وأيد هذا العمل من قبل مكتب البحوث والتنمية، RR &amp; D خدمة، وزارة شؤون المحاربين القدامى، المعاهد الوطنية للصحة كوبر 1P20RR024484، NIH K24 AR02128 وزارة الدفاع W81XWH-10-1-0643.

<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>

يعلن الكتاب أنه ليس لديهم مصالح مالية المتنافسة.

لقد قمنا بتصميم جهاز التحميل التي هي قادرة على تطبيق أحادي المحور أو ذو محورين سلالة الميكانيكية للأنسجة بنيات هندسيا ملفقة لزرع. الجهاز يمكن أن تستخدم مفاعل حيوي لزراعة في المختبر من biocomposites هندسيا أو كجهاز اختبار لوصف الخصائص الميكانيكية للأنسجة الأم أو بعد العلاجات الأخرى قبل. الموضوعات جهاز هندسيا يبني الأنسجة لتحميل الميكانيكي ذو محورين بقدر كبير من الدقة من جرعة التحميل (السعة والتردد) وتطبيقها على مجموعة واسعة من الظروف زراعة الأنسجة من واحد الى 24 لوحات جيدة. تقديم الطلب من التحميل القص مجموعة من التحديات الفريدة لتصميم هذا النظام. لتعظيم نقل المواد الغذائية، وغير محصورة أصلا يبني في الآبار الفردية من 24 لوحة جيدا. وهذا لا يمثل مشكلة للضغط ديناميكي، كما سلالة الضغط الفارغة المؤمن أنلم فقدت الاتصال عينة الصوانى. عندما أضيف سلالة القص في البروتوكول، ومع ذلك، انخفض عينات غير محصورة على طول الجزء السفلي من لوحة وبعض فقدت الاتصال مع الصوانى. بالإضافة إلى ذلك، خلال محورين التحميل بروتوكولات عينات كان الميل إلى الوجه أكثر، مما تسبب في تحميل غير متناسقة. أننا نجحنا في حل هذه المشكلة عن طريق إنشاء الآبار الاغاروز لشل حركة العينات كما هو موضح في الإجراء. هذه الاغاروز الآبار تسمح جار ذو محورين ثابت من العينات دون الحد من توافر المواد الغذائية لعينات. على عكس المفاعلات الحيوية ضغط التي يتم بحثها على نطاق واسع جدا 20،21، لدينا جهاز قادر على تطبيق سلالات دقيقة على محاور متعددة. هذه المحاور يمكن التحكم بشكل مستقل. تحميل عديد المحاور يمكن تطبيقها بالتتابع أو في وقت واحد. فمن الممكن لتنفيذ الثلث العمودي لتوفير التحميل الميكانيكية في ثلاثة أبعاد لتقليد أفضل في ظروف فيفو. في حينوقد تم تطوير المفاعلات الحيوية عديد المحاور الأخرى لمحاكاة بيئة الميكانيكية للمشترك، لديهم قيود كبيرة مقارنة مع نظامنا. A جهاز القص وضغط صممه فرانك، وآخرون. يسمح ما يصل الى 12 عينة ليتم تحميلها في وقت واحد مع ردود فعل الحمل، لا تقتصر لكن بنيات أو تأمين 6. خلال التجارب التي تنطوي على سلالة القص، فمن الضروري أن يتم تأمين البنى بحيث لا تنزلق تحت الصوانى تحميل. سوف يؤدي إلى انزلاق غير المتكافئ وغير متناسقة التحميل القص للعينة. المفاعلات الحيوية الحديثة، مثل &quot;شعرة معاوية&quot; النظام الفريد 22،23 وجهاز التحفيز ذو محورين 16، وخلق بيئة جار أكثر واقعية وثابتة، إلا أنها تسمح فقط عينة واحدة ليتم تحميلها في وقت واحد. أحجام عينة كبيرة ضرورية لأداء التحاليل البيوكيميائية، والميكانيكية، والنسيجية اللازمة على بنيات مع مستوى عال من الثقة. عديtionally، و &quot;شعرة معاوية&quot; يفتقر النظام إلى ردود فعل قوة، وهو مقياس أساسي للتنمية بناء خلال فترة طويلة في زراعة المختبر. كما يسمح للوقاية من الصوانى-العينة عدم الاتصال والتحميل الزائد عينة، والتي سوف تلحق الضرر بشكل لا رجعة فيه بنيات الأنسجة المهندسة. مفاعل حيوي الاتصال انزلاق وضعتها بيان، وآخرون. يسمح ما يصل الى أربع بنيات ليتم تحميلها في وقت واحد، ولكن لا تزال تفتقر إلى هذه الآلية ردود فعل قوة قيمة 17. الإعداد الحالي باستخدام 24 لوحات جيدة تسمح للتحميل في وقت واحد من 24 عينة، وأكثر عينات ممكنة مع بعض التعديلات من الشكل الهندسي للالصوانى تحميل. الأسطوانة التحميل يوفر مرونة واسعة لتصميم الرواية. المواد المختارة polysulfone يسهل اختراقها، ويمكن تعقيمها وزراعتها في بيئة رطبة ودافئة للحاضنة. فمن ألالة بسهولة، وتمكين مجموعة متنوعة من هندستها وأعداد العينات المراد تحميلها في وقت واحدLY. في الختام، مفاعل حيوي جار ذو محورين جديدة لهندسة الأنسجة تمكن على المدى الطويل في زراعة الأنسجة في المختبر من بنيات هندسيا. زيادة التحميل ذو محورين للبروتيوغليكان وترسب الكولاجين وسماكة أنسجة الغضروف عينات هندسيا ولكن لا يبدو أن تؤثر تأثيرا كبيرا على الخواص الميكانيكية للغضروف هندسيا كما افترضنا. زيادة ضغط أحادي المحور كل من ترسب بروتيوغليكان ومعامل يونغ. ونحن نعتقد أن الجرعة المثلى من التحميل الميكانيكية يختلف مع الخلية وخصائص الأنسجة. والدراسات المستقبلية العمارة الكولاجين وقياس الجرعات التحميل تسمح لنا لإجراء تقييم كامل لآثار جار ذو محورين على تطوير الأنسجة المهندسة.

لقد قمنا بتصميم مفاعل حيوي التحميل التي هي قادرة على تطبيق أحادي المحور أو ذو محورين سلالة الميكانيكية للأنسجة وbiocomposites هندسيا ملفقة لزرع. تم تصميم هذا الجهاز في المقام الأول باعتباره مفاعل حيوي لاستبدال هندسيا للغضروف مفصلي، ويمكن أن تستخدم أيضا لغيرها من الأنسجة الحاملة في جسم الإنسان. الدافع لدينا في هذا التصميم مفاعل حيوي ينبع من Drachman وسوكولوف 1، الذي قدم الملاحظة المنوية من تشكيل غير طبيعي للغضروف مفصلي في افراخ الدجاج مشلولة بسبب غياب الحركة. وبالمثل، ممارسة الرياضة البدنية أمر ضروري لتطوير العضلات العادية والعظام. وتمشيا مع هذا المفهوم، حققت العديد من المجموعات البحثية كيف سائط مختلفة من المحفزات المادية خلال زراعة في المختبر ينظم الخصائص الكيميائية الحيوية والميكانيكية للbiocomposites خلية بيولوجية وإإكسبلنتس الأنسجة 2-7. مفهوم هندسة الأنسجة وظيفيةينطوي على استخدام المختبر في من المحفزات الميكانيكية لتحسين الخواص الوظيفية للأنسجة، أي الخواص الميكانيكية التي تمكن من الأنسجة لتحمل الإجهاد المتوقع في الجسم الحي، ويجهد 8،9. الإبلاغ عن العديد من الدراسات التحميل الميكانيكية استخدام من حيث القص وضغط لتحفيز يبني الغضروف المفصلي هندسيا للمفاصل. Mauck وآخرون. 10 تشير إلى أن التحميل الميكانيكية وحدها يمكن أن تحفز تكون الغضروف الخلايا الجذعية الوسيطة حتى في غياب عوامل النمو التي تعتبر حيوية. وقد تبين تطبيق جار الميكانيكية متقطعة مثل الضغط أو القص أثناء زراعة الأنسجة لتعديل الغضروف وتكوين العظام، ولكن قياس الجرعات المثلى من جار يختلف مع الخلية وخصائص الأنسجة 11. أهم وظيفة من الغضروف المفصلي هو القدرة على الصمود أمام قوات الضغط والقص داخلالمفصل، وبالتالي فإنه لا بد أن يكون الضغط العالي ومعاملات الرجوعية القص. وقد أدى عدم وجود القوة الميكانيكية وظيفية والتركيب الدقيق الفسيولوجية في الغضروف هندسيا في انهيار الجدد على الغضروف في الجسم الحي وفشل استراتيجيات استبدال الغضروف في المفاصل. على الرغم من الضغط والقص أثبتت عادة لتعديل وتحسين القوة الميكانيكية من biocomposites الغضروف المفصلي، وهو نهج مزيج نادر 6،12-15. Wartella وواين 16 تصميم مفاعل حيوي أن يطبق التوتر وضغط لإنتاج بدائل الغضروف الهلالي. والدمان وآخرون. 15 تصميم جهاز لتطبيق الضغط والقص إلى غضروفية تربيتها في مسامية الكالسيوم الركيزة متعدد الفوسفات. بيان وآخرون. أظهرت 17 الخواص الميكانيكية مطابقة الغضروف الأصلي مع زراعة في المختبر من غضروفية الكلاب الكبار في المواد الهلامية وتطبيق ذو محورين الميكانيكيةanical التحميل (الضغط التشوهي التحميل وانزلاق جار الاتصال). تم تصميم مفاعل حيوي ذو محورين جار الميكانيكية الأصلية كتبت بواسطة دانيال تشو في مختبرنا مع الهدف العام للحث على التكيفات المورفولوجية في أنسجة الغضروف المهندسة يبني مما أدى إلى معاملات الرجوعية الضغط والقص أعلى من المتاحة حاليا 18. ونحن نعتقد أن هذا البحث زيادة كبيرة في فهم أوسع لكيفية mechanotransduction يمكن التضمين لهندسة الأنسجة سريريا ذات الصلة.

<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

قمنا بتصميم جهاز التحميل التي هي قادرة على تطبيق أحادي المحور أو ذو محورين سلالة الميكانيكية للأنسجة وbiocomposites هندسيا ملفقة لزرع. في حين أن الجهاز يعمل في المقام الأول باعتباره مفاعل حيوي الذي يحاكي سلالات الميكانيكية الأم، يتم تجهيزه أيضا مع خلية الحمل لتوفير التغذية المرتدة للقوة أو الاختبارات الميكانيكية للبنيات. الموضوعات جهاز هندسيا يبني الغضروف لتحميل الميكانيكي ذو محورين بقدر كبير من الدقة من جرعة التحميل (السعة والتردد) ومضغوط بما يكفي لتناسب داخل نسيج الثقافة الحاضنة القياسية. فإنه يحمل العينات مباشرة في لوحة زراعة الأنسجة، والأحجام لوحة متعددة متوافقة مع النظام. وقد تم تصميم الجهاز باستخدام المكونات المصنعة لتطبيقات الليزر الموجهة بدقة. ويتم إنجاز التحميل ثنائية المحوري بواسطة مرحلتين متعامد. المراحل لديها مجموعة والسفر 50 ملم وتكون مدفوعة بشكل مستقل من قبل السائر المحركات المحركات، التي تسيطر عليهاسائق حلقة مغلقة السائر المحركات التي تتميز قدرات الجزئي خطوة، خطوة تمكين أحجام أقل من 50 نانومتر. ويقترن A polysulfone التحميل الصوانى إلى منصة متحركة ثنائية المحوري. يتم التحكم في الحركات من المراحل من قبل ثور-مختبرات متطورة تكنولوجيا تحديد المواقع (APT) والبرمجيات. ويستخدم السائق السائر المحركات مع البرنامج لضبط المعلمات حمولة من التردد والسعة من كلا القص وضغط بشكل مستقل في وقت واحد. يتم توفير ردود الفعل الموضعية عن طريق الترميز الخطي البصرية التي تحتوي على التكرار ثنائية الاتجاه من 0.1 ميكرون وقرار من 20 نانومتر، وترجمة لدقة الموضعية أقل من 3 ميكرون على كامل 50 ملم من السفر. هذه الترميز وتوفير التغذية المرتدة الموقف اللازم للإلكترونيات حملة لضمان قدرات nanopositioning صحيح. من أجل توفير التغذية المرتدة للقوة للكشف عن الاتصال وتقييم الاستجابات التحميل، يتم وضع الدقة تحميل خلية مصغرة بين الصوانى التحميل وموفنز منصة. الخلية الحمل لديها دقة عالية من 0.15٪ إلى 0.25٪ نطاق كامل.

تم اختبار الجهاز باستخدام الاغاروز المواد الهلامية المصنف مع 20 مليون خلية / مل غضروفية وزراعتها في وجود أحادي المحور (ضغط) أو ذو محورين (الضغط والقص) تحميل الميكانيكية. تم عزل غضروفية الخنازير الأساسي من الغضروف المفصلي من 2-4 الخنازير القديمة الشهر. ومثقف 5 مم وقطرها 1.5 عينات سميكة ملم في 2 مل من مستنبت محدد مكون للغضروف (ارتفاع مستوى السكر في DMEM، 1٪ + بريمكس ITS، و 100 U / مل البنسلين، 100 ميكروغرام / مل الستربتوميسين، 2 مم L-الجلوتامين، 2.5 ميكروغرام / مل الأمفوتريسين B، 50 ميكروغرام / مل حمض الاسكوربيك، 0.1 ملم الأحماض الأمينية غير الأساسية (NEAA)، 0.4 ملم البرولين،) في 24 لوحات جيدة عند 37 درجة مئوية، 5٪ CO 2. تم تزويد 10 -7 M ديكساميثازون و 10 نانوغرام / مل TGF-β1 لأول 10 أيام من الثقافة. تم تحميل هذه العينات لمدة 3 ساعة / يوم بين 10-30 يوما. وتألفت التحميل أحادي المحور من 10٪ ضغط ذروة إلى ذروة السعة، 1 هرتز وجار ذو محورين يتألف من 0.15 ملم (10٪ سمك) ضغط و0.075مم القص الذروة إلى الذروة السعة، 1 هرتز. يتم اختيار السعة الحيوية وسلالة تردد التحميل على أساس الدراسات التي نشرت 17،19. في نهاية 30 يوما تم تقييم الخصائص الكيميائية الحيوية والميكانيكية للغضروف هندسيا. استخدمت هذه الدراسة ثلاث مجموعات: 1 - لا تحكم التحميل، 2 - أحادي المحور (الضغط) تحميل، 3 - ذو محورين (الضغط والقص) تحميل. ظلت محتويات الحمض النووي والأوزان الرطب من بنيات مماثلة في المجموعات الثلاث بعد 30 يوما من زراعة (P&gt; 0.05). وكان المحتوى GAG أعلى في المجموعة التي تعرضت للجار ذو محورين (المجموعة 3، P &lt;0.001 بالمقارنة مع مجموعة المراقبة)، تليها الفئة جار أحادي المحور (المجموعة 2، P &lt;0.05) (الشكل 6). محتويات GAG المجموعات 2 و 3 تتوافق مع 48٪ و 50٪ من الغضروف الأصلي، على التوالي. أدت المجموعة 3 في مبلغ أعلى بكثير من الكولاجين من المجموعات 1 و 2 (P &lt;0.01). وكان الفريق 2 أيضا سمكا بنيات ثان المجموعة 1 (P &lt;0.01). والمثير للدهشة، وكان معامل التوازن الضغط يونغ أعلى في المجموعة 2 (جار ذو محورين، P &lt;0.01) وعدم وجود فروق ذات دلالة إحصائية بين مجموعة 3 و 1. معامل يونغ من المجموعة 2 يتفق مع 60.1٪ من الغضروف الخنازير الأم. وأشارت التحليلات النسيجية تلطيخ إيجابية ومتجانسة لالجليكوزامينوجليكان (زرقة الألسيان، safranin O) والنوع الثاني الكولاجين (الشكل 7). جميع الفئات ملطخة السلبية للنوع الأول من الكولاجين (لا يظهر). وباختصار، تشير هذه النتائج الأولية أن هذا مفاعل حيوي تطبيقها بنجاح ضغط وذو محورين (الضغط والقص) تحميل الميكانيكية أثناء زراعة على المدى الطويل من الأنسجة هندسيا. في هذه الدراسة تم إظهار جار ذو محورين للبروتيوغليكان وترسب الكولاجين وسماكة أنسجة الغضروف عينات هندسيا. زيادة ضغط أحادي المحور كل من ترسب وبروتيوغليكان<html> معامل يونغ. <img alt="الشكل 1" fo:content-width="5.4in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387fig1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387fig1.jpg" /> الشكل 1. ويتم إنجاز جار ذو محورين من مراحل X (قص) وZ-مرحلة (ضغط). يظهر الرقم الصوانى التحميل حسب الطلب تعلق على مراحل لتحميل العينات في 24 لوحة جيدا. يتم التحكم المعلمات التحميل مع جهاز كمبيوتر متصلة بشبكة المحركات السائر 18. <img alt="الشكل 2" fo:content-width="6in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387fig2highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387fig2.jpg" /> الشكل 2. اليسار: polysulfone التحميل الصوانى مصممة لل24 لوحات جيدة. اليمين: تحميل المرفقات الصوانى إلى مفاعل حيوي جار ذو محورين. <html> S &quot;&gt; <img alt="الشكل (3)" fo:content-width="6in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387fig3highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387fig3.jpg" /> الشكل (3). إعداد الاغاروز الآبار للشل حركة عينات أثناء التحميل القص. وبناء يجمد وضعها في الاغاروز جيدا للتحميل الميكانيكية. يعرض هذا الشكل 1.5 مم الاغاروز جيدا و2.25 ملم عينة سميكة. <img alt="الشكل 4" fo:content-width="6in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387fig4highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387fig4.jpg" /> الشكل 4. واجهة مستخدم رسومية للتحكم في الجهاز ذو محورين التحميل. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/50387/50387fig4large.jpg" target="_blank">انقر هنا لعرض أكبر شخصية</a> . <html> hres.jpg &quot;SRC =&quot; / files/ftp_upload/50387/50387fig5.jpg &quot;/&gt; الشكل 5. مثال ذو محورين جار نقل تسلسل برنامج واجهة المستخدم الرسومية: ضغط البرنامج تسلسل نقل الحيوي (10٪ الفارغة ضغط، 10٪ دينامية السعة سلالة، 1 هرتز) والبرنامج تسلسل نقل القص الديناميكي (10٪ الفارغة ضغط، 25٪ دينامية القص السعة سلالة، 0.5 هرتز). <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/50387/50387fig5large.jpg" target="_blank">انقر هنا لعرض أكبر شخصية</a> . <img alt="الشكل (6)" fo:content-width="6in" fo:src="/files/ftp_upload/50387/50387fig6highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50387/50387fig6.jpg" /> الشكل (6). نتائج الاختبارات البيوكيميائية والميكانيكية (ن = 6) *** P &lt;0.001 **، P &lt;0.01، * P &lt;0.05 مقارنة مع مجموعة 1 (مراقبة تفريغ المجموعة 2:. تحميل الضغط أحادي المحور، المجموعة 3: الضغط ذو محورين والقص تحميل. together.within الصفحات = &quot;دائما&quot;&gt; <img alt="الرقم 7" src="/files/ftp_upload/50387/50387fig7.jpg" /> الرقم 7. علم الأنسجة: زرقة الألسيان / تلطيخ الأحمر سريع النووية، Safranin O / سريع الخضراء، كيمياء مناعية للنوع الثاني الكولاجين.

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

قمنا بتصميم رواية مفاعل حيوي جار الميكانيكية التي يمكن أن تنطبق ذو محورين أو ذو محورين سلالة الميكانيكية إلى biocomposite الغضروف قبل الزرع إلى خلل الغضروف المفصلي.

تصميم مفاعل حيوي ذو محورين الميكانيكية جار للهندسة الأنسجة

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

Nanyang Technological University

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. قمنا بتصميم رواية مفاعل حيوي جار الميكانيكية التي يمكن أن تنطبق ذو محورين أو ذو محورين سلالة الميكانيكية إلى biocomposite الغضروف قبل الزرع إلى خلل الغضروف المفصلي.

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.

الطعوم الوعائية الهندسة البيولوجية ، عن طريق بناء مفاعل حيوي نابض

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.

تصميم مفاعل حيوي لضغط الدوري السابقين فيفو دراسة صمامات القلب الأورطي

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.

المعالجة بعد الإنتاج من الألياف Electrospun للهندسة الأنسجة

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.

الشعرية قوة الطباعة الحجرية لهندسة الأنسجة القلبية

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.

تشغيل الفوق تفاعلات الاحيائية

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.

تصميم وبناء الاصطناعي خارج الخلية مصفوفة (aECM) والبروتينات من<em&gt; الإشريكية القولونية</em&gt; للبشرة هندسة الأنسجة

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.

هندسة الأنسجة عن طريق الجوهرية الأوعية الدموية في<em&gt; في فيفو</em&gt; غرفة هندسة الأنسجة

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.

بروتوكول ديسيلولاريزينج كوكليا الماوس لهندسة الأنسجة الإذن الداخلية

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.

المؤتلف الكولاجين أنا ميكروكاريرس الببتيد لتوسيع الخلية وإمكانية استخدامها كنظام إيصال خلية في مفاعل حيوي نموذج

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.