Bu araştırma Doğa Bilimleri ve Kanada&#39;nın Mühendislik Araştırma Konseyi, Sağlık Araştırma Kanada Enstitüsü ve MYK de Québec Araştırma Merkezi tarafından finanse edildi.

Statik Bioreactor 1. İmalat ve Montaj <ol><li> Rezervuar Fabrikasyon <ol><li> Bioreaktör olarak bir kültür ortamı rezervuarı olarak 50 ml santrifüj tüplerine hazırlayın. </li><li> Sırasıyla 20 mm ve alttan rezervuarın üst kısmında iki adet 5 mm çapları delik iki portları olun. Sonra 5 mm uzunluğunda silikon tüpler iki luer parçaları yerleştirin. Deliklerden bu diş tertibatları Basın-sığdırmak ve tıbbi silikon yapıştırıcı ile tüm bağlantıları kapatın. </li><li> Rezervuar (Şekil 1A) üst bağlantı noktasına bir 0.22 mikron filtre yerleştirin. </li><li> Rezervuar (Şekil 1A) alt portuna bir luer septum yerleştirin. </li></ol></li><li> Mandrel-cap Meclisi <ol><li> Havalandırma delikleri kapsayan filtre zarına zarar vermeden rezervuar tüp havalandırmalı kapak merkezinde 4.5 mm çapında bir delik delin. </li><li> Bir karıştırma çubuğu hazırlayın (çap = 4.5 mm, uzunluk = 100 mm) Yapısı için, bir mandrel olarak. </li><li> İki silikon konik tıpa (uzunluk = 10 mm, orta delik çapı = 4.5 mm) hazırlayın. </li><li> Şekil 1B açıklandığı gibi mili ve kapak (mandrel kapak kompleksi) birleştirin. <ol><li> Deliğe mandrel basın-uyacak. Kapak aralarında takılmıştır böylece mandrel üzerinde 2 Stoper takın. Onun kullanışlı uzunluğu 78 mm olacak şekilde mandrel konumunu ayarlayın. </li><li> Birlikte kapağı ve silikon tıpa konik katılmadan önce temas olacak yüzeylere bir astar ve ardından tıbbi silikon tutkal sürün. Kap aşırı tutkal çıkarın. </li></ol></li><li> 1-3 gün boyunca oda sıcaklığında kurumaya bırakın. </li></ol></li><li> Tül-sardı Fabrikasyon <ol><li> 3 silikon tüpleri (:;: çap = 6,4 mm, uzunluk = 10 mm ve tüp 3: çap = 3.1 mm, uzunluk = 12 mm boru iç çapı 2 = 6.4 mm, uzunluk = 5 mm boru 1) hazırlayın. </li><li> Tarif olarak gazlı-saplar birleştirinŞekil 1C, d. <ol><li> Kesimli tüp 1 uzunlamasına, tüp 2. üzerinde açmak ve silikon yapıştırıcı ile birbirine yapıştırın. </li><li> 5 cm x 7 cm levha steril cerrahi gazlı bez kesin ve ardından gazlı bez uzun kenarı boyunca tüp üzerinde 3 sıkıca gazlı bez rulo. Gazlı bez üzerine tüp 1 tüp 2 kompleksinin yerleştirin. </li><li> 8 mm&#39;lik bir uzunlukta bir araya gazlı bez, tüp 1 tüp 2 kompleksi ve borusu 3. Kesme gazlı sopa silikon yapıştırıcı ekleyin. </li></ol></li></ol></li><li> Montaj ve Sterilizasyon <ol><li> Şekil 2&#39;de tarif edildiği gibi mandrel kap kompleksi ve gazlı-kulpları bir araya getirin. <ol><li> Coat tıbbi sınıf gres (Şekil 2A) ile mandrel. Mandrel (Şekil 2B) üzerinden gazlı-kulpları yerleştirin. Birbirinden 35 mm sabit değerde kulpları mesafe. </li><li> (Bir tablo gördüm (son uzunluk = 8 mm) kullanılarak 10 ml şırınga alt kısmını kaldırarak bir boru şeklinde kalıp hazırlayın <stRong&gt; Şekil 2B). </li></ol></li><li> Gazlı bez sardı donanımlı mandrel kapak takımı (konut-kalıp kompleksi) üzerinde kalıp yerleştirin ek uyan silikon tıpa (Şekil 2C) kalıp. </li><li> Rezervuar ve konut-kalıp kompleksi otoklavlayın. Not: kendi dekolmanı önlemek için kalıp eklerken sıkı silikon tıpa üzerinde tutmak için dikkatli olun. </li></ol></li></ol> 2. Mühendislik Düz Kas Hücre Kolajen Jel tabanlı Yapılar ve Statik Olgunlaşma <ol><li> Mühendislik Yapıları <ol><li> Dulbecco Modifiye Edilmiş Eagle Ortamı oluşan tam kültür ortamı içinde, 20 ml dolu 175 cm2 kültürü şişelerinde aç domuz aortik düz kas hücreleri (pSMCs),% 10 (hac / hac), domuz serumu (PS),% 10 (h / h ile desteklenmiş ) cenin sığır serumu (FBS),% 1 (h / h), penisilin-streptomisin (LTR yükseltici) durumunda. </li><li> ≈90% konfluansa de, kültür ortamı kaldırarak pSMCs (geçit 2-4) ayırmakpSMCs bir şişeye, tripsin çözeltisi 5 ml (fosfat tamponlu tuz çözeltisi içinde 1 x PBS) eklenerek ve 10 dakika (T = 37 ° C,% 5 CO2,% 100 nem) inkübe. </li><li> Tam kültür ortamı içinde 4 x 10 6 hücre / ml&#39;lik bir konsantrasyonda yeniden süspanse pSMCs. </li><li> Daha önce açıklandığı gibi 10 kollajen çözeltisi hazırlayın. <ol><li> Özü ve bir PBS çözeltisi içinde sıçan kuyruğu tendonları kolajen demetleri toplamak. </li><li> Aseton (5 dakika), izopropanol 70% (v / v) (5 dakika) ve asetik asit içine, daha sonra kolajen liflerinin aktarın (0.02 N, 48 saat, 4 ° C) çözümler. </li><li> 3 gün -20 ° C&#39;de viskoz bir çözelti ve dondurma karıştırın. </li><li> Kollajen sünger elde edilmesi için dondurulmuş çözelti liyofilize. </li><li> 45 dakika boyunca 29.581 g kuvvetinde 4 g / L ve santrifüj bir konsantrasyonda asetik asit solüsyonu (0.02 N) kollajen süngerler çözünürleştirilir. </li><li> Daha sonra s karşı diyaliz işlemi boyunca kollajen solüsyonu sterilizeasetik asit Çözeltileri (0.02 N, 1 saat), kloroform,% 1 (h / h, 1 saat) ve asetik asit (0.02 N, steril bir çözelti, 1 hafta boyunca her 2 günde bir değiştirilmiştir). </li><li> Steril hücre kültürü başlığı içinde steril bir kolajen çözeltisi (4 g / L) toplayın. </li></ol></li><li> Şekil 3&#39;te gösterildiği gibi, cellularized kolajen jellerin hazırlanması. <ol><li> Steril deiyonize su, 8 ml DMEM içinde 35 ml (5x), HEPES (1 H) 4 ml, NaOH (1 N) &#39;nin 3 ml karıştırılarak steril tampon çözeltisi 50 ml hazırlayın. </li><li> Tampon çözeltisi ve% 25 (hac / hac)% 25 (h / h), steril kolajen çözeltisi (asetik asit 0.02 N 4 g / L),% 50 karıştırarak buz yerleştirilmiş bir kap içinde hücreleri ve kollajen jel karışım hazırlayın (h / h) kadar tam kültür ortamı içinde pSMCs süspansiyon. </li></ol></li><li> Karışımın pH değeri ölçülür ve bu 7.0 ile 7.4 arasında olmasını sağlar. </li><li> Yukarıda belirtilen konut / kalıp kompleksinin (adım 1.4.3, Şekil 3A-B içine hücreleri ve kollajen karışımı hafifçe 9 ml dökün </strong&gt;). </li><li> Bu hücre kültürü kaputu (Şekil 3B) altında 1 saat süre ile, oda sıcaklığında jel olsun. </li></ol></li><li> Statik Biyoreaktör içinde Olgunlaşma <ol><li> Kültür ortamı (Şekil 3D), 35 ml içeren, kalıp (Şekil 3C) çıkarın ve rezervuar içine dikkatli bir şekilde yapı aktarın. </li><li> Statik olgunlaşma 1 ya da 2 hafta boyunca dikey konumda yapı (T = 37 ° C,% 5 CO2,% 100 nem) inkübe edilir. </li><li> Yapının önündeki inkübatör içinde (yalıtımı sağlamak amacıyla mühürlü) bir web kamera takın. </li><li> Diş septum bağlantı eski ortamın aspire ve taze kültür ortamına ait eşit bir miktarı ile hazne yeniden doldurarak her 2 günde bir kültür ortamı değiştirin. </li></ol></li><li> SMC&#39;lere-kollajen kalınlığı ve Metabolik Faaliyet ölçümü Statik Kültürü sırasında Constructs Jel bazlı <ol><li> Hücre kültürlerdeki içine tarayıcı lazer interferometre yerleştirinKaputu yeniden ve bir su terazisi ile yatay konuma dikey çevirin. </li><li> Hücre kültürü kaputu içine biyoreaktör aktarın ve depodan yapıyı kaldırmak. </li><li> Lazer ışınının yolağına yapı (hala mandrel üzerine monte edilmiş) aktarın ve (Şekil 4&#39;te gösterildiği gibi) ışın eksenine göre sıkı bir şekilde dikey olarak yerleştirin. </li><li> Yapının dış çapına karşılık gelen tarama, lazer interferometrenin ekranda değeri okuyun. </li><li> Dış ve iç çapı (mandrel çapı yani) esaslı yapının duvar kalınlığı hesaplayın. Not: İlk 12 saat ve daha sonra her 24 saat için her saat 2.3.5 için adımları 2.3.1 tekrarlayın. </li><li> Kan basıncı analiz aygıtında laktat ve glukoz konsantrasyonlarının ölçülmesi için (kültür ortamının, aşama 2.2.4 değiştirirken örneklenen) eski kültür ortamının 1 ml kullanın. </li><li> 1 ml kullanınglikoz ve laktat konsantrasyonları ölçümlerde 14 için temel seviyede taze kültür ortamı. Not: adımları 2.3.6 ve kültür ortamı değişen sonrasında 2.3.7 2 günde tekrarlayın. </li></ol></li><li> Daha fazla mekanik ve biyolojik Ccharacterizations için Hasat Construct <ol><li> Statik olgunlaşma süresinin 1 ya da 2 hafta sonra, hücre kültürü davlumbaz içine statik biyoreaktör aktarın. </li><li> Taze kültür ortamı içinde 40 ml (Şekil 5 ve Şekil 7A) ihtiva eden bir 100 mm çapında Petri kabı yavaşça mandrel (Ek Video 1) olgun yapısı aktarın. </li></ol></li></ol> Boyuna ve çevresel Directions Yapıların 3. Mekanik Karakterizasyonu <ol><li> Numuneler, bir tutmak için, bir 5 ya da 10 N yük hücresi ve 37 ° C &#39;de PBS içeren bir banyo ile donatılmış mikromekanik test oluşan deney kurulumu ilet sözde fizyolojik koşullar (Şekil 6). </li><li> Yük hücresi ve ekstansometrenin dengeleyin. Not: Dengeleme görüntülenen uzatma değeri ve hiçbir örnek makinesine monte ederken görüntülenen yük değerini sıfırlamayı içinde oluşan Mikromekanik test entegre bir işlevdir. Bu işlev hem ölçümler için referans tanımlanmasına olanak verir. </li><li> Mekanik aparat üzerine boru şeklindeki yapıları Montaj: boyuna yönde. Not: doğrudan tüm tübüler yapıların üzerinde uzunlamasına yorulma testleri gerçekleştirin. Yük hücresi ve PBS banyosu tabanına yapılarının gazlı bez sardı bağlamak için in-house inşa kavrama cihazlarda kullanın. <ol><li> Boru şeklinde hasat prosedürü (bölüm 2.4) takip kavrama cihazlarının (Şekil 7B), üzerine inşa monte edin. </li><li> Test sırasında herhangi bir gazlı bez kulpları kaymasını önlemek için teflon bant ile birlikte tutma cihazları ve gazlı bez sardı sarın.Mikromekanik test (Şekil 7C) üzerine numuneyi bağlayın. </li></ol></li><li> Mekanik aparat üzerine halka şeklinde yapılar Montaj: çevresel yönü. Not: boru yapılardan kesitli halka şeklindeki numuneler üzerinde çevresel yorulma testleri gerçekleştirin. Örnekleri tutmak için kulpları iki paslanmaz çelik çubuklarını kullanın. <ol><li> Bir destek hasat (bölüm 2.4) Aşağıdaki 5 mm boşluk (Şekil 7B) ile işaretlenmiş olarak boru şeklinde plastik bir boru üzerine inşa monte edin. </li><li> Boru şeklindeki yapı 10 mm halkaları kesin. </li><li> Daha fazla analizler için bir vernier kumpas kullanarak numune uzunluğunu ölçün. </li><li> Mikromekanik test (Şekil 7C) paslanmaz çelik çubuklar üzerine halka şeklinde örnek monte edin. Barlarda merkezine örneği yerleştirin emin olun. Not: plastik boru adımı 3.4.1 ve bir kesme sistemine Şekil 7B&#39;de gösterildiği gibi, </strong&gt; kesim esnasında yapı hasarları önlemek için kullanılır. </li></ol></li><li> Boyuna veya çevresel yönde yapıları üzerinde Yorulma testi. <ol><li> Ilk ölçü uzunluğuna yapı gerin. </li><li> Sözde fizyolojik bir ortamda, 10 dakika boyunca bu konumda yapı muhafaza edin. </li><li> % 5 / sn gerilme hızında yapı için ilk ölçü uzunluğunun (30 döngü)% 10 halkalı gerginlik uygulayın. </li><li> Numunenin başarısızlık kadar% 10 halkalı gerginlik artan aşamalarında adımı yineleyin 3.5.3. Not: pseudo-fizyolojik bir ortamda kullanılması dikkate yüzdürme ve uygulanan yükün ölçümünü etkileyen kavrama sistemi ataleti alarak gerektirir. </li><li> Aşağıdaki gibi arka kaydedin: <ol><li> İlk ölçü uzunluğuna yük çerçevesini taşıyın. </li><li> Herhangi bir örnek monte etmeden adımlar 3.5.3 ve 3.5.4 tekrarlayın ve yük hücresi bağlı kavrama cihazlarını tutmak (sadece 1 döngü requi olduğunukırmızı). </li></ol></li></ol></li></ol> Yapıların 4. Luminal endotelizasyon Not: hasat protokolü (bölüm 2.4) izledikten sonra, yapıları daha endotelizas- için döner duvar biyoreaktör monte edilmelidir taşıma dayanabilir. <ol><li> Döner duvar Biyoreaktör Tasarımı <ol><li> Havalandırma delikleri kapsayan filtre zarına zarar vermeden rezervuar tüp havalandırmalı kapak merkezinde 4.5 mm çapında bir delik delin. </li><li> Deliğe bir mandrel (çap = 4.5 mm, uzunluk = 40 mm) Basın-uyacak ve adım 1.1.2 açıklandığı gibi mandrel düzeltin. </li><li> Yapı, dış çap için iki C şeklinde silikon destek hazırlamak = 14 mm; iç çap = 8 mm). </li><li> Döner duvar biyoreaktör içinde bir ucunda bir döner motor ve diğer ucunda (Şekil 8B) bir yatak yerleştirin. </li></ol></li><li> Lümen endotelizasyonunun <ol><li> İnsan umbilik Expandve arkadaşları,% 10 (h / h) PS,% 10 ile takviye edilmiş M199 kültür ortamı, 5 ml 25 cm2 kültürü şişelerinde endotelyal hücreleri (HUVECler) damar (h / h) FBS,% 1 (h / h) Pen-strep % 90 birleştiği kadar bir kuluçka makinesi (T = 37 ° C,% 5 CO2,% 100 nem) içinde Petri kabındaki. </li><li> Serumsuz endotelyal hücre kültürü ortamı içinde 10.5 ng / ml konsantre protein karışımı seyreltilmesi ile optimum hücre yapışması için gerekli olan bir yapı için, protein kaplama solüsyonu 1.5 ml hazırlayın. </li><li> Bir vernier kumpas kullanarak yapının uzunluğunu ölçün. </li><li> Lümen hacmi V ve yapının lümen alanı A hesaplayın : V =, sırasıyla D, L 2, L / 4 ve A = D (D mandrel çapına karşılık gelen bir iç çapı ve L, bir yapı uzunluğu). </li><li> Hasat prosedürü (bölüm 2.4) aşağıdaki rezervuar merkezinde yapısını yerleştirin.Her iki rezervuar (Şekil 8A) ve uçlarını da yapı düzeltmek için C-şekilli silikon desteği kullanın. </li><li> Kültür ortamında 35 ml ile doldurun. </li><li> Aşama 4.2.2&#39;de hazırlanan protein kaplama çözeltisi ile bir yapı (V) &#39;in hesaplanan lümen hacminin% 75 doldurun. Protein kaplama solüsyonu (Şekil 8A) arasında herhangi bir sızıntıyı önlemek için yapının uçları iki kapatın. </li><li> Hücre kültürü kaput içinde dönen duvar biyoreaktör sistemi monte edin. </li><li> 37 ° C inkübatör biyoreaktör yerleştirin ve Şekil 8B&#39;de gösterildiği gibi lümen kaplama sağlamak için 1 saat süre ile 4.02 x 10 5 g kuvvetinde biyoreaktör dönüşünü başlar. </li><li> Yapının üst ekstremite açın ve lümen protein kaplama çözümü aspire. </li><li> HUVEC&#39;lerin şişeden kültür ortamının ayrılması ve tripsin çözeltisi 3 ml (PBS içinde 1 x) eklenerek HUVECler (geçit 2-3) çıkarınız. Ben5 dakika (T = 37 ° C,% 5 CO2,% 100 nem) için ncubate. </li><li> Eklenmiş M199 kültür ortamı içinde 4 x 10 6 hücre / ml&#39;lik bir konsantrasyonda yeniden süspanse HUVECler. </li><li> Hücre kültürü başlık içinde,. 1000 hücre / cm2&#39;lik 15 bir yoğunluğa sahip yapının lümenine HUVECler tohum HUVECler çözeltisi herhangi bir sızıntıyı önlemek için yapının üst ekstremite kapatın. </li><li> 4.02 x 10 5 g kuvvetinin sabit bir dönme 2 gün boyunca döner duvar biyoreaktör (Şekil 8B) ve kültür yapıları (T = 37 ° C,% 5 CO2,% 100 nem) barındırılan inkübe edin. </li><li> Steril koşullar altında kültür içinde 2 gün sonra yapı Hasat ve bölüm 2.4&#39;de anlatıldığı gibi diğer biyolojik karakterizasyonu için hazırlayın. </li></ol></li></ol>

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

Finansman çıkarları potansiyel çatışma ile örgütlerin veya acentelerden alındı.

Vasküler doku mühendisleri topluluğu arasında, muazzam çabalar kan damarlarının 16 mekanik stabilite sorumlu tunika medya katmanı çoğaltmak yapılmıştır. Weinberg ve Bell 17 öncü çalışmaları yana kollajen yaygın dolayı biyouyumluluk, immünojenik olmayan özellikleri ve kullanılabilirlik vasküler doku mühendisliği için bir iskele olarak kullanılır olmuştur. Bu malzeme, mekanik sertlik içsel eksikliği, işlemek kolay değil Ancak, kollajen kullanımı, araştırmacılar için büyük bir sorun teşkil etmektedir. Iskele hazırlanması sırasında manipülasyonlar daha sonra kullanmak üzere bunları ödün, iskeleler zarar verebilir. Bu çalışmada tarif edilen teknik sağlar: i) bir boru biçimli geometri içine cellularized kollajen jel mühendis ii) kısa bir statik olgunlaşma süresi (1 ya da 2 hafta) sonra ele alınması için yeterince güçlü bir biyolojik dokular mühendislik, iii) olarak2 yönde böyle bir boru şekilli biyolojik dokuların nitik mekanik ve viskoelastik özellikleri. Jel hücreler kolajen matris yeniden yapılandırılmasında önemli bir rol oynamaktadır. Olgunlaşması sırasında kasılma SMC&#39;lere boyuna ve çevresel yönde değerlendirilebilir daha yüksek mekanik stabilitesi olan bir yapı elde jellerin sıkıştırma yol açtı. Yapıları dolayısıyla vasküler doku mühendisliği uygulamaları için kollajen jel uygunluğunu gösteren, homojen ve canlı endotel üretilen ve Sonrasında HUVECler lümen tarafında seribaşı. Bu çalışmada sunulan biyoreaktör spesifik olarak, statik olgunlaşma esnasında hücre büyümesi için uygun bir ortam sağlamak için tasarlanmıştır. Buna ek olarak, yapıları mekanik ve viskoelastik özelliklerinin tanımlanması için geliştirilmiş cihazlar manipülasyonu özgü olası hasarı azaltmak amacıyla tasarlanmışBöyle hassas malzemeler. Bu nedenle, statik biyoreaktör kap, bir 0.22 um filtre ve bir membran filtre (aşama 1.1.2, Şekil 1A donanımlı ve B) bir steril kültür ortamı tutarken, hazne ve inkübatör içinde kültür ortamı arasındaki gaz alışverişi izin verdiği. alt diş septum kültür ortamı örnekleme için bir liman olarak kullanılan ve statik kültür sırasında değişiyordu. Bazı kritik adımlar yapı imalat ve karakterizasyonları sırasında dikkat edilmesi gerekiyor. Sistemin sterilite değiştirebilecek (müteakip aşamalarda aşama 2.1.1 ve yapılan) Bütün manipülasyonlar, steril bir biyolojik başlık yapıldı. Hücrelerin ve kollajen jel karışımı hazırlama jelleşme süreci geciktirmek için buz üzerinde ele alınmıştır (2.1.7 için 2.1.4 adımları). Adım 2.1.7 anda, öncesinde jelleşme için karışımın içinde sıkışıp kalan herhangi bir hava kabarcıkları s tehlikeye düşürebilecek potansiyel stres konsantrasyon alanlarıkonstruktların karlılığı. Bu nedenle, hava kabarcıklarının çıkarılması hafif montaj çalkalama veya steril koşullarda gazdan arındırma için 3 dakika boyunca, tıbbi vakum kullanılarak gerektirir. Son olarak, çeneler özellikle jelasyon esnasında boru şekilli kalıp merkezi mandrel ekseni sağlamak ve endotelizas- için, (mandrelin giderme, Kısım 2.4), hasat sırasında yapıların hassas işleme izin vermek için tasarlanmıştır ve kolaylaştırıcı üzerine monte etmek için edildi Mekanik sistemi (uzunlamasına testleri). Mevcut protokol SMC&#39;lerinin doğal doğasında kasılma potansiyele dayalı kollajen jeller yapıların takviye özgün kolay süreç alternatif bir yaklaşım önermektedir. 20 - kolajen matrisleri takviye genel teknikler hücre-matris etkileşimlerinin 18 üzerinde zararlı etkileri olabilir fiziksel ve kimyasal çapraz bağlama maddelerinin kullanımını içerir. sunulan imalat tekniğibu çalışma, herhangi bir fiziksel ya da kimyasal işlem olmaksızın hedef mekanik özelliklere sahip olan bir doku mühendisliği yapısı elde etmek için, bu hücreler, odaklı yeniden modelleme süreci yönlendiren sağlar. Hidrate kolajen jellerin mekanik ve viskoelastik özelliklerinin karakterizasyonu büyük bir sorundur. Bu açıdan, mevcut protokol boru şeklindeki yumuşak dokuların mekanik özelliklerini değerlendirmek için orijinal bir basit ve etkili bir yöntem açıklanır. Bu tasvir, doğrudan tüm boru şekilli yapısı üzerine, çevresel yönde, hem de uzunlamasına yönde, sadece gerçekleştirilebilir. Mekanik karakterizasyonu, sıcaklık, sulu bir ortamda, pH ve iyonik kuvvette sırasında büyük ölçüde biyolojik dokuların 21 mekanik davranışını etkileyen bilinen çevresel faktörlerden bazılarıdır. Bu nedenle, mevcut çalışma son derece biyolojik dokuların mekanik karakterizasyonu için orijinal bir set-up ve protokol önerirtekrarlanabilir sözde fizyolojik bir ortam (37 ° C ve pH 7.4&#39;te tuzlu su çözeltisi). Bizim bilgimize göre, karakterizasyonu bu tür başka hiç bildirilmemiştir. Sonuç olarak, bu çalışma önerilen tekniği vasküler doku mühendisliği uygulamaları için kolajen hücrelerinin doğrudan karıştırma yüksek bir potansiyel gösterir. Mekanik karakterizasyon ve endotelizasyonunun süreci ile birlikte bu yöntem, yüksek polyvalent protokolleri oluşturmaktadır. Bu nedenle, set-up ve aynı mantığı tutarken protokolleri küçük değişiklikler sayesinde, mühendislik vasküler doku eşdeğerleri için ana gereksinimleri hızlı ve komplikasyonsuz endotelizas- dahil işleme, ve olasılık gibi ele alınabilir yumuşak geniş bir aktarılmamıştır çeşitli uzunluklarda ve çaplarda dokular. Ayrıca, yapışık hücre tipleri, ECM proteinleri ve geometrilerin, farklı hedef uygulaması ve uygulamada bir dizi için araştırılabilirBöyle diğerleri arasında mühendislik tendon, deri grefti, kalp yamalar, sinirler gibi ons. Yapıların mekanik özellikleri umut verici olmasına rağmen, yerel dokuların daha düşük. Bu bağlamda, biz şiddetle çok kısa bir statik olgunlaşma dönemi dolayısıyla daha yüksek bir yapısal bütünlük ve mekanik istikrar lider, bir biyoreaktör içine dinamik uyarılması yönünde önemli bir adım olduğuna inanıyoruz. Ancak, olasılık hızla mekanik uygun doku mühendisliği cellularized kollajen tabanlı yapıları üretmek ve histolojik büyüme ve yeniden yapılanma ya da hatta sırasında hücreleri ve ECM arasındaki etkileşimi içgörü sağlamak için yararlı ve gelecek vaat eden bir araç burada tarif edilen statik biyoreaktör yapar analizleri tedaviler ve ilaç dağıtım sistemleri için bir model olarak kullanılabilir.

Vasküler doku mühendisliği iskeleleri sentetik hücre sac tabanlı doku mühendisliği kan damarları (TEBVs) ve hücre dışı matriks (ECM) dayalı greft dahil mühendislik damarların imalat, amaçlayan farklı stratejiler bileşenleri tabanlı TEBVs öngörülüyor. Bu yaklaşımlar arasında, sentetik polimerler, iyi mekanik özellikler göstermektedir, ancak biyo-1 eksikliği gibi ortak bir dezavantajı paylaşmaktadırlar. Hücre levha esaslı yöntem, yüksek mekanik özelliklere sahip mühendislik damar ikame üretimine izin verir, ama bu tür greft üretmek için gerekli süre yaklaşık 28 hafta 2 olduğunu. Örneğin kolajen, elastin, fibrin 3 ya da bir kombinasyonu gibi ECM doğal biyopolimerler, bunların doku mühendisliği iskeleleri için altın standart malzemelerdir. Bu öncelikle fonksiyonel hücresel yanıtları 4-5 uyardığı mümkün olurken, bu malzemeler genellikle iyi biyouyumluluk sahip bu nedenle içindir. Bu biyopolimeri arasındas, tip I kollajenin, deri, kan damarları ve tendon gibi birçok dokuda ECM&#39;nin en bol ve baskın yük taşıyan protein biridir. Kapsamlı çalışma kollajen 6 mekanik özellikleri üzerinde yapılmıştır - 8, ama statik olgunlaşma sırasında kollajen jeller hücresel yeniden sadece birkaç çalışma olmuştur. Hücresel yeniden şekillenme kollajen fibrilleri ağı 9 istikrarını etkileyebilecek hücreleri tarafından uyarılan kollajen matriks yapısal değişiklikler anlamına gelir. Doğal bir iskele olarak, tip I kolajen, nispeten büyük miktarlarda, izole sterilize edildi ve bu sıçan kuyruğu tendon 10 gibi farklı kaynaklardan saklanabilir. Kollajen ile hücresel etkileşimleri ve cellularized kollajen iskeleleri (yapıları) ilgili genel mekanik davranışları anlama dokuların yapımı için önemli bir adımdır. Kolajen esaslı TEBVs doğrudan kolajen ile hücreleri karıştırılarak işlenebilirJel hazırlanması ve bundan başka, boru şekilli kısım ve düzlemsel 11 gibi belirli şekiller halinde kalıplanır. Jeller içinde Vasküler hücreler çoğalmaya ve şeklini tip I kollajenin 12. Böylece, bu yöntem doku mühendisliği uygulamaları için iskelelerinin gelişiminde önemli konulardan birini temsil belirli Makroboşluk ihtiyacını atlar. Ancak, kolajen jellerin önemli dezavantajları, düşük mekanik özellikleri, sentetik malzeme 13 ile karşılaştırıldığında bulunmaktadır. Bu çalışmada, hücrelerin homojen dağılımı olan canlı bir doku, bir tek-aşamalı bir işlemde hücreleri ile kollajen doğrudan karıştırılması ile işleme sokuldu. &quot;Statik biyoreaktörler&quot; (uygulanan dış dinamik mekanik kısıtlama olmaksızın) cellularized kollajen jel statik olgunlaşma 1 ya da 2 hafta içinde kullanıldı. Kültür sırasında, kolajen matris yeniden modellenmesi ve böylece yapıların yapısal takviye sağlamaktadır oluştu. Bundan başka, bu yapılar, sırasıyla sağeady bir döner duvar biyoreaktöre transfer edilmesi ve homojen bir endotel elde edilmiştir. Buna ek olarak, bu işin belli bir mekanik test protokolü de boru şekilli yumuşak dokuların mekanik özelliklerini karakterize uygun yeni bir yaklaşım sağlamak için önerilmiştir. Özet olarak bu çalışma, in vitro, hızlı imalat ve biyolojik ve mekanik özellikler, aynı zamanda, bir çok önemli kabul edilen dinamik biyoreaktör içinde başka bir mekanik havalandırma için sadece ele alınması için yeterince güçlü olan vasküler dokuların olgunlaşma için bir yöntem sunulur dokuların yenilenmesine adım.

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

engineering 3d cellularized collagen gels for vascular tissue regeneration

Sentetik malzemeler vasküler ikame olarak implante bu tür iltihap, stenoz ve enfeksiyonlar gibi klinik komplikasyonları başlatmak bilinmektedir. Kollajen nedeniyle doğal biyouyumluluk için yoğun biyomedikal uygulamalarda geniş bir yelpazede kullanılmaktadır ve sentetik malzemeler için geçerli bir alternatif olarak kabul edilir (yani, düşük antijenikliği, enflamasyon ve sitotoksik tepkiler). Ancak, sınırlı mekanik özellikleri ve kollajen jelleri ile ilgili düşük el becerisi vasküler doku mühendisliği için iskele malzemesi olarak kullanılmasını engellemiştir. Bu nedenle, bu işin arkasındaki mantık düz kas hücreleri ele alınması için yeterince sert dokuları elde etmek için kollajen matriks tahrik yeniden yapılanma geliştirmek için bir boru biçimli geometri ve ikinci içine cellularized kollajen jeller mühendislik için ilk oldu. Burada tarif edilen bir strateji, bir 3D cyli kolajen ve düz kas hücreleri (yapı) doğrudan montaj dayanırbir kalıplama tekniği ile ndrical geometri. Bu işlem, 1 ya da 2 hafta içinde (uygulanan dış dinamik mekanik kısıtlama olmaksızın) yapılan, statik koşullar altında bir biyoreaktörde kültürlenir ve bu süre zarfında olgunlaşma süresi gerektirir. &quot;Statik biyoreaktör&quot; yapılara izlenen ve kontrol edilen steril ortam (pH, sıcaklık, gaz değişimi, besin temini ve atık uzaklaştırma) sağlar. Kültür döneminde, kalınlık ölçümleri kollajen matriks hücreleri odaklı biçimlenme değerlendirmek için yapıldı ve glukoz tüketim ve laktat üretim oranları hücreler metabolik aktivitesini izlemek için ölçüldü. Son olarak, mekanik ve viskoelastik özellikleri elde edilen boru şeklinde yapılar için değerlendirildi. Bu amaçla, belirli protokoller ve odaklanmış bir know-how (manipülasyon, böylece, kavrama hidrate ortamında çalışan ve) için tasarlanmış dokuları karakterize etmek geliştirilmiştir.

Bu çalışma damar hücreleri içeren mühendislik boru şeklindeki kolajen bazlı yapıların imalat açıklar. Zaten, erken jelleşme 1 saat sonra, hücreler-ve-kollajen karışımı doğrudan (14 mm civarında), karşılık gelen kalıp çapına eşit dış çapı olan bir 3 boyutlu boru şekilli geometri içinde monte edilmiştir. Tüm statik olgunlaşması boyunca, ölçümler, Tablo 1 &#39;de gösterildiği gibi. Statik kültür 1 gün sonra başlangıç ​​değerinin yaklaşık% 60 arasında daralmış cellularized kolajen jellerin çapı boru şekilli cellularized yapılar, dış çapı hızlı bir azalma ortaya koymuştur ve 7 gün (Ek Video 2) içinde neredeyse% 85. Bu fenomen olmayan cellularized kolajen iskeleleri oluşmaz olarak yapıları içinde SMC&#39;lere, daralma gözlendi ve ilgili mekanik takviye sorumludur. Herhangi bir tür (termal, biyokimyasal, mekanik ya da diğerleri) bir gradyan uygulandı unutmayın. Hücreler sürücün, sıkıştırma ele mekanik taleplere bastırılmış olabilir büyük kollajen yoğunluklu bir malzeme ile sonuçlanmıştır (Ek video 3 ve 4). Genel mekanik ve viskoelastik özellikleri hücre kaynaklı biçimlenme ilişkilendirmek için, yorulma testi konstruktları (Ek video 5 ve 6) üzerinde yapıldı. Bu testler, farklı sabit deformasyonlardaki yapıları (30 kez) (% 10,% 20, ve ilk gösterge uzunluğunun% 30) bisiklet ve zaman içinde, mekanik kışkırtma konstruktların yanıt olarak stres kayıt olarak alınmıştır. Bir yapı için temsili sonuçlar, Şekil 9&#39;da gösterilmektedir. oluşumu aynı gerilim aralığında (% 30 suşu) tabi çevre yönünde (16 kPa) daha uzunlamasına yönde (75 kPa) daha yüksek gerilimleri koymuştur. Bu arada, her devirde, stres tepe değeri ta uzandırgeted maksimum gerilme zamanla azalmıştır. Bu davranış, bunlar kolajen-bazlı yapılar sergilediği yüksek viskoelastik özellikler tipik bir örneğidir. cellularized yapıların biyolojik aktivitesi, statik olgunlaşma sırasında değerlendirilmiştir. Bu nedenle, SMC&#39;lerinin metabolik aktivitesi, statik kültür sırasında glikoz ve laktat üretimi ölçülerek değerlendirildi. Kültür ortamı her 2 saatte bir ve glikoz örneklendi ve laktat konsantrasyonu kan gaz analizörü kullanılarak ölçülmüştür. glikoz tüketimi ve yapılarının önemli daralma kombine laktat üretimi sürekli artış, tüm statik kültürü (Şekil 10) boyunca SMC&#39;lere aktivitesini kanıtlamak. nedeniyle hücre odaklı yeniden yükselmiştir mekanik stabilite yapıları manipülasyon ve sonraki endotelizasyonunun sürecini izin verdi. Masson trikrom boyama endotelize yapıları üzerinde yapılanBir son derece homojen endotelyumu göstermiştir. SMC&#39;lere a milli şeklinde morfoloji sergiledi ve HUVECler iyi luminal tarafında (Şekil 11) yayılmış çıktı ise homojen, duvar boyunca dağılmış çıktı. <img alt="Şekil 1" src="/files/ftp_upload/52812/52812fig1highres.jpg" width="700" /> Şekil 1:. Statik biyoreaktör bileşenleri statik biyoreaktör bir tadil edilmiş 50 ml&#39;lik bir santrifüj tüpüne (A) ve bir mil donatılmış kapak (B) oluşmaktaydı. Tüp orta rezervuar olarak görev yaptı ve orta örnekleme ve değiştirmek için, gaz değişimi için 0.22 mikron filtre için bir liman, bir septum ile donatılmıştır. Havalandırılmış kap içinde bir mandrel, bu boru şeklindeki yapıların yapımını sağladı. gazlı bez kulpları (C) olarak tasarlanmış ve mandrel boyunca yapılarının jelleşme desteklemek için imal edilmiştir. Ayrıca, buçeneler konstruktlar, statik olgunlaşmasından sonra ele alınması ve mekanik cihaz ile tespit edilebilir izin verdi. mandrelin dış çapı 4.7 mm idi. <img alt="Şekil 2," src="/files/ftp_upload/52812/52812fig2highres.jpg" width="700" /> Şekil 2: Statik biyoreaktör monte sterilize edilmeden önce biyoreaktör evrelerini Montaj.. tül-kulpları sabit bir mesafede mandrel (A) üzerine monte edilmiştir. Bir kalıp yerleştirilmiş (B) ve sıkı bir şekilde silikon durdurucu (C) tespit edildi. mandrelin dış çapı 4.7 mm idi. <img alt="Şekil 3," src="/files/ftp_upload/52812/52812fig3highres.jpg" width="700" /> Şekil 3:. Steril şartlarda yapıları Fabrikasyon hücreleri ve kollajen karışımı konut-kalıp kompleksinin döküldü<html> (A) ve oda sıcaklığında (B) &#39;de 1 saat süre ile jel sağlar. Daha sonra, kalıp (C) uzaklaştırılmıştır statik biyoreaktör (D) monte edilmiş ve kuluçka makinesi içinde yapının statik olgunlaşması (T = 37 ° C,% 5 CO2,% 100 nem) için bir rezervuar içinde transfer edildi. mandrelin dış çapı 4.7 mm idi. <img alt="Şekil 4," src="/files/ftp_upload/52812/52812fig4highres.jpg" width="700" /> Şekil 4:. Konstruktların kalınlığı / dış çap ölçümü bir lazer tarama interferometre yapıları dış çap ölçümünü gerçekleştirmek için kullanıldı. yapı, lazer ışınının yolu içine yerleştirilir ve bir gölge elde edilmiştir. yapının dış çapına karşılık gelen gölge genişliği, daha sonra ölçüldü ve ekranda edildi. hep &quot;&gt;:&quot; keep-together.within-page = fo &quot;e_content <img alt="Şekil 5," src="/files/ftp_upload/52812/52812fig5highres.jpg" width="500" /> Şekil 5:. Hasat yapının morfolojik görünüşü (A) sağ 2 hafta içinde, statik olgunlaşma sırasında hücreler odaklı yeniden sonrası jelleşme ve (B) sonra,. <img alt="Şekil 6," src="/files/ftp_upload/52812/52812fig6highres.jpg" width="500" /> Şekil 6: mekanik özellikler için deneysel kurulum bir 5 ya da 10 N yük hücresi ve yalancı fizyolojik koşullarda örnekleri tutmak için 37 ° C sıcaklıkta PBS içeren bir banyo ile donatılmış mikromekanik test oluşuyordu.. <img alt="Şekil 7," src="/files/ftp_upload/52812/52812fig7highres.jpg" width="700" /> Şekil 7: Örnek hazırlama f<html> ya da mekanik karakterizasyonları. Örnek hasat (A) ve preparasyon (B), yorgunluk, uzunlamasına yapılan testler ve çevresel yönleri (C). mandrelin dış çapı 4.7 mm idi. <img alt="Şekil 8," src="/files/ftp_upload/52812/52812fig8highres.jpg" width="600" /> Şekil 8: Döner duvar biyoreaktör (A) tübüler yapılar c-şekilli silikon desteği yardımıyla rezervuar merkezinde monte edildi.. Yapının ekstremitelerin iki HUVECler çözeltisi herhangi bir sızıntıyı önlemek için kapatıldı. (B) yapıları inkübatörde kültürlendi (T = 37 ° C,% 5 CO2,% 100 nem) 2 gün süre ile 4.02 x 10 5 g kuvvetinde dönme. 2 / 52812fig9highres.jpg &quot;width =&quot; 700 &quot;/&gt; Şekil 9:.. Mekanik karakterizasyonları boyuna (A) yapıları üzerinde yapılan yorulma test ve hücre odaklı yeniden sonrasında çevresel (B) yön sonuçları <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/52812fig9highres.jpg" target="_blank">bu rakamın daha büyük bir versiyonunu görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> <img alt="Şekil 10," src="/files/ftp_upload/52812/52812fig10highres.jpg" width="600" /> Şekil 10:. Kolajen jellerin içindeki SMC&#39;lerinin metabolik aktivitesi glikoz tüketim oranı ve laktat üretim hızı ölçümleri kültür ortamı değişiklik için, her 2 günde bir kan gaz analizörü ile yapıldı. Taze kültür ortamı, glikoz ve laktat konsantrasyonu ölçümleri için, bir taban çizgisi seviyesi olarak kullanılmıştır. Şekil 11: lümen endotelizasyon boru şekilli yapılar radyal kesitlerinin histolojik ve görüntüler.. Boru şekilli yapıların Masson trikomu boyama 1 hafta (A) ve 2 hafta içinde (B) statik olarak kültürlendi. Boru şeklindeki bir yapının (C) &#39;nin, H &amp; E boyama. <table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0"><tbody><tr><td> Zaman </td><td> Kalınlığı (mm) </td><td> Sıkıştırma (%) </td></tr><tr><td> 0 saat </td><td> 4.83 ± 0.02 </td><td> 0 ± 0 </td></tr><tr><td> 2 saat </td><td> 4.26 ± 0.02 </td><td> 12 ± 0 </td></tr><tr><td> 4 saat </td><td> 4.21 ± 0.03 </td><td> 13 ± 1 </td></tr><tr><td> 6 saat </td><td> 4.06 ± 0.10 </td><td> 16 ± 2 </td></tr><tr><td> 12 saatr </td><td> 3.16 ± 0.07 </td><td> 35 ± 1 </td></tr><tr><td> 1 gün </td><td> 2.08 ± 0.11 </td><td> 57 ± 2 </td></tr><tr><td> 1 hafta </td><td> 0.68 ± 0.07 </td><td> 86 ± 1 </td></tr><tr><td> 2 hafta </td><td> 0.36 ± 0.00 </td><td> 93 ± 0 </td></tr></tbody></table> Tablo 1: Statik olgunlaşma esnasında yapı çapı hızlı sıkıştırma konstruktlarının duvar kalınlığı ve statik kültür zamanın bir fonksiyonu olarak bir sıkıştırma oranı.. Sıkıştırma, bir tarama laser interferometre (Seri 183b, LaserMike 136) boru biçimli yapılarının dış çapı saptanmasıyla ölçülmüştür. 24 saat sonra, yapılar% 57 kendi kalıp boyutlarının ±% 2 sıkıştırılmış. Veriler ifade olarak ortalama ± SD (n = 3). varlığı ve düz kas hücreleri canlı aktivitesi, büyük değişiklikler için tek sorumlusu oldu. Supplemental Video 1:. olmayan remodeled boru şeklinde kollajen jellerin Hasat <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video1.mov" target="_blank">Bu videoyu görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> Ek Video 2:. Tübüler kollajen jellerin Hücreler odaklı sıkıştırma <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video2.m4v" target="_blank">Bu videoyu görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> Ek Video 3:. Olmayan remodeled boru şeklinde kollajen jeller Manipülasyon <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video3.mov" target="_blank">Bu videoyu görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> Ek Video 4:. Hücreler-remodeled tübüler kollajen jeller Manipülasyon <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video4.mov" target="_blank">inci görmek için buraya tıklayınız</a>video. Ek Video 5:. Boyuna yorulma testi (% 30) hücreleri remodeled tübüler kollajen jeller üzerinde <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video5.mov" target="_blank">Bu videoyu görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> Ek Video 6:. Çevresel yorulma testi (% 30) hücreleri remodeled tübüler kollajen jeller üzerinde <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52812/JoVE_Video6.mov" target="_blank">Bu videoyu görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a>

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

Engineering 3D Cellularized Collagen Gels for Vascular Tissue Regeneration

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

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. ...

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

Research

JoVE Journal

Bioengineering

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

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

Capillary Force Lithography for Cardiac Tissue Engineering

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

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

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 ...

Biyomühendislik

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 ...

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

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

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

Doku Mühendisliği: Katmanlı Hücre Sheets teslimi için bir Multisellüler 3D İskele İnşaatı

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

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

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

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

Planar Gradient Difüzyon Sistemi 3D Kollajen Matrix Kemotaksis Araştırma

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

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

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

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

Polarize Sinir Doku Engineered 3D İpek-kolajen bazlı Modeli

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

Bioprinting Cellularized Constructs Using a Tissue-specific Hydrogel Bioink

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

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

Bioprinting cellularized dokuya özel Hidrojel Bioink kullanılarak dahil edilmesi

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

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

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

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

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

3D Etkileşimleri Çalışmaları 3D Kollajen jeller ve Mikrokanallarda Hazırlanması<em&gt; İn Vivo</em

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

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

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

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

Bioprinting kıkırdak ve cilt doku analogları bir roman pasif birimi teknik Bioink Precellularization için karıştırma kullanmak

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

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

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

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

Mühendislik Nöral Benzeri Dokular için Murine Kortikal Astrositlerin 3D Biyobaskı

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

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

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

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

Y-27632 Kullanarak Birincil İnsan Dişeti Epitel Hücrelerinin İzolasyonu ve Kültürü

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