この作品は国立科学財団のキャリアによって支えられた賞なし。あわせて 1254767 と国立研究所のアレルギーと感染症なしを付与します。R01 AI104960。我々 は感謝して援助特性評価測定とテキサス A & M の心血管の病理学研究室マイクロ CT イメージングのためのパトリック · グリフィンとダンを認めます。

1. 選択とマトリックス材料特性の検証
<ol><li>ファントムの作製プロセス (図 1) を開始、する前に生体組織イメージング wavelength(s) で興味の吸収および散乱係数を見つけます。参照35,36の暫定的な見積もりがあります。ただし、光学定数の検証が必要かもしれません。</li>
	<li>吸収係数、μと散乱係数、μsのルックアップ テーブルを使用して '、488、535, 632, 775 nm 波長 (表 1-4および図 2– 3) でインドのインクの濃度を選択し、二酸化チタン (TiO2) 任意の光学特性を近似します。これらのレシピは、PDMS で作製したファントムに固有です。これらのテーブルは、離散的な波長で実験データを提供する、レシピの最適化は特定のアプリケーションに必要ななるかもしれない。</li>
	<li>
光学特性の確認のため選択したレシピのポリジメチルシロキサン (PDMS) スラブを作製します。
	<ol>
<li>食材の次の順序でミキシング カップを注ぎ PDMS レジンの硬化剤の重量比 10:1 を使用して: PDMS 樹脂、TiO2インドのインク、PDMS の硬化剤。 メモ: ここでは、我々 は 2 つのレシピをテスト: 1) 2 mg TiO2 + g PDMS あたり 3.5 μ L 墨と 2) 1 mg TiO2 + g PDMS あたり 10 μ L 墨。各レシピでは、光の粒子の対応する量と 4.5 g PDMS 樹脂と 0.45 g PDMS 硬化剤が使用されます。</li>
		<li>スピード ミキサーでミックス (材料表参照) 60 s。TiO2粒子混合に固執する場合カップ (TiO2の高濃度と考えられる)、カップのベースからの粒子を除去する手で混合、別の 30 のミキサーでミックス s。</li>
		<li>井戸や薄膜を確認するシャーレに混合物を注ぐ (0.1-1 mm) の混合物のスラブ。</li>
		<li>ドガ気密負圧室、30-60 分で 80 ° C で事前に加熱されたオーブンの場所にそれらを置くことによって 10 分間スラブは、オーブンから除去し、涼しい許可しなさい。</li>
		<li>冷却ポリマー スラブをコンテナーから削除します。フラット、制服のスラブを残してエッジを切り落とします。キャリパーを使用してスラブの厚さを測定します。</li>
	</ol>
</li>
	<li>
透過率 (T) と積分球を用いた slab(s) (R) 反射率を測定します。詳細および手順については、逆追加倍増 (IAD) マニュアル37で見つけることが。
	<ol>
<li>光源・積分球セットアップの分光器をオンにします。小さな、平行ビームを確保するためのシステムの配置、積分球の入り口と出口ポートを中心にチェックしてください。</li>
		<li>積分球システムを調整します。<ol>
<li>ソースをオフに、積分球の出口ポートのキャップおよび 3 つの暗いスペクトルを記録します。</li>
			<li>頂いた出口ポートと空の入り口ポート伝送参照を取得するソースをオンに戻します。三つのスペクトルを記録します。</li>
			<li>反射率基準測定反射率の規格を使用してを取得します。球の出口ポートに各標準を置きなさい。各反射率標準の 3 つのスペクトルを記録します。</li>
		</ol>
</li>
		<li>スラブの透過率を測定します。出口ポートのキャップ、透過測定用積分球の入力ポートにスラブを配置します。三つのスペクトルを記録します。</li>
		<li>スラブの反射率を測定します。出口ポート キャップをはずし、反射率測定の出口ポートにスラブを配置します。三つのスペクトルを記録します。</li>
	</ol>
</li>
	<li>
IAD ソフトウェアを使用して光学的性質を決定します。ソフトウェア ダウンロード37,38で IAD 手動でソフトウェアの完全なチュートリアルを見つけることが。
	<ol>
<li>三つのスペクトルを測定ごとに取得平均。</li>
		<li>IAD マニュアル37の方程式を使用して、これらの測定値を R および T の値に変換します。必要な場合は、スペクトルに沿ってサンプリング レートを減らすことによってファイルを凝縮します。</li>
		<li>波長、反射率、透過率、およびサンプル厚さ IAD マニュアル37で説明したように、IAD の入力 .rxt ファイル (補足資料 1) を準備します。コマンド プロンプト (Windows OS) またはターミナル (Mac OS) を使用して、正しいパスに移動します。「Iad ' 入力ファイル名'」に IAD を実行を入力します。ソフトウェア推定の光学特性と出力テキスト ファイルが生成されます。</li>
	</ol>
</li>
	<li>光学特性は、目的の値の許容範囲 (~ 15%) 以内には場合、に応じてレシピを変更し、手順 1.3-1.5 を繰り返します。</li>
</ol>2. 溶ける 3 D の準備が内部構造を印刷
<ol><li>コンピューターを使用して内部構造を設計支援設計 (CAD) ソフトウェアです。構造ソリッド モデルを 3 D プリンターで製作する光造形ファイルに変換します。かどうか、分割 CT スキャンすることができますもファイルに変換する、光造形内部構造のソリッド モデルを描画するのではなく。 注: ここで使用されるフラクタル ツリー構造の CAD ファイルは、補足資料 2に提供されます。本稿で使用するプリンターは、部分の脱却支援材料があるに押し出してプリンターです。</li>
	<li>ポリビニル アルコール (PVA) や耐衝撃性ポリスチレン (HIPS) などの印刷用の溶ける材料を選択 (材料の表を参照してください)。この溶ける素材のソリッド モデルを印刷します。</li>
	<li>印刷部分が十分に冷却、破る、溶解、またはマシン、印刷部分を支援材料。ファイルまたは任意の大規模な欠陥から砂を。</li>
	<li>
蒸気は、表面粗さを抑える印刷部分を磨きます。
	<ol>
<li>逆にセキュリティで保護された印刷の部品と印刷部分のベースに薄い鋼またはニチノール ワイヤーのクリアランスで貫通穴をドリルします。</li>
		<li>ステンレス鋼または穴を通してニチノール ワイヤを通します。ワイヤーの両端を曲げるし、一緒にフックします。これはビーカー内のアセトンの蒸気で完全に浸漬するための部分となります。ワイヤーで脇部分を設定します。</li>
		<li>埋める大ビーカーに約 10% アセトンのフル。100 ° C に加熱しながらホット プレート上のビーカーを配置します。注意: は、アセトン蒸気の吸入を防ぐために発煙のフードでこの手順を実行します。</li>
		<li>部品はビーカーを触れないでアセトン蒸気の凝縮に達するについて途中でビーカーの壁を第 2 のワイヤのモックの気道をループワイヤーをハングおよび 15-30 s. 確認印刷アセトン蒸気で中断するとき壁または各他 (蒸気の研磨複数部分を一度に)。</li>
		<li>印刷部分を削除し、空のビーカーまたはコンテナー上中断します。少なくとも 4 時間のための乾燥部分ましょう。</li>
	</ol>
</li>
	<li>必要に応じて内部構造の寸法は CAD 設計に許容範囲内でを確認します。精度の要件に応じてノギスや 3 D レーザースキャナーは、構造を測定する使用できます。</li>
</ol>3. 耐熱金型の構造
注: は、PDMS ファントムを形成する漏れ防止、耐熱金型を準備します。最後のファントムのデザインに合わせて金型の形状を選択します。ここでは、再利用可能な長方形の型を説明しています。
<ol><li>3 D プリントに金型のソリッド モデルのベースをデザインします。この金型は、1.17 x 1.79 cm のベースとファントムの設計されています。金型のベースには、幻のベースに一致する内側の寸法の厚さ 1 mm と 5 mm の深い凹部があります。これにより、削除するサイディングにカビやカビを分解し再利用します。</li>
	<li>金型のサイディングをセキュリティで保護するための十分な幅のはめ込みと金型のベースを印刷します。</li>
	<li>モールド ベースの凹部にサイディングを配置します。ここでは、1 mm 厚さのポリカーボネート シートは、金型の下見張りとして使用されます。</li>
	<li>耐熱テープを使用すると、金型のエッジをシールします。すべてのコーナーとエッジが十分にない泡成形プロセス中に任意の漏れを防ぐためにテープで密封されるが不可欠です。</li>
	<li>手順 3.4 で金型内部ポリカーボネート ベース プレートを配置します。このベース プレート金型サイディングと同じ 1 mm 厚さのポリカーボネート シートは、モールド ベースの 3 D 印刷面の粗さのない滑らかな表面のファントムの基盤を与える.接着剤が完全に乾燥蒸気がベース プレートの部分を研磨します。接着剤を乾燥させるのに十分な時間を許可します。</li>
</ol>4. 高分子ファントムの作製
注: は、特定のアプリケーションの手順 1 で決定された一括マトリックス材料の検証済みのレシピを使用します。ここのプロトコルでは、手順を説明します健康なマウス肺組織の 535 でファントム μsで nm ' 40 cm-1 μ、 2 cm-1の。ない光粒子作製プロセスの基準として使用する 2 番目のファントムを作製することができます。
<ol><li>PDMS 樹脂の 9.1 g を混合プラスチックのカップに注ぐ。ルチル TiO2インドのインクの 35 μ l に続いての 20 mg を追加します。最後に 0.91 g 硬化剤混合物の上を追加します。1.3.2 の手順で混合のプロトコルに従ってください。</li>
	<li>耐熱性カビに最終的なポリマーの混合物を注ぐ。</li>
	<li>材料の光学特性の確認のためポリマー スラブを作成する別の容器に少量の混合物を注ぐ。十分なポリマーが少なくとも 100 μ m の厚みのスラブに注がれるを確認します。</li>
	<li>脱気用ベルジャーにモック気道型と別のスラブを配置します。真空プロセスを開始します。モック気道型のポリマーに上昇、空気表面の泡を破裂するベルジャーに戻って起動する場合もう一度空気をプルし始めます。ポリマーが大幅上昇しないするまでこの手順を繰り返します。これは 4.2 の手順中にどのくらいの空気が閉じ込められたによって 5-10 分間かかります。一度、PDMS はもはや上昇、別の 15 分のガスを抜き続けます。</li>
	<li>脱泡後部屋に戻って空気をゆっくり入れます。模擬ファントムの気道と高分子スラブの両方を削除し、レベル 80 ° C 2 時間オーブンで配置します。</li>
	<li>ファントムとスラブをオーブンから取り出し、硬化ポリマーを切断することがなく 20 分分解高分子鋳型メスに冷ます。モック気道基地ベース プレートをスナップします。</li>
	<li>内部の部品が完全に溶解するまで温水 (60 ° C) ~0.5 M 水酸化ナトリウム (NaOH) の基本お風呂でファントムを配置します。光学的に明確な基準ファントム内部のコンポーネントの溶解時間を判断に役立ちます。内部構造を溶解すると、風呂からファントムを取る、任意の光学測定を行う前に (~ 24 h) を完全に乾燥させます。</li>
</ol>5. ファントム作製の検証
<ol><li>必要な場合は、高分解能磁気共鳴イメージング (MRI) またはマイクロ コンピューター断層撮影 (CT) 画像を使用して幻のジオメトリを確認します。これらのメソッドは、軸方向の解像度と汚濁物質の内部構造の 3 D 検証を提供する < 400 μ m39,40。また、光学的に明確な基準ファントムは残りのボイドは正しいジオメトリと印刷部分が完全に解散した検証のため光学的にイメージ化します。 注: マイクロ CT 上、北斗イメージング (NSI) X50 で光を通さないファントム (2 mg TiO2 + 3.5 μ l 墨) の内部形状を検証しました。怪人は、すべての次元 (補足資料 3, 4) で 20 μ m の分解能でイメージしました。</li>
	<li>高分子スラブと (1.5-1.6 の手順で説明) 積分球を用いたファントムの光学特性を確認します。</li>
</ol>

<ol>
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著者が明らかに何もありません。

内部空気組織インターフェイスをシミュレートするために内部の分岐構造を持つマウス肺を表す光のファントムを作成する方法を説明してきました。マウス肺組織の光学特性は、光散乱・吸収ゆく一括マトリックス高分子内分散粒子のユニークな濃度を組み込むことによって達成されます。これらの光学特性は、さまざまな状態 (すなわち病気の組織と健康な) 組織の異なったスペクトル範囲内生理値を模倣するように調整できます。光学特性が波長興味、基材とファントム内粒子の濃度に依存しています。ただし、複数の粒子で散乱と吸収との関係は常に直感的な41 です。吸収の増加の率は散乱係数の増加の率を同様に散乱粒子として吸収粒子の濃度に依存しています。(図 2-4)。PDMS のファントムは、最大 1 年27,28の光学的性質を維持するために示されています。積分球測定値の誤差範囲内で光学特性の 3 週間の安定性を測定した (< 15%)。これらのファントムと光タイトなコンテナーの標準のストレージは、時間の長い期間のための光学的性質を維持できます。
ファントム (図 6) の内部の空気インターフェイスで再現性のある滑らかな表面溶ける印刷部分を研磨蒸気ことができます。ここで示されているフラクタル幾何学の内部構造を研磨成形 PDMS の平均表面粗さの減少 37.4 μ m からに屈した 7.2 μ m。これは、粗面は滑らかで、均一の表面 (図 6E) よりも正確にシミュレートするためにはるかに難しいので、ファントムが光学シミュレーションの検証に使用される場合に非常に重要です。脱気も非常に重要です (図 6C、はめ込み 1) 光散乱体として PDMS ファントム内の泡という事実のために。吹き出しの位置は、シミュレーションで複製する予測とファントム校正基準として使用する場合結果が偏る可能性があります。
マイクロ CT での検証後気道 void (補足資料 3) 内残留物質の少量が見つかりました。さらに、この同じ CT スキャンのセグメンテーションは、分岐構造 (補足資料 4) の横にある小さな空気の泡を明らかにします。製作中に光学的に透明ファントムは材料の内部構造と高分子マトリクス内の空気泡無しの完全な分解をもたらした。マイクロ CT による検証は、光を通さないファントムの小さな欠陥、それ以外の場合は表示されませんが含まれることを示した。
正しく未硬化の高分子と光の粒子の混合は、再現可能かつ予測可能な光吸収・散乱光度を達成するために不可欠です。貧しい混合による散乱係数の変化を図 5に示します。金型に樹脂を注入する前に TiO2粒子沈降または混合物で「ブリッジ」の証拠はないとインドのインク混合容器の汚損の証拠があることを確認します。推奨される順序でパーティクルを追加すると、これらの問題を最小限に抑える必要があります。
これらのファントムのデザインは、3 D プリント パーツによって制限されます。モックの気道は溶けるでない、支持材、テコで動くことができるように設計されています。これは、さまざまな容解性のいずれかの印刷材料をことができるより高度なプリンターや素材をサポートを必要としないレーザー焼結プリンターに移動することによって克服できます。肺は本質的に非常に多孔性臓器遠位気道と肺胞のために重要です。一方、このファントムで表すことはない、類似構造の光学効果を用いて観察したブラッグ ナイ バブルいかだ光コヒーレンス断層撮影21空気泡の洗剤やシェービング クリーム オリーブ オイル42、核磁気共鳴イメージング43。再現性のある特性を持つ高分子発泡体の作成がここで示した固体ファントムと肺微細構造44の違いを調整することがあります。
最後のファントムの形状は、用途に応じてカスタマイズもできます。ここに示す長方形ファントムは内部照明で撮像され、健康で感染肺 (図 7) の計算モデルの検証に使用します。このデザインは、外部樹脂金型の設計を変更するだけでマウスの円筒形の胴体を表すためさらに更新できます。
ここのマウス肺と気道ファントムのデザイン詳細している、一方、他の臓器や動物の興味に合うようにこれらのメソッドを変更できます。内部構造は血管ファントムの流路に変換することができます。 またはユニークな光学特性と複雑な内部構造のためキャストとして使用することができます。幻の全体的な形状は、アプリケーション、動物、または関心の器官にも調整できます。内部構造と高分子金型の 3 D プリントは、構造化高分子光ファントムの設計プロセスに自由を与えます。彼らはより正確に均一な単一か多層ファントムよりも体内環境を表すことができますのでin vivo光イメージングのシミュレーション検証、適合に不可欠なツールです。

組織ファントム、システム特性と超音波または核モダリティ1,2,3 を組み込んだマルチモダリティ システムを含む光学イメージングと分光機器の校正のため広く使用されて ,4。ファントムは、制御光環境システムの特性評価と複数のバイオ イメージング技術の品質管理を提供します。組織模倣ファントムがシステムのパフォーマンスの予測と生理学の作業手でのシステムの設計の最適化に便利なツールたとえば、腫瘍の評価用分光プローブのプロービングの深さを予測する5 を余白します。光学的性質とファントムの構造設計、楽器使用されます、したがってフィージビリティスタディやシステム パフォーマンス3の検証を可能にする特定の生理学的な環境を模倣するように調整できます。 6,7。イメージングの前臨床試験や臨床試験に入る前にリアルな光学ファントムとシステムのパフォーマンスの検証は、故障のリスクや生体内での研究中に使用不可能なデータの集録を低減します。再現性と光ファントムの安定性は、それらがさまざまな楽器での多施設共同の臨床試験を中心に、内間 instrument の変動を監視するための光学的手法のためのカスタマイズ可能な校正標準器演算子、および環境条件8,9。
組織模倣ファントムは、光学理論の検証のための可変で再現可能な物理モデルとしても使用。10,11を実験動物の必要性を低減しながら、シミュレーションは設計および生体内で光学機器の最適化支援します。開発と体内環境を正確に表す光学シミュレーションの妥当性は、組織構造、生化学的な内容、ターゲットや、体内組織の位置の複雑さによって妨げられることができます。被験者間変動動物または人間による挑戦的な理論的モデルの検証になります。高分子光の組織ファントム理論モデルの検証を光子移行12,13,14,15を研究するための知られており、再現可能な光環境を提供することによって可能にします。
システム校正を目的として光ファントムは光散乱、吸収、または関心の波長チューニング蛍光硬化ポリマーの単一均質なスラブで構成されます。層状高分子ファントムは頻繁、上皮性のティッシュのモデル16,17組織の光学特性の深さの分散を模倣するために使用されます。これらの幻の構造は、組織構造、各層を通じて極めて均質的なので上皮イメージングと形状モデリング、十分です。しかし、大規模で複雑な構造は、他の臓器における輻射輸送を影響します。複雑なファントムを作成するメソッドは、皮下血管18,19とも全臓器、膀胱20などの光環境をシミュレートするために開発されています。空気組織インターフェイスの分岐構造のため独特の問題は、肺の軽輸送のモデリング固体ファントムが可能性がレプリケートされない機関における輻射輸送正確に21。光学ファントムに複雑な構造を組み込むための方法を記述するには、(図 1) 気道の立体 (3 D) 巨視的構造を表す void 内部、再現可能なフラクタル ツリーを作成する方法をについて説明します。
過去数十年の医療機器のモデル22ラピッドプロトタイピングの優勢な方法となっている 3 D プリントと光の組織ファントムも例外ではありません。3 D プリントは、チャネル23、血管ネットワーク24全身小動物モデル25と光のファントムを製造するため、添加剤の製造ツールとして使用されています。これらのメソッドは、ユニークな光学特性を持つ 1 つまたは 2 つの印刷材料を使用します。メソッドは、一般的な濁った生体25,26を模倣する印刷材料の光学特性を調整する開発されています。ただし、このメソッドはすべての生体組織に適していないので、達成可能な光学特性の範囲は印刷物、アクリロニ トリルのブタジエンのスチレン (ABS)26など通常のポリマーによって制限されます。ポリジメチルシロキサン (PDMS) は、容易に散乱・吸収で高い可変性27,28粒子と混合することができる光学的に透明ポリマーです。PDMS はまた動脈瘤塞栓デバイス29,30の展開モデルのファントムを金型に使用されています。これらのファントムも溶ける 3 D プリント パーツを利用が、光学デバイスの展開を可視化するための明確なまま。ここでは、組織の予備的モデルとマウス肺の気道を作製する散乱粒子を吸収と PDMS の光学特性の可変性このメソッドと組み合わせています。
紹介ファントムは肺に固有ですが、プロセスは様々 な他の臓器に適用できます。幻の内部構造の 3 D プリントは、かどうかは、血液またはリンパ血管網、骨髄、または心31の 4 のチェンバード構造も目的と印刷可能なスケール、カスタマイズできるようにデザインできます。光学イメージングおよび肺32,33,34のモデリングに興味がある、ので、ファントムの高分子内のレプリケートを内部構造として 4 世代フラクタル ツリーを使用しました。この構造体は、3 D 印刷プロセスのブレーク離れてサポート材料をして気道の分岐構造を近似設計されました。休憩離れてサポート素材が必要ない場合、もっと解剖学的に正しい気道を印刷できます。この特定のモデルは、気道を表しているが、幻の内部構造は材料のボイドを維持するはありません。周囲のポリマーを硬化させるし、3 D プリント パーツを解散、一度内部の構造使用できますフロー経路、またはセカンダリ金型として独自のユニークな吸収と散乱特性を持つ材料の。たとえば、この議定書から内部の構造をデジタル骨には、気道ではなく設計した、骨の構造は 3 D 印刷、PDMS、指の光学的性質と成形し、怪人のうち、溶解にかもしれない。ボイドは異なる光学特性と PDMS の混合物と、満たされることが。また、各金型は単一の溶ける部品に限定ではありません。指のファントムを作成して、骨、静脈、動脈、それぞれ独自のユニークな光学特性を持つ一般的な軟部組織層などでした。

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" style="width:868px;" width="868">
	<colgroup>
		<col />
		<col />
		<col />
		<col />
	</colgroup>
	<tbody>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:228px;">Dow Corning Sylgard 184 Silicone Encapsulant Clear 0.5 kg Kit</td>
			<td style="width:195px;">Ellsworth Adhesives</td>
			<td style="width:187px;">184 SIL ELAST KIT 0.5KG</td>
			<td style="width:259px;">Polydimethylsiloxane: polymer base for optical phantoms</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:228px;">White Rutile Titanium Dioxide powder</td>
			<td style="width:195px;">Atlantic Equipment Engineers</td>
			<td style="width:187px;">TI-602</td>
			<td style="width:259px;">Scattering particles for optical phantoms</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:228px;">Higgins Fountain Pen India Ink</td>
			<td style="width:195px;">Michaels Craft Stores</td>
			<td style="width:187px;">&#160;10015483</td>
			<td style="width:259px;">Absorbing particles for optical phantom</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:228px;">Heat Resistant tape</td>
			<td style="width:195px;">Uline</td>
			<td style="width:187px;">S-7595</td>
			<td style="width:259px;">Heat resistant tape for polymer molds</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:228px;">Fortus 360mc 3D printer</td>
			<td style="width:195px;">Stratasys</td>
			<td style="width:187px;">N/A</td>
			<td style="width:259px;">Able to switch build and support material with this model printer</td>
		</tr>
		<tr height="63">
			<td height="63" style="height:63px;width:228px;">ABS Ivory Model Material</td>
			<td style="width:195px;">Stratasys</td>
			<td style="width:187px;">SDS-000001</td>
			<td style="width:259px;">Material for printing mold parts and/or using as support for printing internal structure&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:228px;">SR-30 Soluble Support</td>
			<td style="width:195px;">Stratasys</td>
			<td style="width:187px;">400638-0001</td>
			<td style="width:259px;">Base soluble support material for printing internal structure</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:228px;">Flacktek Speedmixer</td>
			<td style="width:195px;">Flacktek Inc.</td>
			<td style="width:187px;">DAC 150.1 FV</td>
			<td style="width:259px;">For efficient mixing of polymer and particles&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:228px;">Integrating sphere</td>
			<td style="width:195px;">Edmund Optics</td>
			<td style="width:187px;">58-585</td>
			<td style="width:259px;">For measuring optical properties</td>
		</tr>
		<tr height="42">
			<td height="42" style="height:42px;width:228px;">Polycarbonate build plates (1 mm)</td>
			<td style="width:195px;">Stratasys</td>
			<td style="width:187px;">N/A</td>
			<td style="width:259px;">Used polycarbonate build plates from Stratasys printer can also be used</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

fabrication and characterization of optical tissue phantoms containing macrostructure

新しい光学イメージング技術の急速な発展、低コスト、カスタマイズ可能で、容易に再現できる基準の可用性に依存します。イメージング環境をレプリケートすることによりテクニックを検証する高価な動物実験を回避する可能性があります。予測と体内と体外イメージング技術のパフォーマンスを最適化する光のような興味の組織には、サンプルのテストが必要です。組織模倣光ファントムは、評価、特性評価、または光学系のキャリブレーション標準を提供します。狭いスペクトルの範囲内の特定の組織型の光学特性を模倣する均質なポリマー光の組織ファントム広く使用されます。表皮や真皮などの層状組織は、単にこれらの均質なスラブのファントムを積み重ねることによってまねることができます。しかし、多くの生体内イメージング技術が、組織欠損や気道、血管などの三次元構造がイメージング システムのパフォーマンスに影響を与えることができますより多くの複雑な空間的組織に適用されます。
このプロトコルでは、組織の光学特性を持つ材料を用いた三次元構造の複雑さを組み込んだ組織模倣のファントムの作製について説明します。ルックアップ テーブルは、光の吸収と散乱ターゲットの墨と二酸化チタンのレシピを提供します。特徴し、材料の光学特性を調整する方法を説明します。この資料で詳細なファントムの作製は内部分岐モック気道ボイド;しかし、技術は、他の組織や器官の構造に広く適用できます。

535 で摘出した健康と炎症を起こしたマウス肺組織の測定の光学特性をシミュレートするために作製したマウス肺組織ファントム ファントムの作製技術を示すためには、nm (表 5)。この波長は、以前の研究33で抗酸菌の遺伝子組換え記者系統で使用される tdTomato 蛍光タンパク質の励起波長です。マウス肺組織の光学的測定は、1.4-1.5 の手順の説明と同じ方法で得られました。動物の使用は、機関動物ケアおよび使用委員会 (IACUC)、テキサス A & M 大学によって承認されました。インドのインクに TiO2の適切な比率健康両方に見つかり、535 nm の波長の光 (表 5) のマウス肺組織の炎症します。
テーブル 1-4 図 2-3視覚的に異なる光学特性を持つ材料のレシピが表示されます。吸収と散乱粒子濃度依存性を図 4にまとめます。TiO2 (散乱粒子) の一定濃度でファントム散乱係数と吸収係数の推移 (図 4A、 4 b) およびインドのインク (粒子の吸収の一定濃度) (図 4C、4 D) 両方の粒子光学特性の関係を示します。これらの光学特性の再現性を確保するため、適切な混合技術を使用する必要があります。セトリングと TiO2粒子のブリッジが (図 5) の硬化のファントム散乱係数のシフトを発生します。インドのインク混合容器の汚損はまた吸収係数を減らします。
肺ファントム内部のボイド (図 1C) のフラクタル ツリー構造を使用して設計されていた。3 D 印刷構造体は、ファントム (図 1E) 内の滑らかな内部の表面を作成する洗練された気になりません。脱なかったファントムからの散乱光の比較を図 6に示しますや蒸気研磨 (図 6A, C)、(図 6B、6 D) 内部部品を洗練された蒸気があったし、ファントムが脱気します。ファントムは、照明を使用して外部の白色のライト ソース (図 6A、6 b) と 535 で内部の microendoscope ソースをイメージしました (図 6C, 6 D) nm。蒸気研磨と脱ガスを最小限に抑える (図 6C、はめ込み 2) 表面粗さと気泡を含む照らし合わせの散乱体の存在 (図 6C1 を挿入)。脱気は、空気吹き出しの位置はランダムで予測不可能なので特に重要です。さらに、空気の泡は、TiO2粒子 (図 6に表示されません)、組み込まれている一度に隠されているものを作る幻光を通さない。したがって、目に見えない泡は組織の光学特性のファントム材料の表現を損なうことがあります。
蒸気で磨かれた 3 D プリント パーツ キャリパー ベースと遠位の枝で測定し、寸法は、表 6に 3 D ソリッド モデルと比較されます。次の幻のポリマーの作製、マイクロ CT イメージング システム (補足資料 3) を使用してファントムをイメージしました。3 D データセットを使用して、基本と遠位の枝で内部のボイドの寸法測定した比較 (表 6)。蒸気洗練されたツリーは、原因に流れるプラスチックの表面をアセトン蒸気による表面の平滑化ベースでわずかに小さいです。3 D プリント パーツはベースによって中断、表面は部分の寸法の小さな変更を引き起こす遠位の枝に向かって流れます。表面の滑らかさとそのサイズを維持する間にトレードオフがあります。長い蒸気ポーランド スムーズな表面になりますが、変更されたディメンションの結果の流れへの材料になります。
生体内イメージング システム microendoscope 繊維束 (図 7) の挿入用のアクセス ポートにファントムをイメージしました。Microendoscope は、印刷の一部が溶解されてファントム内ボイドに置かれました。Microendoscope は 535 の内部照明に使用された nm と IVIS 照明経路がブロックされました。Microendoscope の配置は、図 7で示されます。IVIS は、信号の外部コレクションに使われました。ファントムのイメージは、図 3のイメージ作成対象と同じ内部構造を持っていた。同一の内部構造と外形寸法、健康な肺組織 (図 7A) と肺感染症の組織 (図 7B) の光学特性の違いによる表面放射照度感じ取ることが、ファントム。これらのファントムは、光学特性の変化に対する適切な対応を維持、このファントムの作製法内部照明研究で使用されるファントムの適用できます。
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/57031/57031fig1.jpg"> 図 1:光組織ファントムの作製の流れ。(A)ターゲットの関心組織の光学的性質を決定する最適なレシピ。(B)では、レシピを確認します。(C)は、内部構造を設計します。(D)溶ける素材を使用して内部構造を印刷します。(E)蒸気は、滑らかな表面に印刷された部分を磨きます。(F)は高分子と光の粒子を混ぜ、耐熱金型に注ぐ。(G)ドガと治療ポリジメチルシロキサン (PDMS)。(H)は、内部の空隙を作成するための印刷部分を溶解します。ファントムの幾何学と光学特性(I)を確認します。<a href="//cloudflare-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/57031fig1large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/57031/57031fig2.jpg"> 図 2:インドのインクとティオの2濃度吸収係数推移。488 nm の(A)、535 インドのインクの範囲および酸化チタン濃度の吸収係数が表示されます nm (B)、630 nm (C)、および 775 nm (D)。吸収は、両方の粒子の低濃度の低いと一般的に各粒子の濃度の増加します。高原に PDMS mL あたり 5 – 7.5 μ L 墨間達する。増加率は、他の粒子と波長の集中によって決まります。<a href="//cloudflare-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/57031fig2large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/57031/57031fig3.jpg"> 図 3:インドのインクとティオの2濃度の散乱係数推移。488 nm の(A)、535 インドのインクの範囲および酸化チタン濃度の減少の散乱係数が表示されます nm (B)、630 nm (C)、および 775 nm (D)。散乱係数は両方の粒子の低濃度の低いとそれぞれの濃度とともに増加する一般に。吸収のような増加率は、他の粒子と波長の集中によって決まります。<a href="//cloudflare-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/57031fig3large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/57031/57031fig4.jpg"> 図 4: インドのインクとティオの2濃度の光学的性質の相互依存します。吸収係数と低減散乱係数の定数 TiO2濃度 1 mg/mL PDMS (A, B)と一定のインドのレシピのとおりインク濃度 5 μ L/mL PDMS (C, D)。パネル(B)一定の TiO2濃度とインドのインク濃度を変化させるし、パネル(C)はその吸収係数の定数インドのインク濃度の変化が表示されます散乱係数が変更することを示しますとき TiO2は様々 です。<a href="//cloudflare-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/57031fig4large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 5" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/57031/57031fig5.jpg"> 図 5:混合光散乱に及ぼす影響します。未硬化の高分子と光の粒子の混合不適切は、光学特性の変化で起因できます。この図で表される不完全混合のファントムは、硬化前に TiO2粒子の沈降を示した。<a href="//cloudflare-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/57031fig5large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 6" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/57031/57031fig6.jpg"> 図 6:成功と準最適製造を説明するために低散乱係数材料の代表的な気道ファントム。研磨と脱ガスの蒸気は、最小限の, 散乱要素を持つファントムの生産に不可欠な手順です。(B)研磨と脱ガスの蒸気と蒸気研磨と(A)を脱気することがなく幻の光のイメージを白(B) です。(C ・ D)A B からファントムは、535 nm の光で照らされています。1) 空気の泡と 2)、大まかな 3 D 印刷表面の散乱効果を表現する(C)からくぼみが表示されます。コンピューターに基づいて光学シミュレーションの(E)レンダリング支援設計 (CAD) モデルがファントムの作製に使用します。<a href="//cloudflare-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/57031fig6large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 7" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/57031/57031fig7.jpg"> 図 7:内部照明とファントムのイメージングします。ファントム(A)のシミュレーションは、パネル(C)と(D)でファントム画像の内部ジオメトリとソースの配置 (黄色の星) の方向を示しています。A 分割マイクロ CT スキャン健康な肺組織のファントム(B)は、内部構造は光を通さないファントムの存在を確認します。モックの気道は 535 の波長で光のファントムの内部照明用内視鏡の経路として使用される nm。内部照明イメージ 2 つの幻は、外部形状と内部構造の材料光学特性最適な健康(C)と(D)肺組織の炎症とで同じです。すべての画像およびレンダリング、同じスケール。スケール バー = 1 cm (パネル C)。<a href="//cloudflare-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/57031fig7large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Table 1" src="/files/ftp_upload/57031/57031table1.jpg"> 表 1: ルックアップ表 488 の nm。
<img alt="Table 2" src="/files/ftp_upload/57031/57031table2.jpg"> 535 のテーブル 2: ルックアップ テーブル nm。
<img alt="Table 3" src="/files/ftp_upload/57031/57031table3.jpg"> 表 3:632 のルックアップ ・ テーブル nm。
<img alt="Table 4" src="/files/ftp_upload/57031/57031table4.jpg"> 表 4:775 のルックアップ ・ テーブル nm。
<table fo:keep-together.within-page="1"><tbody>
<tr>
<td></td>
			<td>吸収係数 (cm-1)</td>
			<td>散乱係数 (cm-1) を削減</td>
		</tr>
<tr>
<td>健康なマウス肺組織</td>
			<td>2.05 ± 0.58</td>
			<td>52.69 ± 7.83</td>
		</tr>
<tr>
<td>
健康的なファントム (2 mg TiO2 + 3.5 μ L 墨)</td>
			<td>1.96 ± 0.699</td>
			<td>49.66 ± 各社 12</td>
		</tr>
<tr>
<td>炎症を起こしたマウス肺組織</td>
			<td>5.49 ± 1.32</td>
			<td>38.94 ± 9.68</td>
		</tr>
<tr>
<td>
炎症を起こしたファントム (1 mg TiO2 + 10 μ L 墨)</td>
			<td>4.34 ± 0.873</td>
			<td>39.56 ± 5.02</td>
		</tr>
</tbody></table>表 5:幻のレシピの測定光プロパティ 535 で健康と炎症のマウス肺組織の測定光学特性に対応 nm 。
<table fo:keep-together.within-page="1"><tbody>
<tr>
<td></td>
			<td>ベースの直径 (mm)</td>
			<td>遠位枝径 (mm)</td>
		</tr>
<tr>
<td>ソリッド モデル</td>
			<td>2.7</td>
			<td>1.38</td>
		</tr>
<tr>
<td>洗練されたプリントを蒸気します。</td>
			<td>2.56 ± 0.026</td>
			<td>1.38 ± 0.141</td>
		</tr>
<tr>
<td>PDMS 金型 (CT から測定)</td>
			<td>2.55 ± 0.021</td>
			<td>1.39± 0.055 天文単位</td>
		</tr>
</tbody></table>表 6:幻の内部構造の検証します。
<img alt="Supplemental Material 1" src="/files/ftp_upload/57031/57031sup1.jpg"> 補足材料 1: 例 IAD 入力ファイル。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/test.rxt" target="_blank">このファイルをダウンロードするここをクリックしてください</a>。
<img alt="Supplemental Material 2" src="/files/ftp_upload/57031/57031sup2.jpg"> 補足材料 2: フラクタル ツリー気道ソリッド モデル。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/4gen_50_percent.stl" target="_blank">このファイルをダウンロードするここをクリックしてください</a>。
<img alt="Supplemental Material 3" src="/files/ftp_upload/57031/57031sup3.jpg"> 補足材料 3: ファントム モデリング健康なマウス肺組織のマイクロ CT フライ スルー 。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/phantom_CT_flythru.avi" target="_blank">このファイルをダウンロードするここをクリックしてください</a>。
<img alt="Supplemental Material 4" src="/files/ftp_upload/57031/57031sup4.jpg"> 補足材料 4: 回転のビデオ セグメント マイクロ CT スキャンします。<a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/57031/CT_rotation.avi" target="_blank">このファイルをダウンロードするここをクリックしてください</a>。

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Fabrication and Characterization of Optical Tissue Phantoms Containing Macrostructure

光の組織ファントムは、校正と光学イメージング システムの評価と理論モデルの検証の基本ツールです。この記事は、組織の光学特性と 3次元組織構造のレプリケーションを含むファントムの作製法を詳しく説明します。

マクロを含む光の組織ファントムの作製と評価

The rapid development of new optical imaging techniques is dependent on the availability of low-cost, customizable, and easily reproducible standards. By ...

fabrication-characterization-optical-tissue-phantoms-containing

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

10.4K ビュー.  Texas A&M University. 光の組織ファントムは、校正と光学イメージング システムの評価と理論モデルの検証の基本ツールです。この記事は、組織の光学特性と 3次元組織構造のレプリケーションを含むファントムの作製法を詳しく説明します。

ビデオ: Fabrication and Characterization of Optical Tissue Phantoms Containing Macrostructure

Fabrication of Biologically Derived Injectable Materials for Myocardial Tissue Engineering

This protocol provides methods for the preparation of an injectable extracellular matrix (ECM) gel for myocardial tissue engineering applications. Briefly, decellularized tissue is lyophilized, milled, enzymatically digested, and then brought to physiological pH. The lyophilization removes all water content from the tissue, resulting in dry ECM that can be ground into a fine powder with a small mill. After milling, the ECM powder is digested with pepsin to form an injectable matrix. After adjustment to pH 7.4, the liquid matrix material can be injected into the myocardium. Results of previous characterization assays have shown that matrix gels produced from decellularized pericardial and myocardial tissue retain native ECM components, including diverse proteins, peptides and glycosaminoglycans. Given the use of this material for tissue engineering, in vivo characterization is especially useful; here, a method for performing an intramural injection into the left ventricular (LV) free wall is presented as a means of analyzing the host response to the matrix gel in a small animal model. Access to the chest cavity is gained through the diaphragm and the injection is made slightly above the apex in the LV free wall. The biologically derived scaffold can be visualized by biotin-labeling before injection and then staining tissue sections with a horse radish peroxidase-conjugated neutravidin and visualizing via diaminobenzidine (DAB) staining. Analysis of the injection region can also be done with histological and immunohistochemical staining. In this way, the previously examined pericardial and myocardial matrix gels were shown to form fibrous, porous networks and promote vessel formation within the injection region.

Methods for preparing an injectable matrix gel from decellularized tissue and injecting it into rat myocardium in vivo are described.

心筋組織工学のための生物由来注射用材料の作製

This protocol provides methods for the preparation of an injectable extracellular matrix (ECM) gel for myocardial tissue engineering applications.  ...

生物工学

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.

コラーゲンゲル含有する細胞のモジュールを使用してマイクロ組織の作製

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

Fabrication and Application of Rose Bengal-chitosan Films in Laser Tissue Repair

Photochemical tissue bonding (PTB) is a sutureless technique for tissue repair, which is achieved by applying a solution of rose bengal (RB) between two tissue edges1,2. These are then irradiated by a laser that is selectively absorbed by the RB. The resulting photochemical reactions supposedly crosslink the collagen fibers in the tissue with minimal heat production3. In this report, RB has been incorporated in thin chitosan films to fabricate a novel tissue adhesive that is laser-activated. Adhesive films, based on chitosan and containing ~0.1 wt% RB, are fabricated and bonded to calf intestine and rat tibial nerves by a solid state laser (&lambda;=532 nm, Fluence~110 J/cm2, spot size~0.5 cm). A single-column tensiometer, interfaced with a personal computer, is used to test the bonding strength. The RB-chitosan adhesive bonds firmly to the intestine with a strength of 15 &plusmn; 6 kPa, (n=30). The adhesion strength drops to 2 &plusmn; 2 kPa (n=30) when the laser is not applied to the adhesive. The anastomosis of tibial nerves can be also completed without the use of sutures. A novel chitosan adhesive has been fabricated that bonds photochemically to tissue and does not require sutures.

Sutures are usually needed to repair tissue during surgical procedures. However, their application can be problematic as they are invasive and may damage tissue. The fabrication and application methods of a novel tissue adhesive are here reported. This adhesive film is laser-activated and does not require the use of sutures.

レーザー組織修復にローズベンガル-キトサン膜の作製と応用

Photochemical tissue bonding (PTB) is a sutureless technique for tissue repair, which is achieved by applying a solution of rose bengal (RB) between two ...

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.

三次元インクジェット印刷技術を用いて、ヒト軟骨組織の作製

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

Fabrication and Characterization of a Conformal Skin-like Electronic System for Quantitative, Cutaneous Wound Management

Recent advances in the development of electronic technologies and biomedical devices offer opportunities for non-invasive, quantitative assessment of cutaneous wound healing on the skin. Existing methods, however, still rely on visual inspections through various microscopic tools and devices that normally include high-cost, sophisticated systems and require well trained personnel for operation and data analysis. Here, we describe methods and protocols to fabricate a conformal, skin-like electronics system that enables conformal lamination to the skin surface near the wound tissues, which provides recording of high fidelity electrical signals such as skin temperature and thermal conductivity. The methods of device fabrication provide details of step-by-step preparation of the microelectronic system that is completely enclosed with elastomeric silicone materials to offer electrical isolation. The experimental study presents multifunctional, biocompatible, waterproof, reusable, and flexible/stretchable characteristics of the device for clinical applications. Protocols of clinical testing provide an overview and sequential process of cleaning, testing setup, system operation, and data acquisition with the skin-like electronics, gently mounted on hypersensitive, cutaneous wound and contralateral tissues on patients.

This article presents methods to fabricate and characterize a conformal, skin-like electronic system and protocols for the use in clinical applications, particularly on cutaneous wound management.

定量的、皮膚が創傷管理のためのコンフォーマルスキンのような電子システムの作製と評価

Recent advances in the development of electronic technologies and biomedical devices offer opportunities for non-invasive, quantitative assessment of ...

Minced Tissue in Compressed Collagen: A Cell-containing Biotransplant for Single-staged Reconstructive Repair

Conventional techniques for cell expansion and transplantation of autologous cells for tissue engineering purposes can take place in specially equipped human cell culture facilities. These methods include isolation of cells in single cell suspension and several laborious and time-consuming events before transplantation back to the patient. Previous studies suggest that the body itself could be used as a bioreactor for cell expansion and regeneration of tissue in order to minimize ex vivo manipulations of tissues and cells before transplanting to the patient. The aim of this study was to demonstrate a method for tissue harvesting, isolation of continuous epithelium, mincing of the epithelium into small pieces and incorporating them into a three-layered biomaterial. The three-layered biomaterial then served as a delivery vehicle, to allow surgical handling, exchange of nutrition across the transplant, and a controlled degradation. The biomaterial consisted of two outer layers of collagen and a core of a mechanically stable and slowly degradable polymer. The minced epithelium was incorporated into one of the collagen layers before transplantation. By mincing the epithelial tissue into small pieces, the pieces could be spread and thereby the propagation of cells was stimulated. After the initial take of the transplants, cell expansion and reorganization would take place and extracellular matrix mature to allow ingrowth of capillaries and nerves and further maturation of the extracellular matrix. The technique minimizes ex vivo manipulations and allow cell harvesting, preparation of autograft, and transplantation to the patient as a simple one-stage intervention. In the future, tissue expansion could be initiated around a 3D mold inside the body itself, according to the specific needs of the patient. Additionally, the technique could be performed in an ordinary surgical setting without the need for sophisticated cell culturing facilities.

Tissue engineering often includes in vitro expansion in order to create autografts for tissue regeneration. In this study a method for tissue expansion, regeneration, and reconstruction in vivo was developed in order to minimize the processing of cells and biological materials outside the body.

圧縮されたコラーゲンで細分化した組織：シングル段再建修復のための細胞含有Biotransplant

Conventional techniques for cell expansion and transplantation of autologous cells for tissue engineering purposes can take place in specially equipped ...

Fabrication of Extracellular Matrix-derived Foams and Microcarriers as Tissue-specific Cell Culture and Delivery Platforms

Cell function is mediated by interactions with the extracellular matrix (ECM), which has complex tissue-specific composition and architecture. The focus of this article is on the methods for fabricating ECM-derived porous foams and microcarriers for use as biologically-relevant substrates in advanced 3D in vitro cell culture models or as pro-regenerative scaffolds and cell delivery systems for tissue engineering and regenerative medicine. Using decellularized tissues or purified insoluble collagen as a starting material, the techniques can be applied to synthesize a broad array of tissue-specific bioscaffolds with customizable geometries. The approach involves mechanical processing and mild enzymatic digestion to yield an ECM suspension that is used to fabricate the three-dimensional foams or microcarriers through controlled freezing and lyophilization procedures. These pure ECM-derived scaffolds are highly porous, yet stable without the need for chemical crosslinking agents or other additives that may negatively impact cell function. The scaffold properties can be tuned to some extent by varying factors such as the ECM suspension concentration, mechanical processing methods, or synthesis conditions. In general, the scaffolds are robust and easy to handle, and can be processed as tissues for most standard biological assays, providing a versatile and user-friendly 3D cell culture platform that mimics the native ECM composition. Overall, these straightforward methods for fabricating customized ECM-derived foams and microcarriers may be of interest to both biologists and biomedical engineers as tissue-specific cell-instructive platforms for in vitro and in vivo applications.

The tissue-specific extracellular matrix (ECM) is a key mediator of cell function. This article describes methods for synthesizing pure ECM-derived foams and microcarriers that are stable in culture without the need for chemical crosslinking for applications in advanced 3D in vitro cell culture models or as pro-regenerative bioscaffolds.

組織特異的細胞培養および配信プラットフォームとして、細胞外マトリックス由来のフォームおよびマイクロキャリアの作製

Cell function is mediated by interactions with the extracellular matrix (ECM), which has complex tissue-specific composition and architecture. The focus ...

Fabrication and Characterization of Griffithsin-modified Fiber Scaffolds for Prevention of Sexually Transmitted Infections

Electrospun fibers (EFs) have been widely used in a variety of therapeutic applications; however, they have only recently been applied as a technology to prevent and treat sexually transmitted infections (STIs). Moreover, many EF technologies focus on encapsulating the active agent, relative to utilizing the surface to impart biofunctionality. Here we describe a method to fabricate and surface-modify poly(lactic-co-glycolic) acid (PLGA) electrospun fibers, with the potent antiviral lectin Griffithsin (GRFT). PLGA is an FDA-approved polymer that has been widely used in drug delivery due to its outstanding chemical and biocompatible properties. GRFT is a natural, potent, and safe lectin that possesses broad activity against numerous viruses including human immunodeficiency virus type 1 (HIV-1). When combined, GRFT-modified fibers have demonstrated potent inactivation of HIV-1 in vitro. This manuscript describes the methods to fabricate and characterize GRFT-modified EFs. First, PLGA is electrospun to create a fiber scaffold. Fibers are subsequently surface-modified with GRFT using 1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimide (EDC) and N-hydroxysuccinimide (NHS)chemistry. Scanning electron microscopy (SEM) was used to assess the size and morphology of surface-modified formulations. Additionally, a gp120 or hemagglutinin (HA)-based ELISA may be used to quantify the amount of GRFT conjugated to, as well as GRFT desorption from the fiber surface. This protocol can be more widely applied to fabricate fibers that are surface-modified with a variety of different proteins.

This manuscript describes the procedure to fabricate and characterize Griffithsin-modified poly(lactic-co-glycolic acid) electrospun fibers that demonstrate potent adhesive and antiviral activity against human immunodeficiency virus type 1 infection in vitro. Methods used to synthesize, surface-modify, and characterize the resulting morphology, conjugation, and desorption of Griffithsin from surface-modified fibers are described.

作製と評価 Griffithsin 変更繊維足場の防止のため性的感染

Electrospun fibers (EFs) have been widely used in a variety of therapeutic applications; however, they have only recently been applied as a technology to ...

Agarose-based Tissue Mimicking Optical Phantoms for Diffuse Reflectance Spectroscopy

This protocol describes how to make agarose-based tissue-mimicking phantoms and demonstrates how to determine their optical properties using a conventional optical system with an integrating sphere. Measuring systems for the acquisition of the diffuse reflectance and total transmittance spectra are constructed with a broadband white light source, a light guide, an achromatic lens, an integrating sphere, a sample holder, an optical fiber probe, and a multi-channel spectrometer. An acrylic mold consisting of two rectangular acrylic pieces and a U-shaped acrylic piece is constructed to create an epidermal phantom and a dermal phantom with whole blood. The application of a sodium dithionite (Na2S2O4) solution to the dermal phantom enables the researcher to deoxygenate hemoglobin in red blood cells distributed in the dermal phantom. The inverse Monte Carlo simulation with the diffuse reflectance and total transmittance spectra measured by a spectrometer with an integrating sphere is performed to determine the absorption coefficient spectrum &#181;a(&#955;) and the reduced scattering coefficient spectrum &#181;s&#39;(&#955;) of each layer phantom. A two-layered phantom mimicking the diffuse reflectance of human skin tissue is also demonstrated by piling up the epidermal phantom on the dermal phantom.

Here, we demonstrate how agarose-based tissue-mimicking optical phantoms are made and how their optical properties are determined using a conventional optical system with an integrating sphere.

拡散反射率分光用光学ファントムを模倣したアガロース ベース組織

This protocol describes how to make agarose-based tissue-mimicking phantoms and demonstrates how to determine their optical properties using a ...

Manufacturing Abdominal Aorta Hydrogel Tissue-Mimicking Phantoms for Ultrasound Elastography Validation

Ultrasound (US) elastography, or elasticity imaging, is an adjunct imaging technique that utilizes sequential US images of soft tissues to measure the tissue motion and infer or quantify the underlying biomechanical characteristics. For abdominal aortic aneurysms (AAA), biomechanical properties such as changes in the tissue's elastic modulus and estimates of the tissue stress may be essential for assessing the need for the surgical intervention. Abdominal aortic aneurysms US elastography could be a useful tool to monitor AAA progression and identify changes in biomechanical properties characteristic of high-risk patients.
A preliminary goal in the development of an AAA US elastography technique is the validation of the method using a physically relevant model with known material properties. Here we present a process for the production of AAA tissue-mimicking phantoms with physically relevant geometries and spatially modulated material properties. These tissue phantoms aim to mimic the US properties, material modulus, and geometry of the abdominal aortic aneurysms. Tissue phantoms are made using a polyvinyl alcohol cryogel (PVA-c) and molded using 3D printed parts created using computer aided design (CAD) software. The modulus of the phantoms is controlled by altering the concentration of PVA-c and by changing the number of freeze-thaw cycles used to polymerize the cryogel. The AAA phantoms are connected to a hemodynamic pump, designed to deform the phantoms with the physiologic cyclic pressure and flows. Ultra sound image sequences of the deforming phantoms allowed for the spatial calculation of the pressure normalized strain and the identification of mechanical properties of the vessel wall. Representative results of the pressure normalized strain are presented.

Here we describe a method to manufacture aneurysmal, aortic tissue-mimicking phantoms for the use in testing ultrasound elastography. The combined use of computer-aided design (CAD) and 3-dimensional (3D) printing techniques produce aortic phantoms with predictable, complex geometries to validate the elastographic imaging algorithms with controlled experiments.

腹部大動脈組織模倣ヒドロゲル製造超音波エラストグラフィ検証用ファントム

Ultrasound (US) elastography, or elasticity imaging, is an adjunct imaging technique that utilizes sequential US images of soft tissues to measure the ...