Name: scaling of engineered vascular grafts using 3d printed guides and the ring stacking method
Uploaded: 2017-03-27T11:30:00.000+00:00
Duration: 9 min 38 s
Description: Watch this Scientific Journal Video about Scaling of Engineered Vascular Grafts Using 3D Printed Guides and the Ring Stacking Method at JoVE.com

Yazarlar histoloji ve hücre kültürü ile bazı kendi tür yardım için adam Lam laboratuvar meslektaşları Ammar Çişti ve Bijal Patel teşekkür etmek istiyorum. Fonlama Wayne State University Nanotıp Bursu (CBP) tarafından sağlandı, Start-Up Fonlar ve Kardiyovasküler Araştırma Enstitüsü Tohum Hibe (MTL).

1. Hücre kültürü preparasyonu <ol><li> ticari olarak satın alınan insan aortik düz kas hücreleri kullanmaktadır. </li><li> % 88,6 oluşan düz kas hücresi büyüme ortamı içinde hücreleri korumak 231 ortam,% 0.1, rekombinant insan insülini (rh-insülin), rekombinant insan fibroblast büyüme faktörü (rh-FGF), rekombinant insan epidermal büyüme faktörü (rh-FGF) her biri, ve askorbik asit; ve% 5 fetal büyükbaş hayvan serumu (FBS) ve L-glutamin, her; ve% 1 antibiyotik / antimikotik. NOT: Her büyüme faktörü, FBS ve L-glutamin vasküler medya büyüme kit olarak satın alınır. </li><li> Değişim Medya hücrelere kadar her 48 saatte yaklaşık% 90 konfluent ve doku ekimi için hazır. </li><li> genişleme ortam değişiklikleri ile bir kuluçka makinesi içinde deposu hücreleri. </li></ol> 2. 3D Baskılı Ekler ve Özel Silikon hazırlanması kalıplı Tabaklar <ol><li> (Örneğin, Replicator Mini) 3D için plaka ekler baskı ticari bir 3D yazıcı kullanın. <ol><li> op kullanınkaynak 3 boyutlu tasarım yazılımı tr gibi Blender olarak basılan dış kabukları ve mesajların 3D modeller oluşturmak. </li><li> 3D yazıcının yazılımı taşınabilirlik için izin veren bir stl formatında yoluyla modelin sürücü dosyasını dışa aktarın. </li><li> 3D yazıcıya yüklenen poli kullanılarak yazdırılan mesajları ve dış kabukları (laktik asit) filaman (PLA) üretin. </li><li> baskı takiben, 30 dakikalık her insert sterilize etmek% 70 -100% etanol çözeltisi içinde ıslatın gerçekleştirin. </li></ol></li><li> poli (dimetilsiloksan) polimer karışımının (PDMS), silikon polimer taban ve 10 dakika boyunca oda sıcaklığında gaz çıkışına izin vermek için karışım 1:10 sertleştirme ajanı hazırlanır. <ol><li> petri küçük (35 mm) olarak kullanılır boyutları (60 mm), orta ve büyük (100 mm) tanımlar. </li><li> 2 mL, 4 mL ve sırasıyla küçük, orta ve büyük plakaya vulkanize silikon 6 mL ekleyin ve bir petri tüm alt kısmında ince bir tabaka oluşturur. </li><li> Bir içine PDMS dökerek küçük bir tabak için mesajları oluşturun7 mm&#39;lik bir yüksekliğe 100 mm levha ve yaklaşık 2-3 saat boyunca 60 ° C&#39;de bir sıcak plaka üzerinde tedavi sağlar. Sonra silindirik Mesajları dışarı yumruk 5 mm&#39;lik biyopsi yumruk kullanın. Her bir silindir PDMS ve her bir küçük plaka merkezine sabitlemek için vulkanize edilmemiş PDMS az miktarda kullanın. </li><li> orta ve büyük tabak için önce, plakanın altındaki PDMS kürünü tamamlayan 3D baskılı mesaj sırasıyla 10 mm ve merkezi her orta ve büyük tabak içine çapı 20 mm, yerleştirmek için. Büyük plakaları için, ayrıca 3D baskılı dış Kabuğu görevinden çap equidistance yaklaşık 66.7 mm yerleştirin. <ol><li> Her bir tabak, polimerin Gaz çıkışı için 18 saat bırakılarak, yaklaşık 2-3 saat boyunca 60 ° C&#39;de bir sıcak plaka üzerinde, açık havada bekletilmelidir. Şekil 1 &#39;de görüldüğü gibi, uygun bir bölge ve yönlendirme plakaya baskılı bileşenleri düzeltildi. </li></ol></li><li> Tüm PLA içine 30 dakika süre ile% 30 distile su ile,% 70 etanol içeren bir çözelti eklemesonra sterilizasyon için tes ve her plaka kapsar. </li><li> Dikkatle her plaka etanol aspirat ve kurumaya bırakın. </li><li> onun kapağı, yüz-up yanında biyolojik güvenlik kabini (BSC) her plakayı düzenleyin. sterilizasyon tamamlamak için 30 dakika boyunca BSC altında, UV ışığına tabak ve kapak Açığa. Steril teknik UV ışınlarına maruz kalan her adım ile yapılır. </li></ol></li></ol> Düz kas hücreleri ve Plakaların Bakım ile tohumlama Fibrin Hidrojel 3. hazırlanması, <ol><li> sırasıyla, küçük, orta ve büyük plaka boyutları için 0.5 mL, 1.1 mL 1.81 mL miktarlarda büyüme ortamı +% 0.01, TGF-ß1 ihtiva fibrin jel ihtiva eden bir çözelti karıştırın. <ol><li> sırasıyla, her küçük, orta ve büyük bir tabak ortama, 100 U / mL bir stok, 40 uL, 88.4 ul trombin 145 uL ekleyin. Yavaşça o trombin eşit medya içinde karıştırılır sağlamak için elle her plaka girdap. </li><li> Sonraki, 160 eklemek1; 20 mg, bir stok L 354 uL ve 580 uL fibrinojen / ml, damla damla dairesel trombin ortam karışımı, her bir küçük, orta ve büyük plaka, sırasıyla. Yavaşça düz bir tabaka haline karıştırma ve hidrojel dağılımı sağlamak için elle girdap. </li><li> hidrojel, oda sıcaklığında 10-15 dakika bekletilmelidir. </li></ol></li><li> Trypsinize düz kas hücreleri, standart protokollere göre, 150 mm&#39;lik bir hücre kültür plakaları ve santrifüj içinde genişletildi. 231 ortam,% 1 FBS ve% 1 antibiyotik / antimikotik - Elde edilen topak% 98 aşağıdakilerden oluşan farklılaşma medya 3 mL içinde yeniden süspansiyon haline edilmelidir. <ol><li> Şiddetle herhangi bir hücre kümeleri kırmak için 2 ml pipet ile titre ve aşağı hücreleri karıştırın. Bir hemasitometre ile hücre sayımı ve / ml, küçük, orta ve büyük plakalar ile, sırası ile, 2 x 10 6 hücre / mL, 1.0 x 10 7 hücre / ml ile 1.4 x 10 7 hücre, bir hücre süspansiyonu elde. </li><li> Her bir hücre süspansiyonu int 1 ml ekleyinoa 50 ml konik karşılık, küçük, orta ve büyük etiketli. İstenen her ek doku halka için bu şekilde ilave bir 50 ml konik ayarlayın. </li><li> sırasıyla, her küçük, orta ve büyük gemi için 2 mL, 4 mL, 5 mL nihai tohumlama hacimleri için, her konik farklılaşma ortam ekleyin. Sonra, dikkatle damla damla her gelen plaka Hazırlanan hidrojel üstüne hücre çözümü pipetlemeyin. </li><li> 37 ° C&#39;de kuluçka% 5 CO2 içinde yer plakalar. </li></ol></li><li> Değişim farklılaşma medya her plaka için her 48-72 saat. daha büyük bir plaka halinde, o zaman, ilk olarak, 24 saat sonra ortam değiştirme büyük hücreli tohum ekme yoğunluğu telafi etmek için bunu her 48-24 saatte bir değiştirin. <ol><li> halkaları gibi 2-4 gün tümüyle yazılan doğru daralan olacak sonra, sırasıyla, her küçük, orta ve büyük bir halka 10 uL, 20 uL ve TGF-ß1 35 ul ekle. TGF-p maruz bırakıldıktan sonra1; en az 24 saat süre ile, halka ele hazırdır. </li></ol></li></ol> Vasküler Construct ve Bakım 4. Meclis <ol><li> Nihai vasküler yapı imalatı önce özel bir kap tamamlanmış gemi tutmak için oluşturulur. <ol><li> Küçük gemi için, 50 ml polikarbonat konik tüp üst kapalı 2-inç bölümünü keserek halka istifleme için uzun boylu bir tabak oluşturun ve sonra PDMS 35 mm tabak içine kesme kenarı tutkal. plaka kapak olarak konik kapağı kullanın. </li><li> plakaları istifleme orta ve büyük damar uzun ring, uzunlamasına uzun plaka duvarları olarak hizmet 2.5 inç bölüme 1.75-inç çaplı polikarbonat tüp kesti. uzun boylu plaka dipleri için, 2-inç çaplı daire parçalar halinde 0.125 inç kalınlığında polikarbonat levha kesti. Akrilik çözücü çimento kullanarak, dairesel kesme parçasına polikarbonat tüp bölümü bağlarlar. uzun boylu plaka için kapaklı olarak 60 mm petri kapağını kullanın. </li><li> 3D pRint mesaj 5, çapı 10 mm ve 20 mm uzunluğunda ve 50 mm. </li><li> Her kaba sertleştirilmemiş silikon 10 ml ekleyin. Önceki PDMS tam kür merkezi her küçük, orta ve büyük kabın içine adım 4.1.3 oluşturulan her yazı yerleştirin. </li><li> 2-3 saat boyunca 60 ° C&#39;ye kadar bir sıcak plaka kümesi bekletilmelidir. </li><li> 30 dakika boyunca% 30 distile su ile,% 70 etanol içindeki bir çözeltisi ile sterilize edin. </li><li> Dikkatle her konteyner etanol aspirat ve sonra BSC kurumaya bırakın. Sonra, onun kapağı, yüz-up yanına yerleştirilen her plaka ile kaputun kapları düzenlemek. daha sterilizasyon için 30 dakika daha BSC altında UV ışığı konteyner Açığa. UV ışınlarına maruz kalan her adımda steril tekniği kullanın. </li></ol></li><li> Çok ince forseps kullanarak, dikkatli bir şekilde yazılan her sıkıca rulo düz kas hidrojel halkasını çıkarın ve uzun boylu mesajlar ile karşılık gelen büyük kabına aktarın. <ol><li> bir çift kullanınher el forseps ve görevinden halka bir tarafı kaldırın ve daha sonra diğer. korumak ve lümen korumak için dikkatli olun. </li><li> uzun boylu yazılan üzerine ilk bir tarafı, halka sonra diğer tarafını sürgülü, bu iki elle yöntemi ile transferi gerçekleştirin. nazik, kademeli hareketleri kullanarak, ve çevresel çalışma, yavaş yavaş uzun yazı üzerine aşağı halka itin. İstenen damar uzunluğu ve her bir halka tamamlanmış yapısına uzunluğunun yaklaşık 1-2 mm ekleyerek elde edilene kadar sonra, doku halkaları yığını. </li></ol></li><li> sonrası çalışma yüzeyi ile paralel olacak şekilde uzun boylu 3D baskılı yazılarda konumlandırılmış halka yığını ile, plaka çevirin. <ol><li> Mikropipet kullanılarak, sırasıyla, her küçük, orta ve büyük bir geminin dış yüzeyine hafifçe 100 U / ml bir konsantrasyonda trombinin 40, 80 ve 160 uL ilave edin. trombin eklerken, yavaş yavaş yapısının tüm yüzeylerin kapsama bile emin olmak için plakayı döndürün.Bu inşaat sonrası ilk günlerde halka yığını yapı güvenliğini sağlamak için kullanılan fibrin yapıştırıcı için üs olacak. </li><li> Daha sonra, hızlı bir şekilde yapı dönerken bir mikropipet kullanılarak, sırasıyla, her küçük, orta ve büyük yapısına 20 mg / mL&#39;lik bir konsantrasyonda fibrinojen 40, 80 ve 160 uL ilave edin. Trombin ve fibrinojen hızla kez karışık bir firma jele ayarlayın. Nedeniyle kısa sertleşme süresi, mümkün olduğu kadar çabuk ve eşit fibrinojen uygulayın. </li></ol></li><li> yapıyı tutan her kaba farklılaşma medya 20 mL ekleyin. 37 ° C inkübatör içine yerleştirin damarları kadar gerekli. Her 3-5 gün medya değiştirin. </li></ol>

<ol>
	<li>Luciani, G. B., 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=Operative+risk+and+outcome+of+surgery+in+adults+with+congenital+valve+disease.">Operative risk and outcome of surgery in adults with congenital valve disease.</a> ASAIO J. 54 (5), 458-462 (2008).</li><li>Lawson, J. H., 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=Bioengineered+human+acellular+vessels+for+dialysis+access+in+patients+with+end-stage+renal+disease:+two+phase+2+single-arm+trials.">Bioengineered human acellular vessels for dialysis access in patients with end-stage renal disease: two phase 2 single-arm trials.</a> Lancet. 14 (387), 2026-2034 (2016).</li><li>McAllister, T. N., 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=Effectiveness+of+haemodialysis+access+with+an+autologous+tissue-engineered+vascular+graft:+a+multicentre+cohort+study.">Effectiveness of haemodialysis access with an autologous tissue-engineered vascular graft: a multicentre cohort study.</a> Lancet. 373 (9673), 1440-1446 (2009).</li><li>Wystrychowski, W., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=First+human+use+of+an+allogeneic+tissue-engineered+vascular+graft+for+hemodialysis+access.">First human use of an allogeneic tissue-engineered vascular graft for hemodialysis access.</a> J Vasc Surg. 60 (5), 1353-1357 (2014).</li><li>Konig, G., 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=Mechanical+properties+of+completely+autologous+human+tissue+engineered+blood+vessels+compared+to+human+saphenous+vein+and+mammary+artery.">Mechanical properties of completely autologous human tissue engineered blood vessels compared to human saphenous vein and mammary artery.</a> Biomaterials. 30 (8), 1542-1550 (2009).</li><li>Gui, 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=Construction+of+tissue-engineered+small-diameter+vascular+grafts+in+fibrin+scaffolds+in+30+days.">Construction of tissue-engineered small-diameter vascular grafts in fibrin scaffolds in 30 days.</a> Tissue Eng Part A. 20 (9-10), 1499-1507 (2014).</li><li>Sundaram, S., Echter, A., Sivarapatna, A., Qiu, C., Niklason, L. <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+graft+engineered+using+human+embryonic+stem+cell-derived+mesenchymal+cells.">Small-diameter vascular graft engineered using human embryonic stem cell-derived mesenchymal cells.</a> Tissue Eng Part A. 20 (3-4), 740-750 (2014).</li><li>Quint, C., Arief, M., Muto, A., Dardik, A., Niklason, L. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Allogeneic+human+tissue-engineered+blood+vessel.">Allogeneic human tissue-engineered blood vessel.</a> J Vasc Surg. 55 (3), 790-798 (2012).</li><li>Quint, C., 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=Decellularized+tissue-engineered+blood+vessel+as+an+arterial+conduit.">Decellularized tissue-engineered blood vessel as an arterial conduit.</a> Proc Natl Acad Sci U S A. 31 (108), 9214-9219 (2011).</li><li>Dahl, S. 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=Readily+available+tissue-engineered+vascular+grafts.">Readily available tissue-engineered vascular grafts.</a> Sci Transl Med. 2 (68), (2011).</li><li>Syedain, Z. H., Meier, L. A., Lahti, M. T., Johnson, S. L., Tranquillo, R. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Implantation+of+completely+biological+engineered+grafts+following+decellularization+into+the+sheep+femoral+artery.">Implantation of completely biological engineered grafts following decellularization into the sheep femoral artery.</a> Tissue Eng Part A. 20 (11-12), 1726-1734 (2014).</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>Meier, L. 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=Blood+outgrowth+endothelial+cells+alter+remodeling+of+completely+biological+engineered+grafts+implanted+into+the+sheep+femoral+artery.">Blood outgrowth endothelial cells alter remodeling of completely biological engineered grafts implanted into the sheep femoral artery.</a> J Cardiovasc Transl Res. 7 (2), 242-249 (2014).</li><li>Pinnock, C. B., Meier, E. M., Joshi, N. N., Wu, B., Lam, M. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Customizable+engineered+blood+vessels+using+3D+printed+inserts.">Customizable engineered blood vessels using 3D printed inserts.</a> Methods. S1046-2023 (15), 30184-30185 (2015).</li><li>Blakely, A. M., Manning, K. L., Tripathi, A., Morgan, J. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bio-Pick,+Place,and+Perfuse:+A+New+Instrument+for+Three-Dimensional+Tissue+Engineering.">Bio-Pick, Place,and Perfuse: A New Instrument for Three-Dimensional Tissue Engineering.</a> Tissue Eng Part C Methods. 21 (7), 737-746 (2015).</li><li>Gwyther, T. 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=Engineered+vascular+tissue+fabricated+from+aggregated+smooth+muscle+cells.">Engineered vascular tissue fabricated from aggregated smooth muscle cells.</a> Cells Tissues Organs. 194 (1), 13-24 (2011).</li><li>Fearon, W. F., 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=Changes+in+coronary+arterial+dimensions+early+after+cardiac+transplantation.">Changes in coronary arterial dimensions early after cardiac transplantation.</a> Transplantation. 27 (6), 700-705 (2007).</li><li>Erbel, R., Eggebrecht, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Aortic+dimensions+and+the+risk+of+dissection.">Aortic dimensions and the risk of dissection.</a> Heart. 92 (1), 137-142 (2006).</li><li>Ha, D. 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=Transforming+growth+factor-beta+1+produced+by+vascular+smooth+muscle+cells+predicts+fibrosis+in+the+gastrocnemius+of+patients+with+peripheral+artery+disease.">Transforming growth factor-beta 1 produced by vascular smooth muscle cells predicts fibrosis in the gastrocnemius of patients with peripheral artery disease.</a> J Transl Med. 14, 39 (2016).</li><li>Skalli, O., 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=Alpha-smooth+muscle+actin,+a+differentiation+marker+of+smooth+muscle+cells,+is+present+in+microfilamentous+bundles+of+pericytes.">Alpha-smooth muscle actin, a differentiation marker of smooth muscle cells, is present in microfilamentous bundles of pericytes.</a> J Histochem Cytochem. 37 (3), 315-321 (1989).</li><li>von der Ecken, 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=Structure+of+the+F-actin-tropomyosin+complex.">Structure of the F-actin-tropomyosin complex.</a> Nature. 519 (7541), 114-117 (2015).</li></ol>

Yazarlar ifşa hiçbir şey yok.

Halka İstifleme Metodu mevcut vasküler doku mühendisliği yapı teknikleri üzerinde birden fazla avantaj sunuyor. RSM sadece yazılan ve dış kabuk boyutları özelleştirerek her boyutta insan damarları oluşturmak için adapte edilebilir. Bizim yöntemi, yalnızca insan hücreleri ve hızla vücudun doğal yara iyileşme sürecine bulundu destek malzemesi aşağılayıcı oluşan polimer serbest mühendislik damarların gelişimi için izin verir. Polimer greft klinikte restenoz neden olduğu bilinmektedir ve m?...

koroner arter hastalığının (CAD) tedavisinde, hastanın kendi kan damarları bypass greft malzeme olarak toplanır. Ancak, çoğu zaman, hastalar kendilerine bağış uygulanabilir damarları yoktur ve yaptıkları durumlarda, donör saha hatırı sayılır ek zarar ve enfeksiyon için ciddi bir risk vardır. 1 Engineered vasküler greft bu ihtiyacı doldurmak olabilir. Ölçeklenebilirlik hasta damar boyutu gereksinimleri geniş karşılamak amacıyla mühendislik gemiler için büyük önem taşımaktadır. Ancak, mühendislik gemiler için mevcut yöntemler kolayca ölçeklenebilir değildir ve genellikle karmaşık kalıp ya da polimer iskelelerinin yeniden üretmeyin gerektirir. En greft vasküler fibroblastlar, düz kas, veya endotelyal hücre tohumlanır bir polimer boru şekilli iskele kullanılması da tasarlanmıştır; veya bir mandrel etrafında bir hücre tabakasını haddeleme bir doku tüpü oluşturmak için. Klinik çalışmalarda iki tasarlanmış vasküler greftler decellularize dayanmaktadırd polimer ECM platformu. Vasküler tedavisinde kullanılmak için uygun, 2, 3, 4 Polimer greft önce sürekli bir polimer mevcudiyetinde, bir aşı uzun süreli uygulaması ile önemli bir sorun olarak ortaya çıkabilecek açıklık ile ilgili sorunlar, sahip oldukları bilinmektedir. Boru kalıplar işlemleri çeşitli boyutlarda gemileri üretmek için özel kalıplar için ek bir tasarım ve takım imalat gerektirmektedir 13 olan tam hücresel damarları, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, imal etmek için kullanılmıştır . Burada açıklanan yöntem kolayca ölçeklenebilir mühendislik vasküler oluşturmak için yeni bir teknik kapsarözelleştirilebilir 3D baskılı ekler ve geleneksel kültür plakaları kullanılarak greft. 14 Hücreler merkezi bir mesaj ve dış kabuk ekler ile levhaları içerisine ekilirler. son kontroller çapı lümen ve hücre tek tabaka dokusunun bir halka içine kendini monte sağlar. dış halka kabuk kontrolleri kalınlığı ve son geminin böylece duvar kalınlığı. Tamamlanan doku halkaları daha sonra bir boru şeklinde, damar greft oluşturmak üzere dizilir. Bu yöntemin avantajı, &quot;halkası İstifleme Yöntemi&quot; olarak adlandırılan bir yapışık hücre tipi, basit değiştirme kılavuzu uçlar ile üretilebilir bir plaka ortamında ve doku halkaları ya da arzu edilen bir uygulama için gerekli olan herhangi bir boyut tüplere tohumlanır edilebilmesidir. Doku doku mühendisliği yaratma halkaları Karşılaştırmalı teknikler istenen her boyutu için kalıpların yeniden üretmeyin gerektiren ölçek, 15, 16 zor kalır. Buna ek olarak, vasküler greft elde edilebilir, bu yöntem kullanılarak yapılabilecek2-3 hafta içinde d birkaç hafta daha hızlı diğer mühendislik gemilere oranla. 6 klinikte için, bu kez fark bir kötüleşen hastanın tedavisinde önemli bir fark yaratabilir.

<table><tbody><tr><td>Human Aortic Smooth Muscle Cells&amp;nbsp;</td><td>ATCC</td><td>PCS-100-012</td><td>vascular smooth muscle cells</td></tr><tr><td>Medium 231</td><td>Gibco (Life Technologies&amp;nbsp;</td><td>M-231-500</td><td>media specific to vascular smooth muscle cells</td></tr><tr><td>Human Aortic Smooth Muscle Cell Growth Kit&amp;nbsp;</td><td>ATCC</td><td>PSC-100-042</td><td>growth factors for maintaining vascular smooth muscle cell viability</td></tr><tr><td>Replicator Mini 3D printer&amp;nbsp;</td><td>MakerBot&amp;nbsp;</td><td>N/A</td><td>3D printer</td></tr><tr><td>Poly(lactic acid) 3D ink (PLA)</td><td>MakerBot&amp;nbsp;</td><td>N/A</td><td>3D printer filament</td></tr><tr><td>Poly(dimethlysiloxane) (PDMS)</td><td>Ellworth Adhesives&amp;nbsp;</td><td>3097358-1004</td><td>polymer for gluing plate parts</td></tr><tr><td>Fibrinogen</td><td>Hyclone Labratories, Inc.</td><td>SH30256.01</td><td>fibrin gel component</td></tr><tr><td>Thrombin&amp;nbsp;</td><td>Sigma Life Sciences</td><td>F3879-5G</td><td>fibrin gel component</td></tr><tr><td>Tranforming Growth Factor-Beta 1&amp;nbsp;</td><td>PeproTech</td><td>100-21</td><td>growth factor for stimulating collagen production</td></tr><tr><td>Hemocytometer&amp;nbsp;</td><td>Hausser Scientific Co.</td><td>3200</td><td>for cell counting</td></tr><tr><td>Polycarbonate tubing&amp;nbsp;</td><td>US Plastics&amp;nbsp;</td><td>PCTUB1.750X1.625</td><td>material for making tall, ring stacking plates</td></tr><tr><td>Polycarbonate sheet&amp;nbsp;</td><td>Home Depot</td><td>409497</td><td>material for making tall, ring stacking plates</td></tr><tr><td>Adhesive polymer solvent&amp;nbsp;</td><td>SCIGRIP</td><td>10799</td><td>material for making tall, ring stacking plates</td></tr><tr><td>Instron 5940</td><td>Instron</td><td>N/A</td><td>tensile testing machine</td></tr><tr><td>U-Stretch</td><td>Cell Scale</td><td>N/A</td><td>tensile testing machine</td></tr><tr><td>Smooth Muscle Actin&amp;nbsp;</td><td>MA5-11547</td><td>Thermo Fisher</td><td>antibody</td></tr><tr><td>Tropomyosin</td><td>MA5-11783</td><td>Thermo Fisher</td><td>antibody</td></tr></tbody></table>

scaling of engineered vascular grafts using 3d printed guides and the ring stacking method

Koroner arter hastalığı milyonlarca Amerikalıya etki, ölüm önde gelen nedenidir. Mevcut otolog vasküler greft eksikliği ile mühendislik greftler hasta tedavisi için büyük bir potansiyel sunmaktadır. Ancak, mühendislik vasküler greftler genellikle kolayca ölçeklenebilir değildir, bir zaman alıcı ve masraflı uygulama oluşturan, farklı boyutlarda özelleştirmek için özel kalıplar veya polimer tüplerin imalatını gerektirir. İnsan arterler yaklaşık 2,0-38 mm ve yaklaşık 0.5-2.5 mm et kalınlığında lümen çapı değişir. Biz bir yöntem yarattık, istenilen hücre tipi doku değişken boyutu yüzük, damar düz kas hücreleri ile Burada gösterilen hangi &quot;Halka İstifleme Metodu,&quot; (SMC&#39;lere) olarak adlandırılan, lümen çapı kontrol etmek için merkez mesajların kılavuzları kullanılarak oluşturulabilir ve dış kabukları damar duvar kalınlığı dikte etmek. Bu doku halkaları, sonra bir kan damarının doğal formunu taklit eden, boru şeklinde bir yapı oluşturmak için dizilir. damar uzunluğu olabilir be sadece gerekli uzunlukta teşkil gereken çalma sayısını istifleme uyarlanmış. Bu teknik ile, bir kan damarı benzer boru şeklinde, dokular kolaylıkla klinik ve hastanın gereksinimlerini karşılamak için boyut ve uzunlukları çeşitli imal edilebilir.

Burada gösterilen Halka İstifleme Yöntemi (RSM) ölçeklenebilir olduğunu gösteren, 3 farklı mühendislik damar greft boyutları (Şekil 1) uydurma. Uygulanabilirliğini ispat etmek için, 3 farklı damar boyutları sol ön inen arter için gerçek insan damar boyutuna korelasyonu seçilmiş (küçük; çaplı lümen = 4 mm) 17 (orta; çap lümen = 10 mm) inen aorta ve çıkan aort (büyük; lümen çapı = 20 mm) 18....

Watch this Scientific Journal Video about Scaling of Engineered Vascular Grafts Using 3D Printed Guides and the Ring Stacking Method at JoVE.com

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

Ölçeklenebilir mühendislik kan damarları klinik uygulanabilirliğini artıracaktır. Kolayca büyükçe 3D baskılı kılavuzları kullanarak, damar düz kas halkaları oluşturulan ve bir damar grefti oluşturan, boru şeklinde bir forma yığılmış. Greftler sadece 3D baskılı kılavuz boyutunu değiştirerek insan koroner arter boyutları aralığını karşılamak için büyüklükte olabilir.

3D Baskılı Kılavuzları ve Halka İstifleme Yöntemiyle Engineered Vasküler Greft ölçeklendirme

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

scaling-engineered-vascular-grafts-using-3d-printed-guides-ring

Research

JoVE Journal

Bioengineering

8.3K Görüntüleme.  Wayne State University.  Ölçeklenebilir mühendislik kan damarları klinik uygulanabilirliğini artıracaktır. Kolayca büyükçe 3D baskılı kılavuzları kullanarak, damar düz kas halkaları oluşturulan ve bir damar grefti oluşturan, boru şeklinde bir forma yığılmış. Greftler sadece 3D baskılı kılavuz boyutunu değiştirerek insan koroner arter boyutları aralığını karşılamak için büyüklükte olabilir. 

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

Engineering Biological-Based Vascular Grafts Using a Pulsatile Bioreactor

Much effort has been devoted to develop and advance the methodology to regenerate functional small-diameter arterial bypasses. In the physiological environment, both mechanical and chemical stimulation are required to maintain the proper development and functionality of arterial vessels1,2.
Bioreactor culture systems developed by our group are designed to support vessel regeneration within a precisely controlled chemo-mechanical environment mimicking that of native vessels. Our bioreactor assembly and maintenance procedures are fairly simple and highly repeatable3,4. Smooth muscle cells (SMCs) are seeded onto a tubular polyglycolic acid (PGA) mesh that is threaded over compliant silicone tubing and cultured in the bioreactor with or without pulsatile stimulation for up to 12 weeks. There are four main attributes that distinguish our bioreactor from some predecessors. 1) Unlike other culture systems that simulate only the biochemical surrounding of native blood vessels, our bioreactor also creates a physiological pulsatile environment by applying cyclic radial strain to the vessels in culture. 2) Multiple engineered vessels can be cultured simultaneously under different mechanical conditions within a controlled chemical environment. 3) The bioreactor allows a mono layer of endothelial cells (EC) to be easily coated onto the luminal side of engineered vessels for animal implantation models. 4) Our bioreactor can also culture engineered vessels with different diameter size ranged from 1 mm to 3 mm, saving the effort to tailor each individual bioreactor to fit a specific diameter size. 
The engineered vessels cultured in our bioreactor resemble native blood vessels histologically to some degree. Cells in the vessel walls express mature SMC contractile markers such as smooth muscle myosin heavy chain (SMMHC)3. A substantial amount of collagen is deposited within the extracellular matrix, which is responsible for ultimate mechanical strength of the engineered vessels5. Biochemical analysis also indicates that collagen content of engineered vessels is comparable to that of native arteries6. Importantly, the pulsatile bioreactor has consistently regenerated vessels that exhibit mechanical properties that permit successful implantation experiments in animal models3,7. Additionally, this bioreactor can be further modified to allow real-time assessment and tracking of collagen remodeling over time, non-invasively, using a non-linear optical microscopy (NLOM)8. To conclude, this bioreactor should serve as an excellent platform to study the fundamental mechanisms that regulate the regeneration of functional small-diameter vascular grafts.

Our group has developed a bioreactor culture system that mimics the physiological pulsatile stresses of the cardiovascular system to regenerate implantable small-diameter vascular grafts.

Pulsatif Biyoreaktör kullanarak Mühendislik Biyolojik Tabanlı Vasküler Greftler

Much effort has been devoted to develop and advance the methodology to regenerate functional small-diameter arterial bypasses. In the physiological ...

Biyomühendislik

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

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

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

Hücresel Self-Meclis Biyomekanik Analizi ve Doku Mühendisliği, Hücre-Türetilmiş Doku Yüzüklerin Üretiyor yönelik

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

Surgical Technique for the Implantation of Tissue Engineered Vascular Grafts and Subsequent In Vivo Monitoring

The development of Tissue Engineered Vessels (TEVs) is advanced by the ability to routinely and effectively implant TEVs (4-5 mm in diameter) into a large animal model. A step by-step protocol for inter-positional placement of the TEV and real-time digital assessment of the TEV and native carotid arteries is described here. In vivo monitoring is made possible by the implantation of flow probes, catheters and ultrasonic crystals (capable of recording dynamic diameter changes of implanted TEVs and native carotid arteries) at the time of surgery. Once implanted, researchers can calculate arterial blood flow patterns, invasive blood pressure and artery diameter yielding parameters such as pulse wave velocity, augmentation index, pulse pressures and compliance. Data acquisition is accomplished using a single computer program for analysis throughout the duration of the experiment. Such invaluable data provides insight into TEV matrix remodeling, its resemblance to native/sham controls and overall TEV performance in vivo.

Surgical Technique for the Implantation of Tissue Engineered Vascular Grafts and Subsequent In Vivo Monitoring

A step-by-step protocol for the inter-positional placement of Tissue Engineered Vessels (TEVs) into the carotid artery of a sheep using end-to-end anastomosis and real-time digital assessment in vivo until animal sacrifice.

Doku Engineered Vasküler Greftlerinin ve sonraki İmplantasyonunda Cerrahi Tekniği<em&gt; İn Vivo</em&gt; İzleme

The development of Tissue Engineered Vessels (TEVs) is advanced by the ability to routinely and effectively implant TEVs (4-5 mm in diameter) into a large ...

Generation and Grafting of Tissue-engineered Vessels in a Mouse Model

The construction of vascular conduits is a fundamental strategy for surgical repair of damaged and injured vessels resulting from cardiovascular diseases. The current protocol presents an efficient and reproducible strategy in which functional tissue engineered vessel grafts can be generated using partially induced pluripotent stem cell (PiPSC) from human fibroblasts. We designed a decellularized vessel scaffold bioreactor, which closely mimics the matrix protein structure and blood flow that exists within a native vessel, for seeding of PiPSC-endothelial cells or smooth muscle cells prior to grafting into mice. This approach was demonstrated to be advantageous because immune-deficient mice engrafted with the PiPSC-derived grafts presented with markedly increased survival rate 3 weeks after surgery. This protocol represents a valuable tool for regenerative medicine, tissue engineering and potentially patient-specific cell-therapy in the near future.

Here, we present a protocol to generate tissue engineered vessel grafts that are functional for grafting into mice by double seeding partially induced pluripotent stem cell (PiPSC) - derived smooth muscle cells and PiPSC - derived endothelial cells on a decellularized vessel scaffold bioreactor.

Bir Fare Modeli Doku mühendisliği Kapların Üretimi ve Tırnak

The construction of vascular conduits is a fundamental strategy for surgical repair of damaged and injured vessels resulting from cardiovascular diseases. ...

Engineering 3D Cellularized Collagen Gels for Vascular Tissue Regeneration

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

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

Vasküler Doku Rejenerasyon için Mühendislik 3D cellularized Kollajen jeller

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

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

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

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

Hücre tohum için özel özel Wells ve kendinden montajlı 3D baskı kalıpları kullanarak doku yüzük imalatı

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

Stepwise Cell Seeding on Tessellated Scaffolds to Study Sprouting Blood Vessels

The cardiovascular system is a key player in human physiology, providing nourishment to most tissues in the body; vessels are present in different sizes, structures, phenotypes, and performance depending on each specific perfused tissue. The field of tissue engineering, which aims to repair or replace damaged or missing body tissues, relies on controlled angiogenesis to create a proper vascularization within the engineered tissues. Without a vascular system, thick engineered constructs cannot be sufficiently nourished, which may result in cell death, poor engraftment, and ultimately failure. Thus, understanding and controlling the behavior of engineered blood vessels is an outstanding challenge in the field. This work presents a high-throughput system that allows for the creation of organized and repeatable vessel networks for studying vessel behavior in a 3D scaffold environment. This two-step seeding protocol shows that vessels within the system react to the scaffold topography, presenting distinctive sprouting behaviors depending on the compartment geometry in which the vessels reside. The obtained results and understanding from this high throughput system can be applied in order to inform better 3D bioprinted scaffold construct designs, wherein fabrication of various 3D geometries cannot be rapidly assessed when using 3D printing as the basis for cellularized biological environments. Furthermore, the understanding from this high throughput system may be utilized for the improvement of rapid drug screening, the rapid development of co-cultures models, and the investigation of mechanical stimuli on blood vessel formation to deepen the knowledge of the vascular system.

Engineered tissues heavily rely on proper vascular networks to provide vital nutrients and gases and remove metabolic waste. In this work, a stepwise seeding protocol of endothelial cells and support cells creates highly organized vascular networks in a high-throughput platform for studying developing vessel behavior in a controlled 3D environment.

Filizlenen Kan Damarlarını İncelemek için Mozaikli İskelelerde Stepwise Hücre Tohumlama

The cardiovascular system is a key player in human physiology, providing nourishment to most tissues in the body; vessels are present in different sizes, ...

Standardized Technique of Aortic Valve Re-implantation for Valve-sparing Aortic Root Replacement

Despite the obvious advantages of the preservation of a normal aortic valve during aortic root replacement, the complexity of valve sparing procedures prevents a number of cardiac surgeons from incorporating them into their practice. The aim of this protocol is to describe a simplified and user-friendly technique of an aortic valve-sparing root replacement (VSRR) procedure by re-implantation of the aortic valve. Proper selection of patients and limitations of the technique are discussed.
In 54 consecutive patients, normal appearing aortic valves were re-implanted in a commercially available polyester prosthesis with pre-shaped sinuses by a simplified and standardized technique. Placement of the first row of the proximal suture line, choice of the prosthesis size, and adjustment of the height of the commissures of the patient to the fixed height of the sinus portion of the prosthesis were slightly modified from the reference techniques with the aim of increasing its feasibility for use by other cardiac surgeons. Early mortality and morbidity as well as 5-year survival, freedom from aortic valve reoperation, and freedom from recurrent moderate regurgitation were collected in all patients.
Thirty-day mortality, re-sternotomy for bleeding, re-sternotomy for mediastinitis, and the incidence of stroke were very low, 1.8% for each (1 of 54). No patient required permanent pace-maker implantation. At 5 years, survival, freedom from aortic valve reoperation, and freedom from recurrent moderate regurgitation were 97.5%, 95.2%, and 91.6%, respectively.
Mid-term results of our standardized technique of re-implantation of the aortic valve for valve-sparing aortic root replacement are very good and compare with more complex techniques reported by experienced surgeons. By following the present protocol of the standardized re-implantation technique, a greater number of cardiac surgeons can perform this procedure with comparable good results.

Valve-sparing aortic root replacement has the advantage of preserving the patient&#39;s own aortic valve. The complexity of the reported techniques to date restricts their use to a limited number of cardiac surgeons. This protocol describes step-by-step a standardized technique reproducible by a greater number of cardiac surgeons.

Aort kapak yeniden implantasyon Vana-tutumlu aort için standart tekniği kök değiştirme

Despite the obvious advantages of the preservation of a normal aortic valve during aortic root replacement, the complexity of valve sparing procedures ...

Tıp

Fabrication of Engineered Vascular Flaps Using 3D Printing Technologies

Engineering implantable, functional, thick tissues requires designing a hierarchical vascular network. 3D bioprinting is a technology used to create tissues by adding layer upon layer of printable biomaterials, termed bioinks, and cells in an orderly and automatic manner, which allows for creating highly intricate structures that traditional tissue engineering techniques cannot achieve. Thus, 3D bioprinting is an appealing in vitro approach to mimic the native vasculature complex structure, ranging from millimetric vessels to microvascular networks. 
Advances in 3D bioprinting in granular hydrogels enabled the high-resolution extrusion of low-viscosity extracellular matrix-based bioinks. This work presents a combined 3D bioprinting and sacrificial mold-based 3D printing approach for fabricating engineered vascularized tissue flaps. 3D bioprinting of endothelial and support cells using recombinant collagen-methacrylate bioink within a gelatin support bath is utilized for the fabrication of a self-assembled capillary network. This printed microvasculature is assembled around a mesoscale vessel-like porous scaffold, fabricated using a sacrificial 3D printed mold, and is seeded with endothelial cells. 
This assembly induces the endothelium of the mesoscale vessel to anastomose with the surrounding capillary network, establishing a hierarchical vascular network within an engineered tissue flap. The engineered flap is then directly implanted by surgical anastomosis to a rat femoral artery using a cuff technique. The described methods can be expanded for the fabrication of various vascularized tissue flaps for use in reconstruction surgery and vascularization studies.

Engineered flaps require an incorporated functional vascular network. In this protocol, we present a method of fabricating a 3D printed tissue flap containing a hierarchical vascular network and its direct microsurgical anastomoses to rat femoral artery.

3D Baskı Teknolojileri Kullanılarak Mühendislik Vasküler Flaplarının İmalatı

Engineering implantable, functional, thick tissues requires designing a hierarchical vascular network. 3D bioprinting is a technology used to create ...

Three-Dimensional Printing of a Complex Aortic Anomaly

Complex congenital aortic anomalies include diverse types of malformations that may be clinically asymptomatic or present with respiratory or esophageal symptoms. These anomalies may be associated with other congenital heart diseases. It is hard to identify the accurate anatomic vessel location from two-dimensional imaging data, such as computed tomography. As an additive manufacturing method, three-dimensional (3-D) printing can covert the acquired imaging data into 3-D physical models. This protocol describes the procedure for modeling the volumetric DICOM imaging into 3-D data and printing it as an anatomically realistic 3-D model. Using this model, surgeons can identify the vessel location of complex aortic anomalies, which is helpful for pre-operative planning and intra-operative guidance.

Here, we present a protocol to use three dimensional printed models for pre-operative planning and intra-operative reorganization of complicated vascular locations when handling a congenital aortic anomaly.

Karmaşık bir aort anomali üç boyutlu baskı

Complex congenital aortic anomalies include diverse types of malformations that may be clinically asymptomatic or present with respiratory or esophageal ...