Yazar Dr. Jin PGS sentezi, biyoreaktör kurulum Dr anlayışlı tartışma için Dr. Peter Crapo Gao teşekkürler. Muhammed Ezzelarab ve babun karotis arterler explanting Wu Wei. Bu çalışma Ulusal Sağlık Enstitüleri (R01 HL089658) bir hibe ile desteklenmiştir.

1. Boru İskele malzeme üretim <ol><li> Iskele için bir kalıp olarak, cam tüp (Küçük Parçalar, Miramar, FL uzunluğu = 70 mm, dış çapı = 9.0 mm, duvar kalınlığı = 1.0 mm) hazırlayın </li><li> HA 100 mg 10 ml deiyonize su içine eriterek 1,0 wt / vol% hyaluronik asit (HA) (Sigma-Aldrich, St Louis, MO) hazırlayın. Çözelti içinde hiç hava kabarcığı kalmamasına kadar bir gecede rotator kullanarak karıştırın. </li><li> % 1,0 HA çözeltisi cam boru üst içine dökün. Kalıp iç duvar boyunca yavaş yavaş akmasına izin verin. Çözüm rotator kullanarak kalıp alt ulaştığında tüp ters çevirin ve kalıp iç duvarına çözüm eşit kaplıdır kadar bu adımı tekrarlayın. </li><li> Kaplama tamamlandıktan sonra, 24 saat tüm cam borulama kuru vakum fırını 37 ° C </li><li> Grind ve elek tuz partikülleri (boyutu = 25-32 mikron) porogens olarak kullanılır. </li><li> (% 1.0 HA çözüm içinde ile kaplı) bir cam boru, mandrel (PTFE tüp paslanmaz çelik ile kaplı), ısı shrinkable (HS) kol ve PTFE halkası olarak daha önce 8 açıklanan birleştirin. </li><li> Cam kalıp, silikon kauçuk huni ile bir spatula ile istenilen büyüklükte tuz parçacıkları ekleyin. Tuz partikülleri bile dağılımını sağlamak için kalıp hafifçe dokunun. Yan spatula kullanarak kalıp üst kısmında aşırı tuz partikülleri kazıyın. </li><li> Melezleşme inkübatör tuz dolu kalıp aktarmadan önce 30 dakika çevirin. Melezleşme inkübatör kapatın ve tuz füzyon için melezleşme inkübatör içine tuz dolu kalıp koyun. </li><li> Melezleşme inkübatör kalıpları çıkarın ve 37 elektrikli fırın içine kuru ° C 24 saat </li><li> Tuz dolu kalıpları, vakum fırın çıkartın ve oda sıcaklığında soğumasını bekleyin. Paslanmaz çelik mandrel PTFE halka tutarak aşağı doğru iterek çıkarın. Mandrel kalıp çok sıkı ise, onu dışarı çekmek için iğne pense kullanın. PTFE halka kalıp alttan çıkarın. </li><li> 120 ° C &#39;de 5 dakika süreyle HS kol küçültmek için kalıpları fırına koyun. HS kol daralmış olup olmadığını kontrol edin. HS kol tuz dolu kalıplar çıkartın ve oda sıcaklığında soğumasını bekleyin. Desikatöre kalıpları kullanılır kadar tutun. </li><li> 20 wt / vol% çözüm oluşturmak için 15 ml tetrahidrofuran (THF) (Sigma-Aldrich, St Louis, MO) içine PGS 3 g eriterek PGS çözüm hazırlayın. </li><li> Hume kaputu spoid kullanarak bırakarak tuz dolu kalıp lümen PGS çözüm ekleyin. 45 ° cam kalıp Yalın ve yavaş yavaş kalıp dönen iç lümenine PGS damla. PGS çözüm kalıp duvar boyunca aşağı doğru akar olmadığını kontrol edin. Kuru yerinde görülürse, daha fazla çözüm ekleyin. </li><li> PGS çözüm ekledikten sonra, THF buharlaşan için en az 30 dakika Hume kaput kalıplara yerleştirin. </li><li> MTorr 100 ve 150 ° C kür PGS için, önceden belirlenmiş kuruma süresi boyunca vakum fırın (örneğin 24 / 36 / 48 saat) kalıplar koyun. </li><li> Kür sonra, kalıplar çıkarın ve oda sıcaklığında soğuması için koyun. Her kalıp dikey pozisyonda yavaş deiyonize suya batırın. Hızlı suyun içine hava kabarcıkları iskele gözyaşı neden olabilir, çünkü onları dalış yapmayın. </li><li> Su banyosu dikkatle kalıpları transferi ve HA kolayca çözmek için silikon tüp kullanarak 1 saat süreyle bir açıyla yerleştirin. HA kalıp çözülmüş olup olmadığını kontrol edin. HA kalıp bırakılırsa, yavaş yavaş spatula ile kalıp çıkarmak için iskele bir ucunu itin. Iskelenin diğer ucunda bu adımı tekrarlayın ve su banyosu içinde yavaş yavaş, ileri geri kalıp sallayın. Iskele kalıp içinde hareket olup olmadığını kontrol edin. </li><li> Karıştırıcı ile dikkatli bir şekilde başka bir su banyosu iskele aktarın. Iskele çatlak olabilir sıkıca iskele, almayın. Tuz partikülleri çözerek yemeğe karışmasına su ile en az 3 gün boyunca su banyosu iskele yerleştirin. </li><li> Tuz partikülleri liç sonra deiyonize su ile doldurulmuş 15 ml santrifüj tüpüne her iskele transferi ve dondurmak için 1 saat süreyle kuru buz kutusuna koyun. Santrifüj tüplerine lyophilizer (tüp kabinler açılmalıdır) içine koyun ve 2 gün boyunca onları lyophilize. </li><li> Desikatöre kadar önce bütün iskeleleri koyun. </li></ol> 2. Hücre Yayımlama İskele hazırlanması <ol><li> Desikatöre iskeleleri dışarı atın ve uzunluğu 25-30mm olarak bunları kesmek. </li><li> Iki silikon kauçuk tıpa (çapı = 20 mm, duvar kalınlığı = 6,35 mm, orta delik çapı = 3 mm) hazırlayın ve iki PTFE borulama (dış çapı = 3,97 mm, iç çapı bağlamak = 2.38 mm, duvar kalınlığı = 0,79 mm, uzunluğu = her stoper, orta deliklerden 60 mm ve 40 mm). </li><li> HS halka uzunluğu 1.5 mm olarak kesin ve bir ucunu iskele üstüne koymak. Mümkün olduğunca küçük bir örtüşen kısmı olarak iskele bir ucunu bir PTFE tüp (silikon lastik tıpa bağlı) itin. </li><li> 120 ° C &#39;de 10 dakika süreyle HS halka küçültmek için iskele ve PTFE tüp fırına koyun. HS halka küçüldüğünü ve iskeleleri PTFE tüp sıkıca bağlı olmadığını kontrol edin. </li><li> Iskele ve PTFE tüp dışarı atın ve oda sıcaklığında soğuması için koyun. Iskele-PTFE boru montaj polikarbonat tüp (dış çapı = 15.5 mm, iç çapı = 9 mm, uzunluğu = 50 mm) biyoreaktör odası olarak içine koyun. </li><li> Adımları 2.3) ve 2.4) olarak iskele PTFE boru başka bir ucunu. </li><li> Kendi iç yüzeylerinde polikarbonat tüp her iki ucuna takmak için iki silikon kauçuk tıpa ayarlayın. (Genişlik = 20 mm, uzunluk = 70 mm, kalınlığı = 6,35 mm alt ve üst) iki adet alüminyum alaşımlı plakalar hem de dış yüzeylerinde silikon kauçuk tıpa takın. Plaka yan deliğe iki dişli çubuklar koyun ve plaka üzerinde parmak somun vida sıkma plakaları polikarbonat tüp (İskele içinde bulunan) düzeltmek. </li><li> Seedable her iskele uzunluğu (iki HS halkaları arasında bir uzunluk) ölçün ve hücre tohumlama için her iskele iç yüzey alanı (π x iç çap x seedable uzunluğu) hesaplamak. </li><li> Wrap bir biyoreaktör odasına alüminyum folyo ile birim ve 120 ° C&#39;de 30 dakika otoklav ile sterilize edin. Biyoreaktör her bir parçası (orta rezervuar, pompa boru, gaz değiştiriciler, manifoldlar ve iğne vana) 120 ° C&#39;de 30 dakika otoklavlanarak sterilize ve hücre kültürü kaputu içinde bir araya. </li><li> Ön tedavi ve iskeleler bir perfüzyonları serisi (70, 50, ve% 25 etanol, 1 saat boyunca tuzlu su (PBS fosfat tamponlu ile yıkayın; kullanarak 24 saat Mediatech, Herndon, VA) 2 saat ve SMC kültür ortamı 1.0 ml / dak akım devresi peristaltik bir pompa. </li></ol> 3. Hücre Yayımlama ve Kültür <ol><li> Juvenil erkek Habeş maymunları (Papio Anubis) karotid arterlerin primer arteriyel düz kas hücreleri (SMC&#39;lere) izole etmek ve Pasajlanması ve daha önce 9 açıklandığı gibi ekim öncesi iki boyutlu (2D) kültüründe onları karakterize. </li><li> Expand MCDB 131 orta (Mediatech, Herndon, VA) kullanarak% 10 fetal sığır serumu (Lonza, Walkersville, MD),% 1 L-glutamin (Mediatech), 50 mg / ml askorbik asit (Fisher Scientific, Fair Lawn, SMC&#39;lere NJ) ve antibiyotik (10.000 IU / ml penisilin, 10.000 mg / ml streptomisin ve 25 mg / ml amfoterisin B; Mediatech) antimikotik çözüm. </li><li> Biyoreaktör akım devresi her biyoreaktör odasına çıkarın. 5 ml şırınga ile süspansiyon (giriş) abluminal ve luminal (çıkış) akışlarını keserek sonra iskele lümen içine enjekte edilerek, 2x10 6 hücre / cm 2 yoğunluğu ile iskele Tohum SMC&#39;lere (geçit 4-6) . </li><li> 37 ° C&#39;de tüm biyoreaktör odaları melezleşme inkübatör içine koyun ve hücrelerin düzgün iskele yaymak için izin 4 saat için 2 rpm onları döndürmek. </li><li> Biyoreaktör odaları Kaputun biyoreaktör devre akışı melezleşme inkübatör iliştirmeniz onları çıkarın. Tüm biyoreaktör sistemi hücre kültürü kuvöz içine aktarın. </li><li> Kıkırdak peristaltik pompa, pompa hortumu (iç çapı = 1.6 mm) bağlayın ve rezervuar taze kültür orta yük. 1.0 ml / dk, sadece luminal akışını takip 15 dakika boyunca duvar perfüzyon (abluminal için luminal) başlayın. </li><li> 1 - 14.2 ml / dk (15.3 dynes / cm 2) ve 21. günde 120 mmHg ve 20 mmHg günü: 1.0 ml / dk (1.1 dynes / cm 2 luminal kayma gerilmesi) yavaş yavaş akış hızı ve basınç artırın. Günde 4 pompa boru (iç çapı = 3.2 mm) ve orta haftada bir değiştirin. </li></ol> 4. Doku Hasat ve Analizi için Numune Hazırlama <ol><li> 21-günlük kültür sonra, orta rezervuar pompa ve kelepçe borulama (giriş ve çıkış) dur. Kaput içine peristaltik pompa ve transfer biyoreaktör sistemi kıkırdak pompası hortumu çıkarın. </li><li> Kelepçe her biyoreaktör odasının giriş ve çıkış borulama ve akışı döngü ayırmak. Giriş boru açın ve çıkış boru polikarbonat tüp içinde kültür ortamı toplamak için bir Petri yemek hazırlamak. Yavaş yavaş çıkış boru açın ve odanın orta çıkarmak. </li><li> Odasından abluminal iğne ve luminal silikon tüp ayırın ve parmak vidalar serbest alüminyum plakalar ayırmak. Polikarbonat tüp çıkarın ve PTFE tüp inşa doku bir ucunu ayırın. </li><li> 10 ml PBS ile dolu bir petri yemek hazırlayın ve PTFE tüp yapı diğer ucunu ayırın. PBS içine inşa etmek ve üç defa çalkalayın koyun. </li><li> 5 mm uzunluk olarak bir tıraş bıçağı ile inşa kesin. Biyokimyasal tayini için -80 ° C derin dondurucuda dondurun veya 5 ml taze orta Doku-Tek optimum kesim sıcaklık bileşik (Sakura Finetek A.Ş., Torrance, CA içine mekanik test veya ek bileşeni dondurma dolu 15 ml santrifüj tüpüne transfer histoloji / immunoflu) içinorescence boyama. </li></ol> 5. Temsilcisi Sonuçlar: Tübüler PGS iskeleler, tuz füzyon yöntemi (Şekil 1A) tarafından biyolojik olarak parçalanabilen elastomer kullanılarak imal edildi. Her biyoreaktör odası, luminal ve abluminal akışları ile iskeleler ve bir ana akım döngü (Şekil 1B) ayrı bir birim olarak ayrılmış olabilir. Biyoreaktör sistemi kontrol ve izleme akışının yanı sıra basıncı (Şekil 1C ve D) bir anda kültür dört iskeleler için tasarlanmıştır. Şekil biyoreaktör kültürü şematik gösterildi. 2. SMC&#39;lere tohumlama sonra, her biyoreaktör odasında 37 ° döndürülebilir ° C hücreleri iskele lümen eşit dağıtmak için 4 saat. Ve sonra, pulsatil akış debisi giderek artmaktadır (Şekil 2A) ve basınç (Şekil 2B) ile 14 gün kadar iskeleleri uygulandı. 14 gün sonra, kültür sonuna kadar (21 gün) akış ve basınç sabit tutulur. PGS iskele yüzey morfolojisi taramalı elektron mikroskobu (SEM) tarafından incelenmiştir. Taramalı elektron mikrograflar iskele tutarlı duvar (539 ± 18 mikron) kalınlıkları olduğunu gösterdi (Şekil 3A) ve rastgele luminal yüzeyi (Şekil 3B) makro ve mikro gözenekler dağıtıldı. Microcomputed tomografi (mikro-CT) ve görüntüleme analizi iskele morfometrik parametreleri ölçüldü. Ortalama gözenek boyutu 23.3 ± 3.9 mikron ve gözenek birleştiricisi 99.4 ± 0.62%, tüm gözenekler tamamen iskele birbirine bağlı olduğu anlamına gelir. Etanol deplasman tarafından ölçülen Gözeneklilik% 75.6 ± 2.7. PGS inşa hücresel morfoloji, SEM tarafından muayene edilmiştir (Şekil 4) . Çok katmanlı SMC&#39;lere luminal yüzeyi tamamen kaplanmış ve akış yönüne dik odaklı. Bu sonuçlar, pulsatil akış biyoreaktör mekanik havalandırma iskele SMC yönünü destekler göstermektedir. Ekstrasellüler matriks (ECM) ve elastik liflerin varlığı, H &amp; E boyama ve elastin otofloresans (Şekil 5) ile incelendi. H &amp; E boyama hücreleri ve ECM proteinleri tamamen inşa PGS lümen kaplı olduğunu göstermiştir. Elastin otofloresans yapı luminal yüzeyi dairesel organize elastik liflerin de gösterdi. PGS yapıları ECM proteinleri Üretim biyokimyasal analizlerle ölçüldü. Çözünmez elastin ve kollajen içeriği, 20.2 ± 9.1 mg / mg doku ve 6.3 ± 1.9 mcg / mg doku, sırasıyla idi. <img src="/files/ftp_upload/2691/2691fig1.jpg" alt="Şekil 1"/> Şekil 1 İskele imalat ve biyoreaktör sistemi. (A) tübüler iskele imalat şematik. (B) Biyoreaktör odasına. Iskeleler, PTFE tüp polikarbonat tüp yerleştirilir ve silikon kauçuk tıpa ve alüminyum alaşımlı plakalar tarafından tespit edildi. Luminal (silikon tüp) ve abluminal (iğne) akımları: Her odasına iki akış yolları vardır. (C) Biyoreaktör sistemi kuvöz içine yerleştirilir. Orta rezervuar, peristaltik pompa modülü, gaz değiştirici, basınç dönüştürücüler, iki manifoldu (üst ve alt), ve iğne valf içerir. (D) Biyoreaktör sistemi inkübatör dışına yerleştirilmiş. Basınç sensörü, akış kontrol ünitesi, veri toplama sistemi ve bilgisayar içerir. <img src="/files/ftp_upload/2691/2691fig2.jpg" alt="Şekil 2"/> Şekil 2 biyoreaktör kültürü şematik. (A) Kültür protokolü. (B) her zaman noktası (Gün 1, 4, 7, ve 14) basınç profilleri Uygulamalı. <img src="/files/ftp_upload/2691/2691fig3.jpg" alt="Şekil 3"/> Şekil 3 PGS iskele yüzey morfolojisi. (A) Kesit. (B) Lümen. <img src="/files/ftp_upload/2691/2691fig4.jpg" alt="Şekil 4"/> Şekil 4 PGS hücresel morfoloji inşa. (A) Lümen. (B) 45 ° kesme kesiti. Iki figür oklar akış yönünü temsil eder. <img src="/files/ftp_upload/2691/2691fig5.jpg" alt="Şekil 5"/> Şekil 5 Histoloji ve elastin otofloresans PGS inşa. (A) H &amp; E boyama. (B) Sorumlu elastin otofloresans. L: lümen. Büyütme: 40X. Ölçek çubuğu: 50 mm.

<ol>
	<li>The American Heart Association Statistics Committee Stroke Statistics Subcommittee. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=American+Heart+Association:+Heart+disease+and+stroke+statistics-2009+update.">American Heart Association: Heart disease and stroke statistics-2009 update.</a> Circulation. 119, 480-486 (2009).</li><li>Isenberg, B. C., Williams, 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=Small-diameter+artificial+arteries+engineered+in+vitro.">Small-diameter artificial arteries engineered in vitro.</a> Circ Res. 98, 25-35 (2006).</li><li>Conte, M. 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+ideal+small+arterial+substitute:+a+search+for+the+Holy+Grail.">The ideal small arterial substitute: a search for the Holy Grail.</a> FASEB J. 12, 43-45 (1998).</li><li>Wang, X., Lin, P., Yao, Q., Chen, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Development+of+small-diameter+vascular+grafts.">Development of small-diameter vascular grafts.</a> World J Surg. 31, 682-689 (2007).</li><li>L'Heureux, N., Paquet, S., Labbe, R., Germain, L., Auger, F. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+completely+biological+tissue-engineered+human+blood+vessel.">A completely biological tissue-engineered human blood vessel.</a> FASEB J. 12, 47-56 (1998).</li><li>Niklason, L. E., Gao, J., Abbott, W. M., Hirschi, K. K., Houser, S., Marini, R., Langer, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Functional+arteries+grown+in+vitro.">Functional arteries grown in vitro.</a> Science. 284, 489-493 (1999).</li><li>Wang, Y., Ameer, G. A., Sheppard, B. J., Langer, 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+tough+biodegradable+elastomer.">A tough biodegradable elastomer.</a> Nat Biotechnol. 20, 602-606 (2002).</li><li>Crapo, P. M., Gao, J., Wang, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Seamless+tubular+poly(glycerol+sebacate)+scaffolds:+high-yield+fabrication+and+potential+applications.">Seamless tubular poly(glycerol sebacate) scaffolds: high-yield fabrication and potential applications.</a> J Biomed Mater Res A. 86, 354-363 (2008).</li><li>Gao, J., Ensley, A. E., Nerem, R. M., Wang, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Poly(glycerol+sebacate)+supports+the+proliferation+and+phenotypic+protein+expression+of+primary+baboon+vascular+cells.">Poly(glycerol sebacate) supports the proliferation and phenotypic protein expression of primary baboon vascular cells.</a> J Biomed Mater Res A. 83, 1070-1075 (2007).</li><li>Murphy, W. L., Dennis, R. G., Kileny, J. L., 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=Salt+fusion:+an+approach+to+improve+pore+interconnectivity+within+tissue+engineering+scaffolds.">Salt fusion: an approach to improve pore interconnectivity within tissue engineering scaffolds.</a> Tissue Eng. 8, 43-52 (2002).</li><li>Gao, J., Crapo, P. M., Wang, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Macroporous+elastomeric+scaffolds+with+extensive+micropores+for+soft+tissue+engineering.">Macroporous elastomeric scaffolds with extensive micropores for soft tissue engineering.</a> Tissue Eng. 12, 917-925 (2006).</li><li>Wilson, E., Mai, Q., Sudhir, K., Weiss, R. H., Ives, H. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanical+strain+induces+growth+of+vascular+smooth+muscle+cells+via+autocrine+action+of+PDGF.">Mechanical strain induces growth of vascular smooth muscle cells via autocrine action of PDGF.</a> J Cell Biol. 123, 741-747 (1993).</li><li>Leung, D. Y., Glagov, S., Mathews, M. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cyclic+stretching+stimulates+synthesis+of+matrix+components+by+arterial+smooth+muscle+cells+in+vitro.">Cyclic stretching stimulates synthesis of matrix components by arterial smooth muscle cells in vitro.</a> Science. 191, 475-477 (1976).</li><li>Kim, B. S., Nikolovski, J., Bonadio, J., 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=Cyclic+mechanical+strain+regulates+the+development+of+engineered+smooth+muscle+tissue.">Cyclic mechanical strain regulates the development of engineered smooth muscle tissue.</a> Nat Biotechnol. 17, 979-983 (1999).</li><li>Yang, J., Motlagh, D., Webb, A. R., Ameer, G. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Novel+biphasic+elastomeric+scaffold+for+small-diameter+blood+vessel+tissue+engineering.">Novel biphasic elastomeric scaffold for small-diameter blood vessel tissue engineering.</a> Tissue Eng. 11, 1876-1886 (2005).</li><li>Stankus, J. J., Soletti, L., Fujimoto, K., Hong, Y., Vorp, D. A., Wagner, W. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fabrication+of+cell+microintegrated+blood+vessel+constructs+through+electrohydrodynamic+atomization.">Fabrication of cell microintegrated blood vessel constructs through electrohydrodynamic atomization.</a> Biomaterials. 28, 2738-2746 (2007).</li><li>Nieponice, A., Soletti, L., Guan, J., Deasy, B. M., Huard, J., Wagner, W. R., Vorp, D. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Development+of+a+tissue-engineered+vascular+graft+combining+a+biodegradable+scaffold,+muscle-derived+stem+cells+and+a+rotational+vacuum+seeding+technique.">Development of a tissue-engineered vascular graft combining a biodegradable scaffold, muscle-derived stem cells and a rotational vacuum seeding technique.</a> Biomaterials. 29, 825-833 (2008).</li></ol>

Burada tanımlanan biyolojik olarak parçalanabilen elastomer kullanarak üretim tekniği, çeşitli özelliklere sahiptir. (1) bir kalıp ayırıcı olarak kullanılan hyaluronik asit (HA). HA suda çözünür olduğundan, iskele kolaylıkla suya iliklerine sonra cam kalıp serbest bırakıldı. Bu raporda, 1,0 wt / vol% HA çözüm çözüm konsantrasyonu düşük (&lt;0,5% ağırlık / hacim) viskoz değildir ve biz cam boru üstüne dökme işlemi sırasında aşağı çok hızlı akar çünkü kullandı. Çözüm, alt boru aşağı uçtu ve bu adımı tekrarlayan kat HA çözüm için eşit, cam tüp devrildiğinde. Bu HA kaplama, son iskeleleri serbest bırakılması için bizim imalat prosedürü kritik bir. (2) ısı shrinkable (HS) kol cam tüp tuzları elde etmek için kullanılır. Tuzları yoğun cam tüp ve HS kol iç duvar arasındaki boşluk dolu olduğundan, HS, kol, boru alt mandrel ve PTFE halka çıkardıktan sonra tuzları korudu. Biz HS kol kalıp 120 ° C &#39;de 5 dakika süreyle bir fırına koyarak kolayca kaldırmak ve daha sonra tübüler tuz şablonları olsun. (3) tuz füzyon yöntemi kullanılır. Çok iyi tuz füzyon yöntemi füzyon zaman 10 değişik gözenek birleştiricisi ve mekanik özelliklerini geliştirmek olduğu bilinmektedir. PGS kullanılan mikro gözenekler büyük olasılıkla gliserol buharı tarafından oluşturulan, biz daha önce 11 açıklandığı gibi kür PGS sırasında oluşan iken Ayrıca, makro gözenekler, liç işlemi sırasında tuz parçacıklar tarafından üretildi. Böylece, bu yöntem, değişen durum kür PGS tuz partikülleri yanı sıra, farklı makro ve mikro yapıları ile gözenekli tübüler iskeleleri imal etmek için bir potansiyele sahiptir. Biyoreaktör mekanik klima pulsatil akım perfüzyon (maksimum akım ortalama = 14 ml / dak, maksimum kayma gerilmesi = 15.3 dyn / cm 2, frekans = 0,5 - 1,7 Hz) ve fizyolojik yol açan PGS iskele ile ilgili basınç SMC büyüme ve oryantasyon (Şekil 4). Bu sonuçlar, önceki çalışmalarda, bu frekans o döngüsel streç raporlama ve kayma gerilmesi SMC proliferasyonunu 12, ve ECM protein üretimini 13,14 artırır ile tutarlıdır. PGS SMC büyüme ve yönlendirmeye ek olarak, özellikle dairesel biyoreaktör, 3 hafta kültürü içinde elastik liflerin (Şekil 5) düzenlenen, ECM protein üretimini desteklenen inşa . Elastik liflerin bu yapıları ise küçük çaplı arter yapı olarak bir elastomerik iskele kullanan bazı çalışmalar, mekanik dayanım ve ana arterlerde 15 ve bükme balon 16,17 uyumlu iskeleleri kullanarak hızlı SMC entegrasyon ile karşılaştırılabilir patlama basıncı göstermiştir. Bizim sonuçlarımız biyoreaktör o döngüsel radyal distansiyon PGS iskele, muhtemelen elastin sentezi ve organizasyon katkıda SMC&#39;lere daha etkin bir şekilde geliştirilmiş mekanik sinyal iletimi öneririz. Vasküler SMC&#39;lere, bizim yaklaşımımız, sükunet endotel ECM proteinleri üretilen ve klinik başarılı küçük çaplı arter yapıları geliştirmek için gerekli olan mekanik gücünü artırmak sadece hücreleri olduğundan. Endotel hücreleri, kültür koşulları ve mekanik havalandırma 9 altında bir konfluent tek tabaka ve desteklenen fenotip protein ekspresyonu üretilen SMC&#39;lere ile birlikte kültürlü bildirdin . Bu nedenle, bizim yaklaşımımız dayalı ko-kültür deney koşullarının değiştirilmesi çıkan yapıları fonksiyonlarını geliştirmek ve nonthrombogenic, sağlam oluşturmak için bir sonraki adım olacaktır, burada açıklanan ve uyumlu arter ana arterlere benzer bir yapı.

<table border="1"><tbody><tr><th> Reaktifin Adı </th><th> Şirket </th><th> Katalog numarası </th></tr><tr><td> Hyaluronik asit sodyum tuzu </td><td> Sigma-Aldrich </td><td> H7630 </td></tr><tr><td> Tetrahidrofuran </td><td> Sigma-Aldrich </td><td> 401757 </td></tr><tr><td> MCDB 131 </td><td> Mediatech </td><td> 15-100-CV </td></tr><tr><td> Fetal sığır serumu </td><td> Lonza </td><td> BW14-502F </td></tr><tr><td> L-glutamin </td><td> Mediatech </td><td> 25-005-CV </td></tr><tr><td> Askorbik asit </td><td> Fisher Scientific </td><td> A62-500 </td></tr><tr><td> Antibiyotik antimikotik çözüm </td><td> Mediatech </td><td> 30-004-CI </td></tr><tr><td> Fosfat Tamponlu Salin (PBS) </td><td> Mediatech </td><td> 21-031-CV </td></tr><tr><td> Doku-Tek optimum kesim sıcaklık bileşik, 4583 </td><td> Sakura Finetek </td><td> 25608-930 </td></tr></tbody></table>

elastomeric pgs scaffolds in arterial tissue engineering

Kardiyovasküler hastalıklar ABD&#39;de ölüm önde gelen nedenidir ve özellikle koroner arter hastalığı yaşlanan bir nüfus ve artan obezite 1 artar. Şu anda, otolog gemileri, allogreftler ve yaygın 2 arter yerine kullanılan olarak bilinen sentetik greft ile bypass cerrahisi. Ancak, bu greftler arterlerin iç çapı 6 mm daha düşük kullanılabilirlik, trombotik komplikasyonlar, uygunluk uyumsuzluğu, ve geç intimal hiperplazi 3,4 nedeniyle az sınırlı uygulamalar var. Bu sınırlamaları aşmak için, doku mühendisliği nonthrombogenic, sağlam ve uyumlu küçük çaplı arter yapıları geliştirmek için umut verici bir alternatif olarak başarıyla uygulanmaktadır. Birkaç önceki çalışmalarda, üç tabakalı yapı, mükemmel mekanik özellikleri ve ana arterleri 5,6 ile karşılaştırılabilir patlama basıncı ile küçük çaplı arter yapıları geliştirmiştir . Yüksek çekme dayanımı ve sert bir malzeme veya hücre sac iskele kolajen üretimini artırarak patlama basıncı, bu yapıları hala önemli bir sorundur implantasyon sonrası greft yetmezliğine neden düşük elastin üretimini ve uyum vardı. Bu konular göz önüne alındığında, mekanik havalandırma ile birlikte bir elastometrik biyomateryal esnekliğini sağlamak ve ekstraselüler matriks üretimini artırmak ve hücresel yönlendirme desteği damar hücreleri, mekanik sinyalleri yapmak daha verimli olacağı hipotezi. Bu raporun amacı, gözenekli borulu iskeleler bir imalat tekniği ve onları arteriyel doku mühendisliği uygulamak için dinamik bir mekanik havalandırma tanıtmak. Biz tuz füzyon yöntemi gözenekli tübüler iskeleleri imalatı, poli (gliserol sebacate) (PGS) 7 biyolojik olarak parçalanabilen bir elastomer kullanılır. Yetişkin birincil babun düz kas hücreleri (SMC&#39;lere), iskeleler, 3 hafta için tasarlanmış pulsatil akış biyoreaktör kültüre lümen numaralı seribaşı. PGS iskeleleri tutarlı kalınlık ve rastgele dağıtılan makro ve mikro gözenekleri. Pulsatil akış biyoreaktör Mekanik Klima SMC yönelim ve iskeleler gelişmiş ECM üretim desteklenir. Bu sonuçlar, elastomerik iskeleleri ve biyoreaktör kültürü mekanik havalandırma arter doku mühendisliği için umut verici bir yöntem olabileceğini düşündürmektedir.

Watch this Scientific Journal Video about Elastomeric PGS Scaffolds in Arterial Tissue Engineering at JoVE.com

Elastomeric PGS Scaffolds in Arterial Tissue Engineering

Pulsatil akış biyoreaktör kültürü damar düz kas hücreleri ile Elastomerik PGS iskeleler, görece kısa bir kültür dönemde, yerli ECM üretim ile gelecek vaat eden küçük çaplı arter yapıları neden olabilir.

Elastomerik PGS Arter Doku Mühendisliği Yapı iskeleleri

Cardiovascular disease is one of the leading cause of mortality in the US and especially, coronary artery disease increases with an aging population and ...

elastomeric-pgs-scaffolds-in-arterial-tissue-engineering

Research

JoVE Journal

Bioengineering

15.5K Görüntüleme.  University of Pittsburgh. Pulsatil akış biyoreaktör kültürü damar düz kas hücreleri ile Elastomerik PGS iskeleler, görece kısa bir kültür dönemde, yerli ECM üretim ile gelecek vaat eden küçük çaplı arter yapıları neden olabilir.

Video: Elastomeric PGS Scaffolds in Arterial Tissue Engineering

Tissue Engineering of the Intestine in a Murine Model

Tissue-engineered small intestine (TESI) has successfully been used to rescue Lewis rats after massive small bowel resection, resulting in return to preoperative weights within 40 days.1 In humans, massive small bowel resection can result in short bowel syndrome, a functional malabsorptive state that confers significant morbidity, mortality, and healthcare costs including parenteral nutrition dependence, liver failure and cirrhosis, and the need for multivisceral organ transplantation.2 In this paper, we describe and document our protocol for creating tissue-engineered intestine in a mouse model with a multicellular organoid units-on-scaffold approach. Organoid units are multicellular aggregates derived from the intestine that contain both mucosal and mesenchymal elements,3 the relationship between which preserves the intestinal stem cell niche.4 In ongoing and future research, the transition of our technique into the mouse will allow for investigation of the processes involved during TESI formation by utilizing the transgenic tools available in this species.5The availability of immunocompromised mouse strains will also permit us to apply the technique to human intestinal tissue and optimize the formation of human TESI as a mouse xenograft before its transition into humans. Our method employs good manufacturing practice (GMP) reagents and materials that have already been approved for use in human patients, and therefore offers a significant advantage over approaches that rely upon decellularized animal tissues. The ultimate goal of this method is its translation to humans as a regenerative medicine therapeutic strategy for short bowel syndrome.

This article and the accompanying video present our protocol for generating tissue-engineered intestine in the mouse, using an organoid units-on-scaffold approach.

Bir fare modelinde Bağırsak Doku Mühendisliği

Tissue-engineered small intestine (TESI) has successfully been used to rescue Lewis rats after massive small bowel resection, resulting in return to ...

Biyomühendislik

Density Gradient Multilayered Polymerization (DGMP): A Novel Technique for Creating Multi-compartment, Customizable Scaffolds for Tissue Engineering

Complex tissue culture matrices, in which types and concentrations of biological stimuli (e.g. growth factors, inhibitors, or small molecules) or matrix structure (e.g. composition, concentration, or stiffness of the matrix) vary over space, would enable a wide range of investigations concerning how these variables affect cell differentiation, migration, and other phenomena. The major challenge in creating layered matrices is maintaining the structural integrity of layer interfaces without diffusion of individual components from each layer1. Current methodologies to achieve this include photopatterning2-3, lithography4, sequential functionalization5, freeze drying6, microfluidics7, or centrifugation8, many of which require sophisticated instrumentation and technical skills. Others rely on sequential attachment of individual layers, which may lead to delamination of layers9. 
DGMP overcomes these issues by using an inert density modifier such as iodixanol to create layers of varying densities10. Since the density modifier can be mixed with any prepolymer or bioactive molecule, DGMP allows each scaffold layer to be customized. Simply varying the concentration of the density modifier prevents mixing of adjacent layers while they remain aqueous. Subsequent single step polymerization gives rise to a structurally continuous multilayered scaffold, in which each layer has distinct chemical and mechanical properties. The density modifier can be easily removed with sufficient rinsing without perturbation of the individual layers or their components. This technique is therefore well suited for creating hydrogels of various sizes, shapes, and materials.
A protocol for fabricating a 2D-polyethylene glycol (PEG) gel, in which alternating layers incorporate RGDS-350, is outlined below. We use PEG because it is biocompatible and inert. RGDS, a cell adhesion peptide11, is used to demonstrate spatial restriction of a biological cue, and the conjugation of a fluorophore (Alexa Fluor 350) enables us to visually distinguish various layers. This procedure can be adapted for other materials (e.g. collagen, hyaluronan, etc.) and can be extended to fabricate 3D gels with some modifications10.

Density Gradient Multilayered Polymerization DGMP: A Novel Technique for Creating Multi-compartment, Customizable Scaffolds for Tissue Engineering

Here we describe a unique strategy for creating biocompatible, layered matrices with continuous interfaces between distinct layers for tissue engineering. Such a scaffold could provide an ideal customizable environment to modulate cell behavior by various biological, chemical or mechanical cues

Yoğunluk Gradient Katmanlı Polimerizasyonu (DGMP): Multi-bölmesi oluşturma için A Novel Tekniği, Doku Mühendisliği için Özelleştirilebilir İskelesi

Complex tissue culture matrices, in which types and concentrations of biological stimuli (e.g. growth factors, inhibitors, or small molecules) or matrix ...

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.

Kardiyak Doku Mühendisliği kılcal Kuvvetleri Litografi

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.

İnsan 3D Doku Mühendisliği<em&gt; In vitro</em&gt; Tümör Test Sistemi

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

Self-reporting Scaffolds for 3-Dimensional Cell Culture

Culturing cells in 3D on appropriate scaffolds is thought to better mimic the in vivo microenvironment and increase cell-cell interactions. The resulting 3D cellular construct can often be more relevant to studying the molecular events and cell-cell interactions than similar experiments studied in 2D. To create effective 3D cultures with high cell viability throughout the scaffold the culture conditions such as oxygen and pH need to be carefully controlled as gradients in analyte concentration can exist throughout the 3D construct. Here we describe the methods of preparing biocompatible pH responsive sol-gel nanosensors and their incorporation into poly(lactic-co-glycolic acid) (PLGA) electrospun scaffolds along with their subsequent preparation for the culture of mammalian cells. The pH responsive scaffolds can be used as tools to determine microenvironmental pH within a 3D cellular construct. Furthermore, we detail the delivery of pH responsive nanosensors to the intracellular environment of mammalian cells whose growth was supported by electrospun PLGA scaffolds. The cytoplasmic location of the pH responsive nanosensors can be utilized to monitor intracellular pH (pHi) during ongoing experimentation.

Biocompatible pH responsive sol-gel nanosensors can be incorporated into poly(lactic-co-glycolic acid) (PLGA) electrospun scaffolds. The produced self-reporting scaffolds can be used for in&#160;situ monitoring of microenvironmental conditions whilst culturing cells upon the scaffold. This is beneficial as the 3D cellular construct can be monitored in real-time without disturbing the experiment.

3-Boyutlu Hücre Kültürü için Self-raporlama iskeleleri

Culturing cells in 3D on appropriate scaffolds is thought to better mimic the in vivo microenvironment and increase cell-cell interactions. The resulting ...

Electrospun Fibrous Scaffolds of Poly(glycerol-dodecanedioate) for Engineering Neural Tissues From Mouse Embryonic Stem Cells

For tissue engineering applications, the preparation of biodegradable and biocompatible scaffolds is the most desirable but challenging task. &#160;Among the various fabrication methods, electrospinning is the most attractive one due to its simplicity and versatility. Additionally, electrospun nanofibers mimic the size of natural extracellular matrix ensuring additional support for cell survival and growth. This study showed the viability of the fabrication of long fibers spanning a larger deposit area for a novel biodegradable and biocompatible polymer named&#160;poly(glycerol-dodecanoate) (PGD)1 by using a newly designed collector for electrospinning. PGD exhibits unique elastic properties with similar mechanical properties to nerve tissues, thus it is suitable for neural tissue engineering applications. The synthesis and fabrication set-up for making fibrous scaffolding materials was simple, highly reproducible, and inexpensive. In biocompatibility testing, cells derived from mouse embryonic stem cells could adhere to and grow on the electrospun PGD fibers. In summary, this protocol provided a versatile fabrication method for making PGD electrospun fibers to support the growth of mouse embryonic stem cell derived neural lineage cells.

Electrospun Fibrous Scaffolds of Polyglycerol-dodecanedioate for Engineering Neural Tissues From Mouse Embryonic Stem Cells

Synthesis and fabrication of electrospun long fibers spanning a larger deposit area via a newly designed collector from a novel biodegradable polymer named poly(glycerol-dodecanoate) (PGD) was reported. The fibers were able to support the growth of cells derived from mouse pluripotent stem cells.

Fare Embriyonik kök hücrelerden Mühendislik Sinir Dokular için Poli electrospun fibröz iskeleleri (gliserol-dodecanedioate)

For tissue engineering applications, the preparation of biodegradable and biocompatible scaffolds is the most desirable but challenging task. &#160;Among ...

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.

Vasküler Doku Rejenerasyon için Mühendislik 3D cellularized Kollajen jeller

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.

Sandviç gibi mikroçevrelerde Hücre / Malzeme Etkileşimleri Harness

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

Epithelial Cell Repopulation and Preparation of Rodent Extracellular Matrix Scaffolds for Renal Tissue Development

This protocol details the generation of acellular, yet biofunctional, renal extracellular matrix (ECM) scaffolds that are useful as small-scale model substrates for organ-scale tissue development. Sprague Dawley rat kidneys are cannulated by inserting a catheter into the renal artery and perfused with a series of low-concentration detergents (Triton X-100 and sodium dodecyl sulfate (SDS)) over 26 hr to derive intact, whole-kidney scaffolds with intact perfusable vasculature, glomeruli, and renal tubules. Following decellularization, the renal scaffold is placed inside a custom-designed perfusion bioreactor vessel, and the catheterized renal artery is connected to a perfusion circuit consisting of: a peristaltic pump; tubing; and optional probes for pH, dissolved oxygen, and pressure. After sterilizing the scaffold with peracetic acid and ethanol, and balancing the pH (7.4), the kidney scaffold is prepared for seeding via perfusion of culture medium within a large-capacity incubator maintained at 37 &#176;C and 5% CO2. Forty million renal cortical tubular epithelial (RCTE) cells are injected through the renal artery, and rapidly perfused through the scaffold under high flow (25 ml/min) and pressure (~230 mmHg) for 15 min before reducing the flow to a physiological rate (4 ml/min). RCTE cells primarily populate the tubular ECM niche within the renal cortex, proliferate, and form tubular epithelial structures over seven days of perfusion culture. A 44 &#181;M resazurin solution in culture medium is perfused through the kidney for 1 hr during medium exchanges to provide a fluorometric, redox-based metabolic assessment of cell viability and proliferation during tubulogenesis. The kidney perfusion bioreactor permits non-invasive sampling of medium for biochemical assessment, and multiple inlet ports allow alternative retrograde seeding through the renal vein or ureter. These protocols can be used to recellularize kidney scaffolds with a variety of cell types, including vascular endothelial, tubular epithelial, and stromal fibroblasts, for rapid evaluation within this system.

This protocol describes decellularization of Sprague Dawley rat kidneys by antegrade perfusion of detergents through the vasculature, producing acellular renal extracellular matrices that serve as templates for repopulation with human renal epithelial cells. Recellularization and use of the resazurin perfusion assay to monitor growth is performed within specially-designed perfusion bioreactors.

Epitel Hücre Repopulation ve Böbrek Doku Kalkınma Kemirgen Ekstrasellüler Matriks iskelelerinin hazırlanması

This protocol details the generation of acellular, yet biofunctional, renal extracellular matrix (ECM) scaffolds that are useful as small-scale model ...

Tissue Engineering by Intrinsic Vascularization in an In Vivo Tissue Engineering Chamber

In reconstructive surgery, there is a clinical need for an alternative to the current methods of autologous reconstruction which are complex, costly and trade one defect for another. Tissue engineering holds the promise to address this increasing demand. However, most tissue engineering strategies fail to generate stable and functional tissue substitutes because of poor vascularization. This paper focuses on an in vivo tissue engineering chamber model of intrinsic vascularization where a perfused artery and a vein either as an arteriovenous loop or a flow-through pedicle configuration is directed inside a protected hollow chamber. In this chamber-based system angiogenic sprouting occurs from the arteriovenous vessels and this system attracts ischemic and inflammatory driven endogenous cell migration which gradually fills the chamber space with fibro-vascular tissue. Exogenous cell/matrix implantation at the time of chamber construction enhances cell survival and determines specificity of the engineered tissues which develop. Our studies have shown that this chamber model can successfully generate different tissues such as fat, cardiac muscle, liver and others. However, modifications and refinements are required to ensure target tissue formation is consistent and reproducible. This article describes a standardized protocol for the fabrication of two different vascularized tissue engineering chamber models in vivo.

Tissue Engineering by Intrinsic Vascularization in an In Vivo Tissue Engineering Chamber

This is a guideline for constructing in vivo vascularized tissue using a microsurgical arteriovenous loop or a flow-through pedicle configuration inside a tissue engineering chamber. The vascularized tissues generated can be employed for organ regeneration and replacement of tissue defects, as well as for drug testing and disease modeling.

Bir ıntrinsic Vaskülarizasyon tarafından Doku Mühendisliği<em&gt; İn Vivo</em&gt; Doku Mühendisliği Odası

In reconstructive surgery, there is a clinical need for an alternative to the current methods of autologous reconstruction which are complex, costly and ...

Elastomerik PGS Arter Doku Mühendisliği Yapı iskeleleri

Özet

Daha Fazla Video Keşfet

Bu videodaki bölümler