פרויקט זה נתמך על ידי בוגר סטודנט מחקר בחו ל התוכנית (NSC-101-2917-I-007-010); התוכנית הנדסה ביו-רפואית (NSC-101-2221-E-007-032-MY3); ואת התוכנית ננוטכנולוגיה הלאומי (NSC-101-2120-M-007-001-), המועצה הלאומית למדע של R.O.C., טייוואן. המחברים רוצה להודות פרופסור עלי Khademhosseini, Gulden Camci-Unal, Arghya פול, וליאו Ronglih בבית הספר לרפואה בהרווארד לשיתוף הטכנולוגיה כימוס הידרוג ותא.

1. GelMA Synthesis
<ol>
	<li>Weigh 10 g of gelatin powder and add it to a glass flask with 100 mL ofDulbecco&#39;s phosphate-buffered saline (DPBS). Put a magnetic stir bar into the flask and place the flask on a stirring hot plate.</li>
	<li>Cover the flask with aluminum foil to avoid water evaporation. Set the hot plate temperature to 50-60 &#176;C and the stirrer at 100 rpm for 1 h to dissolve the gelatin powder well.</li>
	<li>After the gelatin has dissolved, add 8 mL of methacrylic anhydride very slowly (one drop per second) using a pipette. Let it react at 60 &#176;C for 3 h.</li>
	<li>Add pre-warmed DPBS (40 &#176;C) to the flask to a final volume of 500 mL and allow this mix well for 15 min to stop the reaction.</li>
	<li>Meanwhile, cut a dialysis membrane (14 kDa cut-off molecular weight) into several 25 cm-long tubes. Immerse them in deionized (DI) water for 15 min and make a knot to close one end of the dialysis tubes.</li>
	<li>Load the appropriate amount (30 - 60 mL) of the polymer solution into the dialysis tubes and close the other end. Place them in a 5-L plastic beaker with DI water for a week. Renew the DI water twice a day and maintain the solution at 40 - 50 &#176;C during the dialysis process.</li>
	<li>Collect the solution from the tube in a 500-mL glass bottle. Pour ~450 - 500 mL of solution in a 500-mL filter cup (pore size of 0.22 &#181;m) and apply a vacuum to the filter cup to force the solution to pass through the filter membrane for sterilization.</li>
	<li>Transfer the sterilized polymer into several 50-mL sterilized tubes and store them in a -80 &#176;C freezer for 3 - 5 days.</li>
	<li>Freeze-dry the -80 &#176;C polymer for 1 week using a freeze dryer to form GelMA. Store the GelMA in a -80 &#176;C freezer.</li>
</ol>
2. 3-(Trimethoxysilyl)propyl Methacrylate (TMSPMA) Modification
<ol>
	<li>&#160;Cut commercial glass slides into two small pieces (25 mm x 37.5 mm) and immerse them in 0.5 M NaOH solution for 4 h. Wash the slides with a large amount of DI water.</li>
	<li>Place the slide on a rack inside a glass container with 95% ethanol and clean using an ultrasonicator at 43 kHz for 15 min. Air dry the glass slide.</li>
	<li>Immerse the glass slides in 5% TMSPMA in 99.5% ethanol for 1 h.</li>
	<li>Wash the slides in 95% ethanol, air dry the slides, and anneal the TMSPMA coating in an oven at 80 &#176;C for 2 h.</li>
</ol>
3. Chip Fabrication
<ol>
	<li>Take one 2 mm- and one 0.3 mm-thick polymethylmethacrylate (PMMA) plate, apply double-sided tape to one side of the PMMA surface, and release the liner on one side. Leave two 2 mm-thick PMMA plates and one 1 mm-thick plate without double-sided tape.</li>
	<li>Laser-cut a 2 mm-thick PMMA plate without double-sided tape to 42 mm x 30 mm to make the bottom plate. Cut a 2 mm-thick PMMA plate with double-sided tape to make the boundary frame, with outer dimensions of 42 mm x 30 mm and inner dimensions of 37.5 mm x 25 mm.</li>
	<li>Laser-cut the 0.3 mm-thick PMMA plate with double-sided tape into a 12-mm center circle with two 2 mm-wide and 8 mm-long flow channels on opposite sides of the circle (Figure 1a).</li>
	<li>To prepare the PMMA mold for casting the PDMS cover, assemble the three pieces of PMMA components from steps 3.2-3.3 (Figure 1b) using double-sided tape.</li>
	<li>Laser-cut a 2 mm-thick PMMA plate with double-sided tape into a 5 cm x 5 cm piece with a 3 x 3 array of 8.5 mm x 8.5 mm hollow rectangles. Cut another 5 cm x 5 cm piece with a 3 x 3 array of 4-mm hollow circles. Laser-cut a 1 mm-thick PMMA plate without double-sided tape into a 5 cm x 5 cm PMMA bottom plate.</li>
	<li>Prepare the PMMA mold for casting the PDMS plug by assembling the three pieces of PMMA components from step 3.5 (Figure 1c) using double-sided tape.</li>
	<li>Prepare the PDMS cover and PDMS plug by properly mixing 30 g of PDMS elastomer and 3 g of PDMS curing agent; degas the mixture under a vacuum chamber for 1 h.</li>
	<li>Cast 1.8-2.0 g of the mixture into the PMMA mold for the PDMS cover and use the appropriate amount to fill each cavity of the PMMA mold for the PDMS plug. Cast 10 g of uncured PDMS mixture in a blank 10-cm plastic plate. Put these molds in a vacuum chamber to degas for 30 min.</li>
	<li>Cure the PDMS for 2 h at 80 &#176;C. After cooling down the cured PDMS on the mold, detach the PDMS covers and the PDMS plugs from the PMMA molds.</li>
	<li>Punch two holes with diameters of about 3 mm at the ends of flow channels of the PDMS covers.</li>
	<li>Cut the PDMS sheet molded from the 10-cm plastic plate into many 1 cm x 1 cm cubes and punch a 3-mm hole in each PDMS cube. Glue two uncured 1 cm x 1 cm PDMS cubes onto the openings of the PDMS cover (to serve as medium reservoirs and to aid in the curing process of the gradient circular hydrogel patterns) and cure for 1 h at 80 &#176;C.</li>
	<li>Bond the PDMS covers with the two PDMS reservoirs onto a TMSPMA-coated slide by pre-treating the bonding side of the PDMS cover and the TMSPMA-coated slide under an oxygen plasma machine (30 W RF power (high mode) and 600 mTorr compressed air) or a high-frequency electronic corona generator (115 V, 50/60 Hz, 0.35 A) for 90 s of O2 plasma treatment.</li>
	<li>Contact the plasma-treated surface of the PDMS covers and the TMSPMA slide and press them closely for permanent bonding through the formation of an Si-O-Si bond. 
	NOTE: Placing the chip in an oven at 80 &#176;C for 1 h can further enhance the bonding strength.</li>
	<li>After cooling, immerse the chips in 95% ethanol for 15 min and air dry. Then, sterilize the chips under UV irradiation for 1 h and store them in a box wrapped in aluminum foil in the laminar hood.</li>
</ol>
4. Static Gradient Strain on the Cell-laden Hydrogel
<ol>
	<li>Print and cut a piece of photomask, 25 mm x 37.5 mm in size, by printing the layout in Figure 2b on a transparent film. Adjust the printed size of Figure 2b to match the dimension in Figure 2a.</li>
	<li>Prepare 100 mL of DMEM medium with 10% FBS, 1% Pen-Strep, and 250 mL of DPBS in a 37 &#176;C water bath to use as the cell culture medium.</li>
	<li>Weigh 25 mg of freeze-dried GelMA into 0.3 mL of prewarmed (37 &#176;C) cell culture medium in a 1.5-mL black microcentrifuge tube. Put the microcentrifuge tube on a laboratory stirrer/hot plate until the GelMA dissolves in the medium.</li>
	<li>Weigh 50 mg of photoinitiator into 1 ml of DPBS in a microcentrifuge tube and place it in an 80 &#176;C oven for 15 min or until the photoinitiator has dissolved.</li>
	<li>Take 25 &#181;L of the 10% photoinitiator from step 4.4 and add it to the microcentrifuge tube from step 4.3. Pipette several times to mix well.</li>
	<li>Count 3 x 106 NIH 3T3 cells using an automated cell counter. Centrifuge the suspension at 200 x g for 5 min, discard the supernatant, and re-suspend the cells in 175 &#181;L of cell culture medium.</li>
	<li>Add the cell solution from step 4.6 to the microcentrifuge tube from step 4.5 to get a prepolymer cell solution of 5% GelMA, 0.5% photoinitiator, and ~6 x 106 3T3 cells/mL. After mixing, load 100 &#181;L of cell prepolymer in a 100-&#181;L micro syringe.</li>
	<li>Manually align (see Figure 3a) a piece of the photomask onto the bottom slide of the sterilized gradient strain chip and simply fix the position using a small drop of DI water in between. Connect the 100-&#181;L micro-syringe loaded with prepolymer cell solution to the inlet of the chip.</li>
	<li>Place (see Figure 3b) 50 &#181;L of prepolymer cell solution in the flow channel using the micro-syringe and then plug the outlet using a PDMS plug. Inject an extra 40 &#181;L of solution to create a convex bulge in the circular PDMS membrane.</li>
	<li>Move the chip with the photomask (bottom), micro-syringe (inlet), and PDMS plug (outlet) from step 4.9 under a UV lamp (365 nm, 9 mW/cm2) and expose it for 30 - 45 s to crosslink the concentric circular hydrogel in the fluidic chamber.</li>
	<li>Remove the PDMS plug and the micro-syringe to release the liquid pressure (see Figure 3c). Use a 1-mL syringe loaded with prewarmed DPBS to wash out uncrosslinked resins 3 times by flushing from the inlet to the outlet.</li>
	<li>Fill the flow channel with about 100 &#181;L of cell culture medium.</li>
	<li>Place the chip in a sterilized culture dish and culture in a 5% CO2 atmosphere at 37 &#176;C for a week. Refresh the medium every day.</li>
	<li>Take images of three chips on day 0 after 4 h of incubation, as a control group, and three chips on day 3, as the experimental set, using a microscope with a 20X objective. Measure the line width of each hydrogel from line 1 to line 12 using software (e.g., ImageJ) to calculate the compress strains ( Figure 4). 
	NOTE: The elongation percentage is calculated by dividing the value of the line width difference between 40 &#181;L and 0 &#181;L by the line width at 40 &#181;L.</li>
</ol>
5. Cell Staining for Alignment Analysis
<ol>
	<li>Use a syringe to inject 4% paraformaldehyde (PFA) in DPBS at RT into the flow chip for 15 min for the fixation of the cell-laden hydrogel. 
	NOTE: Caution. PFA is toxic and should be handled with care.</li>
	<li>Replace the solution with 0.5% cell membrane permeating solution in DPBS for 10 min to permeabilize the cell membrane at RT.</li>
	<li>PBS wash the samples 3 times with 5- to 10-min interval between washes (using a loaded syringe, as in step 5.1).</li>
	<li>Load 1% BSA solution into the fluidic channel for 45-60 min at RT (using a loaded syringe through the inlet port).</li>
	<li>Add 1.5 mL of methanol into the vial with Alexa Fluor 488 phalloidin to yield a final concentration of 6.6 &#181;M stock solution.</li>
	<li>Take 5 &#181;L of Alexa Fluor 488 phalloidin from step 5.5 and dilute it in 200 &#181;L of DPBS with 0.1% BSA to form a final concentration of 0.165 &#181;M Alexa Fluor 488 phalloidin.</li>
	<li>Add 200 &#181;L of the mixture solution to the fluidic channel using a micropipette and incubate the chip at 37 &#176;C for 45 - 60 min for actin staining. PBS wash (as above) the samples 3 times.</li>
	<li>Prepare 1 &#181;g/mL DAPI in PBS, flow it through the chip, and stain cell nuclei at 37 &#176;C for 5 min.</li>
	<li>Pipette DPBS into the fluidic channel to wash out the staining solution and refill the fluidic chamber with PBS solution to take images with a fluorescence microscope.</li>
	<li>Capture the fluorescent images of the 3T3 cells in the hydrogels using an inverted fluorescence microscope under 40X magnification with a CCD detector and filter sets of ex/em at 488/520 nm and 358/461 nm for Alexa Fluor 488 phalloidin (actin) and DAPI (nucleus), respectively.</li>
</ol>

<ol>
	<li>Simmons, C. S., Petzold, B. C., Pruitt, B. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Microsystems+for+biomimetic+stimulation+of+cardiac+cells.">Microsystems for biomimetic stimulation of cardiac cells.</a> Lab Chip. 12 (18), 3235-3248 (2012).</li><li>Aubin, H., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Directed+3D+cell+alignment+and+elongation+in+microengineered+hydrogels.">Directed 3D cell alignment and elongation in microengineered hydrogels.</a> Biomaterials. 31 (27), 6941-6951 (2010).</li><li>Guan, 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=The+stimulation+of+the+cardiac+differentiation+of+mesenchymal+stem+cells+in+tissue+constructs+that+mimic+myocardium+structure+and+biomechanics.">The stimulation of the cardiac differentiation of mesenchymal stem cells in tissue constructs that mimic myocardium structure and biomechanics.</a> Biomaterials. 32 (24), 5568-5580 (2011).</li><li>Wan, C. R., Chung, S., Kamm, R. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Differentiation+of+embryonic+stem+cells+into+cardiomyocytes+in+a+compliant+microfluidic+system.">Differentiation of embryonic stem cells into cardiomyocytes in a compliant microfluidic system.</a> Ann Biomed Eng. 39 (6), 1840-1847 (2011).</li><li>Huh, D., 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=Reconstituting+organ-level+lung+functions+on+a+chip.">Reconstituting organ-level lung functions on a chip.</a> Science. 328 (5986), 1662-1668 (2010).</li><li>Li, X., Chu, J. S., Yang, L., Li, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Anisotropic+effects+of+mechanical+strain+on+neural+crest+stem+cells.">Anisotropic effects of mechanical strain on neural crest stem cells.</a> Ann. Biomed. Eng. 40 (3), 598-605 (2012).</li><li>Butcher, J. T., Barrett, B. C., Nerem, R. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Equibiaxial+strain+stimulates+fibroblastic+phenotype+shift+in+smooth+muscle+cells+in+an+engineered+tissue+model+of+the+aortic+wall.">Equibiaxial strain stimulates fibroblastic phenotype shift in smooth muscle cells in an engineered tissue model of the aortic wall.</a> Biomaterials. 27 (30), 5252-5258 (2006).</li><li>Ramon-Azcon, 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=Gelatin+methacrylate+as+a+promising+hydrogel+for+3D+microscale+organization+and+proliferation+of+dielectrophoretically+patterned+cells.">Gelatin methacrylate as a promising hydrogel for 3D microscale organization and proliferation of dielectrophoretically patterned cells.</a> Lab Chip. 12 (16), 2959-2969 (2012).</li><li>Park, S. H., Sim, W. Y., Min, B. H., Yang, S. S., Khademhosseini, A., Kaplan, D. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Chip-Based+Comparison+of+the+Osteogenesis+of+Human+Bone+Marrow-+and+Adipose+Tissue-Derived+Mesenchymal+Stem+Cells+under+Mechanical+Stimulation.">Chip-Based Comparison of the Osteogenesis of Human Bone Marrow- and Adipose Tissue-Derived Mesenchymal Stem Cells under Mechanical Stimulation.</a> PLoS One. 7 (9), e46689 (2012).</li><li>Gould, R. 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=Cyclic+Strain+Anisotropy+Regulates+Valvular+Interstitial+Cell+Phenotype+and+Tissue+Remodeling+in+3D+Culture.">Cyclic Strain Anisotropy Regulates Valvular Interstitial Cell Phenotype and Tissue Remodeling in 3D Culture.</a> Acta Biomater. 8 (5), 1710-1719 (2012).</li><li>Kurpinski, K., Chu, J., Hashi, C., Li, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Proc+Anisotropic+mechanosensing+by+mesenchymal+stemcells.">Proc Anisotropic mechanosensing by mesenchymal stemcells.</a> Natl Acad Sci USA. 103 (44), 16095-16100 (2006).</li><li>Sim, W. Y., Park, S. W., Park, S. H., Min, B. H., Park, S. R., Yang, S. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+pneumatic+micro+cell+chip+for+the+differentiation+of+human+mesenchymal+stem+cells+under+mechanical+stimulation.">A pneumatic micro cell chip for the differentiation of human mesenchymal stem cells under mechanical stimulation.</a> Lab Chip. 7 (12), 1775-1782 (2007).</li><li>Vader, D., Kabla, A., Weitz, D., Mahadevan, L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Strain-Induced+Alignment+in+Collagen+Gels.">Strain-Induced Alignment in Collagen Gels.</a> PLoS One. 4 (6), e5902 (2009).</li><li>Aguado, B. A., Mulyasasmita, W., Su, J., Lampe, K. J., Heilshorn, S. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Improving+viability+of+stem+cells+during+syringe+needle+flow+through+the+design+of+hydrogel+cell+carriers.">Improving viability of stem cells during syringe needle flow through the design of hydrogel cell carriers.</a> Tissue Eng Part A. 18 (7-8), 806-815 (2012).</li><li>Wan, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Microfluidic-Based+Synthesis+of+Hydrogel+Particles+for+Cell+Microencapsulation+and+Cell-Based+Drug+Delivery.">Microfluidic-Based Synthesis of Hydrogel Particles for Cell Microencapsulation and Cell-Based Drug Delivery.</a> Polymers. 4 (2), 1084-1108 (2012).</li><li>Moraes, C., Wang, G., Sun, Y., Simmons, 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=A+microfabricated+platform+for+high-throughput+unconfined+compression+of+micropatterned+biomaterial+arrays.">A microfabricated platform for high-throughput unconfined compression of micropatterned biomaterial arrays.</a> Biomaterials. 31 (3), 577-584 (2010).</li><li>Keung, A. J., Kumar, S., Schaffer, D. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Presentation+Counts:+Microenvironmental+Regulation+of+Stem+Cells+by+Biophysical+and+Material.+Cues.">Presentation Counts: Microenvironmental Regulation of Stem Cells by Biophysical and Material. Cues.</a> Annu Rev Cell Dev Biol. 26, 533-556 (2010).</li><li>Segers, V. F., Lee, R. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Stem-cell+therapy+for+cardiac+disease.">Stem-cell therapy for cardiac disease.</a> Nature. 451 (7181), 937-942 (2008).</li><li>Hsieh, H. Y., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Gradient+static-strain+stimulation+in+a+microfluidic+chip+for+3D+cellular+alignment.">Gradient static-strain stimulation in a microfluidic chip for 3D cellular alignment.</a> Lab Chip. 14 (3), 482-493 (2014).</li></ol>

המחברים אין לחשוף.

בנייר זה, מדווחים על גישה פשוטה כדי להשוות בהתנהגות התא יישור לאחר הידרוג הצורה והכוונה מתיחה מתיחה. קרום PDMS גמיש יוצר של עקמומיות בצורת כיפה ליצירת בגבהים שונים של hydrogels מעגלית קונצנטריים. לאחר שחרור הלחץ, קרום PDMS כוח מחיל באופן אוטומטי על hydrogels בדוגמת מיקרו ליצירת מעבר צבע למתח/התארכות, עם מקסימום במרכז, מינימום על הגבול החיצוני. היווצרות של המתח הדרגתי הוא תוכנן על ידי קרום PDMS גמיש והטיפול השבב fluidic, ישנם מספר פרמטרים חשובים, זה צריך להיות נוכחת כדי: (i) שליטה מדויקת על העובי של PDMS קרום הוא חיוני כדי להתאים את הערך מעבר צבע למתח. אם הקרום עבה מדי, אפילו הזרקת מרבית נפח התא prepolymer לא תהיה אפשרות לייצר עקומה קמורה נאות קרום PDMS עבור crosslinking מעבר לגובה עמוסי תא hydrogels. לעומת זאת, קרום דק יותר מדי PDMS אין אפשרות להחיל מספיק כוח כדי hydrogels. אנא בדוק כי המשקל של PDMS משומרים בתוך כייר כיסוי PDMS הוא בסביבות 1.6-2.0 גרם לכל שבב. (ii) מניעת זיהום חשוב מאוד בזמן טיפול crosslink הידרוג עמוסי תא בשבב fluidic. לפני תא culturing בחממה, ביסודיות כביסה עם PBS סטיריליים בערוץ fluidic ושימוש 75% אתנול לנגב את המשטח של השבב יכול לעזור למנוע את נושא זיהום. (iii) את הריכוז של photoinitiator, את המינון של חשיפה UV צריך להיזהר ונשלטת בטווח של ~0.1% - 2% (0.5% מומלץ). נגמר-crosslinking את הידרוג, ומינון יתר את הקרנת UV תגרום הכדאיות תא נמוך. (iv) הקו-הרוחב של הידרוג בדוגמת לא צריכה להיות גדולה מדי. אחרת, קצב החלפת מזין hydrogels עבה לא יוכלו לתמוך התפשטות תאים. בדרך כלל, מומלץ פחות מ-300 מיקרומטר. המרווח בין שני מעגלים הידרוג יכולים להיות מגוונים, מחזור 50% חובה מומלץ. (v) בזמן כביסה או מילוי ערוץ הזרימה עם פתרון, יש להימנע היווצרות בועות. Pipetting בעדינות את הפתרון בשבב יכול לעזור להסיר את הבועות.
הרעיון של הדרגתיות המתח שנוצר על ידי עקמומיות מעוותים PDMS ניתן לשדרג עוד יותר בהחלת זנים מעבר צבע דינמי, ניתן לשלב עם גירוי ביוכימי, אשר יכולים להפיק תועלת מחקרים רבים בנושא התחדשות רקמות פונקציונלי. ניתן להחליף את המודול הזרקת fluidic פשוטה עם תקע PDMS כל מערכת fluidic מתקדמות לבקרת ניסיוני המורחבת. ניתן להחליף את התבנית PMMA גם תבנית microfabricated SU-8 או תבנית סיליקון נחרטו בצובר.
השבב מעבר צבע למתח הזה עם הידרוג עמוסי תא מעגלית ניתן להפיק כוח compressive סטטי הידרוג 3D ללא מכונות מכאני או חשמלי חיצוני. לכן, הוא מספק פלטפורמה ההקרנה מהר על חקירת תא התנהגויות בסדרה של תנאים זן, ללא הסיכון של בעיות זיהום הנגרם על ידי פעולת מכונות חיצוני. עם זאת, גירוי זן שבשליטת הזמן אינו בר השגה כי קרום PDMS יוצר זנים עד ההשפלה של הידרוג.

הגשה כחומר בלוק המחקה יליד microenvironment, הידרוג המכיל מטריצה חוץ-תאית (ECM) מחדש לבנות ביונים פיגומים רקמות כדי לתמוך צמיחת תאים. להחזיק את הפונקציות של רקמה, יישור תא מאורגנת היא מהדרישות. שונים 2D (קרי, תאים תרבותי על משטח), 3D (קרי, תאים במארז של הידרוג) יישורי הושגו על ידי culturing או לבצע התאים או על מצעים גמיש עם מיקרו- או ננו-דפוסי1. תא 3D היישור המיקרו-ארכיטקטורה הוא אטרקטיבי יותר, כמו microenvironment קרובה יותר רקמה מקורית לבנות2,3,4. גישה נפוצה אחת עבור יישור תא 3D הוא הסימן גיאומטרי של הידרוג-צורה-2,-3. בשל השטח מוגבל עבור התפשטות תאים כיוון קצר-ציר, תאים במטרה ליישר לאורך לכיוון ציר זמן ב- הידרוג בדוגמת מיקרו. גישה אחרת היא להחיל מתיחה מתיחה hydrogels כדי להשיג יישור תא במקביל כיוון מתיחה4,5.
גירוי ביופיזיקלי על hydrogels ECM, כגון זן compressive או שדה חשמלי, יכולים לווסת פונקציות תא השילוב הרקמה הנכונה, התפשטות של בידול1,2,3. מחקר רב נעשה על מנת לחקור התנהגות הסלולר על-ידי החלת תנאי זן אחד בכל פעם באמצעות מספר בקרה מכנית יחידות4,6,7,8,9. לדוגמה, השימוש מכני שלב מוטורס סחוט או שרוע על הידרוג קולגן אנקפסולציה תא תלת-ממד הייתה נפוצה לגשת7,10. עם זאת, ציוד שליטה כזה דורש שטח נוסף ופונה הנושא של מזהמים החממה7,9,11,12. בנוסף, המכשיר גדול לא יכול לתת סביבה שליטה מדויקת כדי לספק הפארמצבטית גבוהה13.
בהתחשב בכך כי עמוסי תא hydrogels בדרך כלל המועסקים על המיקרו-סולם ביו יישומים, זה יתרון לשילוב MEMS טכניקות כדי ליצור מגוון של זן/מתיחה גירוי לחקור בו זמנית תא התנהגויות ביונים 3D בונה במבחנה2,14,15,16,17,18. לדוגמה, באמצעות גז בלחץ כדי לעוות את הקרום PDMS צ ' יפס microfluidic יכולים להצמיח זנים שונים, נהיגה תאית התמיינות שושלות שונות9,16. עם זאת, ישנם אתגרים טכניים רבים, כגון תהליכי ייצור השבב מסובך חדר נקי ושילוב בקרת התוכנה של מנועים, משאבות, שסתומים, גזים דחוסים.
בעבודה זאת, נדגים בגישה פשוטה להשיג שבב microfluidic סטטי-זן הדרגתיות מתוספי על ידי העסקת דפוס הידרוג מעגלית קונצנטריים ו קרום PDMS גמיש. שלא כמו רוב הגישות הקיימות, הפלטפורמה שלנו הוא התקן נייד, חד פעמית מיניאטורי זה יכול להיות מפוברק מחוץ חדר צהוב, זה הנו עצמי יצירת זנים מעבר צבע על קונצנטריים אנקפסולציה תא hydrogels, ללא ציוד מכני חיצוניים במהלך הדגירה. 3T3 פיברובלסט תא התנהגויות השפיעו על ידי שילוב של הידרוג צורה, מגוון רחב של הדרכה מתיחה מתיחה רמזים היו הפגינו במהלך הצפיה תא היישור בתוך סביבות תלת-ממד ECM-מימטי בשבב מעבר צבע למתח במשך 3 ימים.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="1383">
	<tbody>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">1.5-mL black microcentrifuge tube</td>
			<td style="width:225px;">Argos Technologies&#160;</td>
			<td style="width:156px;">03-391-161</td>
			<td style="width:665px;">This one can be replaced with a neutral color of 1.5-mL tube covered with aluminun foil</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">10X DPBS</td>
			<td style="width:225px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:156px;">56064C</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Alexa Fluor 488 phalloidin&#160;</td>
			<td style="width:225px;">Invitrogen</td>
			<td style="width:156px;">A12379&#160;</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">BSA</td>
			<td style="width:225px;">Sigma</td>
			<td style="width:156px;">A1595</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Calcein</td>
			<td style="width:225px;">Molecular Probe</td>
			<td style="width:156px;">C1430</td>
			<td style="width:665px;">For labeling viable cells</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">CCD</td>
			<td style="width:225px;">PCO. Imaging</td>
			<td style="width:156px;">Pixelfly qe</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Cell membrane permeating solution</td>
			<td style="width:225px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:156px;">X100</td>
			<td style="width:665px;">0.5% Triton X-100 for permeating cell membrane</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">DAPI</td>
			<td style="width:225px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:156px;">D8417</td>
			<td style="width:665px;">Cell nucleus staining</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Dialysis membrane</td>
			<td style="width:225px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:156px;">D9527</td>
			<td style="width:665px;">Molecular weight cut-off = 14,000</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">DMEM</td>
			<td style="width:225px;">Gibco</td>
			<td style="width:156px;">11995-065</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Double-side tape</td>
			<td style="width:225px;">3M</td>
			<td style="width:156px;">8003</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">FBS</td>
			<td style="width:225px;">Hyclone</td>
			<td style="width:156px;">SH30071.03</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Gelatin</td>
			<td style="width:225px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:156px;">G2500</td>
			<td style="width:665px;">gel strength 300, type A, from porcine skin</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">High frequency electronic corona generator</td>
			<td style="width:225px;">Electro-technic products</td>
			<td style="width:156px;">MODEL BD-20</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Methacrylic Anhydride</td>
			<td style="width:225px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:156px;">276685</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Micro syringe</td>
			<td style="width:225px;">Hamilton</td>
			<td style="width:156px;">80501</td>
			<td style="width:665px;">50 &#956;L&#160;</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Microscope</td>
			<td style="width:225px;">Olympus</td>
			<td style="width:156px;">IX71</td>
			<td style="width:665px;">Include two filter sets: LF405/LP-B-000 and LF488/LP-C-000 from Semrock</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Oxygen plasma machine</td>
			<td style="width:225px;">Harrick plasma</td>
			<td style="width:156px;">PDC-001</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Paraformaldehyde</td>
			<td style="width:225px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:156px;">P6148</td>
			<td style="width:665px;">For fixing cell</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">PDMS</td>
			<td style="width:225px;">DOW CORNING</td>
			<td style="width:156px;">Sylgard 184</td>
			<td style="width:665px;">Mixture for PDMS chip cast-molding fabrication</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Pen-Strep</td>
			<td style="width:225px;">Gibco</td>
			<td style="width:156px;">10378-016</td>
			<td style="width:665px;">penicillin/streptomycin</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Photoinitiator</td>
			<td style="width:225px;">CIBA</td>
			<td style="width:156px;">Irgacure 2959</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Propidium iodide</td>
			<td style="width:225px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:156px;">P4170</td>
			<td style="width:665px;">For labeling dead cells</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Sterile Filtration cup</td>
			<td style="width:225px;">Millipore</td>
			<td style="width:156px;">SCGPT05RE</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">TMSPMA</td>
			<td style="width:225px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:156px;">440159</td>
			<td style="width:665px;">For hydrogel immobilization</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Ultrasonicator</td>
			<td style="width:225px;">Delta</td>
			<td style="width:156px;">D150H</td>
			<td style="width:665px;">150W, 43kHz</td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">UV light</td>
			<td style="width:225px;">DAIHAN</td>
			<td style="width:156px;">WUV-L10</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">Freeze Dryer</td>
			<td style="width:225px;">FIRSTEK</td>
			<td style="width:156px;">150311025</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">NIH3T3(fibroblast)</td>
			<td style="width:225px;">Food Industry Research and Development Institute(FIRDI)</td>
			<td style="width:156px;">08C0011</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
		<tr height="24">
			<td height="24" style="height:24px;width:337px;">MOXI Z Mini Automated Cell Counter</td>
			<td style="width:225px;">ORFLO</td>
			<td style="width:156px;">MXZ001</td>
			<td style="width:665px;"></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

gradient strain chip for stimulating cellular behaviors in cell-laden hydrogel

הדרכה מלאכותי יישור הסלולר היא נושא חם בתחום של הנדסת רקמות. רוב המחקרים הקודמים חקרה יחיד זן-induced הסלולר יישור הידרוג עמוסי התא באמצעות תהליכים מורכבים ניסיוני מסה למערכות שליטה, אשר יהיו משויכת בדרך כלל בעיות זיהום. לפיכך, במאמר זה, אנו מציעים גישה פשוטה לבניית מתח סטטי מעבר צבע באמצעות שבב fluidic עם כיסוי פלסטיק PDMS מצע זכוכית שקופה UV על הגירוי של התנהגות הסלולר הידרוג תלת-ממד. Prepolymer תא patternable-צילום להעמיס בבית הבליעה fluidic ניתן להפיק קמורה קרום PDMS מעוקל על השער. לאחר UV crosslinking, דרך micropattern מעגלית קונצנטריים תחת קרום PDMS מעוקל, מאגר הכביסה, microenvironment עבור תא חוקר התנהגויות תחת מגוון רחב של זנים הדרגתיות מעוגנת עצמית שבב fluidic יחיד, ללא מכשירים חיצוניים. NIH3T3 התאים היו הפגינו לאחר התבוננות לשינוי המגמה יישור הסלולר תחת הדרכתו גאומטריה, בשיתוף פעולה עם זן גירוי, אשר בין 15-65% על hydrogels. לאחר דגירה 3 ימים, הגיאומטריה הידרוג שלטה היישור תא בלחץ נמוך compressive, שבו תאים מיושרים לאורך כיוון התארכות הידרוג בלחץ גבוה compressive. בין אלה, התאים הראה היישור אקראי בשל פיזור של ההדרכה רדיקלית של הידרוג התארכות והדרכה הגיאומטריה של הידרוג בדוגמת.

כדי להשוות את הווריאציות מכני בין כל הידרוג מעגלית בשבב גירוי שהושלמו זן הדרגתיות, אנחנו נמדדים את רוחב הקו כל הידרוג מעגלית בשני שבבי זהה, עם הזרקת כרכים של 0 µL (איור 4a), 40 µL (איור 4b), בהתאמה. Elongations אחוז על כל עיגול היו מחושב על ידי חלוקה של elongations בשבב 40 הזריק µL רוחב הקו hydrogels המתאימה ב- 0 µL הזרקת השבב (איור 4 c). הידרוג היא חומר וחישובים, כך המתח קבלנות אנכי יהיה שווה ערך ל המתח התארכות לרוחב. לכן, elongations אחוז בשבב עם נפח הזרקה 40-µL להראות התארכות 15-65%, אשר ניתן להמיר את המתח compressive (ראה 1 קובץ משלים).
פלורסנט מכתים של גרעין התא, F-אקטין עם דאפי, phalloidin, בהתאמה, נעשה כדי לנתח את היישור הסלולר. ההכתמה דאפי סיפק נתונים על התמצאות גרעינית, ההכתמה phalloidin הוחל להעריך תא מתפשטת. איור 5a -c מציג את היישור תא השבב מעבר צבע למתח. בשורה 1, התאים 3T3 מיושרים לאורך בכיוון רדיאלי. ב הידרוג 7, התאים מיושר באופן אקראי, התאים מיושר לאורך הכיוון המעגלי בשורה 12. בהתאם, פלורסנט צביעת תמונות, התגלה משמרת ב- 90 ° מהזווית של יישור התא של תאי 3T3 בשורה 1 (אלונגציה מרבית הידרוג בכיוון רדיאלי) לזווית יישור של התאים עם ציר זמן היישור קו 12 (הנמוך התארכות הידרוג בכיוון רדיאלי).
2,הקודמת מחקר9, תאים hydrogels בדוגמת קו 200-מיקרומטר במטרה ליישר לאורך כיוון ציר זמן הידרוג. עם זאת, במחקר זה, הבחנו כי רצועת מוארך על hydrogels 200-מיקרומטר בכיוון ציר קצר סיפקה גורם נוסף כדי להשפיע על ותשלטו היישור התאית על ידי שליטה האחוז של הלחץ על הידרוג. לזן של 65% בקו 1, היישור הרדיקלי הוכיח כי התארכות למתוח הידרוג חולש על היישור בתא. לזן של 15% על קו 12, מעגלי יישור הוכיח כי האפקט ארוך-ציר נשלט היישור בתא. לזן של 40% על הידרוג 7, התאים מיושר באופן אקראי בשל הניטרול של האפקט זן והכוונה גאומטריה.
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/53715/53715fig1.jpg"> 
איור 1 . PMMA עובש אמא עבור גיליון PDMS פבריקציה תקע. (א) הרכיבים הנפרדים של כייר PMMA, כולל צלחת התחתון, גבול מסגרת, ערוץ זרימה. לאחר ההרכבה עם סרט הדבקה דו-צדדי, נוצר (b) , התבנית אמא PMMA הגיליון זרימה. (ג) עובש PMMA אחר שמתארגנת בשביל לחבר PDMS. המספר האדום מייצג את העומק. (יחידה: מ מ) <a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53715/53715fig1large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של הדמות הזאת.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/53715/53715fig2.jpg"> 
איור 2 . Photomask פלסטיק, לעיצוב Micropattern הידרוג עמוסי תא. ישנם שני פתחים עם צורות משולש (2 מ מ ובשורה התחתונה ו- 6.5 מ מ גובה) מתחבר ערוצי זרימה לספק תא טריים תרבות בינוני. (א) photomask פלסטיק מסומן עם הממד. התקופה של המעגל קונצנטריים היא 400 ננומטר, את המחזור הוא 50%. הקוטר של מעגל מרכז הוא 2 מ מ. (b) הפריסה photomask, בלי תוויות עבור הדפסת לייזר על סרט פלסטיק שקוף. <a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53715/53715fig2large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של הדמות הזאת.</a>
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/53715/53715fig3.jpg"> 
איור 3. תהליכי ייצור של המילוי ההדרגתי זן עמוסי תא הידרוג לאורך בכיוון רדיאלי של שבב Fluidic PDMS. (א) photomask פלסטיק מיושר, תקוע מתחת השבב עם ערוץ fluidic מצופים TMSPMA. מזרק מיקרו עם פתרון תא prepolymer מוכנס לתוך הים של השבב ויש להזרקת µL כ-50 כדי למלא את ערוץ הזרימה. (b) בשקע של ערוץ הזרימה סגורה עם PDMS הכנס µL 40 נוספים של פתרון תא prepolymer מוזרק. הזכוכית היא בדוגמת UV ב-30 s כדי לפברק את הידרוג מעגלית קונצנטריים בשבב זרימה. (ג) הלחץ נוזלי הוא שוחרר בתעלה זרימה על ידי ניתוק לשקע, התערובת של האו ם-crosslinking נשטף עם DPBS. (ד) שבב עם זן הדרגתיות סטטי חלה קונצנטריים עמוסי תא hydrogels כי הם מוכנים culturing התא. במהלך תהליך crosslinking UV, נוצר (e) בגובה הדרגה לא רציפה של הידרוג לאורך הרדיוס. (ו) לאחר ניתוק לשקע, קרום PDMS הופך שטוח ומחיל מתח מעבר צבע על hydrogels התא-אנקפסולציה. <a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53715/53715fig3large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של הדמות הזאת.</a>
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/53715/53715fig4.jpg"> 
באיור 4. מעבר הצבע התארכות הידרוג טהור. כאשר רוחב קו התארכות והאחוזים של הידרוג טהור ללא עיטוף תא במעבר הצבע זן שבב ביום 3 עם (א) 0-µL (קבוצת הביקורת) ואמצעי אחסון הזרקה של 40-µL (b) . (ג) אחוז התארכות הוא מחושב על ידי חלוקת הערך של ההבדל ברוחב הקו בין 40 µL 0 µL לפי קו רוחב 40 µL. <a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53715/53715fig4large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של הדמות הזאת.</a>
<img alt="Figure 5" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/53715/53715fig5.jpg"> 
איור 5 . תמונות מלון פלורסנט הכתם אקטין-גרעין של 3T3 תאים במארז האסימונים מעבר צבע על יום 3. הכיוון יישור תא (-ג) קו 1 (d-f) קו 7, (g-i) קו 12 לחשוף יישור רדיאלי, יישור אקראי ויישור מעגלית, בהתאמה. הצבעים ירוק וכחול להראות את הכתמים אקטין, גרעין, בהתאמה. הקו הלבן המנוקד מייצג את הגבול של הידרוג. סרגל קנה מידה: 200 מיקרומטר. <a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53715/53715fig5large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של הדמות הזאת.</a>
משלים איור 1. חישוב שכדור בצורת כיפה PDMS. H(x): העקומה קמורה PDMS; H0: ההבדל הגובה בין הכיפה PDMS לפני ואחרי דפורמציה; r: הרדיוס של הכיפה; V: הזרקת יתר אמצעי האחסון של האזור הכחול, הגורמת להרכב PDMS כמו כיפה. לפרטים, ראה 1 קובץ משלים . <a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53715/Supplementary_Figure_1.tif" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי להוריד את הדמות הזו.</a>
קובץ משלים 1. <a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53715/Supplementary_File_1-SI.docx" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי להוריד את הקובץ.</a>

Watch this Scientific Journal Video about Gradient Strain Chip for Stimulating Cellular Behaviors in Cell-laden Hydrogel at JoVE.com

Gradient Strain Chip for Stimulating Cellular Behaviors in Cell-laden Hydrogel

מאמר זה מציג גישה פשוטה כדי מתן לא רציפה זנים סטטי מעבר צבע על הידרוג קונצנטריים עמוסי התא לווסת תא היישור עבור הנדסת רקמות.

מעבר צבע למתח שבב עבור מגרה בהתנהגויות הסלולר של הידרוג עמוסי תא

Artificial guidance for cellular alignment is a hot topic in the field of tissue engineering. Most of the previous research has investigated single ...

gradient-strain-chip-for-stimulating-cellular-behaviors-cell-laden

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

7.8K Views.  National Tsing Hua University. מאמר זה מציג גישה פשוטה כדי מתן לא רציפה זנים סטטי מעבר צבע על הידרוג קונצנטריים עמוסי התא לווסת תא היישור עבור הנדסת רקמות.

Video: Gradient Strain Chip for Stimulating Cellular Behaviors in Cell-laden Hydrogel

Encapsulation of Cardiomyocytes in a Fibrin Hydrogel for Cardiac Tissue Engineering

Culturing cells in a three dimensional hydrogel environment is an important technique for developing constructs for tissue engineering as well as studying cellular responses under various culture conditions in vitro. The three dimensional environment more closely mimics what the cells observe in vivo due to the application of mechanical and chemical stimuli in all dimensions 1. Three-dimensional hydrogels can either be made from synthetic polymers such as PEG-DA 2 and PLGA 3 or a number of naturally occurring proteins such as collagen 4, hyaluronic acid 5 or fibrin 6,7. Hydrogels created from fibrin, a naturally occurring blood clotting protein, can polymerize to form a mesh that is part of the body's natural wound healing processes 8. Fibrin is cell-degradable and potentially autologous 9, making it an ideal temporary scaffold for tissue engineering.
Here we describe in detail the isolation of neonatal cardiomyocytes from three day old rat pups and the preparation of the cells for encapsulation in fibrin hydrogel constructs for tissue engineering. Neonatal myocytes are a common cell source used for in vitro studies in cardiac tissue formation and engineering 4. Fibrin gel is created by mixing fibrinogen with the enzyme thrombin. Thrombin cleaves fibrinopeptides FpA and FpB from fibrinogen, revealing binding sites that interact with other monomers 10. These interactions cause the monomers to self-assemble into fibers that form the hydrogel mesh. Because the timing of this enzymatic reaction can be adjusted by altering the ratio of thrombin to fibrinogen, or the ratio of calcium to thrombin, one can injection mold constructs with a number of different geometries 11,12. Further we can generate alignment of the resulting tissue by how we constrain the gel during culture 13.
After culturing the engineered cardiac tissue constructs for two weeks under static conditions, the cardiac cells have begun to remodel the construct and can generate a contraction force under electrical pacing conditions 6. As part of this protocol, we also describe methods for analyzing the tissue engineered myocardium after the culture period including functional analysis of the active force generated by the cardiac muscle construct upon electrical stimulation, as well as methods for determining final cell viability (Live-Dead assay) and immunohistological staining to examine the expression and morphology of typical proteins important for contraction (Myosin Heavy Chain or MHC) and cellular coupling (Connexin 43 or Cx43) between myocytes.

We describe the isolation of neonatal cardiomyocytes and the preparation of the cells for encapsulation in fibrin hydrogel constructs for tissue engineering. We describe methods for analyzing the tissue engineered myocardium after the culture period including active force generated upon electrical stimulation and cell viability and immunohistological staining.

Encapsulation של cardiomyocytes ב Hydrogel הפיברין עבור הנדסת רקמות לב

Culturing cells in a three dimensional hydrogel environment is an important technique for developing constructs for tissue engineering as well as studying ...

Cellular Lipid Extraction for Targeted Stable Isotope Dilution Liquid Chromatography-Mass Spectrometry Analysis

The metabolism of fatty acids, such as arachidonic acid (AA) and linoleic acid (LA), results in the formation of oxidized bioactive lipids, including numerous stereoisomers1,2. These metabolites can be formed from free or esterified fatty acids. Many of these oxidized metabolites have biological activity and have been implicated in various diseases including cardiovascular and neurodegenerative diseases, asthma, and cancer3-7. Oxidized bioactive lipids can be formed enzymatically or by reactive oxygen species (ROS). Enzymes that metabolize fatty acids include cyclooxygenase (COX), lipoxygenase (LO), and cytochromes P450 (CYPs)1,8. Enzymatic metabolism results in enantioselective formation whereas ROS oxidation results in the racemic formation of products.
While this protocol focuses primarily on the analysis of AA- and some LA-derived bioactive metabolites; it could be easily applied to metabolites of other fatty acids. Bioactive lipids are extracted from cell lysate or media using liquid-liquid (l-l) extraction. At the beginning of the l-l extraction process, stable isotope internal standards are added to account for errors during sample preparation. Stable isotope dilution (SID) also accounts for any differences, such as ion suppression, that metabolites may experience during the mass spectrometry (MS) analysis9. After the extraction, derivatization with an electron capture (EC) reagent, pentafluorylbenzyl bromide (PFB) is employed to increase detection sensitivity10,11. Multiple reaction monitoring (MRM) is used to increase the selectivity of the MS analysis. Before MS analysis, lipids are separated using chiral normal phase high performance liquid chromatography (HPLC). The HPLC conditions are optimized to separate the enantiomers and various stereoisomers of the monitored lipids12. This specific LC-MS method monitors prostaglandins (PGs), isoprostanes (isoPs), hydroxyeicosatetraenoic acids (HETEs), hydroxyoctadecadienoic acids (HODEs), oxoeicosatetraenoic acids (oxoETEs) and oxooctadecadienoic acids (oxoODEs); however, the HPLC and MS parameters can be optimized to include any fatty acid metabolites13.
Most of the currently available bioanalytical methods do not take into account the separate quantification of enantiomers. This is extremely important when trying to deduce whether or not the metabolites were formed enzymatically or by ROS. Additionally, the ratios of the enantiomers may provide evidence for a specific enzymatic pathway of formation. The use of SID allows for accurate quantification of metabolites and accounts for any sample loss during preparation as well as the differences experienced during ionization. Using the PFB electron capture reagent increases the sensitivity of detection by two orders of magnitude over conventional APCI methods. Overall, this method, SID-LC-EC-atmospheric pressure chemical ionization APCI-MRM/MS, is one of the most sensitive, selective, and accurate methods of quantification for bioactive lipids.

This protocol will demonstrate the extraction and analysis of free and esterified bioactive fatty acids from cells. Fatty acids are accurately quantified using stable isotope dilution, chiral liquid chromatography, electron capture atmospheric chemical ionization multiple reaction monitoring mass spectrometry (SID-LC-ECAPCI-MRM/MS).

ליפידים מיצוי נייד עבור דילול ממוקד איזוטופ יציב ניתוח כרומטוגרפיה נוזלית ספקטרומטריית-Mass

The metabolism of fatty acids, such as arachidonic acid (AA) and linoleic acid (LA), results in the formation of oxidized bioactive lipids, including ...

A Microfluidic Chip for ICPMS Sample Introduction

This protocol discusses the fabrication and usage of a disposable low cost microfluidic chip as sample introduction system for inductively coupled plasma mass spectrometry (ICPMS). The chip produces monodisperse aqueous sample droplets in perfluorohexane (PFH). Size and frequency of the aqueous droplets can be varied in the range of 40 to 60 &#181;m and from 90 to 7,000&#160;Hz, respectively. The droplets are ejected from the chip with a second flow of PFH and remain intact during the ejection. A custom-built desolvation system removes the PFH and transports the droplets into the ICPMS. Here, very stable signals with a narrow intensity distribution can be measured, showing the monodispersity of the droplets. We show that the introduction system can be used to quantitatively determine iron in single bovine red blood cells. In the future, the capabilities of the introduction device can easily be extended by the integration of additional microfluidic modules.

We present a discrete droplet sample introduction system for inductively coupled plasma mass spectrometry (ICPMS). It is based on a cheap and disposable microfluidic chip that generates highly monodisperse droplets in a size range of 40&#8722;60 &#181;m at frequencies from 90 to 7,000 Hz.

שבב microfluidic למבוא לדוגמא ICPMS

This protocol discusses the fabrication and usage of a disposable low cost microfluidic chip as sample introduction system for inductively coupled plasma ...

Electrotaxis Studies of Lung Cancer Cells using a Multichannel Dual-electric-field Microfluidic Chip

The behavior of directional cell migration under a direct current electric-field (dcEF) is referred to as electrotaxis. The significant role of physiological dcEF in guiding cell movement during embryo development, cell differentiation, and wound healing has been demonstrated in many studies. By applying microfluidic chips to an electrotaxis assay, the investigation process is shortened and experimental errors are minimized. In recent years, microfluidic devices made of polymeric substances (e.g., polymethylmethacrylate, PMMA, or acrylic) or polydimethylsiloxane (PDMS) have been widely used in studying the responses of cells to electrical stimulation. However, unlike the numerous steps required to fabricate a PDMS device, the simple and rapid construction of the acrylic micro&#64258;uidic chip makes it suitable for both device prototyping and production. Yet none of the reported devices facilitate the efficient study of the simultaneous chemical and dcEF effects on cells. In this report, we describe our design and fabrication of an acrylic-based multichannel dual-electric-field (MDF) chip to investigate the concurrent effect of chemical and electrical stimulation on lung cancer cells. The MDF chip provides eight combinations of electrical/chemical stimulations in a single test. The chip not only greatly shortens the required experimental time but also increases accuracy in electrotaxis studies.

Many microfluidic devices have been developed for use in the study of electrotaxis. Yet, none of these chips allows the efficient study of the simultaneous chemical and electric-field (EF) effects on cells. We developed a polymethylmethacrylate-based device that offers better-controlled coexisting EF and chemical stimulation for use in electrotaxis research.

Electrotaxis מחקרים של תאי סרטן ריאות באמצעות רב-ערוצי דו-חשמלי-שדה שבב microfluidic

The behavior of directional cell migration under a direct current electric-field (dcEF) is referred to as electrotaxis. The significant role of ...

Construction of Modular Hydrogel Sheets for Micropatterned Macro-scaled 3D Cellular Architecture

Hydrogels can be patterned at the micro-scale using microfluidic or micropatterning technologies to provide an in vivo-like three-dimensional (3D) tissue geometry. The resulting 3D hydrogel-based cellular constructs have been introduced as an alternative to animal experiments for advanced biological studies, pharmacological assays and organ transplant applications. Although hydrogel-based particles and fibers can be easily fabricated, it is difficult to manipulate them for tissue reconstruction. In this video, we describe a fabrication method for micropatterned alginate hydrogel sheets, together with their assembly to form a macro-scale 3D cell culture system with a controlled cellular microenvironment. Using a mist form of the calcium gelling agent, thin hydrogel sheets are easily generated with a thickness in the range of 100 - 200 &#181;m, and with precise micropatterns. Cells can then be cultured with the geometric guidance of the hydrogel sheets in freestanding conditions. Furthermore, the hydrogel sheets can be readily manipulated using a micropipette with an end-cut tip, and can be assembled into multi-layered structures by stacking them using a patterned polydimethylsiloxane (PDMS) frame. These modular hydrogel sheets, which can be fabricated using a facile process, have potential applications of in vitro drug assays and biological studies, including functional studies of micro- and macrostructure and tissue reconstruction.

We describe the fabrication of micropatterned hydrogel sheets using a simple process, which can be assembled and manipulated in a freestanding form. Using these modular hydrogel sheets, a simple macro-scaled 3D cell culture system can be generated with a controlled cellular microenvironment.

בנייה של גיליונות מודולרי Hydrogel לאדריכלות סלולרית 3D המוקטן מאקרו micropatterned

Hydrogels can be patterned at the micro-scale using microfluidic or micropatterning technologies to provide an in vivo-like three-dimensional (3D) tissue ...

Improved 3D Hydrogel Cultures of Primary Glial Cells for In Vitro Modelling of Neuroinflammation

In the central nervous system, numerous acute injuries and neurodegenerative disorders, as well as implanted devices or biomaterials engineered to enhance function result in the same outcome: excess inflammation leads to gliosis, cytotoxicity, and/or formation of a glial scar that collectively exacerbate injury or prevent healthy recovery. With the intent of creating a system to model glial scar formation and study inflammatory processes, we have generated a 3D cell scaffold capable of housing primary cultured glial cells: microglia that regulate the foreign body response and initiate the inflammatory event, astrocytes that respond to form a fibrous scar, and oligodendrocytes that are typically vulnerable to inflammatory injury. The present work provides a detailed step-by-step method for the fabrication, culture, and microscopic characterization of a hyaluronic acid-based 3D hydrogel scaffold with encapsulated rat brain-derived glial cells. Further, protocols for characterization of cell encapsulation and the hydrogel scaffold by confocal immunofluorescence and scanning electron microscopy are demonstrated, as well as the capacity to modify the scaffold with bioactive substrates, with incorporation of a commercial basal lamina mixture to improved cell integration.

Improved 3D Hydrogel Cultures of Primary Glial Cells for In Vitro Modelling of Neuroinflammation

Herein, we present a protocol for the 3D culture of rat brain-derived glia cells, including astrocytes, microglia, and oligodendrocytes. We demonstrate primary cell culture, methacrylated hyaluronic acid (HAMA) hydrogel synthesis, HAMAphoto-polymerization and cell encapsulation, and sample processing for confocal and scanning electron microscopic imaging.

שיפור תרבויות הידרוג 3D של תאי גליה העיקרי עבור במבחנה דוגמנות של Neuroinflammation

In the central nervous system, numerous acute injuries and neurodegenerative disorders, as well as implanted devices or biomaterials engineered to enhance ...

Repressing Gene Transcription by Redirecting Cellular Machinery with Chemical Epigenetic Modifiers

Regulation of chromatin compaction is an important process that governs gene expression in higher eukaryotes. Although chromatin compaction and gene expression regulation are commonly disrupted in many diseases, a locus-specific, endogenous, and reversible method to study and control these mechanisms of action has been lacking. To address this issue, we have developed and characterized novel gene-regulating bifunctional molecules. One component of the bifunctional molecule binds to a DNA-protein anchor so that it will be recruited to an allele-specific locus. The other component engages endogenous cellular chromatin-modifying machinery, recruiting these proteins to a gene of interest. These small molecules, called chemical epigenetic modifiers (CEMs), are capable of controlling gene expression and the chromatin environment in a dose-dependent and reversible manner. Here, we detail a CEM approach and its application to decrease gene expression and histone tail acetylation at a Green Fluorescent Protein (GFP) reporter located at the Oct4 locus in mouse embryonic stem cells (mESCs). We characterize the lead CEM (CEM23) using fluorescent microscopy, flow cytometry, and chromatin immunoprecipitation (ChIP), followed by a quantitative polymerase chain reaction (qPCR). While the power of this system is demonstrated at the Oct4 locus, conceptually, the CEM technology is modular and can be applied in other cell types and at other genomic loci.

Regulation of the chromatin environment is an essential process required for proper gene expression. Here, we describe a method for controlling gene expression through the recruitment of chromatin-modifying machinery in a gene-specific and reversible manner.

הדחקת שעתוק גנים על ידי ניתוב מחדש מכונות הסלולר עם המגבילים Epigenetic כימי

Regulation of chromatin compaction is an important process that governs gene expression in higher eukaryotes. Although chromatin compaction and gene ...

Fabricating a Kidney Cortex Extracellular Matrix-Derived Hydrogel

Extracellular matrix (ECM) provides important biophysical and biochemical cues to maintain tissue homeostasis. Current synthetic hydrogels offer robust mechanical support for in vitro cell culture but lack the necessary protein and ligand composition to elicit physiological behavior from cells. This manuscript describes a fabrication method for a kidney cortex ECM-derived hydrogel with proper mechanical robustness and supportive biochemical composition. The hydrogel is fabricated by mechanically homogenizing and solubilizing decellularized human kidney cortex ECM. The matrix preserves native kidney cortex ECM protein ratios while also enabling gelation to physiological mechanical stiffnesses. The hydrogel serves as a substrate upon which kidney cortex-derived cells can be maintained under physiological conditions. Furthermore, the hydrogel composition can be manipulated to model a diseased environment which enables the future study of kidney diseases.

Here we present a protocol to fabricate a kidney cortex extracellular matrix-derived hydrogel to retain the native kidney extracellular matrix (ECM) structural and biochemical composition. The fabrication process and its applications are described. Finally, a perspective on using this hydrogel to support kidney-specific cellular and tissue regeneration and bioengineering is discussed.

בדיית כליות קורטקס חוץ-תאית מטריקס-Derived הידרוג

Extracellular matrix (ECM) provides important biophysical and biochemical cues to maintain tissue homeostasis. Current synthetic hydrogels offer robust ...

A Microfluidic Platform for Stimulating Chondrocytes with Dynamic Compression

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

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

פלטפורמת מיקרופלואידיג לעירור כונדרוציטים עם דחיסה דינמית

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

Pancreatic Tissue-Derived Extracellular Matrix Bioink for Printing 3D Cell-Laden Pancreatic Tissue Constructs

The transplantation of pancreatic islets is a promising treatment for patients who suffer from type 1 diabetes accompanied by hypoglycemia and secondary complications. However, islet transplantation still has several limitations such as the low viability of transplanted islets due to poor islet engraftment and hostile environments. In addition, the insulin-producing cells differentiated from human pluripotent stem cells have limited ability to secrete sufficient hormones that can regulate the blood glucose level; therefore, improving the maturation by culturing cells with proper microenvironmental cues is strongly required. In this article, we elucidate protocols for preparing a pancreatic tissue-derived decellularized extracellular matrix (pdECM) bioink to provide a beneficial microenvironment that can increase glucose sensitivity of pancreatic islets, followed by describing the processes for generating 3D pancreatic tissue constructs using a microextrusion-based bioprinting technique.

Decellularized extracellular matrix (dECM) can provide suitable microenvironmental cues to recapitulate the inherent functions of target tissues in an engineered construct. This article elucidates the protocols for the decellularization of pancreatic tissue, evaluation of pancreatic tissue-derived dECM bioink, and generation of 3D pancreatic tissue constructs using a bioprinting technique.

רקמת הלבלב הנגזר מטריקס Bioink עבור הדפסת 3D Cell לאדן רקמות הלבלב בנייה

The transplantation of pancreatic islets is a promising treatment for patients who suffer from type 1 diabetes accompanied by hypoglycemia and secondary ...