This work was funded by the National Centre for the Replacement, Refinement and Reduction of Animals in Research (NC3Rs) CRACK IT funding.

<ol>
	<li>Lewis, W. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Experimental+evidence+in+support+of+the+theory+of+outgrowth+of+the+axis+cylinder.">Experimental evidence in support of the theory of outgrowth of the axis cylinder.</a> American J Anat. 6 (1), 461-471 (1906).</li><li>Harrison, R. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+development+of+peripheral+nerve+fibers+in+altered+surroundings.">The development of peripheral nerve fibers in altered surroundings.</a> Wilhelm Roux Arch Entwickl Mech Org. 30 (2), 15-33 (1910).</li><li>Ding, 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=A+genome-scale+RNAi+screen+for+Oct4+modulators+defines+a+role+of+the+Paf1+complex+for+Embryonic+Stem+Cell+identity.">A genome-scale RNAi screen for Oct4 modulators defines a role of the Paf1 complex for Embryonic Stem Cell identity.</a> Cell Stem Cell. 4 (5), 403-415 (2009).</li><li>Groeber, F., Holeiter, M., Hampel, M., Hinderer, S., Schenke-Layland, K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Skin+tissue+engineering+-In+vivo+and+in+vitro+applications.">Skin tissue engineering -In vivo and in vitro applications.</a> Adv Drug Deliv Rev. 63 (4), 352-366 (2011).</li><li>Sinden, J. D., Vishnubhatla, I., Muir, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Prospects+for+stem+cell-derived+therapy+in+stroke.">Prospects for stem cell-derived therapy in stroke.</a> Prog Brain Res. 201, 119-167 (2012).</li><li>Ouyang, A., Yang, S. -. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+two-stage+perfusion+fibrous+bed+bioreactor+system+for+mass+production+of+embryonic+stem+cells.">A two-stage perfusion fibrous bed bioreactor system for mass production of embryonic stem cells.</a> Expert Opin Biol Ther. 8 (7), 895-909 (2008).</li><li>Carnachan, R. J., Bokhari, M., Przyborski, S. A., Cameron, N. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Taloring+the+morphology+of+emulsion-templated+porous+polymers.">Taloring the morphology of emulsion-templated porous polymers.</a> Soft Matter. 2 (7), 608-616 (2006).</li><li>Deshpande, P., 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=Simplifying+corneal+surface+regeneration+using+a+biodegradable+synthetic+membrane+and+limbal+tissue+explants.">Simplifying corneal surface regeneration using a biodegradable synthetic membrane and limbal tissue explants.</a> Biomaterials. 34 (21), 5088-5106 (2013).</li><li>Storm, M. P., Orchard, C. B., Bone, H. K., Chaudhuri, J. B., Welham, M. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Three-dimensional+culture+systems+for+the+expansion+of+pluripotent+embryonic+stem+cells.">Three-dimensional culture systems for the expansion of pluripotent embryonic stem cells.</a> Biotechnol Bioeng. 107 (4), 683-695 (2010).</li><li>Wung, N., Acott, S. M., Tosh, D., Ellis, M. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hollow+fibre+membrane+bioreactors+for+tissue+engineering+applications.">Hollow fibre membrane bioreactors for tissue engineering applications.</a> Biotechnol Lett. 36 (12), 2357-2366 (2014).</li><li>Ellis, M., Jarman-Smith, M., Chaudhuri, J. B., Chaudhuri, J., Al-Rubeai, <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bioreactor+systems+for+tissue+engineering:+A+four-dimensional+challenge.">Bioreactor systems for tissue engineering: A four-dimensional challenge.</a> Bioreactors for tissue engineering; principles, design and operation. , 1-18 (2005).</li><li>Silva, A. I., Mateus, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Development+of+a+polysulfone+hollow+fibre+vascular+bio-artificial+pancreas+device+for+in+vitro+studies.">Development of a polysulfone hollow fibre vascular bio-artificial pancreas device for in vitro studies.</a> J Biotechnol. 139 (3), 236-249 (2009).</li><li>De Bartolo, 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=Human+hepatocyte+functions+in+a+crossed+hollow+fiber+membrane+bioreactor.">Human hepatocyte functions in a crossed hollow fiber membrane bioreactor.</a> Biomaterials. 30 (13), 2531-2543 (2009).</li><li>Schmelzer, E., Finoli, A., Nettleship, I., Gerlach, J. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Long-term+three-dimensional+perfusion+culture+of+human+adult+bone+marrow+mononuclear+cells+in+bioreactors.">Long-term three-dimensional perfusion culture of human adult bone marrow mononuclear cells in bioreactors.</a> Biotechnol Bioeng. 112 (4), 801-810 (2015).</li><li>Tapia, 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=Production+of+high-titer+human+influenza+A+virus+with+adherent+and+suspension+MDKC+cells+cultured+in+a+single-use+hollow+fiber+bioreactor.">Production of high-titer human influenza A virus with adherent and suspension MDKC cells cultured in a single-use hollow fiber bioreactor.</a> Vaccine. 32 (8), 1003-1011 (2014).</li><li>Deng, X., Zhang, G., Shen, C., Yin, J., Meng, Q. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Hollow+fiber+culture+accelerates+differentiation+of+Caco-2+cells.">Hollow fiber culture accelerates differentiation of Caco-2 cells.</a> Appl Microbiol Biotechnol. 97 (15), 6943-6955 (2013).</li><li>Schutte, 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=Rat+primary+hepatocytes+show+enhanced+performance+and+sensitivity+to+acetaminophen+during+three-dimensional+culture+on+a+polystyrene+scaffold+designed+for+routine+use.">Rat primary hepatocytes show enhanced performance and sensitivity to acetaminophen during three-dimensional culture on a polystyrene scaffold designed for routine use.</a> Assay Drug Dev Technol. 9 (5), 475-486 (2011).</li><li>Bokhari, M., Carnachan, R. J., Cameron, N. R., Przyborski, S. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Novel+cell+culture+device+enabling+three-dimensional+cell+growth+and+improved+cell+function.">Novel cell culture device enabling three-dimensional cell growth and improved cell function.</a> Biochem Biophys Res Commun. 354 (4), 1095-1100 (2007).</li><li>Bokhari, M., Carnachan, R. J., Cameron, N. R., Przyborski, S. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Culture+of+HepG2+liver+cells+on+three+dimensional+polystyrene+scaffolds+enhances+cell+structure+and+function+during+toxicological+challenge.">Culture of HepG2 liver cells on three dimensional polystyrene scaffolds enhances cell structure and function during toxicological challenge.</a> J Anat. 211 (4), 567-576 (2007).</li><li>Vivares, 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=Morphological+behaviour+and+metabolic+capacity+of+cryopreserved+human+primary+hepatocytes+cultivated+in+a+perfused+multiwell+device.">Morphological behaviour and metabolic capacity of cryopreserved human primary hepatocytes cultivated in a perfused multiwell device.</a> Xenobiotica. 45 (1), 29-44 (2015).</li><li>Smith, I., 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=Human+neural+stem+cell-derived+cultures+in+three-dimensional+substrates+form+spontaneously+functional+neuronal+networks.">Human neural stem cell-derived cultures in three-dimensional substrates form spontaneously functional neuronal networks.</a> J Tissue Eng Regen Med. , (2015).</li><li>Davidson, A. J., Ellis, M. J., Chaudhuri, J. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+theoretical+approach+to+Zonation+in+a+bioartificial+liver.">A theoretical approach to Zonation in a bioartificial liver.</a> Biotechnol Bioeng. 109 (1), 234-243 (2012).</li><li>Mulder, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> The basic principles of membrane technology. 2nd ed. , (1996).</li><li>Ellis, M. J., Chaudhuri, J. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Poly(lactic-co-glycolic+acid)+hollow+fibre+membranes+for+use+as+a+tissue+engineering+scaffold.">Poly(lactic-co-glycolic acid) hollow fibre membranes for use as a tissue engineering scaffold.</a> Biotechnol Bioeng. 96 (1), 177-187 (2007).</li><li>Shearer, H., Ellis, M. J., Perera, S. P., Chaudhuri, J. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effects+of+common+sterilization+methods+on+the+structure+and+properties+of+poly(D,L+lactic-co-glycolic+acid)+scaffolds.">Effects of common sterilization methods on the structure and properties of poly(D,L lactic-co-glycolic acid) scaffolds.</a> Tissue Eng. 12 (10), 2717-2727 (2006).</li><li>Forsey, R. W., Chaudhuri, J. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Validity+of+DNA+analysis+to+determine+cell+numbers+in+tissue+engineering+scaffolds.">Validity of DNA analysis to determine cell numbers in tissue engineering scaffolds.</a> Biotechnol Lett. 31 (6), 819-823 (2009).</li><li>Williamson, M. R., Coombes, A. G. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Gravity+spinning+of+polycaprolactone+fibres+for+applications+in+tissue+engineering.">Gravity spinning of polycaprolactone fibres for applications in tissue engineering.</a> Biomaterials. 25 (3), 459-465 (2004).</li><li>El-Salmawy, 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=Preparation+and+properties+of+pronectin+F-coated+biodegradable+hollow+fibres.">Preparation and properties of pronectin F-coated biodegradable hollow fibres.</a> J Artif Organs. 8 (4), 245-251 (2005).</li><li>Meneghello, 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=Fabrication+and+characterization+of+poly(lactic-co-glycolic+acid)/polyvinyl+alcohol+blended+hollow+fibre+membranes+for+tissue+engineering+applications.">Fabrication and characterization of poly(lactic-co-glycolic acid)/polyvinyl alcohol blended hollow fibre membranes for tissue engineering applications.</a> J Memb Sci. 344 (1-2), 55-61 (2009).</li></ol>

MJE is a founder and director of Cellesce Ltd which aims to provide bioprocessing solutions for tissue engineering-based research and industry.

כתב יד זה מתאר את הפעולה Set-up and של bioreactor סיבים חלולים (HFB) מערכת עבור תרבית תאים יונקים השירות שלה באה לידי ביטוי מתרבים הקו הסלולרי hepatocyte HepG2 / C3A. המערכת נועדה להתאים על המדף של חממה סטנדרטית ההגדרה שלה הוא פשוט מספיק כדי להתבצע על ידי כל ביולוג של תא מוסמך מכיר טכניקה מזוהמת. הסיבים המשמשים במערכת המחקר המתואר כאן מיוצרים בבית על ידי ספין היפוך פאזה יציקה (ספינינג) באמצעות פולימר קניינית מתכלות. זה אפשרי לעשות סיבים ידי ספינינג ממגוון חומרים המתאימים תרבית תאים, הן מתכלות ובלתי מתכלים, למשל; polycaprolactone (PCL) 27, חומצה פולי-L-lactide (PLLA) 28, פולי (לקטית-שיתוף גליקולית וחומצה) (PLGA) 29, פוליסולפון (PSU) 12 ו polyetheretherketone (פיק) 13. לכל מאפיינים שונים בתnd צריך להיבחר בהתבסס על הצרכים של המערכת. בדוק את התאימות של הסיבים המועסקים עם אתנול המשמש צעד העיקור. PLGA ידוע plasticize עם אתנול דבר המחייב טיפול אלטרנטיבי כגון פתרון אנטיביוטי / antimycotic 25. הממדים של מודולים הזכוכית משמשים כאן נבחרו בהתבסס על הצרכים של המחקר הנוכחי. בגדלים שונים יכול להיעשות על ידי כל חברה נושבת זכוכית מכובדת. שיקול בגודל מודול הוא מספר התאים, אשר קשור למספר הסיבים במודול וספיקות סבירות. ככל תאים יש המודול שבו הספיקות גבוהות צריכות להיות על מנת לשמור על תנאי תרבות חיוביים בסוף היצוא של bioreactor. זה יגיע מגבלה כמה נקודות וכמה ניסוי וטעייה עשויים להידרש עם ניטור של תנאי התקשורת לפעפע מודול. מודלים מתמטיים עשויים לספק כמה תובנה לתוך דימן מודול נדרשוהצטרפויות וספיקות 22. הממדים של המנגנון המשמש כאן נועד כדי להתאים אותו מדף חממה. אורכו של הצינור מוכתב על ידי אורך צורך להגיע בין המחברים בזמן גם מה שמאפשר מספיק תנועה של רכיבים כדי לאפשר הגדרה ותפעול. אם הדגימה כמובן זמן נדרש, למשל ניטור של תנאי התקשורת במודול לחלחל ואז יציאות הזרקה ניתן להוסיף גם את retentate ויחלחל קווים כדי להקל על זה. תנאי מוקדם לכל מערכת תרבית תאים הוא לשמור על תאים בחיים וברוב המקרים גדלו. לאור המחקרים מפגינים יותר in vivo-כמו פנוטיפ בתאים גדלים במערכת תרבות 3D זה גם נראה חשוב לספק סביבה תחקה את הסביבה vivo נתקלה ידי התאים. נקודה אחרונה זו לעיתים קרובות מוזנחת תרבית תאים 2D לטובת נוחות מערכת התרבות הזאת מציעה. Tהוא HFB מחק ברשתות נימי vivo על ידי מתן חומרים מזינים את התאים דרך לומן של סיבים. את חומרי הפסולת יוסרו גם מהמערכה ידי הזרימה הדינמית. זה יוצר מערכת in vivo-כמו תרבית תאים, וכזה המחקה את הסביבה vivo בעיני hepatocytes, מה שהופך מערכת זו בחירה טובה יותר לעומת פלסטיק בתרבית רקמה 2D עבור culturing תאים אלה. הדברים מקבלים תימוכין גם עובדת התאים מפרישים 15-לקפל את כמות אלבומין, פונקציה כבדה חשובה, במערכת התרבות HFB בהשוואה לאלו גדלו על פלסטיק בתרבית רקמת 2D. בעוד מערכת HFB מתאימה רוב אם לא כל סוגי התאים התלויים למעגן, הדוגמא כאן היא עבור hepatocytes כי קיים צורך אמיתי להיות מסוגל תרבות פונקציונלית, יותר in vivo-כמו hepatocytes לשימוש בפיתוח תרופות על ידי תעשיית התרופות ובמכשירי הכבד bioartificial על התמיכה extracorporealמחולים אי ספיקת כבד. צורך התאים פונקציונליים יותר חורג דוגמאות אלה, במיוחד כשדה של רפואת רגנרטיבית נכנס לשלב עבודת translational. היתרונות של סביבת תרבות יותר in vivo-כמו לא צריכים להתעלם.

בתרבית רקמה היא טכניקה הוקמה לצמיחה ו / או התחזוקה של תאים נוצלו במשך 100 שנים 1,2. הנוחות של לימוד תאים ותגובות vivo לשעבר מרחיקה לכת יתרונות המאפשרים ניסויים שאחרת היה מאתגר מאוד אם לא בלתי אפשרי, למשל הדור של שורות תאים מהונדסות גנטי ושימוש תאי כתב מבחני מיון תפוקה גבוהה 3. לאחרונה בתרבית הרקמה הצמיחה בתחום הנדסת רקמות, לייצור מודלים במבחנת רפואת שיקום. בעזרת יישומים אלה, עניין מערכות התרבות דינמית 3-ממדי (3D) גדל באופן משמעותי. 3D שיטות תרבות (מוגדר כאן כמו מצע תרבות 3D ו / או את ההקדמה של זרימה דינמית כיוונית) טוב יותר לשחזר את הארכיטקטורה של סביבת הסלולר in vivo, חשובה להשגהתפקוד פיזיולוגי דמוי יותר. היכולת לחלץ, לגדול, להבדיל ותאי השתלה במטרה לתקן רקמה חולה ופגועה היא תחום המחקר ויש לו פוטנציאל אדיר לטובת מטופל הזדמנות מסחרית. לדוגמה השימוש קרטינוציטים עצמיים לטיפול בכוויות (ראה 4) ושימוש טיפולים מבוססי תאים לטיפול בשבץ (ראה 5). כמו כן, שוק מודלים במבחנה משתרע גילוי תרופות ליישומים ברפואה מרובדת. הכנס בתרבית רקמה במקביל גדלתי מספרם של סוגי תאים תלויים חסידים או למעגן על פני שטח 2-הממדים (2D) של בקבוק בתרבית רקמה. בעוד מקובל כיום כתקן זהב במסגרת מחקרית, הריבית האחרונה יישומי הנדסת רקמות הדגישה את העובדה כי הסביבה בתרבית רקמת 2D הנוכחית אינה מספקת עבור מדרוג כלפי מעלה נדרש בתא ייצור 6. עבור סוגי תאים חסידים scaffolד נדרש, אשר ישתנה בהתאם לשימוש הסופי, הן מבחינת הרכב כימי ותכונות מכאניות. חלק מהמערכות להעסיק פיגומים וכן צלחת מוסיף מורכב המטריצה ​​הנקבובית ביותר נוצרה בניית תבנית אמולסיה בשלב פנימית גבוהה (ראה 7) או סיבי electrospun (ראה 8) הדורשים הסתגלות מינימום מ טכניקות תרבות 2D קונבנציונליות. תאים יכולים להיות זורעים על microcarriers של קומפוזיציות שונות גדלו במיכלים שיעוורו לספק חומרים מזינים מולקולות איתות, ולבצע משם פסולת (להסעת המונים) באמצעות בסביבה מעורבת דינמית גם 9. עם זאת, מערכות אלו מוגבלים בסביבתם in vivo-כמו ושיפורים נוספים יכולים להתבצע לגבי לגמלן עלויות. Bioreactors סיבים חלולים (HFBs) הוא מערכת תרבות 3D מורכבת של סיבים קבועים לתוך מודול עם תאים בדרך כלל זרע על החלק החיצוני של הסיבים בתווך הנקבוביים מועברים דרך לומן הסיבים (הנסקרת ב 10) (איור 1). HFBs להציע סביבת in vivo-כמו עם הסיבים מחקו נימי דם ואת מגן על התאים מפני לחצי הגזירה הקשורות למשלוח תקשורת דינמי, תוך מתן אפשרות גזירה מוגדרת להיות מיושמת לתאים בוויה זרימת נוזל דרך היציאות בצד אם ירצה בכך. זה יוצר מערכת התרבות צדדית עם להסעת המונים מעולה שבו צפיפות תא גבוה ניתן להגיע 11. מערכת HFB היא גם מתאימה לשמירה על סוגי תאים תלויים למעגן ויש בו נעשתה שימוש לתרבות מגוון של תאים כולל איי עכברוש לבלב לנגרהנס 12, עכבר β-TC-3 שורת תאי אינסולינומה 12, hepatocytes אדם מן המעלה הראשון 13, עצמות אדם תאי mononuclear מח 14, תאי כליה כלביים מדין דארבי (MDCK) 15 ו קאקו-2 תאים 16 עד כמה שם. בנוסף היכולות של העברת מסה מדרוג כלפי מעלה, מתאים הגדלים 3D tisמערכות התרבות לתבוע נוטות להיות יותר in vivo-כמו במורפולוגיה ועוד תגובה לרמזים ניסיוניים. לדוגמה להלשין hepatocytes העיקרי להראות מורפולוגיה cuboidal יותר, כדאיות גדלה, אינדוקציה יותר של פעילות אנזים ציטוכרום-P450 ורגישות מוגברת רעיל אקמול כאשר גדל פיגום קלקר זמין מסחרי לעומת תאי גדלים בתרבית 2D 17. שימוש באותו פיגום הקו הסלולרי hepatocarcinoma HepG2 הוכח גם כדי להגביר את ייצור אלבומין 18 ולהראות יותר in vivo-כמו בתגובה methotrexate לעומת תאים בתרבית 2D 19. Hepatocytes אדם מן המעלה הראשון הפגין dedifferentiation המושהית, פעילות ציטוכרום P450-גבוהה וגדילת אישור עבור 4/5 תרכובות נבדקות מערכת התרבות זלוף 20. גזע עצבי אדם תא עצב שמקורם גליה בתרבית פיגום קלקר זמין מסחרי הציגו הוא גבוה (פוטנציאל פעולה) ונמוך-frequency (פוטנציאל שדה מקומי) פעילות ספונטנית אך לא נעשה פעילות עצבית זוהה בתאי 2D התרבותיים 21. קאקו-2 תאים הפגינו בידול משופר בתוך HFB לעומת תרבות 2D נמדדת phosphatase אלקליין גדל, γ-glutamyltransferase ופעילות P-glycoprotein וביטוי גבוה של F-יקטין zona occludens-1 חלבון 16. למרות היתרונות, את culturing השגרתית של תאים במערכות מלבד משטח בקבוק בתרבית רקמת 2D היא עדיין לא התאמנה במעבדות רבות, אם כי מספר פרסומים בצטטו תרבית תאי 3D צומח (עלייה של 8-פי ב -10 השנים האחרונות. מקור : &#39;תוצאות לפי שנת PubMed כלי ומישש עם&#39; תרבות 3D &#39;). כתב יד זה מתאר את ההגדרה ותנאי הפעלה של מערכת HFB עבור תרבית תאי יונקים והדגים השירות שלה culturing הקו הסלולרי hepatocarcinoma HepG2 / C3A. מטרת השיטה היא תרבות התאיםיותר מערכת תרבות בעיצומו-כמו אשר שומרת מספיק פשטות כדי להפוך אותו נוחה לאלה שחדשים מערכות תרבות 3D. הרציונל העומד מאחורי שימוש HFBs ביישום מתואר כאן, אשר הוא לשפר את יכולת החיזוי של מודלים כבדים היא כי זה אפשרי תיאורטית לחקות סינוסואידה כבד בתוך סביבת HFB 22. זה לא ריאלי כרגע עם מערכות תרבות אחרות.

<table><tbody><tr><td>Glass HFB Module</td><td>Soham Scientific</td><td>&amp;nbsp;---&amp;nbsp;</td><td>Custom Item. (Section 2)</td></tr><tr><td>Sigmacote</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>SL2</td><td>(Section 2.1)</td></tr><tr><td>Silicoset 151</td><td>Intertronics</td><td>ACCSS151</td><td>Silicone Glue. (Section 2.3)</td></tr><tr><td>PTFE tape</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>Z104388</td><td>(Section 2.5)</td></tr><tr><td>Reservoir bottle</td><td>Fisher</td><td>11972619</td><td>PTFE the screw threads of the adapters and fitting nut. Attach to the Q-series cap. Attach an 8.5&amp;nbsp;cm section of the supplied PTFE tubing under the 1&amp;nbsp;mm adapter and a 4&amp;nbsp;cm section under the 3&amp;nbsp;mm adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>Q-series cap</td><td>Kinesis</td><td>00932Q-3V</td><td>PTFE the screw threads of the adapters and fitting nut. Attach to the Q-series cap. Attach an 8.5&amp;nbsp;cm section of the supplied PTFE tubing under the 1&amp;nbsp;mm adapter and a 4&amp;nbsp;cm section under the 3&amp;nbsp;mm adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>Adapter, Male, 1.0&amp;nbsp;mm ID</td><td>Kinesis</td><td>008NB10-KD5L</td><td>PTFE the screw threads of the adapters and fitting nut. Attach to the Q-series cap. Attach an 8.5&amp;nbsp;cm section of the supplied PTFE tubing under the 1&amp;nbsp;mm adapter and a 4&amp;nbsp;cm section under the 3&amp;nbsp;mm adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>Adapter, Male, 3.0&amp;nbsp;mm ID</td><td>Kinesis</td><td>008NB30-KD5L</td><td>PTFE the screw threads of the adapters and fitting nut. Attach to the Q-series cap. Attach an 8.5&amp;nbsp;cm section of the supplied PTFE tubing under the 1&amp;nbsp;mm adapter and a 4&amp;nbsp;cm section under the 3&amp;nbsp;mm adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>Fitting Nut</td><td>Kinesis</td><td>U-350</td><td>PTFE the screw threads of the adapters and fitting nut. Attach to the Q-series cap. Attach an 8.5&amp;nbsp;cm section of the supplied PTFE tubing under the 1&amp;nbsp;mm adapter and a 4&amp;nbsp;cm section under the 3&amp;nbsp;mm adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>Neoprene tubing</td><td>Fisher</td><td>10366344</td><td>Attach the Hepa filter to 6cm of neoprene tubing and attach this to the &#039;fitting nut&#039;. Attach a 2x 30&amp;nbsp;mm sections of L/S14 tubing to the top two barbs of the Y-connector and a 3&amp;nbsp;cm section of L/S16 tubing to the bottom. Attach this to the barb of the 3&amp;nbsp;mm ID adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>HEPA-vent</td><td>Fisher</td><td>11374634</td><td>Attach the Hepa filter to 6cm of neoprene tubing and attach this to the &#039;fitting nut&#039;. Attach a 2x 30&amp;nbsp;mm sections of L/S14 tubing to the top two barbs of the Y-connector and a 3&amp;nbsp;cm section of L/S16 tubing to the bottom. Attach this to the barb of the 3&amp;nbsp;mm ID adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>Y-connector, barbed</td><td>Cole Parmer</td><td>OU-06295-10</td><td>Attach the Hepa filter to 6&amp;nbsp;cm of neoprene tubing and attach this to the &#039;fitting nut&#039;. Attach a 2x 30&amp;nbsp;mm sections of L/S14 tubing to the top two barbs of the Y-connector and a 3&amp;nbsp;cm section of L/S16 tubing to the bottom. Attach this to the barb of the 3&amp;nbsp;mm ID adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>L/S16 Silicone tubing</td><td>Cole Parmer</td><td>OU-96410-16</td><td>Attach the Hepa filter to 6cm of neoprene tubing and attach this to the &#039;fitting nut&#039;. Attach a 2x 30&amp;nbsp;mm sections of L/S14 tubing to the top two barbs of the Y-connector and a 3&amp;nbsp;cm section of L/S16 tubing to the bottom. Attach this to the barb of the 3&amp;nbsp;mm ID adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>L/S14 Silicone tubing</td><td>Cole Parmer</td><td>WZ-96410-14</td><td>Attach the Hepa filter to 6cm of neoprene tubing and attach this to the &#039;fitting nut&#039;. Attach a 2x 30&amp;nbsp;mm sections of L/S14 tubing to the top two barbs of the Y-connector and a 3&amp;nbsp;cm section of L/S16 tubing to the bottom. Attach this to the barb of the 3&amp;nbsp;mm ID adapter. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>L/S13 Silicone tubing</td><td>Cole Parmer</td><td>OU-96410-13</td><td>80&amp;nbsp;cm to connect the 1.0&amp;nbsp;mm barbed adapter on the Q-series cap to the pump tubing = Feed tube. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>WM 205U/CA pump</td><td>Fisher</td><td>1248-6300</td><td>(Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>WM pump tubing, PVC, blue-orange, 0.25&amp;nbsp;mm bore</td><td>Fisher</td><td>12416310</td><td>PTFE the screw thred of the male adapter and connect the female adapter. Work the pump tubing over one of the barbs. Repeat this set-up at the other end of the tubing. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>Adapter, Male, 1.0&amp;nbsp;mm ID</td><td>Kinesis</td><td>008NB10-KD5L</td><td>PTFE the screw thread of the male adapter and connect the female adapter. Work the pump tubing over one of the barbs. Repeat this set-up at the other end of the tubing. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>Adapter, Female, 1.0&amp;nbsp;mm ID</td><td>Kinesis</td><td>008NB10-KD2L</td><td>PTFE the screw thred of the male adapter and connect the female adapter. Work the pump tubing over one of the barbs. Repeat this set-up at the other end of the tubing. (Section 3.2.1)</td></tr><tr><td>Female Luer cap</td><td>Cole Parmer</td><td>WZ-45508-64</td><td>Side port end caps. (Section 3.2.2)</td></tr><tr><td>L/S13 Silicone tubing</td><td>Cole Parmer</td><td>OU-96410-13</td><td>40&amp;nbsp;mm section to connect the pump tubing to a module connector. (Section 3.2.2)</td></tr><tr><td>L/S16 Silicone tubing</td><td>Cole Parmer</td><td>OU-96410-16</td><td>3x 30&amp;nbsp;mm of L/S16 fitted to 3x reducers = module connectors. (Section 3.2.2)</td></tr><tr><td>Barbed reducer 1/8&quot;x1/16&quot;</td><td>Cole Parmer</td><td>30616-43</td><td>3x 30&amp;nbsp;mm of L/S16 fitted to 3x reducers = module connectors. (Section 3.2.2)</td></tr><tr><td>L/S13 Silicone tubing</td><td>Cole Parmer</td><td>OU-96410-13</td><td>55&amp;nbsp;cm section to connect the retentate to the L/S14 of the Y-connector on the Q-series cap. (Section 3.2.4)</td></tr><tr><td>L/S13 Silicone tubing</td><td>Cole Parmer</td><td>OU-96410-13</td><td>45&amp;nbsp;cm section to connect the permeate to the L/S14 of the Y-connector on the Q-series cap. (Section 3.2.4)</td></tr><tr><td>Straight barbed union</td><td>Cole Parmer</td><td>WZ-30612-43</td><td>Attach to the end of the L/S13 that will connect with the L/S14 of the Y-connector. (Section 3.2.4)</td></tr><tr><td>Clamp</td><td>VWR</td><td>229-0609</td><td>(Section 3.4.2)</td></tr><tr><td>4&amp;nbsp;mm Silicone tubing</td><td>Fisher</td><td>FB68858</td><td>Fold over a 40&amp;nbsp;mm section of tubing and secure with a cable tie = Module end cap. (Section 4.3)</td></tr><tr><td>Cable tie</td><td>Fisher</td><td>12326377</td><td>Fold over a 40&amp;nbsp;mm section of tubing and secure with a cable tie = Module end cap. (Section 4.3)</td></tr><tr><td>MACSmix tube rotator</td><td>Miltenyi Biotech</td><td>130-090-753</td><td>An adaptation may be required to attach the modules. (Section 4.4)</td></tr><tr><td>Leur Injection port</td><td>Thistle Scientific</td><td>IB-10820</td><td>Attach the end cap to the injection port. (Section 4.5)</td></tr><tr><td>Female Luer cap</td><td>Cole Parmer</td><td>WZ-45508-64</td><td>Attach the end cap to the injection port. (Section 4.5)</td></tr><tr><td>L-lactic acid kit</td><td>Megazyme</td><td>K-LATE</td><td>(Section 5)</td></tr><tr><td>D-glucose kit</td><td>Megazyme</td><td>K-GLUC</td><td>(Section 5)</td></tr><tr><td>Scalpel / micro knife</td><td>InterFocus</td><td>10315-12</td><td>(Section 6.2)</td></tr><tr><td>Albumin ELISA</td><td>Bethyl Labs</td><td>E80-129</td><td>(Section 7.4.3)</td></tr></tbody></table>

hollow fiber bioreactors for in vivo-like mammalian tissue culture

Tissue culture has been used for over 100 years to study cells and responses ex vivo. The convention of this technique is the growth of anchorage dependent cells on the 2-dimensional surface of tissue culture plastic. More recently, there is a growing body of data demonstrating more in vivo-like behaviors of cells grown in 3-dimensional culture systems. This manuscript describes in detail the set-up and operation of a hollow fiber bioreactor system for the in vivo-like culture of mammalian cells. The hollow fiber bioreactor system delivers media to the cells in a manner akin to the delivery of blood through the capillary networks in vivo. The system is designed to fit onto the shelf of a standard CO2 incubator and is simple enough to be set-up by any competent cell biologist with a good understanding of aseptic technique. The systems utility is demonstrated by culturing the hepatocarcinoma cell line HepG2/C3A for 7 days. Further to this and in line with other published reports on the functionality of cells grown in 3-dimensional culture systems the cells are shown to possess increased albumin production (an important hepatic function) when compared to standard 2-dimensional tissue culture.

זריעת תאים הוא שלב קריטי. היכולת של התאים לדבוק סיבים בתוך הגדרת 3D הוא הרבה פחות מזה שנראה עבור פלסטיק בתרבית רקמה 2D. זהו ככל הנראה בשל זמן מגע המופחת בין תא ואת המצע. בשנות ה HFB התאים נופלים דרך מודול במהלך שלבי סטטי של זריעה. אלה קצרים יותר באופן משמעותי בזמן לעומת השלב הרציף סטטי אחד המשמש 2D. תאים צריכים ליצור קשרים למצע בזמן הזה. בנוסף, בשל האופי המעוגל של סיבי אין משטח שטוח עבור התאים לנוח ולעשות קשרים כמו שיש בתרבות 2D. אמנם זה יכול להיות מורכב על ידי הכימיה של הסיבים מועסקים שאנחנו יודעים זה לא יהיה המקרה עבור הפולימר מועסק במחקר זה (מידע לא מוצג). הגדלת זמן זריעת צפיפות תאי זריעת המוביל להיווצרות של אגרגטים תא שנופל באמצעות מודול במהלך שלבי סטטי בכל r מהראכול יותר תאים בודדים מצמצם עוד יותר את זמן המגע בין תאים ואת המצע. הגדלת הזמן להביא הצהבה של התקשורת יש צפיפות גבוהה של תאים ולא חילופי תקשורת במהלך שלב זה. שימוש בתנאים המתוארים בשיעורי זריעת תאים סעיף 4 של ~ 15% מושגות באופן עקבי עם תאי HepG2 / C3A (איור 5 א). אמנם זה עשוי להיחשב חלק נמוך יש מספיק תאים כדי ליצור סיבים-מיושבים היטב עניין של ימים (5B הדמוי 6); לאחר תקופת התפשטות שבעת ימים את צפיפות התאים שהושגה HFB מתקרבת 3x10 5/2 סנטימטר. זוהי צפיפות מתאימה מבחני רבי ניצול hepatocytes ויכולים להיחשב לכת מפגש. שיעורי ההתפשטות שהושגו HFB הם איטיים בהשוואה לזו שהושגה תרבית תאי 2D (איור 5 ג). זהו unצפוי להיות עקב אובדן של תאים בזרימה הדינמית של המערכת כמו ספירת תאים בתקשורת נמוכה (ממוצע ± SEM: 20,343 תאים ± 3,674 תאים לכל 24 שעות בנקודת המפגש, החלו ב -4% מכלל התאים הכוללים) וזה לא גדל בעת שיעור החלחול מופעל עד 400 μl / hr (מידע לא מוצג). זה גם לא סביר שיהיה בשל ירידת כדאיות והאובדן הבא של תאים (ראה איור 5D ומטה). זה עשוי להיות מוסבר, לפחות בחלקו על ידי העובדה שורות התאים נגזרו clonally מ HepG2 נבחרות על יכולתה להראות עיכוב קשר של התפשטות תאים. תאי HFB הם זורעים ב 6x הצפיפות של תאי 2D דבר שעלול להוביל שיעורי התפשטות איטיים. כדאיות נותרת גבוהה לאורך HFB עם תאים מפגינים&gt; 90%. אמנם יש ירידה קלה כדאית בסוף לשקע לעומת המפרצון זה לא נמצא מובהק (מבחן t p<html> = 0.22). ניטור של צריכת גלוקוז ייצור חומצה לקטית נעשה שימוש כדי לכוון את עוצמת הקול שיעור ומדיה להאכיל התקשורת במערכת. באמצעות 800 μl / hr נפח תקשורתי מוחלט של 50 מיליליטר גלוקוז ורמות חומצה לקטית נשמרים מעל ומתחת (בהתאמה) שרואה בתרבות פלסטיק בתרבית רקמה סטנדרטית. הפרשת אלבומין היא פונקציה כבדה מפתח שבצעה hepatocytes. זה מופרש לתוך הסרום שבו היא משחקת כמה תפקידים בתחבורה הומאוסטזיס. הפרשת אלבומין ידי תאי גדלי HFB היא 15 גבוה פי מזו תאים שגודלו על 2D (איור 7). זה מדגים את התאים הם פונקציונליים HFB ולפחות במקרה של הפרשת אלבומין, פונקציה זו היא גבוהה ב HFB. jpg &quot;/&gt; איור 1. סביבת vivo-כמו של HFB. תאים הם זורעים על החלק החיצוני של הסיבים הנקבוביים. מדיה מועברת דרך לומן סיבים, מחקה נימי דם. (א) חתך לאורך של סיבים (לא בקנה מידה). (ב) חתך של כור סיבים 3. <a href="https://jove.unicartagenaproxy.elogim.com/files/ftp_upload/53431/53431fig1large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 2" src="/files/ftp_upload/53431/53431fig2.jpg" /> איור 2. מודול HFB. (א) הממדים של המודול השתמשו במחקר זה. הממדים נבחרו כדי להתאים 3 סיבים ולמלא את הצרכים של פרויקט המחקר הנוכחי. יכול להיות מיוצר ומותאם בגדלים שונים עבור מערכות סיבים בודדים. (ב) תצלום של מ &#39;odule עם מחברי מודול כובע וסיום מצורפים. <a href="https://jove.unicartagenaproxy.elogim.com/files/ftp_upload/53431/53431fig2large.jpg" target="_blank">נא ללחוץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 3" src="/files/ftp_upload/53431/53431fig3.jpg" /> סיבי איור 3. ייצור מודול. (א) נחתכים לגודל מוכנסים לתוך מודול. סיבים (B) מודבקים לתוך מודול, להתייבש. (ג) הקצוות נחתכים מיושרים עם הזכוכית. <a href="https://jove.unicartagenaproxy.elogim.com/files/ftp_upload/53431/53431fig3large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 4" src="/files/ftp_upload/53431/53431fig4.jpg" /> מערכת איור 4. HFB הגדרה. חצים מצביעים בכיוון של זרימת מדיה. צינור אדום = הזנה. צהוב = משאבת tuלִהיוֹת. מודול לבן = HFB. צינור ירוק = retentate עם מהדק. = כחול לחלחל צינור. <a href="https://jove.unicartagenaproxy.elogim.com/files/ftp_upload/53431/53431fig4large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 5" src="/files/ftp_upload/53431/53431fig5.jpg" /> איור 5. מתזמן, התפשטות, ויכולת קיום לאנליזה ביוכימית. (א) אחוז תאי זרע. יהלומים שחורים מייצגים HFBs הפרט. הבר האדום הוא מתכוון. (ב) תאים צפיפות בבית זריעה ולאחר תקופת התפשטות 7 יום. מספרים סלולריים 2D נקבעו על ידי trypsinization ועוד היד נטויה באמצעות haemocytometer. מספרים סלולריים HFB נקבעו באמצעות assay PicoGreen ואת עקומת סטנדרט המיוצר מתאי C3A 26. n = 5-6. ברים = SEM. (C) אוכלוסיית הכפלת פעמים. n = 5-7. ברים = SEM. (ד) הכדאיות נקבעת על ידי Trypהחרגה כחול בסוף ריבוי 7 יום. מפרצון, מרכז לשקע מייצגים אזורים בתוך HFB. n = 3-5. ברים = SEM. (E &amp; F) צריכת גלוקוז וייצור חומצה לקטית. רמות נוטרו על בקבוק המאגר (כניסה) וכן retentate ותחלחלנה שקעים compered לתרבות שיגרתית על פלסטיק בתרבית רקמה (תקשורת השתנתה ביום 3 ו -5). n = 3-5. ברים = SEM. <a href="https://jove.unicartagenaproxy.elogim.com/files/ftp_upload/53431/53431fig5large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 6" src="/files/ftp_upload/53431/53431fig6.jpg" /> איור 6. תמונות של תאים שגודלו על סיבים בתוך HFB. תאים היו זורעים גדלו במשך 48 שעות לפני הסיבים היו ניכרים, לרחוץ PBS, קבועות paraformaldehyde 4%, לרחוץ PBS גרעיני מגואלות DAPI. כל תמונה היא צירוף של 12 &#39;פוקוס מוערם&#39; imaGES על מנת להגדיל את עומק השדה של התמונה המתקבלת. תחומי צפיפות תא גבוהה ונמוכה נמצאים לאורך הסיבים בנקודת זמן זו מוצגים. איפה גבולות סיבים נוכחיים מסומנים עם קו מקווקו אדום. תמונות צולמו על מיקרוסקופ פלואורסצנטי הפוך. מטרת תמונה = 10X. בר = 200 מיקרומטר. <a href="https://jove.unicartagenaproxy.elogim.com/files/ftp_upload/53431/53431fig6large.jpg" target="_blank">לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 7" src="/files/ftp_upload/53431/53431fig7.jpg" /> איור 7. אלבומין הפרשת. התאים היו זורעים על פלסטיק בתרבית רקמה על 10,667 / 2 ס&quot;מ והן HFB כמפורט בסעיף 4. תאים היו התרבו במשך 6 ימים. לאחר תקופת הסתגלות התפשטות זו תרבות פלסטיק HFB בתרבית רקמה התקשורת שונתה עבור תקשורת חופשית בסרום וויליאמס E בתוספת גלוטמין ו פניצילין / streptomycin למשך 24 שעות. דגימות מדיה נלקחו וכן אלבומין לכמת ידי ELISA על פי הוראות מייצרות (טבלה 1). n = 5-6. ברים = SEM. <a href="https://jove.unicartagenaproxy.elogim.com/files/ftp_upload/53431/53431fig7large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <table fo:keep-together.within-page="1" style=";text-align:right;direction:rtl"><tbody><tr><td> סָעִיף </td><td> שם ציוד </td><td> חֶברָה </td><td> חתול. לא. </td><td> הערות </td><td> תמונות </td></tr><tr><td> 2 </td><td> מודול זכוכית HFB </td><td> מדעי Soham </td><td> --- </td><td> פריט מותאם אישית. </td><td rowspan="4"></td></tr><tr><td> 2.1 </td><td> Sigmacote® </td><td> סיגמא אולדריץ </td><td> SL2 </td><td></td></tr><tr><td> 2.3 </td><td> Silicoset 151 </td><td> Intertronics </td><td> ACCSS151 </td><td> Silicדבק אחד. </td></tr><tr><td> 2.5 </td><td> קלטת PTFE </td><td> סיגמא אולדריץ </td><td> Z104388 </td><td></td></tr><tr><td rowspan="15"> 3.2.1 </td><td> בקבוק Reservoir </td><td> דַיָג </td><td> 11972619 </td><td></td><td></td></tr><tr><td> כובע Q-Series </td><td> נִיעוּת </td><td> 00932Q-3V </td><td rowspan="4"> PTFE חוטי הבורג של מתאמי אגוז הולם. צרף את הכובע Q-Series. צרף קטע 8.5 ס&quot;מ של צינורות PTFE מסופק תחת מתאם 1 מ&quot;מ וקטע 4 ס&quot;מ מתחת מתאם 3 מ&quot;מ. </td><td rowspan="4"><img alt="לוח איור 1" src="/files/ftp_upload/53431/53431tablefig1.jpg" /></td></tr><tr><td> מתאם, זכר, 1.0 מזהה מ&quot;מ </td><td> נִיעוּת </td><td> 008NB10-KD5L </td></tr><tr><td> מתאם, זכר, 3.0 מזהה מ&quot;מ </td><td> נִיעוּת </td><td> 008NB30-KD5L </td></tr><tr><td> אגוז הולם </td><td> נִיעוּת </td><td> U-350 </td></tr><tr><td> צינורות Neoprene </td><td>דַיָג </td><td> 10366344 </td><td rowspan="5"> צרף פילטר HEPA עד 6 ס&quot;מ של צינורות ניאופרן ולצרף זה אל &#39;אגוז הולם &quot;. צרף סעיפי 2x 30 מ&quot;מימ של L / צינורות S14 לשתי עקיצות העליונות של המחבר-Y וקטע 3 סנטימטר של צינורות L / S16 לתחתית. צרף זו עקיצה של מתאם 3 מזהה מ&quot;מ. (סעיף 3.2.1) </td><td rowspan="5"><img alt="לוח איור 2" src="/files/ftp_upload/53431/53431tablefig2.jpg" /></td></tr><tr><td> HEPA-vent </td><td> דַיָג </td><td> 11374634 </td></tr><tr><td> Y-מחבר, דוקרני </td><td> קול בן זוג </td><td> OU-06,295-10 </td></tr><tr><td> צינורות L / S16 סיליקון </td><td> קול בן זוג </td><td> OU-96,410-16 </td></tr><tr><td> צינורות L / S14 סיליקון </td><td> קול בן זוג </td><td> WZ-96,410-14 </td></tr><tr><td> צינורות L / S13 סיליקון </td><td> קול בן זוג </td><td> OU-96,410-13 </td><td> 80 ס&quot;מ לחיבור מתאם דוקרני 1.0 מ&quot;מ על כובע Q-Series באמבטיה משאבת<html> ing = צינור הזנה. </td><td></td></tr><tr><td> משאבת WM 205U / CA </td><td> דַיָג </td><td> 1248-6300 </td><td></td><td></td></tr><tr><td> צינורות משאבת WM, PVC, כחול-כתום, 0.25 מ&quot;מ נשא </td><td> דַיָג </td><td> 12416310 </td><td rowspan="3"> PTFE את הבורג חוט של מתאם זכר ולחבר את מתאם נקבה. עבוד בצינור המשאבה מעל אחד העקיצות. חזור על פעולה זו הגדרה בקצה השני של הצינור. (סעיף 3.2.1) </td><td rowspan="3"><img alt="לוח איור 3" src="/files/ftp_upload/53431/53431tablefig3.jpg" /></td></tr><tr><td> מתאם, זכר, 1.0 מזהה מ&quot;מ </td><td> נִיעוּת </td><td> 008NB10-KD5L </td></tr><tr><td> מתאם, נקבה, 1.0 מזהה מ&quot;מ </td><td> נִיעוּת </td><td> 008NB10-KD2L </td></tr><tr><td rowspan="4"> 3.2.2 </td><td> כובע נקבה Luer </td><td> קול בן זוג </td><td> WZ-45,508-64 </td><td> כמוס סוף יציאת סייד. </td><td rowspan="4">blefig4.jpg &quot;/&gt; <img alt="לוח איור 5" src="/files/ftp_upload/53431/53431tablefig5.jpg" /></td></tr><tr><td> צינורות L / S13 סיליקון </td><td> קול בן זוג </td><td> OU-96,410-13 </td><td> סעיף 40 מ&quot;מ לחיבור צינורות המשאבה למחבר מודול. </td></tr><tr><td> צינורות L / S16 סיליקון </td><td> קול בן זוג </td><td> OU-96,410-16 </td><td rowspan="2"> 3x 30 מ&quot;מ של L / S16 מצויד 3x מחברים מודול reducers =. (סעיף 3.2.2) </td></tr><tr><td> כמפחית דוקרני 1/8 &quot;x 1/16&quot; </td><td> קול בן זוג </td><td> 30,616-43 </td></tr><tr><td rowspan="3"> 3.2.4 </td><td> צינורות L / S13 סיליקון </td><td> קול בן זוג </td><td> OU-96,410-13 </td><td> סעיף 55 ס&quot;מ לחיבור retentate אל L / S14 של Y-מחבר על כובע Q-Series. </td><td rowspan="3"><img alt="לוח איור 6" src="/files/ftp_upload/53431/53431tablefig6.jpg" /></td></tr><tr><td> צינורות L / S13 סיליקון </td><td> קול בן זוג </td><td> OU-96410-13 </td><td> סעיף 45 ס&quot;מ לחיבור לפעפע אל L / S14 של Y-מחבר על כובע Q-Series. </td></tr><tr><td> איגוד תיל ישר </td><td> קול בן זוג </td><td> WZ-30,612-43 </td><td> צרף עד הסוף של L / S13 שיחבר עם L / S14 של מחבר ה- Y. </td></tr><tr><td> 3.4.2 </td><td> מַהְדֵק </td><td> VWR </td><td> 229-0609 </td><td></td><td></td></tr><tr><td rowspan="2"> 4.3 </td><td> 4 מ&quot;מ צינורות סיליקון </td><td> דַיָג </td><td> FB68858 </td><td rowspan="2"> מקפל מעל קטע של צינורות 40 מ&quot;מ ובטוח עם כובע בסוף כבל עניבה = מודול. (סעיף 4.3) </td><td rowspan="2"><img alt="לוח איור 7" src="/files/ftp_upload/53431/53431tablefig7.jpg" /></td></tr><tr><td> עניבה בכבלים </td><td> דַיָג </td><td> 12326377 </td></tr><tr><td> 4.4 </td><td> מסובבי צינור MACSmix </td><td> Miltenyi ביוטק </td><td> 130-090-753 </td><td> עיבוד עשוי להידרש attach המודולים. </td><td></td></tr><tr><td rowspan="2"> 4.5 </td><td> נמל הזרקת Leur </td><td> מדעי Thistle </td><td> IB-10,820 </td><td rowspan="2"> צרף את הכובע בסוף לנמל ההזרקה. (סעיף 4.5) </td><td rowspan="2"></td></tr><tr><td> כובע נקבה Luer </td><td> קול בן זוג </td><td> WZ-45,508-64 </td></tr><tr><td> 5 </td><td> ערכת חומצה L-לקטית </td><td> Megazyme </td><td> K-LATE </td><td></td><td></td></tr><tr><td> 5 </td><td> ערכת D- גלוקוז </td><td> Megazyme </td><td> K-GLUC </td><td></td><td></td></tr><tr><td> 6.2 </td><td> אזמל / סכין מיקרו </td><td> InterFocus </td><td> 10,315-12 </td><td></td><td></td></tr><tr><td> 7.4.3 </td><td> אלבומין ELISA </td><td> מעבדות Bethyl </td><td> E80-129 </td><td></td><td></td></tr></tbody></table> טבלה 1. רכיבים של הגדרת HFB. </sטרונג&gt; חלק הטקסט הרלוונטי לכל רכיב ניתן בטור 1.

Watch this Scientific Journal Video about Hollow Fiber Bioreactors for In Vivo-like Mammalian Tissue Culture at JoVE.com

Hollow Fiber Bioreactors for In Vivo-like Mammalian Tissue Culture

ההתנהגות התפקודית של תאים בתרבית ניתן לשפר על ידי culturing בלמעלה in vivo-כמו 3 ממדי סביבות תרבות 16-21. כתב יד זה מתאר את פעולת הגדרה ושל מערכת bioreactor סיבים חלולה עבור in vivo-כמו בתרבית רקמה יונקת.

ריאקטורים סיבים חלולים עבור<em&gt; In vivo</em&gt; תרבות הרקמות היונקת-כמו

Tissue culture has been used for over 100 years to study cells and responses ex vivo. The convention of this technique is the growth of anchorage ...

hollow-fiber-bioreactors-for-in-vivo-like-mammalian-tissue-culture

Universidad de Cartagena UDEC

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Hollow Fiber Bioreactors for In Vivo-like Mammalian Tissue Culture

16.2K Views.  University of Bath.  ההתנהגות התפקודית של תאים בתרבית ניתן לשפר על ידי culturing בלמעלה in vivo-כמו 3 ממדי סביבות תרבות 16-21. כתב יד זה מתאר את פעולת הגדרה ושל מערכת bioreactor סיבים חלולה עבור in vivo-כמו בתרבית רקמה יונקת. 

Video: Hollow Fiber Bioreactors for In Vivo-like Mammalian Tissue Culture

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.

הנדסה ביולוגית המבוססת דם שתלי שימוש bioreactor pulsatile

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

Chip-based Three-dimensional Cell Culture in Perfused Micro-bioreactors

We have developed a chip-based cell culture system for the three-dimensional cultivation of cells. The chip is typically manufactured from non-biodegradable polymers, e.g., polycarbonate or polymethyl methacrylate by micro injection molding, micro hot embossing or micro thermoforming. But, it can also be manufactured from bio-degradable polymers. Its overall dimensions are 0.7 1 x 20 x 20 x 0.7 1 mm (h x w x l). The main features of the chips used are either a grid of up to 1156 cubic micro-containers (cf-chip) each the size of 120-300 x 300 x 300 &mu; (h x w x l) or round recesses with diameters of 300 &mu; and a depth of 300 &mu; (r-chip). The scaffold can house 10 Mio. cells in a three-dimensional configuration. For an optimal nutrient and gas supply, the chip is inserted in a bioreactor housing. The bioreactor is part of a closed steril circulation loop that, in the simplest configuration, is additionaly comprised of a roller pump and a medium reservoir with a gas supply. The bioreactor can be run in perfusion, superfusion, or even a mixed operation mode. We have successfully cultivated cell lines as well as primary cells over periods of several weeks. For rat primary liver cells we could show a preservation of organotypic functions for more than 2 weeks. For hepatocellular carcinoma cell lines we could show the induction of liver specific genes not or only slightly expressed in standard monolayer culture. The system might also be useful as a stem cell cultivation system since first differentiation experiments with stem cell lines were promising.

We describe a chip-based platform for the three-dimensional cultivation of cells in micro-bioreactors. One chip can house up to 10 Mio. cells that can be cultivated under precisely defined conditions with regard to fluid flow, oxygen tension etc. in a sterile, closed circulation loop.

שבב מבוסס תלת ממדי נייד תרבות Micro-bioreactors perfused

We have developed a chip-based cell culture system for the three-dimensional cultivation of cells. The chip is typically manufactured from ...

Biology

Tissue Engineering of a Human 3D in vitro Tumor Test System

Cancer is one of the leading causes of death worldwide. Current therapeutic strategies are predominantly developed in 2D culture systems, which inadequately reflect physiological conditions in vivo. Biological 3D matrices provide cells an environment in which cells can self-organize, allowing the study of tissue organization and cell differentiation. Such scaffolds can be seeded with a mixture of different cell types to study direct 3D cell-cell-interactions. To mimic the 3D complexity of cancer tumors, our group has developed a 3D in vitro tumor test system.	
	Our 3D tissue test system models the in vivo situation of malignant peripheral nerve sheath tumors (MPNSTs), which we established with our decellularized porcine jejunal segment derived biological vascularized scaffold (BioVaSc). In our model, we reseeded a modified BioVaSc matrix with primary fibroblasts, microvascular endothelial cells (mvECs) and the S462 tumor cell line. For static culture, the vascular structure of the BioVaSc is removed and the remaining scaffold is cut open on one side (Small Intestinal Submucosa SIS-Muc). The resulting matrix is then fixed between two metal rings (cell crowns).	
	Another option is to culture the cell-seeded SIS-Muc in a flow bioreactor system that exposes the cells to shear stress. Here, the bioreactor is connected to a peristaltic pump in a self-constructed incubator. A computer regulates the arterial oxygen and nutrient supply via parameters such as blood pressure, temperature, and flow rate. This setup allows for a dynamic culture with either pressure-regulated pulsatile or constant flow.	
	In this study, we could successfully establish both a static and dynamic 3D culture system for MPNSTs. The ability to model cancer tumors in a more natural 3D environment will enable the discovery, testing, and validation of future pharmaceuticals in a human-like model.

Tissue Engineering of a Human 3D in vitro Tumor Test System

Methods to create human 3D tumor tissues as test systems are described. These technologies are based on a decellularized Biological Vascularized Scaffold (BioVaSc), primary human cells and a tumor cell line, which can be cultured under static as well as under dynamic conditions in a flow bioreactor.

הנדסת רקמות של 3D אדם<em&gt; במבחנה</emמערכת מבחן גידול&gt;

Cancer is one of the leading causes of death worldwide.  Current therapeutic strategies are predominantly developed in 2D culture  systems, which ...

Interview: Bioreactors and Surfaced-Modified 3D-Scaffolds for Stem Cell Research

A Nature Editorial in 2003 asked the question "Good-bye, flat biology?" What does this question imply? In the past, many in vitro culture systems, mainly monolayer cultures, often suffered from the disadvantage that differentiated primary cells had a relatively short life-span and de-differentiated during culture. As a consequence, most of their organ-specific functions were lost rapidly. Thus, in order to reproduce better conditions for these cells in vitro, modifications and adaptations have been made to conventional monolayer cultures.
The last generation of CellChips -- micro-thermoformed containers -- a specific technology was developed, which offers the additional possibility to modify the whole surface of the 3D formed containers. This allows a surface-patterning on a submicron scale with distinct signalling molecules. Sensors and signal electrodes may be incorporated. Applications range from basic research in cell biology to toxicology and pharmacology. Using biodegradable polymers, clinical applications become a possibility. Furthermore, the last generation of micro-thermoformed chips has been optimized to allow for cheap mass production.

In the past many in vitro culture systems -- mainly monolayer cultures -- often suffered from the disadvantage that differentiated primary cells had a relatively short life-span and de-differentiated during culture. As a consequence, most of their organ-specific functions were lost rapidly. Thus, in order to reproduce better conditions for these cells in vitro, modifications and adaptations have been made to conventional monolayer cultures.

ראיון: bioreactors ועלו-Modified-3D פיגומים למחקר בתאי גזע

A Nature Editorial in 2003 asked the question  "Good-bye, flat biology?"  What does this question imply? In the past, many in vitro culture systems,  ...

Cultivation of Mammalian Cells Using a Single-use Pneumatic Bioreactor System

Recent advances in mammalian, insect, and stem cell cultivation and scale-up have created tremendous opportunities for new therapeutics and personalized medicine innovations. However, translating these advances into therapeutic applications will require in vitro systems that allow for robust, flexible, and cost effective bioreactor systems. There are several bioreactor systems currently utilized in research and commercial settings; however, many of these systems are not optimal for establishing, expanding, and monitoring the growth of different cell types. The culture parameters most challenging to control in these systems include, minimizing hydrodynamic shear, preventing nutrient gradient formation, establishing uniform culture medium aeration, preventing microbial contamination, and monitoring and adjusting culture conditions in real-time. Using a pneumatic single-use bioreactor system, we demonstrate the assembly and operation of this novel bioreactor for mammalian cells grown on micro-carriers. This bioreactor system eliminates many of the challenges associated with currently available systems by minimizing hydrodynamic shear and nutrient gradient formation, and allowing for uniform culture medium aeration. Moreover, the bioreactor&#8217;s software allows for remote real-time monitoring and adjusting of the bioreactor run parameters. This bioreactor system also has tremendous potential for scale-up of adherent and suspension mammalian cells for production of a variety therapeutic proteins, monoclonal antibodies, stem cells, biosimilars, and vaccines.

Using a pneumatic bioreactor, we demonstrate the assembly, operation, and performance of this single-use bioreactor system for the growth of mammalian cells.

טיפוח של תאי יונקים באמצעות מערכת פניאומטיים Bioreactor יחיד שימוש

Recent advances in mammalian, insect, and stem cell cultivation and scale-up have created tremendous opportunities for new therapeutics and personalized ...

Perfusable Vascular Network with a Tissue Model in a Microfluidic Device

A spheroid (a multicellular aggregate) is regarded as a good model of living tissues in the human body. Despite the significant advancement in the spheroid cultures, a perfusable vascular network in the spheroids remains a critical challenge for long-term culture required to maintain and develop their functions, such as protein expressions and morphogenesis. The protocol presents a novel method to integrate a perfusable vascular network within the spheroid in a microfluidic device. To induce a perfusable vascular network in the spheroid, angiogenic sprouts connected to microchannels were guided to the spheroid by utilizing angiogenic factors from human lung fibroblasts cultured in the spheroid. The angiogenic sprouts reached the spheroid, merged with the endothelial cells co-cultured in the spheroid, and formed a continuous vascular network. The vascular network could perfuse the interior of the spheroid without any leakage. The constructed vascular network may be further used as a route for supply of nutrients and removal of waste products, mimicking blood circulation in vivo. The method provides a new platform in spheroid culture toward better recapitulation of living tissues.

The protocol describes how to engineer a perfusable vascular network in a spheroid. The spheroid's surrounding microenvironment is devised to induce angiogenesis and connect the spheroid to the microchannels in a microfluidic device. The method allows the perfusion of the spheroid, which is a long-awaited technique in three-dimensional cultures.

רשת כלי הדם perfusable עם דגם רקמה במכשיר Microfluidic

A spheroid (a multicellular aggregate) is regarded as a good model of living tissues in the human body. Despite the significant advancement in the ...

Culturing and Applications of Rotating Wall Vessel Bioreactor Derived 3D Epithelial Cell Models

Cells and tissues in the body experience environmental conditions that influence their architecture, intercellular communications, and overall functions. For in vitro cell culture models to accurately mimic the tissue of interest, the growth environment of the culture is a critical aspect to consider. Commonly used conventional cell culture systems propagate epithelial cells on flat two-dimensional (2-D) impermeable surfaces. Although much has been learned from conventional cell culture systems, many findings are not reproducible in human clinical trials or tissue explants, potentially as a result of the lack of a physiologically relevant microenvironment.
Here, we describe a culture system that overcomes many of the culture condition boundaries of 2-D cell cultures, by using the innovative rotating wall vessel (RWV) bioreactor technology. We and others have shown that organotypic RWV-derived models can recapitulate structure, function, and authentic human responses to external stimuli similarly to human explant tissues 1-6. The RWV bioreactor is a suspension culture system that allows for the growth of epithelial cells under low physiological fluid shear conditions. The bioreactors come in two different formats, a high-aspect rotating vessel (HARV) or a slow-turning lateral vessel (STLV), in which they differ by their aeration source. Epithelial cells are added to the bioreactor of choice in combination with porous, collagen-coated microcarrier beads (Figure 1A). The cells utilize the beads as a growth scaffold during the constant free fall in the bioreactor (Figure 1B). The microenvironment provided by the bioreactor allows the cells to form three-dimensional (3-D) aggregates displaying in vivo-like characteristics often not observed under standard 2-D culture conditions (Figure 1D). These characteristics include tight junctions, mucus production, apical/basal orientation, in vivo protein localization, and additional epithelial cell-type specific properties.
The progression from a monolayer of epithelial cells to a fully differentiated 3-D aggregate varies based on cell type1, 7-13. Periodic sampling from the bioreactor allows for monitoring of epithelial aggregate formation, cellular differentiation markers and viability (Figure 1D). Once cellular differentiation and aggregate formation is established, the cells are harvested from the bioreactor, and similar assays performed on 2-D cells can be applied to the 3-D aggregates with a few considerations (Figure 1E-G). In this work, we describe detailed steps of how to culture 3-D epithelial cell aggregates in the RWV bioreactor system and a variety of potential assays and analyses that can be executed with the 3-D aggregates. These analyses include, but are not limited to, structural/morphological analysis (confocal, scanning and transmission electron microscopy), cytokine/chemokine secretion and cell signaling (cytometric bead array and Western blot analysis), gene expression analysis (real-time PCR), toxicological/drug analysis and host-pathogen interactions. The utilization of these assays set the foundation for more in-depth and expansive studies such as metabolomics, transcriptomics, proteomics and other array-based applications. Our goal is to present a non-conventional means of culturing human epithelial cells to produce organotypic 3-D models that recapitulate the human in vivo tissue, in a facile and robust system to be used by researchers with diverse scientific interests.

A rotating cell culture system that allows epithelial cells to grow under physiological conditions resulting in 3-D cellular aggregate formation is described. The aggregates generated display in vivo-like characteristics not observed in conventional culture models and serve as a more accurate organotypic model system for a multitude of scientific investigations.

Culturing ויישומים של סיבוב bioreactor וול כלי נגזר מודלים 3D תא אפיתל

Cells and tissues in the body experience environmental conditions that influence their architecture, intercellular communications, and overall functions. ...

Fibroblast Derived Human Engineered Connective Tissue for Screening Applications

Fibroblasts are phenotypically highly dynamic cells, which quickly transdifferentiate into myofibroblasts in response to biochemical and biomechanical stimuli. The current understanding of fibrotic processes, including cardiac fibrosis, remains poor, which hampers the development of new anti-fibrotic therapies. Controllable and reliable human model systems are crucial for a better understanding of fibrosis pathology. This is a highly reproducible and scalable protocol to generate engineered connective tissues (ECT) in a 48-well casting plate to facilitate studies of fibroblasts and the pathophysiology of fibrotic tissue in a 3-dimensional (3D) environment. ECT are generated around the poles with tunable stiffness, allowing for studies under a defined biomechanical load. Under the defined loading conditions, phenotypic adaptations controlled by cell-matrix interactions can be studied. Parallel testing is feasible in the 48-well format with the opportunity for the time-course analysis of multiple parameters, such as tissue compaction and contraction against the load. From these parameters, biomechanical properties such as tissue stiffness and elasticity can be studied.

Presented here is a protocol to generate engineered connective tissues for a parallel culture of 48 tissues in a multi-well plate with double poles, suitable for mechanistic studies, disease modeling, and screening applications. The protocol is compatible with fibroblasts from different organs and species and is exemplified here with human primary cardiac fibroblasts.

פיברובלסט נגזר רקמת חיבור מהונדסת אנושית עבור יישומי הקרנה

Fibroblasts are phenotypically highly dynamic cells, which quickly transdifferentiate into myofibroblasts in response to biochemical and biomechanical ...

Imaging-Guided Bioreactor for Generating Bioengineered Airway Tissue

Repeated injury to airway tissue can impair lung function and cause chronic lung disease, such as chronic obstructive pulmonary disease. Advances in regenerative medicine and bioreactor technologies offer opportunities to produce lab-grown functional tissue and organ constructs that can be used to screen drugs, model disease, and engineer tissue replacements. Here, a miniaturized bioreactor coupled with an imaging modality that allows in situ visualization of the inner lumen of explanted rat trachea during in vitro tissue manipulation and&#160;culture is described. Using this bioreactor, the protocol demonstrates imaging-guided selective removal of endogenous cellular components while preserving the intrinsic biochemical features and ultrastructure of the airway tissue matrix. Furthermore, the delivery, uniform distribution, and subsequent prolonged culture of exogenous cells on the decellularized airway lumen with optical monitoring in situ are shown. The results highlight that the imaging-guided bioreactor can potentially be used to facilitate the generation of functional in vitro airway tissues.

The protocol describes an imaging-enabled bioreactor that allows the selective removal of the endogenous epithelium from the rat trachea and homogenous distribution of exogenous cells on the lumen surface, followed by long-term in vitro culture of the cell-tissue construct.

ביוריאקטור מונחה הדמיה ליצירת רקמת נתיב אוויר מהונדסת ביולוגית

Repeated injury to airway tissue can impair lung function and cause chronic lung disease, such as chronic obstructive pulmonary disease. Advances in ...

Designing a Bioreactor to Improve Data Acquisition and Model Throughput of Engineered Cardiac Tissues

Heart failure remains the leading cause of death worldwide, creating a pressing need for better preclinical models of the human heart. Tissue engineering is crucial for basic science cardiac research; in vitro human cell culture eliminates the interspecies differences of animal models, while a more tissue-like 3D environment (e.g., with extracellular matrix and heterocellular coupling) simulates in vivo conditions to a greater extent than traditional two-dimensional culture on plastic Petri dishes. However, each model system requires specialized equipment, for example, custom-designed bioreactors and functional assessment devices. Additionally, these protocols are often complicated, labor-intensive, and plagued by the failure of the small, delicate tissues.
This paper describes a process for generating a robust human engineered cardiac tissue (hECT) model system using induced pluripotent stem-cell-derived cardiomyocytes for the longitudinal measurement of tissue function. Six hECTs with linear strip geometry are cultured in parallel, with each hECT&#160;suspended from a pair of force-sensing polydimethylsiloxane (PDMS) posts attached to PDMS racks. Each post is capped with a black PDMS stable post tracker (SPoT), a new feature that improves the ease of use, throughput, tissue retention, and data quality. The shape allows for the reliable optical tracking of post deflections, yielding improved twitch force tracings with absolute active and passive tension. The cap geometry eliminates tissue failure due to hECTs slipping off the posts, and as they involve a second step after PDMS rack fabrication, the SPoTs can be added to existing PDMS post-based designs without major changes to the bioreactor fabrication process.
The system is used to demonstrate the importance of measuring hECT function at physiological temperatures and shows stable tissue function during data acquisition. In summary, we describe a state-of-the-art model system that reproduces key physiological conditions to advance the biofidelity, efficiency, and rigor of engineered cardiac tissues for in vitro applications.

Three-dimensional cardiac tissues bioengineered using stem-cell-derived cardiomyocytes have emerged as promising models for studying healthy and diseased human myocardium in vitro while recapitulating key aspects of the native cardiac niche. This manuscript describes a protocol for fabricating and analyzing high-content engineered cardiac tissues generated from human induced pluripotent stem-cell-derived cardiomyocytes.

תכנון ביוריאקטור לשיפור איסוף הנתונים והפקת מודלים של רקמות לב מהונדסות

Heart failure remains the leading cause of death worldwide, creating a pressing need for better preclinical models of the human heart. Tissue engineering ...

ריאקטורים סיבים חלולים עבור

Summary

Explore More Videos