이 작품은 연구 및 개발, RR &amp; D 서비스, 재향 군인의 미국학과, NIH 코 브레 1P20RR024484, NIH K24 AR02128 및 방위 W81XWH-10-1-0643학과 사무실에 의해 지원되었다.

1. 이축 로딩 생물 반응기 설계 <ol><li> 생물 반응기는 큰 적재 용량의 정밀도 (진폭과 주파수) 및 다양한 종류의에 응용 프로그램과 함께, 설계 조직에 일축 또는 이축 기계적 변형을 적용 정밀 유도 레이저 응용 프로그램에 대해 철저히 연구소 (뉴턴, MA)에 의해 제조 두 단계를 사용합니다 Single에서 24 잘 플레이트 (그림 1)의 조직 배양 조건. </li><li> 이중 축 방향 하중은 두 TravelMax 단계 (LNR50SE)에 의해 수행됩니다. 이 단계는 XZ 구성에 직교 장착되어 있습니다. 수평 단계는 X 축을 따라 진동에 의해 동적 전단 동작을 제공합니다. 수직 단계는 Z 축을 따라 진동에 의해 동적으로 압축 하중을 제공합니다. 이 단계 미만의 스텝 크기를 사용, 50mm 이동 범위를 가지고 마이크로 스테핑 기능을 특징으로하는 폐 루프 스텝 모터 드라이버 (BSC102)에 의해 제어 스테퍼 모터 액츄에이터 (DRV014)에 의해 독립적으로 구동됩니다50 nm의. </li><li> 이 장치는 단단한 25cm에 장착되어 X 30cm X 12.5 기계 부품의 조립을위한 플랫폼 및 조직 배양 플레이트의 설치에 사용됩니다 mm 알루미늄베이스 플레이트. 조정 운동 정지는 알루미늄베이스 플레이트 자리에 조직 배양 플레이트를 잠그는 데 사용됩니다. 이 운동 중지 그렇지 않으면 손으로 달성 할 수없는 정확한 정렬을 허용하도록 미세 조정 나사가 있습니다. 베이스 플레이트의 모듈 형 설계는 서로 다른 크기와 모양 (배양 접시 대 멀티 - 웰 플레이트)의 판을 수용하기 위해 이러한 운동 정지를 유연하게 배치 할 수 있습니다. </li><li> 맞춤 가공 폴리 설폰 로딩 플래 튼은 정밀 가공 오른쪽 꺾쇠 괄호를 통해 양방향 축 이동 플랫폼에 결합된다. 폴리 술폰 재료는 가공의 용이성 및 살균의 용이성 인해 생체 적합성에 선택되었다. </li><li> 단계의 움직임은 철저히 연구소 &#39;고급 포지셔닝 기술 (APT) 소프트웨어에 의해 제어됩니다. 스테퍼 모터 드라이버는 우리입니다주파수 및 전단 독립적으로 동시에 압축을 모두 진폭의 부하 매개 변수의 조정을 허용하는 소프트웨어와 함께 ED. </li><li> 위치 피드백은 각 이동 플랫폼에 연결되고 소프트웨어와 통합 된 선형 광 인코더에 의해 제공됩니다. 엔코더 시스템은 여행의 전체 50mm 이상 이하 3 ㎛의 위치 정확도로 번역, 0.1 ㎛의 양방향 반복성과 20 나노 미터의 해상도를 가지고 있습니다. 이 인코더는 진정한 나노 포지셔닝 기능을 보장하기 위해 드라이브 제품 및 절대 위치의 직접 판독하는 데 필요한 위치 피드백을 제공합니다. </li><li> 플래 튼과 샘플 사이의 접촉을 감지하는 데 필요한 힘 피드백을 제공하고로드 응답 로딩 플래 튼 및 이동 플랫폼 (그림 2) 사이에 위치 정밀도 소형 로드셀 (하니웰 모델 31) 평가하기 위하여. 로드 셀은 높은 정확도의가0.15 % 0.25 % 풀 스케일. 로드 셀의 표시 장치 (SC500)는 5 소수 자릿수까지의 하중 측정을 제공 할 수 있습니다. 또한, 그것은 컴퓨터에 데이터 수집이 가능하도록 RS-232 포트가 있습니다. </li></ol> 2. 셀 시드 아가로 오스 구문 <ol><li> 4 % 아가로 오스 준비 20 ML 50 ML 플라스크에 DMEM (무첨가), 종기, 그리고 70에서 계속 사용할 때까지 ° C 오븐에 0.8 g 아가로 오스를 추가합니다. </li><li> 원하는 세포 시딩 밀도의 두 배 금액에 대한 세포 현탁액의 볼륨을 조정합니다. 이 서스펜션은 원하는 시딩 밀도에서 2 % 아가로 오스 겔을 만드는 4 % W / V 아가의 동량으로 혼합된다. </li><li> 인큐베이터에있는 세포 현탁액 한 10 ㎖ 피펫을 모두 놓습니다. </li><li> 겔 캐스팅 시스템을 설정합니다. 하나의 1.5 mm 한 0.75 mm 스페이서 플레이트 2.25 mm 두께의 젤을 만들어 함께 넣어해야합니다. 다른 크기 스페이서 플레이트는 다른 겔 두께 생성하는 데 사용할 수 있습니다. 겔 캐스팅 시스템이 접시 toget을 보관 유지하는데 충분한 크기가 아닌 경우그녀는, 그래서 그들은 안전하게 누출을 방지하기 위해 녹화해야합니다. </li><li> 다음 단계는 아가로 오스는 응고되기 전에 빨리 겔 금형에 앞서 준비 아가 피펫으로 세포 현탁액을 혼합하는 것입니다. 오븐에서 액체 아가로 오스를 제거하고있는 멸균 온도계를 배치합니다. 아가로 오스는 ° C 세포와 혼합하기 전에 42-43로 냉각해야합니다. 37 ° C.에 세포 현탁액을 따뜻하게 아가로 오스는 43 명중하면 ° C, 신속하게 원하는 금액을 피펫 다음 즉시 혼합하는 몇 번을 세포 현탁액을 피펫. 다음 즉시 젤 금형에 전체 혼합물을 피펫. </li><li> 젤 15 분 동안 응고 후 조심스럽게 수평 위치로 기울 수 있습니다. </li><li> 상단 유리 접시 생검 펀치 펀치 디스크를 제거합니다. 디스크는 작은 멸균 주걱 포착 할 수 있습니다. 우리의 경험에서, 9 ML 젤보다 백 5 mm 직경의 디스크를 만들 정도로 컸다. </li></ol> 3. 문화 디스크 </p&gt; <ol><li> 24도 아닌 조직 문화 처리 플레이트의 각 우물에서 개최 한 디스크. </li><li> 각 well에 혈청이없는 연골 분화 매체 2 ML을 추가합니다. </li><li> (37 ° C, 5 % CO 2) 배양기에서 접시를 넣어. </li><li> 미디어 변경, 1 mL을 잘 2-3 일마다 교체합니다. </li></ol> 4. 기계적 하중에 대한 샘플의 고정 <ol><li> 4 % 아가로 오스 (어떤 세포 현탁액을 추가 없음)와 젤 샘플 자체 (로드하는 동안 간섭을 방지하기 위해)보다 얇은해야한다를 준비합니다. 권장 두께는 1.5-1.9 mm (2.25 mm 두께 샘플)입니다. </li><li> 일단 24 잘 플레이트 펀치 16mm 직경의 디스크, 겔화. 원하는 경우 각 디스크에서 샘플 펀치 한 5 개 mm 구멍 펀치에게 미디어 변경하는 동안 배치 할 피펫의 디스크의 가장자리에 다른 5mm 구멍 안으로 배치 수 있습니다. </li><li> 일단 아가 웰은 24 잘 플레이트의 장소는 그림 3과 같이,되었습니다. </li><li> 아가로 오스 W 번ELL 학생이 24 웰 플레이트에 각 잘 샘플을 맞는 누릅니다. 샘플은 아가로 오스 우물의 정상에서 돌출한다. </li></ol> 5. 기계적 하중 <ol><li> 플래 튼 (그림 2) 소독. </li><li> 셀을로드하는 알루미늄 플레이트를 고정합니다. 보안 플래 튼 / 스테이지로로드 셀 / 알루미늄 플레이트 어셈블리를로드. </li><li> 스테퍼 모터 컨트롤러 (뒷면 스위치)를 켭니다. </li><li> PC 및 열기 &quot;APT 사용자&quot;프로그램 (그림 4)를 켭니다. <ol><li> 화면 왼쪽 수평 스테퍼 모터를 제어합니다. 화면 오른쪽 수직 스테퍼 모터를 제어합니다. 각 화면에서, &quot;그래픽 제어&quot;탭은 수동 위치 결정이 가능하며 이동 &quot;시퀀서&quot;탭을 자동화 할 수 있습니다. 모든 객실에는 mm입니다. </li></ol></li><li> 두 화면의 &quot;그래픽 컨트롤&quot;탭으로 이동하여 &quot;홈 / 제로&quot;버튼을 누릅니다. 두 스테퍼 모터 50 mm의 범위가 있습니다. &quot;홈 / 제로&quot;를 누르면 제로 위치 (상단과 가장 오른쪽 위치)에 두 스테퍼 모터를 보내드립니다. </li><li> 준비 할 것이다E 각 우물에서 일부 미디어를 제거하여로드 24 잘 플레이트의 샘플입니다. 미디어 더 1보다 ㎖를로드하는 동안 오버플로를 방지하기 위해 각 잘 남아 있어야합니다. 충분한 미디어 샘플을 커버 유지하기 위해 잘 남아 있는지 확인합니다. <ol><li> 인큐베이터가 기기 고장을 방지하기 위해 습도가 낮은 조건에서 보관합니다. </li></ol></li><li> 장소에 24도 생물 반응기에서 플레이트와 플래 튼과주의를 줄. <ol><li> 플레이트는 네 개의 조정 운동 로케이터를 사용하여 생물 반응기에 고정되어 있습니다. 쉽게 플래 튼을 줄 수 있도록, 두 왼쪽 로케이터는 미리 배치되어있다. 플레이트가 안전하도록 오른쪽 두 로케이터를 조입니다. 생물 반응기베이스의 전면까지 세척 접시를 줄 수 있는지 확인하십시오. </li><li> &quot;그래픽 컨트롤&quot;탭에서 특정 스테퍼 모터의 위치를​​ 수동으로 위치 상자를 클릭하여 입력 할 수 있습니다. 천천히 플래 튼을 낮추고 접시 줄을 수평으로 이동하려면이 기능을 사용합니다. </li> &lt;/ OL&gt; </li><li> 플래 튼은 샘플의 만남에 가까운되면 매우 느린 단위로 플래 튼을 가지고 시작 (0.1 mm)는 소정의 시작 위치에 도달 할 때까지 (파트 6 참조). </li><li> 시작 위치에 도달하면, 탭 &quot;시퀀서를 이동&quot;을 눌러 원하는 이동 순서를로드로 이동 &quot;로드.&quot; 그런 다음 시작 &quot;실행&quot;을 누릅니다. (그림 5) 제 7 부 참조하십시오. 주입 프로토콜을 작성합니다. </li><li> 로드가 완료되면 수동으로 플래 튼을 올립니다. 모든 샘플은 플래 튼에 붙어있는 경우, 신중하게 잘 멸균 주걱을 사용하여 적절한에 다시 넣습니다. </li><li> 생물 반응기에서 24 잘 플레이트를 제거하고 용지를 교체하십시오. </li><li> 조심스럽게로드 셀에서 플래 튼을 제거하고 악기의 전원을 끕니다. </li></ol> 6. 교정 로딩 플래 튼 적절한 긴장이 샘플에 적용되어 있는지 확인하려면 각 플래 튼은 신중하게 실험을 시작하기 전에 보정해야합니다. <ol><l난&gt; 5.8 단계 5.1를 수행합니다. </li><li> 수동으로 25mm 위치에서 수평 스테퍼 모터를 넣어. </li><li> 그냥 간신히 생물 반응기의 바닥에 접촉 조심스럽게 낮은 플래 튼을 때까지. 로드셀이 시점에서 증가 된 부하를 표시합니다. 수직 스테퍼 모터 (모든 압축 변형률 측정은이 값으로 계산되므로, 가능한 한 정확하게)의 정확한 위치를 적어 둡니다. </li><li> 위치를 기록합니다. 이 값은 샘플 크기와 원하는 변종에 따라 투약 프로토콜을 작성하는 데 사용됩니다. </li></ol> 7. 주입 프로토콜을 작성 <ol><li> 생물 반응기는 동시에 또는 개별적으로 압축 및 전단을 모두 변형을 적용 할 수 있습니다. 용기를 압축 변형, 동적 변형률 진폭, 주파수를로드 : 세 가지 주요 매개 변수를 결정해야합니다. </li><li> 용기의 변형이 샘플에서 플래 튼의 이륙을 방지하기 위해 적용됩니다. </li><li> 샘플 동적 변형률 진폭과 주파수 하중주파수가 선택됩니다. </li></ol> 이 연구에서 우리는 다음과 같이 압축 및 전단 변형을 정의 <img alt="식 1" fo:content-width="3.26in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1.jpg" /> 예를 이축 분배 프로토콜 샘플 두께 : 2.25 mm 자체 스트레인 (압축) : 샘플 간격의 10 % (0.225 mm) 동적 변형률 진폭 (압축) : 10 % (+ / - 시료 두께의 5 %) 주파수 (압축) : 1 Hz에서 동적 변형률 진폭 (전단) : 샘플 간격 (0.5625 ㎜)의 25 % : 전단 응력은 수평으로 이동하는 플래 튼하여 샘플에 적용. 주파수 (전단) : 0.5 Hz에서 일반적인 투약 프로토콜은 하루에로드 3 시간이다. 이 예제에서는 동적 및 전단 하중이 동시에보다는 순차적으로 적용됩니다. 우리는이 패턴을 잘 MIM 믿는다인간의 무릎에 ICS는 복잡한 로딩 환경을 제공합니다. <ol start="4"><li> 투약 프로토콜이 선택되면, 압축 이동 시퀀스 프로그램을 작성해야합니다. </li><li> 이동 순서는 스테퍼 모터가 지정된 가속과 최대 속도로 이동됩니다 위치의 목록처럼 소리를 정확히 것입니다. </li><li> 프로토콜 및 플래 튼 보정 값 (파트 6에서) 배치에 따라 원하는 수직 위치를 계산합니다. </li><li> 플래 튼 1 예 계산은 아래에 제공됩니다 : </li></ol><table border="1" fo:keep-together.within-page="always"><tbody><tr><td></td><td> 보정 값의 차이 </td><td> 수직 위치 </td></tr><tr><td> 원고 교정 값 (생물 반응기의 접촉 하) </td><td> 0mm </td><td> 29.7700 mm </td></tr><tr><td> 플래 튼은 샘플과 접촉 (2.25 mm 샘플)를 만드는 </td><td> 4.4140 mm </td><td> 25.3560 mm </td></tr><tr><td> 생비 (5 % 간격) </td><td> 4.3015 mm </td><td> 25.4705 mm </td></tr><tr><td> 스트레인 (10 % 두께) </td><td> 4.1890 mm </td><td> 25.5810 mm </td></tr><tr><td> 스트레인 (15 % 두께) </td><td> 4.0765 mm </td><td> 25.6955 mm </td></tr></tbody></table><ol start="8"><li> 일단 위치는, 가속과 정확한 주파수를 얻을 수있는 최대 속도 값으로 실험을 계산됩니다. 사이클의 수 (1 Hz에서 3 시간 예 : 10,800 사이클) 따라서 선택해야합니다. </li><li> 예를 들어 동적 압축 이동 시퀀스 프로그램 (10 % 자체 압축, 10 %의 동적 변형률 진폭, 1 Hz에서) (그림 5) </li><li> 동적 전단 이동 시퀀스 프로그램 : 사이클의 수는 원하는 주파수 및 기간 (0.5 Hz에서 3 시간 동안 예를 들어, 5,400 사이클)에 따라 선택되어야한다. </li><li> 예를 들어 동적 전단 이동 시퀀스 프로그램 (10 % 자체 압축, 0.5625 mm (두께의 25 %) 동적 전단 변형률 진폭 0.5Hz에서) (그림 5). </li></ol>

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Cell Mater. 22, 214-225 (2011).</li></ol>

저자는 그들이 더 경쟁 재정적 이익이 없다는 것을 선언합니다.

우리는 이식을 위해 제작 된 조직 공학적 구조로 일축 또는 이축 기계적 변형을 적용 할 수있는 로딩 장치를 설계했습니다. 장치가 기본 조직이나 이전에 다른 치료 후 기계적 특성을 설명하기 위해 설계된 바이오 복합 재료의 체외 배양에 대한 생물 반응기 나 테스트 장치로 사용할 수 있습니다. 장치 과목 24 잘 접시에 하나의 큰 부하 용량의 정밀도 (진폭과 주파수) 및 조직 배양 조건의 ?...

우리는 이식을 위해 제작 된 조직 공학적 바이오 복합 재료를 일축 또는 이축 기계적 변형을 적용 할 수있는로드 생물 반응기를 설계했습니다. 이 장치는 주로 관절 연골을위한 설계 교체를위한 생물 반응기로 설계, 그것은 또한 인간의 신체의 다른 하중 조직에 사용될 수 있습니다. 이 생물 반응기 디자인에있는 우리의 동기는 운동의 부재로 인해 마비 병아리 배아 관절 연골의 비정상적인 형성의 정액 관찰 한 Drachman 및 Sokoloff 1에서 유래한다. 마찬가지로 운동은 정상 근육과 뼈의 개발에 필수적이다. 이 개념을 유지, 많은 연구 그룹은 체외 재배시 물리적 자극의 방법을 다른 모드를 조사 한 것은 세포 생체 재료 바이오 복합 재료 및 조직 절편 2-7의 생화학 적 및 기계적 성질을 조절한다. 기능 조직 공학의 개념조직의 기능적 특성을 향상시키기 위해 기계적 자극의 체외 사용을 포함, 조직 생체 스트레스에서 예상을 견딜 8,9를 변형 할 수있는 기계적 특성을 즉. 많은 연구 관절 조인트 설계 연골 구조를 자극하는 전단 및 압축의 측면에서 사용 기계적 부하를보고합니다. Mauck 등. 10 만 기계적 하중도 중요한 고려 성장 인자의 부재에서 중간 엽 줄기 세포의 연골을 유도 할 수 있습니다하는 것이 좋습니다. 이러한 조직 배양시 압축이나 전단 등의 간헐적 인 기계적 하중의 응용 프로그램이 연골과 뼈 형성을 조절하기 위해 표시되었습니다, 그러나 부하의 최적 선량은 세포와 조직 속성을 11으로 다릅니다. 관절 연골의 가장 중요한 기능은 내 압축 및 전단 힘을 견딜 수있는 능력입니다관절, 따라서 높은 압축 및 전단 탄성 계수를 가지고있다. 설계 연골의 기능을 기계적 강도와 생리 학적 미세 구조의 부족은 생체 내에서 신 연골의 파괴 및 관절 연골의 교체 전략의 실패로 귀착되었다. 압축 및 전단은 일반적으로 조절하고 관절 연골 바이오 복합 재료의 기계적 강도를 개선하기 위해 입증되어 있지만, 조합 방식은 드문 6,12-15입니다. Wartella 웨인 16 반월 상 연골 교체를 생산하는 긴장과 압축을 적용 생물 반응기를 설계했습니다. 왈드 등. 15 다공성 칼슘 인산염 기판에서 배양 연골 세포로 압축 및 전단을 적용하는 장치를 설계했다. 총통 등. 17 체외 젤의 성인 개 연골 세포의 배양 및 이축 기계화의 응용 프로그램과 기본 연골 일치하는 기계적 특성을 보여anical로드 (압축 변형 된로드 및 미끄럼 접촉 로딩). 축이 둘있는 기계적 하중 생물 반응기는 원래 조직 설계 연골의 형태 학적 적응을 유도하는 전반적인 목표와 우리의 실험실에있는 다니엘 추에 의해 설계되었습니다 현재 18보다 높은 압축 및 전단 계수의 결과로 생성합니다. 우리는이 연구는 크게 mechanotransduction의 임상 관련 조직을 설계하기 위해 변조 될 수있는 방법을 우리의 폭 넓은 이해를 증가 할 전망이다.

<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

우리는 이식을 위해 제작 된 조직 공학적 바이오 복합 재료를 일축 또는 이축 기계적 변형을 적용 할 수있는 로딩 장치를 설계했다. 장치가 주로 네이티브 기계 계통을 모방 생물 반응기로서 기능하지만, 그것은 또한 포스 피드백 또는 구조의 기계적 테스트를 제공하는로드 셀이 장착되어 있습니다. 장치 과목 로딩 용량의 큰 정밀도 (진폭과 주파수)과 축이 둘있는 기계적 부하에 연골 구조를 설계하고 표준 조직 문화 인큐베이터 안에 들어갈 정도로 컴팩트합니다. 그것은 바로 조직 배양 플레이트에 샘플을로드하고 여러 플레이트 크기는 시스템과 호환됩니다. 이 장치는 정밀 유도 레이저 응용 프로그램에 대한 제작 구성 요소를 사용하여 설계되었습니다. 이중 축 방향 하중은 두 개의 직교 단계로 이루어집니다. 단계 50 밀리미터 이동 범위를 가지고 스테퍼 모터 액츄에이터에 의해 독립적으로 구동에 의해 제어50nm 이하의 스텝 크기를 가능 마이크로 스테핑 기능을 특징으로하는 폐 루프 스텝 모터 드라이버. 폴리 설폰 로딩 플래 튼은 이중 축 이동 플랫폼에 결합된다. 단계의 움직임은 철저히 실험실 고급 위치 정보 기술 (APT) 소프트웨어에 의해 제어됩니다. 스테퍼 모터 드라이버는 주파수 및 전단 독립적으로 동시에 압축을 모두 진폭의 하중 매개 변수를 조정하는 소프트웨어와 함께 사용됩니다. 위치 피드백은 여행의 전체 50mm 이상 이하 3 ㎛의 위치 정확도로 번역, 0.1 ㎛의 양방향 반복성과 20 나노 미터의 해상도가 선형 광 인코더에 의해 제공됩니다. 이 인코더는 진정한 나노 포지셔닝 기능을 보장하기 위해 드라이브 전자 장치에 필요한 위치 피드백을 제공합니다. 감지하는 힘 피드백이로드 반응을 연락하고 평가할 제공하기 위해, 정밀 소형 로드셀 하중 플래 튼 나아 갔다 사이에 위치G 플랫폼입니다. 로드 셀은 0.15 %로 0.25 % 풀 스케일의 높은 정확도를 가지고 있습니다.

이 장치는 2,000 만 셀 / ML 연골 세포와 아가로 오스 젤 시드를 사용하여 테스트 단축 (압축) 또는 이축 (압축 및 전단) 기계적 하중의 존재에서 재배되었다. 기본 돼지 연골 세포는 2-4 개월 된 돼지의 관절 연골에서 분리되었다. 5 개 mm 직경 1.5 mm 두께의 샘플은 정의 연골 배양 배지 (높은 혈당 DMEM, 1 % ITS + 미리 섞은 것, 100 U / ML 페니실린, 100 ㎍ / ㎖ 스트렙토 마이신, 2 mM의 L-글루타민, 2.5 ㎍ / ㎖ 2 ㎖?...

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Design of a Biaxial Mechanical Loading Bioreactor for Tissue Engineering

우리는 관절 연골 결손에 이전의 이식 연골의 BioComposite을 일축 또는 이축 기계적 변형을 적용 할 수 있습니다 소설 기계적 하중 생물 반응기를 설계했습니다.

조직 공학을위한 이축 기계 로딩 생물 반응기의 설계

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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Analysis and Design of Beams for Bending

SCIENTISTS IN ACTION

14.2K 조회수.  The Warren Alpert Brown Medical School of Brown University and the Rhode Island Hospital. 우리는 관절 연골 결손에 이전의 이식 연골의 BioComposite을 일축 또는 이축 기계적 변형을 적용 할 수 있습니다 소설 기계적 하중 생물 반응기를 설계했습니다.

비디오: 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.

타악기 생물 반응기를 사용하여 생물 공학 기반 혈관의 이식

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

연구

생체공학

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.

의 순환 압력 생물 반응기 설계 예 VIVO</em대동맥 심장 밸브> 학습

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.

조직 공학을위한 Electrospun의 Fibres의 Postproduction 처리

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.

벤치 탑 생물 반응기의 운전

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.

설계 및 인공 세포 외 기질의 건설 (aECM) 단백질에서<em&gt; 대장균</em&gt; 피부 조직 공학

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.

에 내장 혈관 신생에 의하여 조직 공학<em&gt; 생체</em&gt; 조직 공학 상공 회의소

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.

재조합 콜라겐 나 세포 확장과 생물에 셀 납품 시스템으로 그들의 잠재적인 사용에 대 한 펩 티 드 Microcarriers 모델

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.

Agarose 기반 조직 확산 반사율 분광학에 대 한 광학 환영을 흉내 낸

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.

Biaxial 기계 Characterizations 것 심장 밸브의

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.

신경과 같은 조직을 위한 Murine 피질 성상 세포의 3D 생물 인쇄

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