Name: designing microfluidic devices for studying cellular responses under single or coexisting chemical/electrical/shear stress stimuli
Uploaded: 2016-08-13T15:00:00.000+00:00
Duration: 10 min 35 s
Description: Watch this Scientific Journal Video about Designing Microfluidic Devices for Studying Cellular Responses Under Single or Coexisting Chemical/Electrical/Shear Stress Stimuli at JoVE.com

This work was financially supported by the Ministry of Science and Technology of Taiwan under Contract No. MOST 104-2311-B-002-026 (K. Y. Lo), No. MOST 104-2112-M-030-002 (Y. S. Sun), and National Taiwan University Career Development Project (103R7888) (K. Y. Lo). The authors also thank the Center for Emerging Material and Advanced Devices, National Taiwan University, for the use of the cell culture room.

1. 칩 설계 및 제조 <ol><li> 그리기 패턴은 상용 소프트웨어 (24)를 사용하여 PMMA 기판 및 양면 테이프에 절제합니다. <ol><li> 다섯 배양 영역 (도 1a 및도 1b)의 각각의 말단에 가변 폭의 &quot;크리스마스 트리&quot;패턴을 그리는, 화학 농도 및 전단 응력의 ​​효과를 연구한다. </li><li> 소금 교량이 더 유체 채널 (그림 2A와 2B)와 &quot;크리스마스 트리&quot;패턴을 그려, 화학 물질 농도와 전기장의 효과를 연구합니다. </li></ol></li><li> 스크 메틸 메타 크릴 레이트 (PMMA) 시트 또는 CO 2 레이저 스크 라이버에 해당 파일을로드하여 양면 테이프의 개별 패턴입니다. <ol><li> 레이저 스크 라이버를 켜고 컴퓨터와의 연결을 확인합니다. 패턴을 열고하면 상용 소프트웨어를 사용하여 절제합니다. </li><li> 메틸 메타 크릴 레이트 (PMMA) 시트 또는 양면 테이프 (을)를 배치스크 라이버의 무대 n 개의 탑. 교정 바와 가시 He-Ne 레이저를 사용하여 필요에 CO 2 레이저의 초점을 조정한다. </li><li> PMMA 시트 또는 테이프에 절제의 스크 라이버로 패턴을로드합니다. </li><li> , 디자인 시트 또는 테이프를 들고 불필요한 부분을 제거하고 질소 불고와 표면을 청소합니다. 주 : PMMA 시트의 두께는 1 mm이고, 상기 양면 테이프의 0.07 mm 또는 0.22 mm이다. </li></ol></li></ol> 2. 칩 조립 <ol><li> 슈퍼 접착제, 상단의 나사산과 구멍에 맞춰 칩의 최상위 층 (중간 나사산 길이 x 폭 x 높이 = 10mm X 10mm X 5mm) 아크릴 어댑터를 연결 - 대부분의 층. 이러한 어댑터는 입구 / 출구과 소금 브리지 커넥터 매체의 역할을한다. </li><li> 층류 후드 내부의 마이크로 유체 칩을 조립합니다. </li><li> 화학 - 전단 응력 미세 유체 칩 (CSS 칩)을 조립합니다. <ol><li> 에이ttach 스크라이브 양면 테이프 2 개를 사용하여 스크라이브 PMMA 시트 3 장. (도 1a 및도 1b). </li><li> 칩의 아래로 0.07 mm 두께의 양면 테이프의 또 하나의 조각을 추가하고 10cm 직경 페트리 접시에 칩을 부착합니다. </li><li> 밤새 진공 챔버 내의 조립체 칩을 넣어. </li></ol></li><li> 화학 - 전계 칩 (CEF 칩)를 조립하는 두께의 양면 테이프로 PMMA 시트를 부착 = 0.22 mm (도 2A 및 2B). <ol><li> 테이프의이 같은 조각을 사용하여 10cm 직경 페트리 접시에 스크라이브 PMMA 시트와 양면 테이프를 부착합니다. </li></ol></li><li> 후드 내부에 조립 된 칩을두고 살균 30 분 동안 UV에 노출. </li><li> 플라스틱 튜브를 손으로 조인 너트를 통해이 3 ml를 주사기로 입구를 연결합니다. 플라스틱 관, 손으로 조인 너트를 통해 폐기물 관에 콘센트를 연결합니다. 참고 : 오토 클레이브이전에 사용에 15 분 동안 121 ° C에서 모든 튜브와 너트입니다. </li><li> 천천히 PBS와 주요 유체 채널 주사기의 플런저를 우울. 거품을 제거하기 위해 앞뒤로 주사기를 밀어 넣습니다. </li><li> 5 % CO 2에서 37 ° C에서 하룻밤 인큐베이터 안에 칩을 넣어. 참고 :이 두 단계는 칩 내에 남아있는 거품을 칩을 씻어 제거하는 것을 목표로하고 있습니다. </li><li> 인큐베이터에서 칩을 가져 가라. </li><li> CEF 칩에 전기장을 생성하는 한천 소금 교량을 준비합니다. <ol><li> 마이크로파를 이용하여, 1X 인산 완충 생리 식염수 (PBS) 버퍼 3 % 저 융점 아가로 오스를 녹인다. </li><li> 솔루션 단계적 소금 다리 채널로 아가로 오스 주입 및 솔루션이 응고되기 전에 전극을 삽입합니다. </li><li> 관 너트에 실버 / 실버 염화물 전극을 배치합니다. </li></ol></li><li> 둘 베코의 수정 EagleR (주사기 펌프에 주사기를 연결하고 지속적으로 배지 흐름17, 20 μL의 유량에서 10 분 동안 유체 채널로의 배지는 DMEM) / 분 PBS하기. </li></ol> 3. 셀 준비 및 실험 설정 참고 : 사전 따뜻한 1X PBS, 사용 전에 37 ° C의 물을 욕조에 배지 (DMEM 플러스 FBS), 트립신. <ol><li> 플레이트 (2) × 105 폐암 세포 CL1-5 더한 DMEM, 10 % 소 태아 혈청 (FBS)가 공급되는 10cm 페트리 접시 25,26. 90 % 합류 할 때까지 37 ℃에서 5 % CO 2 인큐베이터에 따라 내부의 세포를 인큐베이션. </li><li> 매체를 기음과 미리 예열 1X PBS로 한 번 세포를 씻으십시오. 세포에 0.05 % 트립신 버퍼 2 ML을 추가하고 세포를 분리하기 위해 37 ℃에서 2 분 3 기다립니다. </li><li> 15 ㎖의 멸균 된 원심 분리 튜브에 세포 이동 및 관에 배양 배지 6 ㎖에 추가한다. 조심스럽게 혼합 관을 거꾸로하고 hemocytomete에서 세포 수를 카운트하는 세포 함유 배지 5 μl를 꺼내아르 자형. </li><li> 300 X에서 튜브를 원심 분리기 5 분 g. 배지 1 ㎖에 10 6 세포를 일시 중단하고, 1 mL의 주사기에 세포 함유 배지를 배치했다. </li><li> 콘센트에서 미세 유체 칩에 셀 함유 배지를 주입하고, 용액이 오 문화 영역을 통해 모두 배포해야합니다. 2 시간 동안 37 ° C에서 5 % CO 2 인큐베이터에 따라 내부의 칩 부화. </li></ol> 4. 실험 설정 <ol><li> 인큐베이터에서 칩을 가지고 투명 인듐 주석 산화물 (ITO) 유리 히터의 상부에 배치. 주 : ITO 유리 열 커플러로부터의 피드백을 통해 37 ± 0.5 ℃의 온도를 유지하기위한 비례 적분 미분 (PID) 제어기로 연결되는 ITO는 히터 칩 사이에 단단히 고정. </li><li> 세포 이동 또는 고정 XY 스테이지를 추적 반전 현미경 전동 XY 스테이지 위에 칩 히터 어셈블리를ROS의 생성을 측정하기위한 반전 형광 현미경. </li><li> (배양 배지에 용해) 상대 농도가 0 및 1의 화학 용액 5 ㎖로 두 주사기를 채우기 다른 화학적 농도를 생성하고 원하는 유량 칩로 펌핑 다음 CSS 칩에 0.3 mL의 유속 1 시간 동안 / 분; 처음 20 분 동안 20 μL / 분의 유속에서 CEF 칩 다른 120 분 (총 시간 = 2 시간) 20 μL / hr의 유속이다. </li><li> CEF 칩에서 디지털 일안 반사를 통해, 문화 영역 2 매 15 분 이내 뷰의 특정 필드 (영상 범위)의 (DSLR) 카메라를, 세포 이동, 현미경의 XY 스테이지는 사진을 찍고 반복하는 프로그램을 추적 시간. </li><li> ROS의 생성을 측정하기 위해, 형광 기반 표시 -2&#39;- 7&#39;- dichlorodihydrofluoresce 디 아세테이트 (2&#39;- 7&#39;- DCFDA)를 사용한다. <ol><li> 분자 생물학 수준의 디 10 밀리미터에서 2&#39;-7&#39;-DCFDA의 재고를 준비메틸 설폭 사이드 (DMSO). 단지 혈청 (DMEM 5 μM)없이 DMEM에 DCFDA을 희석. 전위 아세틸 라제 백그라운드 시그널을 증가시키고 세포 내에서 신호를 줄일 수있다. </li><li> CSS의 칩 또는 CEF 칩 EF 자극 2 시간 후에 전단 응력 자극 1 시간 후, 20 μL / 분의 유속에서 칩에 2&#39;- 7&#39;- DCFDA (DMEM 5 μM)를 펌프 처음 20 분, 또 다른 20 분 동안 20 μL / hr의 유속. 세척, 20 분 동안 20 μL / hr의 유속으로 상기 칩 DMEM 펌프. </li><li> 형광 강도를 분석하기위한 배양 영역 내에서 소정의 영상 범위의 전하 결합 소자 (CCD) 카메라를 통해 사진을 찍어. </li></ol></li></ol> 화학 물질의 농도, 전단 응력 및 전기 분야의 5. 계산 <ol><li> CSS의 칩과 칩 CEF 모두에서, 다섯 배양 분야의 화학적 농도를 계산한다. 예를 들어, CONCENTR의 H 2 O 2를 주입하여관리 포인트 0 개의 입구에서 200 μM, 0, 25, 100, 175, 및 200 μM이 생성 농도. 주 : 모든 액체 분할 흐름을 원활하게하는 것이 동등 포크 주위 가정하여, 다섯 배양 영역의 상대적인 농도는 각각, 0, 1/8, 1/2, 7/8, 1이다. </li><li> CSS의 칩에 사용하여 배양 각 영역 내에서의 전단 응력 (τ)을 계산 <img alt="식 (1)" src="/files/ftp_upload/54397/54397eq1.jpg" /> Q는 유체 점도 η 체적 유량, 27은, H는 채널의 높이이고 w는 채널의 폭이다. 주 : 각 입구 (Q = 0.12 ㎖ / 분 각 배양 영역)에서 Q = 0.3 ㎖ / 분으로 설정함으로써 η = 0.0008 파 · S 배지, H = 1mm, 및 w = 1 ~ 4mm의 용 전단 응력은 0.0192 아빠에 0.0048 아빠 (4 mm 폭 영역)​​ (1 mm 폭 지역)의 범위로 계산된다. </li><li> 에서CEF 칩, σ는 배양액의 전기 전도도이며, I는 유체 채널을 통해 흐르는 전류이고 E = I / (ΣA의 EFF) (옴의 법칙)을 사용하여 배양 각 영역 내의 EF 강도를 계산 및 EFF 채널의 유효 단면적이다. 주 : 사용 σ는 = 1.38 Ω -1 m -1 배지 및 EFF = 0.22 mm (2) (폭 = 1 mm, 높이 = 0.22 mm)를 들어, EF 강도 E (MV / mm) = I (것으로 계산 A) 3.3 × 10 6 ×. <ol><li> 도 2D에 도시 된 바와 같이, 네 개의 (8 + 35 + 8) 세그먼트 중 하나 (5 + 35 + 5) 세그먼트 다섯 C 섹션 회로와 같은 등가 회로를 처리한다. 주 : 키르히 호프의 전압 법칙과 옴의 법칙에 따라이 병렬 회로를 분석함으로써, 오 문화를 통해 흐르는 전류는I (1)가 아래에서 위로 I 내지 5로서, I (영역 1) 약 0.49로 계산되고, 0.25 I (영역 2) 0.13 I (영역 (3)), 0.08 I (영역 4) 0.05 I를 (면적 5) 각각 I)은 전체 직류 (DC이다. 0.157 mA, 254의 EFS, 130, 67, 41, 26 MV / mm의 적용 직류로 다섯 가지 문화 영역 내에서 생성된다. 참고 : 미세 유체 네트워크의 단순화 된 전기 분석을 위해, 모든 유체 세그먼트는 자신의 길이에 비례 저항 저항으로 간주됩니다. </li></ol></li></ol> 6. 데이터 분석 참고 : 데이터 분석은 ImageJ에 소프트웨어를 사용하여 수행된다. <ol><li> ROS의 생산을 분석합니다. <ol><li> ImageJ에 소프트웨어를 실행합니다. 형광 이미지를로드 &quot;파일&quot;→ 열기로 이동하는 분석한다. </li><li> 메신저를 변경하려면 &quot;이미지&quot;→ &quot;입력&quot;→ &quot;16 비트&quot;로 이동그레이 스케일로 세. </li><li> 셀을 둘러싸 다각형을 그립니다. 셀의 평균 형광 강도를 측정하는 → &quot;측정&quot;을 &quot;분석&quot;로 이동합니다. </li><li> 3 개의 독립적 인 실험의 적어도 50 세포 세기를 수집하고, 평균의 표준 오차 (SEM)으로 평균 강도를 계산 6.1.3을 반복한다. </li><li> 각 실험 조건에 대한 6.1.1-6.1.4를 반복합니다. </li></ol></li><li> 세포 이동을 분석합니다. <ol><li> ImageJ에 소프트웨어를 실행합니다. 시간 = 0에서 촬영 된 이미지를로드 &quot;파일&quot;→ 열기로 이동하는 분석한다. </li><li> 셀을 둘러싸 다각형을 그립니다. (× 1, Y 1)과 세포의 질량 중심을 측정하는 → &quot;측정&quot;을 &quot;분석&quot;로 이동합니다. </li><li> 6.2.1- 6.2.2은 = 시간 t을 다른 이미지에서와 같은 세포의 질량 중심 (× 2, Y 2)를 측정하기 위해 반복합니다. </li><li> 의 (μm의 / 시간 단위) 이동 속도를 계산이 셀로 <img alt="식 (2)" src="/files/ftp_upload/54397/54397eq2.jpg" /> . </li><li> 3 개의 독립적 인 실험의 적어도 50 세포에서 이주 요금을 수집하고, 평균의 표준 오차 (SEM)으로의 평균 이동 속도를 계산하도록 반복 6.2.1-6.2.4. </li><li> 6.2.2과 6.2.3에서, 코사인 θ로이 세포의 마이그레이션 directedness을 계산하거나 <img alt="식 (3)" src="/files/ftp_upload/54397/54397eq3.jpg" /> , θ는 (양에서 음으로)인가 EF의 벡터 사이의 각도와 셀 (도 2G)의 끝 위치에 처음부터 벡터이다. </li><li> 3 개의 독립적 인 실험의 50 세포에서 마이그레이션 directedness를 수집하고 평균의 표준 오차 (SEM)과 평균 마이그레이션 directedness을 계산하기 위해 6.2.6를 반복합니다. </li><li> SEM와 평균 이동 속도와 각 실험 조건에 대한 SEM과 평균 마이그레이션 directedness을 계산합니다. 참고 : directedness+1 모든 세포가 캐소드 측으로 이주 것을 나타내고, 값 -1이 모든 셀이 양극 측으로 이주 것을 나타낸다. 무작위로 이동 셀 그룹의 directedness는 0에 가깝습니다. </li></ol></li><li> 셀 정렬을 분석합니다. <ol><li> ImageJ에 소프트웨어를 실행합니다. 이미지를로드하기 위해 &quot;파일&quot;→ &quot;열기&quot;로 이동하는 분석한다. </li><li> 타원과 세포 치료 및 세포의 장축을 나타 내기 위해 선을 그립니다. 라인과 수평 EF 방향 사이의 β 각도를 측정하는 → &quot;측정&quot;을 &quot;분석&quot;로 이동합니다. </li><li> 3 개의 독립적 인 실험의 50 세포에서 β를 수집 6.3.2를 반복 계산 평균 코사인 β 평균의 표준 오차 (SEM)와 함께. </li><li> 각 실험 조건에 대한 6.3.1-6.3.3를 반복합니다. 주 : 1의 β COS A는 모든 셀이인가 EF 평행하게 정렬되도록 표시하고, 0 값은 모든 셀 perpendicularl 정렬 것을 나타낸다인가 된 EF에 y를. </li></ol></li></ol>

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S. <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+shear+stresses+and+antioxidant+concentrations+on+the+production+of+reactive+oxygen+species+in+lung+cancer+cells.">Effects of shear stresses and antioxidant concentrations on the production of reactive oxygen species in lung cancer cells.</a> Biomicrofluidics. 7, 64108 (2013).</li><li>Cheng, J. Y., Wei, C. W., Hsu, K. H., Young, T. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Direct-write+laser+micromachining+and+universal+surface+modification+of+PMMA+for+device+development.">Direct-write laser micromachining and universal surface modification of PMMA for device development.</a> Sensor Actuat B-Chem. 99, 186-196 (2004).</li><li>Chen, J. J. W., 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=Global+analysis+of+gene+expression+in+invasion+by+a+lung+cancer+model.">Global analysis of gene expression in invasion by a lung cancer model.</a> Cancer Res. 61, 5223-5230 (2001).</li><li>Shih, J. Y., 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=Collapsin+response+mediator+protein-1+and+the+invasion+and+metastasis+of+cancer+cells.">Collapsin response mediator protein-1 and the invasion and metastasis of cancer cells.</a> J Natl Cancer I. 93, 1392-1400 (2001).</li><li>Lu, H., 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=Microfluidic+shear+devices+for+quantitative+analysis+of+cell+adhesion.">Microfluidic shear devices for quantitative analysis of cell adhesion.</a> Anal Chem. 76, 5257-5264 (2004).</li><li>Fried, L. E., Arbiser, 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=Turbulent+fluid+shear+stress+induces+vascular+endothelial+cell+turnover+in+vitro.">Turbulent fluid shear stress induces vascular endothelial cell turnover in vitro.</a> Proc Natl Acad Sci U S A. 83, 2114-2117 (1986).</li><li>Zoro, B. J., Owen, S., Drake, R. A., Hoare, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+impact+of+process+stress+on+suspended+anchorage-dependent+mammalian+cells+as+an+indicator+of+likely+challenges+for+regenerative+medicines.">The impact of process stress on suspended anchorage-dependent mammalian cells as an indicator of likely challenges for regenerative medicines.</a> Biotechnol Bioeng. 99, 468-474 (2008).</li><li>Chin, L. K., 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=Production+of+reactive+oxygen+species+in+endothelial+cells+under+different+pulsatile+shear+stresses+and+glucose+concentrations.">Production of reactive oxygen species in endothelial cells under different pulsatile shear stresses and glucose concentrations.</a> Lab Chip. 11, 1856-1863 (2011).</li><li>Tsai, H. F., Peng, S. W., Wu, C. Y., Chang, H. F., Cheng, J. Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Electrotaxis+of+oral+squamous+cell+carcinoma+cells+in+a+multiple-electric-field+chip+with+uniform+flow+field.">Electrotaxis of oral squamous cell carcinoma cells in a multiple-electric-field chip with uniform flow field.</a> Biomicrofluidics. 6, 34116 (2012).</li></ol>

The authors have nothing to disclose.

PMMA 계 칩보다 복잡한 소프트 리소그래피를 필요 PDMS 기반의 칩에 비해 저렴하고 쉬운 방법이다 레이저 어블 및 기입을 사용하여 제조된다. 미세 유체 칩을 설계 한 후, 제조 및 조립은 5 분 이내에 수행 할 수 있습니다. 주의 실험을 수행에 지급해야 몇 가지 중요한 단계가 있습니다. 첫 번째는 &quot;부착&quot;문제이다. 어댑터는 칩의 최상위 계층에 제대로 붙어해야합니다. 너무이인가되면 접착제 ?...

생체 내 세포 외 기질 (ECM), 탄수화물, 지질 및 기타 생체 세포를 포함하는 다양한 둘러싸여있다. 그들은 각종 성장 인자의 화학 그라디언트에 ECM과의 상호 작용 및 응답으로 마이크로 환경 자극에 반응하여 기능화. 세포 및 시약의 소비가 크고 세포 환경 (비순환) 고정 성장할 여기서 전통적으로, 시험 관내 세포 연구 세포 배양 접시에서 수행된다. 최근, 유체 구성 요소와 통합 마이크로 제조 장치는 더 많은 제어 방식으로 세포 연구에 대한 대안 플랫폼을 제공하고 있습니다. 이러한 장치는 세포 및 시약의 소비를 최소화하면서 화학적 및 물리적 자극의 정확한 미세 환경을 조성 할 수있다. 이 마이크로 유체 칩은 유리 기판, 실리콘 웨이퍼, 폴리 디메틸 실록산 제조 될 수있다 (PDMS) 중합체, 폴리 메틸 메타 크릴 레이트 (PMMA) 기재 또는 polyethylenetere프탈레이트 (PET)를 1-3 기판들. PDMS 기반 디바이스는 장기간 세포 배양 및 연구에 적합하게 투명 생체 적합성 및 기체 투과성이다. PMMA 및 PET 기판을 레이저 제거와 쓰기를 사용하여 처리 할 저렴하고 쉽습니다. 미세 유체 장치는 세포가 서로 다른 화학적, 물리적 자극에 될 수 있습니다 안정적이고 제어 미세 환경 세포를 제공해야한다. 예를 들어, 마이크로 유체 칩은 세포의 주 화성을 연구하는 데 사용됩니다. 대신에 보이든 챔버와 모세관 4,5 이러한 소형 유체 장치는 세포의 행동 1,6,7을 공부 정밀 화학 그라디언트를 생성 할 수 있습니다 사용 전통적인 방법. 또 다른 예는 전기장 (EFS), 현상이라는 electrotaxis에서 세포의 방향 이동을 연구하는 것입니다. 셀 Electrotactic 동작은 신경 재생 8, 9 배 발생과 관련된 것으로보고 된그리고 10, 11 상처 치유. 많은 연구는 14,15 림프구 암세포 (12, 13)을 포함하는 다양한 세포 유형의 electrotaxis을 조사 백혈병 세포 (11)을 수행하고, 세포를 16 줄기되었다. 통상적으로, 배양 접시와 커버 유리는 EFS (17)를 생성하기위한 electrotactic 챔버를 구성하는 데 사용됩니다. 이러한 간단한 설정은 중간 증발과 부정확 한 EFS의 문제를 제기하지만, 그들은 동봉, 잘 정의 된 유체 채널 12,18,19의 미세 유체 장치에 의해 극복 될 수있다. 체계적으로 정밀 제어 및 전기 화학적 자극 하에서 세포 반응을 연구하기 위해, 동시에 복수의 자극을 가진 세포를 제공 할 수있는 미세 유체 소자를 개발하기 위해 아주 유용하게 사용될 것이다. 예를 들면은, 리튬 등. 하나 만들거나 화학 그라데이션 및 EFS (20)를 공존을위한 PDMS 기반 미세 유체 장치를보고했다. 카오는 등. DEVEFS 6 폐암 세포의 주 화성을 조절 유사한 미세 유체 칩을 눈 맞아 달아. 또한, 처리량, 허우 등의 알을 증가시킵니다. 설계 8 가지 조합 자극되고 (2 EF 강도 × 4 화학적 농도) 21 셀을 제공하는 PMMA 기반 멀티 - 이중 전계 칩 제조. 또한 전역을 증가시키고 전단 응력 자극을 추가하려면, 우리는 단일 또는 공존 화학 / 전기 / 전단 응력 자극에 따라 세포 반응을 연구하기위한 두 PMMA 기반 미세 유체 장치를 개발했다. 소호 등의 알. 22, 23으로보고,이 장치는 생체 순환 시스템을 흉내 낸 연속 유체 흐름에 따라 다섯 가지 독립적 인 세포 배양 채널을 포함한다. 제 1 칩 (화학 전단 응력 칩 또는 CSS 칩) 다섯 대하여 0의 농도를 1/8, 1/2, 7/8, 및 1 배양 영역에서 발생하고, 전단 응력 구배이다되고 produ의다섯 문화 각 영역 내부 세드릭. 제 칩 전극 중 하나의 세트와이 주사기 펌프를 사용하여 (화학 - 전계 칩 또는 CEF 칩)에서, 다섯 EF 강도는 이러한 배양 영역 내에서 다섯 가지 화학 물질의 농도에 부가하여 발생된다. 수치 계산과 시뮬레이션 나은 설계를 수행하고 이러한 칩을 제공하고,이 장치의 내부에 배양 폐암 세포는 반응성 산소 종의 생성과 관련하여 자신의 응답을 관찰하는 단일 또는 공존 자극 (ROS) 적용을 받는다 마이그레이션 속도 및 마이그레이션 방향. 이 칩은 시간을 절약 세포는 다양한 마이크로 환경 자극에 어떻게 반응하는지 조사에 대한 높은 처리량과 신뢰할 수있는 장치로 입증된다.

<table><tbody><tr><td>Dulbecco&#039;s Modified Eagle Medium (DMEM)</td><td>Gibco</td><td>11965-092</td><td>Cell culture medium</td></tr><tr><td>Trypsin</td><td>Gibco</td><td>25300-054</td><td>detach cell from the dish</td></tr><tr><td>Fetal bovine serum (FBS)</td><td>Gibco</td><td>10082147</td><td>Cell culture medium</td></tr><tr><td>10 cm cell culture Petri dish</td><td>Nunc</td><td>150350</td><td>Cell culture</td></tr><tr><td>Bright-Line&amp;nbsp;Hemacytometer</td><td>Sigma</td><td>Z359629</td><td>Cell Counting Equipment</td></tr><tr><td>PMMA</td><td>Customized</td><td>Customized</td><td>Microfluidic chip</td></tr><tr><td>Adaptor</td><td>Customized</td><td>Customized</td><td>Microfluidic chip</td></tr><tr><td>0.07/0.22 mm double-sided tape&amp;nbsp;</td><td>3M</td><td>8018/9088</td><td>Microfluidic chip</td></tr><tr><td>Low melting point agarose</td><td>Sigma</td><td>A9414</td><td>Salt bridge</td></tr><tr><td>2&#039;-7&#039;-dichlorodihydrofluoresce diacetate</td><td>Sigma</td><td>D6883</td><td>Intracellular ROS measurement</td></tr><tr><td>Indium tin oxide (ITO) glass</td><td>Merck</td><td>300739</td><td>Heater</td></tr><tr><td>Proportional-integral-derivative controller&amp;nbsp;</td><td>JETEC Electronics Co.</td><td>TTM-J4-R-AB</td><td>Temperature controller</td></tr><tr><td>Thermal coupler</td><td>TECPEL</td><td>TPK-02A</td><td>Temperature controller</td></tr><tr><td>CO&lt;sub&gt;2&lt;/sub&gt; laser scriber</td><td>Laser Tools &amp;amp; Technics Corp.</td><td>ILS2</td><td>Microfluidic chip fabrication</td></tr><tr><td>Syringe pumps</td><td>New Era</td><td>NE-300</td><td>Pumping medium and chemicals into the chip</td></tr><tr><td>Power supply</td><td>Major Science&amp;nbsp;</td><td>MP-300V</td><td>Supplying direct currents</td></tr><tr><td>Inverted microscope</td><td>Olympus</td><td>CKX41</td><td>Monitoring cell migration</td></tr><tr><td>Inverted fluorescent microscope</td><td>Nikon</td><td>TS-100</td><td>Monitoring cell migartion and fluorescencent signals</td></tr><tr><td>DSLR camera</td><td>Canon</td><td>60D</td><td>Recording bright-field images&amp;nbsp;</td></tr><tr><td>CCD camera</td><td>Nikon</td><td>DS-Qi1</td><td>Recording fluorescent images&amp;nbsp;</td></tr><tr><td>super glue</td><td>3M Scotch</td><td>7004</td><td>Attaching adaptors to PMMA substrates</td></tr><tr><td>AutoCAD</td><td>Autodesk Inc.</td><td></td><td>Designing microfluidic chips</td></tr><tr><td>DMSO</td><td>Sigma</td><td>D8418</td><td>Dissolving DCFDA</td></tr><tr><td>ImageJ</td><td>National Institutes of Health</td><td></td><td>Quantifying fluorescent intensities and cell migration</td></tr></tbody></table>

designing microfluidic devices for studying cellular responses under single or coexisting chemical/electrical/shear stress stimuli

미세 유체 장치의 pH, 온도, 염농도, 다른 물리적 또는 화학적 자극을 정밀하고 제어 가능한 세포 미세 환경을 조성 할 수있다. 이들은 일반적으로 주변 같은 생체 내에서 제공하여 시험 관내 세포의 연구를 위해 사용되어왔다. 이러한 현상은 세포의 특성과 기능을 이해하는데 중요하기 때문에 특히, 세포가 화학 그라디언트, 전기 필드 및 전단 응력에 대응하여 얼마나 많은 관심을 받고있다. 이 마이크로 유체 칩은 유리 기판, 실리콘 웨이퍼, 폴리 디메틸 실록산 (PDMS) 중합체, 폴리 메틸 메타 크릴 레이트 (PMMA) 기판, 폴리에틸렌 테레 프탈레이트 (PET) 기판에 제작 될 수있다. 이들 재료 중에서, PMMA 기판을 저렴하고 간편하게 레이저 어블 및 기입을 사용하여 처리 될 수있다. 몇 마이크로 유체 장치는 다수의 화학 물질을 생성하는 전기 자극을 공존 설계 및 제작 하였지만, 이들 중 어느 것도 고려되지 않았다충분히 목적을 선별 특히 실험적인 반복을 감소 시키는데 효율적입니다. 이보고에서는, 단일 또는 공존 화학적 / 전기적 / 전단 스트레스 자극에 따라, 반응성 산소 종의 생산 및 마이그레이션에, 세포 반응을 조사하는 두 PMMA 계 미세 유체 칩 우리의 설계 및 제작을 설명한다. 첫 번째 칩은 다섯 상대 농도를 생성 0, 1/8, 함께 각 영역 내에서 생산되는 전단 응력 구배와 문화 지역에서 1/2, 7/8, 1,. 두 번째 칩은 있지만, 각 문화 영역 내에서 생성 된 다섯 가지의 전계 강도와 같은 상대적으로 농도를 생성합니다. 이러한 장치는 정확하고 제어 가능한 마이크로 - 셀 환경을 제공 할뿐만 아니라, 매우 실험 처리량을 증가시키지.

화학 전단 응력 (CSS) 칩 CSS의 칩이 양면 테이프를 통해 함께 연결된 세 PMMA 시트 두께 1mm 각, 두께가 0.07 mm (도 1A 및 1B) 각각에 형성된다. 은 &quot;크리스마스 트리&quot;구조는 0의 다섯 상대 농도를 생성 1/8, 다섯 문화 분야에서 1/2, 7/8, 1. 체적 유량, 유체 점도 및 유체 채널의 사이즈에 관련된 크기로, 삼?...

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Designing Microfluidic Devices for Studying Cellular Responses Under Single or Coexisting Chemical/Electrical/Shear Stress Stimuli

Micro-fabricated devices integrated with fluidic components provide an in vitro platform for cell studies mimicking the in vivo micro-environment. We developed polymethylmethacrylate-based microfluidic chips for studying cellular responses under single or coexisting chemical/electrical/shear stress stimuli.

단일 또는 공존 화학 / 전기 / 전단 응력 자극에서 세포 응답 유학을위한 미세 유체 장치 설계

Microfluidic devices are capable of creating a precise and controllable cellular micro-environment of pH, temperature, salt concentration, and other ...

designing-microfluidic-devices-for-studying-cellular-responses-under

Research

JoVE Journal

Bioengineering

8.8K 조회수.  National Taiwan University. Micro-fabricated devices integrated with fluidic components provide an in vitro platform for cell studies mimicking the in vivo micro-environment. We developed polymethylmethacrylate-based microfluidic chips for studying cellular responses under single or coexisting chemical/electrical/shear stress stimuli.

비디오: Designing Microfluidic Devices for Studying Cellular Responses Under Single or Coexisting Chemical/Electrical/Shear Stress Stimuli

Microfabricated Platforms for Mechanically Dynamic Cell Culture

The ability to systematically probe in vitro cellular response to combinations of mechanobiological stimuli for tissue engineering, drug discovery or fundamental cell biology studies is limited by current bioreactor technologies, which cannot simultaneously apply a variety of mechanical stimuli to cultured cells. In order to address this issue, we have developed a series of microfabricated platforms designed to screen for the effects of mechanical stimuli in a high-throughput format. In this protocol, we demonstrate the fabrication of a microactuator array of vertically displaced posts on which the technology is based, and further demonstrate how this base technology can be modified to conduct high-throughput mechanically dynamic cell culture in both two-dimensional and three-dimensional culture paradigms.

In this protocol, we demonstrate the fabrication of a microactuator array of vertically displaced posts on which the technology is based, and how this base technology can be modified to conduct high-throughput mechanically dynamic cell culture in both two-dimensional and three-dimensional culture paradigms.

기계 다이나믹 셀 문화 Microfabricated 플랫폼

The ability to systematically probe in vitro cellular response to combinations of mechanobiological stimuli for tissue engineering, drug discovery or ...

연구

생체공학

Parallel-plate Flow Chamber and Continuous Flow Circuit to Evaluate Endothelial Progenitor Cells under Laminar Flow Shear Stress

The overall goal of this method is to describe a technique to subject adherent cells to laminar flow conditions and evaluate their response to well quantifiable fluid shear stresses1.
Our flow chamber design and flow circuit (Fig. 1) contains a transparent viewing region that enables testing of cell adhesion and imaging of cell morphology immediately before flow (Fig. 11A, B), at various time points during flow (Fig. 11C), and after flow (Fig. 11D). These experiments are illustrated with human umbilical cord blood-derived endothelial progenitor cells (EPCs) and porcine EPCs2,3.
This method is also applicable to other adherent cell types, e.g. smooth muscle cells (SMCs) or fibroblasts.
The chamber and all parts of the circuit are easily sterilized with steam autoclaving. In contrast to other chambers, e.g. microfluidic chambers, large numbers of cells (&gt; 1 million depending on cell size) can be recovered after the flow experiment under sterile conditions for cell culture or other experiments, e.g. DNA or RNA extraction, or immunohistochemistry (Fig. 11E), or scanning electron microscopy5. The shear stress can be adjusted by varying the flow rate of the perfusate, the fluid viscosity, or the channel height and width. The latter can reduce fluid volume or cell needs while ensuring that one-dimensional flow is maintained. It is not necessary to measure chamber height between experiments, since the chamber height does not depend on the use of gaskets, which greatly increases the ease of multiple experiments. Furthermore, the circuit design easily enables the collection of perfusate samples for analysis and/or quantification of metabolites secreted by cells under fluid shear stress exposure, e.g. nitric oxide (Fig. 12)6.

We are describing a method to subject adherent cells to laminar flow shear stress in a sterile continuous flow circuit. The cells' adhesion, morphology can be studied through the transparent chamber, samples obtained from the circuit for metabolite analysis and cells harvested after shear exposure for future experiments or culture.

층류의 전단 응력에 따라 내피 전구 세포를 평가하기 위해 병렬 플레이트 흐름 회의소와 지속적인 흐름 회로

The overall goal of this method is to describe a technique to subject adherent cells to laminar flow conditions and evaluate their response to well ...

A Microfluidic Device with Groove Patterns for Studying Cellular Behavior

We describe a microfluidic device with microgrooved patterns for studying cellular behavior. This microfluidic platform consists of a top fluidic channel and a bottom microgrooved substrate. To fabricate the microgrooved channels, a top poly(dimethylsiloxane) (PDMS) mold containing the impression of the microfluidic channels was aligned and bonded to a microgrooved substrate. Using this device, mouse fibroblast cells were immobilized and patterned within microgrooved substrates (25, 50, 75, and 100 &mu;m wide). To study apoptosis in a microfluidic device, media containing hydrogen peroxide, Annexin V, and propidium iodide was perfused into the fluidic channel for 2 hours. We found that cells exposed to the oxidative stress became apoptotic. These apoptotic cells were confirmed by Annexin V that bound to phosphatidylserine at the outer leaflet of the plasma membrane during the apoptosis process. Using this microfluidic device with microgrooved patterns, the apoptosis process was observed in real-time and analyzed by using an inverted microscope containing an incubation chamber (37&deg;C, 5% CO2). Therefore, this microfluidic device incorporated with microgrooved substrates could be useful for studying the cellular behavior and performing high-throughput drug screening.

We describe a protocol for the fabrication of microfluidic devices that can enable cell capture and culture. In this approach patterned microstructures such as grooves within microfluidic channels are used to create low shear stress regions within which cell can dock.

세포 행동 유학을위한 그루브 패턴 Microfluidic 장치

We describe a microfluidic device with microgrooved patterns for studying cellular behavior.  This microfluidic platform consists of a top fluidic channel ...

생물학

A Microfluidic Device for Studying Multiple Distinct Strains

The study of cell responses to environmental changes poses many experimental challenges: cells need to be imaged under changing conditions, often in a comparative manner. Multiwell plates are routinely used to compare many different strains or cell lines, but allow limited control over the environment dynamics. Microfluidic devices, on the other hand, allow exquisite dynamic control over the surrounding conditions, but it is challenging to image and distinguish more than a few strains in them. Here we describe a method to easily and rapidly manufacture a microfluidic device capable of applying dynamically changing conditions to multiple distinct yeast strains in one channel. The device is designed and manufactured by simple means without the need for soft lithography. It is composed of a Y-shaped flow channel attached to a second layer harboring microwells. The strains are placed in separate microwells, and imaged under the exact same dynamic conditions. We demonstrate the use of the device for measuring protein localization responses to pulses of nutrient changes in different yeast strains.

We present a simple method to produce microfluidic devices capable of applying similar dynamic conditions to multiple distinct strains, without the need for a clean room or soft lithography.

여러 고유 긴장 유학을위한 마이크로 유체 장치

The study of cell responses to environmental changes poses many experimental challenges: cells need to be imaged under changing conditions, often in a ...

A Microfluidic Technique to Probe Cell Deformability

Here we detail the design, fabrication, and use of a microfluidic device to evaluate the deformability of a large number of individual cells in an efficient manner. Typically, data for ~102 cells can be acquired within a 1 hr experiment. An automated image analysis program enables efficient post-experiment analysis of image data, enabling processing to be complete within a few hours. Our device geometry is unique in that cells must deform through a series of micron-scale constrictions, thereby enabling the initial deformation and time-dependent relaxation of individual cells to be assayed. The applicability of this method to human promyelocytic leukemia (HL-60) cells is demonstrated. Driving cells to deform through micron-scale constrictions using pressure-driven flow, we observe that human promyelocytic (HL-60) cells momentarily occlude the first constriction for a median time of 9.3 msec before passaging more quickly through the subsequent constrictions with a median transit time of 4.0 msec per constriction. By contrast, all-trans retinoic acid-treated (neutrophil-type) HL-60 cells occlude the first constriction for only 4.3 msec before passaging through the subsequent constrictions with a median transit time of 3.3 msec. This method can provide insight into the viscoelastic nature of cells, and ultimately reveal the molecular origins of this behavior.

We demonstrate a microfluidics-based assay to measure the timescale for cells to transit through a sequence of micron-scale constrictions.

미세 유체 기술은 셀 변형능을 검사 할

Here we detail the design, fabrication, and use of a microfluidic device to evaluate the deformability of a large number of individual cells in an ...

Micropatterning and Assembly of 3D Microvessels

In vitro platforms to study endothelial cells and vascular biology are largely limited to 2D endothelial cell culture, flow chambers with polymer or glass based substrates, and hydrogel-based tube formation assays. These assays, while informative, do not recapitulate lumen geometry, proper extracellular matrix, and multi-cellular proximity, which play key roles in modulating vascular function. This manuscript describes an injection molding method to generate engineered vessels with diameters on the order of 100 &#181;m. Microvessels are fabricated by seeding endothelial cells in a microfluidic channel embedded within a native type I collagen hydrogel. By incorporating parenchymal cells within the collagen matrix prior to channel formation, specific tissue microenvironments can be modeled and studied. Additional modulations of hydrodynamic properties and media composition allow for control of complex vascular function within the desired microenvironment. This platform allows for the study of perivascular cell recruitment, blood-endothelium interactions, flow response, and tissue-microvascular interactions. Engineered microvessels offer the ability to isolate the influence from individual components of a vascular niche and precisely control its chemical, mechanical, and biological properties to study vascular biology in both health and disease.

This manuscript presents an injection molding method to engineer microvessels that recapitulate physiological properties of endothelium. The microfluidic-based process creates patent 3D vascular networks with tailorable conditions, such as flow, cellular composition, geometry, and biochemical gradients. The fabrication process and examples of potential applications are described.

미세화 및 3D 미세 혈관의 조립

In vitro platforms to study endothelial cells and vascular biology are largely limited to 2D endothelial cell culture, flow chambers with polymer or glass ...

A Microfluidic Platform for Stimulating Chondrocytes with Dynamic Compression

Mechanical stimuli are known to modulate biological functions of cells and tissues. Recent studies have suggested that compressive stress alters growth plate cartilage architecture and results in growth modulation of long bones of children. To determine the role of compressive stress in bone growth, we created a microfluidic device actuated by pneumatic pressure, to dynamically (or statically) compress growth plate chondrocytes embedded in alginate hydrogel cylinders. In this article, we describe detailed methods for fabricating and characterizing this device. The advantages of our protocol are: 1) Five different magnitudes of compressive stress can be generated on five technical replicates in a single platform, 2) It is easy to visualize cell morphology via a conventional light microscope, 3) Cells can be rapidly isolated from the device after compression to facilitate downstream assays, and 4) The platform can be applied to study mechanobiology of any cell type that can grow in hydrogels.

This article provides detailed methods for fabricating and characterizing a pneumatically actuating microfluidic device for chondrocyte compression.

동적 압축으로 연골 세포 자극을 위한 미세 유체 플랫폼

Mechanical stimuli are known to modulate biological functions of cells and tissues. Recent studies have suggested that compressive stress alters growth ...

Generation of Dynamical Environmental Conditions using a High-Throughput Microfluidic Device

Mimicking in vivo environmental conditions is crucial for in vitro studies on complex life machinery. However, current techniques targeting live cells and organs are either highly expensive, like robotics, or lack nanoliter volume and millisecond time accuracy in liquid manipulation. We herein present the design and fabrication of a microfluidic system, which consists of 1,500 culture units, an array of enhanced peristaltic pumps and an on-site mixing modulus. To demonstrate the capacities of the microfluidic device, neural stem cell (NSC) spheres are maintained in the proposed system. We observed that when the NSC sphere is exposed to CXCL in day 1 and EGF in day 2, the round-shaped conformation is well maintained. Variation in the input order of 6 drugs causes morphological changes to the NSC sphere and the expression level representative marker for NSC stemness (i.e., Hes5 and Dcx). These results indicate that dynamic and complex environmental conditions have great effects on NSC differentiation and self-renewal, and the proposed microfluidic device is a suitable platform for high throughput studies on the complex life machinery.

We present a microfluidic system for high throughput studies on complex life machinery, which consists of 1500 culture units, an array of enhanced peristaltic pumps and an on-site mixing modulus. The microfluidic chip allows for the analysis of the highly complex and dynamic micro-environmental conditions in vivo.

고처리량 미세 유체 장치를 사용하여 동적 환경 조건의 생성

Mimicking in vivo environmental conditions is crucial for in vitro studies on complex life machinery. However, current techniques targeting live cells and ...

Developing 3D Organized Human Cardiac Tissue within a Microfluidic Platform

The leading cause of death worldwide persists as cardiovascular disease (CVD). However, modeling the physiological and biological complexity of the heart muscle, the myocardium, is notoriously difficult to accomplish in vitro. Mainly, obstacles lie in the need for human cardiomyocytes (CMs) that are either adult or exhibit adult-like phenotypes and can successfully replicate the myocardium&#39;s cellular complexity and intricate 3D architecture. Unfortunately, due to ethical concerns and lack of available primary patient-derived human cardiac tissue, combined with the minimal proliferation of CMs, the sourcing of viable human CMs has been a limiting step for cardiac tissue engineering. To this end, most research has transitioned toward cardiac differentiation of human induced pluripotent stem cells (hiPSCs) as the primary source of human CMs, resulting in the wide incorporation of hiPSC-CMs within in vitro assays for cardiac tissue modeling.
Here in this work, we demonstrate a protocol for developing a 3D mature stem cell-derived human cardiac tissue within a microfluidic device. We specifically explain and visually demonstrate the production of a 3D in vitro anisotropic cardiac tissue-on-a-chip model from hiPSC-derived CMs. We primarily describe a purification protocol to select for CMs, the co-culture of cells with a defined ratio via mixing CMs with human CFs (hCFs), and suspension of this co-culture within the collagen-based hydrogel. We further demonstrate the injection of the cell-laden hydrogel within our well-defined microfluidic device, embedded with staggered elliptical microposts that serve as surface topography to induce a high degree of alignment of the surrounding cells and the hydrogel matrix, mimicking the architecture of the native myocardium. We envision that the proposed 3D anisotropic cardiac tissue-on-chip model is suitable for fundamental biology studies, disease modeling, and, through its use as a screening tool, pharmaceutical testing.

The goal of this protocol is to explain and demonstrate the development of a three-dimensional (3D) microfluidic model of highly aligned human cardiac tissue, composed of stem cell-derived cardiomyocytes co-cultured with cardiac fibroblasts (CFs) within a biomimetic, collagen-based hydrogel, for applications in cardiac tissue engineering, drug screening, and disease modeling.

미세 유체 플랫폼 내에서 3D 조직 된 인간 심장 조직 개발

The leading cause of death worldwide persists as cardiovascular disease (CVD). However, modeling the physiological and biological complexity of the heart ...

Electrophysiological Recordings of Single-cell Ion Currents Under Well-defined Shear Stress

Fluid shear stress is well known to play a major role in endothelial function. In most vascular beds, elevated shear stress from acute increases in blood flow triggers a signaling cascade resulting in vasodilation thereby alleviating mechanical stress on the vascular wall. The pattern of shear stress is also well known to be a critical factor in the development of atherosclerosis with laminar shear stress being atheroprotective and disturbed shear stress being pro-atherogenic. While we have a detailed understanding of the various intermediate cell signaling pathways, the receptors that first translate the mechanical stimulus into chemical mediators are not completely understood. Mechanosensitive ion channels are critical to the response to shear and regulate shear-induced cell signaling thereby controlling the production of vasoactive mediators. These channels are among the earliest activated signaling components to shear and have been linked to shear-induced vasodilation through promoting nitric oxide production (e.g., inwardly rectifying K+ [Kir] and transient receptor potential [TRP] channels) and endothelium hyperpolarizing factor (e.g., Kir and calcium-activated K+ [KCa] channels) and shear-induced vasoconstriction through an undetermined mechanism that involves piezo channels. Understanding the biophysical mechanism by which these channels are activated by shear forces (i.e., directly or through a primary mechano-receptor) could provide potential new targets to resolve the pathophysiology associated with endothelial dysfunction and atherogenesis. It is still a major challenge to record flow-induced activation of ion channels in real time using electrophysiology. The standard methods to expose cells to well-defined shear stress, such as the cone and plate rheometer and closed parallel plate flow chamber do not allow real time study of ion channel activation. The goal of this protocol is to describe a modified parallel plate flow chamber that allows real time electrophysiological recording of mechanosensitive ion channels under well-defined shear stress.

The goal of this protocol is to describe a modified parallel plate flow chamber for use in investigating real time activation of mechanosensitive ion channels by shear stress.

잘 정의된 전단 응력 하에서 단세포 이온 전류의 전기 생리학적 기록

Fluid shear stress is well known to play a major role in endothelial function. In most vascular beds, elevated shear stress from acute increases in blood ...