Este trabajo fue apoyado por la Oficina de Investigación y Desarrollo, RR + D Service, Departamento de Asuntos de Veteranos de EE.UU., NIH COBRE 1P20RR024484, NIH K24 AR02128 y el Departamento de Defensa W81XWH-10-1-0643.

1. Biaxial Cargando biorreactor de Diseño <ol><li> El biorreactor emplea dos etapas fabricados por Thor-laboratorios (Newton, MA) para las aplicaciones de láser guiado de precisión para la aplicación de una tensión mecánica uniaxial o biaxial para la ingeniería de tejidos, con gran precisión de la dosis de carga (amplitud y frecuencia) y la aplicación a una amplia variedad de las condiciones de cultivo de tejido de un solo a placas de 24 pocillos (Figura 1). </li><li> Carga biaxial se lleva a cabo por dos etapas Travelmax (LNR50SE). Estas etapas están montados ortogonalmente en una configuración XZ. La etapa de cizallamiento horizontal proporciona movimientos dinámicos mediante la oscilación a lo largo del eje-X. La etapa vertical, proporciona una carga de compresión dinámica mediante la oscilación a lo largo del eje Z. Estas etapas tienen un rango de recorrido 50 mm y son accionados independientemente por actuadores de motor paso a paso (DRV014), controlados por un controlador de motor paso a paso de bucle cerrado (BSC102) que presenta capacidades de micro paso a paso, lo que permite tamaños de paso de menos de50 nm. </li><li> El dispositivo se monta en un rígidos 25 cm x 30 cm x 12,5 mm de la placa de base de aluminio que se utiliza como una plataforma para el montaje de componentes de la máquina y para el montaje de placas de cultivo de tejidos. Paradas cinemáticas ajustables se utilizan para fijar las placas de cultivo de tejidos en su lugar en la placa base de aluminio. Estas paradas cinemáticas tienen tornillos de ajuste fino para permitir una alineación precisa que no es de otro modo alcanzable con la mano. El diseño modular de la placa de base permite una colocación flexible de estas paradas cinemáticas para acomodar placas de diferentes tamaños y formas (placas de Petri vs placas de múltiples pocillos). </li><li> Una costumbre-mecanizada polisulfona carga plato se acopla a la plataforma en movimiento biaxial a través de un soporte de ángulo recto con maquinado de precisión. Material de polisulfona fue elegido debido a su biocompatibilidad, facilidad de mecanizado, y la facilidad de esterilización. </li><li> Los movimientos de las etapas están controladas por software de la tecnología de posicionamiento avanzado Thor-labs &#39;(APT). El controlador de motor paso a paso es nosotrosed en combinación con el software que permite el ajuste de los parámetros de carga de la frecuencia y la amplitud de tanto cizallamiento y compresión de forma independiente y simultánea. </li><li> Retroalimentación posicional es proporcionado por codificadores ópticos lineales que están unidos a cada plataforma móvil y están integrados con el software. El sistema codificador tiene una repetibilidad bidireccional de 0,1 micras y una resolución de 20 nm, que se traduce en una precisión posicional de menos de 3 micras más de la totalidad de 50 mm de recorrido. Estos encoders proporcionan la retroalimentación de la posición necesaria para la electrónica de guía para asegurar verdaderas capacidades nanopositioning y una lectura directa de la posición absoluta. </li><li> Con el fin de proporcionar la regeneración de la fuerza necesaria para detectar el contacto entre el rodillo y las muestras y evaluar las respuestas de carga, una célula de carga en miniatura de precisión (Honeywell Modelo 31) está situada entre la placa de carga y la plataforma móvil (Figura 2). La célula de carga tiene altas precisiones de0,15% al ​​0,25% de la escala completa. La unidad de visualización (SC500) para la célula de carga también puede proporcionar mediciones de carga de hasta 5 cifras decimales. Además, cuenta con un puerto RS-232 para permitir la recolección de datos en un ordenador. </li></ol> 2. Sembrado de células agarosa Construcciones <ol><li> Preparar 4% de agarosa: Añadir 0,8 g de agarosa a 20 ml de DMEM (sin aditivos) en un matraz de 50 ml, ebullición, y luego mantener a 70 ° C en horno hasta su uso. </li><li> Ajustar el volumen de la suspensión celular para la cantidad doble de la densidad de la siembra de células deseada. Esta suspensión se mezcla con un volumen igual de 4% w / v de agarosa para crear un gel de agarosa al 2% en la densidad de siembra deseada. </li><li> Coloque tanto la suspensión de células y una pipeta de 10 ml en la incubadora. </li><li> Establecer sistema de colada de gel. Un 1,5 mm y una placa de separación 0,75 mm se debe poner juntos para crear un gel espeso 2,25 mm. Otros tamaño de placas espaciadoras pueden ser utilizados para crear diferentes grosores de gel. El sistema de colada de gel no es lo suficientemente grande como para albergar estas placas togetella, por lo que debe estar bien pegado para evitar fugas. </li><li> El siguiente paso es mezclar rápidamente la suspensión de células con la agarosa y la pipeta previamente preparada en el molde antes de que el gel de agarosa se solidifica. Retire el líquido de agarosa del horno y colocar un termómetro estéril en ella. La agarosa debe enfriar a 42-43 ° C antes de mezclar con las células. Calentar la suspensión celular a 37 º C. Una vez que la agarosa se realiza 43 ° C, pipeta rápidamente la cantidad deseada y luego pipeta de inmediato la suspensión de células hacia arriba y abajo varias veces para mezclar. A continuación pipetear inmediatamente toda la mezcla en el molde de gel. </li><li> Deje que el gel se solidifique durante 10-15 minutos y luego incline con cuidado a una posición horizontal. </li><li> Retire la placa superior de cristal y los discos de perforación con la biopsia por punción. Los discos pueden ser recogidos con una pequeña espátula estéril. En nuestra experiencia, un gel de 9 ml fue lo suficientemente grande como para que más de un centenar de discos de 5 mm de diámetro. </li></ol> 3. Cultura de los discos </p&gt; <ol><li> Coloque un disco en cada pocillo de una placa de cultivo no-tejido de 24 pocillos tratadas. </li><li> Añadir 2 ml de medio de diferenciación condrogénica libre de suero a cada pocillo. </li><li> Coloque las placas en la incubadora (37 ° C, 5% CO 2). </li><li> Para los cambios de medios, sustituya 1 ml por pocillo cada 2-3 días. </li></ol> 4. La inmovilización de las muestras de Carga mecánica <ol><li> Preparar 4% de agarosa (sin suspensión celular original) y el gel debería ser más delgado que los propios muestras (para evitar interferencias durante la carga). El espesor recomendado es de 1.5 a 1.9 mm (para muestras de 2,25 mm de espesor). </li><li> Una vez gelificado, ponche discos de diámetro 16 mm para placas de 24 pocillos. En cada disco, ponche de un agujero de 5 mm de la muestra que se coloca pulg Si se desea, punzón otro agujero de 5 mm en el borde del disco de la pipeta para ser colocado durante los cambios de los medios de comunicación. </li><li> Una vez agarosa pozos se han hecho, en lugar de 24 y placa, como se muestra en la Figura 3. </li><li> Una vez que el W agarosaells se encuentran en la placa de 24 pocillos, ajuste a presión muestras en cada pocillo. La muestra debe sobresalir de la parte superior del pozo de agarosa. </li></ol> 5. Carga mecánica <ol><li> Esterilizar platina (Figura 2). </li><li> Fije la placa de aluminio para la celda de carga. Secure carga plato / vaso / aluminio conjunto de la placa de carga hacia el escenario. </li><li> Encienda el controlador de motor paso a paso (interruptor en la parte trasera). </li><li> Encienda el programa abierto &quot;APT usuario&quot; (Figura 4) y PC. <ol><li> Pantalla izquierda controla el motor paso a paso horizontal. Pantalla de la derecha controla el motor paso a paso vertical. En cada pantalla, pestaña &quot;control gráfico&quot; permite un posicionamiento manual y registro &quot;Sequencer Move&quot; permite la automatización. Todas las unidades son mm. </li></ol></li><li> Ir a la pestaña &quot;Control de gráfico&quot; en ambas pantallas y pulse el botón &quot;Inicio / Zero&quot;. Ambos motores paso a paso tienen una gama de 50 mm. Pulsando la tecla &quot;Inicio / Zero&quot; enviará dos motores paso a paso a la posición cero (arriba y derecha-la mayoría de los puestos). </li><li> Prepare las muestras en la placa de 24 pocillos para la carga mediante la eliminación de algunos medios de comunicación de cada pocillo. No más de 1 ml de los medios de comunicación se debe dejar en cada pocillo para evitar el desbordamiento durante la carga. Asegúrese de que haya suficientes medios se queda en el pozo para mantener la muestra cubierta. <ol><li> Nótese que la incubadora se mantiene en condiciones de baja humedad para evitar el fracaso instrumento. </li></ol></li><li> Lugar placa de 24 pocillos en biorreactor y alinearse cuidadosamente con la platina. <ol><li> La placa se fija al biorreactor usando cuatro localizadores cinemáticas ajustables. Para que sea más fácil alinear el plato, los dos localizadores izquierdo se han pre-posicionado. Apriete los dos localizadores adecuados para que la placa es seguro. Asegúrese de alinear la placa de arriba a ras con la parte frontal de la base del biorreactor. </li><li> En la pestaña &quot;Control gráfica&quot;, una posición específica del motor paso a paso se puede introducir manualmente haciendo clic en el cuadro de posición. Utilice esta función para bajar lentamente la platina y moverlo horizontalmente para alinear con la placa. </li> &lt;/ Ol&gt; </li><li> Una vez que la placa está cerca de entrar en contacto con las muestras, empezar a poner la placa en incrementos muy lento (0,1 mm) hasta llegar a la posición de inicio predeterminada (véase la parte 6). </li><li> Una vez alcanzada la posición de partida, vaya a &quot;Mover Sequencer&quot; ficha y cargar la secuencia de movimiento que desee pulsando &quot;Cargar&quot;. A continuación, pulse &quot;Ejecutar&quot; para iniciar. (Figura 5) Véase la parte 7. Redacción de un protocolo de dosificación. </li><li> Cuando haya terminado de cargar, elevar manualmente el rodillo. Si las muestras se pegan a la placa, coloque cuidadosamente de nuevo en el pocillo apropiado usando una espátula estéril. </li><li> Retire placa de 24 pocillos de bioreactor y reemplazar los medios de comunicación. </li><li> Retire con cuidado la placa de la célula de carga y luego se apagará instrumentos. </li></ol> 6. Calibración Cargando platina Para asegurar que las cepas apropiadas se aplican a las muestras, cada platina debe calibrarse cuidadosamente antes de iniciar un experimento. <ol><li&gt; Realice los pasos 5.1 a 5.8. </li><li> Poner manualmente motor paso a paso horizontal en la posición de 25 mm. </li><li> Con cuidado, la placa inferior hasta que apenas entra en contacto con la base del biorreactor. Célula de carga mostrará aumento de la carga en este punto. Tome nota de la posición exacta del motor paso a paso vertical (ser lo más preciso posible, ya que todas las mediciones de deformación de compresión se calcularán a partir de este valor). </li><li> Anote la posición. Este valor se utiliza para escribir un protocolo de dosificación basado en dimensiones de la muestra y las cepas deseadas. </li></ol> 7. Redacción de un protocolo de dosificación <ol><li> El biorreactor es capaz de aplicar tensión tanto a la compresión y cizalla, ya sea simultáneamente o individualmente. Tres principales parámetros deben decidirse: tara tensión de compresión, amplitud de deformación dinámica, y la carga de frecuencia. </li><li> Una cepa de tara se aplica con el fin de evitar que el despegue de la platina de la muestra. </li><li> Muestra amplitud de deformación dinámica y la carga de frecuenciafrecuencia se eligen. </li></ol> En este estudio se define tensión de compresión y de cizallamiento de la siguiente manera: <img alt="Ecuación 1" fo:content-width="3.26in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1.jpg" /> Ejemplo de protocolo de dosificación Biaxial Espesor de la muestra: 2,25 mm Tara Cepa (compresión): 10% del espesor de la muestra (0,225 mm) Amplitud de deformación dinámica (compresión): 10% (+ / - 5% del espesor de la muestra) Frecuencia (compresión): 1 Hz Amplitud Dinámico de tensiones (cizallamiento): 25% del espesor de la muestra (0,5625 mm): Esfuerzo cortante es aplicada a la muestra por la platina se mueve horizontalmente. Frecuencia (Shear): 0,5 Hz Protocolo de dosificación habitual es de 3 horas de carga por día. En este ejemplo, la carga dinámica y la cizalladura se aplica simultáneamente en vez de secuencialmente. Creemos que este patrón mejor mimICS el entorno de carga compleja en la rodilla humana. <ol start="4"><li> Una vez que se ha seleccionado un protocolo de dosificación, un programa de secuencia de movimiento de compresión debe ser escrito. </li><li> La secuencia de movimiento es exactamente lo que suena, una lista de posiciones que el motor paso a paso se moverá con una aceleración y velocidad máxima especificada. </li><li> Calcular posiciones verticales ideales en función de la dosis de protocolo y el valor de calibración plato (de la parte 6). </li><li> Ejemplo de cálculos para platina 1 se proporcionan a continuación: </li></ol><table border="1" fo:keep-together.within-page="always"><tbody><tr><td></td><td> Diferencia con el valor de calibración </td><td> Posición Vertical </td></tr><tr><td> Platina Valor de calibración (toques fondo del biorreactor) </td><td> 0 mm </td><td> 29,7700 mm </td></tr><tr><td> Platina hace contacto con la muestra (2,25 mm de la muestra) </td><td> 4,4140 mm </td><td> 25,3560 mm </td></tr><tr><td> Stlluvia (5% Grosor) </td><td> 4,3015 mm </td><td> 25,4705 mm </td></tr><tr><td> Strain (10% Grueso) </td><td> 4,1890 mm </td><td> 25,5810 mm </td></tr><tr><td> Strain (15% Grueso) </td><td> 4,0765 mm </td><td> 25,6955 mm </td></tr></tbody></table><ol start="8"><li> Una vez que las posiciones se computan, experimente con valores de aceleración y velocidad máxima para obtener la frecuencia correcta. El número de ciclos debe ser elegido, en consecuencia (por ejemplo, 10.800 ciclos de 3 horas a 1 Hz). </li><li> Ejemplo de programa secuencia de movimientos de compresión dinámica (10% de compresión de tara, 10% amplitud de deformación dinámica, 1 Hz) (Figura 5) </li><li> Cizalladura del programa de secuencia movimiento dinámico: El número de ciclos debe ser elegido de acuerdo a la frecuencia y la duración deseada (por ejemplo, 5.400 ciclos durante 3 horas a 0,5 Hz). </li><li> Ejemplo de programa de secuencia movimiento de corte dinámico (10% de compresión de tara, 0,5625 mm (25% del espesor) dinámico de amplitud de deformación de cizallamiento, 0,5Hz) (Figura 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. Cell Sci. 108, 1497-1508 (1995).</li><li>Vunjak-Novakovic, G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bioreactor+Cultivation+Conditions+Modulate+the+Composition+and+Mechanical+Properties+of+Tissue-Engineered+Cartilage.">Bioreactor Cultivation Conditions Modulate the Composition and Mechanical Properties of Tissue-Engineered Cartilage.</a> Journal of Orthopaedic Research. 17, 130-138 (1999).</li><li>Gooch, K. J., 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=Effects+of+Mixing+Intensity+on+Tissue-Engineered+Cartilage.">Effects of Mixing Intensity on Tissue-Engineered Cartilage.</a> Biotechnology and Bioengineering. 72, 402-407 (2001).</li><li>Carver, S. E., Heath, C. 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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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Cell Mater. 22, 214-225 (2011).</li></ol>

Los autores declaran que no tienen intereses financieros en competencia.

Hemos diseñado un dispositivo de carga que es capaz de aplicar una tensión mecánica uniaxial o biaxial para construcciones de ingeniería de tejidos fabricados para el trasplante. El dispositivo se puede utilizar como un biorreactor para el cultivo in vitro de biocomposites ingeniería o como un dispositivo de prueba para describir las características mecánicas del tejido nativo o después de otros tratamientos previos a. Los sujetos de dispositivos diseñados construcciones de tejido a una carga ...

Hemos diseñado un biorreactor de carga que es capaz de aplicar una tensión mecánica uniaxial o biaxial a un tejido biocomposites de ingeniería fabricados para el trasplante. Este dispositivo está diseñado principalmente como un biorreactor para los reemplazos de ingeniería de cartílago articular, sino que también podría ser utilizado para otros tejidos de soporte de carga en el cuerpo humano. Nuestra motivación en este diseño de bioreactor se deriva de Drachman y Sokoloff 1, que hizo la observación fundamental de la formación anormal del cartílago articular en embriones de pollo paralizadas debido a la falta de movimiento. Del mismo modo, el ejercicio físico es esencial para el desarrollo normal de los músculos y de los huesos. De acuerdo con este concepto, muchos grupos de investigación han estudiado cómo los diferentes modos de estímulos físicos durante el cultivo in vitro modula las propiedades bioquímicas y mecánicas de biocomposites células biomateriales y explantes tisulares 2-7. El concepto de ingeniería de tejidos funcionalesimplica el uso in vitro de los estímulos mecánicos para mejorar las propiedades funcionales de los tejidos, es decir, las propiedades mecánicas que permiten que el tejido para soportar la espera en el estrés y la tensión in vivo 8,9. Numerosos estudios reportan el uso de carga mecánica en términos de esfuerzo cortante y compresión para estimular cartilaginosas construcciones de ingeniería para uniones articulares. Mauck et. Al 10 sugieren que la carga mecánica por sí sola puede inducir condrogénesis de células madre mesenquimales, incluso en ausencia de factores de crecimiento que se consideran vitales. Aplicación de carga mecánica intermitente tales como la compresión o cizalladura durante el cultivo de tejidos se ha demostrado que modulan la formación de hueso y cartílago, sin embargo, la dosimetría óptima de la carga difiere con las propiedades del tejido celular y 11. La función más importante del cartílago articular es la capacidad de soportar fuerzas de compresión y de cizallamiento dentro dela articulación, por lo tanto, tiene que tener una alta compresión y módulos de cizallamiento. La falta de resistencia mecánica y funcional ultraestructura fisiológica en el cartílago de ingeniería ha dado lugar a la ruptura sobre el neo-cartílago in vivo y el fracaso de las estrategias de sustitución de cartílago en las articulaciones. Aunque la compresión y cizallamiento se han demostrado comúnmente para modular y mejorar la resistencia mecánica de biocomposites cartílago articular, un enfoque de combinación es rara 6,12-15. Wartella y Wayne 16 diseñaron un biorreactor que aplica tensión y la compresión para producir reemplazos de cartílago del menisco. Waldman et al. 15 diseñado un dispositivo para aplicar una compresión y cizallamiento a los condrocitos cultivados en un sustrato de polifosfato de calcio poroso. . Bian et al 17 demostró propiedades mecánicas del cartílago nativo que coincidan con el cultivo in vitro de los condrocitos caninos adultos en geles y aplicación de mecanismos biaxialmecánicos de carga (compresión deformacional carga y deslizamiento de carga de contacto). El biorreactor carga mecánica biaxial fue diseñado originalmente por Danielle Chu en nuestro laboratorio con el objetivo general para inducir adaptaciones morfológicas en el tejido del cartílago ingeniería construye resulta en mayores módulos de compresión y cizallamiento que en la actualidad dispone de 18. Creemos que esta investigación se incrementará significativamente nuestra comprensión más amplia de cómo mechanotransduction puede ser modulada para diseñar tejidos clínicamente relevantes.

<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

Hemos diseñado un dispositivo de carga que es capaz de aplicar una tensión mecánica uniaxial o biaxial a un tejido biocomposites de ingeniería fabricados para el trasplante. Mientras que el dispositivo funciona principalmente como un biorreactor que imita las cepas nativas mecánicos, sino que también está equipado con una célula de carga para proporcionar retroalimentación de fuerza o pruebas mecánicas de los constructos. Los sujetos de dispositivos diseñados construcciones cartílago a cargas mecánicas biaxial con gran precisión de la dosis de carga (amplitud y frecuencia) y es lo suficientemente compacto como para caber en un cultivo de tejidos incubadora estándar. Se carga muestras directamente en una placa de cultivo de tejidos, y múltiples tamaños de placa son compatibles con el sistema. El dispositivo ha sido diseñado utilizando componentes fabricados para aplicaciones de láser de precisión guiadas. Carga biaxial se lleva a cabo por dos fases ortogonales. Las etapas tienen un rango de desplazamiento de 50 mm y se conducen de forma independiente por actuadores de motor paso a paso, controlados porun controlador de bucle cerrado del motor paso a paso que dispone de capacidades de micro paso a paso, lo que permite tamaños de paso de menos de 50 nm. Un polisulfona carga plato se acopla a la plataforma en movimiento biaxial. Los movimientos de las etapas están controladas por Thor-labs software Tecnología Avanzada de Posicionamiento (APT). El controlador de motor paso a paso se utiliza con el software para ajustar los parámetros de carga de frecuencia y amplitud tanto de cizallamiento y compresión de forma independiente y simultánea. Retroalimentación posicional es proporcionado por codificadores ópticos lineales que tienen una repetibilidad bidireccional de 0,1 micras y una resolución de 20 nm, que se traduce en una precisión posicional de menos de 3 micras más de la plena 50 mm de recorrido. Estos encoders proporcionan la retroalimentación de la posición necesaria para la electrónica de guía para garantizar verdaderas capacidades nanopositioning. A fin de proporcionar la retroalimentación de fuerza para detectar y evaluar las respuestas de contacto de carga, una célula de carga en miniatura de precisión se coloca entre el rodillo de carga y el Movinplataforma de g. La célula de carga tiene altas precisiones de 0.15% a 0.25% de la escala completa.

El dispositivo fue probado mediante el uso de geles de agarosa se sembró con 20 millones de células / ml y se cultivaron condrocitos en presencia de uniaxial (compresión) o biaxial (compresión y cizalla) carga mecánica. Condrocitos primarios porcinos se aislaron a partir del cartílago articular de los cerdos 2-4 meses de edad. 5 mm de diámetro y 1,5 muestras mm de espesor se cultivaron en 2 ml de medio de cultivo condrogénica definido (DMEM alto en glucosa, 1% SU + Premezcla, 100 U / ml de penicilina, 100 mg / m...

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Design of a Biaxial Mechanical Loading Bioreactor for Tissue Engineering

Hemos diseñado un nuevo biorreactor de carga mecánica que se puede aplicar tensión mecánica uniaxial o biaxial a un biocompuesto cartílago antes del trasplante en un defecto de cartílago articular.

Diseño de un Carga mecánica Biaxial biorreactor para Ingeniería de Tejidos

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

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Bioengineering

Unit 1

Analysis and Design of Beams for Bending

SCIENTISTS IN ACTION

14.2K vistas.  The Warren Alpert Brown Medical School of Brown University and the Rhode Island Hospital. Hemos diseñado un nuevo biorreactor de carga mecánica que se puede aplicar tensión mecánica uniaxial o biaxial a un biocompuesto cartílago antes del trasplante en un defecto de cartílago articular.

Video: 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.

La ingeniería biológica basada en los injertos vasculares El uso de un biorreactor pulsátil

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

Investigación

Bioingeniería

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.

Diseño de un biorreactor de presión cíclica de la Ex Vivo Estudio de las válvulas aórtica del corazón

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.

Postproducción de procesamiento de las Fibras electrospun de Ingeniería de Tejidos

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

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.

La operación de un biorreactor de sobremesa

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.

Diseño y Construcción de Artificial matriz extracelular (AECM) Las proteínas de<em&gt; Escherichia coli</em&gt; Para la piel Ingeniería de Tejidos

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.

Ingeniería de tejidos por intrínseca Vascularización en una<em&gt; En Vivo</em&gt; Cámara Ingeniería de Tejidos

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

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.

Recombinante colágeno péptido Microcarriers para la extensión celular y su posible uso como sistema de células en un biorreactor modelo

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.

Basado en la agarosa tejido imitando fantasmas ópticos para espectroscopia de reflectancia difusa

This protocol describes how to make agarose-based tissue-mimicking phantoms and demonstrates how to determine their optical properties using a ...

Biaxial Mechanical Characterizations of Atrioventricular Heart Valves

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive models, which provide a mathematical representation of the mechanical function of those structures. This presented biaxial mechanical testing protocol involves (i) tissue acquisition, (ii) the preparation of tissue specimens, (iii) biaxial mechanical testing, and (iv) postprocessing of the acquired data. First, tissue acquisition requires obtaining porcine or ovine hearts from a local Food and Drug Administration-approved abattoir for later dissection to retrieve the valve leaflets. Second, tissue preparation requires using tissue specimen cutters on the leaflet tissue to extract a clear zone for testing. Third, biaxial mechanical testing of the leaflet specimen requires the use of a commercial biaxial mechanical tester, which consists of force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation testing protocols to characterize the leaflet tissue&#39;s mechanical properties. Finally, post-processing requires the use of data image correlation techniques and force and displacement readings to summarize the tissue&#39;s mechanical behaviors in response to external loading. In general, results from biaxial testing demonstrate that the leaflet tissues yield a nonlinear, anisotropic mechanical response. The presented biaxial testing procedure is advantageous to other methods since the method presented here allows for a more comprehensive characterization of the valve leaflet tissue under one unified testing scheme, as opposed to separate testing protocols on different tissue specimens. The proposed testing method has its limitations in that shear stress is potentially present in the tissue sample. However, any potential shear is presumed negligible.

This protocol involves characterizations of atrioventricular valve leaflets with force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation biaxial mechanical testing procedures. Results acquired with this protocol can be used for constitutive model development to simulate the mechanical behavior of functioning valves under a finite element simulation framework.

Biaxiales caracterizaciones mecánicas de válvulas auriculoventricular del corazón

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive ...

3D Bioprinting of Murine Cortical Astrocytes for Engineering Neural-Like Tissue

Astrocytes are glial cells with an essential role in the central nervous system (CNS), including neuronal support and functionality. These cells also respond to neural injuries and act to protect the tissue from degenerative events. In vitro studies of astrocytes&#39; functionality are important to elucidate the mechanisms involved in such events and contribute to developing therapies to treat neurological disorders. This protocol describes a method to biofabricate a neural-like tissue structure rich in astrocytes by 3D bioprinting astrocytes-laden bioink. An extrusion-based 3D bioprinter was used in this work, and astrocytes were extracted from C57Bl/6 mice pups&#39; brain cortices. The bioink was prepared by mixing cortical astrocytes from up to passage 3 to a biomaterial solution composed of gelatin, gelatin-methacryloyl (GelMA), and fibrinogen, supplemented with laminin, which presented optimal bioprinting conditions. The 3D bioprinting conditions minimized cell stress, contributing to the high viability of the astrocytes during the process, in which 74.08% &#177; 1.33% of cells were viable right after bioprinting. After 1 week of incubation, the viability of astrocytes significantly increased to 83.54% &#177; 3.00%, indicating that the 3D construct represents a suitable microenvironment for cell growth. The biomaterial composition allowed cell attachment and stimulated astrocytic behavior, with cells expressing the specific astrocytes marker glial fibrillary acidic protein (GFAP) and possessing typical astrocytic morphology. This&#160;reproducible protocol provides a valuable method to biofabricate 3D neural-like tissue rich in astrocytes that resembles cells&#39; native microenvironment, useful to researchers that aim to understand astrocytes&#39; functionality and their relation to the mechanisms involved in neurological diseases.

Here we report a method of 3D bioprinting murine cortical astrocytes for biofabricating neural-like tissues to study the functionality of astrocytes in the central nervous system and the mechanisms involving glial cells in neurological diseases and treatments.

Bioimpresión 3D de astrocitos corticales murinos para la ingeniería de tejido neural

Astrocytes are glial cells with an essential role in the central nervous system (CNS), including neuronal support and functionality. These cells also ...