Name: designing a bioreactor to improve data acquisition and model throughput of engineered cardiac tissues
Uploaded: 2023-06-02T12:50:00
Description: Watch this Scientific Journal Video about Designing a Bioreactor to Improve Data Acquisition and Model Throughput of Engineered Cardiac Tissues at JoVE.com

Die Autoren danken Dr. Timothy Cashman für seine früheren Arbeiten zu dieser Methode. Diese Studie wurde von den National Institutes of Health (NIH) (R01-HL132226 und K01 HL133424) und dem Leducq Foundation International Networks of Excellence Program (CURE-PLaN) unterstützt.

Dieses Protokoll verwendete eine anonymisierte iPSC-Linie, SkiPS 31.3 (ursprünglich mit dermalen Fibroblasten eines gesunden 45-jährigen Mannes umprogrammiert)47 und war daher in Übereinstimmung mit den Richtlinien der Ethikkommission für die Humanforschung der Institution von der spezifischen Genehmigung durch das Institutional Review Board ausgenommen. Führen Sie die gesamte Zell- und hECT-Manipulation unter aseptischen Bedingungen in einer HEPA-gefilterten biologischen Sicherheitswerkbank ...

In der Literatur sind zahlreiche linear hergestellte kardiale Gewebemodelle veröffentlicht, von denen einige in Tabelle 1 beschrieben sind. Einige Modelle beinhalten die direkte Messung der Gewebekraft, aber diese erfordern typischerweise die Übertragung des Konstrukts in ein separates Muskelbad38. Bei den meisten Modellen ist das Gewebe an beiden Enden dauerhaft verankert, am häufigsten an den PDMS-Pfosten 1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11,12,13,14,15,...

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Designing a Bioreactor to Improve Data Acquisition and Model the Throughput of Engineered Cardiac Tissues
to:
Designing a Bioreactor to Improve Data Acquisition and Model Throughput of Engineered Cardiac Tissues

An erratum was issued for:&#160;<a href="https://www.jove.com/t/64368">Designing a Bioreactor to Improve Data Acquisition and Model the Throughput of Engineered Cardiac Tissues</a>. The title was corrected.

Erratum: Designing a Bioreactor to Improve Data Acquisition and Model Throughput of Engineered Cardiac Tissues

Technisch hergestellte Herzgewebemodelle gibt es in einer Vielzahl von Geometrien und Konfigurationen, um verschiedene Aspekte der nativen Herznische zu rekapitulieren, die mit herkömmlichen zweidimensionalen Zellkulturen nur schwer zu erreichen sind. Eine der gebräuchlichsten Konfigurationen ist der lineare Gewebestreifen mit flexiblen Ankern an jedem Ende, um die Selbstorganisation des Gewebes zu induzieren und das Gewebe mit einer definierten Vorspannung und einem Auslesen der resultierenden Zuckungskräfte 1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11 zu versorgen. 12,13,14,15,16,17,18,19,20,21 ,22,23,24,25,26,27. Die erzeugte Kraft kann durch die optische Nachführung der Gewebeverkürzung und unter Verwendung der elastischen Strahltheorie zur Berechnung der Kraft aus den gemessenen Durchbiegungen und der Federkonstante der Anker 1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11 robust bestimmt werden. 12,13,14,15,16,17,18,19,20, 21,22,25,26,28.
Das kardiale Tissue Engineering ist jedoch immer noch ein sich entwickelndes Feld, und einige Herausforderungen bleiben bestehen. Für jedes Modellsystem sind spezielle Geräte, wie z. B. maßgeschneiderte Bioreaktoren und Funktionsbewertungsgeräte, erforderlich 10,29,30,31. Die Größe und Komplexität der Mikroumgebung dieser Konstrukte wird oft durch einen geringen Durchsatz aufgrund arbeitsintensiver Protokolle, einer hohen Anzahl von Zellen und der Zerbrechlichkeit des Gewebes begrenzt. Um dieses Problem anzugehen, haben sich einige Gruppen der Herstellung von Mikrogeweben zugewandt, die nur Hunderte oder Tausende von Zellen enthalten, um Hochdurchsatz-Assays zu ermöglichen, die für die Arzneimittelforschung nützlich sind. Diese reduzierte Skala erschwert jedoch die genaue Beurteilung der Funktion12, eliminiert Schlüsselaspekte der nativen kardialen Nische (wie Nährstoff-/Sauerstoffdiffusionsgradienten und komplexe Architektur36) und begrenzt die Menge an Material, die für die anschließende molekulare und strukturelle Analyse zur Verfügung steht (was oft eine Bündelung der Gewebe erfordert). Tabelle 1 fasst einige der Konfigurationen von linearen Gewebestreifenmodellen in der Literatur zusammen 1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11,12,13,14,15, 16,17,18,19,20, 21,22,23,24,25,26,37,38,39,40.
<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always"><tbody><tr><td colspan="2">Gruppe</td>
			<td>Zellen pro Gewebe</td>
			<td>Gewebe pro Platte</td>
			<td colspan="2">Plattenformat</td>
			<td colspan="2">Verankerungsfunktion</td>
			<td colspan="2">Verfahren zur funktionalen Datenerfassung</td>
			<td>Geteilte Medienbad?</td>
			<td>Funktionelle Maßnahme- ment in situ?</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Yoshida (ECT)38</td>
			<td>4 Millionen</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">Modifizierte 6-Well-Platte*</td>
			<td colspan="2">Kraftaufnehmer</td>
			<td colspan="2">Direkte Kraftmessung</td>
			<td>Nein</td>
			<td>Nein</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Chan (hESC-CM-ECTs)26</td>
			<td>310 Tsd.</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">Benutzerdefinierte 6-Well-Schale</td>
			<td colspan="2">PDMS-Beiträge</td>
			<td colspan="2">Direkte Kraftmessung</td>
			<td>ja</td>
			<td>Nein</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Feinberg (dyn-EHT)16</td>
			<td>1,5 Millionen</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">Benutzerdefinierte 6-Well-Schale</td>
			<td colspan="2">PDMS-Draht</td>
			<td colspan="2">Form des Gewebes</td>
			<td>Nein</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">RADISIC (BioWire)39, 40</td>
			<td>110 Tsd.</td>
			<td>8</td>
			<td colspan="2"></td>
			<td colspan="2">Polymer-Draht</td>
			<td colspan="2">Form des Drahtes</td>
			<td>ja</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Costa (einzelne hECT)1, 2</td>
			<td>1-2 Millionen</td>
			<td>4**</td>
			<td colspan="2">10 cm Petrischale**</td>
			<td colspan="2">PDMS-Beiträge</td>
			<td colspan="2">Optische Ablenkung (Kanten-/Objektverfolgung)</td>
			<td>ja</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Costa (multi-hECT)3–9</td>
			<td>500 Tsd.-1 Mio.</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">6 cm Petrischale</td>
			<td colspan="2">PDMS-Beiträge</td>
			<td colspan="2">Optische Ablenkung (Kanten-/Objektverfolgung)</td>
			<td>ja</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Costa (Multi-hECT mit SPoT)</td>
			<td>1 Million</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">6 cm Petrischale</td>
			<td colspan="2">PDMS-Pfosten mit schwarzen Kappen</td>
			<td colspan="2">Optische Ablenkung (Objektverfolgung)</td>
			<td>ja</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Passier (EHT)17</td>
			<td>245 Tsd.</td>
			<td>36</td>
			<td colspan="2">12-Well-Platte</td>
			<td colspan="2">PDMS-Pfosten mit schwarzen Kappen</td>
			<td colspan="2">Optische Ablenkung (Objektverfolgung)</td>
			<td>ja</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Vunjak-Novakovic13, 18</td>
			<td>1 Million</td>
			<td>12</td>
			<td colspan="2">6 cm Petrischale</td>
			<td colspan="2">PDMS-Pfosten mit Kappen</td>
			<td colspan="2">Optische Ablenkung (Kantenerkennung)</td>
			<td>ja</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Vunjak-Novakovic (MilliPillar)14</td>
			<td>550 Tsd.</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">Benutzerdefinierte 6-Well-Schale</td>
			<td colspan="2">PDMS-Pfosten mit Kappen</td>
			<td colspan="2">optische Ablenkung (Objektverfolgung); Kalzium-Bildgebung</td>
			<td>Nein</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Eschenhagen (EHT)10, 19–21</td>
			<td>1 Million</td>
			<td>12</td>
			<td colspan="2">12-Well-Platte</td>
			<td colspan="2">PDMS-Pfosten mit Kappen</td>
			<td colspan="2">optische Durchbiegung (Kantenerkennung der Nachbiegung); Kalzium-Bildgebung</td>
			<td>Nein</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Zandstra (CaMiRi)22</td>
			<td>25-150 Tsd.</td>
			<td>96</td>
			<td colspan="2">96-Well-Platte</td>
			<td colspan="2">PDMS-Pfosten mit Haken</td>
			<td colspan="2">Optische Ablenkung (Kantenerkennung)</td>
			<td>Nein</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Murry23, 24</td>
			<td>900 Tsd.</td>
			<td>24</td>
			<td colspan="2">24-Well-Platte</td>
			<td colspan="2">PDMS-Pfosten mit Kappen, integrierter Magnet</td>
			<td colspan="2">Magnetischer Sensor</td>
			<td>Nein</td>
			<td>ja</td>
		</tr><tr><td colspan="2">Reich (μTUG)11, 12, 25</td>
			<td>undefiniert</td>
			<td>156</td>
			<td colspan="2">156-Well-Schale</td>
			<td colspan="2">PDMS-Pfosten mit Kappen, integrierter Magnet</td>
			<td colspan="2">Optisches Tracking (fluoreszierende Perle)</td>
			<td>ja</td>
			<td>ja</td>
		</tr></tbody></table>Tabelle 1: Charakteristika einiger linear konstruierter kardialer Gewebemodelle in der Literatur. Linear konstruierte kardiale Gewebemodelle unterscheiden sich in Größe, Durchsatz, Verankerungsmerkmalsdesign und der Erleichterung gemeinsamer Medienbäder sowie in den Anforderungen an ein separates Muskelbadsystem zur funktionellen Charakterisierung. * Die Forscher verwendeten ein kommerziell erhältliches Gewebesystem, das auf den Abmessungen einer Standard-6-Well-Platte basiert. ** Ein modulares System, bei dem Einzelgewebe-Bioreaktoren in der gewünschten Anzahl und an der gewünschten Stelle an jeder Kunststoffkulturschale verankert werden.
In diesem Artikel wird das neueste Protokoll für die Herstellung unseres etablierten Modells des linearen humanen Herzgewebes (hECT) beschrieben1,2,3,4,5,6,7,8,9,15,27 und Methoden zur Beurteilung der kontraktilen hECT-Funktion. Jeder Multi-Tissue-Bioreaktor beherbergt bis zu sechs hECTs in einem gemeinsamen Mediumbad und besteht aus zwei "Rack"-Stücken aus dem Silikonelastomer Polydimethylsiloxan (PDMS), die auf einem starren Polysulfonrahmen montiert sind. Jedes PDMS-Rack enthält sechs flexible, integrierte Force-Sensing-Pfosten mit einem Durchmesser von 0,5 mm und einer Länge von 3,25 mm, und zusammen bieten zwei Racks sechs Pfostenpaare, von denen jedes einen hECT fasst. Die Inversion des Bioreaktors trägt dazu bei, jegliche Behinderung der Visualisierung der hECTs von unten durch Wasserkondensation aus dem Nährmedium oder Verzerrungen der Luft-Flüssigkeits-Grenzfläche durch den Meniskus zu überwinden. Jede Kontraktion eines hECT bewirkt eine Auslenkung der integrierten Endpfosten, und die optische Messung des Auslenkungssignals wird zu einer Kraft-Zeit-Verfolgung verarbeitet, die die kontraktile Funktion des hECTdarstellt 1,2,3,4,5,6,7,8,9,15,27 . Im Vergleich zu den Einzelgewebe-Bioreaktoren, die typischerweise für Gewebe dieser Größe verwendet werden, verbessert das Multi-Gewebe-Design den experimentellen Durchsatz und ermöglicht die Untersuchung der parakrinen Signalübertragung zwischen benachbarten Geweben mit potenziell unterschiedlicher zellulärer Zusammensetzung. Dieses System wurde in veröffentlichten Studien validiert, die Anwendungen in der Krankheitsmodellierung 4,8, der parakrinen Signaltransduktion 6,7, der heterozellulären Kultur 5,9 und dem therapeutischen Screening 7,9 beschreiben.
In diesem System sind die hECTs auf eine Länge von ca. 6 mm und einen Durchmesser von 0,5 mm ausgelegt, um eine robuste optische Verfolgung von Kraftmessungen mit geringem Rauschen zu ermöglichen. Darüber hinaus werden Aspekte der Gewebekomplexität, wie z.B. Diffusionsgradienten und zelluläre Organisation, mit einem überschaubaren Bedarf von 1 Million Zellen pro Gewebe ausgeglichen. Mit der Standard-CCD-Kameratechnologie erzeugen Kräfte von nur 1 μN (d. h. weniger als 5 μm nach der Ablenkung) ein klares Signal, das sicherstellt, dass selbst eine extrem schwache kontraktile Funktion, wie sie bei einigen hECT-Krankheitsmodellen beobachtet wurde, genau gemessen werden kann. Dies erleichtert auch die detaillierte Analyse der Zuckungskraftkurve und ermöglicht so die High-Content-Analyse von bis zu 16 Kontraktilitätsmetriken41, einschließlich der entwickelten Kraft, der Kontraktionsraten (+dF/dt) und der Relaxationsraten (−dF/dt) sowie der Schwebungsratenvariabilität.
Dieses Protokoll beginnt mit einer Anleitung zur Herstellung der Bioreaktorkomponenten. Besonderes Augenmerk wird auf die Schritte zur Maximierung der hECT-Ausbeute, zur Reduzierung der technischen Variabilität in der Gewebefunktion und zur Optimierung der Qualität und Tiefe der Gewebebeurteilung gelegt. Die meisten kardialen Tissue-Engineering-Studien berichten nicht über Raten von Gewebeverlusten während der Herstellung und Langzeittests, obwohl dies eine bekannte Herausforderung auf diesem Gebiet darstellt und den Durchsatz und die Effizienz der Studien verringert27. Die hier beschriebenen Tissue-Engineering-Methoden wurden im Laufe der Jahre verfeinert, um sicherzustellen, dass alle hECTs in den meisten Bioreaktoren erhalten bleiben (unabhängig davon, wie die PDMS-Racks hergestellt werden). Allerdings kann selbst ein Gewebeverlust von 5%-20% die statistische Aussagekraft signifikant beeinflussen, insbesondere in kleineren Experimenten, die durch die Anzahl der verfügbaren Kardiomyozyten begrenzt sind (z. B. aufgrund von Differenzierungsproblemen mit einigen erkrankten Zelllinien4 oder aufgrund der hohen Kosten kommerziell erworbener Kardiomyozyten) oder durch den Behandlungszustand (z. B. begrenzte Verfügbarkeit oder hohe Kosten verschiedener Behandlungsverbindungen).
Dieses Protokoll beschreibt die Herstellung von stabilen Post-Trackern (SPoTs), ein neues Merkmal der PDMS-Racks, die als Kappen an den Enden der Kraftmesspfosten fungieren, die die hECTs27 halten. Es wird gezeigt, wie die Kappengeometrie den hECT-Verlust durch Herunterfallen oder Abziehen der Pfosten signifikant reduziert und so neue Möglichkeiten für die Kultivierung von hECTs mit einer größeren Vielfalt an Steifigkeiten und Spannungen eröffnet, die für die Kultivierung auf unverschlossenen Pfosten eine Herausforderung darstellen. Zusätzlich stellen die SPoTs ein kontrastreiches Objekt bereit, um die optische Verfolgung der hECT-Kontraktion durch eine konsistente und gut definierte Form27 zu verbessern. Darauf folgt eine Beschreibung der Kultivierung humaner induzierter pluripotenter Stammzellen (iPSCs) und der Kardiomyozytendifferenzierung auf der Grundlage der zuvor veröffentlichten Protokolle 3,42,43 sowie eine Erläuterung der hEKT-Herstellung, Kultur und funktionellen Messungen.
Dieser Artikel befasst sich auch mit der Notwendigkeit, die Gewebefunktion bei physiologischer Temperatur zu messen. Menschliches Myokard (sowohl fötales als auch adultes gesundes und krankes Gewebe) sowie Herzgewebe einer Vielzahl von Tierarten (einschließlich Ratten, Katzen, Mäusen, Frettchen und Kaninchen)44,45 zeigt einen deutlichen Anstieg der frequenzangepassten Zuckungskraft bei Temperaturen von 28 °C bis 32 °C im Vergleich zur physiologischen Temperatur - ein Phänomen, das als hypotherme Inotropie bekannt ist45, 46. S. Die Auswirkungen der Temperatur auf die Funktion des künstlich hergestellten Myokardgewebes sind jedoch noch nicht ausreichend untersucht. Viele neuere kardiale Gewebemodelle in der Literatur sind so konzipiert, dass sie bei 37 °C funktionell beurteilt werden können, um sich den physiologischen Bedingungen anzunähern 13,14,37. Unseres Wissens sind die temperaturabhängigen Auswirkungen auf die Kraft, die von künstlich hergestelltem Herzgewebe erzeugt wird, jedoch nicht systematisch untersucht worden. Dieses Protokoll beschreibt ein Stimulationselektrodendesign, das den Wärmeverlust während der Prüfung minimiert und den Einbau eines isolierten Heizelements in den Aufbau für Funktionsmessungen ermöglicht, das die hECTs auf physiologischer Temperatur halten kann, ohne die Sterilität zu beeinträchtigen27. Wir berichten dann über einige der beobachteten Auswirkungen der Temperatur auf die hEKT-Funktion, einschließlich der entwickelten Kraft, der spontanen Schlagfrequenz, +dF/dt und −dF/dt. Insgesamt enthält diese Arbeit die Details, die für die Herstellung dieses Multi-Gewebe-Kraftsensor-Bioreaktorsystems zur Herstellung von humanem Herzgewebe und zur Bewertung ihrer kontraktilen Funktion erforderlich sind, und es wird ein Datensatz präsentiert, der eine Vergleichsgrundlage für Messungen bei Raumtemperatur und bei 37 °C bietet27.

<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always">
	<tbody>
		<tr >
			<td >0.25 mm diamete 304 Stainless Steel Wire</td>
			<td >McMaster Carr</td>
			<td >6517K61&#160;</td>
			<td ></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >0.25% trypsin-EDTA</td>
			<td>Gibco</td>
			<td>25200056</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >1.7 mL Microtubes</td>
			<td>Axygen</td>
			<td>MCT-175-C</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >10 cm dishes (20 mm tall)</td>
			<td>Corning</td>
			<td>353003</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >10 mL Serological Pipette</td>
			<td>Drummond</td>
			<td>6-000-010</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >10 N NaOH</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>SS225-1</td>
			<td>dilute 1:10 in sterile distilled water</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >10X Modified Eagle Medium</td>
			<td>Sigma Aldrich</td>
			<td>M0275</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >20 - 200 &#956;L Micropipette</td>
			<td>Eppendorf</td>
			<td>3123000055</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >200 &#956;L MicroPipette Tips</td>
			<td>VWR</td>
			<td>76322-150</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >5 mL Serological Pipette</td>
			<td>Drummond</td>
			<td>6-000-005</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >50 mL Conical Centrifuge Tubes</td>
			<td>Falcon</td>
			<td>352070</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >6 cm Petri Dish</td>
			<td>Corning</td>
			<td>353002</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >6 Watt LED Dual Gooseneck Illuminator</td>
			<td>AmScope</td>
			<td>&#160;LED-6W&#160;</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >6-Well Plates</td>
			<td>Corning</td>
			<td>353046</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >90 degree angle mirror</td>
			<td>Edmund Optics</td>
			<td>45-594</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Acrylic bonding glue</td>
			<td>SCIGRIP</td>
			<td>#4</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Adjustable 10 cm x 10 cm jack</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>14-673-50</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Aluminum 6061</td>
			<td>McMaster Carr</td>
			<td>9008K82</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >A-Plan 10X Objective Lens</td>
			<td>ZEISS</td>
			<td>1020-863</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Autoclave Bags</td>
			<td>Propper</td>
			<td>21002</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >B-27 supplement</td>
			<td>ThermoFisher</td>
			<td>17504044</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >B-27 supplement (without insulin)</td>
			<td>ThermoFisher</td>
			<td>A1895601</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Benchtop Centrifuge</td>
			<td>Eppendorf</td>
			<td>5810 R</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Black ABS</td>
			<td>Ultimaker</td>
			<td></td>
			<td>2.85 mm wide</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Bovine Collagen I</td>
			<td>Gibco</td>
			<td>A1064401</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >CHIR99021</td>
			<td>Tocris</td>
			<td>4423</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Class II Biosafety Cabinet</td>
			<td>Labconco</td>
			<td>3430009</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Clear Acrylic Sheeting</td>
			<td>estreetplastics</td>
			<td>1002502436</td>
			<td>6.25 mm thick</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >CNC Vertical Mill</td>
			<td>Haas</td>
			<td>VF-1</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Conductive Graphite Bars</td>
			<td>McMaster Carr</td>
			<td>1763T33</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Dissection microscope</td>
			<td>Olympus</td>
			<td>SZ61</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Dulbecco&#39;s Modified Eagle Medium/Ham&#39;s F-12 Nutrient Mix</td>
			<td>ThermoFisher</td>
			<td>11330032</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Ethanol</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>A4094</td>
			<td>Dilute to 70% in water</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >EVE Automated Cell counter</td>
			<td>NanoEntek</td>
			<td>E1000</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >EVE Cell Counting Slide</td>
			<td>NanoEntek</td>
			<td>EVS-050</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Fetal Bovine Serum</td>
			<td>Life Technologies</td>
			<td>10438026</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Fine Curved Forceps</td>
			<td>Fine Science Tools</td>
			<td>11253-25</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Forma Series II Water Jacketed CO2 Incubator</td>
			<td>Thermo Electron Corporation</td>
			<td>3110</td>
			<td>AKA &#34;incubator&#34;. With HEPA class 100 filter</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Fusion360 software</td>
			<td>Autodesk</td>
			<td></td>
			<td>AKA &#34;CAD software&#34;</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Glass Hemocytometer</td>
			<td>Reichert</td>
			<td>1475</td>
			<td>0.1 mm deep</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >HEPES</td>
			<td>Sigma Aldrich</td>
			<td>H3784</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >hESC qualified matrigel</td>
			<td>Corning</td>
			<td>354277</td>
			<td>AKA &#34;basement membrane matrix&#34;. Store in frozen aliquots</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >High Speed CCD Camera</td>
			<td>PixelLINK</td>
			<td>P7410</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Inverted Microscope</td>
			<td>Carl Zeiss Werk</td>
			<td>Axiovert 40 CFL</td>
			<td>10X phase contrast objective</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >IWR-1</td>
			<td>Selleck Chem</td>
			<td>S7086</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >LabView Software</td>
			<td>National Instruments</td>
			<td>2016</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Laminar flow clean bench</td>
			<td>NuAire</td>
			<td>NU-201-330</td>
			<td>necessary for hECT functional analysis</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Laptop</td>
			<td>AsusTek</td>
			<td>Strix</td>
			<td>Intel Core i&#38; processor ,CPU 2.8GHz, 16GB RAM</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Laser Cutting Machine</td>
			<td>Epilog</td>
			<td>Helix 24</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Magnification headset</td>
			<td>ExcelBlades</td>
			<td>70020</td>
			<td>Recommended for steps requiring fine manipulations</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Matlab</td>
			<td>Mathworks</td>
			<td>Version 2019b or later</td>
			<td>AKA &#34;data analysis software&#34;</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Micro Vannas Scissors, 3 mm blade</td>
			<td>WPI Instruments</td>
			<td>501839</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Microscope Boom Stand</td>
			<td>Olympus</td>
			<td>SZ2-STU1</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Penicillin-Streptomycin stock solution</td>
			<td>ThermoFisher</td>
			<td>15140122</td>
			<td>10,000 IU/ml penicillin; 10,000 &#956;g/ml streptomycin</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Phosphate-buffered saline without divalent cations</td>
			<td>Sigma Aldrich</td>
			<td>P3813</td>
			<td>Diluted in distilled water to 1X and 10X concentrations</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Pipette Controller</td>
			<td>Drummond</td>
			<td>4-000-100</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >PixelLINK Capture OEM</td>
			<td>PixelLINK</td>
			<td>10.2.1.6</td>
			<td>AKA &#34;Camera Software&#34;</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Polysulfone</td>
			<td>McMaster Carr</td>
			<td>86735K73</td>
			<td>translucent amber color</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Polytetrafluoroethylene (PTFE)</td>
			<td>McMaster Carr</td>
			<td>8545K176&#160;</td>
			<td>Black, molded</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >ReLeSR</td>
			<td>Stem Cell Technologies</td>
			<td>5872</td>
			<td>AKA &#34;iPSC dissociation media&#34;</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Rosewell Park Memorial Institute 1640 Media</td>
			<td>ThermoFisher</td>
			<td>11875135</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Silicone Sheeting</td>
			<td >SMI manufacturing</td>
			<td></td>
			<td>glossy, 0.02 in thickness, durometer 40</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Size 10/0 Blue, Green, Red, and Yellow Glass Seed Beads</td>
			<td>Michael&#39;s</td>
			<td></td>
			<td>color should withstand autoclaving</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Spatula</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>14-373</td>
			<td>used for mixing PDMS</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Square Pulse Stimulator&#160;</td>
			<td>Astro-Med / Grass Technologies</td>
			<td>S88X</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Stainless Steel Razoblades</td>
			<td>GEM</td>
			<td>62-0179-CTN</td>
			<td>preferred over non-stainless steel due to lower hardness</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Stemflex</td>
			<td>ThermoFisher</td>
			<td>A3349401</td>
			<td>AKA &#34;iPSC culture media&#34;</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Sterile distilled water</td>
			<td>ThermoFisher</td>
			<td>5230</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Sylgard 170 -&#160; Silicone Elastomer Encapsulant Black 0.9 kg Kit</td>
			<td>Dow</td>
			<td>DOWSIL 170 2LB KIT</td>
			<td>AKA black Polydimethylsiloxane (black PDMS)</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Sylgard 184 - Silicone Elastomer Clear 1 lb Kit</td>
			<td>Dow</td>
			<td>DC 184 SYLGARD 0.5KG 1.1LB KIT</td>
			<td>AKA Polydimethylsiloxane (PDMS)</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Temperature-controlled heated stage</td>
			<td>Okolab</td>
			<td>H401-HG-SMU</td>
			<td>Set height to 10 cm</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Thermoplastic 3D printer</td>
			<td>Ultimaker</td>
			<td>Ultimaker 3</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Thiazovivin</td>
			<td>Selleck Chem</td>
			<td>S1459</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Trypan Blue</td>
			<td>NanoEntek</td>
			<td>EBT-001</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Vacuum Chamber</td>
			<td>Bel-Art Parts</td>
			<td>F42027-0000</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Variable Speed Mini Band Saw</td>
			<td>Micro-Mark</td>
			<td>82203</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Variable Speed Miniature Drill Press</td>
			<td>Micro-Mark</td>
			<td>82959</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Vibration Isolation Table</td>
			<td>Labconco</td>
			<td>3618000</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Weighing Boats</td>
			<td>VWR</td>
			<td>10803-140</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Talon Cylinder Bench Clamp</td>
			<td>VWR</td>
			<td>97035-528</td>
			<td>AKA screw clamp</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

designing a bioreactor to improve data acquisition and model throughput of engineered cardiac tissues

Herzinsuffizienz ist nach wie vor die häufigste Todesursache weltweit, was einen dringenden Bedarf an besseren präklinischen Modellen des menschlichen Herzens schafft. Das Tissue Engineering ist für die Grundlagenforschung im Herzen von entscheidender Bedeutung. Die In-vitro-Humanzellkultur eliminiert die Unterschiede zwischen den Spezies von Tiermodellen, während eine gewebeähnlichere 3D-Umgebung (z. B. mit extrazellulärer Matrix und heterozellulärer Kopplung) In-vivo-Bedingungen in größerem Maße simuliert als die herkömmliche zweidimensionale Kultur auf Kunststoff-Petrischalen. Jedes Modellsystem erfordert jedoch spezielle Geräte, z. B. maßgeschneiderte Bioreaktoren und Geräte zur Funktionsbewertung. Darüber hinaus sind diese Protokolle oft kompliziert, arbeitsintensiv und durch das Versagen der kleinen, empfindlichen Gewebe geplagt.
In dieser Arbeit wird ein Verfahren zur Generierung eines robusten Modellsystems für humanes Herzgewebe (hECT) beschrieben, das induzierte pluripotente Kardiomyozyten aus Stammzellen für die longitudinale Messung der Gewebefunktion verwendet. Sechs hECTs mit linearer Streifengeometrie werden parallel kultiviert, wobei jeder hECT an einem Paar kraftempfindlicher Polydimethylsiloxan (PDMS)-Pfosten aufgehängt ist, die an PDMS-Racks befestigt sind. Jeder Beitrag ist mit einem schwarzen PDMS Stable Post Tracker (SPoT) versehen, einer neuen Funktion, die die Benutzerfreundlichkeit, den Durchsatz, die Geweberetention und die Datenqualität verbessert. Die Form ermöglicht eine zuverlässige optische Nachführung von Pfostenauslenkungen und führt zu verbesserten Zuckungskraftverfolgungen mit absoluter aktiver und passiver Spannung. Die Kappengeometrie eliminiert Gewebeversagen aufgrund von hECTs, die von den Pfosten rutschen, und da sie einen zweiten Schritt nach der Herstellung des PDMS-Racks erfordern, können die SPoTs ohne größere Änderungen am Herstellungsprozess des Bioreaktors zu bestehenden PDMS-Pfostendesigns hinzugefügt werden.
Das System wird verwendet, um die Bedeutung der Messung der hECT-Funktion bei physiologischen Temperaturen zu demonstrieren und zeigt eine stabile Gewebefunktion während der Datenerfassung. Zusammenfassend beschreiben wir ein hochmodernes Modellsystem, das wichtige physiologische Bedingungen reproduziert, um die Biotreue, Effizienz und Strenge von künstlich hergestelltem Herzgewebe für In-vitro-Anwendungen zu verbessern.

Nach dem oben genannten Protokoll wurden Kardiomyozyten aus einer gesunden iPSC-Linie generiert, die zuvor von unserer Gruppe 9,15 verwendet wurde, und nach 8-61 Tagen in Kultur zu hECTs fabriziert. Abbildung 9A zeigt repräsentative Bilder von hECTs von unten, die ohne (oben) und mit (unten) SPoTs erstellt wurden. Die funktionellen Messungen wurden bei Raumtemperatur (23 °C) und bei physiologischer Temperatur (36 °C) zwischen 37 u...

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Designing a Bioreactor to Improve Data Acquisition and Model Throughput of Engineered Cardiac Tissues

Dreidimensionale Herzgewebe, die mit aus Stammzellen gewonnenen Kardiomyozyten biotechnologisch hergestellt wurden, haben sich als vielversprechende Modelle für die Untersuchung von gesundem und krankem menschlichem Myokard in vitro erwiesen und gleichzeitig Schlüsselaspekte der nativen Herznische rekapituliert. Dieses Manuskript beschreibt ein Protokoll zur Herstellung und Analyse von High-Content-Kardiomyozyten, die aus humanen induzierten pluripotenten Stammzellen erzeugt werden.

Entwicklung eines Bioreaktors zur Verbesserung der Datenerfassung und des Modelldurchsatzes von künstlich hergestelltem Herzgewebe

Heart failure remains the leading cause of death worldwide, creating a pressing need for better preclinical models of the human heart. Tissue engineering ...

Unser In-vitro-Modell des aus dreidimensionalen Stammzellen gewonnenen menschlichen Herzmuskels verbessert die Biotreue herkömmlicher zweidimensionaler Zellkulturen und eliminiert gleichzeitig die Unterschiede zwischen den Spezies, die mit Labortierversuchen verbunden sind. Unser Multi-Tissue-Bioreaktor-Design mit stabilen Post-Trackern maximiert den Gewebeerfolg und verbessert die Genauigkeit der eingehenden Charakterisierung der Funktion von künstlich hergestelltem Herzgewebe. Da Herzinsuffizienz nach wie vor die häufigste Todesursache weltweit ist, ermöglichen unsere künstlich hergestellten Herzgewebe den Forschern, menschliche Herzerkrankungen zu modellieren und potenzielle Therapien zu untersuchen.Positionieren Sie zunächst vier Aluminium-Negativ-Mastergüsse so im Gusshalter, dass die Pfostenlöcher mit dem Totraum gegenüber den dreieckigen Einlegeböden ausgerichtet sind. Platzieren Sie das Gerät zwischen zwei parallelen Halterungen und klemmen Sie die Seiten mit einem rechteckigen Stück 0,5 Millimeter dicker Silikonfolie als Dichtung zusammen, um ein Auslaufen des flüssigen PDMS zu verhindern. In einem flachen Behälter 0,5 Milliliter PDMS-Härter mit fünf Millilitern PDMS-Elastomerbasis im Verhältnis eins zu 10 mischen und fünf Minuten kräftig umrühren.Entgasen Sie das PDMS-Gemisch in einer Vakuumkammer unter starkem Vakuum, bis die Blasen verschwinden. Gießen Sie dann die PDMS-Mischung auf die Gießapparatur und füllen Sie sie auf, um eine vollständige Abdeckung jedes Schlitzes zu gewährleisten. Fügen Sie kleine farbige Glasperlen auf den Körper der PDMS-Racks gegenüber der Seite mit den Pfosten hinzu, um die eindeutige Identifizierung jedes Racks zu gewährleisten.Den Gießapparat waagerecht unter starkem Vakuum für mindestens 12 Stunden waagerecht in die Vakuumkammer stellen. Lassen Sie das PDMS 48 Stunden lang bei Raumtemperatur und fern von Staub aushärten, um eine vollständige Aushärtung und maximale Festigkeit der empfindlichen Stifte zu ermöglichen. Entfernen Sie die Klemme, die Halterungen und die Silikonfolie vom Gießapparat.Schneiden Sie mit einer Rasierklinge aus Edelstahl die PDMS-Folie auf der Oberseite des Gießapparats und der Rahmenträger ab. Verwenden Sie die Finger, um die PDMS-Racks von den Seiten des Gusshalters zu trennen. Führen Sie eine stumpfe Rasierklinge aus Edelstahl in den Totraum zwischen Gips und Gipshalter ein und hebeln Sie sie auseinander, wobei Sie darauf achten, dass das PDMS, das den Totraum ausfüllt, mit dem Gipshalter verbleibt.Schneiden Sie dann mit einer scharfen Edelstahlklinge die restlichen PDMS-Folien und die Totraum-PDMS von den Spitzen der Pfosten ab. Trennen Sie das PDMS-Gestell mit den Fingern langsam vom Gips auf der den Pfosten gegenüberliegenden Seite. Wechsle weiter die Seiten, bis die Pfosten frei von den Master-Casts sind.Befreien Sie alle PDMS-Racks und die Pfosten, wie zuvor gezeigt, und verwenden Sie eine scharfe Rasierklinge, um alle verbleibenden überschüssigen PDMS von den Racks zu entfernen. Drucken Sie mit einem thermoplastischen 3D-Drucker für die Modellierung der schmelzenden Abscheidung die Komponenten der Stable-Post-Tracker-Gießapparatur (SPoT). Sorgen Sie für einen sicheren Presssitz zwischen den 3D-gedruckten Teilen und zwischen den PDMS-Racks und der dreizackigen Vorrichtung.Vergewissern Sie sich auch, dass die PDMS-Racks eng mit den Pfosten zusammenpassen, die gerade den Boden der Vertiefungen erreichen, ohne verbogen zu werden. Mischen Sie 0,5 Milliliter schwarzes PDMS Teil A mit 0,5 Milliliter Teil B in einem kleinen Wägeschiffchen oder einem flachen Behälter, bis die Lösung eine gleichmäßige Farbe hat. Entgasen Sie das gemischte schwarze PDMS in einer Vakuumkammer unter starkem Vakuum für 20 Minuten.Gießen Sie das entgaste schwarze PDMS auf die 3D-gedruckte Basis, um die Löcher zu füllen, und klopfen Sie, um sicherzustellen, dass keine Blasen zurückbleiben. Kratzen Sie so viel überschüssiges PDMS wie möglich von der Basis ab. Befestigen Sie das dreizackige Stück an der Basis und platzieren Sie die PDMS-Racks in den Nuten der dreizackigen Vorrichtung, wobei Sie darauf achten müssen, dass die Enden der Pfosten in das schwarze PDMS in den kreisförmigen Vertiefungen eintauchen.Lassen Sie das schwarze PDMS 48 Stunden lang bei Raumtemperatur und fern von Staub aushärten. Schieben Sie das dreizackige Stück heraus, um die Spannung auf den Pfosten zu minimieren. Kratzen Sie mit einer kleinen Pinzette die dünne schwarze PDMS-Folie ab, die jeden SPoT umgibt, und führen Sie dann eine fein bestückte, gebogene Pinzette in die SPoT-Vertiefung ein, um sie von der 3D-gedruckten Basis zu befreien.Untersuchen Sie die SPoTs und schneiden Sie alle schwarzen PDMS-Folien aus dem Gießprozess mit einer feinen Vannas-Schere ab. Stellen Sie sicher, dass die fertigen Pfosten die richtige Länge haben, indem Sie die PDMS-Racks auf den Polys-Handyrahmen montieren und diesen dann auf die schwarze Grundplatte schieben. Nachdem Sie den Bioreaktor autoklaviert und die Zellmischung vorbereitet haben, fahren Sie mit der Herstellung der hECTs fort.Tragen Sie sterile Handschuhe, entfernen Sie die schwarze Grundplatte aus dem autoklavierten Beutel mit den Bioreaktorteilen und legen Sie ihn mit den Vertiefungen nach oben in eine 60-Milliliter-Schale. Pipettieren Sie 44 Mikroliter der Zellmischung langsam in jede Vertiefung, um das Eindringen von Blasen zu vermeiden. Tragen Sie ein frisches Paar steriler Handschuhe und entfernen Sie den Polysulfonrahmen mit den PDMS-Racks aus dem Autoklavenbeutel.Senken Sie den Rahmen so auf die Grundplatte, dass die Enden des Rahmens in die Nuten am Ende der Grundplatte passen. Stellen Sie sicher, dass die Pfosten alle gerade sind und der Rahmen nicht gekippt ist, und stellen Sie den Bioreaktor in eine 60-Millimeter-Schale. Geben Sie einen Milliliter 10%FBS in Kardiomyozyten-Erhaltungsmedium in die 60-Milliliter-Schale, um die Luftfeuchtigkeit zu erhöhen, während sich die hECTs verfestigen.Stellen Sie die Schale ohne Deckel in eine 100-Millimeter-Schale mit hohem Profil und decken Sie sie mit einem 100-Millimeter-Deckel ab, dann stellen Sie den Bioreaktor wieder in einen 37 Grad Celsius heißen und 5%igen Kohlendioxid-Inkubator, damit das Kollagen mit den Zellen in Suspension ein Gel bilden kann. Nach zwei Stunden nehmen Sie die Schale aus dem Inkubator. Geben Sie 13 Milliliter 10 % FBS in das Kardiomyozyten-Erhaltungsmedium und kippen Sie die Schale, damit das Medium zwischen der PTFE-Grundplatte und den PDMS-Racks fließen kann.Untersuchen Sie den Bioreaktor von der Seite auf keine Luftblasen und legen Sie die Schale zurück in den Inkubator. Wenn Luft eingeschlossen ist, kippen Sie den Bioreaktor aus dem Medium, um die Blase brechen zu lassen, und senken Sie sie langsam wieder ab, oder verwenden Sie eine Mikropipette mit einer Gel-Ladespitze, um die Luft abzusaugen, ohne die Pfosten zu stören. Prüfen Sie die hECT-Verdichtung durch das Fenster im Rahmen.Über 24 bis 96 Stunden verdichten sich die hECTs und werden undurchsichtig. Entfernen Sie die Grundplatte, wenn die hECTs um mindestens 30 % gegenüber dem ursprünglichen Durchmesser verdichtet sind. Füllen Sie die 60-Millimeter-Schale mit dem Bioreaktor mit Kardiomyozyten-Erhaltungsmedium, bis die Flüssigkeit mit dem Rand der Schale spült, und geben Sie 14 Milliliter in eine neue 60-Millimeter-Schale.Tragen Sie sterile Handschuhe und drehen Sie den Bioreaktor in seiner Schale um, so dass die Bodenplatte oben liegt. Nachdem Sie die Grundplatte auf eingeschlossene Luftblasen untersucht haben, heben Sie sie langsam an und halten Sie sie waagerecht. Stellen Sie sicher, dass die Beitragstipps im Fokus sind.Schalten Sie den Schwellwertschalter ein und stellen Sie den Schieberegler so ein, dass die SPoTs gut abgegrenzt sind und ihre Form nicht ändern, wenn sich der hECT zusammenzieht. Verwenden Sie das Rechteck-Werkzeug, um ein Rechteck um eines der SPoTs zu zeichnen, und klicken Sie auf die Schaltfläche "Eins festlegen" im Feld "Pfostenbegrenzungen", um die Rechteckposition um das SPoT festzulegen und sicherzustellen, dass das SPoT immer innerhalb der Begrenzung des Rechtecks bleibt. Wiederholen Sie den Vorgang für den anderen Beitrag und zeichnen Sie ihn unter Satz zwei auf.Passen Sie die Einstellungen für die Objektgröße an, um zu verhindern, dass das Programm kleinere Objekte verfolgt, und stellen Sie sicher, dass die Anzahl der verfolgten Objekte in jedem Rechteck konstant bleibt. Die Schnittstelle zeigt den gemessenen Abstand zwischen den verfolgten Objekten in Echtzeit an. Verwenden Sie dieses Diagramm, um das Rauschen zu überwachen.Geben Sie unter der Überschrift Hertz für die Stimulationsfrequenz den Bereich der gewünschten Frequenzen und das gewünschte Intervall für die Schritte von min bis max an. Wählen Sie in den Feldern auf der rechten Seite die gewünschte Einstellzeit aus, damit sich der hECT an die neue Schrittfrequenz anpassen kann, und geben Sie dann die Aufnahmezeit und die Stimulationsspannung an. Starten Sie das Programm, indem Sie auf die Schaltfläche "Programm starten" klicken.Nachdem die Daten einer Frequenz aufgezeichnet wurden, erhöhen Sie die Stimulatorfrequenz um das gewünschte Intervall für eine neue Aufnahme, bis die maximale Frequenz erreicht ist. Hier werden repräsentative Bilder von hECTs von unten gezeigt, die ohne SPoTs und mit SPoTs erstellt wurden. Die SPoTs stellten eine einzige definierte Form bereit, die während der Datenerfassung verfolgt werden sollte.In einigen extremen Fällen wurde das Tracking-Objekt sogar verdeckt. Eine zuverlässigere Form für die optische Nachführung und Rauschunterdrückung ermöglichte die Messung von schwachem Gewebe mit einer entwickelten Kraft von nur einem Mikro-Newton. Die SPoTs boten eine Kappengeometrie, die den hECT-Verlust verhinderte.Die gemessene hEKT-Funktion war über eine längere Kulturzeit im aktuellen Pacing-Setup mit dem beheizten Tisch stabil. Im Vergleich zu Messungen bei physiologischer Temperatur zeigten hECTs eine veränderte Kontraktionsdynamik bei Raumtemperatur mit langsameren Kontraktions- und Relaxationsraten. Bei höheren Frequenzen waren die hECTs bei Raumtemperatur tendenziell schwächer.Bei niedrigeren Frequenzen waren die hECTs bei Raumtemperatur tendenziell stärker. Bei einer Temperatur von 36 Grad Celsius hatten die hECTs eine höhere spontane Beat-Rate und einen größeren Bereich an Aufnahmefrequenzen. Die temperaturkontrollierte Umgebung gewährleistet die physiologische Relevanz der gemessenen hECT-Funktion.Darüber hinaus erleichtert das gemeinsame Medienbad des Multi-Gewebe-Bioreaktors die Untersuchung der parakrinen Signalübertragung zwischen hECTs unterschiedlicher zellulärer Zusammensetzung. Die Hinzufügung von SPoTs zu unserem Multi-Gewebe-Bioreaktor ermöglicht es Forschern, erkrankte Myokarde mit ungewöhnlich hoher oder niedriger Spannung effizient zu untersuchen, die sonst von den Enden unverschlossener Stifte abrutschen würden.

Research

JoVE Journal

Bioengineering

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

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

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

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

Forschung

Biotechnik

Operation of a Benchtop Bioreactor

Betrieb einer Tischbioreaktor

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

Generation and Grafting of Tissue-engineered Vessels in a Mouse Model

Generierung und Pfropfen von Tissue Engineering Gefäße in einem Maus-Modell

The construction of vascular conduits is a fundamental strategy for surgical repair of damaged and injured vessels resulting from cardiovascular diseases. ...

Production, Characterization and Potential Uses of a 3D Tissue-engineered Human Esophageal Mucosal Model

Herstellung, Charakterisierung und Einsatzmöglichkeiten von 3D-Tissue-Engineering Menschen Ösophagus-Schleimhaut-Modell

The incidence of both esophageal adenocarcinoma and its precursor, Barrett&#8217;s Metaplasia, are rising rapidly in the western world. Furthermore ...

Athymic Rat Model for Evaluation of Engineered Anterior Cruciate Ligament Grafts

Athymischen Rattenmodell für die Bewertung von Engineered vorderen Kreuzbandes Grafts

Anterior cruciate ligament (ACL) rupture is a common ligamentous injury that often requires surgery because the ACL does not heal well without ...

Construction of Defined Human Engineered Cardiac Tissues to Study Mechanisms of Cardiac Cell Therapy

Bau von Defined Menschen Engineered Herzgewebe zur Untersuchung Mechanismen der Herzzelltherapie

Human cardiac tissue engineering can fundamentally impact therapeutic discovery through the development of new species-specific screening systems that ...

Automated Contraction Analysis of Human Engineered Heart Tissue for Cardiac Drug Safety Screening

Automatische Kontraktions Analyse menschlicher Engineered Herzgewebe für Herz Drug Safety Screening

Cardiac tissue engineering describes techniques to constitute three dimensional force-generating engineered tissues. For the implementation of these ...

Seeding and Implantation of a Biosynthetic Tissue-engineered Tracheal Graft in a Mouse Model

Aussaat und Implantation von einem biosynthetischen Tissue-Engineering trachealen Transplantat in einem Mausmodell

Treatment options for congenital or secondary long segment tracheal defects have historically been limited due to an inability to replace functional ...

Preclinical Cardiac Electrophysiology Assessment by Dual Voltage and Calcium Optical Mapping of Human Organotypic Cardiac Slices

Präklinische Kardiale Elektrophysiologie Bewertung durch Dual Voltage und Calcium Optical Mapping of Human Organotypic Cardiac Slices

Human cardiac slice preparations have recently been developed as a platform for human physiology studies and therapy testing to bridge the gap between ...

Preparation of Mesh-Shaped Engineered Cardiac Tissues Derived from Human iPS Cells for In Vivo Myocardial Repair

Vorbereitung von Mesh-Shaped Engineered Cardiac Tissues derived from Human iPS Cells for In Vivo Myokard repair

The current protocol describes methods to generate scalable, mesh-shaped engineered cardiac tissues (ECTs) composed of cardiovascular cells derived from ...