Bu çalışma Araştırma ve Geliştirme, RR-Ge Servisi, Gazi İşleri ABD, NIH Cobre 1P20RR024484, NIH K24 AR02128 ve Savunma W81XWH-10-1-0643 Bölümü Dairesi tarafından desteklenmiştir.

1. İki eksenli Yükleniyor Biyoreaktör Tasarım <ol><li> Biyoreaktör büyük yükleme dozunun hassas (genlik ve frekans) ve çok çeşitli uygulama ile, mühendislik dokulara tek eksenli veya çift eksenli mekanik zorlanma uygulamak için hassas güdümlü lazer uygulamaları için Thor-laboratuarları (Newton, MA) tarafından üretilen iki aşamada istihdam Tek bir 24 oyuklu plakalar (Şekil 1) için doku kültürü koşulları. </li><li> Bi-eksenel yükleme iki travelmax aşamada (LNR50SE) gerçekleştirilir. Bu aşamalar bir XZ yapılandırmasında dikey olarak monte edilir. Yatay aşama X ekseni boyunca salınım yapan dinamik kesme hareketleri içerir. Dikey aşamada Z ekseni boyunca salınan tarafından dinamik basınç yükleme sağlar. Bu aşamalar daha az adım boyutları sağlayan, bir 50 mm seyahat aralığı vardır ve mikro-step yetenekleri özellikleri bir kapalı devre step motor sürücüsü (BSC102) tarafından kontrol step motor tahrik (DRV014), bağımsız olarak tahrik edilir50 nm. </li><li> Cihaz, bir katı 25 cm üzerine monte edilir x 30 cm x 12,5 makine elemanlarının montajı için bir platform olarak ve doku kültürü plakaları monte etmek için kullanılan mm kalınlığında alüminyum taban plakası. Ayarlanabilir kinematik durur alüminyum taban plakası üzerinde yerinde doku kültürü plakaları kilitlemek için kullanılır. Bu kinematik durur aksi elle elde değil tam bir bağlantı için izin vermek için ince ayar vidası var. Taban plakasının modüler tasarımı farklı boyut ve şekillerde (Petri kapları vs çok iyi plakaları) plakaları karşılamak için bu kinematik durak esnek yerleştirme sağlar. </li><li> Özel bir işlenmiş polisülfon yükleme merdane bir hassas işlenmiş sağ açılı ayraç ile iki eksenli hareketli platform bağlanmıştır. Polisülfon malzeme işleme kolaylığı ve sterilizasyon kolaylığı, nedeniyle biyouyumluluk için seçildi. </li><li> Aşamaları hareketleri Thor-laboratuarları &#39;Gelişmiş Konumlandırma Teknolojisi (APT) yazılımı tarafından kontrol edilir. Step motor sürücüsü bizizFrekans ve kesme kuvveti ve bağımsız bir şekilde ve aynı anda her iki sıkıştırma amplitüdünde yük parametreleri ayarına izin verir yazılımı ile birlikte ed. </li><li> Konumsal geribildirim her hareketli platform bağlı olan ve yazılım ile entegre lineer optik kodlayıcı tarafından sağlanmaktadır. Enkoder sistemi seyahat tam 50 mm üzerinde en az 3 mikron bir pozisyon doğruluğu çevirme, 0.1 mikron bir çift yönlü tekrarlanabilirlik ve 20 nm çözünürlüğe sahip. Bu kodlayıcılar gerçek nanopositioning yetenekleri sağlamak için sürücü elektronik ve mutlak konum doğrudan bir okuma için gerekli pozisyon geri besleme sağlar. </li><li> Merdanenin numuneleri arasındaki teması ortaya çıkarmak için gerekli olan güç geri besleme sağlamak ve yükleme yanıtları, yükleme levha ve hareketli platform (Şekil 2) arasında yerleştirilmiş olan bir hassas minyatür bir yük hücresi (Honeywell modeli 31) değerlendirilmesi için. Yük hücresi yüksek doğrulukları vardır0.15% 0.25% tam ölçek. Yük hücresi için gösterge ünitesi (SC500) da 5 ondalık basamağa kadar yük ölçümleri sağlayabilir. Ayrıca, bir bilgisayarda veri toplama için izin vermek için bir RS-232 bağlantı noktası var. </li></ol> 2. Hücre-Tohumlu Agaroz Yapıları <ol><li> % 4 agaroz hazırlanması: 20 ml 50 ml&#39;lik bir şişe içinde DMEM (hiçbir katkı maddesi), kaynamış ve daha sonra 70 tutulması kullanılana kadar ° C fırın ile 0.8 g agarozun ekleyin. </li><li> İstenilen hücre tohumlama yoğunluğunun iki katı için hücre süspansiyonu ses seviyesini ayarlayın. Bu süspansiyon, istenen tohum yoğunluğu bir% 2 agaroz jel oluşturmak için% 4 w / v agaroz arasında eşit bir hacmi ile karıştırılır. </li><li> Inkübatör hücre süspansiyonu ve bir 10 ml pipet hem yerleştirin. </li><li> Jel döküm sistemi kurun. Bir 1.5 mm ve bir 0.75 mm mesafe plakası bir 2.25 mm kalınlığında jel oluşturmak için bir araya koymak gerekir. Diğer boyutu mesafe tabanları farklı jel kalınlıklarda oluşturmak için kullanılabilir. Jel döküm sistemi bu plakalar toget tutacak kadar büyük değildironu, bu yüzden güvenli bir sızıntı önlemek için bantlanmış olmalıdır. </li><li> Bir sonraki adım, agaroz katılaşır önce hızlı bir şekilde jel kalıp içine önceden hazırlanmış ve agaroz pipet ile hücre süspansiyonu karıştırmaktır. Fırından sıvı agaroz çıkarın ve steril bir termometre yerleştirin. Agaroz ° C hücreleri ile karıştırılmadan önce 42-43 kadar soğutulması gerekir. 37 ° C için hücre süspansiyonu Isınma Agaroz 43 vurur sonra ° C, hızlı bir şekilde istenen miktarda pipet ve hemen karıştırmak için birkaç kez aşağı hücre süspansiyonu kadar pipet ve. Sonra derhal jel kalıp içine tüm karışım pipetle. </li><li> Jel 10-15 dakika sağlamlaştırmak ve daha sonra dikkatli bir şekilde yatay konuma yatırmak için izin verin. </li><li> Üst cam levha ve biyopsi yumruk ile yumruk diskleri çıkarın. Diskler küçük steril spatula ile alınabilir. Deneyimlerimiz, 9 ml jel yüzden fazla 5 mm çaplı diskler için yeterince büyük. </li></ol> 3. Kültür Diskler </p&gt; <ol><li> , 24 çukurlu, doku olmayan bir kültür ile işlenmiş plakanın her koyun bir disktir. </li><li> Her kuyuya serumsuz kondrojenik farklılaşma orta 2 ml ilave edilir. </li><li> (37 ° C,% 5 CO2) inkübatör tabak koyun. </li><li> Medya değişiklikler için, 1 ml de 2-3 günde bir değiştirin. </li></ol> 4. Mekanik Yükleme için Örnekler immobilizasyonu <ol><li> % 4 agaroz (herhangi bir hücre süspansiyonu ilave edildi) ve jel örneklerine (yükleme sırasında parazit oluşumunu önlemek için) daha ince olması gerekmektedir hazırlayın. Tavsiye edilen kalınlığı 1.5-1.9 mm (2.25 mm kalınlığında örnekler için) &#39;dir. </li><li> Bir kez 24 kuyucuğu için yumruk 16 mm çapında diskler, jel. Eğer arzu edilirse her diskin, numune için kesme bir 5 mm delik açma, ortam değişiklikleri esnasında yerleştirilmesi için pipet için disk kenarında bir 5 mm delik içeri yerleştirilmesi için. </li><li> Sonra agaroz kuyu 24 plaka yeri olarak Şekil 3&#39;te gösterildiği gibi, yapılmıştır. </li><li> Agaroz w kezarşın 24 plaka olan, her iyi örnekleri uyum basın. Örnek agaroz de üstünden çıkıntı yapmalıdır. </li></ol> 5. Mekanik Yükleniyor <ol><li> Merdane (Şekil 2) sterilize edin. </li><li> Hücre yüklemek için alüminyum levha sabitleyin. Güvenli merdane / sahneye yük hücresi / alüminyum levha montaj yükleme. </li><li> Step motor kontrol (geri düğmesi) açın. </li><li> PC ve açık &quot;APT Kullanıcı&quot; programı (Şekil 4) açın. <ol><li> Sol ekran yatay step motor kontrol eder. Sağ ekranda dikey step motor kontrol eder. Her ekranında, &quot;Grafiksel Kontrol&quot; sekmesini manuel konumlandırma sağlar ve &quot;Taşı Sequencer&quot; sekmesi otomasyon sağlar. Tüm birimler mm. </li></ol></li><li> Her iki ekranda da &quot;Grafiksel Kontrol&quot; sekmesine gidin ve &quot;Ev / Sıfır&quot; düğmesine basın. Her iki adım motorları 50 mm bir dizi var. &quot;Ana Sayfa / Sıfır&quot; basılması sıfır konumu (üst ve sağ en pozisyonları) her iki step motorlar göndereceğiz. </li><li> PreparE, her kuyudan bazı medya kaldırarak yüklenmesi için 24 plaka örnekleri. Medyanın en fazla 1 ml yükleniyor sırasında taşmasını önlemek için her kuyuda bırakılmalıdır. Yeterli medya örnek kapalı tutmak için iyi kalır emin olun. <ol><li> Inkübatör enstrüman başarısızlığı önlemek için düşük nem koşullarında muhafaza unutmayın. </li></ol></li><li> Sıra 24 de biyoreaktör plaka ve merdane ile dikkatlice hizaya. <ol><li> Plaka dört ayarlanabilir kinematik bulma kullanarak biyoreaktör sabitlenir. Daha kolay merdane sıraya yapmak için, iki sol bulma önceden yerleştirilmiş. Plaka güvenli olacak şekilde iki sağ bulma sıkın. Biyoreaktör tabanının ön ile aynı hizada plaka hattına emin olun. </li><li> &quot;Grafiksel Kontrol&quot; sekmesinde, belirli bir step motor pozisyonu elle konum kutusu tıklayarak girilebilir. Yavaşça merdane düşürmek ve plaka ile sıraya yatay olarak taşımak için bu özelliği kullanın. </li> &lt;/ Ol&gt; </li><li> Merdane örnekleri ile temas yakın sonra, çok yavaş artışlarla merdane aşağı getirmek başlar (0,1 mm) Eğer önceden belirlenmiş başlangıç ​​pozisyonuna gelinceye kadar (bölüm 6). </li><li> Başlangıç ​​konumuna ulaştıktan sonra, sekme &quot;Sequencer Taşı&quot; ve basarak istediğiniz hareket dizisi yüklemek için gidin &quot;Yük.&quot; Daha sonra başlatmak için &quot;Çalıştır&quot; tuşuna basın. (Şekil 5) bir parçası 7&#39;ye bakın. Bir Dozajlama Protokol yazma. </li><li> Yükleme bittiğinde, el merdane yükseltmek. Herhangi bir örnek merdane yapışmış ise, dikkatle de steril bir spatula kullanarak uygun içine geri koymak. </li><li> Biyoreaktör 24 plaka çıkarın ve medya değiştirin. </li><li> Dikkatlice yük hücresinden merdane kaldırmak ve aletleri kapatın. </li></ol> 6. Kalibre Yükleniyor Plaka Uygun suşları örnekleri uygulanır emin olmak için, her merdane dikkatli bir deney başlamadan önce kalibre edilmelidir. <ol><li&gt; 5.8 adımları 5.1 gerçekleştirin. </li><li> El 25 mm konumda yatay step motor koydu. </li><li> Zar zor biyoreaktör tabanı ile temas dikkatlice düşük merdane gelene kadar. Yük hücresi bu noktada artan yükler gösterecektir. Dikey step motor (tüm sıkıştırma uzama ölçümleri bu değerden hesaplanan olacak gibi, mümkün olduğunca kesin) tam pozisyonuna dikkat ediniz. </li><li> Konumunu kaydetmek. Bu değer, Örnek boyutları ve arzu edilen suş dayalı bir doz protokolü yazmak için kullanılır. </li></ol> 7. Bir Doz Protokol Yazma <ol><li> Biyoreaktör ya aynı anda veya ayrı ayrı, basınç ve kesme hem gerginlik uygulama yeteneğine sahiptir. Dara basınç gerginlik, dinamik gerilme genlik ve frekans yükleme: üç ana parametreleri karar verilmelidir. </li><li> Bir dara gerginlik numuneden levhanın Fırlatmaya önlemek için uygulanır. </li><li> Örnek dinamik gerilim amplitüd ve frekans yüklemefrekans seçilir. </li></ol> Bu çalışmada şu şekilde basınç ve kayma gerilme tanımlayın: <img alt="Denklem 1" fo:content-width="3.26in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1.jpg" /> Örnek eksenli Dozaj Protokolü Örnek kalınlığı: 2.25 mm Dara Gerilme (sıkıştırma): örnek kalınlığının% 10 (0.225 mm) Dinamik gerilme genliği (sıkıştırma):% 10 (+ / - örnek kalınlığının% 5) Frekans (Sıkıştırma): 1 Hz Dinamik Gerilme Genlik (Kesme): Örnek kalınlığı (0.5625 mm) 25%: Kesme stres yatay hareket merdane ile örnek uygulanır. Frekans (Kesme): 0,5 Hz Tipik doz protokolü günde yükleme 3 saat olduğunu. Bu örnekte, dinamik ve kesme yükleme aynı anda yerine sıralı olarak uygulanır. Bu desen daha iyi mim inanıyoruminsan diz ics karmaşık yükleme ortamı. <ol start="4"><li> Bir doz protokolü seçildikten sonra, bir sıkıştırma hareket sırası programı yazılmalıdır. </li><li> Hareket dizisi step motor belirli bir ivme ve maksimum hızda hareket edeceğini pozisyonların bir listesi gibi geliyor tam olarak budur. </li><li> Protokol ve merdane kalibrasyon değeri (bölüm 6) dozaj dayalı istenen dikey pozisyonları hesaplamak. </li><li> Plaka 1 için örnek hesaplamalar aşağıda verilmiştir: </li></ol><table border="1" fo:keep-together.within-page="always"><tbody><tr><td></td><td> Kalibrasyon Değer farkı </td><td> Dikey Konum </td></tr><tr><td> Platen Kalibrasyon Değer (biyoreaktör indiğinden) </td><td> 0 mm </td><td> 29,7700 mm </td></tr><tr><td> Merdane Örnek ile temas (2,25 mm örnek) yapar </td><td> 4,4140 mm </td><td> 25,3560 mm </td></tr><tr><td> Styağmur (5% kalınlığı) </td><td> 4,3015 mm </td><td> 25,4705 mm </td></tr><tr><td> Gerilme (10% Kalınlığı) </td><td> 4,1890 mm </td><td> 25,5810 mm </td></tr><tr><td> Gerilme (15% Kalınlığı) </td><td> 4,0765 mm </td><td> 25,6955 mm </td></tr></tbody></table><ol start="8"><li> Bir kez pozisyonları, ivme ve doğru frekansı almak için maksimum hız değerleri ile deney hesaplanır. Çevrim sayısı (1 Hz, 3 saat boyunca örneğin 10.800 devir) buna uygun olarak seçilmelidir. </li><li> Örnek Dinamik Sıkıştırma hareket Program Sırası (% 10 dara sıkıştırma,% 10 dinamik gerilme genliği, 1 Hz) (Şekil 5) </li><li> Dinamik kesme hamle sırası programı: devir sayısı istenen sıklığı ve süresi (0,5 Hz az 3 saat örneğin 5400 devir) göre seçilmelidir. </li><li> Örnek dinamik kesme hareket Program Sırası (% 10 dara sıkıştırma, 0.5625 mm (kalınlığının% 25) dinamik kesme gerilme genliği, 0.5Hz) (Şekil 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. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Increasing+extracellular+matrix+production+in+regenerating+cartilage+with+intermittent+physiological+pressure.">Increasing extracellular matrix production in regenerating cartilage with intermittent physiological pressure.</a> Biotechnology and Bioengineering. 62, 166-174 (1999).</li><li>Frank, E. H., Jin, M., Loening, A. M., Levenston, M. E., Grodzinsky, A. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+versatile+shear+and+compression+apparatus+for+mechanical+stimulation+of+tissue+culture+explants.">A versatile shear and compression apparatus for mechanical stimulation of tissue culture explants.</a> J. Biomech. 33, 1523-1527 (2000).</li><li>Wagner, D. R., 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=Hydrostatic+pressure+enhances+chondrogenic+differentiation+of+human+bone+marrow+stromal+cells+in+osteochondrogenic+medium.">Hydrostatic pressure enhances chondrogenic differentiation of human bone marrow stromal cells in osteochondrogenic medium.</a> Ann. Biomed. Eng. 36, 813-820 (2008).</li><li>Butler, D. L., Goldstein, S. A., Guilak, F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Functional+Tissue+Engineering:+The+Role+of+Biomechanics.">Functional Tissue Engineering: The Role of Biomechanics.</a> J. Biomech. Eng. 122, 570-575 (2000).</li><li>Guilak, F., Butler, D. L., Goldstein, S. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Functional+Tissue+Engineering.+The+role+of+biomechanics+in+articular+cartilage+repair.">Functional Tissue Engineering. The role of biomechanics in articular cartilage repair.</a> Clin. Orthop. 391S, S295-S305 (2001).</li><li>Mauck, R. L., Byers, B. A., Yuan, X., Tuan, R. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Regulation+of+cartilaginous+ECM+gene+transcription+by+chondrocytes+and+MSCs+in+3D+culture+in+response+to+dynamic+loading.">Regulation of cartilaginous ECM gene transcription by chondrocytes and MSCs in 3D culture in response to dynamic loading.</a> Biomech. Model Mechanobiol. 6, 113-125 (2007).</li><li>Rubin, C., Xu, G., Judex, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+anabolic+activity+of+bone+tissue,+suppressed+by+disuse,+is+normalized+by+brief+exposure+to+extremely+low-magnitude+mechanical+stimuli.">The anabolic activity of bone tissue, suppressed by disuse, is normalized by brief exposure to extremely low-magnitude mechanical stimuli.</a> FASEB J. 15, 2225-2229 (2001).</li><li>Wimmer, M. A., 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=Tribology+approach+to+the+engineering+and+study+of+articular+cartilage.">Tribology approach to the engineering and study of articular cartilage.</a> Tissue Eng. 10, 1436-1445 (2004).</li><li>Miyata, S., Tateishi, T., Ushida, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Influence+of+cartilaginous+matrix+accumulation+on+viscoelastic+response+of+chondrocyte/agarose+constructs+under+dynamic+compressive+and+shear+loading.">Influence of cartilaginous matrix accumulation on viscoelastic response of chondrocyte/agarose constructs under dynamic compressive and shear loading.</a> J. Biomech. Eng. 130, 051016 (2008).</li><li>Heiner, A. D., Martin, J. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cartilage+responses+to+a+novel+triaxial+mechanostimulatory+culture+system.">Cartilage responses to a novel triaxial mechanostimulatory culture system.</a> J. Biomech. 37, 689-695 (2004).</li><li>Waldman, S. D., Couto, D. C., Grynpas, M. D., Pilliar, R. M., Kandel, R. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Multi-axial+mechanical+stimulation+of+tissue+engineered+cartilage:+review.">Multi-axial mechanical stimulation of tissue engineered cartilage: review.</a> Eur. Cell Mater. 13, 66-73 (2007).</li><li>Wartella, K. A., Wayne, J. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bioreactor+for+biaxial+mechanical+stimulation+to+tissue+engineered+constructs.">Bioreactor for biaxial mechanical stimulation to tissue engineered constructs.</a> J. Biomech. Eng. 131, 044501 (2009).</li><li>Bian, L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Dynamic+mechanical+loading+enhances+functional+properties+of+tissue-engineered+cartilage+using+mature+canine+chondrocytes.">Dynamic mechanical loading enhances functional properties of tissue-engineered cartilage using mature canine chondrocytes.</a> Tissue Eng. Part A. 16, 1781-1790 (2010).</li><li>Bilgen, B., 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=Design+of+a+Biaxial+Loading+Device+for+Cartilage+Tissue+Engineering.">Design of a Biaxial Loading Device for Cartilage Tissue Engineering.</a> , 1815 (2011).</li><li>Mauck, R. L., Wang, C. C., Oswald, E. S., Ateshian, G. A., Hung, C. T. <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+cell+seeding+density+and+nutrient+supply+for+articular+cartilage+tissue+engineering+with+deformational+loading.">The role of cell seeding density and nutrient supply for articular cartilage tissue engineering with deformational loading.</a> Osteoarthritis Cartilage. 11, 879-890 (2003).</li><li>Mauck, R. L., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Functional+tissue+engineering+of+articular+cartilage+through+dynamic+loading+of+chondrocyte-seeded+agarose+gels.">Functional tissue engineering of articular cartilage through dynamic loading of chondrocyte-seeded agarose gels.</a> J. Biomech. Eng. 122, 252-260 (2000).</li><li>Demarteau, O., Jakob, M., Schafer, D., Heberer, M., Martin, I. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Development+and+validation+of+a+bioreactor+for+physical+stimulation+of+engineered+cartilage.">Development and validation of a bioreactor for physical stimulation of engineered cartilage.</a> Biorheology. 40, 331-336 (2003).</li><li>Grad, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Surface+motion+upregulates+superficial+zone+protein+and+hyaluronan+production+in+chondrocyte-seeded+three-dimensional+scaffolds.">Surface motion upregulates superficial zone protein and hyaluronan production in chondrocyte-seeded three-dimensional scaffolds.</a> Tissue Eng. 11, 249-256 (2005).</li><li>Schatti, O., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+combination+of+shear+and+dynamic+compression+leads+to+mechanically+induced+chondrogenesis+of+human+mesenchymal+stem+cells.">A combination of shear and dynamic compression leads to mechanically induced chondrogenesis of human mesenchymal stem cells.</a> Eur. Cell Mater. 22, 214-225 (2011).</li></ol>

Yazarlar hiçbir rakip mali çıkarlarının olmadığını beyan ederim.

Biz nakli için üretilmiş doku mühendislik yapıları için tek eksenli veya çift eksenli mekanik zorlanma uygulama kapasitesine sahip bir yükleme cihazı tasarladık. Cihaz, doğal dokunun ya da öncesinde diğer tedavilerden sonra mekanik özelliklerini tanımlamak için tasarlanmış Biocomposites in vitro kültürü için bir biyoreaktör ya da bir test cihazı olarak kullanılabilir. Cihaz konular 24 kuyucuğu tek gelen büyük yükleme dozunun hassas (genlik ve frekans) ve doku kültürü koşulları...

Biz nakli için üretilmiş bir doku mühendislik Biocomposites için tek eksenli veya çift eksenli mekanik zorlanma uygulama kapasitesine sahip bir yükleme biyoreaktör tasarladık. Bu cihaz, esas olarak eklem kıkırdağı için tasarlanmış değiştirmeleri için bir biyoreaktör olarak tasarlanmış olup, bu, aynı zamanda, insan vücudu içinde başka yük taşıyan dokular için kullanılabilir. Bu biyoreaktör tasarım bizim motivasyon hareket olmaması nedeniyle felç civciv embriyolarında eklem kıkırdak anormal oluşumu seminal gözlem yapılan Drachman ve Sokoloff 1, kaynaklanıyor. Benzer şekilde, fiziksel egzersiz normal kas ve kemik gelişimi için gereklidir. Bu konsept doğrultusunda, birçok araştırma grupları laboratuarda sebze yetiştirme sırasında fiziksel uyaranların ne kadar farklı modları araştırdık hücre-biyomalzeme Biocomposites ve doku eksplant 2-7 biyokimyasal ve mekanik özellikleri modüle. Fonksiyonel doku mühendisliği kavramıdokuların fonksiyonel özelliklerini artırmak için mekanik uyaranlara in vitro kullanımı içerir, doku in vivo stres beklenen dayanacak ve 8,9 zorlanma sağlayan mekanik özellikleri yani. Çeşitli çalışmalar eklem eklem için tasarlanmış kıkırdak yapıları teşvik etmek için kesme ve sıkıştırma açısından kullanımı mekanik yükleme rapor. Mauck ve ark. 10 sadece mekanik yükleme daha önemli kabul edilir, büyüme faktörlerinin yokluğunda mezenkimal kök hücreler, kıkırdak doku neden olduğunu ortaya koymaktadır. Bu tür doku işleme sırasında sıkıştırma veya kesme gibi aralıklı mekanik yükleme uygulaması kıkırdak ve kemik oluşumunu modüle ettiği gösterilmiştir, ancak yükleme optimum dozimetri hücre ve doku özellikleri 11 ile farklıdır. Eklem kıkırdağı en önemli fonksiyonu içinde basınç ve kesme kuvvetlerine karşı yeteneğidirortak, bu nedenle yüksek basınç ve kesme modülü sahip olması gerekir. Mühendislik kıkırdak fonksiyonel mekanik dayanım ve fizyolojik ultrastrüktür eksikliği in vivo neo-kıkırdak üzerinde arıza ve eklemlerde kıkırdak değiştirme stratejilerinin başarısızlıkla sonuçlandı. Sıkıştırma ve kesme yaygın modüle ve eklem kıkırdağı Biocomposites mekanik gücünü artırmak için gösterilmiştir olmasına rağmen, bir arada yaklaşım nadir 6,12-15 olduğunu. Wartella ve Wayne 16 menisküs kıkırdak yerine üretmek için gerilim ve sıkıştırma uygulanan bir biyoreaktör tasarlanmıştır. Waldman ve ark. 15 gözenekli bir kalsiyum polifosfat yüzey kültüre kondrosit sıkıştırma ve kesme uygulamak için bir cihaz tasarlanmış. Bian ve ark. 17 in vitro jeller yetişkin köpek kondrosit ekimi ve çift eksenli mekanik uygulama ile yerli kıkırdak eşleşen mekanik özellikler göstermiştiranical yükleme (basınç deformasyon yükleme ve sürgülü temas yükleme). Iki eksenli mekanik yüklenme biyoreaktör ilk doku mühendisliği kıkırdak morfolojik uyarlamalar ikna etmek için genel amacı ile laboratuarımızda Danielle Chu tarafından tasarlanan mevcut 18 daha yüksek basınç ve kesme modülü ile sonuçlanan oluşturur. Bu araştırmanın önemli mechanotransduction klinik dokulara mühendisi modüle ne kadar bizim geniş bir anlayış artacağına inanıyoruz.

<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

Biz nakli için üretilmiş bir doku mühendislik Biocomposites için tek eksenli veya çift eksenli mekanik zorlanma uygulama kapasitesine sahip bir yükleme cihazı tasarlanmıştır. Cihaz öncelikle yerli mekanik suşları taklit eden bir biyoreaktör olarak görev yaparken, aynı zamanda force feedback ya da yapıları mekanik test sağlamak için bir yük hücresi ile donatılmış. Cihaz konular yükleme dozunun büyük bir hassasiyetle (genlik ve frekans) ile iki eksenli mekanik yükleme için kıkırdak yapıları tasarlanmış ve standart bir doku kültürü inkübatör içine sığacak kadar küçük. Bu, doğrudan bir doku kültürü plakası örnekleri yükler ve birden çok plaka boyutları sistemi ile uyumludur. Cihaz hassas güdümlü lazer uygulamaları için üretilen bileşenler kullanılarak tasarlanmıştır. Bi-eksenel yükleme iki dik aşamada gerçekleştirilir. Aşamaları bir 50 mm seyahat yelpazesi var ve step motor tahrik tarafından bağımsız olarak tahrik edilir, tarafından kontrolaz 50 nm adım boyutları sağlayan, mikro-step yetenekleri özellikleri bir kapalı devre step motor sürücüsü. A polisülfon yükleme levhanın iki eksenel hareket eden bir platform ile birleştirilmiştir. Aşamaları hareketleri Thor-laboratuarları Gelişmiş Konumlandırma Teknolojisi (APT) yazılımı tarafından kontrol edilir. Step motor sürücü frekans ve kayma ve bağımsız olarak ve aynı anda sıkıştırma hem genlik yük parametrelerini ayarlamak için yazılım kullanılır. Konumsal geri seyahat tam 50 mm üzerinde en az 3 mikron bir pozisyon doğruluğu çevirme, 0.1 mikron bir çift yönlü tekrarlanabilirlik ve 20 nm çözünürlüğe sahip lineer optik kodlayıcı tarafından sağlanmaktadır. Bu kodlayıcılar gerçek nanopositioning yetenekleri sağlamak için sürücü elektronik için gerekli pozisyon geri besleme sağlar. Tespit etmek için güç geri besleme yükleme yanıtları temas ve değerlendirme sağlamak amacıyla, hassas bir minyatür bir yük hücresi yükleme levha ve hareket ediyor arasında konumlandırılmışg platformu. Yük hücresi 0.15% 0.25% tam ölçek yüksek doğruluk vardır.

Cihaz 20 milyon hücre / ml &#39;kondrositler ile boyanmış agaroz jel tohumlu kullanılarak test edilmiş ve tek eksenli (sıkıştırma) veya çift eksenli (sıkıştırma ve kesme kuvveti) mekanik yükleme varlığında yetiştirildiği. İlköğretim domuz kondrositlere 2-4 aylık domuz eklem kıkırdağı izole edilmiştir. 5 mm çapında ve 1,5 mm kalınlığında örnekleri tanımlanan kondrojenik kültür ortamı (yüksek glikoz DMEM,% 1 BAĞLI + karışımlar, 100 U / ml penisilin, 100 ug / ml streptomisin, 2 ...

Watch this Scientific Journal Video about Design of a Biaxial Mechanical Loading Bioreactor for Tissue Engineering at JoVE.com

Design of a Biaxial Mechanical Loading Bioreactor for Tissue Engineering

Biz eklem kıkırdağı kusur içine önce nakli için bir kıkırdak biokompozit için tek eksenli veya çift eksenli mekanik zorlanma uygulayabilirsiniz yeni bir mekanik yüklenme biyoreaktör tasarlanmıştır.

Doku Mühendisliği için iki eksenli Mekanik Yükleniyor Biyoreaktör tasarımı

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

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

Research

Education

JoVE Core

JoVE Journal

Mechanical Engineering

Bioengineering

Unit 1

Analysis and Design of Beams for Bending

SCIENTISTS IN ACTION

14.3K Görüntüleme.  The Warren Alpert Brown Medical School of Brown University and the Rhode Island Hospital. Biz eklem kıkırdağı kusur içine önce nakli için bir kıkırdak biokompozit için tek eksenli veya çift eksenli mekanik zorlanma uygulayabilirsiniz yeni bir mekanik yüklenme biyoreaktör tasarlanmıştır.

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.

Pulsatif Biyoreaktör kullanarak Mühendislik Biyolojik Tabanlı Vasküler Greftler

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

Biyomühendislik

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.

Devirli Basınç Biyoreaktör Tasarım Ex vivo</emAort Kalp Vanalar> Eğitim

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.

Doku Mühendisliği için elektrospinning Liflerin Postprodüksiyon İşleme

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

Capillary Force Lithography for Cardiac Tissue Engineering

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

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

Kardiyak Doku Mühendisliği kılcal Kuvvetleri Litografi

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

Operation of a Benchtop Bioreactor

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

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

Bir Benchtop Biyoreaktör Operasyonu

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.

Tasarım ve Yapay Ekstrasellüler Matrix İnşaatı (aECM) Proteinler gelen<em&gt; Escherichia coli</em&gt; Cilt Doku Mühendisliği

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.

Bir ıntrinsic Vaskülarizasyon tarafından Doku Mühendisliği<em&gt; İn Vivo</em&gt; Doku Mühendisliği Odası

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

A Protocol for Decellularizing Mouse Cochleae for Inner Ear Tissue Engineering

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

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

Fare Cochleae iç kulak doku mühendisliği için Decellularizing için bir iletişim kuralı

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

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

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

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

Rekombinant kolajen peptid Microcarriers hücre genişletme ve hücre teslim sistemi bir biyoreaktör olarak potansiyel kullanım için ben Model

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.