Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
Click here for the English version

Biology

Имплантация Electrospun сосудистых имплантатов с оптимизированной структурой в мышиной модели

doi: 10.3791/57340 Published: June 27, 2018

Summary

Здесь мы представляем модифицированных electrospinning метод изготовления PCL сосудистых имплантатов с толщиной волокон и большие поры, и описать протокол для оценки производительности в естественных условиях в мышиной модели замены брюшной аорты.

Abstract

Здесь мы представляем протокол изготовления Макропористые PCL сосудистого трансплантата и описать протокол оценки с использованием модели крыс брюшной аорты замены. Electrospun сосудистая графтов часто обладают сравнительно небольшие поры, которые ограничить проникновение в клетки в графтов и помешать регенерации и Ремоделирование нео-артерий. В этом исследовании были сфабрикованы PCL сосудистых имплантатов с толще волокон (5-6 мкм) и большие поры (~ 30 мкм) с помощью метода изменение обработки. Долгосрочной производительности трансплантата была оценена имплантации в модели брюшной аорты крысы. УЗИ анализ показал, что трансплантаты оставался патент без аневризма или стенозом, даже после 12 месяцев имплантации. Макропористые структура улучшить врастание клеток и таким образом способствовали ткани регенерировать на 3 месяца. Что еще более важно нет никаких признаков неблагоприятных ремоделирования, таких как обызвествление в пределах трансплантата стены после 12 месяцев. Таким образом electrospun PCL сосудистых имплантатов с модифицированных Макропористые обработки провести потенциал, чтобы заменить артерии для долгосрочного имплантации.

Introduction

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Сосудистых имплантатов из синтетических полимеров широко используются в клинике для лечения сердечно-сосудистых заболеваний (ССЗ). К сожалению, в случае малого диаметра сосудов графтов (D < 6 мм) существует без успешных продуктов из-за низкой проходимостью, вызвано снижение скорости кровотока, что часто приводит к тромбоз, гиперплазия интимы и другие 1осложнений.

Тканевая инженерия предоставляет альтернативную стратегию реализовать долгосрочные проходимость и основанный на эшафот руководствуясь сосудистой регенерации и восстановления гомеостаза. В деталях, сосудистого трансплантата, как трехмерные шаблон, может обеспечить механическую поддержку и структурных руководство во время регенерации сосудистых тканей и влияние клеточных функций, включая клеточной адгезии, миграция, распространение, и секрецию внеклеточная матрица2. До настоящего времени были оценены различных синтетических полимеров для приложений в сосудистой тканевой инженерии. Среди этих полимеров благодаря совместимости хорошие клетки и медленной деградации, начиная от нескольких месяцев до двух лет3интенсивно исследована poly(ε-caprolactone) (PCL). В крыса аорты модель4,5,6, PCL сосудистых имплантатов, обрабатываемые electrospinning выставлены отличные структурной целостности и проходимость, а также как непрерывно увеличение клеток вторжения и неоваскуляризации в Трансплантат стены на срок до 6 месяцев. Однако неблагоприятные тканей ремоделирования, включая регрессии клеток и капилляров и кальцификации, были также отмечены на более timepoints, до 18 месяцев.

Cellularization сосудистого трансплантата является ключевым фактором определения регенерации тканей и свергая7. Electrospinning, как универсальный метод, широко использовался для подготовки сосудистых имплантатов с нано волокнистая структура8. К сожалению относительно небольшой поровой структуры часто приводит к недостаточности клеток инфильтрата в electrospun сосудистого трансплантата, который ограничивает последующего регенерацию. Для решения этой проблемы, различные техники пытались увеличить размер поры и общая пористость, включая соли/полимерных выщелачивания9,10, модификация аппарата коллектора, после лечения, лазерного излучения11 , и т.д. В самом деле структура electrospun графтов (включая диаметр волокна, размер поры и пористость) тесно связана с обработки условий12,13. Во electrospinning диаметр волокна легко регулируется путем изменения параметров, как концентрация раствора полимера, скорость потока, напряжения и т.д. 14 , 15, и таким образом, размер пор пористость укрепились и соответственно.

Недавно мы сообщили модифицированных трансплантата electrospun PCL с Макропористые структуры (волокна с диаметром 5-7 мкм и поры 30-40 мкм). В естественных условиях имплантации, заменив крыс брюшной аорты показал высокий уровень проходимости, а также хорошее endothelialization и гладких мышц регенерации в 3 месяца после операции16. Что еще более важно не неблагоприятные тканей ремоделирования, включая кальцификации и клеток регрессии можно наблюдать даже после одного года имплантации.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Использование экспериментальных животных был одобрен животных эксперименты этического Комитета Нанкай университета и осуществлялась в соответствии с руководством для ухода и использования лабораторных животных.

1. Изготовление Electrospun PCL графтов

Примечание: в настоящем документе, метод electrospinning использовался для изготовления сосудов.

  1. Подготовка решений PCL 25 wt % и 10 wt %, путем растворения PCL в смеси метаноле и хлороформе, соответственно, (1:5 тома соотношение), при комнатной температуре (RT) для 12 h.
  2. Загрузите PCL раствор в шприц 10 мл стекла.
  3. Поместите шприц с иглой 21 G.
  4. Место на инструмента сбора оправки из нержавеющей стали (2 мм в диаметре, 25 см в длину).
  5. Для волоконно толще графтов, используйте 25 wt % раствора PCL, рабочее расстояние 17 см от кончика иглы сборщику, скорость потока 8 мл/ч и напряжение 11 кв как параметры electrospinning. Для волоконно тоньше графтов, использовать решение PCL 10 wt %, рабочее расстояние 20 см от кончика иглы сборщику, скорость потока 2 мл/ч и напряжение 18 кв как параметры electrospinning.
  6. Убедитесь, что полученный графтов помещены в вакууме на ночь, чтобы удалить остаточные растворителя. Стерилизовать всех инструментов до процедуры и поддержание асептической техники во всем.
  7. До имплантации продезинфицируйте графтов, погружая их в 10 мл 75% этанола для 30 мин и затем подвергая их воздействию УФ-излучения на ночь.
  8. Волокно и поры размеры: вычислить среднее волокно диаметр с помощью ImageJ программного обеспечения, основанные на сканирование изображений электронная микроскопия (SEM).
  9. Механические испытания строительных лесов:
    1. Вырежьте трубчатых лесов на секции 3 мм в длину, с помощью лезвия бритвы. Измерьте толщину леса с помощью микрометра.
    2. Место трубчатых лесов на машине испытания на растяжение с грузоподъемностью 100 н.
    3. Зажим леса с 1 мм расстояние между зажимом и тянуть продольно в размере 10 мм/мин до разрыва. Измеряют предел прочности на разрыв и удлинения при разрыве. Рассчитать Юнга от первоначального линейной региона (вплоть до 5% деформации) из кривая напряжение деформация.

2. крыс брюшной аорты имплантации модель

Примечание: Все материалы и инструменты, используемые в хирургии являются стерильными. Во время операции убедитесь, что оператор носит марлевые маски и стерильные перчатки, чтобы избежать инфекции. Убедитесь, что температура в помещении поддерживается на 27-30 ° C для поддержания температуры тела животного. Следуйте местных IACUC руководящие принципы относительно анальгезии.

  1. Используйте Sprague-Dawley самцах массой 240-270 g как получатели сосудистого трансплантата. Убедитесь, что крыса постились 24 ч до операции. Цель поста крыс для 24 h является пустой фекалий в желудочно-кишечном тракте достаточно, тем самым расширить горизонт оператора.
  2. Понять крыса спины шеи и держать его голову вниз, вставить иглу Шпринге в брюшной полости нижней части живота. Вызвать крыс для анестезии с хлораль гидрат (330 мг/кг), внутрибрюшной инъекции.
  3. Подтвердите адекватной анестезии путем обеспечения того, что крысы имеет расслабленной мышцы и устойчивый дыхание. Место крысу под операционных микроскопов в лежачем положении.
  4. Примените мазь офтальмологический ветеринар вазелин на глаза, чтобы предотвратить сухость под наркозом. Администрировать антикоагуляционная (100 UI/кг) с гепаринизированным физиологического раствора раствор (50 UI/мл), инъекции Вену хвоста до операции.
  5. Сбрить мех в передней брюшной стенке с помощью лезвия бритвы и очистить кожу, используя раствор йода и медицинского спирта раствор.
  6. Выполните разрез срединная лапаротомия с Ножницы хирургические и убедитесь, что разрез длиной 4-5 см, а затем подвергать брюшной полости.
  7. Убрать и оберните кишечника с марлей, смоченной раствором преференциально.
  8. Тщательно анализировать брюшной аорты.
  9. Выявление и перевязать все мелкие ветки, используя швы нейлон Мононить 9-0.
  10. Зажим изолированные секции (до 1 см в длину) аорты с помощью двух сосудистых зажимов. Аорты может оставаться зажимается на 20-30 мин.
  11. Разрез брюшной аорты между двумя зажимами с помощью микро ножницы для создания анастомоза сайтов.
  12. Промойте два концы аорты гепаринизированным солевой раствор (50 UI/мл) раствора для удаления остатков крови.
  13. Отделите адвентиции с помощью микро ножницы.
  14. Анастомозируют лоскута с внутренним диаметром 2 мм и 1 см в длину для крыс брюшной аорты с восьмерка шовные выкройку швами нейлон Мононить 9-0.
  15. Во-первых построить четыре анастомозов согласно последовательности 9, 3, 12 и 6 часов позиции в проксимальной части, а затем анастомозируют срезанных краев в 4 швы между двумя швами. После окончания проксимальной шовный материал, шов дистальной стороны таким же методом.
    Примечание: Каждый стежок требуется убедиться, что родной стороне слегка внедряется в трансплантата.
  16. Удаление дистальной зажим позволяет крови течь в трансплантата, затем удалите проксимальной зажим.
  17. Нажмите концы швов остановить кровотечение стерильным ватным тампоном или небольшой марлевые губкой. Пресс для около 3 минут, до гемостаз.
  18. Возвращение кишечника в брюшную полость.
  19. Промойте брюшную полость, с использованием теплого физиологического раствора раствор с гентамицина (320 ед/мл).
  20. Зашейте брюшной стенки с использованием нейлон накладывать шов 3-0 в слой мышц и кожи, соответственно.
  21. Поместите крыса в клетку чистой и сухой и положить грелку под клетку для поддержания температуры тела животного; затем дождитесь крысу, чтобы оправиться от анестезии. Присутствовать на животных до тех пор, пока он сознание достаточно для поддержания грудной recumbency.
  22. После того, как он приходит в сознание, положите крысу в одной клетке с пищей и водой. Примените йода на рану для предотвращения инфекции после операции. Вернуться крыса в компании других животных до тех пор, пока он полностью восстанавливается.
  23. Усыпить крыс согласно институциональных руководящих точках интервала.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

PCL графтов были описаны на 3 месяцев и 12 месяцев постоперационно и анализируются стандартные гистологических методов гематоксилином и эозином (H & E), Массон trichrome, Верхоеф Ван Гизону (VVG), фон Kossa и пятнать для α-SMA, иммунофлюоресценции MYH, vWF и эластина. Гистологические изображения были взяты с помощью прямо микроскопом, и иммунофлюоресценции изображения были взяты с помощью микроскопа fluorescence.

Все данные были высказаны как означает ± SD. Двух белохвоста в паре студента t-тест был использован для сравнения различий. Значение p < 0,05 считается статистически значимой.

Роман electrospun графтов PCL с оптимизированной структуры, то есть, толще волокон и большие поры, успешно были сфабрикованы в этом исследовании. SEM изображения показали, что почти в 8 раз толще в модифицированных графтов (рис. 1A), чем в обычных усредненной волокна диаметром один (рис. 1B) (5.59 ± 0,67 против 0,69 ± 0,54 мкм). В результате, усредненный поры был заметно увеличилось, с ~ 4.66 мкм в тоньше волокна трансплантата для ~ 40.88 мкм в толще волокна, один. Сечения показал распределение однородной волокон внутри стены трубчатых графтов в толще волокна (рис. 1 dF) и тоньше волоконно групп (рис. 1 gя). Толщина стенки было около 400-500 мкм. Механические свойства графтов характеризовались испытания на растяжение, и кривые типичного напряженно деформированного были показаны на рисунке 1 c. Механические свойства двух графтов были явно различных с точки зрения относительного удлинения. Соответствующее значение толще волокна графтов было примерно в 3 раза выше, чем тоньше волокна графтов, предлагая Расширенные выносливость.

Подготовленные сосудистых имплантатов (внутренний диаметр 2,0 мм) и длиной 1 см (рис. 2A) были имплантированы заменить сегмент родной брюшной аорты в крыса (рис. 2B). В заданное время точках проходимость имплантированных графтов было расмотрено УЗИ. Результаты показали, что большинство графтов патент (рис. 2 c). Кроме того скорость потока крови был похож между трансплантата и прилегающих родной кровеносных сосудов на 12 месяцев. Описаны графтов сохранил хорошие морфология без аневризмы (Рисунок 2D), а на поверхности Люминал (Рисунок 2E) может наблюдаться не стеноз или тромбов.

Регенерации тканей и секрецию ECM на 3 месяца Далее оценивали по гистологии анализы. H & E пятнать показал, что слой нео-ткани была сформирована на просвет имплантата (Рисунок 3 g-H). Кроме того vWF пятнать показывают, что Люминал поверхность полностью охватывается новообразованной эндотелия (Рисунок 3А), напоминающий родные аорты (рис. 3B). Тем временем несколько слоев MYH-положительных клеток были организованы вдоль окружности, указывающее регенерации сосудистой СМИ (рис. 3 cD). Синтез внеклеточной матрицы наблюдалось Masson и ВВГ, окрашивание, соответственно. Значительное количество коллагена и эластина, волокнистых можно наблюдать в пределах трансплантата (Рисунок 3IJ, KL), который играет важную роль в сосудистой возрождения и реконструкции. Пятнать иммунофлюоресценции далее показал, что структура эластина была выровняна окружности в шаблоне как в родной артерии (Fрис 3E).

Кроме того регенерации тканей, включая эндотелия и гладкой мускулатуры поддерживается интегрированный и не регрессирует после 12 месяцев имплантации (рис. 4AC). Что еще более важно нет никаких признаков кальцификации, происходящих в пределах трансплантата стены, основанный на фон Kossa, окрашивание (рис. 4 d).

Figure 1
Рисунок 1 : Структура и механические свойства PCL трансплантата. SEM образы electrospun PCL коврики Толстые волокна (A) и тоньше волокон (B). Поперечное сечение толще волокна трубчатых графтов (FD) и тоньше волокна графтов (Gя). Представитель штамм стресса кривой показано на (C). Эти цифры были изменены с Чжао, и др. 16 Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.

Figure 2
Рисунок 2 : Имплантация сосудистых имплантатов в модели брюшной аорты крысы. Electrospun PCL сосудистого трансплантата 1 см в длину (A) был хирургическим разъединительных в брюшной аорты в крыса (B). Ультразвуковые изображения показали, что трансплантат патент в естественных условиях на 1 год (C). Stereomicroscopic изображения показывают что трансплантат хорошо интегрированы с прилегающих родной аорты без аневризмы (D), и просветный поверхность чистой и свободной от тромбов (E). Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.

Figure 3
Рисунок 3 : Осаждение ECM в explanted графтов на 3 месяца по сравнению с родной аорты и регенерации тканей. Поперечные изображения регенерированный графтов (A, Cи E) и родной артерии (B, Dи F) были immunostained для обнаружения эндотелиальные клетки, клетки гладкой мускулатуры и эластина. H & E пятнать показывает регенерации тканей в explanted графтов (G) по сравнению с родной аорты (H). Массон в пятнать показал, что присутствие коллагена в описаны графтов (я) и родной аорты (J). ВВГ пятнать показал наличие эластина в описаны графтов (K) и родной аорты (L). Эти цифры были изменены с Чжао, и др. 16 Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.

Figure 4
Рисунок 4 : Гистологический анализ explanted графтов на 12 месяцев. (A) H & E пятнать показал регенерации тканей в explanted графтов. (B) эндотелием был immunostained vWF антителом. (C) гладких мышц был immunostained α-SMA антителом. (D) кальцификации была оценена фон Kossa окрашивание. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Решающее значение для восстановления и реконструкции сосудистого трансплантата в естественных условиях16клеток инфильтрата. Ограниченное клеток инфильтрата часто связаны с относительно небольшой поры трансплантата, которые препятствуют миграции клеток в стену трансплантата. Для преодоления этой трудности, мы разработали модифицированный метод подготовить electrospun PCL сосудистых имплантатов с большой пористую структуру. В деталях размер пор увеличилась с увеличением толщины волокна, который может быть легко контролируется параметры обработки. Результаты показали, что клетки хозяина могут легко проникнуть в стене этой Макропористые трансплантата после имплантации в естественных условиях и клеточности оставался на относительно высоком уровне без очевидных клеток регрессии на 12 месяцев после операции.

Родной артерии главным образом состоит из трех слоев, то есть, эндотелий, туника СМИ и адвентиции. Эндотелий, как анти тромбогенного интерфейс, играет жизненно важную роль в поддержании долгосрочной проходимость кровеносных сосудов. В нашем исследовании полное endothelialization на трансплантата было отмечено на 3 месяца. Кроме того очень важную роль в регулировании функции кровеносных сосудов и предоставляя соответствующие механические свойства артерии туника СМИ, состоящий из нескольких слоев гладких мышечных клеток. Настоящее исследование показало, что electrospun PCL графтов с толстым волокна и большие поры заметно улучшено восстановление функциональных туника СМИ. Кроме того структура регенерированный гладких мышц похож на родной туника СМИ. Пятнать иммунофлюоресценции показал несколько слоев MYH+ клеток, распределенных в рамках сети эластина, отражающие сократительной фенотип гладкомышечные клетки окружности. Более важно, регенерации тканей (эндотелия и гладкой мускулатуры) сохранены и не было никаких негативных ремоделирования даже после 12 месяцев из-за дисбаланса между ECM синтеза и деградации.

Кальцификации по-прежнему является одной из основных проблем, связанных с сердечно-сосудистые имплантаты, особенно в сосудистого трансплантата. Сосудистые гладких мышечных клеток (VSMCs) теряют свои оригинальные фенотипа и опыт транс дифференциация в направлении osteochondrogenic, ведущих к внематочной минерализации в процессе сосудистой кальцификации. Наше исследование показало, что без осаждения кальция, происходящих в пределах трансплантата стены даже после 12 месяцев имплантации. Основными причинами препятствует кальцификации в макро пористых сосудистого трансплантата включают в себя: (1) структура макро пористых трансплантата способствует обмену веществ, таких как ионного обмена между клетками и крови; (2) физические сигналы трансплантата структуры могли бы регулировать или препятствовать дифференциация VSMC в остеобластов1, (3) хорошо клеток инфильтрата в большие поры способствует секреции ECM и тормозит ее деградации, которые будут вызывать кальцификации17и (4) нормальный или функциональные VSMCs имеют потенциал для предотвращения осаждения кальция18.

Таким образом долгосрочные оценки макро пористых electrospun PCL сосудистых имплантатов в модели брюшной аорты крысы дает важные потенциальные проблемы разложению сосудистых имплантатов, которые будут направлять следующие исследования.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Авторы имеют не конфликтующие финансовые интересы.

Acknowledgments

Эта работа была финансово поддержана NSFC проектов (81522023, 81530059, 91639113, 81772000, 81371699 и 81401534).

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Poly(ε-caprolactone) (PCL) pellets (Mn=80,000) Sigma 704067
Methanol Tianjin Chemical Reagent Company 1060
Alcohol Tianjin Chemical Reagent Company 1083
Chloroform Tianjin Chemical Reagent Company A1007
Sucrose Tianjin Fengchuan Company 2296
Triton X-100 Alfa Aesar A16046
Sprague Dawley rats Laboratory Animal Center of the Academy of Military Medical Sciences
Normal saline Hebei Tiancheng Pharmaceutical company
Chloral hydrate Tianjin Ruijinte chemical company 2223
Heparin sodium Injection Tianjin Biochem Pharmaceutical company
Gentamycin Sulfate Injection Jiangsu Lianshui Pharmaceutical company
Mouse anti-α-SMA primary antibody Abcam ab7817
Mouse anti-smooth MYH primary antibody Abcam ab683
Rabbit polyclonal anti-rat elastin antibody Abcam ab23748
Rabbit anti-von Willebrand factor primary antibody Abcam ab6994
Goat anti-mouse IgG (Alexa Fluor 488) Invitrogen ab150117
Goat anti-rabbit IgG (Alexa Fluor 488) Invitrogen ab150077
5% normal goat serum Zhongshan Golden bridge ZLI9022
Hematoxylin and eosin (H&E) Beijing leagene biotech DH0006
Masson's trichrome Beijing leagene biotech DC0032
Verhoeff-van Gieson (VVG) Beijing leagene biotech DC0059
Von Kossa Beijing leagene biotech DS0003
Surgical sutures needles with thread,3-0 silk Shanghai Jinhuan medical supplies company G3002b
Surgical sutures needles with thread,9-0 silk Shanghai Jinhuan medical supplies company H901

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Coombs, K. E., Leonard, A. T., Rush, M. N., Santistevan, D. A., Hedberg-Dirk, E. L. Isolated effect of material stiffness on valvular interstitial cell differentiation. J Biomed Mater Res A. 105, (1), 51-61 (2017).
  2. Zhang, L., et al. A sandwich tubular scaffold derived from chitosan for blood vessel tissue engineering. J Biomed Mater Res A. 77, (2), 277-284 (2006).
  3. Thottappillil, N., Nair, P. D. Scaffolds in vascular regeneration: current status. Vasc Health Risk Manag. 11, 79-91 (2015).
  4. Pektok, E., et al. Degradation and healing characteristics of small-diameter poly (e-caprolactone) vascular grafts in the rat systemic arterial circulation. Circulation. 118, (24), 2563-2570 (2008).
  5. Innocente, F., et al. Paclitaxel-eluting biodegradable synthetic vascular prostheses: a step towards reduction of neointima formation? Circulation. 120, (11 Suppl), S37-S45 (2009).
  6. de Valence, S., et al. Advantages of bilayered vascular grafts for surgical applicability and tissue regeneration. Acta Biomater. 8, (11), 3914-3920 (2012).
  7. Assmann, A., et al. Acceleration of autologous in vivo recellularization of decellularized aortic conduits by fibronectin surface coating. Biomaterials. 34, (25), 6015-6026 (2013).
  8. Hasan, A., et al. Electrospun scaffolds for tissue engineering of vascular grafts. Acta Biomater. 10, (1), 11-25 (2014).
  9. Baker, B. M., et al. The potential to improve cell infiltration in composite fiber-aligned electrospun scaffolds by the selective removal of sacrificial fibers. Biomaterials. 29, (15), 2348-2358 (2008).
  10. Wang, K., et al. Creation of macropores in electrospun silk fibroin scaffolds using sacrificial PEO-microparticles to enhance cellular infiltration. Journal of Biomedical Materials Research Part A. 101, (12), 3474-3481 (2013).
  11. Lee, B. L. P., et al. Femtosecond laser ablation enhances cell infiltration into three-dimensional electrospun scaffolds. Acta Biomaterialia. 8, (7), 2648-2658 (2012).
  12. Rnjak-Kovacina, J., Weiss, A. S. Increasing the pore size of electrospun scaffolds. Tissue Eng Part B Rev. 17, (5), 365-372 (2011).
  13. Zhong, S., Zhang, Y., Lim, C. T. Fabrication of large pores in electrospun nanofibrous scaffolds for cellular infiltration: a review. Tissue Eng Part B Rev. 18, (2), 77-87 (2012).
  14. Pham, Q. P., Sharma, U., Mikos, A. G. Electrospun poly(epsilon-caprolactone) microfiber and multilayer nanofiber/microfiber scaffolds: characterization of scaffolds and measurement of cellular infiltration. Biomacromolecules. 7, (10), 2796-2805 (2006).
  15. Rnjak-Kovacina, J., et al. Tailoring the porosity and pore size of electrospun synthetic human elastin scaffolds for dermal tissue engineering. Biomaterials. 32, (28), 6729-6736 (2011).
  16. Wang, Z., et al. The effect of thick fibers and large pores of electrospun poly(epsilon-caprolactone) vascular grafts on macrophage polarization and arterial regeneration. Biomaterials. 35, (22), 5700-5710 (2014).
  17. Hutcheson, J. D., et al. Genesis and growth of extracellular-vesicle-derived microcalcification in atherosclerotic plaques. Nat Mater. 15, (3), 335-343 (2016).
  18. Tara, S., et al. Well-organized neointima of large-pore poly(L-lactic acid) vascular graft coated with poly(L-lactic-co-epsilon-caprolactone) prevents calcific deposition compared to small-pore electrospun poly(L-lactic acid) graft in a mouse aortic implantation model. Atherosclerosis. 237, (2), 684-691 (2014).
Имплантация Electrospun сосудистых имплантатов с оптимизированной структурой в мышиной модели
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Qin, K., Wu, Y., Pan, Y., Wang, K., Kong, D., Zhao, Q. Implantation of Electrospun Vascular Grafts with Optimized Structure in a Rat Model. J. Vis. Exp. (136), e57340, doi:10.3791/57340 (2018).More

Qin, K., Wu, Y., Pan, Y., Wang, K., Kong, D., Zhao, Q. Implantation of Electrospun Vascular Grafts with Optimized Structure in a Rat Model. J. Vis. Exp. (136), e57340, doi:10.3791/57340 (2018).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
simple hit counter