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JoVE Journal Bioengineering
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Bioengineering

Vascularized microfluidic multimateriali per l'ingegneria dei tessuti e Organoids

Published: August 11, 2017 doi: 10.3791/55957
Automatic Translation
*1, *1,2, 1,3
1Division of Engineering in Medicine, Department of Medicine, Brigham and Women's Hospital, Harvard Medical School, 2Department of Plastic and Reconstructive Surgery, Renji Hospital, Shanghai Jiao Tong University School of Medicine, 3Division of Pharmacology, Utrecht Institute for Pharmaceutical Sciences, Utrecht University
* These authors contributed equally

Summary

Forniamo un protocollo generalizzato basato su una strategia di multimateriali microfluidici per un letto vascolare di microfibrous, dove un tipo di cellula secondaria potrebbe essere ulteriormente seminato nello spazio interstiziale di questa struttura di microfibrous per generare organoids e tessuti vascolarizzati di ingegneria.

Abstract

Vascularized del tessuto di ingegneria costruisce e organoids è stato storicamente impegnativo. Qui descriviamo un nuovo metodo basato su microfluidici multimateriali per generare un'impalcatura con interlacciamento idrogel microfibre di multistrato. Per raggiungere liscia multimateriali, contenente una formulazione bioink composito estrusa dal flusso di anima e la soluzione di reticolazione trasportato dal flusso di guaina, una testina di stampa per la microfluidica core-guaina è stato progettato e montato sulla bioprinter. Mescolando la gelatina methacryloyl (GelMA) con alginato, selezionare un polisaccaride che subisce la reticolazione istantanea ionico in presenza di ioni bivalenti, seguiti da un photocrosslinking secondario del componente GelMA di ottenere stabilizzazione permanente, un'impalcatura di microfibrous poteva essere ottenuta usando questa strategia multimateriali. D'importanza, le cellule endoteliali incapsulate all'interno delle microfibre bioprinted possono formare il lume-come le strutture che assomiglia al sistema vascolare nel corso di cultura per 16 giorni. L'impalcatura endotelizzati microfibrous può essere ulteriormente utilizzato come un letto vascolare per costruire un tessuto vascolarizzato attraverso successive semina del tipo cella secondaria nello spazio interstiziale delle microfibre. Microfluidica multimateriali fornisce una strategia generalizzata in conveniente ingegneria dei tessuti vascolarizzati in alta fedeltà.

Introduction

Obiettivi ingegneria del tessuto per generare sostituti del tessuto funzionale che possono essere utilizzati per sostituire, ripristinare o aumentare quelli feriti o malati nel corpo umano1,2,3,4, spesso attraverso una combinazione di tipi di cella desiderata, molecole bioattive5,6e biomateriali7,8,9,10. Più recentemente, tecnologie di ingegneria del tessuto inoltre sono state sempre più adottate per generare in vitro del tessuto e dell'organo modelli che simulano le funzioni importanti delle loro controparti in vivo , per applicazioni quali lo sviluppo di farmaci, in sostituzione del convenzionale cella planare troppo semplificata culture11,12,13,14,15,16,17,18,19. In entrambe le situazioni, la capacità di ricapitolare la microarchitettura complesso e la struttura gerarchica dei tessuti umani è fondamentale per l'attivazione di funzionalità dei tessuti ingegnerizzati10, e in particolare, ci sono modi per integrare una rete vascolare nei tessuti ingegnerizzati sono della domanda poiché vascolarizzazione presenta una delle più grandi sfide per il campo20,21,22,23.

Ad oggi, una varietà di approcci sono stati sviluppati a questo proposito nel tentativo di costruire strutture di vaso sanguigno in costrutti di tessuto ingegnerizzato con vari gradi di successo8. Ad esempio, auto-assemblaggio delle cellule endoteliali che consente per la generazione di reti microvascolare24; consegna di fattori di crescita angiogenici induce neovascolarizzazione sostenuta25,26; uso di cellule progenitrici vascolari e periciti facilita la crescita delle cellule endoteliali e Assemblea24,27; progettazione di scaffold proprietà consente una modulazione precisa della vascolarizzazione28,29; e cella foglio tecnologia consente la manipolazione conveniente di stratificazione vascolare30. Tuttavia, queste strategie non conferire la possibilità di controllare la campitura spaziale del sistema vascolare, conducente spesso alla distribuzione casuale dei vasi sanguigni all'interno di un costrutto di tessuto ingegnerizzato e così limitata riproducibilità. Durante questi ultimi anni multimateriali sono emerso come una classe di tecnologie verso la soluzione di una tale sfida, grazie alla loro versatilità senza pari di modelli complessi tessuto ad alta fedeltà e riproducibilità di deposito in un modo automatico o semi-automatico31,32,33. Multimateriali sacrificale34,35,36,37,38, embedded multimateriali39,40,41e struttura cava multimateriali/biofabrication42,43,44,45,46,47,48,49,50,51,52,53 hanno tutti dimostrato la fattibilità di generazione dei tessuti vascolari o vascularized.

In alternativa, una strategia di multimateriali microfluidici per fabbricare microfibrous ponteggi sono state recentemente sviluppate, dove un bioink ibrido composto di alginato e gelatina methacryloyl (GelMA) è stato consegnato attraverso il nucleo di una testina di stampa concentrico e una soluzione di cloruro di calcio (CaCl2) è stato trasportato attraverso il flusso di guaina esterna della testina di stampa54,55. La co-estrusione dei due flussi di permesso per reticolazione fisica immediata del componente alginato per consentire la formazione in microfibra, mentre photocrosslinking successivi assicurata stabilizzazione permanente dell'impalcatura multistrato microfibrous. Di nota, cellule endoteliali incapsulate all'interno delle microfibre di bioprinted sono state trovate a proliferare e migrare verso le periferie delle microfibre assumendo lumen-come le strutture che ha imitato il letto vascolare54,55. Questi bioprinted, endotelizzati letti vascolari potrebbero essere successivamente popolati con desiderato tipi di cella secondaria ulteriormente costruire tessuti vascolarizzati55. Questo protocollo fornisce così una procedura dettagliata di tale microfluidici multimateriali strategia attivata dal design ugello concentrici, che assicura conveniente fabbricazione di tessuti vascolarizzati per potenziali applicazioni in ingegneria tissutale e modellazione organoid.

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Protocol

I cardiomiociti neonatali del ratto utilizzati nel presente protocollo sono stati isolati dai ratti Sprague-Dawley 2-giorno-vecchio seguendo una procedura consolidata56 approvato dal comitato di utilizzo presso il Brigham and Women Hospital e istituzionali Animal Care.

1. strumentazione del Bioprinter

  1. Inserire un ago più piccolo (ad es., 27 G, 1 pollice) come il nucleo nel centro di un ago più grande (ad es., 18 G, ½ pollice) come la guaina per costruire il doppio strato, microfluidica concentrici della testina di stampa; Assicurarsi che l'ago di nucleo è che sporge leggermente (~ 1 mm) più lungo il guscio esterno (Figura 1A). L'allineamento viene in genere regolata manualmente, ma se necessari distanziali di dimensioni appropriate possono essere temporaneamente spiaccicati tra gli aghi interno/esterno sia sulla punta e ai lati del barilotto per assistere allineamento concentrico. Sigillare la giunzione delle canne con colla a resina epossidica e rimuovere i distanziali di allineamento dal lato di punta, quando applicabile.
  2. Inserire un altro ago (23G) nella canna dell'ago centrale in direzione inversa.  Quindi generare un foro lateralmente alla canna dell'ago esterno e inserire un connettore metallico delle corrispondenti dimensioni nel foro, seguito da chiusura con colla a resina epossidica.
  3. Collegare le insenature della testina di stampa ad una pompa di doppio canale siringa per l'iniezione del bioink e la soluzione di reticolazione, singolarmente, attraverso due tubi in PVC. Montare l'estrusore sulla testa di un bioprinter utilizzando un supporto di plastica fatto di poly(methyl methacrylate) (PMMA).
    Nota: Bioprinter selezione dipende dalla disponibilità. Nel nostro caso, abbiamo testato con successo questa installazione su diversi bioprinters disponibili in commercio. Tuttavia, qualsiasi bioprinter che dispone di un tavolino motorizzato di x-y-z dovrebbe, in linea di principio, abilitare l'integrazione di questa testina di stampa di microfluidica.

2. multimateriali il letto vascolare Microfibrous

  1. Rendere il bioink usando una miscela di alginato (4 w/v%, bassa viscosità), gelatina methacryloyl (GelMA, w/v% 1-2)57,58e fotoiniziatore Irgacure 2959 (0,2 - 0,5 wt.%) disciolto in 25 mM 2-[4-(2-hydroxyethyl) piperazin-1-yl] etano acido solfonico (tampone HEPES, pH 7.4) contenente 10 vol.% siero bovino fetale (FBS).
  2. Rendono una soluzione 0.3 M CaCl2 in tampone HEPES contenente 10 vol.% FBS come fluido vettore reticolazione.
  3. Immediatamente prima di multimateriali, dissociare le cellule endoteliali di vena ombelicale umana (HUVECs) dai palloni mediante trattamento di 0.05 w/v% tripsina per 5-10 min e risospendere le cellule in bioink ad una concentrazione di 5-10 × 106 cellule/mL. Pipettare lentamente da 5 a 10 volte la sospensione per garantire una distribuzione omogenea.
  4. Avviare l'iniezione del fluido bioink/reticolazione utilizzando una pompa a siringa a doppio canale alle stesse tariffe del flusso da 5 µ l/mL. I flussi possono correre continuamente per fino a 1 min fino a quando non si stabilizzano. Successivamente, avviare il movimento della testina di stampa controllando il bioprinter ad una velocità di deposizione di circa 4 mm/s (Figura 1B). Queste velocità possono bisogno di fine tuning con ogni nuova impostazione per garantire ottimale multimateriali. Il processo di multimateriali solitamente viene condotto a temperatura ambiente (21-25 ° C) ma questa temperatura può essere alterata. Il processo di multimateriali dovrebbe consentire veloce ionico gelificazione del componente alginato e deposizione di un ponteggio microfibrous (Figura 1B).
  5. Dopo il patibolo è bioprinted, è possibile raggiungere gelificazione chimica di ulteriore photocrosslinking il componente GelMA, a circa 5-10 mW/cm2 di luce UV (360-480 nm) per 20-30 s (Figura 1C).
  6. Seguito multimateriali e reticolazione, sciacquare delicatamente il patibolo con tampone fosfato salino (PBS) per rimuovere l' eccesso di CaCl2. Cultura il patibolo HUVECs-carichi microfibrous nel mezzo di crescita delle cellule endoteliali (EGM) in un incubatore a 37 ° C e 5 vol.% CO2 per fino a 16 giorni con il mezzo ha cambiato almeno ogni 2 giorni. Monitorare le morfologie di HUVECs sotto un microscopio durante il periodo di coltura.

3. costruire i tessuti vascolarizzati

  1. Una volta che il HUVECs sono migrati verso le periferie delle microfibre in patibolo per formare il lume-come le strutture (Figura 1D), recuperare il patibolo e inserirlo delicatamente sulla superficie di una superficie idrofoba (ad esempio, una lastra di polymethylsiloxane [PDMS]). Utilizzare un pezzo di carta da filtro sterile per rimuovere accuratamente tutti i media da spazio interstiziale dell'impalcatura con forza capillare.
  2. Immediatamente aggiungere una goccia (circa 20-40 µ l) di sospensione di un tipo di cellula secondaria (ad es., cardiomiociti) in mezzo ad una densità di 1-10 × 106 cellule/mL in cima l'impalcatura, che deve infiltrarsi l'intero spazio interstiziale dell'impalcatura (Figura 1E). Incubare tale configurazione in un'incubatrice (37 ° C, 5 vol.% CO2, 95% di umidità relativa) per 0,5 - 2 h per consentire alle cellule di aderire sulle microfibre individuali. Monitorare la dimensione delle gocce durante il periodo che nessun notevole evaporazione sia rispettato.
  3. Lavare delicatamente i ponteggi agitando in un bagno di PBS per rimuovere eventuali cellule non aderenti e la cultura il costrutto in mezzo rilevante fino a formare il tessuto vascolarizzato desiderato.

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Representative Results

La strategia di multimateriali microfluidici consente per estrusione diretta multimateriali di ponteggi di microfibrous utilizzando bassa viscosità bioinks54,55. Come illustrato nella Figura 2A, un'impalcatura con una dimensione di 6 × 6 × 6 mm3 contenente > 30 strati di microfibre potrebbero essere bioprinted entro 10 min. La reticolazione immediata ionica del componente alginato con CaCl2 ammessi per eccellente integrità strutturale durante il processo di multimateriali mentre le successive photocrosslinking fisica del componente GelMA assicurato la stabilità a lungo termine dell'impalcatura microfibrous bioprinted, come indicato nella vista dall'alto e vista laterale indicato nelle figure 2B e 2C. Le microfibre ottenute in questo caso, le condizioni di multimateriali specificati nel protocollo, sono stati circa 100-150 µm di diametro, che sarebbe leggermente aumento straordinario con gonfiore.

Il processo di multimateriali, tra cui l'estrusione di microfluidica della bioink, la reticolazione ionica e il photocrosslinking, non ha colpito significativamente l'attuabilità del HUVECs incapsulato. Le cellule potrebbero mantenere una vitalità relativamente alta di > 80% dopo il completamento di tutte queste procedure (Figura 2D). Come segnalato precedenti54,55, il HUVECs potrebbe gradualmente proliferano e migrano in microfibre dalla distribuzione inizialmente casuale al giorno 0 (Figura 2E) verso le periferie delle microfibre di assumere lumen-come le strutture a giorno 16 post-multimateriali nella cultura (Figura 2F). Tale comportamento osservato per il HUVECs era probabilmente dovuto la tendenza basati su interfaccia intrinseca delle cellule endoteliali, nonché una maggiore disponibilità di sostanze nutritive e ossigeno che circonda le microfibre rispetto nei loro interni55,59.

Il patibolo di microfibrous può funzionare anche come una piattaforma stand-alone per l'ingegneria tissutale. Usando il tessuto del miocardio come un esempio, cardiomiociti neonatali del ratto sono stati seminati su spazio interstiziale di un'impalcatura di bioprinted ad una densità di 5 × 106 cellule/mL e coltivati in di Dulbecco per volta Eagle Medium (DMEM) completati con 10 vol.% FBS. Il mezzo è stato cambiato ogni giorno nei primi 2-3 giorni fino a quando i cardiomiociti ha iniziato a battere, dopo di che solo ½ medio era scambiato ogni 2-3 giorni55,60,61,62. Le cellule potrebbero mantenere la loro spontanea e sincronizzato battendo fino a 9-28 giorni a seconda della fonte di cellule e la configurazione dei ponteggi55. Cardiomyocytes maturo sul patibolo inoltre ha mostrato la forte espressione di biomarcatori cardiaci funzionali come illustrato nelle immagini fluorescenza confocale in Figura 3, tra cui sarcomeriche α-actinina (Figura 3B) e connexin-43 (Figura 3C).

Combinando le cellule endoteliali e il tipo di cella secondaria, un tessuto vascolarizzato poteva essere costruito ulteriormente. Ancora una volta, utilizzando miocardio come esempio, dopo il letto vascolare ha formato in un'impalcatura di microfibrous di bioprinted dopo circa 16 giorni di cultura, cardiomiociti neonatali del ratto sono state successivamente seminati nello spazio interstiziale dell'impalcatura. Dopo coltura e la maturazione in un supporto comune composto di razione di 1:1 in volume di EGM:DMDM, un tessuto miocardico endotelizzato potrebbe essersi formato esibendo pestaggio spontanea e sincrono55. Immagini di fluorescenza confocale piano singolo nella Figura 4 ulteriormente hanno rivelato la coesistenza di entrambi i tipi di cella, con il HUVECs presente principalmente nei confini delle microfibre (Figura 4B) e i cardiomiociti che circondano gli esterni delle microfibre (Figura 4C).

Figure 1
Figura 1 : La strategia di multimateriali microfluidici per la generazione di tessuto vascolarizzato costruisce.
(A) Il design della testina di stampa coassiale core-guaina per co-estrusione della bioink composito e il CaCl2. (B-E) Costruire schemi mostrando la procedura di fabbricazione di un tessuto vascolarizzato. Questa figura è stata modificata con il permesso dal Rif.55. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 2
Figura 2 : Multimateriali il letto vascolare Microfibrous.
(A) fotografare mostrando un'impalcatura di 30 strati microfibrous bioprinted. (B, C) Viste superiore e laterale di micrografie mostrando un'impalcatura di bioprinted. (D) redditività di HUVECs carichi in un'impalcatura di microfibrous di bioprinted. Verde e rosso indicano le cellule vivi e morte, rispettivamente. (E, F) Micrografie di fluorescenza mostrando l'organizzazione della proteina di fluorescenza (neon) verde (GFP)-HUVECs nelle microfibre di bioprinted al giorno 0 e giorno 16 post multimateriali, rispettivamente. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 3
Figura 3 : Crescita successiva di cardiomiociti sul patibolo di Microfibrous Bioprinted.
Micrografie di fluorescenza mostrando i nuclei (A) , (B) sarcomeriche α-actinina, connexin-43 (C) e (D) sovrapposizione. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 4
Figura 4 : Costruzione di tessuto miocardico Endotelizzato.
Micrografie di fluorescenza mostrando i nuclei (A) , (B) GFP-HUVECs, (C) f-actina di HUVECs e cardiomiociti e (D) sovrapposizione. Inserto in D Mostra un'immagine inferiore-ingrandimento del tessuto miocardico endotelizzato. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Set di dati supplementari.
Un campione di G-codice file per multimateriali un 6 × 6 reticolo quadrato in2 mm con 220 µm spaziatura tra le microfibre adiacente.

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Discussion

Costruzione della testina di stampa co-axial rappresenta un passo fondamentale verso il successo microfluidici multimateriali per consentire per la consegna simultanea di entrambe le bioink dal nucleo e l'agente di reticolazione dalla guaina. Mentre in questo protocollo un testina di stampa di esempio è stato creato utilizzando un ago da 27G come il nucleo e un ago da 18G come la shell, può essere facilmente estesa ad una varietà di combinazioni con diverse dimensioni di aghi. Tuttavia, l'alterazione nelle dimensioni dell'ago, che provoca la variazione della quantità di flusso trasportato in ogni fase, richiederà ulteriore ottimizzazione delle portate di sia la bioink e l'agente di reticolazione (regolabile tramite due pompe a siringa invece di un doppio canale) e potenzialmente anche la velocità di deposizione sostenute dal bioprinter.

La combinazione dei parametri (ago dimensioni, portate e velocità di deposizione) nel protocollo attuale ha condotto per le microfibre di bioprinted con un diametro di circa 120 µm immediatamente dopo la deposizione, che sarebbe si gonfiano fino a circa 150 µm dopo l'equilibratura in media55. Una tale dimensione è uguale allo spessore dello strato dei costrutti bioprinted anche all'incirca come non c'era nessuno spazio tra gli strati delle microfibre. Il diametro delle microfibre bioprinted è una funzione di tutti i tre parametri54,63; la dimensione dell'ago nucleo della testina di stampa e la portata della bioink sono correlati positivamente con il diametro delle microfibre, considerando che la dimensione dell'ago guaina, la portata dell'agente di reticolazione e la velocità di deposizione sono correlati negativamente con il diametro delle microfibre. Il controllo sopra il movimento della testina di stampa e/o il tavolino motorizzato consentirebbe di deposizione di ponteggi di microfibrous di strutture arbitrario54,55.

Inoltre, la formulazione del bioink può cambiare il profilo del multimateriali pure. Ad esempio, la quantità di alginato e GelMA può essere leggermente modulata secondo specifiche applicazioni, ed è possibile ulteriori materiali si fondono con il bioink, come il polietilene glicole-tetracrilato (PEGTA) che aumenta la meccanica delle microfibre bioprinted40. La reticolazione UV determina anche le proprietà meccaniche del centro delle microfibre di bioprinted, che possono ulteriormente influire sul comportamento delle cellule endoteliali incorporato54. I parametri riportati in questo protocollo è stato ottimizzato per HUVECs. Tuttavia, si prevede che, per ogni diverso tipo di cellule endoteliali i parametri di reticolazione dovrà essere ri-ottimizzato per realizzare formazione lumen nelle microfibre.

Per un tipo di cellula secondaria sul letto vascolare bioprinted del seme, è necessario posizionare l'impalcatura su un pezzo di superficie idrofoba e garantire che la maggior parte delle medie nello spazio interstiziale dell'impalcatura viene rimosso. Ciò consentirà l'infiltrazione immediata della sospensione delle cellule nella struttura microfibrous con la gocciolina autoportante e incapsulare l'impalcatura durante il corso della semina, massimizzando il numero delle cellule allegate sulla superficie delle microfibre. Anche se relativamente alta densità di cardiomiociti a 5 × 106 cellule/mL è stata utilizzata per la costruzione di tessuto del miocardio nel protocollo attuale, tale densità può essere arbitrariamente sintonizzato per abbinare tipi specifici del tessuto. È inoltre fondamentale per mantenere un ambiente umidificato, che può essere realizzato compilando acqua sterile o PBS nelle vicinanze dell'impalcatura (cioè, in pozzi circostanti o lo spazio che circonda la lastra PDMS), assicurando che la piccola quantità di terreno per la semina non evapora durante il periodo di semina.

In sintesi, abbiamo fornito un protocollo dettagliato di microfluidica multimateriali per conveniente fabbricazione di tessuti vascolarizzati. In questa strategia, una testina di stampa core-guaina co-axial è possibile abilitare estrusione simultanea di un ibrido bioink dall'agente core e reticolazione dalla guaina. Al momento di co-estrusione, il bioink subisce immediatamente reticolazione fisica per il relativo componente di alginato formando un'impalcatura di microfibrous a strati come programmato dal movimento della bioprinter, mentre l'intero costrutto è ulteriormente chimicamente photocrosslinked affinché il componente GelMA di stabilità a lungo termine. Cellule endoteliali incapsulate nelle microfibre durante il processo di multimateriali possono proliferare e migrare verso le periferie assumendo lumen-come le strutture, trasformando il patibolo in un letto vascolare. Da semina un tipo di cellula secondaria, un costrutto vascularized del tessuto può essere generato successivamente. Questa strategia di multimateriali microfluidica è unica e può essere convenientemente esteso a una varietà di tipi di tessuti quali fegato, muscolo scheletrico, e tumori oltre il miocardio illustrato nel protocollo attuale, di razionale combinazione dei tipi di cella desiderata e appositamente progettato i modelli di ponteggi di microfibrous la bioprinted. I costrutti vascularized del tessuto producerat con tale metodo possono essere utilizzati per la rigenerazione tissutale in vivo o per la modellazione in vitro del tessuto.

Ci sono diverse limitazioni associati alla microfluidica multimateriali strategia descritta in questo protocollo. In primo luogo, il diametro delle microfibre di bioprinted è limitato a pochi centinaia micrometri a causa della barriera di diffusione della matrice idrogel per la soluzione di CaCl2 a efficientemente reticolare il componente di alginato nel nucleo. Densità di reticolazione fisica troppo basso renderebbe instabile la struttura multistrato. In secondo luogo, l'agente di reticolazione fisica della soluzione di CaCl2 può esercitare effetti negativi su alcuni tipi di cellule endoteliali che sono più fragili di HUVECs, quali le cellule progenitrici endoteliali. La fattibilità dell'utilizzo di tale metodo multimateriali per una più ampia varietà di tipi di cellule endoteliali può richiedere ulteriori indagini. In terzo luogo, mentre le cellule endoteliali possono formare lumen-come le strutture all'interno le microfibre, i nuclei di queste microfibre non sono vuoti per consentire di aspersione. Pertanto, le sostanze nutrienti e l'ossigeno sono ancora forniti principalmente attraverso lo spazio interstiziale nei ponteggi di bioprinted. L'adattamento dei materiali sacrificale come la componente photocrosslinkable del bioink64 può risolvere questo problema nelle versioni future della tecnologia. In alternativa, costruisce bioprinted cava microfibrous strutture42,43,65,66,67,68 può essere utilizzato come letto vascolare per garantire diretta aspersione del tessuto vascolarizzato. Ultima, multimateriali dei tessuti clinica dimensioni ancora possono essere impegnativo, che può probabilmente essere affrontate incorporando design di microfluidica allinearono le testine di stampa69 per raggiungere multimateriali scala espansa ad alta velocità di trasmissione.

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Disclosures

Gli autori dichiarano di non avere nessun concorrenti interessi finanziari.

Acknowledgments

Gli autori riconoscono il National Cancer Institute della istituti nazionali di salute via indipendenza Award (K99CA201603).

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Alginic acid sodium salt from brown algae Sigma-Aldrich A0682 BioReagent, plant cell culture tested, low viscosity, powder
Gelatin type A from porcine skin Sigma-Aldrich G2500 Gel strength 300
Irgacure 2959 (2-Hydroxy-4'-(2-hydroxyethoxy)-2-methylpropiophenone) Sigma-Aldrich 410896 98%
HEPES buffer Sigma-Aldrich H0887 1 M, pH 7.0 - 7.6, sterile-filtered, BioReagent, suitable for cell culture
Fetal bovine serum  Thermo Fisher Scientific 10438026 Qualified, heat-inactivated, USDA-approved regions
Calcium chloride dihydrate Sigma-Aldrich C5080 BioXtra, ≥99.0%
Phosphate buffered saline Thermo Fisher Scientific 10010023 pH 7.4
Human umbilical vein endothelial cells Angio-Proteomie cAP-0001 Human Umbilical Vein Endothelial Cells (HUVECs)
GFP-expressing human umbilical vein endothelial cells Angio-Proteomie cAP-0001GFP GFP-Expressing Human Umbilical Vein Endothelial Cells (GFPHUVECs)
Endothelial cell growth medium Lonza CC-3162 EGM-2 BulletKit
Dulbecco’s Modified Eagle Medium  Thermo Fisher Scientific 12430054 High glucose, HEPES
Sylgard 184 silicone elastomer kit Ellsworth Adhesives 184 SIL ELAST KIT 0.5KG Clear 0.5 kg Kit
UV curing lamp system Excelitas Technologies OmniCure S2000 Spot UV Light Curing System with Intelligent UV Sensor

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Zhang, Y. S., Pi, Q., van Genderen, A. M. Microfluidic Bioprinting for Engineering Vascularized Tissues and Organoids. J. Vis. Exp. (126), e55957, doi:10.3791/55957 (2017).

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