Diese Arbeit wurde durch das Amt für Forschung und Entwicklung, RR &amp; D Service, US Department of Veterans Affairs, NIH COBRE 1P20RR024484, NIH K24 AR02128 und Department of Defense W81XWH-10-1 bis 0643 unterstützt.

1. Biaxiale Loading Bioreaktor Entwurf <ol><li> Der Bioreaktor verwendet zwei Stufen von Thor-Labs (Newton, MA) für präzisionsgelenkte Laseranwendungen hergestellt zum Anlegen uniaxialen oder biaxialen mechanischen Dehnung bis engineered Gewebe, mit großer Präzision von Initialdosis (Amplitude und Frequenz) und Anwendung auf eine Vielzahl von Gewebekulturbedingungen von Einzel-auf 24-Well-Platten (Abbildung 1). </li><li> Bi-axial Belastung wird durch zwei travelmax Stufen (LNR50SE) durchgeführt. Diese Stufen sind orthogonal in einer XZ-Konfiguration montiert. Die horizontale Bühne bietet dynamische Scherbewegungen durch oszillierende entlang der X-Achse. Die vertikale Stufe liefert dynamische Druckbelastung durch Oszillieren entlang der Z-Achse. Diese Stufen haben eine 50 mm Stellweg und unabhängig durch Schrittmotor Aktuatoren (DRV014) durch eine geschlossene Schleife Schrittmotor-Treiber (BSC102), die Mikroschritt-Funktionen Funktionen gesteuert wird, so dass Schrittweiten von weniger als50 nm auf. </li><li> Die Vorrichtung ist auf einem starren 25 cm x 30 cm angebracht x 12,5 mm Alu-Grundplatte, die als Plattform für die Montage von Maschinenteilen und für die Montage von Gewebekulturplatten verwendet wird. Einstellbare Anschläge kinematischen werden verwendet, um Zellkulturplatten rastet auf der Aluminium-Grundplatte. Diese kinematische Haltestellen haben Feineinstellschrauben für präzise Ausrichtung, die sonst nicht erreichbar ist von Hand zu ermöglichen. Der modulare Aufbau der Bodenplatte ermöglicht eine flexible Platzierung dieser kinematischen Stationen bis Platten in verschiedenen Größen und Formen (Petrischalen vs Multi-Well-Platten) unterzubringen. </li><li> Ein speziell bearbeiteten Polysulfon Laden Platte ist mit dem bi-axial beweglichen Plattform über eine präzise gefertigten rechten Winkel gekoppelt. Polysulfon Material wurde aufgrund seiner Biokompatibilität gewählt, die einfache Bearbeitung und einfache Sterilisation. </li><li> Bewegungen der Stufen werden von Thor-labs &#39;Advanced Positioning Technology (APT) Software gesteuert. Der Schrittmotor-Treiber ist unsed in Verbindung mit der Software, die die Einstellung der Ladeparameter von Frequenz und Amplitude von sowohl Scher-und Kompressions unabhängig und gleichzeitig ermöglicht. </li><li> Stellungsrückmeldung wird durch lineare optische Encoder, die jedem beweglichen Plattform befestigt sind und mit der Software integriert ist. Die Geber-System verfügt über eine bidirektionale Wiederholgenauigkeit von 0,1 um und eine Auflösung von 20 nm, die Übersetzung zu einer Positionsgenauigkeit von weniger als 3 um über die vollen 50 mm Federweg. Diese Encoder bieten die notwendige Rückmeldung mit der Elektronik auf true Nanopositionier Funktionen zu gewährleisten und eine direkte Anzeige der absoluten Position. </li><li> Zur Bereitstellung der Force-Feedback zur Erfassung von Kontakt zwischen Platte und Proben und bewerten Laden Reaktionen, ein Präzisions-Miniatur-Wägezelle (Honeywell Modell 31) zwischen der Belastung Platte und der beweglichen Plattform (Abbildung 2) positioniert. Die Wägezelle hat hohe Genauigkeiten0,15% bis 0,25% vom Endwert. Die Anzeigeeinheit (SC500) der Wägezelle kann auch Lastmessungen von bis zu 5 Nachkommastellen. Darüber hinaus hat es eine RS-232-Schnittstelle für die Datenerfassung auf einem Computer zu ermöglichen. </li></ol> 2. Handy-Seeded Agarose Konstrukte <ol><li> Bereiten Sie 4% igen: In 0,8 g Agarose auf 20 ml DMEM (ohne Zusätze) in einem 50 ml Kolben, kochen, und dann halten in 70 ° C-Ofen bis zur Verwendung. </li><li> Stellen Sie die Lautstärke der Zellsuspension für doppelte Menge der gewünschten Zelle Aussaatdichte. Diese Suspension wird mit einem gleichen Volumen von 4% w / v Agarose, ein 2% Agarosegel bei der gewünschten Aussaatdichte schaffen gemischt. </li><li> Legen Sie sowohl die Zellsuspension und einer 10 ml Pipette in den Inkubator. </li><li> Richten Sie Gelgießen System. Ein 1,5 mm und einer 0,75 mm Distanzplatte sollte zusammengestellt werden, um eine 2,25 mm dicke Gel erstellen. Andere Größe Abstandshalterplatten verwendet zur Erstellung verschiedener Gelstärken werden. Das Gel Casting System ist nicht groß genug, um diese Platten toget haltensie, so sie müssen sicher abgeklebt werden, um undichte verhindern. </li><li> Der nächste Schritt ist es, schnell mischen Zellsuspension mit der zuvor hergestellten Agarose und Pipette in die Gelform bevor die Agarose verfestigt. Entfernen Sie die Flüssigkeit Agarose aus dem Ofen und legen Sie eine sterile Thermometer in ihm. Die Agarose muss 42-43 ° C vor dem Mischen mit Zellen zu kühlen. Wärmen Sie die Zellsuspension auf 37 ° C. Sobald die Agarose trifft 43 ° C, schnell Pipette auf die gewünschte Menge und dann sofort Pipettieren der Zellsuspension nach oben und unten ein paar Mal zu mischen. Dann sofort Pipette das gesamte Gemisch in die Gelform. </li><li> Lassen Sie das Gel für 10-15 min verfestigen und dann vorsichtig kippen in eine horizontale Position. </li><li> Entfernen Sie die obere Glasplatte und Punsch Festplatten mit der Biopsie Punch. Disks können mit einem kleinen sterilen Spatel abgeholt werden. Nach unserer Erfahrung war ein 9 ml Gel groß genug, um mehr als hundert 5-mm-Scheiben mit einem Durchmesser machen. </li></ol> 3. Kultur die Disks </p&gt; <ol><li> Legen Sie einen Datenträger in jede Vertiefung einer 24-Well-nicht-Gewebekulturen behandelte Platte. </li><li> 2 ml Serum-freiem Medium chondrogene Differenzierung in jede Vertiefung. </li><li> Setzen Platten im Inkubator (37 ° C, 5% CO 2). </li><li> Für Medienanfragen Änderungen, ersetzen 1 ml pro Vertiefung alle 2-3 Tage. </li></ol> 4. Immobilisierung von Proben für Mechanische Belastung <ol><li> Herstellung von 4% Agarose (kein Zellsuspension) und das Gel sollte dünner sein als die Proben selbst (um Störungen während des Ladens zu verhindern). Die empfohlene Stärke 1,5-1,9 mm ist (für 2,25 mm dicken Proben). </li><li> Einmal geliert, Punsch 16 mm Scheiben mit einem Durchmesser von 24-Well-Platten. In jeder Platte, um Punsch ein 5 mm Loch für die Probe platziert werden in. Wenn gewünscht, Punsch noch 5 mm Loch am Rand der Scheibe für die Pipette während Änderungen Medien platziert werden. </li><li> Sobald Agarose Brunnen vorgenommen wurden, erfolgt in 24-Well-Platte, wie in Abbildung 3 dargestellt. </li><li> Nachdem die Agarose-wEllen sind in der 24-Well-Platte, drücken Sie passen Proben in jede Vertiefung. Die Probe sollte aus der Spitze der Agarose gut überstehen. </li></ol> 5. Mechanische Belastung <ol><li> Sterilisieren Platte (Abbildung 2). </li><li> Sichern Aluminiumplatte Zelle laden. Sicheres Laden Platte / Wägezelle / Aluminiumplatte Montage auf die Bühne. </li><li> Schalten Sie Schrittmotorsteuerung (Schalter an der Rückseite). </li><li> Schalten Sie PC und öffnen Sie &quot;APT User&quot;-Programm (Abbildung 4). <ol><li> Linker Bildschirm steuert horizontal Schrittmotor. Rechter Bildschirm steuert vertikalen Schrittmotor. In jedem Bildschirm &quot;Graphical Control&quot; Tab ermöglicht die manuelle Positionierung und &quot;Move Sequencer&quot; Registerkarte können für die Automatisierung. Alle Einheiten sind mm. </li></ol></li><li> Gehen Sie auf &quot;Grafische Control&quot; Reiter auf beiden Bildschirmen und drücken Sie &quot;Start / Zero&quot;-Taste. Sowohl Schrittmotoren haben eine Reichweite von 50 mm. Durch Drücken von &quot;Home / Null&quot; wird sowohl Schrittmotoren in die Nullstellung (oben und rechts meisten Positionen) zu senden. </li><li> Prepare die Proben in 24-Well-Platte zu laden, indem einige Medien aus jeder Vertiefung. Nicht mehr als 1 ml Medium sollte in jedem gut gelassen werden, um einen Überlauf während des Ladens zu verhindern. Achten Sie darauf, dass genügend Material in den Brunnen gelassen wird, um die Probe bedeckt. <ol><li> Beachten Sie, dass der Inkubator in niedriger Luftfeuchtigkeit gehalten wird, um Fehler zu verhindern Instrument. </li></ol></li><li> Platz 24 Well-Platte in Bioreaktor und vorsichtig eine Linie mit der Platte. <ol><li> Die Platte wird in den Bioreaktor mit vier einstellbare kinematische Lokatoren gesichert. Um es einfacher zu Line-Up der Platte wurden die beiden linken Locator worden vorpositioniert. Ziehen Sie die beiden rechten Locator so dass die Platte sicher ist. Achten Sie darauf, die Platte bis bündig mit der Front des Bioreaktors Basislinie. </li><li> In &quot;Graphische Control&quot; Registerkarte kann eine bestimmte Schrittmotorposition manuell durch Klicken auf die Position eingegeben werden. Verwenden Sie diese Funktion, um die Platte langsam senken und verschieben Sie sie horizontal, Line-Up mit der Platte. </li> &lt;/ Ol&gt; </li><li> Sobald die Platte ist in der Nähe in Kontakt zu kommen mit den Proben beginnen, um die Platte zu bringen, die in sehr langsamen Schritten (0,1 mm), bis Sie die vorgegebene Startposition zu erreichen (siehe Teil 6). </li><li> Sobald die Ausgangsposition erreicht ist, gehen Sie auf &quot;Verschieben Sequencer&quot; und laden Sie die gewünschte Zugfolge durch Drücken &quot;Load&quot;. Drücken Sie dann auf &quot;Ausführen&quot; zu starten. (Abbildung 5) Siehe Teil 7. Schreibe eine Dosierung Protokoll. </li><li> Wenn fertig geladen, manuell erhöhen die Walze. Wenn irgendwelche Proben an der Platte stecken, vorsichtig legte sie zurück in die entsprechende Vertiefung mit einem sterilen Spatel. </li><li> Entfernen 24-Well-Platte von Bioreaktor und ersetzen Sie die Medien. </li><li> Entfernen Sie vorsichtig die Platte aus der Wägezellen und schalten Sie dann Instrumente. </li></ol> 6. Kalibrieren Loading Platen Um sicherzustellen, dass die richtigen Stämme Proben angewendet werden, muss jede Platte sorgfältig kalibriert sein, bevor die ein Experiment. <ol><li&gt; Führen Sie die Schritte 5.1 bis 5.8. </li><li> Manuelles setzen horizontal Schrittmotor an der Position 25 mm. </li><li> Vorsichtig untere Platte, bis sie gerade noch in Kontakt mit dem Boden des Bioreaktors. Wägezellen werden erhöhte Belastungen an dieser Stelle zeigen. Beachten Sie die genaue Position des vertikalen Schrittmotor (so genau wie möglich, da alle Stauchung Messungen von diesem Wert berechnet wird). </li><li> Notieren Sie die Position. Dieser Wert wird verwendet, um eine Dosierung Protokoll auf Probe Abmessungen und gewünschten Stämme basierend schreiben. </li></ol> 7. Schreibe eine Dosier-Protokoll <ol><li> Der Bioreaktor kann die Anwendung sowohl Druck-und Scherbeanspruchung, entweder gleichzeitig oder einzeln. Die drei wichtigsten Parameter entschieden werden muss: Tara Stauchung, dynamischen Belastung Amplitude und Frequenz Laden. </li><li> Als Tara Stamm aufgebracht wird, um dem Abheben der Platte aus der Probe zu verhindern. </li><li> Beispiel dynamische Dehnungsamplitude und Laden freFrequenz gewählt werden. </li></ol> In dieser Studie haben wir definieren Druck und Scherung wie folgt: <img alt="Gleichung 1" fo:content-width="3.26in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1.jpg" /> Beispiel Biaxiale Dosierung Protokoll Probendicke: 2,25 mm Tara Stamm (Kompression): 10% der Dicke der Probe (0,225 mm) Dynamische Dehnungsamplitude (Kompression): 10% (+ / - 5% der Dicke der Probe) Frequency (Compression): 1 Hz Dynamische Dehnungsamplitude (Shear): 25% der Dicke der Probe (0,5625 mm): Shear Stress ist die auf die Probe durch die Platte horizontal bewegt. Frequency (Shear): 0,5 Hz Typische Dosierung Protokoll ist 3 Stunden zum Laden pro Tag. In diesem Beispiel wird dynamisch und Scherbeanspruchung aufgebracht gleichzeitig anstatt nacheinander. Wir glauben, dass dieses Muster besser mimics die komplexen Beanspruchungen Umwelt im menschlichen Knie. <ol start="4"><li> Sobald ein Dosier-Protokoll gewählt wurde, muss eine Kompression Bewegungssequenz Programm geschrieben werden. </li><li> Die Zugfolge ist genau das, was es heißt, eine Liste der Positionen, die der Schrittmotor wird nach einem festgelegten Beschleunigung und maximale Geschwindigkeit bewegen klingt. </li><li> Berechnen gewünschten vertikalen Positionen auf Dosierung Protokoll und Platte Kalibrierung Wert (von Teil 6) basiert. </li><li> Beispiel Berechnungen für Platen 1 sind unten angegeben: </li></ol><table border="1" fo:keep-together.within-page="always"><tbody><tr><td></td><td> Abweichung von Calibration Wert </td><td> Vertikale Position </td></tr><tr><td> Platen Calibration Wert (Boden berührt Bioreaktor) </td><td> 0 mm </td><td> 29,7700 mm </td></tr><tr><td> Platen in Kontakt mit der Probe (2,25 mm Probe) </td><td> 4,4140 mm </td><td> 25,3560 mm </td></tr><tr><td> Stregen (5% Dicke) </td><td> 4,3015 mm </td><td> 25,4705 mm </td></tr><tr><td> Stamm (10% Stärke) </td><td> 4,1890 mm </td><td> 25,5810 mm </td></tr><tr><td> Stamm (15% Stärke) </td><td> 4,0765 mm </td><td> 25,6955 mm </td></tr></tbody></table><ol start="8"><li> Sobald Positionen berechnet werden, experimentieren mit Beschleunigung und maximale Geschwindigkeit Werte, um die richtige Frequenz zu bekommen. Die Anzahl der Zyklen sollte so gewählt werden, entsprechend (zB 10.800 Zyklen 3 h bei 1 Hz). </li><li> Beispiel Dynamische Kompression Move Sequence Program (10% Tara Kompression, 10% dynamisch Dehnungsamplitude, 1 Hz) (Abbildung 5) </li><li> Dynamische Scherfestigkeit Bewegungssequenz Programm: Die Anzahl der Zyklen ist entsprechend der gewünschten Frequenz und der Dauer (zB 5.400 Zyklen 3 h bei 0,5 Hz) gewählt werden. </li><li> Beispiel Dynamische Shear Move Sequence Program (10% Tara Kompression, 0,5625 mm (25% der Dicke) dynamische Scherung Amplitude, 0,5Hz) (Abbildung 5). </li></ol>

<ol>
	<li>Drachman, D. B., Sokoloff, L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+role+of+movement+in+embryonic+joint+development.">The role of movement in embryonic joint development.</a> Devl. Biol. 14, 401-420 (1966).</li><li>Buschmann, M. D., Gluzband, Y. A., Grodzinsky, A. J., Hunziker, E. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mechanical+compression+modulates+matrix+biosynthesis+in+chondrocyte/agarose+culture.">Mechanical compression modulates matrix biosynthesis in chondrocyte/agarose culture.</a> J. 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A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Functional+Tissue+Engineering.+The+role+of+biomechanics+in+articular+cartilage+repair.">Functional Tissue Engineering. The role of biomechanics in articular cartilage repair.</a> Clin. Orthop. 391S, S295-S305 (2001).</li><li>Mauck, R. L., Byers, B. A., Yuan, X., Tuan, R. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Regulation+of+cartilaginous+ECM+gene+transcription+by+chondrocytes+and+MSCs+in+3D+culture+in+response+to+dynamic+loading.">Regulation of cartilaginous ECM gene transcription by chondrocytes and MSCs in 3D culture in response to dynamic loading.</a> Biomech. Model Mechanobiol. 6, 113-125 (2007).</li><li>Rubin, C., Xu, G., Judex, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+anabolic+activity+of+bone+tissue,+suppressed+by+disuse,+is+normalized+by+brief+exposure+to+extremely+low-magnitude+mechanical+stimuli.">The anabolic activity of bone tissue, suppressed by disuse, is normalized by brief exposure to extremely low-magnitude mechanical stimuli.</a> FASEB J. 15, 2225-2229 (2001).</li><li>Wimmer, M. 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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=Functional+tissue+engineering+of+articular+cartilage+through+dynamic+loading+of+chondrocyte-seeded+agarose+gels.">Functional tissue engineering of articular cartilage through dynamic loading of chondrocyte-seeded agarose gels.</a> J. Biomech. Eng. 122, 252-260 (2000).</li><li>Demarteau, O., Jakob, M., Schafer, D., Heberer, M., Martin, I. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Development+and+validation+of+a+bioreactor+for+physical+stimulation+of+engineered+cartilage.">Development and validation of a bioreactor for physical stimulation of engineered cartilage.</a> Biorheology. 40, 331-336 (2003).</li><li>Grad, S., 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=Surface+motion+upregulates+superficial+zone+protein+and+hyaluronan+production+in+chondrocyte-seeded+three-dimensional+scaffolds.">Surface motion upregulates superficial zone protein and hyaluronan production in chondrocyte-seeded three-dimensional scaffolds.</a> Tissue Eng. 11, 249-256 (2005).</li><li>Schatti, O., 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+combination+of+shear+and+dynamic+compression+leads+to+mechanically+induced+chondrogenesis+of+human+mesenchymal+stem+cells.">A combination of shear and dynamic compression leads to mechanically induced chondrogenesis of human mesenchymal stem cells.</a> Eur. Cell Mater. 22, 214-225 (2011).</li></ol>

Die Autoren erklären, dass sie keine finanziellen Interessen haben.

Wir haben eine Ladevorrichtung, die in der Lage ist die Anwendung uniaxialen oder biaxialen mechanischen Belastung des Gewebes engineered Konstrukte zur Transplantation hergestellt ausgelegt ist. Das Gerät kann als Bioreaktor zur in vitro Kultivierung von technischen Biocomposites oder als Testvorrichtung verwendet werden, um die mechanischen Eigenschaften des nativen Gewebes oder nach anderen Behandlungen vor beschreiben. Die Vorrichtung Themen entwickelt Gewebekonstrukte einer biaxialen mechanischen Belastun...

Wir haben eine Belastung Bioreaktor, die fähig Anwendung uniaxialen oder biaxialen mechanischen Belastung zu einer Gewebezüchtungen Biocomposites zur Transplantation hergestellt ausgelegt ist. Dieses Gerät ist in erster Linie als Bioreaktor für hochentwickelte Ersatz für Gelenkknorpel entwickelt, es könnte auch für andere tragende Gewebe im menschlichen Körper verwendet werden. Unsere Motivation in diesem Bioreaktor-Design stammt von Drachman und Sokoloff 1, der die bahnbrechenden Beobachtung abnorme Bildung von Gelenkknorpel in gelähmten Kükenembryos aufgrund der Abwesenheit von Bewegung gemacht. Ebenso ist körperliche Bewegung wichtig für die Entwicklung von normalen Muskeln und Knochen. Im Einklang mit diesem Konzept viele Forschungsgruppen haben, wie verschiedene Formen der körperlichen Reize während der in vitro Kultivierung untersucht moduliert die biochemischen und mechanischen Eigenschaften von Zell-Biomaterial Biocomposites und Gewebeexplantate 2-7. Das Konzept der funktionalen Tissue Engineeringbeinhaltet die in vitro-Verwendung von mechanischen Reizen, die funktionellen Eigenschaften von Geweben verbessern, dh die mechanischen Eigenschaften, die das Gewebe in vivo, um die Belastung zu widerstehen erwartet belasten und 8,9 zu ermöglichen. Zahlreiche Studien berichten über die Verwendung mechanischer Belastung in Bezug auf die Scher-und Kompressions zu Knorpels Konstrukte für Gelenk Gelenke zu stimulieren. Mauck et al. 10 zeigen, dass mechanische Belastung allein Chondrogenese von mesenchymalen Stammzellen auch in Abwesenheit von Wachstumsfaktoren, die als entscheidend sind induzieren. Anwendung der intermittierenden mechanische Belastung wie Druck oder Scherung während Gewebekultivierung hat sich gezeigt, zu modulieren Knorpel-und Knochenbildung, aber die optimale Dosimetrie Belastung unterscheidet sich mit Zell-und Gewebe-Eigenschaften 11. Die wichtigste Funktion von Gelenkknorpel ist die Fähigkeit, Druck-und Scherkräfte innerhalb widerstehendie gemeinsame, deshalb hat es eine hohe Druck-und Schermodule haben. Der Mangel an funktionalen mechanischen Festigkeit und physiologischen Ultrastruktur in Knorpels in der Aufgliederung nach neo-Knorpel in vivo und das Versagen der Knorpel in den Gelenken Ersatz Strategien geführt. Obwohl Kompression und Scherung wurden häufig unter Beweis gestellt haben zu modulieren und Verbesserung der mechanischen Festigkeit des Gelenkknorpels Biocomposites, ist eine Kombination Ansatz selten 6,12-15. Wartella und Wayne 16 entwickelt einen Bioreaktor, der Zug-und Druckkräfte bis Meniskusknorpel Ersatz produzieren angewendet. Waldman et al. Entwickelt 15 eine Einrichtung zur Kompression und Scherung zu Chondrozyten in einem porösen Substrat kultiviert Calciumpolyphosphat gelten. Bian et al. Zeigten 17 mechanischen Eigenschaften passenden nativen Knorpel mit der in-vitro-Kultivierung adulter Hunde Chondrozyten in Gelen und Anwendung von zweiachsigen mechanischer Belastung (Druck Deformationsphase Be-und Schleifkontakt Beladung). Die biaxiale mechanische Belastung Bioreaktor wurde ursprünglich von Danielle Chu in unserem Labor mit dem übergeordneten Ziel konzipiert, morphologischen Anpassungen in Tissue Engineering Knorpel induzieren konstruiert, was zu höheren Druck-und Schermodule als die derzeit verfügbaren 18. Wir glauben, dass diese Forschung deutlich erhöhen unser erweitertes Verständnis von, wie Mechanotransduktion moduliert werden kann, um klinisch relevant Ingenieur Gewebe.

<table border="1">
		<tbody>
		 <tr>
			<td></td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>REAGENTS</td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>DMEM, High glucose, pyruvate</td>
			<td>Invitrogen</td>
			<td>11995</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Agarose Type II</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>CAS 39346-81-1 </td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Penicillin Streptomycin Glutamine 100X</td>
			<td>Invitrogen</td>
			<td>10378-016</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>ITS+ Premix</td>
			<td>BD Biosciences</td>
			<td>354352</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Pen Strep Glutamine</td>
			<td>Invitrogen</td>
			<td>10378-016</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Amphotericin B</td>
			<td>Invitrogen</td>
			<td>041-95780</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Ascorbic Acid</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>A-2218</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Nonessential Amino Acid Solution 100x</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>M-7145</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>L-proline</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>P-5607</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Dexamethasone</td>
			<td>Sigma</td>
			<td>D-2915</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Recombinant Human Transforming Growth Factor &beta;1</td>
			<td>R&amp;D Systems</td>
			<td>240-B-010</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td></td>
			<td></td>
			<td></td>
			<td>EQUIPMENT</td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Model 31 Load Cell (1000 g)</td>
			<td>Honeywell</td>
			<td>AL311</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Single Channel Display</td>
			<td>Honeywell</td>
			<td>SC500</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>50 mm Linear Encoded Travelmax Stage with Stepper Actuator</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>LNR50SE/M</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Two Channel Stepper Motor Controller</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>BSC102</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>50 mm Trapezoidal Stepper Motor Drive (2)</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>DRV014</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Adjustable Kinematic Locator (4)</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>KL02</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Precision Right Angle Plate</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>AP90/M</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Vertical Mounting Bracket</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>LNR50P2/M</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Solid Aluminum Breadboard</td>
			<td>Thorlabs</td>
			<td>MB3030/M</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Gel Casting System with 1.5 mm and 0.75 mm spacer plates </td>
			<td>BioRad</td>
			<td>#1653312 and #1653310 </td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Disposable Biopsy Punch, 5 mm</td>
			<td>Miltex, Inc.</td>
			<td>33-35</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>16 mm hollow punch</td>
			<td>Neiko Tools</td>
			<td></td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Non-Tissue Culture Treated Plates, 24 Well, Flat Bottom</td>
			<td>BD Biosciences</td>
			<td>351147</td>
			<td></td>
		 </tr>
		 <tr>
			<td>Ultra-Moisture-Resistant Polysulfone sheet for loading platens</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td>86735k19</td>
			<td>Custom-machined</td>
		 </tr>
		</tbody>
 </table>

design of a biaxial mechanical loading bioreactor for tissue engineering

Wir haben eine Ladevorrichtung, die in der Lage ist die Anwendung uniaxialen oder biaxialen mechanischen Belastung zu einer Gewebezüchtungen Biocomposites zur Transplantation hergestellt ist. Während das Gerät in erster Linie die Funktion eines Bioreaktors, der die einheimischen mechanischen Belastungen imitiert, ist es auch mit einer Kraftmessdose zur Bereitstellung von Force-Feedback oder mechanische Prüfung der Konstrukte ausgestattet. Das Gerät Themen entwickelt Knorpel Konstrukte biaxiale mechanische Belastung mit großer Präzision des Ladens Dosis (Amplitude und Frequenz) und ist kompakt genug, um in einem Standard Gewebekulturinkubator passen. Es lädt Proben direkt in einer Gewebekultur Platte und mehrere Plattengrößen sind kompatibel mit dem System. Das Gerät wurde entwickelt, unter Verwendung von Komponenten für präzise geführte Laser-Anwendungen hergestellt. Bi-axial Belastung wird durch zwei orthogonal Stufen erreicht. Die Etappen haben eine 50 mm Stellweg und unabhängig von Schrittmotor Aktuatoren angetrieben, gesteuert durchein geschlossenes Schrittmotor-Treiber, der Mikroschritt-Funktionen verfügt, so dass Schrittweiten von weniger als 50 nm beträgt. Ein Polysulfon Belastung Platte mit dem bi-axial beweglichen Plattform gekoppelt ist. Bewegungen der Stufen werden von Thor-labs Erweiterte Positioning Technology (APT) Software gesteuert. Der Schrittmotor-Treiber mit der Software Ladeparameter von Frequenz und Amplitude von sowohl Scher-und Kompressions unabhängig und gleichzeitig einzustellen verwendet. Stellungsrückmeldung wird durch lineare optische Encoder, die eine bidirektionale Wiederholgenauigkeit von 0,1 um und eine Auflösung von 20 nm haben, die Übersetzung zu einer Positionsgenauigkeit von weniger als 3 um über die volle 50 mm Federweg zur Verfügung gestellt. Diese Encoder bieten die notwendige Rückmeldung mit der Elektronik auf true Nanopositionier Fähigkeiten zu gewährleisten. Zur Bereitstellung der Force-Feedback zu erfassen und auszuwerten kontaktieren Laden Reaktionen ist ein Präzisions-Miniatur-Wägezelle zwischen der Platte und der Beladung Movin positioniertg-Plattform. Die Wägezelle weist eine hohe Genauigkeit von 0,15% bis 0,25% des Messbereichs.

Das Gerät wurde unter Verwendung von Agarosegelen entkernt mit 20 Millionen Zellen / ml Chondrozyten getestet und kultiviert in Gegenwart von einachsigen (Kompression) oder zweiachsigen (Kompression und Scherung) mechanische Belastung. Primäre porcine Chondrozyten wurden aus dem Gelenkknorpel von 2-4 Monate alten Schweinen isoliert. 5 mm Durchmesser und 1,5 mm dicken Proben wurden in 2 ml definiert chondrogene Kulturmedium (DMEM high glucose, 1% ITS + Premix, 100 U / ml Penicillin, 100 ug / ml Streptomycin, 2 mM L-Glu...

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Design of a Biaxial Mechanical Loading Bioreactor for Tissue Engineering

Wir haben eine neuartige mechanische Belastung Bioreaktor uniaxialen oder biaxialen mechanischen Belastung zu einer Knorpel Biokomposit können vor der Transplantation in eine Anwendung Gelenkknorpeldefekt.

Entwurf eines Biaxiale Mechanische Belastung Bioreaktor für Tissue Engineering

We  designed a loading device that is capable of applying uniaxial or biaxial  mechanical strain to a tissue engineered biocomposites fabricated for  ...

design-biaxial-mechanical-loading-bioreactor-for-tissue

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Mechanical Engineering

Bioengineering

Unit 1

Analysis and Design of Beams for Bending

SCIENTISTS IN ACTION

14.3K Aufrufe.  The Warren Alpert Brown Medical School of Brown University and the Rhode Island Hospital. Wir haben eine neuartige mechanische Belastung Bioreaktor uniaxialen oder biaxialen mechanischen Belastung zu einer Knorpel Biokomposit können vor der Transplantation in eine Anwendung Gelenkknorpeldefekt.

Serie: Design of a Biaxial Mechanical Loading Bioreactor for Tissue Engineering

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.

Engineering Biological-Based Gefäßprothesen Mit einem Pulsatile Bioreaktor

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

Forschung

Biotechnik

Design of a Cyclic Pressure Bioreactor for the Ex Vivo Study of Aortic Heart Valves

The aortic valve, located between the left ventricle and the aorta, allows for unidirectional blood flow, preventing backflow into the ventricle. Aortic valve leaflets are composed of interstitial cells suspended within an extracellular matrix (ECM) and are lined with an endothelial cell monolayer. The valve withstands a harsh, dynamic environment and is constantly exposed to shear, flexion, tension, and compression. Research has shown calcific lesions in diseased valves occur in areas of high mechanical stress as a result of endothelial disruption or interstitial matrix damage1-3. Hence, it is not surprising that epidemiological studies have shown high blood pressure to be a leading risk factor in the onset of aortic valve disease4. 
The only treatment option currently available for valve disease is surgical replacement of the diseased valve with a bioprosthetic or mechanical valve5. Improved understanding of valve biology in response to physical stresses would help elucidate the mechanisms of valve pathogenesis. In turn, this could help in the development of non-invasive therapies such as pharmaceutical intervention or prevention. Several bioreactors have been previously developed to study the mechanobiology of native or engineered heart valves6-9. Pulsatile bioreactors have also been developed to study a range of tissues including cartilage10, bone11 and bladder12. The aim of this work was to develop a cyclic pressure system that could be used to elucidate the biological response of aortic valve leaflets to increased pressure loads. 
The system consisted of an acrylic chamber in which to place samples and produce cyclic pressure, viton diaphragm solenoid valves to control the timing of the pressure cycle, and a computer to control electrical devices. The pressure was monitored using a pressure transducer, and the signal was conditioned using a load cell conditioner. A LabVIEW program regulated the pressure using an analog device to pump compressed air into the system at the appropriate rate. The system mimicked the dynamic transvalvular pressure levels associated with the aortic valve; a saw tooth wave produced a gradual increase in pressure, typical of the transvalvular pressure gradient that is present across the valve during diastole, followed by a sharp pressure drop depicting valve opening in systole. The LabVIEW program allowed users to control the magnitude and frequency of cyclic pressure. The system was able to subject tissue samples to physiological and pathological pressure conditions. This device can be used to increase our understanding of how heart valves respond to changes in the local mechanical environment.

Design of a Cyclic Pressure Bioreactor for the Ex Vivo Study of Aortic Heart Valves

A cyclic pressure bioreactor capable of subjecting heart valve tissue to physiological and pathological pressure conditions has been designed. A LabVIEW program allows users to control pressure magnitude, amplitude and frequency. This device can be used to study the mechanobiology of heart valve tissue or isolated cells.

Entwurf eines zyklischen Druck Bioreaktor für die Ex Vivo Studium der Aorten-Herzklappen

The aortic valve, located between the left ventricle and the aorta, allows for unidirectional blood flow, preventing backflow into the ventricle. Aortic ...

Postproduction Processing of Electrospun Fibres for Tissue Engineering

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

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

Postproduction Verarbeitung von Elektrogesponnene Fasern für Tissue Engineering

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

Capillary Force Lithography for Cardiac Tissue Engineering

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

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

Kapillar-Force-Lithographie für Herz-Tissue Engineering

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

Operation of a Benchtop Bioreactor

Fermentation systems are used to provide an optimal growth environment for many different types of cell cultures. The ability afforded by fermentors to carefully control temperature, pH, and dissolved oxygen concentrations in particular makes them essential to efficient large scale growth and expression of fermentation products. This video will briefly describe the advantages of the fermentor over the shake flask. It will also identify key components of a typical benchtop fermentation system and give basic instruction on setup of the vessel and calibration of its probes. The viewer will be familiarized with the sterilization process and shown how to inoculate the growth medium in the vessel with culture. Basic concepts of operation, sampling, and harvesting will also be demonstrated. Simple data analysis and system cleanup will also be discussed.

Fermentors are used to increase culture yield and productivity of bioengineered cells. After screening multiple microbial or animal cell culture candidates in shake flasks, the next logical step is to increase the selected culture&#x2019;s biomass with the fermentor. This video demonstrates the setup and operation of a typical benchtop bioreactor system.

Betrieb einer Tischbioreaktor

Fermentation systems are used to provide an optimal growth environment for many different types of cell cultures. The ability afforded by fermentors to ...

Design and Construction of Artificial Extracellular Matrix (aECM) Proteins from Escherichia coli for Skin Tissue Engineering

Recombinant technology is a versatile platform to create novel artificial proteins with tunable properties. For the last decade, many artificial proteins that have incorporated functional domains derived from nature (or created de novo) have been reported. In particular, artificial extracellular matrix (aECM) proteins have been developed; these aECM proteins consist of biological domains taken from fibronectin, laminins and collagens and are combined with structural domains including elastin-like repeats, silk and collagen repeats. To date, aECM proteins have been widely investigated for applications in tissue engineering and wound repair. Recently, Tjin and coworkers developed integrin-specific aECM proteins designed for promoting human skin keratinocyte attachment and propagation. In their work, the aECM proteins incorporate cell binding domains taken from fibronectin, laminin-5 and collagen IV, as well as flanking elastin-like repeats. They demonstrated that the aECM proteins developed in their work were promising candidates for use as substrates in artificial skin. Here, we outline the design and construction of such aECM proteins as well as their purification process using the thermo-responsive characteristics of elastin.

Design and Construction of Artificial Extracellular Matrix aECM Proteins from Escherichia coli for Skin Tissue Engineering

Recombinant technologies have enabled material designers to create novel artificial proteins with customized functionalities for tissue engineering applications. For example, artificial extracellular matrix proteins can be designed to incorporate structural and biological domains derived from native ECMs. Here, we describe the construction and purification of aECM proteins containing elastin-like repeats.

Planung und Bau von künstlichen extrazellulären Matrix (aECM) Proteine ​​aus<em&gt; Escherichia coli</em&gt; Zum Haut Tissue Engineering

Recombinant technology is a versatile platform to create novel artificial proteins with tunable properties. For the last decade, many artificial proteins ...

Tissue Engineering by Intrinsic Vascularization in an In Vivo Tissue Engineering Chamber

In reconstructive surgery, there is a clinical need for an alternative to the current methods of autologous reconstruction which are complex, costly and trade one defect for another. Tissue engineering holds the promise to address this increasing demand. However, most tissue engineering strategies fail to generate stable and functional tissue substitutes because of poor vascularization. This paper focuses on an in vivo tissue engineering chamber model of intrinsic vascularization where a perfused artery and a vein either as an arteriovenous loop or a flow-through pedicle configuration is directed inside a protected hollow chamber. In this chamber-based system angiogenic sprouting occurs from the arteriovenous vessels and this system attracts ischemic and inflammatory driven endogenous cell migration which gradually fills the chamber space with fibro-vascular tissue. Exogenous cell/matrix implantation at the time of chamber construction enhances cell survival and determines specificity of the engineered tissues which develop. Our studies have shown that this chamber model can successfully generate different tissues such as fat, cardiac muscle, liver and others. However, modifications and refinements are required to ensure target tissue formation is consistent and reproducible. This article describes a standardized protocol for the fabrication of two different vascularized tissue engineering chamber models in vivo.

Tissue Engineering by Intrinsic Vascularization in an In Vivo Tissue Engineering Chamber

This is a guideline for constructing in vivo vascularized tissue using a microsurgical arteriovenous loop or a flow-through pedicle configuration inside a tissue engineering chamber. The vascularized tissues generated can be employed for organ regeneration and replacement of tissue defects, as well as for drug testing and disease modeling.

Tissue Engineering von Intrinsic Vaskularisation in ein<em&gt; In Vivo</em&gt; Tissue Engineering Chamber

In reconstructive surgery, there is a clinical need for an alternative to the current methods of autologous reconstruction which are complex, costly and ...

A Protocol for Decellularizing Mouse Cochleae for Inner Ear Tissue Engineering

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

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

Ein Protokoll für einem Maus Cochleae für das Innenohr Tissue Engineering

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

Recombinant Collagen I Peptide Microcarriers for Cell Expansion and Their Potential Use As Cell Delivery System in a Bioreactor Model

Tissue engineering is a promising field, focused on developing solutions for the increasing demand on tissues and organs regarding transplantation purposes. The process to generate such tissues is complex, and includes an appropriate combination of specific cell types, scaffolds, and physical or biochemical stimuli to guide cell growth and differentiation. Microcarriers represent an appealing tool to expand cells in a three-dimensional (3D) microenvironment, since they provide higher surface-to volume ratios and mimic more closely the in vivo situation compared to traditional two-dimensional methods. The vascular system, supplying oxygen and nutrients to the cells and ensuring waste removal, constitutes an important building block when generating engineered tissues. In fact, most constructs fail after being implanted due to lacking vascular support. In this study, we present a protocol for endothelial cell expansion on recombinant collagen-based microcarriers under dynamic conditions in spinner flask and bioreactors, and we explain how to determine in this setting cell viability and functionality. In addition, we propose a method for cell delivery for vascularization purposes without additional detachment steps necessary. Furthermore, we provide a strategy to evaluate the cell vascularization potential in a perfusion bioreactor on a decellularized&#160;biological matrix. We believe that the use of the presented methods could lead to the development of new cell-based therapies for a large range of tissue engineering applications in the clinical practice.

We propose a cell expansion protocol on macroporous microcarriers and their use as delivery system in a perfusion bioreactor to seed a decellularized tissue matrix. We also include different techniques to determine cell proliferation and viability of cells cultured on microcarriers. Furthermore, we demonstrate functionality of cells after bioreactor cultures.

Rekombinante Kollagen Modell I Peptid-Microcarriers für Zelle Expansion und ihre mögliche Verwendung als Zelle-Delivery-System in einem Bioreaktor

Tissue engineering is a promising field, focused on developing solutions for the increasing demand on tissues and organs regarding transplantation ...

Agarose-based Tissue Mimicking Optical Phantoms for Diffuse Reflectance Spectroscopy

This protocol describes how to make agarose-based tissue-mimicking phantoms and demonstrates how to determine their optical properties using a conventional optical system with an integrating sphere. Measuring systems for the acquisition of the diffuse reflectance and total transmittance spectra are constructed with a broadband white light source, a light guide, an achromatic lens, an integrating sphere, a sample holder, an optical fiber probe, and a multi-channel spectrometer. An acrylic mold consisting of two rectangular acrylic pieces and a U-shaped acrylic piece is constructed to create an epidermal phantom and a dermal phantom with whole blood. The application of a sodium dithionite (Na2S2O4) solution to the dermal phantom enables the researcher to deoxygenate hemoglobin in red blood cells distributed in the dermal phantom. The inverse Monte Carlo simulation with the diffuse reflectance and total transmittance spectra measured by a spectrometer with an integrating sphere is performed to determine the absorption coefficient spectrum &#181;a(&#955;) and the reduced scattering coefficient spectrum &#181;s&#39;(&#955;) of each layer phantom. A two-layered phantom mimicking the diffuse reflectance of human skin tissue is also demonstrated by piling up the epidermal phantom on the dermal phantom.

Here, we demonstrate how agarose-based tissue-mimicking optical phantoms are made and how their optical properties are determined using a conventional optical system with an integrating sphere.

Entwurf eines Biaxiale Mechanische Belastung Bioreaktor für Tissue Engineering

Zusammenfassung

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Kapitel in diesem Video

Engineering Biological-Based Gefäßprothesen Mit einem Pulsatile Bioreaktor

Entwurf eines zyklischen Druck Bioreaktor für die Ex Vivo Studium der Aorten-Herzklappen

Postproduction Verarbeitung von Elektrogesponnene Fasern für Tissue Engineering

Kapillar-Force-Lithographie für Herz-Tissue Engineering

Betrieb einer Tischbioreaktor

Planung und Bau von künstlichen extrazellulären Matrix (aECM) Proteine aus

Tissue Engineering von Intrinsic Vaskularisation in ein

Ein Protokoll für einem Maus Cochleae für das Innenohr Tissue Engineering

Rekombinante Kollagen Modell I Peptid-Microcarriers für Zelle Expansion und ihre mögliche Verwendung als Zelle-Delivery-System in einem Bioreaktor

Agarose-basierte Gewebe imitiert optische Phantome für Diffuse Reflexion Spektroskopie

Entwurf eines Biaxiale Mechanische Belastung Bioreaktor für Tissue Engineering

Zusammenfassung

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Engineering Biological-Based Gefäßprothesen Mit einem Pulsatile Bioreaktor

Entwurf eines zyklischen Druck Bioreaktor für die Ex Vivo Studium der Aorten-Herzklappen

Postproduction Verarbeitung von Elektrogesponnene Fasern für Tissue Engineering

Kapillar-Force-Lithographie für Herz-Tissue Engineering

Betrieb einer Tischbioreaktor

Planung und Bau von künstlichen extrazellulären Matrix (aECM) Proteine ​​aus

Tissue Engineering von Intrinsic Vaskularisation in ein

Ein Protokoll für einem Maus Cochleae für das Innenohr Tissue Engineering

Rekombinante Kollagen Modell I Peptid-Microcarriers für Zelle Expansion und ihre mögliche Verwendung als Zelle-Delivery-System in einem Bioreaktor

Agarose-basierte Gewebe imitiert optische Phantome für Diffuse Reflexion Spektroskopie

Planung und Bau von künstlichen extrazellulären Matrix (aECM) Proteine aus