우리는 생물 반응기 개발에 대한 도움이 Maegan B. Colehour 감사합니다. 이러한 연구들은 마취 예일 대학 학과별 및 NIH 부여 HL 098,220 (LEN)을하여 재정 지원을했다. THP는 NIH T32 GM007171에 의해 지원되었다.

1. 생물 반응기 어셈블리 decellularization과 문화 모두를위한 생물 반응기 설계 및 조립의 자세한 모습 (들)은 각각 그림 1 및 2에 제공됩니다. 모든 구성 요소는 생물 반응기의 조립하기 전에 소독을해야합니다. 다음과 같은 구체적인 사항이 설명되어 있습니다 : 연결 : <ol><li> 동맥 정맥이 튜브의 짧은 세그먼트에 의한 Y - 스플리터에 연결된 luer 잠금 피팅 구성되어 있습니다. luer 잠금 커넥터는 재관류의 튜브에 첨부되어, 그리고 폐동맥을 봉합하지 않는 Y의 세그먼트는 한 방향 밸브에 연결됩니다. 편도 밸브는 그 유체가 튜브 (재관류로 반대 방향으로)로 수립 수있는 중심이지만, 장기 재관류 동안 모든 매체는 허파로 흐른다. </li><li> tracheal 정맥은 또한 튜브와 Y - 스플리터에 연결된 luer 잠금 커넥터로 구성되어 있습니다. luer 잠금은 기관 저수지와 주요 챔버 사이의 호흡 루프에 연결됩니다. 기관을 봉합하지 않는 Y - 커넥터의 구간도 편도 밸브에 연결됩니다. 편도 밸브는 동맥 정맥과 같은 방식으로 지향합니다. </li></ol> 기능 : <ol start="3"><li> 동맥과 tracheal 캐뉼러의 단방향 밸브는 튜브의 흐름 반전을 가능하게하므로 공기 방울을 제거하는 허용하여 튜브에 공기 방울을 취소 활용하고 있습니다. </li><li> &quot;호흡 루프&quot;와 같은 매체가 다른 경로로하고 폐 밖을 다음 위치에 둘 하나 방향 밸브가 포함되어 있습니다. 이 기능의 자세한 설명은 저희 연구실 2에서 전에 간행물에 제공됩니다. </li><li> 혈관 재관류는 롤러 펌프를 사용하여 제공됩니다. 매체가 첨부된 정맥을 통해 폐동맥으로 perfused이며, 폐 vasculature를 통해, 그리고 매체가 재관류에 그려진있는 주요 생물 반응기로 직접 폐동맥 혈관 밖으로 흐르고 있습니다. </li></ol> 2. 장기 적출 수술 <ol><li> 미국 베티 의사회 (60 MG / kg IP)에 의해 규정된 지침에 따라, 성인 (3~6개월 세) 피셔 나트륨 과다 복용으로 344 pentobarbital 쥐를 안락사. 참고 : pentobarbital 솔루션 anticoagulation 100 단위 / ML에서 헤파린이 포함되어 있습니다. </li><li> 70 % 에탄올과 함께 가슴과 복부를 스프레이하거나 닦으십시오. </li><li> , 심장과 폐를 노출 폐 손상하지 않도록 돌봐, 흉강을 엽니다. 조심스럽게 폐가 수축을 일으 킵, 흉강에 격막을 통해 작은 창을 만들어 다음 폐의 기지를 노출 수평이 절개를 확장합니다. 세로로 갈비뼈를 통해이 incisions을하고 심장과 폐를 노출 가슴 케이지를 철회. </li><li> 즉, 삭제 플런저와 주사기, 3 방향 꼭지 및 1.5inch, 21 게이지 바늘로 튜브의 ~ 20cm를 사용하여 중력 재관류 시스템을 준비합니다. 링 스탠드를 사용하여 동물의 위에서 ~ 20cm에 주사기를 유지합니다. 모든 공기가 재관류 관에서 제거되었는지 확인하십시오. </li><li> 폐에 복귀에서 예방, 혈액을 유출에 대한 권리 아트리움 컷. 폐에서 혈액과 perfusate 쉽게 배수를 허용하도록 좌심방을 절단하는 것도 도움이 될,하지만 필요는 없습니다 있습니다. </li><li> 우심실 바닥에 바늘을 삽입하고 PBS에 헤파린 나트륨 nitroprusside (50U/ml 및 1ug/ml, 각각)의 솔루션으로 폐를 perfuse에 꼭지를 엽니다. 폐동맥은 재관류 유체로 채우고 있는지 확인하고, 그 혈액이 폐에서 지우면됩니다. 필요한 경우, 추가 리필 액체와 재관류의 주사기. 일반적으로 단 ~ 10ml가 필요합니다. </li><li> 폐 혈액의 명확까지 살포를 계속하고 재관류를 중지합니다. </li><li> 최대한 목에까지, 기관 무료 해부하다. 확인 기관은 식도에서 분리됩니다. 심장, 폐, 기관 남아있는 모든 연결을 해부하다하고, 오는 블록을 제거합니다. </li><li> 메스 또는 날카로운 가위를 사용하여, 오른쪽과 왼쪽 심실을 노출, 심장의 꼭대기를 잘라. </li><li> 장소에서 우심실과 봉합을 통해 폐동맥 트렁크 Cannulate. 초과 왼쪽 심실 조직을 제거합니다. </li><li> 장소에기도와 치료를 Cannulate. 모두 tracheal과 폐동맥 동맥 캐뉼러는 기관, 폐, 또는 큰 혈관 (그림 1)에는 비틀림 응력이없는 그러한 위치하고 있는지 확인합니다. </li><li> 시스템에 갇힌 공기 방울이 장기로의 지속적인 흐름을 방지 수 있으므로, 동맥 정맥에 공기 방울이 없는지 확인합니다. 어떤 경우에는 기포가 완전히 유체 flow.To이 수행 중단할​​ 수 PBS가 들어있는 항아리에 심장 / 폐 블록을 놓으십시오. 모든 거품을 추방하기 위해 심장 정맥으로 PBS의 작은 금액을 주입하기 위해 바늘로 주사를 사용합니다. </li><li> 폐에서 최대한 공기를 제거하기 위해 PBS 4-5 시간으로기도를 세척. </li><li> 세척 단계 후S가 완료되며, 1ug​​/ml에서 PBS가 포함된 나트륨 nitroprusside (SNP)으로 폐를 팽창. tracheal 정맥에 스토퍼를 넣어,이 솔루션은 폐에 남아 있도록. 같은 솔루션이 폐동맥을 통해 vasculature 흐르는으로 폐는 vasodilation을 허용하기 위해, 30 분 동안 품어 수 있습니다. </li><li> 위의 &quot;생물 반응기 조립&quot;에서 설명한 Y 모양 캐뉼러에 연결된 luer 잠금 연결을 사용하여 생물 반응기 뚜껑에 심장 / 폐를 연결합니다. (그림 1). </li></ol> 3. 오르간 Decellularization <ol><li> decellularization 장치에 캡 (폐에 붙어있는) (그림 1)을 연결합니다. 폐동맥의 정맥은 재관류 라인에 연결해야하며, tracheal 정맥은 무료 부동해야합니다. 모든 라인이 공기를 분명 확인합니다. 위에서 설명한 바와 같이, 라인에 공기가 decllularization 유체의 흐름을 방해하여 가난한 decellularization의 원천이 될 수 있습니다. 시스템에 갇힌 공기는 또한 세포 생존 3 부정적인 영향을 미칠 수있다면, 문화, 시간으로 유지하실 수 있습니다. </li><li> 폐에 이상 - 비정상적으로 증가하지 가득하지만 때까지 PBS / SNP와 폐를 부풀려. 폐가 높게 유지되도록 즉시 tracheal 정맥을 모자. </li><li> ~ 15 mmHg (20cm H 2 O의 압력)에 적어도 15 분 PBS / SNP와 Perfuse의 폐. 15 분 이상 후, 폐는 폐의 수 있도록 tracheal 정맥에서 마개를 제거합니다. </li><li> 30 분 대한 PBS / SNP와 재관류를 계속합니다. 필요한 경우, 리필 PBS / SNP는 재관류 압력이 10-15 mmHg로 유지되도록합니다. </li><li> decellularization 솔루션 (필름 챕스, 1M NaCl, 1X PBS의 25mM EDTA (에틸렌 다이아 민 테트라 초산))과 재관류를 시작합니다. 모든 라인이 공기의 명확 수 있도록하는데주의를 기울여야. 진공 시스템은 흡입을 제공하기 위해 도움이 될 수 있습니다. </li></ol> 솔루션 500ml가 폐 통해 perfused 때까지 decellularization 솔루션 Perfuse. 최적 압력이 &lt;15 mmHg (~ 20cm H 2 O). 이것은 일반적으로 2.5 시간을 필요로합니다. 흐름 속도는 초기에 일반적으로 (0.2-0.5ml/minute) 매우 느리게하며, 빠른 속도로 약 1ml/minute 이상으로 두 번째 시간에 향상시킬 수 있습니다. 정기적으로 충분한 액체를 확보, 생물 반응기에서 사용 decellularization 유체를 제거하면 폐 및 tracheal 정맥을 지원하기 위해 남아 있습니다. 4. rinsing 오르간 및 살균 <ol><li> 조직 문화 후드에 폐를 및 생물 반응기를 전송합니다. decellularization 오일이 들어있는 500ml 병을 제거하고 멸균 PBS의 1L까지 포함하는 멸균 항아리로 교체하여 멸균 PBS로 rinsing 시작합니다. 라인 공기 분명 보장하기 위해 진공 흡입을 사용합니다. </li><li> decellularization에 대해 같은 방식으로 10-15 mmHg에서 vasculature를 통해 Perfuse PBS. 주기적으로, 생물 반응기에서 폐기물 PBS를 제거하고 신선한, 멸균 PBS와 PBS의 병 및 / 또는 리필을 대체합니다. 무균 기술을 사용하는 것이 좋습니다입니다. </li><li> 멸균 PBS 최소한 2.5 L은 폐를 perfused 때까지 계속 rinsing. </li><li> 신선한 PBS를 포함하는 새로운 살균 생물 반응기 시스템에 폐를 전송. 전체 재관류 루프 및 전체기도 라인 모두 액체로 가득 있는지 확인합니다. 이후의 모든 단계가 5ml/min에서 폐가 perfuse하는 타악기 펌프를 사용합니다. </li><li> PBS에 0.​​1 % peracetic 산성과 PBS + 10% FBS + 10% 펜 - strep 솔루션 또는 3 시간 동안 야간 재관류를 통해 하나의 발판을 소독. 후자는 잔류 산성을 제거하는 데 몇 시간 동안 250ml PBS 3 변화와 폐를 rinsing 필요합니다. 각 린스 들어, 폐는 물론 조직의 모든 부분이 완전히 씻어서되는 것을 보장하기 위해 perfused으로 환기해야합니다. </li><li> 온도가 benzonase 치료를위한 준비, equilibrated 때까지 10% FBS와 10 % 페니실린 / ~ 1 시간에 대한 스트렙토 마이신을 가집니다 PBS로 37 ° C 배양기와 perfuse에게 폐를 전송합니다. </li><li> 잔여 DNA를 제거하는 benzonase과 폐를 치료 : <ol><li> 37 ° C.에 benzonase 버퍼를 (시약의 표 참조) 웜 </li><li> 각 폐 들어, 버퍼에 90U/ml benzonase와 benzonase 밖에 남지 한 10ml의 주사기 하나의 10ml의 주사기를 입력하십시오. </li><li> 폐의 관류를 중지합니다. </li><li> benzonase 버퍼와 함께기도를 부풀려. </li><li> 폐는 폐의 수 있도록 허용 (~ 1 분). 그런 다음 benzonase 솔루션으로 폐를 팽창. benzonase 버퍼 &amp; benzonase와 인플레이션 동안 폐에있는 공기를 주입하지 않도록하십시오. </li><li> 폐이 benzonase로 가득 찬 후 1 시간 동안 37 ° C에서 재관류이나 환기없이 앉을 수 있습니다. </li></ol></li><li> PBS + 10% FBS, 생물 반응기에서 이미 10% 페니실린 / 스트렙토 마이신과 하룻밤을 계속 살포을 재개하라. 다음날, 폐는 중 4 저장할 수 있습니다 ° C (최대 3 개월까지) 또는 셀 시딩 준비. </li><li> 셀룰러 repopulation위한 발판을 준비하기 위해 PBS / FBS / 문화 매체 ~ 250ml와 함께 benzonase 솔루션을 교체하십시오. 세포가 도입되기 전에 적어도 한 시간 동안 Perfuse,ND 직접 시딩 세포 전에 신선한 배지로 교체하십시오. </li></ol> 5. Recellularization 장기 reseeding에 대한 세포 소스의 선택은 개별 조사까지 남아 있습니다. 많은 세포 소스는 상용 인구, 갓 절연 신생아 또는 태아의 폐 세포, 배아 줄기 세포, 또는 상용 휴대 소스를 포함하여, 이용하실 수 있습니다. 이 세포 집단에 대한 구체적인 격리 프로토콜은 다른 4,5,6 찾을 수 있습니다. 여기, 우리는 어떻게 씨앗을 모두 내피와 상피 세포의 인구에 대한 지침을 제공합니다. 내피 시딩 : <ol><li> 적절한 배지에 원하는 내피 세포 인구의 정지를 준비합니다. 세포 대단히 짧은 시간을 제거하는 40um 셀 스트레이너를 통해 필터 세포 현탁액. 저희 연구실에 전형적인 내피 시딩 문화 매체의 60ml에 약 30,000,000 쥐의 폐 microvascular 내피 세포를 활용합니다. </li><li> 일시적으로 생물 반응기의 재관류 루프 (그림 2)에 통합 작은 저수지에 세포 현탁액을 분배. 이 저수지 및 전체 재관류 루프에서 튜브가 공기 방울의 맑은 있는지 확인하십시오. </li><li> 롤러 펌프를 사용하여 3ml/min에서 폐동맥으로 세포를 불어 넣다. </li><li> 세포 주입 후, 원하는 속도로 주요 생물 반응기에서 recirculated 매체와 재관류을 계속합니다. </li><li> 매일, 재관류 튜빙 기포가 명백한 있는지 확인합니다. </li><li> 매체는 정기적으로 새로운 매체로 대체해야합니다, 이것은 종종 모든 3-4일 이루어집니다. </li></ol> 상피 시딩 : <ol><li> 원하는 상피 세포 인구의 세포 현탁액을 준비합니다. 저희 연구실에서는, 이것은 일반적으로 약 50-100000000 신생아 쥐의 폐 세포로 구성되어 있습니다. 40um 셀 스트레이너를 통해 인구를 필터링하고 주사기 문화 매체 15ml에 일시 중지합니다. 문화 매체의 80ml 함께기도 저수지를 입력합니다. </li><li> 37 ° C 조직 문화 인큐베이터에있는 생물 반응기를 삽입하고, 환기를위한 주사기 펌프를 연결합니다. 모든 환기 라인이 공기를 분명 확인합니다. <ol><li> tracheal 정맥에 하나 볼러스으로 세포 현탁액의 15ml를 주입하여 폐로 씨앗은 세포. </li><li> 즉시 주사기 펌프를 사용하여 단일, 천천히 숨을 시작합니다. 이 호흡 따라서 약 20 분 지속, 3ml/minute에있는 주요 생물 반응기에서 공기의 60ml를 철수하여 관리합니다. 주요 생물 반응기에서 공기 필터가 즉시 세포 현탁액을 주입 후 천천히 숨을 시작하기 전에 내려 덮인 있도록. </li></ol></li><li> 폐 (약 0.5 ML / 분) 느린 혈관 재관류를 시작 후 약 18hrs에 대한 정적으로 앉아 있고, 수 있습니다. </li></ol> 6. 오르간 문화 재관류의 내용 및 환기 실험 설계에 따라 달라집니다 있지만, 다음 사항이 설명되어 있습니다 : <ol><li> 내피 문화 동안 재관류은 일반적으로 롤러 펌프를 사용하여 1-3 ML / 분 수행됩니다. 상피 문화 중에는 환기은 일반적으로 주사기 펌프를 사용하여 분당 한 호흡의 지속적인 속도로 제공됩니다. 주요 생물 반응기에서 공기의 5 10ml의 철수는 일반적으로 정상적인 갯벌 볼륨에서 폐 환기에 영향을해야합니다. 환기 동안 생물 반응기의 밀폐를 유지하기 위해 필요 때문에 환기는 매일 중지되어야하며 메인 챔버에서 공기를 교환해야합니다. 시스템의 모든 공기는 분압에 의해 약 21 %의 산소는 실내 공기입니다. 생물 반응기 (폐에 의해 유체의 5 10ml의 영감을 유도하는)에서 공기의 5 10ml 탈퇴는 폐의 크기를 기반으로 얼마나 많은 엽 (叶)은 교양중인 (동안 엽 (叶)은 분석을 위해 떨어져 묶여 수 있습니다 나머지 엽 (叶))는 문화의 계속합니다. 주사기 펌프에 의해 철회 공기의 양은 대략적인 교양 폐의 &quot;갯벌 볼륨을&quot;로 선택됩니다. </li><li> 매체는 문화 중에 모든 3~4일 대략 변경해야합니다. </li><li> 상피 및 내피, 저희 연구실 일반적으로 첫번째 씨앗 설계 조직 통풍되는 기간 동안 4-8일에 대한 상피에서 실험 모두의 공동 문화 중에. 내피는 다음 조직 모두 perfused하고 통풍이되는 후 재관류를 통해 씨앗을 품고있다. </li></ol> 7. 대표 결과 : Decellularization 프로토콜이 올바르게 수행되면, 갓 추출된 폐 누설하지 않고 공기를 개최한다. 액체에 빠져들면서 공기를 가득 찬 것은 이것을 확인할 수 있습니다 - 공기 누출을 나타내는 모든 거품이 없을 것입니다. (° C, 그리고 PBS는 궁극적으로 10 ML / 분 호흡을 통해 흐름을 할 수 있어야한다 37에서 3 시간 - 이후 decellularization 2.5의 과정을 통해 호흡을 통해 흐름에 decellularization 유체의 ~ 500ml 허용해야합니다~ 아래의 끝에 정수압의 15mm의 HG)가 rinsing. 0.1 % peracetic 산성과 benzonase 치료 후 폐는 최대 3 개월까지 4 ° C에 저장 될 수 있으며, 여전히 recellularization 적합 남아있다. 최종 decellularized 세포외 기질은 세포 물질을 완벽하게 찾아볼 수 있으며, 기본 폐의, 총 미세한​​ 및 ultrastructural 특성을 유지한다. 부족 decellularization 또는 rinsing는 잔여 DNA가 (비교 그림 3 참조) 얼룩 표준 hematoxylin과 eosin과 시각 수있는 발판에 &quot;고집&quot;에 발생할 수 있습니다. acellular 매트릭스 및 폐 조직의 문화 Repopulation 세포가 갓으로 피터슨 및 동료 4로 작업을 함께 온라인 보완에 설명된 칠일 된 신생아의 쥐 새끼에서 격리하는 경우, 하나 (10 새끼의 쓰레기 당 120-150 수백만 세포의 세포 수율을 기대할 수 막 넘는 10000000 neonate 당 세포). 셀 시딩 및 생물 반응기에서 폐의 후속 문화에 대한 최적 조건은 폐암의 모든 5 엽 (叶) 내에 잘 분산된 세포를 양보해야하고, 세포외 기질 발판 (그림 3)의 약 70 %의 혜택을 제공해야합니다. 교양 세포 인구는 상대적으로 풍부한 순서로 프로 분비 단백질 - C (SPC), 클라라 세포 분비 단백질 (CCSP) 및 aquaporin - 5 (AQP), (그림 4)와 같은 주요 호흡기 세포 마커에 대한 긍정적인 것입니다. <img src="/files/ftp_upload/2651/2651fig1.jpg" alt="그림 1" /> 그림 1. 캐뉼러 위치 및 decellularization의 생물 반응기 <img src="/files/ftp_upload/2651/2651fig2.jpg" alt="그림 2" /> 그림 2. 생물 반응기는 엔지니어링 폐 조직의 시딩와 문화에 사용 <img src="/files/ftp_upload/2651/2651fig3.jpg" alt="그림 3" /> 그림 3. 원시, decellularized의 조직학 및 repopulated 폐 <img src="/files/ftp_upload/2651/2651fig4.jpg" alt="그림 4" /> 그림 4. 주요 폐암 마커에 대한 Immunofluorescence 염색법

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Acta. 931, 143-156 (1987).</li><li>Cortiella, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Influence+of+Acellular+Natural+Lung+Matrix+on+Murine+Embryonic+Stem+Cell+Differentiation+and+Tissue+Formation.">Influence of Acellular Natural Lung Matrix on Murine Embryonic Stem Cell Differentiation and Tissue Formation.</a> Tissue Eng Part A. , (2010).</li></ol>

LEN은 Humacyte, 재생 의료 회사의 주식을 보유하고 있습니다. Humacyte이 연구 자금을 안하고, 설명하는 실험이나 방법 중의 설계, 해석, 또는보고에 영향을주지 않았다. 저자 (LEN, THP, EAC)와 예일 대학의 폐 조직 공학에 관한 특허 출원을 제기했습니다.

시스템의 가장 중요한 측면은 여기 불임의 유지 보수 및 발판과 culturing repopulated의 폐 준비하고 시딩의 과정을 통해 혈관 침대에 적용된 압력에 가까운 모니터링을 포함 제시. 불임은 가장 사용하기 전에 모든 자료를 autoclaving하여 신속히 explant 후 닫힌 시스템에서 폐를 장착이 장벽의 후속 위반을 피하기에 의해 유지됩니다. decellularized 행렬이 완전히 씻어서 문화 살균 생물 반응기로 전송되고 나면, 실리콘 캡 및 기타 바다표범과 연결 방해하거나 제거해서는 안됩니다. 가능한 검사에서 압력을 유지하려면 중력에 의해 주도 흐름이 바람직합니다. 펌프가 문화 중 PBS와 계속 함께 rinsing 이후부터 액체의 재순환을 위해 필요한 경우, 우리는 직접 액체는 압력 변환기와 폐동맥을 입력 바로 전에 압력을 측정하는 것이 좋습니다. 적용 압력의 크기는 15mm의 HG를 초과해서는 안됩니다. Recellularized의 폐는 일반적으로 사일에서 최대 3 주에 이르는 기간을, 변화를위한 교양 수 있습니다. 환기는 일반적으로 상피 문화 중 하나 호흡 / 분 속도로 적용하는 동안 혈관 재관류는 일반적으로, 내피 문화 중 1-3 ML / 분 수행됩니다. 복합 문화 기간 동안 동시 환기 및 재관류가 적합합니다. 환기는 액체 배지 또는 공기 중과 함께 수행할 수 있습니다. 지난 몇 년간의 과정 동안, 몇몇 그룹은 체외에서 폐 상피을 차별과 폐 microanatomy 7, 8, 9, 10의 여러 측면을 복제의 가능성을 보여주는 중요한 조직 엔지니어링 작업을 완료했습니다. 그러나, 최근까지, 폐 조직을 엔지니어 이러한 시도 4,5 아무도 혈액과기도 구획 사이의 분리를 유지하고 가스 교환에 참여할 수있게되었습니다 implantable 장기 결과도 있었다. 설명한 방법은 기능적인 폐 조직을 생성하는 장기적인 목표를 향해서만 초기 단계 아르하지만 따라서,이 작품은 이식에 사용할 수 폐 조직의 양을 증가의 가능성을 향해 고무적인 단계입니다. 또한,이 작품은 조직 공학 복잡한 입체 구조를위한 발판으로 decellularized 세포외 기질의 효능을 입증하고 세포의 다양한 유형의 성장과 생존을 지원하는 오트 외.과 Uygun 및 동료 11,12 의해 수행되는 작업을 elaborates . 이 작품은 호흡기 세포 및 분자 생물학의 armamentarium하기 위해 기여 또한 중요하다. 더 전통적인 방법 13 실험실에서 culturing의 쥐 상피는 과학자들이 사용할 수있는 경우도 발생할 수도도 적절한 기계적 자극을 제공할 수 있으며, 그 빠른 드 분화의 수행자 위험을 공유하지 않는 유일한, 3 차원 환경을 제공함으로써 세포 분화 및 기능에 역할을 세포 - 세포 및 세포 - 매트릭스 상호 작용에 새로운 통찰력을 얻을 수 시스템. Cortiella의 그룹은 초기 연구 14 보여준 것처럼, 다양한 줄기 세포 집단의 운명을 안내하기 위해 활용으로 사용하면 이러한 지식은 특히 강력한 수 있습니다.

<table border="1"><tbody><tr><th> 시약의 이름 </th><th> 회사 </th><th> 카탈로그 번호 </th><th> 댓글 (옵션) </th></tr><tr><td> 안락사 </td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td> 헤파린 </td><td> 시그마 - 알드리치 </td><td> H4784 </td><td></td></tr><tr><td> 나트륨 nitroprusside </td><td> Fluka </td><td> 71,778 </td><td></td></tr><tr><td> Euthasol의 안락사 솔루션 </td><td> Virbac AH </td><td> 710101 </td><td> 390 MG / ML pentobarbital 나트륨 주식 솔루션은 IP 관리를위한 적절한 희석해야합니다 </td></tr><tr><td colspan="4"></td></tr><tr><td> Decell 솔루션 </td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td> 챕스 </td><td> 시그마 - 알드리치 </td><td> C3023 </td><td></td></tr><tr><td> NaCl </td><td> Bioanalytical 미국 </td><td> AB01915 </td><td></td></tr><tr><td> EDTA (에틸렌 다이아 민 테트라 초산) </td><td> 시그마 </td><td> E5134 </td><td></td></tr><tr><td> NaOH </td><td> JT 베이커 </td><td> 3722-01 </td><td></td></tr><tr><td> 1X PBS </td><td> Gibco </td><td> 14,190 </td><td></td></tr><tr><td colspan="4"></td></tr><tr><td> 생물 반응기 구성 요소 </td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td> 480 ML 병 </td><td> 콜 파머 </td><td> EW - 3460560 </td><td></td></tr><tr><td> 실리콘 스토퍼, 크기 14 </td><td> 콜 파머 </td><td> EW - 06298-26 </td><td></td></tr><tr><td> Y - 커넥터 </td><td> 콜 파머 </td><td> ED - 30614-08 </td><td> 간선 및 tracheal 캐뉼러에 사용 </td></tr><tr><td> 실리콘 튜브 </td><td> Masterflex </td><td> 96420-14; 16 </td><td> L / S 14, 16 </td></tr><tr><td> 압력 트랜스 듀서 </td><td> 에드워즈 Lifesciences </td><td> PX - 212 </td><td></td></tr><tr><td> 체크 밸브 </td><td> 콜 파머 </td><td> EW - 98553-20 </td><td> 편도 밸브 </td></tr><tr><td> 4 웨이 stopcocks </td><td> 에드워즈 Lifesciences </td><td> 594WSC </td><td></td></tr><tr><td> 주사기 필터 </td><td> 콜 파머 </td><td> 2915-08 </td><td> PTFE, 0.2μm </td></tr><tr><td colspan="4"></td></tr><tr><td> Decell 및 rinsing apparati (생물 반응기에 첨가) </td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td> 500 1000 ML 유리 병 </td><td> 코닝 </td><td> 1395-500, - 1L </td><td> decell를 사용하여 중력에 의해 rinsing </td></tr><tr><td colspan="4"></td></tr><tr><td> Benzonase 트리 트먼트 </td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td> 페니실린 / 스트렙토 마이신 </td><td> Gibco </td><td> 15140122 </td><td></td></tr><tr><td> FBS </td><td> Hyclone </td><td> SH30071.03 </td><td></td></tr><tr><td> 트리스 - HCL </td><td> Bioanalytical 미국 </td><td> AB14043 </td><td> 1M, 산도 8.0 </td></tr><tr><td> MgCl 2 </td><td> JT 베이커 </td><td> 2444-01 </td><td></td></tr><tr><td> BSA </td><td> 시그마 </td><td> A9647 </td><td></td></tr><tr><td> Benzonase Nuclease </td><td> 시그마 </td><td> E1014 </td><td> Endonuclease는 매트릭스에서 잔여 DNA를 제거하기 위해 사용 </td></tr></tbody></table>

procedure for lung engineering

폐암 및 만성 폐쇄 폐 질환과 같은 만성 폐 질환, 연간 몇 280,000의 죽음에 대한 cumulatively 계정을 포함하여 폐 조직; 만성 폐쇄 폐 질환은 현재 미국 1 죽음의 네 번째 주요 원인이다. 이 사망률에 기여하는 것은 폐 일반적으로 수리 또는 미세한, 세포 수준 이상 재생하지 않는 것이 사실이다. 따라서 변성이나 감염 또는 수술 resected입니다 폐 조직에 의해 손상된 폐 조직은 기능상 생체내에서 대체되지 않습니다. 폐 조직은 체외에서 발생 될 수 있는지 여부를 탐험하기 위해, 우리는 acellular 폐암 세포외 기질 발판을 생산하는 세포 구성 요소를 제거하는 절차를 사용하여 성인 쥐의 폐 치료. 이 발판은 항공 및 vasculature의 계층 구조 분기뿐만 아니라, 콜라겐 IV, laminin 및 fibronectin 구성되어 대체로 그대로 지하 막을 유지합니다. 발판과 같은 부정적인 압력 환기 및 타악기 혈관 재관류로 폐 생리학의 중요한 측면을 모방하기위한 생물 반응기에 장착됩니다. culturing 폐 상피 및 생물 반응기 장착 발판 이내에 혈관 내피함으로써, 우리는 기본 폐 조직에 phenotypically 비교하고 그 짧은 시간 간격 (45~1백20분)의 가스 교환에 참여할 수있는 폐 조직을 생성할 수 있습니다. 이러한 결과는 격려하고, 폐 행렬의 repopulation은 폐 재생을위한 실질적인 전략 제안하고 있습니다. 이것은 가능성뿐만 아니라 이식에 대한 폐 조직의 공급을 증가 향해 일할뿐만 아니라, 더 이상 기간과 이전에 가능했습니다보다 정확한 microenvironment에 체외에서 호흡기 세포 및 분자 생물학을 공부하는 기회를 제공합니다.

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Procedure for Lung Engineering

우리는 decellularized의 폐를 세포외 기질 및 기능 폐 조직을 생성하는 데 사용할 수있는 소설 biomimetic 생물 반응기를 개발했습니다. 생물 반응기에서 매트릭스와 culturing에 세포를 시딩함으로써, 우리는 시간의 짧은 기간에 대한 생체내에 이식하면 효과 가스 교환을 보여주는 조직을 생성합니다.

룽 공학을위한 절차

Lung tissue, including lung cancer and chronic lung diseases such as chronic obstructive pulmonary disease, cumulatively account for some 280,000 deaths ...

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

46.5K 조회수.  Yale University. 우리는 decellularized의 폐를 세포외 기질 및 기능 폐 조직을 생성하는 데 사용할 수있는 소설 biomimetic 생물 반응기를 개발했습니다. 생물 반응기에서 매트릭스와 culturing에 세포를 시딩함으로써, 우리는 시간의 짧은 기간에 대한 생체내에 이식하면 효과 가스 교환을 보여주는 조직을 생성합니다.

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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.

심근 조직 공학을위한 생물학 유래 주사용 재료의 제조

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

연구

생체공학

Elastomeric PGS Scaffolds in Arterial Tissue Engineering

Cardiovascular disease is one of the leading cause of mortality in the US and especially, coronary artery disease increases with an aging population and increasing obesity1. Currently, bypass surgery using autologous vessels, allografts, and synthetic grafts are known as a commonly used for arterial substitutes2. However, these grafts have limited applications when an inner diameter of arteries is less than 6 mm due to low availability, thrombotic complications, compliance mismatch, and late intimal hyperplasia3,4. To overcome these limitations, tissue engineering has been successfully applied as a promising alternative to develop small-diameter arterial constructs that are nonthrombogenic, robust, and compliant. Several previous studies have developed small-diameter arterial constructs with tri-lamellar structure, excellent mechanical properties and burst pressure comparable to native arteries5,6. While high tensile strength and burst pressure by increasing collagen production from a rigid material or cell sheet scaffold, these constructs still had low elastin production and compliance, which is a major problem to cause graft failure after implantation. Considering these issues, we hypothesized that an elastometric biomaterial combined with mechanical conditioning would provide elasticity and conduct mechanical signals more efficiently to vascular cells, which increase extracellular matrix production and support cellular orientation.
The objective of this report is to introduce a fabrication technique of porous tubular scaffolds and a dynamic mechanical conditioning for applying them to arterial tissue engineering. We used a biodegradable elastomer, poly (glycerol sebacate) (PGS)7 for fabricating porous tubular scaffolds from the salt fusion method. Adult primary baboon smooth muscle cells (SMCs) were seeded on the lumen of scaffolds, which cultured in our designed pulsatile flow bioreactor for 3 weeks. PGS scaffolds had consistent thickness and randomly distributed macro- and micro-pores. Mechanical conditioning from pulsatile flow bioreactor supported SMC orientation and enhanced ECM production in scaffolds. These results suggest that elastomeric scaffolds and mechanical conditioning of bioreactor culture may be a promising method for arterial tissue engineering.

Elastomeric PGS scaffolds with vascular smooth muscle cells cultured in a pulsatile flow bioreactor may lead to promising small-diameter arterial constructs with native ECM production in a relatively short culture period.

탄성 PGS는 아티 조직 공학 공사장 공중 발판

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

Postproduction Processing of Electrospun Fibres for Tissue Engineering

Electrospinning is a commonly used and versatile method to produce scaffolds (often biodegradable) for 3D tissue engineering.1, 2, 3 Many tissues in vivo undergo biaxial distension to varying extents such as skin, bladder, pelvic floor and even the hard palate as children grow. In producing scaffolds for these purposes there is a need to develop scaffolds of appropriate biomechanical properties (whether achieved without or with cells) and which are sterile for clinical use. The focus of this paper is not how to establish basic electrospinning parameters (as there is extensive literature on electrospinning) but on how to modify spun scaffolds post production to make them fit for tissue engineering purposes - here thickness, mechanical properties and sterilisation (required for clinical use) are considered and we also describe how cells can be cultured on scaffolds and subjected to biaxial strain to condition them for specific applications.
Electrospinning tends to produce thin sheets; as the electrospinning collector becomes coated with insulating fibres it becomes a poor conductor such that fibres no longer deposit on it. Hence we describe approaches to produce thicker structures by heat or vapour annealing increasing the strength of scaffolds but not necessarily the elasticity. Sequential spinning of scaffolds of different polymers to achieve complex scaffolds is also described. Sterilisation methodologies can adversely affect strength and elasticity of scaffolds. We compare three methods for their effects on the biomechanical properties on electrospun scaffolds of poly lactic-co-glycolic acid (PLGA).
Imaging of cells on scaffolds and assessment of production of extracellular matrix (ECM) proteins by cells on scaffolds is described. Culturing cells on scaffolds in vitro can improve scaffold strength and elasticity but the tissue engineering literature shows that cells often fail to produce appropriate ECM when cultured under static conditions. There are few commercial systems available that allow one to culture cells on scaffolds under dynamic conditioning regimes - one example is the Bose Electroforce 3100 which can be used to exert a conditioning programme on cells in scaffolds held using mechanical grips within a media filled chamber.4 An approach to a budget cell culture bioreactor for controlled distortion in 2 dimensions is described. We show that cells can be induced to produce elastin under these conditions. Finally assessment of the biomechanical properties of processed scaffolds cultured with or without cells is described.

Electrospun scaffolds can be processed post production for tissue engineering applications. Here we describe methods for spinning complex scaffolds (by consecutive spinning), for making thicker scaffolds (by multi-layering using heat or vapour annealing), for achieving sterility (aseptic production or sterilisation post production) and for achieving appropriate biomechanical properties.

조직 공학을위한 Electrospun의 Fibres의 Postproduction 처리

Electrospinning is a commonly used and versatile method to produce  scaffolds (often biodegradable) for 3D tissue engineering.1, 2, 3 Many tissues in vivo ...

Capillary Force Lithography for Cardiac Tissue Engineering

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

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

심장 조직 공학을위한 모세관 력 리소그래피

Cardiovascular disease remains the leading cause of death worldwide1. Cardiac tissue engineering holds much promise to deliver groundbreaking medical ...

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.

혈관 조직 재생을위한 엔지니어링 3D Cellularized 콜라겐 젤

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

Synthesis of Keratin-based Nanofiber for Biomedical Engineering

Electrospinning, due to its versatility and potential for applications in various fields, is being frequently used to fabricate nanofibers. Production of these porous nanofibers is of great interest due to their unique physiochemical properties. Here we elaborate on the fabrication of keratin containing poly (&#949;-caprolactone) (PCL) nanofibers (i.e., PCL/keratin composite fiber). Water soluble keratin was first extracted from human hair and mixed with PCL in different ratios. The blended solution of PCL/keratin was transformed into nanofibrous membranes using a laboratory designed electrospinning set up. Fiber morphology and mechanical properties of the obtained nanofiber were observed and measured using scanning electron microscopy and tensile tester. Furthermore, degradability and chemical properties of the nanofiber were studied by FTIR. SEM images showed uniform surface morphology for PCL/keratin fibers of different compositions. These PCL/keratin fibers also showed excellent mechanical properties such as Young&#39;s modulus and failure point. Fibroblast cells were able to attach and proliferate thus proving good cell viability. Based on the characteristics discussed above, we can strongly argue that the blended nanofibers of natural and synthetic polymers can represent an excellent development of composite materials that can be used for different biomedical applications.

Electrospun nanofibers have a high surface area to weight ratio, excellent mechanical integrity, and support cell growth and proliferation. These nanofibers have a wide range of biomedical applications. Here we fabricate keratin/ PCL nanofibers, using the electrospinning technique, and characterize the fibers for possible applications in tissue engineering.

의 생명 공학에 대한 각질 기반의 나노 섬유의 합성

Electrospinning, due to its versatility and potential for applications in various fields, is being frequently used to fabricate nanofibers. Production of ...

Preparation of Thermoresponsive Nanostructured Surfaces for Tissue Engineering

Thermoresponsive poly(N-isopropylacrylamide) (PIPAAm)-immobilized surfaces for controlling cell adhesion and detachment were fabricated by the Langmuir-Schaefer method. Amphiphilic block copolymers composed of polystyrene and PIPAAm (St-IPAAms) were synthesized by reversible addition-fragmentation chain transfer (RAFT) radical polymerization. A chloroform solution of St-IPAAm molecules was gently dropped into a Langmuir-trough apparatus, and both barriers of the apparatus were moved horizontally to compress the film to regulate its density. Then, the St-IPAAm Langmuir film was horizontally transferred onto a hydrophobically modified glass substrate by a surface-fixed device. Atomic force microscopy images clearly revealed nanoscale sea-island structures on the surface. The strength, rate, and quality of cell adhesion and detachment on the prepared surface were modulated by changes in temperature across the lower critical solution temperature range of PIPAAm molecules. In addition, a two-dimensional cell structure (cell sheet) was successfully recovered on the optimized surfaces. These unique PIPAAm surfaces may be useful for controlling the strength of cell adhesion and detachment.

Nanoscaled sea-island surfaces composed of thermoresponsive block copolymers were fabricated by the Langmuir-Schaefer method for controlling spontaneous cell adhesion and detachment. Both the preparation of the surface and the adhesion and detachment of cells on the surface were visualized.

조직 공학 Thermoresponsive 나노 구조 표면의 제조

Thermoresponsive poly(N-isopropylacrylamide) (PIPAAm)-immobilized surfaces for controlling cell adhesion and detachment were fabricated by the ...

Microfluidic Bioprinting for Engineering Vascularized Tissues and Organoids

Engineering vascularized tissue constructs and organoids has been historically challenging. Here we describe a novel method based on microfluidic bioprinting to generate a scaffold with multilayer interlacing hydrogel microfibers. To achieve smooth bioprinting, a core-sheath microfluidic printhead containing a composite bioink formulation extruded from the core flow and the crosslinking solution carried by the sheath flow, was designed and fitted onto the bioprinter. By blending gelatin methacryloyl (GelMA) with alginate, a polysaccharide that undergoes instantaneous ionic crosslinking in the presence of select divalent ions, followed by a secondary photocrosslinking of the GelMA component to achieve permanent stabilization, a microfibrous scaffold could be obtained using this bioprinting strategy. Importantly, the endothelial cells encapsulated inside the bioprinted microfibers can form the lumen-like structures resembling the vasculature over the course of culture for 16 days. The endothelialized microfibrous scaffold may be further used as a vascular bed to construct a vascularized tissue through subsequent seeding of the secondary cell type into the interstitial space of the microfibers. Microfluidic bioprinting provides a generalized strategy in convenient engineering of vascularized tissues at high fidelity.

We provide a generalized protocol based on a microfluidic bioprinting strategy for engineering a microfibrous vascular bed, where a secondary cell type could be further seeded into the interstitial space of this microfibrous structure to generate vascularized tissues and organoids.

공학에 대 한 미세 Bioprinting 나가도록 조직 및 Organoids

Engineering vascularized tissue constructs and organoids has been historically challenging. Here we describe a novel method based on microfluidic ...

A Protocol for Decellularizing Mouse Cochleae for Inner Ear Tissue Engineering

In mammals, mechanosensory hair cells that facilitate hearing lack the ability to regenerate, which has limited treatments for hearing loss. Current regenerative medicine strategies have focused on transplanting stem cells or genetic manipulation of surrounding support cells in the inner ear to encourage replacement of damaged stem cells to correct hearing loss. Yet, the extracellular matrix (ECM) may play a vital role in inducing and maintaining function of hair cells, and has not been well investigated. Using the cochlear ECM as a scaffold to grow adult stem cells may provide unique insights into how the composition and architecture of the extracellular environment aids cells in sustaining hearing function. Here we present a method for isolating and decellularizing cochleae from mice to use as scaffolds accepting perfused adult stem cells. In the current protocol, cochleae are isolated from euthanized mice, decellularized, and decalcified. Afterward, human Wharton&#39;s jelly cells (hWJCs) that were isolated from the umbilical cord were carefully perfused into each cochlea. The cochleae were used as bioreactors, and cells were cultured for 30 days before undergoing processing for analysis. Decellularized cochleae retained identifiable extracellular structures, but did not reveal the presence of cells or noticeable fragments of DNA. Cells perfused into the cochlea invaded most of the interior and exterior of the cochlea and grew without incident over a duration of 30 days. Thus, the current method can be used to study how cochlear ECM affects cell development and behavior.

The goal of this protocol is to demonstrate an effective method to decellularize and decalcify mouse cochleae for utilization as scaffolds for tissue engineering applications.

내가 조직 공학에 대 한 마우스 Cochleae Decellularizing에 대 한 프로토콜

In mammals, mechanosensory hair cells that facilitate hearing lack the ability to regenerate, which has limited treatments for hearing loss. Current ...

Two Methods for Decellularization of Plant Tissues for Tissue Engineering Applications

The autologous, synthetic, and animal-derived grafts currently used as scaffolds for tissue replacement have limitations due to low availability, poor biocompatibility, and cost. Plant tissues have favorable characteristics that make them uniquely suited for use as scaffolds, such as high surface area, excellent water transport and retention, interconnected porosity, preexisting vascular networks, and a wide range of mechanical properties. Two successful methods of plant decellularization for tissue engineering applications are described here. The first method is based on detergent baths to remove cellular matter, which is similar to previously established methods used to clear mammalian tissues. The second is a detergent-free method adapted from a protocol that isolates leaf vasculature and involves the use of a heated bleach and salt bath to clear the leaves and stems. Both methods yield scaffolds with comparable mechanical properties and low cellular metabolic impact, thus allowing the user to select the protocol which better suits their intended application.

Here we present, and contrast two protocols used to decellularize plant tissues: a detergent-based approach and a detergent-free approach. Both methods leave behind the extracellular matrix of the plant tissues used, which can then be utilized as scaffolds for tissue engineering applications.

Decellularization 식물 조직의 조직 공학 응용 프로그램에 대 한 두 가지 방법

The autologous, synthetic, and animal-derived grafts currently used as scaffolds for tissue replacement have limitations due to low availability, poor ...