עבודה זו נתמכה על ידי משרד מחקר ופיתוח, RR ופיתוח השירות, המחלקה לענייני יוצאי צבא של ארה&quot;ב, NIH COBRE 1P20RR024484, NIH K24 AR02128 ומשרד ההגנה W81XWH-10-1-0643.

1. עיצוב Bioreactor טוען biaxial <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> Bioreactor מעסיק שני שלבים שיוצרו על ידי Thor-Labs (ניוטון, MA) ליישומי לייזר מונחים מדויק ליישום מתח מכאני uniaxial או biaxial לרקמות מהונדסות, בדיוק רבים של מינון העמסה (משרעת ותדירות) ויישום למגוון רחב של תנאי תרבית רקמה מאחת עד 24 צלחות היטב (איור 1). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> טעינה דו צירית מושגת על ידי שני שלבי TravelMax (LNR50SE). שלבים אלה רכובים orthogonally בתצורת XZ. השלב האופקי מספק תנועות גז דינמיות על ידי נדנוד לאורך ציר ה-X. שלב העמסה האנכי מספק דחיסה דינמית על ידי נדנוד לאורך ציר ה-Z. יש שלבים אלה טווח נסיעה 50 מ&quot;מ ומונעים עצמאי על ידי מפעילים מנוע צעד (DRV014), הנשלטים על ידי נהג רכב לולאה סגורה צעד (BSC102) שמציע יכולות מיקרו דריכה, המאפשרים גדלי צעד של פחות מ50 ננומטר. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> המכשיר הוא רכוב על 25 ס&quot;מ x 30 ס&quot;מ נוקשים x 12.5 מ&quot;מ צלחת בסיס אלומיניום המשמשת כפלטפורמה להרכבה של רכיבים המכונה ולהרכבה של צלחות תרבית רקמה. תחנות kinematic מתכוונן המשמשות לנעילת צלחות תרבית רקמה במקום על צלחת בסיס האלומיניום. יש תחנות kinematic אלה ברגי התאמה עדינות, כדי לאפשר תיאום מדויק שהוא לא אחרת השגה על ידי יד. העיצוב המודולרי של פלטת הבסיס מאפשר מיקום גמיש של תחנות kinematic אלה כדי להתאים צלחות בגדלים וצורות (לעומת צלחות פטרי צלחות רב גם) שונים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> אישית מכונת polysulfone טעינת Platen הוא מצמידים את הפלטפורמה נעה דו צירית באמצעות סוגר זווית נכון דיוק במכונה. חומר Polysulfone נבחר בשל biocompatibility, קלות עיבוד שבבי, וקלות העיקור. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> תנועות של השלבים נשלטות על ידי &quot;Thor-מעבדות טכנולוגיה מיקום מתקדמת (APT) תוכנה. נהג מנוע צעד הואאד בשילוב עם התוכנה המאפשרת התאמה של פרמטרים עומס של תדירות והמשרעת של שניהם גזירה ודחיסה באופן עצמאי ובו זמנית. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> משוב positional מסופק על ידי אנקודרים אופטיים ליניאריים המחוברים זה לזה פלטפורמה מרגשת ומשולבים עם התוכנה. מערכת המקודד יש הדירות דו כיוונית של 0.1 מיקרומטר ורזולוציה של 20 ננומטר, תרגום לדיוק מיקום של פחות מ -3 מיקרומטר במהלך 50 מ&quot;מ המלא של נסיעה. מקודדים אלה מספקים משוב העמדה ההכרחי לאלקטרוניקת הכונן כדי להבטיח את היכולות אמיתיות וnanopositioning readout ישיר של המיקום המוחלט. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> על מנת לספק משוב כוח הדרוש לגילוי קשר בין Platen ודגימות ולהעריך את תגובות, העמסת תא מטען זעיר דיוק (Honeywell דגם 31) ממוקם בין הטעינה Platen והפלטפורמה נעה (איור 2). יש תא עומס דיוקים גבוהים של0.15% עד 0.25% בהיקף מלא. יחידת התצוגה (SC500) לתא המטען גם יכולה לספק מדידות עומס של עד 5 ספרות אחרי נקודה עשרוניות. בנוסף, יש לו יציאת RS-232 כדי לאפשר לאיסוף נתונים במחשב. </li></ol> 2. בונה agarose תא זורעים <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הכן 4% agarose: הוסף 0.8 גרם agarose עד 20 מ&quot;ל DMEM (ללא תוספים) בבקבוק 50 מ&quot;ל, רתיחה, ולאחר מכן לשמור על 70 מעלות צלזיוס עד לשימוש בתנור. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להתאים את עוצמת קול של השעיה תא לכמות כפולה של הצפיפות הרצויה זריעת התאים. השעיה זה מעורבב עם נפח שווה של 4% w / v agarose ליצור 2% ג&#39;ל agarose בצפיפות הזריעה הרצויה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מקם את שתי ההשעיה תא ואחד פיפטה 10 מ&quot;ל בחממה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להגדיר את מערכת ליהוק ג&#39;ל. צריכה לשים אחד 1.5 מ&quot;מ ואחד 0.75 מ&quot;מ צלחת spacer יחד כדי ליצור ג&#39;ל סמיך 2.25 מ&quot;מ. צלחות spacer גודל אחרות עשויות לשמש ליצירת ג&#39;ל בעוביים שונה. מערכת ליהוק ג&#39;ל היא לא גדולה מספיק כדי להכיל אלה toget הצלחותשלה, ולכן הם חייבים להיות מודבקים היטב כדי למנוע דליפה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השלב הבא הוא לערבב במהירות את ההשעיה התא עם agarose הכינה בעבר וטפטף לתוך תבנית ג&#39;ל לפני agarose מתמצק. הסר את agarose הנוזלי מהתנור ומניח את מדחום סטרילי בו. Agarose חייבת להתקרר ל42-43 מעלות צלזיוס לפני הערבוב עם תאים. לחמם את ההשעיה התא עד 37 ° C. לאחר agarose להיטי 43 מעלות צלזיוס, פיפטה במהירות את הכמות הרצויה ולאחר מכן פיפטה מייד ההשעיה התא למעלה ולמטה כמה פעמים כדי לערבב. אז פיפטה את התערובת כולה באופן מיידי לתוך תבנית ג&#39;ל. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאפשר ג&#39;ל לחזק למשך 10-15 דקות ולאחר מכן להטות אותו בזהירות למצב אופקי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את צלחת הזכוכית העליונה ודיסקי אגרוף עם אגרוף הביופסיה. ניתן לאסוף דיסקים עם מרית סטרילי קטנה. מניסיוננו, ג&#39;ל מ&quot;ל 9 היה גדול מספיק כדי לגרום ליותר ממאה דיסקים 5 מ&quot;מ בקוטר. </li></ol> 3. התרבות של דיסקים </p&gt; <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מקום בדיסק אחד בכל גם צלחת תרבות הלא רקמות גם 24 מטופלים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הוסף 2 מ&quot;ל של מדיום בידול chondrogenic סרום ללא היטב כל אחד. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> שים צלחות באינקובטור (37 מעלות צלזיוס, 5% CO 2). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לשינויים בתקשורת, להחליף 1 מ&quot;ל לכל גם כל 2-3 ימים. </li></ol> 4. חוסר תנועה של דוגמאות לטעינה מכאנית <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הכן 4% agarose (הוסיפה שום השעיה תא) וג&#39;ל צריך להיות רזה יותר הדגימות עצמם (כדי למנוע הפרעות במהלך טעינה). העובי המומלץ הוא 1.5-1.9 מ&quot;מ (2.25 לדגימות עבות מ&quot;מ). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ברגע שgelled, דיסקים בקוטר 16 מ&quot;מ לאגרוף 24 צלחות היטב. בכל דיסק, חור מ&quot;מ אגרוף אחד 5 למדגם כדי להיות ממוקם בו אם ירצה, אגרוף עוד חור 5 מ&quot;מ בקצה הדיסק לפיפטה כדי להיות ממוקמים בשינויים בתקשורת. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ברגע שagarose בארות נעשו, מקום בצלחת 24 היטב, כפי שמוצגות באיור 3. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ברגע W agaroseאמות נמצאות בצלחת גם 24, לחץ להתאים דגימות בכל טוב. המדגם צריך לבלוט מהחלק העליון של באר agarose. </li></ol> 5. טעינה מכאנית <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לעקר Platen (איור 2). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאבטח את צלחת אלומיניום כדי לטעון תא. Secure טעינת Platen / הרכבה צלחת תא / אלומיניום עומס לבמה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הפעל מנוע צעד הבקר (מתג בגב). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הפעל מחשב ותכנית פתוחה &quot;APT משתמש&quot; (איור 4). <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מסך אופקי שמאלי שולט מנוע צעד. מסך ימני שולט אנכי מנוע צעד. בכל מסך, כרטיסיית &quot;גרפית בקרה&quot; מאפשרת מיקום ידני וכרטיסייה &quot;העברה ברצף&quot; מאפשרת לאוטומציה. כל יחידות מ&quot;מ. </li></ol></li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> עבור לכרטיסיית &quot;גרפית שליטה&quot; על שני המסכים ולחץ על כפתור &quot;בית / זירו&quot;. לשניהם מנועי צעד טווח של 50 מ&quot;מ. לחיצה על &quot;דף הבית / זירו&quot; תשלח את שניהם מנועי צעד למצב אפס (העליונות ימניים ורוב המשרות). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> Preparדואר הדגימות בצלחת גם 24 לטעינה על ידי הסרת חלק מאמצעי תקשורת מכל טוב. לא יותר מ 1 מ&quot;ל של תקשורת יש להשאיר בכל טוב על מנת למנוע הצפה בזמן הטעינה. להיות בטוח שתקשורת מספיק שנשאר בבאר כדי לשמור על המדגם מכוסה. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> שימו לב שהחממה נשמרת בתנאי לחות נמוכה כדי למנוע כישלון מכשיר. </li></ol></li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> צלחת מקום 24 גם בbioreactor ושורת זהירות עם המסגרת. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הצלחת מאובטחת לbioreactor באמצעות ארבעה איתור kinematic מתכווננות. כדי לעשות את זה יותר קל להסתדר בשורה Platen, שני איתור השמאל כבר מראש את מיקומו. הדקו את שני איתור הנכון, כך שהצלחת היא מאובטחת. ודא בשורה צלחת הסומק עם החלק הקדמי של בסיס bioreactor. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ב כרטיסייה &quot;גרפית שליטה&quot;, עמדת מנוע צעד מסוימת יכולה להיות מוזן באופן ידני על ידי לחיצה על תיבת המיקום. להשתמש ביכולת זו כדי להוריד לאט Platen ולהעביר אותו בצורה אופקית כדי ליישר קו עם צלחת. </li> &lt;/ Ol&gt; </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ברגע שהוא קרוב לפלטון, שבאו במגע עם דגימות, להתחיל להביא את גליל דיו במרווחים איטיים מאוד (0.1 מ&quot;מ) עד שתגיעו למצב ההתחלתי שנקבע מראש (ראה חלק 6). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ברגע שהוא הגיע למצב ההתחלתי, ללכת &quot;זוז ברצף&quot; כרטיסייה ולטעון את רצף המהלך הרצוי על ידי לחיצה על &quot;טען.&quot; לאחר מכן לחץ על &quot;הפעל&quot; כדי להתחיל. (איור 5) ראה חלק 7. כתיבת פרוטוקול מינון. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בסיום טעינה, באופן ידני להעלות את המסגרת. אם כל דגימות תקועות לPlaten, בזהירות החזיר אותם למתאים היטב בעזרת מרית סטרילי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את הצלחת גם 24 מbioreactor ולהחליף את התקשורת. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מוציא בזהירות את גליל הדיו מתא המטען ולאחר מכן לכבות את המכשירים. </li></ol> 6. כיול Platen טוען כדי להבטיח שהזנים המתאימים מוחלים לדגימות, כל Platen חייב להיות מכויל היטב לפני תחילת ניסוי. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><lאני&gt; ביצוע צעדים 5.1-5.8. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באופן ידני לשים אופקי מנוע צעד בעמדת 25 מ&quot;מ. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> Platen נמוך יותר בזהירות, עד שבקושי בא במגע עם הבסיס של bioreactor. תא עומס יציג עומסים מוגברים בשלב זה. שימו לב למיקומו של מנוע צעד האנכי (לדייק ככל האפשר, כפי שכל מידות זן הדחיסה תחושב משווי זה) המדויק. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להקליט את המיקום. ערך זה ישמש לכתיבת פרוטוקול מינון המבוסס על ממדי מדגם והלחצים רצויים. </li></ol> 7. כתיבת פרוטוקול מינון <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> Bioreactor הוא מסוגל ליישם מתח גם לחיצה וגזירה, או בו זמנית או בנפרד. שלושה פרמטרים עיקריים צריכים להיות מוכרעים: מתח, משרעת מתח דינמי דחיסה טרה, וטעינה של תדר. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> זן טרה מיושם על מנת למנוע שיגור של Platen מן המדגם. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> משרעת מתח דינמית מדגם וטעינת freתדירות שנבחרו. </li></ol> במחקר זה אנו מגדירים את לחץ דחיסה וגזירה כדלקמן: <img alt="משוואת 1" fo:content-width="3.26in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387eq1.jpg" /> פרוטוקול מינון Biaxial דוגמה עובי מדגם: 2.25 מ&quot;מ טרה זנים (דחיסה): 10% מעובי המדגם (0.225 מ&quot;מ) משרעת מתח דינמי (דחיסה): 10% (+ / - 5% מעובי המדגם) תדר (דחיסה): 1 הרץ משרעת דינמי זנים (גזירה): 25% מעובי המדגם (0.5625 מ&quot;מ): מאמץ גזירה היא פנה למדגם על ידי Platen נע בצורה אופקית. תדר (גזירה): 0.5 הרץ פרוטוקול מינון אופייני הוא 3 שעות של טעינה ליום. בדוגמה זו, טעינה דינמית וגזירה מיושמת בו זמנית ולא ברצף. אנו מאמינים MIM דפוס זה טוב יותרICS סביבת הטעינה המורכבת בברך האנושית. <ol start="4" style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ברגע שפרוטוקול מינון כבר נבחר, חייבת להיות כתובה בתכנית רצף מהלך דחיסה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> רצף המהלך הוא בדיוק מה שזה נשמע, רשימה של תפקידים שמנוע צעד יעבור בתאוצה ומהירות המרבית שצוינה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לחשב עמדות רצויות אנכיות המבוססות על מינון הפרוטוקול וערך כיול Platen (מחלק 6). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> חישובי דוגמה ל1 Platen מובאים בהמשך: </li></ol><table border="1" fo:keep-together.within-page="always" style=";text-align:right;direction:rtl"><tbody><tr><td></td><td> הבדל בין ערך כיול </td><td> מיקום אנכי </td></tr><tr><td> ערך כיול Platen (תחתון נגיעות של bioreactor) </td><td> 0 מ&quot;מ </td><td> 29.7700 מ&quot;מ </td></tr><tr><td> פלטון, יוצר קשר עם מדגם (מדגם מ&quot;מ 2.25) </td><td> 4.4140 מ&quot;מ </td><td> 25.3560 מ&quot;מ </td></tr><tr><td> סנטגשם (5% עובי) </td><td> 4.3015 מ&quot;מ </td><td> 25.4705 מ&quot;מ </td></tr><tr><td> זן (10% עובי) </td><td> 4.1890 מ&quot;מ </td><td> 25.5810 מ&quot;מ </td></tr><tr><td> זן (15% עובי) </td><td> 4.0765 מ&quot;מ </td><td> 25.6955 מ&quot;מ </td></tr></tbody></table><ol start="8" style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ברגע שעמדות מחושבות, ניסוי עם ההאצה וערכי מהירות מרביות כדי לקבל את התדר הנכון. מספר המחזורים יש לבחור, בהתאם (10,800 מחזורים למשל עבור 3 שעות ב 1 הרץ). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> תכנית לדוגמה דינמית דחיסת העבר רצף (10% טרה דחיסה, 10% משרעת מתח דינמי, 1 הרץ) (איור 5) </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> תכנית רצף מהלך גזירה דינמית: מספר המחזורים יש לבחור בהתאם לתדירות ומשך הרצויים (לדוגמה: 5400 מחזורים עבור 3 שעות ב 0.5 הרץ). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> תכנית לדוגמא דינמית שאר העבר רצף (טרה 10% דחיסה, 0.5625 מ&quot;מ (25% מהעובי) משרעת מתח גזירה דינמית, 0.5הרץ) (איור 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>

החוקרים מצהירים כי אין להם אינטרסים כלכליים מתחרים.

יש לנו תוכנן מכשיר טוען כי הוא מסוגל ליישם מתח מכאני uniaxial או biaxial למבנים מהונדסים רקמות מפוברקות להשתלה. מכשיר יכול לשמש גם כbioreactor בטיפוח מבחנה של biocomposites מהונדס או כמכשיר בדיקה כדי לתאר את המאפיינים מכאניים של רקמת היליד או לאחר טיפולים אחרים לפני. נושאי המכשיר ?...

יש לנו תוכנן bioreactor טוען כי הוא מסוגל ליישם מתח מכאני uniaxial או biaxial לרקמה מהונדס biocomposites המפוברקת להשתלה. מכשיר זה נועד בעיקר כמחליפים לbioreactor מהונדסים לסחוס במפרק, זה יכול לשמש גם לרקמות עומס נושאות אחרות בגוף האדם. המוטיבציה שלנו בעיצוב bioreactor זה נובע מדרכמן ו1 סוקולוף, שעשה את התצפית המכוננת של היווצרות לא תקינה של סחוס במפרק בעובר חומוס משותק בשל היעדר התנועה. כמו כן, פעילות גופנית היא חיונית להתפתחותו של שריר ועצם נורמלי. בקנה אחד עם תפיסה זו, קבוצות מחקר רבות חקרו כיצד מצבים של גירויים פיסיים שונים במהלך בטיפוח מבחנת מודולציה את התכונות הביוכימיות ומכאניות של תאים ביולוגי biocomposites וexplants רקמות 2-7. הרעיון של הנדסת רקמות פונקציונליתכרוך בשימוש במבחנה של גירויים מכאניים כדי לשפר את התכונות הפונקציונליות של רקמות, כלומר את התכונות מכאניות המאפשרות הרקמה לעמוד בלחץ צפוי vivo ומתח 8,9. מחקרים רבים מדווחים על הטעינה מכאני שימוש במונחים של גזירה ודחיסה כדי לעורר מבני סחוס מהונדסים למפרקים במפרק. Mauck et al. 10 מצביע על כך שטעינה מכאנית לבדו יכולה לגרום לchondrogenesis של תאי גזע mesenchymal גם בהעדרם של גורמי גדילה שנחשבים חיונית. יישום של טעינה לסירוגין מכאנית כגון דחיסה או גזירה במהלך עיבוד רקמה הוכח לווסת את הסחוס והיווצרות עצם, לעומת זאת dosimetry האופטימלי של טעינה שונה עם תא ותכונות רקמות 11. התפקיד החשוב ביותר של סחוס במפרק הוא היכולת לעמוד בכוחות דחיסה וגזירה בתוךמשותף, ולכן זה צריך להיות לחיצה גבוהה וmoduli גזירה. חוסר החוזק מכאני פונקציונלי והפיזיולוגי ultrastructure בסחוס מהונדס הביא פירוט על הניאו סחוס in vivo והכישלון של אסטרטגיות להחלפת סחוס במפרקים. למרות דחיסה והגזירה הוכחו כלל כדי לווסת ולשפר את החוזק מכאני של biocomposites סחוס במפרק, גישת שילוב היא 6,12-15 נדירים. Wartella וויין 16 נועדו bioreactor שהוחל מתח ודחיסה לייצר תחליפי סחוס meniscal. ולדמן ואח&#39;. -15 תוכננו מכשיר להחיל דחיסה וגזירה לכונדרוציטים בתרבית במצע polyphosphate סיד נקבובי. ביאן ואח&#39;. -17 הפגין תכונות מכאניות מתאימות לסחוס מקורי עם הגידול במבחנה של כונדרוציטים כלבי בוגרים בהג&#39;לי וביישום של biaxial mechטעינת anical (טעינת טעינה וזזת deformational דחיסה קשר). Bioreactor הטעינה מכאני biaxial תוכנן במקור על ידי דניאל צ ב המעבדה שלנו עם המטרה הכללית כדי לגרום הסתגלויות מורפולוגיות סחוס הנדסה רקמות בונה כתוצאה מmoduli דחיסה והגזירה גבוהה יותר מאשר 18 זמינים כרגע. אנו מאמינים כי מחקר זה יגדיל באופן משמעותי את ההבנה הרחבה יותר שלנו לאופן שmechanotransduction יכול להיות מווסת להנדס קליני רקמות רלוונטיות.

<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

עיצבנו מכשיר טוען כי הוא מסוגל ליישם מתח מכאני uniaxial או biaxial לרקמה מהונדס biocomposites המפוברקת להשתלה. בעוד המכשיר בעיקר מתפקד כbioreactor המחקה את הזנים המקומיים מכאניים, הוא גם לבוש עם תא עומס על מתן משוב בכוח או בבדיקות מכאנית של המבנים. נושאי המכשיר מתוכננים מבני סחוס לטעינה מכאנית biaxial בדיוק רבים של מינון העמסה (משרעת ותדירות) והוא קומפקטי מספיק כדי להתאים בתוך תרבות תקן רקמות חממה. הוא טוען דגימות ישירות בצלחת תרבית רקמה, וגדלי צלחת מרובים בקנה אחד עם המערכת. המכשיר תוכנן תוך שימוש ברכיבים שיוצרו עבור יישומי לייזר מונחים מדויק. טעינה דו צירית מושגת על ידי שני שלבים מאונך. יש שלבי טווח נסיעה 50 מ&quot;מ ומונעים באופן עצמאי על ידי מפעילים stepper מנוע, הנשלטים על ידינהג לולאה סגורה מנוע צעד שכולל יכולות מיקרו דריכה, מה שמאפשר גדלי צעד של פחות מ -50 ננומטר. Polysulfone טעינת Platen הוא מצמידים את הפלטפורמה נעה דו צירית. תנועות של השלבים נשלטות על ידי Thor-מעבדות טכנולוגיית מיקום מתקדמת (APT) תוכנה. נהג מנוע צעד נעשה שימוש בתוכנה כדי להתאים את הפרמטרים של עומס תדר לבין המשרעת של שניהם גזירה ודחיסה באופן עצמאי ובו זמנית. לפי מיקום משוב מסופק על ידי אנקודרים אופטיים ליניארי שיש להם הדירות דו כיוונית של 0.1 מיקרומטר ורזולוציה של 20 ננומטר, תרגום לדיוק מיקום של פחות מ -3 מיקרומטר מעל 50 מ&quot;מ המלא של נסיעה. מקודדים אלה מספקים משוב העמדה ההכרחי לאלקטרוניקת הכונן כדי להבטיח את יכולות nanopositioning אמיתיות. על מנת לספק משוב כוח כדי לזהות ולהעריך את תגובות פנה טעינה, תא מטען זעיר דיוק ממוקם בין משטח הסריקה וטעינת Movinפלטפורמה גרם. יש תא עומס דיוקים גבוהים של 0.15% עד 0.25% בהיקף מלא.

המכשיר נבדק על ידי שימוש agarose ג&#39;לי זורע עם 20 מיליון תאים / מ&quot;ל ​​chondrocytes וטיפח בנוכחות uniaxial (דחיסה) או biaxial (דחיסה וגזירה) טעינה מכאנית. כונדרוציטים חזיריים עיקריים היו מבודדים מהסחוס במפרק של 2-4 חזירי בן חודש. קוטר 5 מ&quot;מ ו1.5 דגימות עבות מ&quot;מ היו בתרבית ב2 מ&quot;ל של מ...

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

עיצבנו bioreactor טעינה מכאני רומן שניתן להחיל מאמץ מכאני uniaxial או biaxial לbiocomposite סחוס לפני ההשתלה לתוך פגם סחוס במפרק.

עיצוב של Bioreactor טוען מכונות Biaxial להנדסת רקמות

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

Universidad de Cartagena UDEC

Research

Education

JoVE Core

JoVE Journal

Mechanical Engineering

Bioengineering

Unit 1

Analysis and Design of Beams for Bending

SCIENTISTS IN ACTION

14.3K Views.  The Warren Alpert Brown Medical School of Brown University and the Rhode Island Hospital. עיצבנו bioreactor טעינה מכאני רומן שניתן להחיל מאמץ מכאני uniaxial או biaxial לbiocomposite סחוס לפני ההשתלה לתוך פגם סחוס במפרק.

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.

הנדסה ביולוגית המבוססת דם שתלי שימוש bioreactor pulsatile

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

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.

עיצוב של bioreactor לחץ על מחזורי Ex Vivo מחקר של מסתמי הלב אבי העורקים

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.

Postproduction עיבוד Fibres Electrospun עבור הנדסת רקמות

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.

נימי חיל יתוגרפיה להנדסת רקמות לב

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.

מבצע של Bioreactor Benchtop

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.

עיצוב ובנייה של תאי מטריקס המלאכותי (aECM) חלבונים מ<em&gt; Coli Escherichia</em&gt; להנדסת רקמות עור

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.

הנדסת רקמות ידי עצמותי כלי דם בתוך<em&gt; In vivo</em&gt; הנדסת רקמות קאמרית

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.

פרוטוקול עבור Decellularizing Cochleae העכבר עבור הנדסת רקמות האוזן הפנימית

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.

קולגן רקומביננטי אני Microcarriers פפטיד עבור הרחבת התא והשתמש פוטנציאלי שלהם כמערכת מסירה תאים במגיב ביולוגי מדגמן

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.

עיצוב של Bioreactor טוען מכונות Biaxial להנדסת רקמות

Summary

Explore More Videos

Chapters in this video