולרי של תאים המשתמשים ב- DNA

The relative positioning of cells is a key feature of the microenvironment that organizes cell-cell interactions. To study the interactions between cells ...

Fibroblast Derived Human Engineered Connective Tissue for Screening Applications

Fibroblasts are phenotypically highly dynamic cells, which quickly transdifferentiate into myofibroblasts in response to biochemical and biomechanical stimuli. The current understanding of fibrotic processes, including cardiac fibrosis, remains poor, which hampers the development of new anti-fibrotic therapies. Controllable and reliable human model systems are crucial for a better understanding of fibrosis pathology. This is a highly reproducible and scalable protocol to generate engineered connective tissues (ECT) in a 48-well casting plate to facilitate studies of fibroblasts and the pathophysiology of fibrotic tissue in a 3-dimensional (3D) environment. ECT are generated around the poles with tunable stiffness, allowing for studies under a defined biomechanical load. Under the defined loading conditions, phenotypic adaptations controlled by cell-matrix interactions can be studied. Parallel testing is feasible in the 48-well format with the opportunity for the time-course analysis of multiple parameters, such as tissue compaction and contraction against the load. From these parameters, biomechanical properties such as tissue stiffness and elasticity can be studied.

Presented here is a protocol to generate engineered connective tissues for a parallel culture of 48 tissues in a multi-well plate with double poles, suitable for mechanistic studies, disease modeling, and screening applications. The protocol is compatible with fibroblasts from different organs and species and is exemplified here with human primary cardiac fibroblasts.

פיברובלסט נגזר רקמת חיבור מהונדסת אנושית עבור יישומי הקרנה

Fibroblasts are phenotypically highly dynamic cells, which quickly transdifferentiate into myofibroblasts in response to biochemical and biomechanical ...