Summary
Her præsenterer vi en ny protokol til at studere og kortlægge den målrettede deposition af narkotika luftfartsselskaber til endotelceller i fabrikerede, real-sized, tre-dimensionelle menneskelige arterie modeller under fysiologiske flow. Den præsenterede metode kan tjene som en ny platform for målretning af lægemiddelbærere inden for det vaskulære system.
Abstract
Brugen af tredimensionelle (3D) modeller af menneskelige arterier, som er designet med de korrekte dimensioner og anatomi, muliggør korrekt modellering af forskellige vigtige processer i det kardiovaskulære system. For nylig, selv om flere biologiske undersøgelser er blevet udført ved hjælp af sådanne 3D-modeller af menneskelige arterier, er de ikke blevet anvendt til at studere vaskulær målretning. Dette papir præsenterer en ny metode til at fremstille real-størrelse, rekonstrueret menneskelige arterielle modeller ved hjælp af en 3D-udskrivning teknik, linje dem med menneskelige endotelceller (ECs), og undersøgelse partikel målretning under fysiologiske flow. Disse modeller har den fordel, at de kopierer den fysiologiske størrelse og betingelserne for blodkar i den menneskelige krop ved hjælp af billige komponenter. Denne teknik kan tjene som en ny platform for at studere og forstå narkotika målretning i det kardiovaskulære system og kan forbedre udformningen af nye injicerbare nanomedicin. Desuden kan den fremlagte tilgang give betydelige værktøjer til undersøgelse af målrettet levering af forskellige midler til hjerte-kar-sygdomme under patientspecifikke flow og fysiologiske forhold.
Introduction
Flere tilgange er for nylig blevet anvendt ved hjælp af 3D-modeller af menneskelige arterier1,2,3,4,5. Disse modeller replikerer den fysiologiske anatomi og miljøet af forskellige arterier i menneskekroppen in vitro. De har dog hovedsageligt været brugt i cellebiologiske undersøgelser. De aktuelle undersøgelser af vaskulær målretning af partikler til endotel omfatter i silicoberegningssimuleringer 6,7,8, in vitro mikrofluidiske modeller9,10,11og in vivo dyremodeller12. På trods af den indsigt, de har givet, har disse eksperimentelle modeller undladt at præcist simulere målretning proces, der forekommer i menneskelige arterier, hvori blodgennemstrømningen og hæmodynamik udgør dominerende faktorer. For eksempel kan undersøgelsen af partikelmålretning til aterosklerotiske regioner i halspulsåren bifurcation, som er kendt for deres komplekse recirkulering flow mønster og væg shear stress gradient, påvirke rejsen taget af partiklerne, før de når endothelium13,14,15,16. Derfor skal disse undersøgelser udføres under forhold, der gentager det fysiologiske miljø, dvs.
For nylig fremstillede denne forskningsgruppe 3D-rekonstruerede menneskelige arterielle modeller for at studere deposition og målretning af partikler til vaskulaturen17. Modellerne var baseret på geometriske 3D-kopier af menneskelige blodkar, som derefter blev dyrket med menneskelige ECs, der efterfølgende foret deres indre vægge. Derudover, når de udsættes for et perfusionssystem, der producerer fysiologisk flow, replikerede modellerne nøjagtigt fysiologiske forhold. Perfusionssystemet er designet til at gennemtrænde væsker med en konstant strømningshastighed ved hjælp af en peristaltisk pumpe i både lukkede og åbne kredsløbskonfigurationer (Figur 1). Systemet kan bruges som et lukket kredsløb til at kortlægge partikelaflejring og målretning til de celler, der er seedet inde i halspulsmodellen. Derudover kan det bruges som et åbent kredsløb til at vaske ikke-klæbende partikler ud i slutningen af forsøgene og til at rengøre og vedligeholde systemet. Dette papir præsenterer protokoller for fremstilling af 3D-modeller af den menneskelige carotis bifurcation, design af perfusionssystemet og kortlægning af depositionen af målrettede partikler inde i modellerne.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
BEMÆRK: Denne protokol beskriver fremstillingen af en 3D-model af halspulsåren og kan anvendes til at generere enhver anden arterie af interesse ved blot at ændre de geometriske parametre.
1. Design og fremstilling af en 3D-bifurcation af den menneskelige halspulsåre model
- Vælg billeder fra patienter eller tidligere studerede geometrier af den menneskelige halspulsåren bifurcation, og skabe en computer-aided design model af formen, der skal udskrives.
BEMÆRK: Halspulsåren bifurcation har en indløb og to forretninger. Det er vigtigt at designe en 3D-skimmelramme omkring arterie- og midlertidig udskrivningsstøtter mellem rammen og arterieformen (Figur 2A-C). - Udskriv geometrierne ved hjælp af en 3D-printer. Skær den midlertidige udskrivning støtter, og bruge sandpapir til at polere og glatte forme, især i de områder, hvor understøtningerne blev skåret. Skyl den slebet model med isopropylalkohol for at fjerne plaststøvet, og lad det tørre helt i en kemisk hætte i 2-3 timer.
BEMÆRK: Her blev de trykte forme lavet af klar harpiks v4(Figur 2D,E). - For nemt at opløse plasten skal du sprøjte formene med gennemsigtig lak inde i en kemisk hætte og lade den lufttørre i 1 time. Gentag denne 3x.
BEMÆRK: Her blev der brugt 2X Ultra Cover Clear Spray, men enhver anden slags skal være egnet, så længe det ikke er trælak. Bekræft, at der ikke er udsat plast tilbage, fordi plasten kan reagere med silikonen og forhindre den i at størkne korrekt. Kvaliteten af den sprøjtede overflade vil bestemme kvaliteten af overfladen af den endelige silikonemodel. - Skær gennemsigtige rektangulære dias / strimler af glat plast af samme dimensioner som formen rammen, og lim dem ved hjælp af lak til rammen på alle sider og fra den ene side af rammen, således at det vil blive forseglet i bunden og åbne i toppen. Påfør lak ved hjælp af en pensel inde i en kemisk hætte, og lad diasene tørre helt i mindst 24 timer (Figur 2F).
- For at forberede silikonegummiblandingen tilsættes flydende silikone med dets hærdningsmiddel (masseforhold 1:10) i en plastplade og omrøres grundigt for at sikre fuldstændig blanding. Til carotismodellen tilsættes 54 g silikone og 6 g af dets hærdningsmiddel.
- Blandingen afkøles i 15 minutter ved 4 °C, og afgas den derefter i en vakuumdesikkator, indtil alle luftboblerne er elimineret. Placer formen i ekssikkatoren (med den åbne side vendt op), hæld langsomt silikoneblandingen i formen, og fjern igen luftboblerne, indtil blandingen er klar.
- Lad formen stå med silikonen natten over ved stuetemperatur (hvis det er muligt, lad den stå i ekssikkatoren uden vakuum). Hvis blandingen ikke er helt tørret, inkuberes den ved 60 °C i endnu et par timer.
- Når blandingen er helt tør, skal du fjerne de gennemsigtige dias og nedsænke modellen i absolut acetone i 48 timer i en kemisk hætte, indtil plasten er helt opløst. Fjern eventuelle plastikrester med en træpind. For at fordampe den acetone, der er fanget inde i modellen, skal den inkuberes ved 60 °C i mindst 4 dage før cellesåning.
2. Cellekultur og såning i modeller
- Forbered tre stik til halspulsmodellen: en til indløbet og to til udløbene (se Materialetabel). Steriliser modellen og stikkene ved ultraviolet bestråling i en biologisk hætte i 20 minutter.
- Modellerne belægges med 4 mL 100 μg/mL fibronectin (i 1x fosfatbufferet saltvand (PBS)) i 2 timer ved 37 °C eller natten over ved 4 °C. Indsprøjt fibronectinopløsningen i modellen gennem indløbet ved hjælp af en 5 eller 10 ml plastsprøjte. Fjern fibronectin gennem stikkontakten, og vask modellen med EC medium.
- Ophæng 2,5 × 106 celler/mL humane navlestrengsdræbende celler (HUVEC'er, passage < 6), og fyld modellen med 4 mL af celleaffjedringen ved hjælp af en 5 eller 10 mL plastsprøjte (Figur 3A). Modellen anbringes på en rotator inde i en inkubator (37 °C) med en hastighed på 1 omdrejningstal i 48 timer for at sikre homogen såning. Sørg for, at modellen er godt fastgjort til rotatoren (Figur 3B). Skift mediet efter 24 timer inde i en biologisk hætte, og vend tilbage til rotatoren inde i inkubatoren i yderligere 24 timer.
BEMÆRK: Efter 24 timer er cellerne seedet og kan afbildes ved hjælp af et mikroskop. - Fjern modellen fra rotatoren, og vask med 1x PBS ved hjælp af en 10 mL plastsprøjte. For at fikse cellerne skal cellerne inkuberes med 4 mL 4% paraformaldehyd (PFA) til modellen i 15 minutter inde i en kemisk hætte og derefter skylles 3x med PBS. Der tilsættes 4 mL PBS, og der opbevares ved 4 °C indtil forsøget(figur 3C). Plette cellerne inde i modellen ved hjælp af standard farvning protokoller(f.eks nukleare farvning med 4', 6-diamidino-2-phenylindole (DAPI), Figur 3D).
3. Perfusionssystemets design
- Perfusionssystemet har to indløb og to udløbsrør. Flet de to indløb i et enkelt 4 mm ID-rør og igen i to 6 mm ID-rør, der forbinder til den peristaltiske pumpe. Flet de to 6 mm ID-rør, der kommer ud af peristaltisk pumpe, sammen i et enkelt 4 mm rør, og tilslut det til en svingningsspjæld for at fjerne eventuelle svingninger fra pumpen. Brug en 250 mL smalmundet flaske med et tre-åbningslåg som spjæld.
- Tilslut en åbning til indløbet fra pumpen, luk den anden med en kork, der bruges til trykudluftning i nødsituationer, og udvid den tredje åbning (som er stikkontakten) til bunden af flasken.
- Tilslut spjældet til indløbet i den dyrkede halspulsåre model ved hjælp af stikkontakten slange. Flet de to afsætningsmuligheder af modellen til en slange, som vil være udløbet af systemet (Alle slanger er 4 mm ID).
- Split udløbsrøret til to udløbsrør (et til det lukkede kredsløb og det andet til affaldsbeholderen i det åbne kredsløb). Fastgør en plastklemme til hvert rør.
BEMÆRK: Kombinationen af åbne/lukkede klemmer afgør, om systemet er i en lukket eller åben kredsløbskonfiguration. Som vist i figur 1er systemet et lukket kredsløb , hvis klemmerne a og d er tætte, mens b og c er åbne; omvendt bringer systemet til at åbne kredsløb konfiguration. - Forbered tre beholdere: en, der kan rumme 300 mL væske (til lukket kredsløb) og to andre på 1 L hver: en til vask og den anden til affald (til åbent kredsløb).
4. Konfiguration af lukkede kredsløb: perfusionseksperiment og billeddannelse
- Der tilsættes 300 mL PBS til beholderen med lukket kredsløb, hvilket er tilstrækkeligt til at fylde hele systemet, herunder slangen og modellen. Placer et indløbsrør og et udløbsrør (åbne klemmer b og c) inde i beholderen.
- Fyld 1 L-vaskebeholderen med destilleret vand (til vask ved forsøgets afslutning), og lad den anden 1 L affaldsbeholder stå tom. De øvrige indløbs- og udløbsslanger (tæt klemmer a og d) anbringes i henholdsvis vaske- og affaldsbeholderne.
- Tag den faste cellekulturerede halspulsmodel ud af 4 °C-opbevaring, og tøm PBS. Tilslut halspulsårens indløb og udløb som beskrevet i trin 3.3-3.4. Lad ikke modellen være tør i lang tid. Når modellen er tilsluttet, skal du aktivere pumpen for at gennemgå væske.
- Placer halspulsmodellen under mikroskopet. Åbn slangen før indløbet og efter udløbet af halspulsmodellen. Sæt den peristaltiske pumpe til 10 omdrejninger i minuttet, og tænd den. Forøg hastigheden i intervaller på 5 omdrejninger i minuttet, hver 4-5 min. Sørg for, at der ikke er lækager.
- Ved 100 omdrejninger i minuttet, hvilket svarer til den maksimale strømningshastighed for den fysiologiske bølgeform af den menneskelige halspulsåre (~400 mL/min),tilsættes fluorescerende carboxylerede polystyrenpartikler (2 μm i en koncentration på 1,6 μg/mL) til 300 mL PBS i beholderen med lukket kredsløb. Billede regionen af interesse hver 10 s for 1,5 timer (stadig enkelt billeder eller video efter behov).
5. Konfiguration af åbne kredsløb: vasketrinnet
- Åbn klemmerne på vaske- og affaldsrørene i 1 L-beholderne (klemmer a og d), og luk straks klemmerne på både indløbs- og udløbsrørene i 300 mL-beholderen (klemmer b og c) for at ændre systemet fra en lukket til åben kredsløbskonfiguration.
- Lad det meste af vandet strømme fra vaskebeholderen til affaldsbeholderen ved 100 omdrejninger i minuttet. Før den overføres fuldstændigt, skal du trykke på stop på den peristaltiske pumpe og lukke rørklemmerne før indløbet og efter udløbet af halspulsmodellen.
- Brug de relevante filtre til at tage billeder af modellen i det område, der er af interesse, for at vise depositionen og vedhæftningen af partikler til cellerne. Afbryd halspulsmodellen. Tilsæt forsigtigt og langsomt 4 mL PBS med en 10 mL sprøjte gennem modellens indløb.
- Tilslut en "dummy model", (som også er en silikone gummi 3D halspulsiv model, der kun anvendes til vask, uden dyrkede celler) i stedet for halspulstiden model, og skyl systemet. Tilsæt yderligere 1 L vand, og vask systemet igen, indtil alt vandet er overført fra vaskebeholderen til affaldet. Sluk for den peristaltiske pumpe.
6. Dataindsamling og -analyse
- Anskaf en digital film af partikelaflejring i interesseregionen med de billeder, der er taget under eksperimentet, ved hjælp af en tilpasset softwarekode (se materialeoversigten).
- Til kortlægning af depositionen af partiklerne langs modellen fliser flere billeder til at dække det undersøgte område af interesse (Figur 4A, B).
BEMÆRK: Der kan skrives en tilpasset softwarekode for at kvantificere antallet af klæbende partikler på et sted af interesse (en eksempelfil er angivet som supplerende oplysninger)17.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Dette papir præsenterer en ny protokol til at kortlægge deposition af partikler inde i real-size 3D menneskelige arterie modeller, som kan give en ny platform for narkotika levering forskning. Ved hjælp af en 3D-printteknik blev en model af den menneskelige halspulsåre fremstillet (Figur 2). Modellen er fremstillet af silikonegummi og seedet med humane ECs (Figur 3). Det er vigtigt, at denne protokol gjorde det muligt at replikere fysiologiske forhold, især med hensyn til væskedynamik. Et perfusionssystem blev designet til at indgyde partikler til carotisbifurcation under konstant strømning i størrelsesordenen af den fysiologiske bølgeform, der er karakteristisk for halspulstiden. Figur 1 præsenterer perfusionssystemet, som består af peristaltisk pumpe, en svingningsspjæld, den dyrkede bifurcation model, slanger og væskebeholdere.
For at kortlægge depositionen og vedhæftningen af de perfunderede partikler blev arteriel model afbildet under et stereomikroskop, både i slutningen af eksperimentet og efter vask (trin 5.3). Billederne blev taget ved hjælp af 2x mål og flisebelagt sammen for at danne et helt billede af modellen. Derefter blev antallet af klæbende partikler beregnet ved hjælp af en tilpasset softwarekode. For at undersøge dannelsen af recirkuleringsmønsteret ved bifurcationen blev 10 μm fluorescerende glasperler infunderet i modellen. Figur 4A viser recirkuleringen, hvilket tyder på, at forholdene inde i modellen efterligner fysiologiske forhold.
For at kortlægge depositionen af partikler inde i modellen blev 2 μm fluorescerende carboxylerede PS-partikler infunderet, og deres vedhæftning til ECs blev afbildet (Figur 4B, C). Disse partikler klæbede forskelligt i forskellige regioner langs model-mere vedhæftning blev observeret ud af recirkuleringsområdet, hvor vægforskydningsbelastningen er høj. Disse resultater er tidligere blevet diskuteret for at vise, at vedhæftning af partikler er en funktion af modellens geometri, partikeloverfladeegenskaber og forskydningsbelastning17. Disse depositionskort er relativt enkle og kan hurtigt opnås til screening af lægemiddelbæreres affinitet og målretning under fysiologiske forhold i patientspecifikke modeller.
Figur 1: Perfusionssystemet. Et perfusionssystem blev designet til at gennemfør væsker under konstant flow. Den består af (1) en peristaltisk pumpe, (2) en svingningsdæmper, (3) den dyrkede 3D-arteriel model og tre glasbeholdere: to med en 1 L kapacitet (4 og 6) og en tredje, der kan rumme 300 mL væske (5). Systemet kan fungere i to konfigurationer: (i) et åbent kredsløb, hvor klemmer a+d er åbne og b+c er lukket, eller (ii) et lukket kredsløb, hvor klemmer a+d er lukket og b+c er åbne. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 2: Fabrikationsproces af en 3D-halspulsåre bifurcation model. (A-C) Human carotis bifurcation, formen rammen omkring arterien, og midlertidig udskrivning understøtter blev designet. (D, E) Geometrierne blev udskrevet ved hjælp af en 3D-printer. (F) De midlertidige trykstøtter blev skåret over, og modellen blev slebet og sprøjtet med lak. Derefter blev gennemsigtige rektangulære dias limet til rammen fra alle sider. Silikonegummi blev støbt, da limen var tør. Forkortelse: 3D = tredimensionel. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 3: Såning af EC'er i 3D-modeller af halspulsåren. Modellen blev dyrket med menneskelige ECs og fyldt med celle medium. (B) Den kultiverede model blev placeret på en rotator ved 37 °C i 48 timer (C) Billeder af de dyrkede ECs inde i 3D-modellen i brightfield og (D) med DAPI til nuklear farvning i blåt. Skalastænger = 10 μm. Forkortelser: ECs = endotelceller; DAPI = 4′,6-diamidino-2-phenylindole; 3D = tredimensionel. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 4: Perfusing og kortlægning af vedhæftning af partikler. (B) Depositionskort over de 2 μm fluorescerende carboxylerede PS-partikler (i rødt) inde i den 3D-dyrkede model. Skalabjælke = 2 mm. (C) Vedhæftning af partiklerne (i rødt) til de dyrkede ECs (i blå-DAPI) inde i modellen ved en 10x forstørrelse. Skalastang = 10 μm. Forkortelser: PS = polystyren; 3D = tredimensionel; ECs = endotelceller; DAPI = 4′,6-diamidino-2-phenylindole. Klik her for at se en større version af dette tal.
Supplerende oplysninger: Klik her for at downloade denne fil.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Nuværende tilgange til undersøgelse vaskulær målretning af partikler kommer til kort i replikation af fysiologiske forhold til stede i den menneskelige krop. Præsenteret her er en protokol til at fremstille 3D-rekonstruerede modeller af menneskelige arterier til at studere partikel målretning til ECs foring arterien under fysiologiske flow anvendes ved hjælp af en tilpasset perfusion system. Når du vælger materialet til 3D-udskrivning, er det bedst at bruge en klar plast for at undgå pigmentoverførsel til silikonemodellen, som skal være så gennemsigtig som muligt. Derudover er det vigtigt at vælge et materiale, der ikke opløses i acetone, men i stedet bliver blødt og skørt og efterfølgende let kan fjernes fra modellen.
De præsenterede 3D-modeller er lavet af silikonegummi, en gennemsigtig silikone, blandet med dets hærdningsmiddel. Det er vigtigt at sikre, at blandingen altid er ved stuetemperatur eller under, ellers vil krydsfeltet mellem silikonen og hærdningsmidlet begynde før afgasningen og støbningen på formene. Selvom polydimethylsiloxan også kan bruges til at fremstille sådanne modeller (1:10-forhold med sin crosslinker), er silikonegummi mere holdbart. Efter at modellen i acetone er nedsænket i at opløse plasten, er det vigtigt at inkubere den ved 60 °C i mindst 4 dage for at sikre fuld fordampning af acetonerester. Hvis nogen acetone forbliver fanget inde i modellen, vil cellerne ikke vokse ordentligt. Ændring af mediet efter 24 timer og fiksering af cellerne efter 48 timer er de to trin, der involverer manuel injektion af væske ved hjælp af en 10 mL sprøjte. Det er derfor vigtigt at gennemgå langsomt, ellers kan cellerne blive vasket ud.
Perfusionssystemet har to indløb og to udløbsrør. Hvert rør har en plastrør klemme til flow kontrol. Det meste af slangesystemet består af 4 mm slange med inderdrejningsrør (ID), bortset fra rør, der er fastspændt i pumpen, som er 6 mm ID-rør. Id'et for de rør, der er fastspændt i pumpen, bestemmer den maksimale strømningshastighed, der kan opnås i systemet. Dette perfusionssystem kan også generere en pulsatile bølgeform ved at overlejre svingninger på den konstante gennemsnitlige strøm17 ved at forbinde spjældets udløb til en oscillatorsamling, som overlejrer den oscillatoriske del af en ønsket bølgeform på den konstante strømningshastighed, der produceres af peristaltisk pumpe. Denne konfiguration muliggør drift under oscillatorstrøm eller under konstante strømningsforhold, når oscillatoren er slukket.
I dette papir, perfusionssystemet blev tilpasset baseret på eksperimenter med 3D menneskelige halspulsåren bifurcation. Derfor, hvis andre arterielle modeller eller andre slanger anvendes, kan mængden af væsker og strømningshastighed kræve justeringer. I sådanne tilfælde skal systemet og strømningshastigheden kalibreres, samtidig med at der ikke sikres nogen celleafmontering fra modelvæggene. Det er meget vigtigt gradvist at øge strømningshastigheden i den peristaltiske pumpe for at garantere, at cellerne ikke vaskes væk med strømmen. Desuden er det afgørende at sikre, at hele systemet, herunder slangen, modellen samt beholderen er fyldt med væsker(f.eks.i dette tilfælde var det fyldt med et samlet volumen på 300 mL væske). Derudover skal systemet før og efter hvert forsøg vaskes med destilleret vand i en åben kredsløbskonfiguration.
Blod kan også perfunderes i modellerne ved hjælp af perfusionssystemet17. I dette tilfælde skal der udvises ekstra forsigtighed for at forhindre lækage, især hvis der anvendes humant blod. Desuden er vasketrinnet afgørende, da blegemiddel skal perfunderes i slutningen af forsøget for at sikre fuld vask ud af blodet. Efter blegemidlet skal vandet perfunderes som nævnt i protokollen. Det er vigtigt at bemærke, at der i dette papir blev anvendt carboxylerede PS-partikler, som har en ensartet sammensætning og en smal størrelsesfordeling. Desuden klæber disse partikler primært til cellerne gennem elektrostatiske interaktioner. Der kan dog anvendes andre nanocarriere af lægemidler, og specifik målretning bør også undersøges med ligand-mærkede partikler, f.eks.
Derudover blev EC'erne i denne protokol fastsat, før modellerne blev forbundet med perfusionssystemet og injektionen af partiklerne. Vedhæftningen af partikler til faste celler repræsenterer det første trin i bindingsprocessen, og derfor skal der udføres forsøg med levende celler, hvor internalisering af partikler kan forekomme i senere faser af vedhæftningsprocessen. Denne protokol kan bruges til at fremstille 3D-arterielle modeller til undersøgelse af lægemiddelbærere under fysiologiske forhold. Den skitserede tilgang kan hjælpe med at studere levering af agenser under patientspecifikke tilstande.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne erklærer ingen interessekonflikter.
Acknowledgments
Dette arbejde blev støttet af Israel Science Foundation (ISF tilskud # 902/18). Maria Khourys stipendium blev støttet af Baroness Ariane de Rothschild Women Ph.d.-programmet.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 3D printer | FormLabs | PKG-F2-REFURB | |
| Acetone, absolute (AR grade) | |||
| Connectors | Nordson Medical | FTLL013-1 | Female Luer |
| FTLL230-1 | Female Luer | ||
| FTLL360-1 | Female Luer | ||
| LP4-1 | Male Luer Integral Lock | ||
| Damper | Thermo-Fisher Scientific | DS2127-0250 | Nalgene Polycarbonate, Validation Bottle |
| Damper Cover | Thermo-Fisher Scientific | 2162-0531 | Nalgene Filling/Venting Closures |
| Elastosil Elastosil RT 601 A | Wacker | 60003805 | |
| Elastosil RT 601 B | Wacker | 60003817 | The crosslinker |
| Endothelial Cell Media | ScienCell | 1001 | |
| Fibrontectin | Sigma Aldrich | F0895-5mg | |
| HUVEC | Lonza | CC-2519 | |
| Isopropyl alcohol, AR grade 99.5% | Remove plastic dust from the sanded model | ||
| Lacquer | Rust-Oleum | 2X-Ultra cover Gloss Clear | |
| Matlab | Mathworks | https://www.mathworks.com/products/matlab.html | |
| Microscope | Nikon | SMZ25 | |
| Microscope Camera | Nikon | DS-Qi2 | |
| Peristaltic pump | Watson Marlow | 530U IP31 | With 2 pumpheads: 313D |
| Plastic tube clamp | Quickun | 1-2240-stopvalve-2pcs | |
| Polystyrene Particles | Thermo-Fisher Scientific | F8827 | Diameter = 2 µm |
| Printer resin | FormLabs | RS-F2-GPCL-04 | |
| Rotator | ELMI Ltd. | Intelli-Mixer RM-2 | |
| Solidworks | SolidWorks Corp., Dassault Systèmes | https://www.solidworks.com/ | |
| Tubing | Watson Marlow | 933.0064.016 | Tubing for the pump: 6.4 mm ID |
| All the other tubing: Silicon tubing: 4 mm ID | |||
References
- Chiu, J. J., et al. Analysis of the effect of disturbed flow on monocytic adhesion to endothelial cells. Journal of Biomechanics. 36 (12), 1883-1895 (2003).
- Martorell, J., et al. Extent of flow recirculation governs expression of atherosclerotic and thrombotic biomarkers in arterial bifurcations. Cardiovascular Research. 103 (1), 37-46 (2014).
- Karino, T., Goldsmith, H. L. Flow behaviour of blood cells and rigid spheres in an annular vortex. Philosophical transactions of the Royal Society of London. Series B, Biological. 279 (967), 413-445 (1977).
- Goldsmith, H. L., Karino, T. Platelets in a region of disturbed flow. Transactions - American Society for Artificial Internal Organs. 23, 632-638 (1977).
- Farcas, M. A., Rouleau, L., Fraser, R., Leask, R. L. The development of 3-D, in vitro, endothelial culture models for the study of coronary artery disease. Biomedical Engineering Online. 8, 30 (2009).
- Peng, B., et al. Modeling nanoparticle targeting to a vascular surface in shear flow through diffusive particle dynamics. Nanoscale Research Letters. 10 (1), 942 (2015).
- Shah, S., Liu, Y., Hu, W., Gao, J. Modeling particle shape-dependent dynamics in nanomedicine. Journal of Nanoscience and Nanotechnology. 11 (2), 919-928 (2011).
- Hossain, S. S., Hughes, T. J., Decuzzi, P. Vascular deposition patterns for nanoparticles in an inflamed patient-specific arterial tree. Biomechanics and Modeling in Mechanobiology. 13 (3), 585-597 (2014).
- Charoenphol, P., Huang, R. B., Eniola-Adefeso, O. Potential role of size and hemodynamics in the efficacy of vascular-targeted spherical drug carriers. Biomaterials. 31 (6), 1392-1402 (2010).
- Ta, H. T., Truong, N. P., Whittaker, A. K., Davis, T. P., Peter, K. The effects of particle size, shape, density and flow characteristics on particle margination to vascular walls in cardiovascular diseases. Expert Opinion on Drug Delivery. 15 (1), 33-45 (2018).
- Cooley, M., et al. Influence of particle size and shape on their margination and wall-adhesion: implications in drug delivery vehicle design across nano-to-micro scale. Nanoscale. 10 (32), 15350-15364 (2018).
- Jiang, X. Y., et al. Quantum dot interactions and flow effects in angiogenic zebrafish (Danio rerio) vessels and human endothelial cells. Nanomedicine: Nanotechnology, Biology, and Medicine. 13 (3), 999-1010 (2017).
- Zarins, C. K., et al. Carotid bifurcation atherosclerosis. Quantitative correlation of plaque localization with flow velocity profiles and wall shear stress. Circulation Research. 53 (4), 502-514 (1983).
- Chien, S. Effects of disturbed flow on endothelial cells. Annals of Biomedical Engineering. 36 (4), 554-562 (2008).
- Malek, A. M., Alper, S. L., Izumo, S. Hemodynamic shear stress and its role in atherosclerosis. JAMA. 282 (21), 2035-2042 (1999).
- Glagov, S., Zarins, C., Giddens, D. P., Ku, D. N. Hemodynamics and atherosclerosis. Insights and perspectives gained from studies of human arteries. Archives of Pathology & Laboratory Medicine. 112 (10), 1018-1031 (1988).
- Khoury, M., Epshtein, M., Zidan, H., Zukerman, H., Korin, N. Mapping deposition of particles in reconstructed models of human arteries. Journal of Controlled Release. 318, 78-85 (2020).
