This work was supported by NIH-NIDCR IRO1DE019355 (MJ Yost, PI), and NSF-EPSCoR (EPS-0903795).

1. Kollajen Toplu İş Katıların yüzdesi belirleyin <ol><li> Önceden yayınlanmış bir prosedüre 13 sonrası kollajen ekstrakte edin. Kollajen, 20 ml, en az çözülme. oluşan hidrojellerin kollajen konsantrasyonunu işlemek amacıyla toplu kollajen katıların ilk yüzdesini belirleyin. <ol><li> Alüminyum folyo (yaklaşık 6 x 6cm ebadında), üç adet kesin ve 25 ml&#39;lik bir cam kaba alt kullanarak bir tava her biri şekil. Her tavada ağırlığını kaydedin. </li><li> Her bir tavaya kolajen bir miktar ilave edin ve bir alüminyum kaba ve kollajen toplam ağırlığı kaydedin. Her alüminyum tava kollajen 0.8 g - 0.5 ekleyin. Not: Bu işlemden sonra, orada üç alüminyum folyo tava ve her biri kollajen bir miktar olmalıdır. Her (toplam 3) boş alüminyum tava ağırlığı ve kollajen ilavesinden sonra tencerenin ağırlığını kaydetmek için emin olun. </li><li> f kullanarak her tavada kollajen ağırlığı hesaplamakformülü ollowing: Kollajen ağırlığı = Pan ve kolajen ağırlık - Pan ağırlığı </li><li> 24 saat boyunca 100 ° C&#39;de bir fırında kolajen tutan üç alüminyum tava yerleştirin. </li><li> 24 saat sonra, her bir alüminyum tavaya ağırlığını ve kurutulmuş kollajen kaydedin. </li><li> Aşağıdaki denklem kullanılarak susuz kollajen ağırlığı hesaplanır: Susuz kollajen ağırlığı = Pan ve kurutulmuş kollajen ağırlığı - Pan ağırlık </li><li> üç örnek aşağıdaki formül kullanılarak kollajen katı konsantrasyonunu belirlemek için katı yüzdesini hesaplayın: <img alt="denklem 2" src="/files/ftp_upload/53578/53578eq2.jpg" /></li><li> Üç örneğin her biri için, kollajen katıların yüzdesi kullanarak toplu ortalama kollajen bir katı miktarı hesaplanır. Not: kullanılacaktır kollajen hidrate kollajenin sol budur. susuz kollajen hiçbiri kullanılacaktır. </li><li> kollajen katı (i yüzdesini belirledikten sonratoplu nitial kollajen konsantrasyonu), geri kalan hidrate kollajen kullanmaya devam edin. 3 kolajen partisinin pH&#39;ı ayarlamak için kalibre edilmiş bir pH metre kullanımı. <ol><li> az miktarda 12 N hidroklorik asit (HCl) içinde (her seferinde 2-5 ul) eklenir. her zaman buz üzerinde tutun. kollajen doğrudan hidroklorik asit ilave etmeyin - tüp tarafına asit ekleyin. asit ilave edildikten sonra, kolajen asit itmek ıspatula ve hızlı bir şekilde karıştırın. </li></ol></li><li> Bu 3 arasında bir pH değerine ulaştığında, kollajen, 4 ° C de O / N bekletin. </li></ol></li></ol> BSA Kauçuk 2. Hazırlık <ol><li> Aşağıda listelenen prosedür takip Sığır Serum Albumin (BSA) çözeltisi hazırlayın. <ol><li> 2x Fosfat Tamponlu Salin solüsyonu (PBS) hazırlayın. 0.02 M PBS çözeltisi yapmak için, 100 ml su için iki PBS tablet ekleyin. </li><li> Aşağıda listelenen prosedürü kullanarak% 30 BSA çözüm oluşturmak için 2x PBS ile BSA birleştirin. <ol><li> Örneğin, 2x PBS ile 30 ml% 30 BSA hale BSA 12.9 g kullanımı. Bir karıştırma çubuğu olan bir şişeye 2x PBS (örneğin, 10 mL) 1/3 ekleyin. Şişeye BSA (örneğin, 6.45 g BSA) 1/2 eklenir ve bir ıspatula kullanılarak, kuru bir çözünmüş madde ıslak. </li><li> tüm çözünen kadar PBS ve sonra BSA ekleyerek bu işlemi tekrarlayın ve çözücü şişede olduğunu. tüm çözünen ıslak spatula kullanın. Bazı sıvı ve topaklar bir karışımı gibi görünecek. yaklaşık 30 dakika boyunca bekletin. </li><li> Sonra, bir düşük döngüsünde karıştırıcı açmak ve karıştırma çubuğu etrafında kümeleri olmadığından emin olun. Bu çözelti içinde her şeyi almak için 90 dakika sürer ya da 4 ° C &#39;de O / N karıştırıldıktan bırakılabilir. Çözünen Tüm eridikten sonra, 20 ml&#39;lik bir şırınga içinde çözelti yerleştirin ve 0.20 um&#39;lik bir şırınga filtresi ile kapatıldı. filtre içinden sıvı kovmak ve yeni bir tüp içinde steril solüsyon toplamak için pistonu basınız. 4 ° C&#39;de saklayın. </li></ol></li><li> % 3 glutaraldehid soluti hazırlanmasısteril süzülmüş 2x PBS ile% 25 glutaraldehit solüsyonu seyreltilmesi ile ilgili. Örneğin,% 3 glutaraldehit çözeltisi 10 ml, 2% 25 glutaraldehid eklenir ve 2x PBS 8 ml kullanın. 4 ° C&#39;de saklayın. </li></ol></li></ol> 3. Kalıplar Tedavisi Not: Bu yazıda anlatılan prototip bir özel yapılmış paslanmaz çelik Y kalıp parçasını kullanır. Kalıp bir giriş ve sırasıyla 4 ve 3 mm, iki çıkış kanallarını içerir. İlk olarak, temiz kalıpları, doymamış domuz yağı ile onları sprey, ve onları sterilize. Aşağıda tarif edilen prosedür takip kalıpları hazırlayın. <ol><li> 35 kHz frekansta sonikatör kullanarak temiz paslanmaz çelik kalıplar. sonikatörde kalıpları yerleştirin ve su ve buz ile daldırın. sonikatör çalışırken her zaman soğuk kalıpları tutun. 90 dakika 2 dönemler için sonikatör çalıştırın. <ol><li> Her dönemden sonra, Luer hiçbir malzeme paslanmaz çelik veya b kilit olduğundan emin olmak için bir iğne kullanınrass konektörü. kalıp iki tarafın tüm yüzeyini temizlemek için sabun ve su kullanın. kanallarda herhangi bir engel olduğunu doğrulayın. </li></ol></li><li> Bir otoklav torbasına kalıplar, vidalar ve Luer lock konnektörü yerleştirin ve otoklav. </li><li> piyasada mevcut domuz yağı (karışık yağ asidi çözücü ajan) ile bir hava püskürtücü yarım verdiği şişeye doldurun. Düzenli kapak şişe kapağı değiştirin. Bir otoklav poşetine koyun ve otoklav. Not: domuz yağı, daha sonra enjekte Reaksiyon olacak bir materyal (BSA kauçuk) çıkartılmasını kolaylaştırmak için kullanılır. iç mühür zarar verebilir otoklav- püskürtücü şişe kapağı koymayın. </li><li> 45 saniye ya da bir mikrodalga fırında berrak ve sıvı kadar domuz yağı ısıtın. domuz yağı şişesine hava püskürtücü kapağı vidalayın. püskürtücü ile kapağı bağlayın. laboratuvar tezgah hava kaynağına püskürtücü takın. Hava valfini açın ve yüzey ıslatma başlayana kadar püskürtücü meme açmakBir kağıt havlu. </li><li> Yüzey tamamen kaplıdır kadar kalıp yüzeyine dik domuz yağı püskürtün. her parça püskürtülür edildikten sonra, bir Petri kabındaki koyun ve kapağını kapatın. 2 saat süreyle 4 ° C &#39;de kalıplar yerleştirin. </li><li> 30 dakika boyunca UV ışığına sathının getirilmesi sureti ile kalıp sterilize edin. onlar tepki enjekte olmaya hazır olana kadar 4 ° C&#39;de onları geri yerleştirin. </li></ol> BSA Kauçuk 4. Reaksiyon Enjeksiyon Not: Bir sonraki adımda BSA kauçuk erken ayarını önlemek için kullanmaya hazır olana kadar tüm malzemeler ve çözüm soğuk tutmak gerekir. <ol><li> aşağıdaki adımları kalıplara BSA kauçuk sunmak için vericiyi hazırlayın. <ol><li> Karıştırma tüm bileşenlerin sterilize: polimeraz zincir reaksiyonu (PCR) başlığı içinde, 30 dakika boyunca UV ışığına maruz bırakılmasıyla (iki O halkalar, şırınga kapağı, çift şırınga ucu karıştırın ve 4 1 dağıtıcı). Not: Bir PCR kaput t çünkü kullanıldıBu prosedürün fiksatif içerir. Bu kimyasal maddeler nedeniyle hücrelerine maruz kalma ve toksisite riski hücre / doku kültürü kaputu kullanılamaz. UV ışığı içeren herhangi bir başka kaput uygun olacaktır. </li><li> Çözelti tutucu ucu kapağını yerleştirin. </li><li> BSA: 1 oranında bir 4: karıştırma ve enjeksiyonun gerçekleştirilmesi Glutaraldehit. çözümün en yüksek miktarda teslim edecek çift şırınga haznesine% 30 BSA ekleyin (Bu doldurmak için yaklaşık 4 ml alacaktır). Bitişik odasının taşan ve kirlenmesini önlemek amacıyla O ring yerleştirmek için yeterli boşluk bırakın emin olun. </li><li> diğer odaya% 3 glutaraldehit solüsyonu ekleyin (bunu doldurmak için yaklaşık 1 ml alacaktır). Bitişik odasının taşan ve kirlenmeyi önlemek için O ring yerleştirmek için yeterli boşluk bırakın emin olun. </li><li> dağıtıcının çift şırınga yerleştirin. Şırınga kap üstünde olacak şekilde dikey olarak derleme eğin. karıştırma ucu ile kapağı değiştirin. </li><li> scBirlikte iki paslanmaz çelik kalıp parçaları rew. </li><li> otoklav torbanın iç montaj yerleştirin. </li><li> dağıtıcı herhangi bir havayı çıkarmak için, dik konumda tutun ve hızlı bir şekilde tutamacı gluteraldehit ile karışık BSA küçük bir miktar serbest bırakmak için bir kez sıkın. Sonra hızlı bir şekilde şırınga ucu paslanmaz çelik Y Kalıbın Luer kilit bağlantısını takın. </li><li> sol el ve sağ tarafta BSA-Glutaraldehyde karışım dağıtıcı ile paslanmaz çelik Y kalıp tutun. Alternatif içindeki boşluklar çözeltisi ile doldurulur emin olmak için, bir otoklav torbanın kenarlarına egzoz basarak çıkış kanalları sol ve sağ egzoz her kaplama. Ardından, yatay kalıpları yerleştirmek ve tekrar enjekte. </li><li> 25 mm Petri kabındaki dağıtıcı ve yerden kalıpları ayırın. </li><li> kauçuk su kaybını önlemek için Petri kabı etrafında Parafilm yerleştirin. </li><li> 4 ° C buzdolabı O / N kalıp yerleştirin. </li></ol></li></ol> Not: kolajen işlemi sırasında her zaman buz üzerinde tutulmalıdır. <ol><li> Kollajen katıların yüzdesini kullanarak kollajen konsantrasyonu değiştirin. <ol><li> Soğuk su ile ilk kollajen konsantrasyonunu ayarlayarak% 1.75 kollajen 10 ml olun. </li><li> kalibre edilmiş bir pH metre kullanılarak, 12 N hidroklorik asit kullanılarak pH&#39;ı 3&#39;e ayarlanır. kollajen doğrudan hidroklorik asit ilave etmeyin tüp tarafına asit ekleyin. asit ilave edildikten sonra, kolajen içine asit itmek için ıspatula ve hızlı bir şekilde karıştırın. </li><li> Ayrı konik bir tüp içinde kollajen 4 g tartılır. </li><li> 4 ° C ve 20-30 dakika boyunca 9,343 x g&#39;de havayı çıkarmak için kollajen santrifüjleyin. </li><li> 30 dakika boyunca hücre kültürü kapağı sterilize ve 4 ml kolajen laminin 14 ul, UV. Bu 10 ug / ml bir son konsantrasyonda laminin ile sonuçlanacaktır. Not: Laminin s sağlartructural bütünlüğü, yapışma, çeşitli hücresel tepkileri teşvik etmektedir. </li><li> önce sterilizasyon için kaputu kullanarak PCR UV 20-30 dakika süreyle üzerinde ışık açın. </li><li> 2 saat boyunca, etanol içinde bir 20 ml şırınga eklemek için, Luer kilit kapağı yerleştirin. Sonra kurumaya ve UV ışık yerleştirmek için izin verir. </li><li> Gama 1200 cGy ulaşmak için 8.6 dakika boyunca kollajen ışın tedavisi. Not: Zaman Sezyum kaynağının çürüme bağlıdır. Aynı doz ulaşmak için saati ayarlayın. </li></ol></li></ol> BSA Kauçuk üzerinde Kolajen 6.Casting <ol><li> 1: 1 oranında, (kollajen: HEPES: MEM) kollajen polimerize etmek için, bir 8 kullanın. Aşağıdaki prosedür, (Kademe 5.1.8 arasında) ile asitleştirildi kollajen ilk 4 g dayanır. <ol><li> su içinde 0.2 N HEPES çözeltisi yapmak ve 1-5 M sodyum hidroksit (NaOH) çözeltisi, az miktarda (1-5 ul) eklenmesi ile pH 9&#39;a ayarlanır. kalibre edilmiş bir pH metre kullanılarak, her eklemeden sonra, solüsyonun pH değerinin izlenmesi. 4 ° C veya ke saklayınbuz üzerinde ep. </li><li> Kaputu sterilize etmek için 20-30 dakika süreyle doku kültürü kaputu UV ışığı açın. </li><li> Otoklav forseps, spatula, ve sterilizasyon için neşter. </li><li> Doku kültürü kapağı kullanarak, 0.2 N HEPES (pH 9) ve mi 10x MEM 1.5 1.5 mi karıştırın. Kullanmadan önce 5 saniye boyunca buz ve vorteks onu tutmak için emin olun. 4 ° C&#39;de saklayın veya buz üzerinde tutmak. </li><li> PCR kaput sterilize etmek için, 30 dakika boyunca UV ışığı açın. </li><li> 10 dakika boyunca -20 ° C&#39;de bir 12 kuyulu plaka ve bir 20 ml şırınga yerleştirin veya hazır olana kadar devam etmektedir. Not: Kullanıma hazır olana kadar soğuk tüm malzemelerini saklayın. Sıcaklık artışı, erken kollajen fibrillogenesis indükler. </li><li> % 70 etanol ile kaputun olması ve sterilizasyon için kurumaya bırakın olacak tüm tüpler ve iyi plakaları püskürtün. daha sonra kullanmak için soğumaya buz üzerinde 20 ml şırınga yerleştirin. </li><li> PCR kaputu, BSA kauçuk ve bir neşter kullanılarak serbest bırakmak için paslanmaz çelik kalıpları açmak BSA r egzoz kanalları kesmekubber kalıp. </li><li> PCR Kaputun altında, HEPES-MEM çözeltinin 1 ml steril kollajen tüplerini açıp ekleyin (emin olun iyi karışık ve hiçbir katı mevduat olduğunu, HEPES-MEM çözüm ayıklanması önce). </li><li> Steril spatula kullanarak, iyice kollajen ve tampon çözelti karıştırın. </li><li> Kapatın ve girdap hızla bir iyi karıştırılmış hidrojel sağlamak. </li><li> Soğuk 20 ml şırınga aktarın. </li><li> Tek bir el ile, kuyunun içindeki BSA Kauçuk tutun ve diğer kullanılarak kuyunun dibine kolajen hidrojel çözeltinin yansı dağıtın. </li><li> Steril cımbız kullanarak, kauçuk giriş ve çıkış uçları iyi yanlarını dokunmadan emin olun. </li><li> tamamen kaplıdır kadar kauçuğun üstünde kolajen çözeltisi dökülür. </li><li> BSA kauçuk kollajen içinde askıya alındığını ve özellikle lastik uçlarına yakın hiçbir kabarcıklar, bulunmadığından emin olun. </li><li> Kapağı yerleştirin ve etrafına sarın ParafilmKuyunun çevresi. </li><li> 37 ° C&#39;de 1 saat boyunca kuluçkaya konulmuştur. PCR UV ışığı tutun. </li></ol></li><li> kollajen Polimerizasyondan sonra UV aşağıdaki yöntemle hidrojel çapraz bağlanırlar. Not: kollajen, çapraz bağlama enerjisi miktarı kontrol edilebildiği bir UV çapraz bağlayıcı cihazı kullanılarak yapılır. <ol><li> UV çapraz bağlayıcı açın ve 630.000 μJ / cm 2 ile boş odasını saçmak için enerji ayarını kullanın. </li><li> inkübatör jeller çıkarın. </li><li> etanol ile ellerini Sprey ve, odasının içine mümkün olduğunca çabuk kapağı çıkarın. </li><li> Odasına kapatın ve UV enerji ayarını seçerek ve 630.000 μJ / cm 2 ışınlanması ile hidrojeller çapraz. </li><li> Çapraz bağlama döngüsünden sonra, PCR örtünün üzerinde UV ışığı kapatmak </li><li> etanol ile ellerini Sprey ve hızlı bir şekilde plaka üzerine geri kapağını yerleştirerek, odasını açın. plaka taşıPCR kaput. </li><li> yavaşça gevşetin ve kuyudan jel kaldırmak, steril spatula ile. hidrojel alt çapraz bağlanması için kaputun altında jeller çevirin. Adımı tekrarlayın 6.2.3 ve 6.2.4. </li></ol></li></ol> BSA Kauçuk 7. Enzim Sindirim <ol><li> içi boş bir kollajen iskele sahip olmak için, hidrojel gömülü boyutları etkilemeyen bir şekilde BSA Kauçuk çıkarın. Prosedür aşağıda tarif edilmektedir. <ol><li> doku kültürü kaput sterilize etmek için 20-30 dakika süreyle UV ışığı açın. </li><li> % 0.25 tripsin solüsyonu pH 7.8 sağlayın. Örneğin, 15 ml su, bir 50 ml konik bir tüp içinde tripsin 0,0376 g ekleyin. 1 M NaCl, az miktarda (2-5 ul) eklenmesi ile 7.8&#39;e pH ayarlayın. 20 ml&#39;lik bir şırınga içinde çözelti yerleştirin ve 0.20 um&#39;lik bir şırınga filtresi ile kapatıldı. filtre içinden sıvı kovmak ve yeni bir tüp içinde steril bir çözüm toplamak için pistonu basınız. </li><li> su banyosu açın ve 30 sıcaklığını ayarlamak° C. </li><li> 30 dakika sonra, UV ışığı kapatın. kaputu kullanılacak olan tüm boru ve malzemeler üzerinde etanol püskürtün. </li><li> Ayrı konik tüp başlık ve yer altında kollajen hidrojel aktarın. </li><li> Her tüpe 7.8 bir pH ile,% 0.25 tripsin solüsyonu (jeller kaplamak için yeterli miktarda) 3-5 ml ekleyin. </li><li> Yaklaşık 1 dakika boyunca hafifçe Parafilm ve vorteks tüpleri Seal. </li><li> 15-24 saat boyunca 30 ° C su banyosunda yerleştirin. BSA kauçuk dijeste veya hidrojel kaldırıldı kadar su banyosu içinde iken, hafifçe sık jeller girdap. Not: Amacıyla BSA kauçuk kaldırıldı olup olmadığını belirlemek için, ya kauçuk tripsin solüsyonu içinde yüzen ya da dökümünü parçaları vardır. hidrojel içinde hiçbir görsel karanlık alanlar olmalıdır. </li></ol></li><li> aşağıda açıklandığı gibi tüm BSA kauçuk ve tripsin hidrojeller kaldırıldı emin olmak için, durulayın. <ol><li> PCR hoo açın20-30 dakika d UV ışığı. </li><li> Mosconas çözüm hazırlayın. Su içerisinde potasyum klorid (KCl, 28.6 mM), (NaHCO3, 11.9 mM), glikoz (9.4 mM) ve (NaH 2 PO 4, 0.08 mM) bir araya getirin. 1 M NaOH ve 12 M HCI çözeltisi ile 7.4&#39;e pH ayarlayın. 20 ml&#39;lik bir şırınga içinde çözelti yerleştirin ve çözelti sterilize etmek için 0.20 um bir şırınga filtre kullanın. </li><li> örtünün üzerinde yerleştirerek önceden etanol ile sprey her şey ve etanol kurumasını bekleyin. </li><li> tüp açın ve yeni bir 50 ml konik tüp, steril Mosconas çözeltisi 5-10 ml aktarın. </li><li> enzim çözeltisi içeren konik tüp kollajen hidrojel aktarın. hidrojel tamamen çözümü ile kaplı olduğundan emin olun. 30 dakika boyunca 4 ° C&#39;de buzdolabında çalkalayıcı tüpü boş. </li><li> Mosconas çözümü ve iki kez adımı yineleyin 7.2.5 aspire. </li><li> 4 ° C&#39;de saklayın. </li></ol></li></ol>

<ol>
	<li>Kundu, J., Pati, F., Hun Jeong, Y., Cho, D. W., Cho, D. W., Forgacs, G. a. b. o. r., Sun, W. e. i. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> Biofabrication. , 23-46 (2013).</li><li>Vats, A., Tolley, N. S., Polak, J. M., Gough, J. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Scaffolds+and+biomaterials+for+tissue+engineering:+a+review+of+clinical+applications.">Scaffolds and biomaterials for tissue engineering: a review of clinical applications.</a> Clin. Otolaryngol. 28, 165-172 (2003).</li><li>Chan, B. P., Leong, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Scaffolding+in+tissue+engineering:+general+approaches+and+tissue-specific+considerations.">Scaffolding in tissue engineering: general approaches and tissue-specific considerations.</a> Eur Spine J. 17, s467-s479 (2008).</li><li>Salerno, A., Di Maio, E., Iannace, S., Netti, P. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Tailoring+the+pore+structure+of+PCL+scaffolds+for+tissue+engineering+prepared+via+gas+foaming+of+multi-phase+blends.">Tailoring the pore structure of PCL scaffolds for tissue engineering prepared via gas foaming of multi-phase blends.</a> J. Porous Mater. 19, 181-188 (2011).</li><li>Hasan, A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Electrospun+scaffolds+for+tissue+engineering+of+vascular+grafts.">Electrospun scaffolds for tissue engineering of vascular grafts.</a> Acta Biomater. 10, 11-25 (2014).</li><li>Huang, Z. -. M., Zhang, Y. Z., Kotaki, M., Ramakrishna, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+review+on+polymer+nanofibers+by+electrospinning+and+their+applications+in+nanocomposites.">A review on polymer nanofibers by electrospinning and their applications in nanocomposites.</a> Compos. Sci. Technol. 63, 2223-2253 (2003).</li><li>Sell, S. A., McClure, M. J., Garg, K., Wolfe, P. S., Bowlin, G. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Electrospinning+of+collagen/biopolymers+for+regenerative+medicine+and+cardiovascular+tissue+engineering.">Electrospinning of collagen/biopolymers for regenerative medicine and cardiovascular tissue engineering.</a> Adv. Drug. Deliv. Rev. 61, 1007-1019 (2009).</li><li>Zheng, W., Zhang, W., Jiang, X. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biomimetic+Collagen+Nanofibrous+Materials+for+Bone+Tissue+Engineering.">Biomimetic Collagen Nanofibrous Materials for Bone Tissue Engineering.</a> Adv. Eng. Mater. 12, B451-B466 (2010).</li><li>Cao, H., Kuboyama, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+biodegradable+porous+composite+scaffold+of+PGA/beta-TCP+for+bone+tissue+engineering.">A biodegradable porous composite scaffold of PGA/beta-TCP for bone tissue engineering.</a> Bone. 46, 386-395 (2010).</li><li>Ankam, S., 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=Substrate+topography+and+size+determine+the+fate+of+human+embryonic+stem+cells+to+neuronal+or+glial+lineage.">Substrate topography and size determine the fate of human embryonic stem cells to neuronal or glial lineage.</a> Acta Biomater. 9, 4535-4545 (2013).</li><li>Bose, S., Vahabzadeh, S., Bandyopadhyay, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bone+tissue+engineering+using+3D+printing.">Bone tissue engineering using 3D printing.</a> Mater. Today. 16, 496-504 (2013).</li><li>Billiet, T., Vandenhaute, M., Schelfhout, J., Van Vlierberghe, S., Dubruel, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+review+of+trends+and+limitations+in+hydrogel-rapid+prototyping+for+tissue+engineering.">A review of trends and limitations in hydrogel-rapid prototyping for tissue engineering.</a> Biomaterials. 33, 6020-6041 (2012).</li><li>Yost, M. J., 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=A+novel+tubular+scaffold+for+cardiovascular+tissue+engineering.">A novel tubular scaffold for cardiovascular tissue engineering.</a> Tissue Eng. 10, 273-284 (2004).</li><li>Habeeb, A. J., Hiramoto, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Reaction+of+proteins+with+glutaraldehyde.">Reaction of proteins with glutaraldehyde.</a> Arch Biochem Biophys. 126, 16-26 (1968).</li><li>Tanford, C., Buzzell, 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=The+Viscosity+of+Aqueous+Solutions+of+Bovine+Serum+Albumin+between+pH+4.3+and+10.5.">The Viscosity of Aqueous Solutions of Bovine Serum Albumin between pH 4.3 and 10.5.</a> J. Phys. Chem. 60, 225-231 (1956).</li><li>Yadav, S., Shire, S. J., Kalonia, D. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Viscosity+analysis+of+high+concentration+bovine+serum+albumin+aqueous+solutions.">Viscosity analysis of high concentration bovine serum albumin aqueous solutions.</a> Pharm Res. 28, 1973-1983 (2011).</li><li>Tobitani, A., Ross-Murphy, S. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+intrinsic+viscosity+of+polyelectrolytes+revisited.">The intrinsic viscosity of polyelectrolytes revisited.</a> Polym. Int. 44, 338-347 (1997).</li><li>Arakawa, T., Timasheff, S. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Theory+of+protein+solubility.">Theory of protein solubility.</a> Methods Enzymol. 114, 49-77 (1985).</li><li>Migneault, I., Dartiguenave, C., Bertrand, M. J., Waldron, K. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Glutaraldehyde:+behavior+in+aqueous+solution,+reaction+with+proteins,+and+application+to+enzyme+crosslinking.">Glutaraldehyde: behavior in aqueous solution, reaction with proteins, and application to enzyme crosslinking.</a> Biotechniques. 37, 790-796 (2004).</li><li>Burmeister, J. J., 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=Glutaraldehyde+cross-linked+glutamate+oxidase+coated+microelectrode+arrays:+selectivity+and+resting+levels+of+glutamate+in+the+CNS.">Glutaraldehyde cross-linked glutamate oxidase coated microelectrode arrays: selectivity and resting levels of glutamate in the CNS.</a> ACS Chem Neurosci. 4, 721-728 (2013).</li><li>Chatterji, P. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Gelatin+with+hydrophilic/hydrophobic+grafts+and+glutaraldehyde+crosslinks.">Gelatin with hydrophilic/hydrophobic grafts and glutaraldehyde crosslinks.</a> J. Appl. Polym. Sci. 37, 2203-2212 (1989).</li><li>Freije, J. R., 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=Chemically+modified,+immobilized+trypsin+reactor+with+improved+digestion+efficiency.">Chemically modified, immobilized trypsin reactor with improved digestion efficiency.</a> J Proteome Res. 4, 1805-1813 (2005).</li><li>Cunha-Filho, M. S., Alvarez-Lorenzo, C., Martinez-Pacheco, R., Landin, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Temperature-sensitive+gels+for+intratumoral+delivery+of+beta-lapachone:+effect+of+cyclodextrins+and+ethanol.">Temperature-sensitive gels for intratumoral delivery of beta-lapachone: effect of cyclodextrins and ethanol.</a> ScientificWorldJournal. 2012, 126723 (2012).</li><li>Basak, R., Bandyopadhyay, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Encapsulation+of+hydrophobic+drugs+in+Pluronic+F127+micelles:+effects+of+drug+hydrophobicity,+solution+temperature,+and+pH.">Encapsulation of hydrophobic drugs in Pluronic F127 micelles: effects of drug hydrophobicity, solution temperature, and pH.</a> Langmuir. 29, 4350-4356 (2013).</li></ol>

Yazarlar ifşa hiçbir şey yok.

Biofabrication biyoloji ve mühendislik prensipleri yerli doku taklit karmaşık materyalleri üretmek için birleştirme hangi bir derece disiplinli bir alandır. Bunu başarmak için, in vivo doku elde edilen bilgileri kullanarak ve bir in vitro iskele çevirmek teknikleri geliştirilmesi için bir ihtiyaç vardır. Bu şekilde, platform yakın in vivo doku, mimari, işlevsel ve mekanik özelliklere benzer olduğu tasarlanabilir. Optimal iskele malzemesi, biyo-uyumlu olarak, belirli özellik...

Doku mühendisliği alanında doku iskeleleri imal yeteneği hayati önem taşımaktadır. Uygun bir ince kağıt skafold 3B bir yapıya sahiptir, biyolojik olarak uyumlu malzemelerden oluşan ve in vivo doku mimarisi taklit eden doku ve hücre büyüme ve yeniden kolaylaştırmak için. Bu iskele besin taşınmasını ve atıkların 1-4 kaldırılmasını izin vermelidir. Bu iskelelerinin üretiminde ana engellerden biri biyouyumlu malzeme içine belirli geometrik özellikleri özetlemek yeteneğidir. Çeşitli biofabrication teknikler bu iskelelerinin geometrik özellikleri kontrol etmek için rapor edilmiştir, örnekler, solvent döküm 9, stereolitografi 10 5-8 elektrospinning vardır, ve diğerleri arasında, 11 3D baskı. Bu teknikler kontrol, iç ve dış mimari özellikleri nispeten kolay aktarım sağlayan kısa düşmek, pahalı, onların çözünürlük ve basılabilirlik (ile sınırlıdır vardır <em&gt; örneğin, meme göstergesi, malzeme kısıtlama), ya da yaşayabilir iskeleleri 12 üretmek için uzun bir zaman periyodu talep sonrası imalat teknikleri gerektirmektedir. Pek çok ticari üretim sistemlerinde, iç boşluklar, kanal ve özelliklerin oluşturulması kum ya da başka uygun bir çıkartılabilir ya da gözden çıkarılabilir malzemeler kullanılarak elde edilir. Metal veya plastik kısım kum kalıp etrafında oluşturulur ve bu bir kez katılaştınldıktan sonra, kum kaldırılır. hemen hemen aynı şekilde, biyomalzeme nesil biosand eşdeğer ihtiyacı var. Bu nedenle, BSA kauçuk biosand için bir yedek olarak geliştirilmiştir. BSA kauçuk glutaraldehit ile çapraz bağlanmış sığır serum albümini içerir yeni formüle malzemedir. Nihai hedef biyobozunur kollajen iskele içine özgü mimari özellikleri yeniden etmektir. Orijinal doku kalıp boyutlu sadakat korur kurban biorubber özellikleri açıklanmıştır. <p cleşek = &quot;jove_content&quot;&gt; BSA ve glutaraldehit konsantrasyonları çeşitli kombinasyonları çeşitli çözücüler kullanılarak test edilmiştir. Bu materyal, BSA ve glutaraldehid arasındaki reaksiyon ile oluşturulmuştur. BSA kauçuk doku kalıpları karmaşık geometriler enjekte reaksiyon olabilir. Çapraz bağlı BSA kararsız ve kolayca hafif pH ve sıcaklık koşullarında enzimi tarafından sindirilerek tripsin edilir. Tersine, I kolajen bozulmamış tip tripsin sindirim karşı çok dayanıklıdır. Bu özellikler seçici geride kolajen bırakarak BSA lastik çıkarmak için büyük harfle bulundu. Bu çalışma bir biyouyumlu iskele özgü mimari özellikleri sunabilen bir kararsız kalıp almak için gerekli ideal bir parametrelerin belirlenmesinde oluşuyordu. değerlendirilmiştir spesifik özellikleri mixability enzim sindirimi, yük taşıma ve negatif kalıbın içine enjekte tepki yeteneği dahil. % 30 BSA ve% 3 glutaraldehid kombinasyonu bu gereksinimleri karşılar. Bu protokol necess sağlarli kurallar bu üç boyutlu iskeleleri oluşturmak için. Prototip, bir giriş ve sırasıyla 4 ve 3 mm, çapında iki çıkış kanalı olan bir dallı mimarisini temsil eden bir kollajen iskele oluşur. Bu teknik, ilgi konusu doku makro- ve mikro-ortamları taklit etmek için bir potansiyele sahiptir. Bu teknoloji, in vivo doku esnekliğini ve ilgi doku diğer özellikleri taklit etmek ayarlanmış olabilir yüksek sadakat, nispeten kolay ve zamanında konuda bir biyolojik olarak parçalanabilir malzemeye belirli bir geometrik öğretici sunmak için uygun bir teknik sağlar.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="770">
	<tbody>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;width:281px;">Collagen type I</td>
			<td style="width:156px;"></td>
			<td style="width:116px;"></td>
			<td style="width:217px;">Collagen extracted from calf hide</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Hydrocloric Acid (HCl)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>7647-01-0</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Phosphate Buffer Solution (PBS Tablets)</td>
			<td>MP Biomedical</td>
			<td>U5378</td>
			<td>1 tablet per 100 mL makes 1XPBS</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Albumium from bovine serum (BSA)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>A9647</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="19">
			<td height="19" style="height:19px;">Glutaraldehyde</td>
			<td>Sigma -Aldrich</td>
			<td>G5882</td>
			<td>Toxic</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Lard</td>
			<td>Fields</td>
			<td>3090</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Stainless Steel Molds</td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>Milled using Microlution Machine</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Air Brush Kit</td>
			<td>Central Pneumatic</td>
			<td>47791</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Mixing Tip for double syringe</td>
			<td>Medmix</td>
			<td>ML2.5-16-LLM</td>
			<td>Mixer, DN2,5X16, 4:1 brown, med</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Small O ring for double syringe</td>
			<td>Medmix</td>
			<td>PPB-X05-04-02SM</td>
			<td>Piston B, 5mL, 4:1, PE natural</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Double Syringe cap&#160;</td>
			<td>Medmix</td>
			<td>VLX002-SM</td>
			<td>Cap, 4:1/10:1, PE brown, med</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Big O ring for double syringe</td>
			<td>Medmix</td>
			<td>PPA-X05-04-02SM</td>
			<td>Piston A, 5 mL, 4:1</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Double Syringe&#160;</td>
			<td>Medmix</td>
			<td>SDL X05-04-50M</td>
			<td>Double syringe, 5 mL, 4:1</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Double Syringe Dispenser</td>
			<td>Medmix</td>
			<td>DL05-0400M</td>
			<td>Dispenser, 5 mL, 4:1, med , plain</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Laminim</td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>3.6 mg/mL- extracted USC lab</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">20 mL Syringe Luer Lock Tip</td>
			<td>BD</td>
			<td>302830</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Luer Lock Caps</td>
			<td>Fisher</td>
			<td>JGTCBLLX</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">HEPES</td>
			<td>Sigma -Aldrich</td>
			<td>H4034</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Gibco Minimum Essential Media 10X (MEM)</td>
			<td>&#160;Life Technologies</td>
			<td>1143-030</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Trypsin</td>
			<td>Life Technologies</td>
			<td>27250-018</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">UV Crosslinker&#160;</td>
			<td>Spectroline UV</td>
			<td>XLE1000</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Sodium Cloride (NaCl)</td>
			<td>Fisher</td>
			<td>S271-10</td>
			<td>To prepare Mosconas</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Potassium chloride (KCl)</td>
			<td>Sigma -Aldrich</td>
			<td>P5405-250</td>
			<td>To prepare Mosconas</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;">Sodium Bicarbonate (NaHCO3)</td>
			<td>Fisher</td>
			<td>BP328-500</td>
			<td>To prepare Mosconas</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Glucose</td>
			<td>Sigma -Aldrich</td>
			<td>G-8270</td>
			<td>To prepare Mosconas</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;">Sodium Phosphate didasic (NaH2PO4)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>S-7907</td>
			<td>To prepare Mosconas</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Sterile Filter for syringes</td>
			<td>Corning</td>
			<td>431224</td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

three-dimensional biomimetic technology: novel biorubber creates defined micro- and macro-scale architectures in collagen hydrogels

Doku iskeleleri doku rejenerasyonu sürecinde önemli bir rol oynamaktadır. İdeal iskele gibi olan uygun kompozisyon, hedeflenen modülü ve iyi tanımlanmış mimari özellikleri gibi çeşitli koşulları yerine getirmelidir. In vivo doku içsel mimarisi özetlemek Biyomalzemeler hastalıkları okuyan yanı sıra kayıp ve kusurlu yumuşak doku rejenerasyonu kolaylaştırmak için hayati önem taşımaktadır. Bir roman biofabrication tekniği araştırma ve klinik uygulama için biyomalzeme yeni bir nesil oluşturmak için sanat görüntüleme, üç boyutlu (3D) baskı ve seçici enzimatik aktivite durumunu birleştiren geliştirilmiştir. geliştirilmiş bir malzeme, Bovine Serum Albumin kauçuk spesifik geometrik özelliklerini koruyan bir kalıba enjekte reaksiyondur. Bu kurban malzeme doğal iskele malzemesi mimari özellikleri yeterli transferini sağlar. Prototip 4 ve 3 mm kanalları Repr ile 3 boyutlu bir kollajen iskele oluşmaktadırdallı mimari ESENT. Bu yazıda, doğal yapıları nesil bu biofabrication tekniğinin kullanımı vurgulamaktadır. Bu protokol, bir bilgisayar destekli yazılımı (CAD) iskele malzemesi içinde mimari özelliklerinde, lastik enzimatik sindirme ile ve ardından BSA kauçuk enjekte Reaksiyon olacak katı kalıp üretmek için kullanır.

Sonuçlar, bu biofabrication tekniği in vivo doku görülen uzamsal taklit 3D iskeleleri üreten etkili olduğunu göstermektedir. Mimari özellikleri doku in vivo hücre etkileşim ve işlevsellik açısından önemli bir rol oynayan doku mühendisliği uygulamaları için hayati parametreler vardır. BSA kauçuk tutarlılık ve mixability homojen ve hedeflenen şeklini korumak için güçlü bir BSA lastik...

Watch this Scientific Journal Video about Three-dimensional Biomimetic Technology: Novel Biorubber Creates Defined Micro- and Macro-scale Architectures in Collagen Hydrogels at JoVE.com

Three-dimensional Biomimetic Technology: Novel Biorubber Creates Defined Micro- and Macro-scale Architectures in Collagen Hydrogels

An innovative biofabrication technique was developed to engineer three-dimensional constructs that resemble the architectural features, components, and mechanical properties of in vivo tissue. This technique features a newly developed sacrificial material, BSA rubber, which transfers detailed spatial features, reproducing the in vivo architectures of a wide variety of tissues.

Üç boyutlu Biyomimetik Teknoloji: Roman Biorubber Kollajen Hidrojeller içinde Mikro ve Makro ölçekli Mimarileri Tanımlı oluşturur

Tissue scaffolds play a crucial role in the tissue regeneration process. The ideal scaffold must fulfill several requirements such as having proper ...

three-dimensional-biomimetic-technology-novel-biorubber-creates

Research

JoVE Journal

Bioengineering

9.1K Görüntüleme.  Medical University of South Carolina. An innovative biofabrication technique was developed to engineer three-dimensional constructs that resemble the architectural features, components, and mechanical properties of in vivo tissue. This technique features a newly developed sacrificial material, BSA rubber, which transfers detailed spatial features, reproducing the in vivo architectures of a wide variety of tissues.

Video: Three-dimensional Biomimetic Technology: Novel Biorubber Creates Defined Micro- and Macro-scale Architectures in Collagen Hydrogels

Fabrication of Micro-tissues using Modules of Collagen Gel Containing Cells

This protocol describes the fabrication of a type of micro-tissues called modules.  The module approach generates uniform, scalable and vascularized tissues.  The modules can be made of collagen as well as other gelable or crosslinkable materials.  They are approximately 2 mm in length and 0.7 mm in diameter upon fabrication but shrink in size with embedded cells or when the modules are coated with endothelial cells.  The modules individually are small enough that the embedded cells are within the diffusion limit of oxygen and other nutrients but modules can be packed together to form larger tissues that are perfusable.  These tissues are modular in construction because different cell types can be embedded in or coated on the modules before they are packed together to form complex tissues.  There are three main steps to making the modules: (1) neutralizing the collagen and embedding cells in it, (2) gelling the collagen in the tube and cutting the modules and (3) coating the modules with endothelial cells.

Creation of micro-tissues using cylindrical collagen gels, called modules, that contain embedded cells and which surface is coated with endothelial cells.

Kollajen, Modüller kullanarak Micro-dokuların Fabrikasyon İçeren Hücreleri Jel

This protocol describes the fabrication of a type of micro-tissues called modules.  The module approach generates uniform, scalable and vascularized ...

Biyomühendislik

Three-dimensional Optical-resolution Photoacoustic Microscopy

Optical microscopy, providing valuable insights at the cellular and organelle levels, has been widely recognized as an enabling biomedical technology. As the mainstays of in vivo three-dimensional (3-D) optical microscopy, single-/multi-photon fluorescence microscopy and optical coherence tomography (OCT) have demonstrated their extraordinary sensitivities to fluorescence and optical scattering contrasts, respectively. However, the optical absorption contrast of biological tissues, which encodes essential physiological/pathological information, has not yet been assessable. 
The emergence of biomedical photoacoustics has led to a new branch of optical microscopy optical-resolution photoacoustic microscopy (OR-PAM)1, where the optical irradiation is focused to the diffraction limit to achieve cellular1 or even subcellular2 level lateral resolution. As a valuable complement to existing optical microscopy technologies, OR-PAM brings in at least two novelties. First and most importantly, OR-PAM detects optical absorption contrasts with extraordinary sensitivity (i.e., 100%). Combining OR-PAM with fluorescence microscopy3 or with optical-scattering-based OCT4 (or with both) provides comprehensive optical properties of biological tissues. Second, OR-PAM encodes optical absorption into acoustic waves, in contrast to the pure optical processes in fluorescence microscopy and OCT, and provides background-free detection. The acoustic detection in OR-PAM mitigates the impacts of optical scattering on signal degradation and naturally eliminates possible interferences (i.e., crosstalks) between excitation and detection, which is a common problem in fluorescence microscopy due to the overlap between the excitation and fluorescence spectra. 
Unique for optical absorption imaging, OR-PAM has demonstrated broad biomedical applications since its invention, including, but not limited to, neurology5, 6, ophthalmology7, 8, vascular biology9, and dermatology10. In this video, we teach the system configuration and alignment of OR-PAM as well as the experimental procedures for in vivo functional microvascular imaging.

Optical-resolution photoacoustic microscopy (OR-PAM) is an emerging technology capable of imaging optical absorption contrasts in vivo with cellular resolution and sensitivity. Here, we provide a visualized instruction on the experimental protocols of OR-PAM, including system configuration, system alignment, typical in vivo experimental procedures, and functional imaging schemes.

Üç boyutlu optik çözünürlük foto akustik Mikroskopi

Optical microscopy, providing valuable insights at the cellular and organelle levels, has been widely recognized as an enabling biomedical technology. As ...

Alginate Hydrogels for Three-Dimensional Organ Culture of Ovaries and Oviducts

Ovarian cancer is the fifth leading cause of cancer deaths in women and has a 63% mortality rate in the United States1. The cell type of origin for ovarian cancers is still in question and might be either the ovarian surface epithelium (OSE) or the distal epithelium of the fallopian tube fimbriae2,3. Culturing the normal cells as a primary culture in vitro will enable scientists to model specific changes that might lead to ovarian cancer in the distinct epithelium, thereby definitively determining the cell type of origin. This will allow development of more accurate biomarkers, animal models with tissue-specific gene changes, and better prevention strategies targeted to this disease.
Maintaining normal cells in alginate hydrogels promotes short term in vitro culture of cells in their three-dimensional context and permits introduction of plasmid DNA, siRNA, and small molecules. By culturing organs in pieces that are derived from strategic cuts using a scalpel, several cultures from a single organ can be generated, increasing the number of experiments from a single animal. These cuts model aspects of ovulation leading to proliferation of the OSE, which is associated with ovarian cancer formation. Cell types such as the OSE that do not grow well on plastic surfaces can be cultured using this method and facilitate investigation into normal cellular processes or the earliest events in cancer formation4.
Alginate hydrogels can be used to support the growth of many types of tissues5. Alginate is a linear polysaccharide composed of repeating units of &beta;-D-mannuronic acid and &alpha;-L-guluronic acid that can be crosslinked with calcium ions, resulting in a gentle gelling action that does not damage tissues6,7. Like other three-dimensional cell culture matrices such as Matrigel, alginate provides mechanical support for tissues; however, proteins are not reactive with the alginate matrix, and therefore alginate functions as a synthetic extracellular matrix that does not initiate cell signaling5. The alginate hydrogel floats in standard cell culture medium and supports the architecture of the tissue growth in vitro.
A method is presented for the preparation, separation, and embedding of ovarian and oviductal organ pieces into alginate hydrogels, which can be maintained in culture for up to two weeks. The enzymatic release of cells for analysis of proteins and RNA samples from the organ culture is also described. Finally, the growth of primary cell types is possible without genetic immortalization from mice and permits investigators to use knockout and transgenic mice.

Culture of normal cells in their three-dimensional context represents an alternative method to study early events required for cellular transformation and tumorigenesis. This method is used to grow normal ovarian and oviductal cells to study early events in ovarian cancer formation.

Yumurtalıklar ve fallop borularında Üç Boyutlu Organ Kültür Aljinatta Hidrojeller

Ovarian cancer is the fifth leading cause of cancer deaths in women and has a 63% mortality rate in the United States1. The cell type of origin for ...

Planar and Three-Dimensional Printing of Conductive Inks

Printed electronics rely on low-cost, large-area fabrication routes to create flexible or multidimensional electronic, optoelectronic, and biomedical devices1-3. In this paper, we focus on one- (1D), two- (2D), and three-dimensional (3D) printing of conductive metallic inks in the form of flexible, stretchable, and spanning microelectrodes.
Direct-write assembly4,5 is a 1-to-3D printing technique that enables the fabrication of features ranging from simple lines to complex structures by the deposition of concentrated inks through fine nozzles (~0.1 - 250 &mu;m). This printing method consists of a computer-controlled 3-axis translation stage, an ink reservoir and nozzle, and 10x telescopic lens for visualization. Unlike inkjet printing, a droplet-based process, direct-write assembly involves the extrusion of ink filaments either in- or out-of-plane. The printed filaments typically conform to the nozzle size. Hence, microscale features (&lt; 1 &mu;m) can be patterned and assembled into larger arrays and multidimensional architectures.
In this paper, we first synthesize a highly concentrated silver nanoparticle ink for planar and 3D printing via direct-write assembly. Next, a standard protocol for printing microelectrodes in multidimensional motifs is demonstrated. Finally, applications of printed microelectrodes for electrically small antennas, solar cells, and light-emitting diodes are highlighted.

Planar and three-dimensional printing of conductive metallic inks is described. Our approach provides new avenues for fabricating printed electronic, optoelectronic, and biomedical devices in unusual layouts at the microscale.

İletken Mürekkepler düzlemsel ve Üç Boyutlu Baskı

Printed electronics rely on low-cost, large-area fabrication routes to create flexible or multidimensional electronic, optoelectronic, and biomedical ...

Cell Patterning on Photolithographically Defined 
Parylene-C: SiO2 Substrates

Cell patterning platforms support broad research goals, such as construction of predefined in vitro neuronal networks and the exploration of certain central aspects of cellular physiology. To easily combine cell patterning with Multi-Electrode Arrays (MEAs) and silicon-based &#8216;lab on a chip&#8217; technologies, a microfabrication-compatible protocol is required. We describe a method that utilizes deposition of the polymer parylene-C on SiO2&#160;wafers. Photolithography enables accurate and reliable patterning of parylene-C at micron-level resolution. Subsequent activation by immersion in fetal bovine serum (or another specific activation solution) results in a substrate in which cultured cells adhere to, or are repulsed by, parylene or SiO2 regions respectively. This technique has allowed patterning of a broad range of cell types (including primary murine hippocampal cells, HEK 293 cell line, human neuron-like teratocarcinoma cell line, primary murine cerebellar granule cells, and primary human glioma-derived stem-like cells). Interestingly, however, the platform is not universal; reflecting the importance of cell-specific adhesion molecules. This cell patterning process is cost effective, reliable, and importantly can be incorporated into standard microfabrication (chip manufacturing) protocols, paving the way for integration of microelectronic technology.

Cell Patterning on Photolithographically Defined 
Parylene-C: SiO2 Substrates

This protocol describes a microfabrication-compatible method for cell patterning on SiO2. A predefined parylene-C design is photolithographically printed on SiO2 wafers. Following incubation with serum (or other activation solution) cells adhere specifically to (and grow according to the conformity of) underlying parylene-C, whilst being repulsed by SiO2 regions.

Photolithographically Tanımlı Parylene-C hücre Desenlendirme: SiO<sub&gt; 2</sub&gt; Yüzeyleri

Cell patterning platforms support broad research goals, such as construction of predefined in vitro neuronal networks and the exploration of certain ...

Human Cartilage Tissue Fabrication Using Three-dimensional Inkjet Printing Technology

Bioprinting, which is based on thermal inkjet printing, is one of the most attractive enabling technologies in the field of tissue engineering and regenerative medicine. With digital control&#160;cells, scaffolds, and growth factors can be precisely deposited to the desired two-dimensional (2D) and three-dimensional (3D) locations rapidly. Therefore, this technology is an ideal approach to fabricate tissues mimicking their native anatomic structures. In order to engineer cartilage with native zonal organization, extracellular matrix composition (ECM), and mechanical properties, we developed a bioprinting platform using a commercial inkjet printer with simultaneous photopolymerization capable for 3D cartilage tissue engineering. Human chondrocytes suspended in poly(ethylene glycol) diacrylate (PEGDA) were printed for 3D neocartilage construction via layer-by-layer assembly. The printed cells were fixed at their original deposited positions, supported by the surrounding scaffold in simultaneous photopolymerization. The mechanical properties of the printed tissue were similar to the native cartilage. Compared to conventional tissue fabrication, which requires longer UV exposure, the viability of the printed cells with simultaneous photopolymerization was significantly higher. Printed neocartilage demonstrated excellent glycosaminoglycan (GAG) and collagen type II production, which was consistent with gene expression. Therefore, this platform is ideal for accurate cell distribution and arrangement for anatomic tissue engineering.

The methods described in this paper show how to convert a commercial inkjet printer into a bioprinter with simultaneous UV polymerization. The printer is capable of constructing 3D tissue structure with cells and biomaterials. The study demonstrated here constructed a 3D neocartilage.

Üç boyutlu Mürekkep Püskürtmeli Baskı Teknolojisi Kullanımı İnsan Kıkırdak Doku Fabrikasyon

Bioprinting, which is based on thermal inkjet printing, is one of the most attractive enabling technologies in the field of tissue engineering and ...

Analysis of Cell Migration within a Three-dimensional Collagen Matrix

The ability to migrate is a hallmark of various cell types and plays a crucial role in several physiological processes, including&#160;embryonic development, wound healing, and immune responses. However, cell migration is also a key mechanism in cancer enabling these cancer cells to detach from the primary tumor to start metastatic spreading. Within the past years various cell migration assays have been developed to analyze the migratory behavior of different cell types. Because the locomotory behavior of cells markedly differs between a two-dimensional (2D) and three-dimensional (3D) environment it can be assumed that the analysis of the migration of cells that are embedded within a 3D environment would yield in more significant cell migration data. The advantage of the described 3D collagen matrix migration assay is that cells are embedded within a physiological 3D network of collagen fibers representing the major component of the extracellular matrix. Due to time-lapse video microscopy real cell migration is measured allowing the determination of several migration parameters as well as their alterations in response to pro-migratory factors or inhibitors. Various cell types could be analyzed using this technique, including lymphocytes/leukocytes, stem cells, and tumor cells. Likewise, also cell clusters or spheroids could be embedded within the collagen matrix concomitant with analysis of the emigration of single cells from the cell cluster/ spheroid into the collagen lattice. We conclude that the 3D collagen matrix migration assay is a versatile method to analyze the migration of cells within a physiological-like 3D environment.

Cell migration is a biological phenomenon that is involved in a plethora of physiological, such as wound healing and immune responses, and pathophysiological processes, like cancer. The 3D-collagen matrix migration assay is a versatile tool to analyze the migratory properties of different cell types within in a 3D physiological-like environment.

Bir Üç boyutlu Kollajen Matrix içindeki Hücre Göç Analizi

The ability to migrate is a hallmark of various cell types and plays a crucial role in several physiological processes, including&#160;embryonic ...

Generation of a Three-dimensional Full Thickness Skin Equivalent and Automated Wounding

In vitro models are a cost effective and ethical alternative to study cutaneous wound healing processes. Moreover, by using human cells, these models reflect the human wound situation better than animal models. Although two-dimensional models are widely used to investigate processes such as cellular migration and proliferation, models that are more complex are required to gain a deeper knowledge about wound healing. Besides a suitable model system, the generation of precise and reproducible wounds is crucial to ensure comparable results between different test runs. In this study, the generation of a three-dimensional full thickness skin equivalent to study wound healing is shown. The dermal part of the models is comprised of human dermal fibroblast embedded in a rat-tail collagen type I hydrogel. Following the inoculation with human epidermal keratinocytes and consequent culture at the air-liquid interface, a multilayered epidermis is formed on top of the models. To study the wound healing process, we additionally developed an automated wounding device, which generates standardized wounds in a sterile atmosphere.

The goal of this protocol is to build up a three-dimensional full thickness skin equivalent, which resembles natural skin. With a specifically constructed automated wounding device, precise and reproducible wounds can be generated under maintenance of sterility.

Üç-boyutlu Tam Kalınlığı Deri Üretimi Eşdeğer ve Otomatik Yaralama

In vitro models are a cost effective and ethical alternative to study cutaneous wound healing processes. Moreover, by using human cells, these models ...

Melt Electrospinning Writing of Three-dimensional Poly(&#949;-caprolactone) Scaffolds with Controllable Morphologies for Tissue Engineering Applications

This tutorial reflects on the fundamental principles and guidelines for electrospinning writing with polymer melts, an additive manufacturing technology with great potential for biomedical applications. The technique facilitates the direct deposition of biocompatible polymer fibers to fabricate well-ordered scaffolds in the sub-micron to micro scale range. The establishment of a stable, viscoelastic, polymer jet between a spinneret and a collector is achieved using an applied voltage and can be direct-written. A significant benefit of a typical porous scaffold is a high surface-to-volume ratio which provides increased effective adhesion sites for cell attachment and growth. Controlling the printing process by fine-tuning the system parameters enables high reproducibility in the quality of the printed scaffolds. It also provides a flexible manufacturing platform for users to tailor the morphological structures of the scaffolds to their specific requirements. For this purpose, we present a protocol to obtain different fiber diameters using melt electrospinning writing (MEW) with a guided amendment of the parameters, including flow rate, voltage and collection speed. Furthermore, we demonstrate how to optimize the jet, discuss often experienced technical challenges, explain troubleshooting techniques and showcase a wide range of printable scaffold architectures.

This protocol serves as a comprehensive guideline to fabricate scaffolds via electrospinning with polymer melts in a direct writing mode. We systematically outline the process and define the appropriate parameter settings for achieving targeted scaffold architectures.

Üç boyutlu Poly(ε-caprolactone) İskele kontrol edilebilir türleri morfoloji ile Electrospinning yazma doku mühendisliği uygulamaları için erime

This tutorial reflects on the fundamental principles and guidelines for electrospinning writing with polymer melts, an additive manufacturing technology ...

Ultrathin Porated Elastic Hydrogels As a Biomimetic Basement Membrane for Dual Cell Culture

The basement membrane is a critical component of cellular bilayers that can vary in stiffness, composition, architecture, and porosity. In vitro studies of endothelial-epithelial bilayers have traditionally relied on permeable support models that enable bilayer culture, but permeable supports are limited in their ability to replicate the diversity of human basement membranes. In contrast, hydrogel models that require chemical synthesis are highly tunable and allow for modifications of both the material stiffness and the biochemical composition via incorporation of biomimetic peptides or proteins. However, traditional hydrogel models are limited in functionality because they lack pores for cell-cell contacts and functional in vitro migration studies. Additionally, due to the thickness of traditional hydrogels, incorporation of pores that span the entire thickness of hydrogels has been challenging. In the present study, we use poly-(ethylene-glycol) (PEG) hydrogels and a novel zinc oxide templating method to address the previous shortcomings of biomimetic hydrogels. As a result, we present an ultrathin, basement membrane-like hydrogel that permits the culture of confluent cellular bilayers on a customizable scaffold with variable pore architectures, mechanical properties, and biochemical composition.

Current bilayer culture models do not allow for functional in vitro studies that mimic in vivo microenvironments. Using polyethylene glycol and a zinc oxide templating method, this protocol describes the development of an ultrathin biomimetic basement membrane with tunable stiffness, porosity, and biochemical composition that closely mimics in vivo extracellular matrices.

Kültür Ultrathin Porated elastik Hydrogels bir Biomimetic membran için çift olarak hücre

The basement membrane is a critical component of cellular bilayers that can vary in stiffness, composition, architecture, and porosity. In vitro studies ...