מחקר זה בוצע בתכנית המחקר של החומרים ביו (BMM) המכון. BMM הוא cofunded על ידי המשרד ההולנדי לעניינים כלכליים, חקלאות וחדשנות. התרומה הכספית של Hartstichting Nederlandse הוא הודה בהכרת תודה.

1. תרבות של תאי Saphena הנבוב אדם <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בודד תאים מוריד saphena Magna, שנרכש מתורם בהתאם להנחיות לשימוש בחומרים משני, על פי הפרוטוקול על ידי שנל ואח&#39;. 9 ולאחסן אותם בחנקן נוזלי. מהחלק מוריד saphena Magna מאחת חתיכות לחתוך תורמות של 2 מ&quot;מ x 2 לתרבות בצלחת שש היטב. השתמש 2 חתיכות בכל טוב. ניתן להשיג באופן כללי מספיק תאים כדי למלא כ 3 צלוחיות עם 0.25 x 10 6 תאים בחנקן נוזלי. HVSCs מאופיין כmyofibroblasts, על ידי הצגת ביטוי של vimentin, לא ביטוי של desmin וsubpopulation להביע שריר חלק α אקטין 10. הבא יתחילו הפרוטוקול להפשיר את התאים מהחנקן הנוזלי כדי להגדיל את מספר התאים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים את התאים מבקבוקון אחד לתוך בקבוק תרבית רקמה T75 ולהוסיף מדיום גידול (GM), בהיקף של מתקדם DMEM, 50 מיליליטר סרום שור העובר (FBS), 5 מ&quot;ל פניצילין /סטרפטומיצין ו5 מיליליטר L-Glutamax. מדיום לשנות כל 2-3 ימים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> תאים גדלים כ מחוברות לאחר 14 ימים. חנות 0.5 x 10 6 תאים בבקבוקון אחד בחנקן נוזלי, המכונה קטע 1. </li></ol> הערה: הקפאה של התאים אינה הכרחית כאשר קצירת HVSCs, אבל משמשת אך ורק לאחסון. <ol start="4" style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים את HVSCs מבקבוקון אחד לתוך בקבוק תרבית רקמה T175 ולהוסיף GM. מדיום לשנות כל 2-3 ימים. תאים גדלים מחוברות לאחר כ 7 ימים. חנות 3 x 10 6 תאים בבקבוקון אחד בחנקן נוזלי, המכונה מעבר 2. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים את התאים מבקבוקון אחד לrollerbottle ולהוסיף GM. מדיום לשנות כל 2-3 ימים. תאים גדלים כ מחוברות לאחר 8 ימים. rollerbottle אחת מכיל כ 20-30 x 10 6 תאים. תרבות תאים עד חלוף 6. אל תשתמשו בתאים של מעבר גבוהים יותר מאשר מעבר 9, מאז פנוטיפ התא עשוי להשתנות. </li></ol&gt; 2. הנדסת רקמות של מבנים מבוססי הפיברין <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הכן את דבק סיליקון על ידי ערבוב עם אלסטומר סוכן הריפוי (10:1). לחתוך 7 x 3 מ&quot;מ מגזרים מלבניים של סקוטש. דבק סקוטש ל6 צלחת תרבות היטב, עם קרום גמיש כדי ליצור צלב, ולהשאיר מקום בריבוע של 3 מ&quot;מ בין רצועות סקוטש. </li></ol> הערות: יש להשתמש בצד הרך של סקוטש ולהתמודד עם הצד הזה כלפי מעלה. כאשר הדבקת סקוטש, רק לכסות סקוטש עם סיליקון דבק, אינו מתפשט בכל דבק היטב. מאז יש לי את צלחות תרבות תחתית קרום סיליקון, להשתמש במשהו מתחת לצלחת גם לחיזוק הקרומים הגמישים, על מנת להבטיח הדבקה קלה לצלחת. <ol start="2" style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ייבש את דבק סיליקון הלילה בתנור בחום של 60 מעלות צלזיוס, כדי להבטיח התקשות של הדבק. לעקר על ידי הוספת 70% EtOH לבארות והדגירה למשך 30 דקות. לשטוף 3x עם PBS ולהסיר את כל PBS מwelLS וסקוטש. לשים תחת UV למשך 30 דקות ולשמור סטרילי עד לשימוש. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להכין מדיום הנדסת רקמות (TM), בהיקף של GM ו130 מ&quot;ג של חומצה אסקורבית L-2-פוספט. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הוסף 1 מ&quot;ג / חומצה קפרואית ε-אמין מ&quot;ל (ACA) למדיטציה הטרנסנדנטלית. ACA משמש במשך 7 הימים הראשונים של התרבות כדי למנוע הפיברין מ -11 משפילים. לחלופין, ניתן להשתמש aprotinin. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כדי למנוע היווצרות גוש, פיברינוגן לאפשר להגיע לטמפרטורת חדר לפני הפתיחה. ללא פיברינוגן גושים יתמוססו בקלות רבה יותר. ממיסים פיברינוגן לריכוז של 10 מ&quot;ג בפועל חלבון / מיליליטר TM 7 בתוספת ACA. סינון סטרילי פתרון פיברינוגן, מסננים מרובים עשויים להיות נחוצים. אחסן על קרח עד לשימוש. </li></ol> הערה: כדי לפזר את התערובת בעדינות פיברינוגן כדי למנוע היווצרות קצף רבה מדי. <ol start="6" style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ממיסים תרומבין לריכוז של 10 IU / מיליליטר TM 7 בתוספת ACA. אחסן על קרח עד לשימוש. </li> &lt;/ Ol&gt; הערה: יש צורך בשמירה על קרח כדי למנוע gelation המוקדם של תרומבין ופיברינוגן. <ol start="7" style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> Trypsinize התאים, resuspend בGM ולספור. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השתמש 15 x 10 6 תאים / מ&quot;ל לזריעת מבני הרקמות מבוססי הפיברין (ריכוז המבוסס על שיטות לרקמות מסתמי לב הנדסי 7). הג&#39;ל יחיד מורכב מ100 μl GOF אל, ובכך של 1.5 x 10 6 תאים. שים 1.5 x 10 6 תאים בצינור צנטריפוגות אחד, וכתוצאה מצינורות צנטריפוגה רבות כמו מספר ג&#39;לי שיבוצע. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> צנטריפוגה התאים ב XG 350 במשך 7 דקות וזורקים supernatant. Resuspend התאים 50 תרומבין μl. הוסף 4 μl של כחול ניאון הקלקר microspheres להשעיה זו. לשים 50 μl של פיברינוגן בבקבוקון. השתמש פיפטה לקחת את תרומבין μl 50 עם תאים. הגבר את עוצמת הקול של פיפטה μl עד 100. פיפטה פתרון μl 50 של תרומבין עםתאים לתוך הבקבוקון עם פיברינוגן לערבב תרומבין ופיברינוגן, ולקחת את תערובת μl 100. </li></ol> הערה: קלקר microspheres הניאון משמשות כסמני התייחסות פנימיות לניתוח תמונה. כאשר תרומבין ופיברינוגן ערבוב, למנוע היווצרות של בועות אוויר על ידי pipetting את התערובת בזהירות. בועות אוויר תגרום לחורים בג&#39;ל הפיברין. <ol start="10" style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> פיפטה את התערובת לתוך הג&#39;ל ובין רצועות סקוטש. זמן gelation האופייני לג&#39;לי הפיברין, ברגע שהרכיבים הם מעורבים, הוא בסדר גודל של 20 שניות. </li></ol> הערות: עשה זאת במהירות אפשרית כדי למנוע gelation לפני תערובת pipetted בצלחת היטב. להתאמן לפני שימוש בתאים וחרוזים. <ol start="11" style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> דגירה השעיות למשך 30 דקות ב 37 מעלות צלזיוס באוויר 95% / 5% CO 2 באינקובטור humidified לאפשר gelation לפני הוספת התרבות TM עם ACA. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> החלף TM עם ACA כל 2-3 ימים במשך 7 הימים הראשונים. ג&#39;לי הוא יציב מספיק אחרי שבוע אחד כדי להיות מתורבת ללא ACA. אחרי השבוע הראשון להחליף TM כל 2-3 ימים. הוסף 6 מ&quot;ל של TM בכל טוב. ביום 12 תאים יצרו מספיק קולגן להדמיה. </li></ol> 3. שינויי זן והתרמה החלו בזנים ואילוצים <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מתח סטטי מיושם על ידי התאים באופן ישיר, עקב מתיחה ודחיסת תא 12. כדי לגרום לארגון מחדש קולגן, לחתוך את הרקמה לבנות רופפת משתי רצועות סקוטש בכיוון אחד. התוצאה הוא חד כיווני אילוצים (איור 1 א). לבצע את זה ביום 12, שכן המבנה הוא אז מספיק יציב וקולגן הופקד. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> החל לחץ מחזורי על ידי הפעלת ואקום לתחתית של צלחות התרבות עם קרומים גמישים, עם השימוש במערכת FX4000T Flexcell. מניחים את הצלחות על baseplate, על גבי הודעות טעינה (שהנן חלק של המכשיר העמסה מחזורי ה). משאבת ואקום חלה על הממברנה ובכך מושכת את הקרום מעל ההודעה המלבנית השוכבת מתחתיו. בשל את הקבצים המצורפים בצורת הצלב של הרקמה בונה על הקרום (דרך סקוטש) וההודעה המלבנית עומס המחזורי מיושם היא uniaxial (איור 1). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בתחילה, השתמש בתרבות סטטית במשך 5 ימים כדי להשיג את השלמות מכאנית ראשונית, לפני היישום של מתח מחזורי מתחיל ביום 6. תכנית פרוטוקול כתם מחזורי לתוך הבקר למשאבת הוואקום. לדוגמא שימוש בפרוטוקול מתח מחזורי לסירוגין הוקם בעבר, עם כיוון uniaxial 13. זה מורכב מזן לסירוגין של גל סינוס עם 1 הרץ, מאמץ של 0 עד 5% מאמץ, לתקופות של 3 שעות, לסירוגין עם 3 תקופות מנוחה משאבי אנוש. לבצע פרוטוקול מתח מחזורי זה למשך 7 ימים, גרימת ארגון קולגן מיושר. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בדרך כלל לאחר 12 ימים HVSCs יצרו organizatio קולגן מיושרn. לאחר שיושג ארגון קולגן מיושר, לשנות את כיוון העומס המחזורי uniaxial, כדי להיות בניצב לכיוון הזן המקורי. עושה זאת על ידי הפיכת את ההודעות המלבניות ב -90 מעלות. </li></ol> 4. תאי קולגן ולדמיין <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כדי להמחיש את שיפוץ פעיל, בזמן אמת, קולגן, דגימות תווית עם בדיקות שאינם מפריעות לכדאיויות תא או היווצרות קולגן. השתמש בבדיקות להכתים את הציטופלסמה התא וקולגן fluorescently. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> דור השני הרמוני לחלופין באמצעות מיקרוסקופ סריקת לייזר confocal יכול לשמש כדי לחזות מבני קולגן באמצעות 14 autofluorescence, עם עירור ב 780 ננומטר וזיהוי בין 500-550 ננומטר. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את צלחות התרבות מההגדרה והחממה, לדגימות מחזורית המתוחות במהלך תקופת מנוחת שעות 3, ולהעביר אותם למיקרוסקופ סריקת לייזר confocal לדמיין תאים וקולגן. </li></ol>

<ol>
	<li>Beamish, J. A., He, P., Kottke-Marchant, K., Marchant, R. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Molecular+regulation+of+contractile+smooth+muscle+cell+phenotype:+implications+for+vascular+tissue+engineering.">Molecular regulation of contractile smooth muscle cell phenotype: implications for vascular tissue engineering.</a> Tissue Eng. Part B Rev. 16, 467-491 (2010).</li><li>Isenberg, B. C., 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=Long-term+cyclic+distention+enhances+the+mechanical+properties+of+collagen-based+media-equivalents.">Long-term cyclic distention enhances the mechanical properties of collagen-based media-equivalents.</a> Ann. Biomed. Eng. 31, 937-949 (2003).</li><li>Nichol, J. W., Khan, A. R., Birbach, M., Gaynor, J. W., Gooch, K. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hemodynamics+and+axial+strain+additively+increase+matrix+remodeling+and+MMP-9,+but+not+MMP-2,+expression+in+arteries+engineered+by+directed+remodeling.">Hemodynamics and axial strain additively increase matrix remodeling and MMP-9, but not MMP-2, expression in arteries engineered by directed remodeling.</a> Tissue Eng. Part A. 15, 1281-1290 (2009).</li><li>Sander, E. A., Stylianopoulos, T., 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=Image-based+multiscale+modeling+predicts+tissue-level+and+network-level+fiber+reorganization+in+stretched+cell-compacted+collagen+gels.">Image-based multiscale modeling predicts tissue-level and network-level fiber reorganization in stretched cell-compacted collagen gels.</a> Proc. Natl. Acad. Sci. U.S.A. 106, 17675-17680 (2009).</li><li>Hu, J. J., Humphrey, J. D., Yeh, A. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Characterization+of+engineered+tissue+development+under+biaxial+stretch+using+nonlinear+optical+microscopy.">Characterization of engineered tissue development under biaxial stretch using nonlinear optical microscopy.</a> Tissue Eng. Part A. 15, 1553-1564 (2009).</li><li>Lee, E. J., Holmes, J. W., Costa, K. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Remodeling+of+engineered+tissue+anisotropy+in+response+to+altered+loading+conditions.">Remodeling of engineered tissue anisotropy in response to altered loading conditions.</a> Ann. Biomed. Eng. 36, 1322-1334 (2008).</li><li>Mol, A., 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=Fibrin+as+a+cell+carrier+in+cardiovascular+tissue+engineering+applications.">Fibrin as a cell carrier in cardiovascular tissue engineering applications.</a> Biomaterials. 26, 3113-3121 (2005).</li><li>de Jonge, N., Kanters, F. M., Baaijens, F. P., Bouten, C. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Strain-induced+Collagen+Organization+at+the+Micro-level+in+Fibrin-based+Engineered+Tissue+Constructs.">Strain-induced Collagen Organization at the Micro-level in Fibrin-based Engineered Tissue Constructs.</a> Ann. Biomed. Eng. 41 (4), 763-774 (2012).</li><li>Schnell, A. 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=Optimal+cell+source+for+cardiovascular+tissue+engineering:+venous+vs.+aortic+human+myofibroblasts.">Optimal cell source for cardiovascular tissue engineering: venous vs. aortic human myofibroblasts.</a> Thorac. Cardiovasc. Surg. 49, 221-225 (2001).</li><li>Mol, A., 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=Autologous+human+tissue-engineered+heart+valves:+prospects+for+systemic+application.">Autologous human tissue-engineered heart valves: prospects for systemic application.</a> Circulation. , I152-I158 (2006).</li><li>Ahmann, K. A., Weinbaum, J. S., Johnson, S. L., 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=Fibrin+degradation+enhances+vascular+smooth+muscle+cell+proliferation+and+matrix+deposition+in+fibrin-based+tissue+constructs+fabricated+in+vitro.">Fibrin degradation enhances vascular smooth muscle cell proliferation and matrix deposition in fibrin-based tissue constructs fabricated in vitro.</a> Tissue Eng. Part A. 16, 3261-3270 (2010).</li><li>John, J., Quinlan, A. T., Silvestri, C., Billiar, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Boundary+stiffness+regulates+fibroblast+behavior+in+collagen+gels.">Boundary stiffness regulates fibroblast behavior in collagen gels.</a> Ann. Biomed. Eng. 38, 658-673 (2010).</li><li>Rubbens, M. P., 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=Intermittent+straining+accelerates+the+development+of+tissue+properties+in+engineered+heart+valve+tissue.">Intermittent straining accelerates the development of tissue properties in engineered heart valve tissue.</a> Tissue Eng. Part A. 15, 999-1008 (2009).</li><li>Chen, W. 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=Multiphoton+imaging+and+quantitative+analysis+of+collagen+production+by+chondrogenic+human+mesenchymal+stem+cells+cultured+in+chitosan+scaffold.">Multiphoton imaging and quantitative analysis of collagen production by chondrogenic human mesenchymal stem cells cultured in chitosan scaffold.</a> Tissue Eng. Part C Methods. 16, 913-920 (2010).</li><li>de Jonge, N., Kanters, F. M., Baaijens, F. P., Bouten, C. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Strain-induced+Collagen+Organization+at+the+Micro-level+in+Fibrin-based+Engineered+Tissue+Constructs.">Strain-induced Collagen Organization at the Micro-level in Fibrin-based Engineered Tissue Constructs.</a> Ann. Biomed. Eng. 41, 763-774 (2013).</li><li>Merryman, W. D., 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=Correlation+between+heart+valve+interstitial+cell+stiffness+and+transvalvular+pressure:+implications+for+collagen+synthesis.">Correlation between heart valve interstitial cell stiffness and transvalvular pressure: implications for collagen synthesis.</a> Am. J. Physiol. 290, (2006).</li><li>Ingber, D. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=From+cellular+mechanotransduction+to+biologically+inspired+engineering:+2009+Pritzker+Award+Lecture,+BMES+Annual+Meeting+October+10,+2009.">From cellular mechanotransduction to biologically inspired engineering: 2009 Pritzker Award Lecture, BMES Annual Meeting October 10, 2009.</a> Ann. Biomed. Eng. 38, 1148-1161 (2009).</li><li>Sander, E. A., Barocas, V. H., 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=Initial+fiber+alignment+pattern+alters+extracellular+matrix+synthesis+in+fibroblast-populated+fibrin+gel+cruciforms+and+correlates+with+predicted+tension.">Initial fiber alignment pattern alters extracellular matrix synthesis in fibroblast-populated fibrin gel cruciforms and correlates with predicted tension.</a> Ann. Biomed. Eng. 39, 714-729 (2010).</li><li>van der Schaft, D. W., 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=Engineering+Skeletal+Muscle+Tissues+from+Murine+Myoblast+Progenitor+Cells+and+Application+of+Electrical+Stimulation.">Engineering Skeletal Muscle Tissues from Murine Myoblast Progenitor Cells and Application of Electrical Stimulation.</a> J. Vis. Exp. (73), e4267 (2013).</li></ol>

החוקרים מצהירים כי אין להם אינטרסים כלכליים מתחרים.

מערכת המודל המתוארת של מבני הפיברין תא מאוכלסים יש פוטנציאל גדול למחקר של תאים וקולגן (מחדש) ארגון (דה יונגה et al. 15), למשל, כדי לשמש למטרות הנדסת רקמות. באמצעות הפיברין כנשא התא הראשוני, אחרי השפלת הפיברין, רקמה נוצרה עם תאים ומטריקס אנדוגני בלבד. בדרך זו,...

יש לי רקמות לב וכלי דם פונקציה בולטת נושאת עומס. בתוכן מסוים וארגון של סיבי קולגן במטריקס לתרום למאפייני עומס הנושאות ולשלוט בכוח רקמות כללי 1. בהנדסת רקמות משמש מיזוג מכאני של המבנה - בדרך כלל בהיקף של (מחזורי) משטרים מתאמצים - על מנת לשפר את הארגון ורקמות תכונות מכאניות 2,3. הבנה מלאה של ארגון קולגן מושרה מתח ברקמות גיאומטריות מורכבות כדי ליצור רקמות עם ארכיטקטורת קולגן מוגדרת מראש עדיין לא הושגה. זה נובע בעיקר מהידע המוגבל שלנו של שיפוץ קולגן ברקמות מתפתחות. מודלים קיימים בעיקר לתת מידע על התוצאה הסופית של שיפוץ הנקי קולגן עם שימוש בלחץ סטטי 4-6. כאן אנו מספקים מערכת מודל מתכונן מאוד שמאפשרת הלימוד של ארגון קולגן (מחדש) באופנה בזמן אמת, ב-3D, תחת השפעהעומס סטטי או מחזורי. מבני הרקמות הם מבוססי הפיברין, על מנת להבטיח שכל קולגן במבנה הוא אנדוגני. תא וקולגן ארגון במבנים הוא דמיינו, ומערכת ייחוס פנימית מאפשרת לנו להעביר את התאים ומבני קולגן לניתוח זמן לשגות. בפרוטוקול זה אנו מתארים את השימוש של מערכת המודל לתאי Saphena הנבוב אנוש (HVSCs), שכן תאים אלה ידועים לייצור שלהם המשופר הנוסף הסלולרי מטריצה ​​והיכולת לשפץ את המטריצה ​​והשימוש שלנו הוקם ברקמות מהונדסות 7 לב וכלי דם, המבוסס על עבודתו של דה יונגה et al. 8

<table border="1">
	<tbody>
		<tr>
			<td>Name</td>
			<td>Company</td>
			<td>Catalog number</td>
			<td>Comments</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Culture plastic</td>
			<td>Greiner</td>
			<td></td>
			<td>Includes culture flasks and pipettes</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Advanced DMEM</td>
			<td>Gibco</td>
			<td>12491</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Fetal bovine serum</td>
			<td>Greiner</td>
			<td>758075</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Penicillin/streptomycin</td>
			<td>Gibco</td>
			<td>10378016</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>GlutaMax</td>
			<td>Gibco</td>
			<td>35050-079</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Elastomer and curing agent</td>
			<td>Dow Corning Corporation</td>
			<td>3097358-1004</td>
			<td>Silastic MDX 4-4210#</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Velcro</td>
			<td>Regular store</td>
			<td></td>
			<td>You can buy this at a regular store, only use the soft side</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Bioflex culture plates</td>
			<td>Flexcell Int</td>
			<td>BF-3001U</td>
			<td>Untreated</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>L-Ascorbic Acid 2-phosphatase</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>A8960</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>&#949;-Amino Caproic Acid</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>D7754</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Bovine thrombin</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>T4648</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Bovine fibrinogen</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>F8630</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>0.45 syringe filter</td>
			<td>Whatmann (Schleicher and Scheul)</td>
			<td>10462100</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Polystyrene microspheres</td>
			<td>Invitrogen</td>
			<td>F-8829</td>
			<td>Blue fluorescent, 10 &#956;m diameter</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Flexcell FX-4000T</td>
			<td>Flexcell Int</td>
			<td></td>
			<td>Includes rectangular loading posts</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Cell Tracker Orange</td>
			<td>Invitrogen Molecular Probes</td>
			<td>C2927</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>CNA35-OG488</td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>Cordially provided by the Laboratory for Macromolecular and Organic Chemistry, Department of Biomedical Engineering, Eindhoven University of Technology</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Confocal laser scanning microscope</td>
			<td>Carl Zeiss</td>
			<td></td>
			<td>LSM 510 Meta laser scanning microscope and Two-Photon-LSM mode</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Amphotericin</td>
			<td>Gibco</td>
			<td>15290-018</td>
			<td>Needed for cell isolation</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

engineering fibrin-based tissue constructs from myofibroblasts and application of constraints and strain to induce cell and collagen reorganization

תוכן קולגן והארגון בפיתוח רקמות collagenous יכולים להיות מושפע על ידי זני רקמות מקומיים ואילוץ רקמות. מהנדסי רקמות שואפים להשתמש בעקרונות אלה כדי ליצור רקמות עם ארכיטקטורות קולגן מוגדרות מראש. הבנה מלאה של התהליכים שבבסיס המדויקים של שיפוץ קולגן לשלוט ארכיטקטורת הרקמה הסופית, לעומת זאת, היא חסרה. בפרט, מעט מאוד ידוע על הנטייה (מחדש) של סיבי קולגן בתגובה לשינויים בתנאי העמסה מכאניים של רקמות. אנחנו פיתחה במערכת מודל חוץ גופית, בהיקף של-myofibroblast זרע מבני Biaxially-מוגבלים הפיברין, על מנת להבהיר עוד יותר קולגן (מחדש) בתגובה לנטייתי) חוזר biaxial לתנאי העמסה סטטיים uniaxial ו-II) טוען uniaxial המחזורי של Biaxially-מוגבל מבנים לפני ואחרי שינוי בכיוון טעינה, עם שימוש במכשיר טעינת FX4000T Flexcell. זמן לשגות הדמיה confocal משמשת לVIsualize קולגן נטייה (מחדש) באופן הרסני. תא וקולגן הארגון במבנים ניתן דמיינו בזמן אמת, ומערכת ייחוס פנימית מאפשרת לנו להעביר את התאים ומבני קולגן לניתוח זמן לשגות. היבטים שונים של מערכת המודל יכולים להיות מותאמים, כמו מקור תא או שימוש בתאים בריאים וחולים. תוספים יכולים לשמש כדי להבהיר מנגנוני שיפוץ קולגן בסיסי עוד יותר, על ידי למשל הוספת MMPs או חסימת integrins. צורה וגודל של המבנה ניתן להתאים בקלות לצרכי ספציפיים, וכתוצאה מכך מערכת מודל מתכונן מאוד ללמוד תא וקולגן ארגון (מחדש).

מערכת מודל זה מאפשר לג&#39;לי הפיברין myofibroblast-זרע culturing. איור 1 א מציגה רקמת תרבית הראשונה תחת אילוצי biaxial סטטיים. אילוצי רקמות משתחררים על ידי חיתוך בג&#39;ל הפיברין משני אילוצים, כדי ליצור אילוצים סטטיים uniaxial, ומחזק רקמות וremodels לאחר מכן (איור 1 א). למתח מח?...

Watch this Scientific Journal Video about Engineering Fibrin-based Tissue Constructs from Myofibroblasts and Application of Constraints and Strain to Induce Cell and Collagen Reorganization at JoVE.co

Engineering Fibrin-based Tissue Constructs from Myofibroblasts and Application of Constraints and Strain to Induce Cell and Collagen Reorganization

מערכת מודל זה מתחילה מג&#39;ל הפיברין myofibroblast-מאוכלס שיכול לשמש כדי לחקור קולגן אנדוגני (מחדש) ארגון בזמן האמת באופן הרסני. מערכת המודל היא מאוד מתכונן, כפי שהוא יכול להיות בשימוש עם מקורות תאים שונים, תוספים בינוניים, וניתן להתאים בקלות לצרכי ספציפיים.

בונה הנדסת רקמות מבוססת הפיברין מmyofibroblasts ויישום של אילוצים ומתח כדי לגרום לתא וקולגן ארגון (בעניין)

Collagen content and organization in developing collagenous tissues can be influenced by local tissue strains and tissue constraint. Tissue engineers aim ...

engineering-fibrin-based-tissue-constructs-from-myofibroblasts

Research

JoVE Journal

Bioengineering

10.8K Views.  Eindhoven University of Technology.  מערכת מודל זה מתחילה מג'ל הפיברין myofibroblast-מאוכלס שיכול לשמש כדי לחקור קולגן אנדוגני (מחדש) ארגון בזמן האמת באופן הרסני. מערכת המודל היא מאוד מתכונן, כפי שהוא יכול להיות בשימוש עם מקורות תאים שונים, תוספים בינוניים, וניתן להתאים בקלות לצרכי ספציפיים. 

Video: Engineering Fibrin-based Tissue Constructs from Myofibroblasts and Application of Constraints and Strain to Induce Cell and Collagen Reorganization

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

Each year, hundreds of thousands of patients undergo coronary artery bypass surgery in the United States.1 Approximately one third of these patients do not have suitable autologous donor vessels due to disease progression or previous harvest. The aim of vascular tissue engineering is to develop a suitable alternative source for these bypass grafts. In addition, engineered vascular tissue may prove valuable as living vascular models to study cardiovascular diseases. Several promising approaches to engineering blood vessels have been explored, with many recent studies focusing on development and analysis of cell-based methods.2-5 Herein, we present a method to rapidly self-assemble cells into 3D tissue rings that can be used in vitro to model vascular tissues.
To do this, suspensions of smooth muscle cells are seeded into round-bottomed annular agarose wells. The non-adhesive properties of the agarose allow the cells to settle, aggregate and contract around a post at the center of the well to form a cohesive tissue ring.6,7 These rings can be cultured for several days prior to harvesting for mechanical, physiological, biochemical, or histological analysis. We have shown that these cell-derived tissue rings yield at 100-500 kPa ultimate tensile strength8 which exceeds the value reported for other tissue engineered vascular constructs cultured for similar durations (&lt;30 kPa).9,10 Our results demonstrate that robust cell-derived vascular tissue ring generation can be achieved within a short time period, and offers the opportunity for direct and quantitative assessment of the contributions of cells and cell-derived matrix (CDM) to vascular tissue structure and function.

This article outlines a versatile method to create cell-derived tissue rings by cellular self-assembly. Smooth muscle cells seeded into ring-shaped agarose wells aggregate and contract to form robust three-dimensional (3D) tissues within 7 days. Millimeter-scale tissue rings are conducive to mechanical testing and serve as building blocks for tissue assembly.

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 ...

Non-contact, Label-free Monitoring of Cells and Extracellular Matrix using Raman Spectroscopy

Non-destructive, non-contact and label-free technologies to monitor cell and tissue cultures are needed in the field of biomedical research.1-5 However, currently available routine methods require processing steps and alter sample integrity. Raman spectroscopy is a fast method that enables the measurement of biological samples without the need for further processing steps. This laser-based technology detects the inelastic scattering of monochromatic light.6 As every chemical vibration is assigned to a specific Raman band (wavenumber in cm-1), each biological sample features a typical spectral pattern due to their inherent biochemical composition.7-9 Within Raman spectra, the peak intensities correlate with the amount of the present molecular bonds.1 Similarities and differences of the spectral data sets can be detected by employing a multivariate analysis (e.g. principal component analysis (PCA)).10
Here, we perform Raman spectroscopy of living cells and native tissues. Cells are either seeded on glass bottom dishes or kept in suspension under normal cell culture conditions (37 &deg;C, 5% CO2) before measurement. Native tissues are dissected and stored in phosphate buffered saline (PBS) at 4 &deg;C prior measurements. Depending on our experimental set up, we then either focused on the cell nucleus or extracellular matrix (ECM) proteins such as elastin and collagen. For all studies, a minimum of 30 cells or 30 random points of interest within the ECM are measured. Data processing steps included background subtraction and normalization.

Raman spectroscopy is a suitable technique for the non-contact, label-free analysis of living cells, tissue-engineered constructs and native tissues. Source-specific spectral fingerprints can be generated and analyzed using multivariate analysis.

ללא קשר, לייבל ללא ניטור של תאים תאי מטריקס באמצעות ספקטרוסקופיית ראמאן

Non-destructive, non-contact and label-free technologies to monitor cell and tissue cultures are needed in the field of biomedical research.1-5 However, ...

Engineering Skeletal Muscle Tissues from Murine Myoblast Progenitor Cells and Application of Electrical Stimulation

Engineered muscle tissues can be used for several different purposes, which include the production of tissues for use as a disease model in vitro, e.g. to study pressure ulcers, for regenerative medicine and as a meat alternative 1. The first reported 3D muscle constructs have been made many years ago and pioneers in the field are Vandenburgh and colleagues 2,3. Advances made in muscle tissue engineering are not only the result from the vast gain in knowledge of biochemical factors, stem cells and progenitor cells, but are in particular based on insights gained by researchers that physical factors play essential roles in the control of cell behavior and tissue development. State-of-the-art engineered muscle constructs currently consist of cell-populated hydrogel constructs. In our lab these generally consist of murine myoblast progenitor cells, isolated from murine hind limb muscles or a murine myoblast cell line C2C12, mixed with a mixture of collagen/Matrigel and plated between two anchoring points, mimicking the muscle ligaments. Other cells may be considered as well, e.g. alternative cell lines such as L6 rat myoblasts 4, neonatal muscle derived progenitor cells 5, cells derived from adult muscle tissues from other species such as human 6 or even induced pluripotent stem cells (iPS cells) 7. Cell contractility causes alignment of the cells along the long axis of the construct 8,9 and differentiation of the muscle progenitor cells after approximately one week of culture. Moreover, the application of electrical stimulation can enhance the process of differentiation to some extent 8. Because of its limited size (8 x 2 x 0.5 mm) the complete tissue can be analyzed using confocal microscopy to monitor e.g. viability, differentiation and cell alignment. Depending on the specific application the requirements for the engineered muscle tissue will vary; e.g. use for regenerative medicine requires the up scaling of tissue size and vascularization, while to serve as a meat alternative translation to other species is necessary.

Engineered muscle tissue has great potential in regenerative medicine, as disease model and also as an alternative source for meat. Here we describe the engineering of a muscle construct, in this case from mouse myoblast progenitor cells, and the stimulation by electrical pulses.

רקמות שריר שלד הנדסה מתאי Murine היצמדות מולידו ויישום של גירוי חשמלי

Engineered muscle tissues can be used for several different purposes, which include the production of tissues for use as a disease model in vitro, e.g. to ...

Tissue Engineering of Tumor Stromal Microenvironment with Application to Cancer Cell Invasion

3D organotypic cultures of epithelial cells on a matrix embedded with mesenchymal cells are widely used to study epithelial cell differentiation and invasion. Rat tail type I collagen and/or matrix derived from Engelbreth-Holm-Swarm mouse sarcoma cells have been traditionally employed as the substrates to model the matrix or stromal microenvironment into which mesenchymal cells (usually fibroblasts) are populated. Although experiments using such matrices are very informative, it can be argued that due to an overriding presence of a single protein (such as in type I Collagen) or a high content of basement membrane components and growth factors (such as in matrix derived from mouse sarcoma cells), these substrates do not best reflect the contribution to matrix composition made by the stromal cells themselves. To study native matrices produced by primary dermal fibroblasts isolated from patients with a tumor prone, genetic blistering disorder (recessive dystrophic epidermolysis bullosa), we have adapted an existing native matrix protocol to study tumor cell invasion. Fibroblasts are induced to produce their own matrix over a prolonged period in culture. This native matrix is then detached from the culture dish and epithelial cells are seeded onto it before the entire coculture is raised to the air-liquid interface. Cellular differentiation and/or invasion can then be assessed over time. This technique provides the ability to assess epithelial-mesenchymal cell interactions in a 3D setting without the need for a synthetic or foreign matrix with the only disadvantage being the prolonged period of time required to produce the native matrix. Here we describe the application of this technique to assess the ability of a single molecule expressed by fibroblasts, type VII collagen, to inhibit tumor cell invasion.

Tissue engineered fibroblast-derived native matrix is an emerging tool to generate a stromal substrate which supports epithelial cell proliferation and differentiation. Here a protocol applying this methodology to assess the impact of different stromal cell types on tumor cell biology is presented.

הנדסת רקמות של גידול סטרומה Microenvironment עם בקשה לפלישת תאי הסרטן

3D organotypic cultures of epithelial cells on a matrix embedded with mesenchymal cells are widely used to study epithelial cell differentiation and ...

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. ...

Sandwich-like Microenvironments to Harness Cell/Material Interactions

Cell culture has been traditionally carried out on bi-dimensional (2D) substrates where cells adhere using ventral receptors to the biomaterial surface. However in vivo, most of the cells are completely surrounded by the extracellular matrix (ECM), resulting in a three-dimensional (3D) distribution of receptors. This may trigger differences in the outside-in signaling pathways and thus in cell behavior.
This article shows that stimulating the dorsal receptors of cells already adhered to a 2D substrate by overlaying a film of a new material (a sandwich-like culture) triggers important changes with respect to standard 2D cultures. Furthermore, the simultaneous excitation of ventral and dorsal receptors shifts cell behavior closer to that found in 3D environments. Additionally, due to the nature of the system, a sandwich-like culture is a versatile tool that allows the study of different parameters in cell/material interactions, e.g., topography, stiffness and different protein coatings at both the ventral and dorsal sides. Finally, since sandwich-like cultures are based on 2D substrates, several analysis procedures already developed for standard 2D cultures can be used normally, overcoming more complex procedures needed for 3D systems.

The following protocol describes the procedure to assemble sandwich-like cultures to be used as an intermediate stage between bi-dimensional (2D) and three-dimensional (3D) cellular environments. The engineered systems can have applications in microscopy, biomechanics, biochemistry and cell biology assays.

כמו כריך microenvironments לרתום ניידים / חומרי אינטראקציות

Cell culture has been traditionally carried out on bi-dimensional (2D) substrates where cells adhere using ventral receptors to the biomaterial surface. ...

Treatment of Ligament Constructs with Exercise-conditioned Serum: A Translational Tissue Engineering Model

In vitro experiments are essential to understand biological mechanisms; however, the gap between monolayer tissue culture and human physiology is large, and translation of findings is often poor. Thus, there is ample opportunity for alternative experimental approaches. Here we present an approach in which human cells are isolated from human anterior cruciate ligament tissue remnants, expanded in culture, and used to form engineered ligaments. Exercise alters the biochemical milieu in the blood such that the function of many tissues, organs and bodily processes are improved. In this experiment, ligament construct culture media was supplemented with experimental human serum that has been &#39;conditioned&#39; by exercise. Thus the intervention is more biologically relevant since an experimental tissue is exposed to the full endogenous biochemical milieu, including binding proteins and adjunct compounds that may be altered in tandem with the activity of an unknown agent of interest. After treatment, engineered ligaments can be analyzed for mechanical function, collagen content, morphology, and cellular biochemistry. Overall, there are four major advantages versus traditional monolayer culture and animal models, of the physiological model of ligament tissue that is presented here. First, ligament constructs are three-dimensional, allowing for mechanical properties (i.e., function) such as ultimate tensile stress, maximal tensile load, and modulus, to be quantified. Second, the enthesis, the interface between boney and sinew elements, can be examined in detail and within functional context. Third, preparing media with post-exercise serum allows for the effects of the exercise-induced biochemical milieu, which is responsible for the wide range of health benefits of exercise, to be investigated in an unbiased manner. Finally, this experimental model advances scientific research in a humane and ethical manner by replacing the use of animals, a core mandate of the National Institutes of Health, the Center for Disease Control, and the Food and Drug Administration.

We present a model of ligament tissue in which three-dimensional constructs are treated with the human exercise-conditioned serum and analyzed for collagen content, function, and cellular biochemistry.

טיפול של רצועות ליגמנט עם תרגיל ממוזג בסרום: רקמות תרגום הנדסה דגם

In vitro experiments are essential to understand biological mechanisms; however, the gap between monolayer tissue culture and human physiology is large, ...

Recombinant Collagen I Peptide Microcarriers for Cell Expansion and Their Potential Use As Cell Delivery System in a Bioreactor Model

Tissue engineering is a promising field, focused on developing solutions for the increasing demand on tissues and organs regarding transplantation purposes. The process to generate such tissues is complex, and includes an appropriate combination of specific cell types, scaffolds, and physical or biochemical stimuli to guide cell growth and differentiation. Microcarriers represent an appealing tool to expand cells in a three-dimensional (3D) microenvironment, since they provide higher surface-to volume ratios and mimic more closely the in vivo situation compared to traditional two-dimensional methods. The vascular system, supplying oxygen and nutrients to the cells and ensuring waste removal, constitutes an important building block when generating engineered tissues. In fact, most constructs fail after being implanted due to lacking vascular support. In this study, we present a protocol for endothelial cell expansion on recombinant collagen-based microcarriers under dynamic conditions in spinner flask and bioreactors, and we explain how to determine in this setting cell viability and functionality. In addition, we propose a method for cell delivery for vascularization purposes without additional detachment steps necessary. Furthermore, we provide a strategy to evaluate the cell vascularization potential in a perfusion bioreactor on a decellularized&#160;biological matrix. We believe that the use of the presented methods could lead to the development of new cell-based therapies for a large range of tissue engineering applications in the clinical practice.

We propose a cell expansion protocol on macroporous microcarriers and their use as delivery system in a perfusion bioreactor to seed a decellularized tissue matrix. We also include different techniques to determine cell proliferation and viability of cells cultured on microcarriers. Furthermore, we demonstrate functionality of cells after bioreactor cultures.

קולגן רקומביננטי אני Microcarriers פפטיד עבור הרחבת התא והשתמש פוטנציאלי שלהם כמערכת מסירה תאים במגיב ביולוגי מדגמן

Tissue engineering is a promising field, focused on developing solutions for the increasing demand on tissues and organs regarding transplantation ...

A Novel Tenorrhaphy Suture Technique with Tissue Engineered Collagen Graft to Repair Large Tendon Defects

Surgical management of large tendon defects with tendon grafts is challenging, as there are a finite number of sites where donors can be readily identified and used. Currently, this gap is filled with tendon auto-, allo-, xeno-, or artificial grafts, but clinical methods to secure them are not necessarily translatable to animals because of the scale. In order to evaluate new biomaterials or study a tendon graft made up of collagen type 1, we have developed a modified suture technique to help maintain the engineered tendon in alignment with the tendon ends. Mechanical properties of these grafts are inferior to the native tendon. To incorporate engineered tendon into clinically relevant models of loaded repair, a strategy was adopted to offload the tissue engineered tendon graft and allow for the maturation and integration of the engineered tendon in vivo until a mechanically sound neo-tendon was formed. We describe this technique using incorporation of the collagen type 1 tissue engineered tendon construct.

In this paper, we present an in vitro and in situ protocol to repair a tendon gap of up to 1.5 cm by filling it with engineered collagen graft. This was performed by developing a modified suture technique to take the mechanical load until the graft matures into the host tissue.

טכניקת תפירת טנורהאפי חדשנית עם שתל קולגן מהונדס רקמה לתיקון פגמים גדולים בגיד

Surgical management of large tendon defects with tendon grafts is challenging, as there are a finite number of sites where donors can be readily ...

Pancreatic Tissue-Derived Extracellular Matrix Bioink for Printing 3D Cell-Laden Pancreatic Tissue Constructs

The transplantation of pancreatic islets is a promising treatment for patients who suffer from type 1 diabetes accompanied by hypoglycemia and secondary complications. However, islet transplantation still has several limitations such as the low viability of transplanted islets due to poor islet engraftment and hostile environments. In addition, the insulin-producing cells differentiated from human pluripotent stem cells have limited ability to secrete sufficient hormones that can regulate the blood glucose level; therefore, improving the maturation by culturing cells with proper microenvironmental cues is strongly required. In this article, we elucidate protocols for preparing a pancreatic tissue-derived decellularized extracellular matrix (pdECM) bioink to provide a beneficial microenvironment that can increase glucose sensitivity of pancreatic islets, followed by describing the processes for generating 3D pancreatic tissue constructs using a microextrusion-based bioprinting technique.

Decellularized extracellular matrix (dECM) can provide suitable microenvironmental cues to recapitulate the inherent functions of target tissues in an engineered construct. This article elucidates the protocols for the decellularization of pancreatic tissue, evaluation of pancreatic tissue-derived dECM bioink, and generation of 3D pancreatic tissue constructs using a bioprinting technique.

רקמת הלבלב הנגזר מטריקס Bioink עבור הדפסת 3D Cell לאדן רקמות הלבלב בנייה

The transplantation of pancreatic islets is a promising treatment for patients who suffer from type 1 diabetes accompanied by hypoglycemia and secondary ...