Name: Projektowanie bioreaktora w celu usprawnienia pozyskiwania danych i modelowania przepustowości zmodyfikowanych tkanek serca (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2023-06-02T12:50:00.000+00:00
Duration: 12 min 28 s
Description: Odkryj projektowanie bioreaktora wielotkankowego ze stabilnymi trackerami postów do tworzenia trójwymiarowych tkanek serca z komórek macierzystych. Ta metoda poprawia biofidelność modeli in vitro i umożliwia dokładną charakterystykę funkcji tkankowej oraz testowanie terapii.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Autorzy dziękują Dr. Timothy'emu Cashmanowi za wcześniejsze prace nad tą metodą. Badanie to było finansowane przez National Institutes of Health (NIH) (R01-HL132226 i K01 HL133424) oraz Międzynarodowy Program Sieci Doskonałości Fundacji Leducq (CURE-PLaN).

K.D.C. jest współzałożycielem i dyrektorem naukowym Novoheart oraz posiada udziały w holdingu Medera Biopharmaceutical. Novoheart nie przyczynił się do finansowania, planowania ani realizacji tego badania; jednak wyniki badania mogą mieć potencjalny wpływ finansowy na Novoheart i Medera. Pozostali autorzy deklarują, że nie mają sprzecznych interesów.

W literaturze opublikowano wiele liniowych modeli tkanek serca, z których część opisano w tabeli 1. Niektóre modele obejmują bezpośredni pomiar siły działającej na tkankę, ale zazwyczaj wymagają one przeniesienia konstruktu do oddzielnej kąpieli mięśniowej38. Większość modeli jest projektowana z tkankami trwale zakotwiczonymi na obu końcach, najczęściej do słupków PDMS 1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11,12,13,14,15,16 <su...

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

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

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

Modele tkanek serca dostępne są w różnorodnym zakresie geometrii i konfiguracji do podsumowania różnych aspektów rodzimej niszy sercowej, które są trudne do osiągnięcia za pomocą tradycyjnej dwuwymiarowej hodowli komórek. Jedną z najczęstszych konfiguracji jest liniowy pasek tkankowy, z elastycznymi kotwicami na każdym końcu, które indukują samoorganizację tkanki i zapewniają tkance zdefiniowane obciążenie wstępne oraz odczyt wynikowych sił skurczu1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11,12,13,14,15,16,17,18,19,20,21 
,22,23,24,25,26,27. Generowaną siłę można solidnie określić za pomocą optycznego śledzenia skracania tkanki i wykorzystując teorię wiązki sprężystej do obliczenia siły wynikającej ze zmierzonych ugięć i stałej sprężystości kotew1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11,12,13,14,15,16,17,18,19, 20, 
21,22,25,26,28.
Jednak inżynieria tkanek serca to wciąż rozwijająca się dziedzina, a pewne wyzwania pozostają. Specjalistyczny sprzęt, taki jak wykonane na zamówienie bioreaktory i urządzenia do oceny funkcjonalnej, jest wymagany dla każdego systemu modelowego10,29,30,31. Rozmiar i złożoność mikrośrodowiska tych konstruktów są często ograniczone przez niską przepustowość spowodowaną pracochłonnymi protokołami, dużą liczbą komórek i kruchością tkanek. Aby rozwiązać ten problem, niektóre grupy zwróciły się ku wytwarzaniu mikrotkanek zawierających tylko setki lub tysiące komórek, aby ułatwić wysokoprzepustowe testy, które są przydatne do odkrywania leków. Jednak ta zmniejszona skala komplikuje dokładną ocenę funkcji12, eliminuje kluczowe aspekty natywnej niszy sercowej (takie jak gradienty dyfuzji składników odżywczych/tlenu i złożona architektura36) i ogranicza ilość materiału dostępnego do późniejszej analizy molekularnej i strukturalnej (często wymagającej łączenia tkanek). Tabela 1 podsumowuje niektóre konfiguracje liniowych modeli pasków tkankowych w literaturze1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11,12,13,14,15,16,17,18,19,20, 
21,22,23,24,25,26,37,38,39,40.
<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always">
	<tbody>
		<tr>
			<td colspan="2">Grupa</td>
			<td>Komórki na tkankę</td>
			<td>Tkanki na płytkę</td>
			<td colspan="2">Format płyty</td>
			<td colspan="2">Funkcja kotwiczenia</td>
			<td colspan="2">Funkcjonalna metoda pozyskiwania danych</td>
			<td>Wspólna kąpiel medialna?</td>
			<td>Miernik funkcjonalny 
			ment in situ?</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Yoshida (ECT)38</td>
			<td>4 miliony</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">zmodyfikowana płytka 6-dołkowa*</td>
			<td colspan="2">przetwornik siły</td>
			<td colspan="2">bezpośredni pomiar siły</td>
			<td>Nie</td>
			<td>Nie</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Chan (hESC-CM-ECTs)26</td>
			<td>310 tys</td>.
			<td>6</td>
			<td colspan="2">niestandardowe 6-dołkowe danie </td>
			<td colspan="2">posty PDMS</td>
			<td colspan="2">bezpośredni pomiar siły</td>
			<td>tak</td>
			<td>Nie</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Feinberg (dyn-EHT)16</td>
			<td>1,5 miliona</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">niestandardowe 6-dołkowe danie </td>
			<td colspan="2">przewód PDMS</td>
			<td colspan="2">kształt tkanki</td>
			<td>Nie</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">RADISIC (BioWire)39, 40</td>
			<td>110 tys</td>.
			<td>8</td>
			<td colspan="2"></td>
			<td colspan="2">drut polimerowy</td>
			<td colspan="2">kształt przewodu</td>
			<td>tak</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Costa (pojedynczy hECT)1, 2</td>
			<td>1-2 miliony</td>
			<td>4**</td>
			<td colspan="2">10 cm szalka Petriego**</td>
			<td colspan="2">posty PDMS</td>
			<td colspan="2">odchylenie optyczne (śledzenie krawędzi/obiektów)</td>
			<td>tak</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Costa (multi-hECT)3–9</td>
			<td>500 tys. 1 mln</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">6 cm szalka Petriego</td>
			<td colspan="2">posty PDMS</td>
			<td colspan="2">odchylenie optyczne (śledzenie krawędzi/obiektów)</td>
			<td>tak</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Costa (multi-hECT W/ SPoT)</td>
			<td>1 milion</td>
			<td>6</td>
			<td colspan="2">6 cm szalka Petriego</td>
			<td colspan="2">Posty PDMS z czarnymi wersalikami</td>
			<td colspan="2">odchylenie optyczne (śledzenie obiektów)</td>
			<td>tak</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Passier (EHT)17</td>
			<td>245 tys</td>.
			<td>36</td>
			<td colspan="2">płytka 12-dołkowa</td>
			<td colspan="2">Posty PDMS z czarnymi wersalikami</td>
			<td colspan="2">odchylenie optyczne (śledzenie obiektów)</td>
			<td>tak</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Vunjak-Novakovic13, 18</td>
			<td>1 milion</td>
			<td>12</td>
			<td colspan="2">6 cm szalka Petriego</td>
			<td colspan="2">Posty PDMS z wielkimi literami</td>
			<td colspan="2">odchylenie optyczne (wykrywanie krawędzi)</td>
			<td>tak</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Vunjak-Novakovic (Milifilar)14</td>
			<td>550 tys</td>.
			<td>6</td>
			<td colspan="2">niestandardowe 6-dołkowe danie </td>
			<td colspan="2">Posty PDMS z wielkimi literami</td>
			<td colspan="2">odchylenie optyczne (śledzenie obiektów); obrazowanie wapnia</td>
			<td>Nie</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Eschenhagen (EHT)10, 19–21</td>
			<td>1 milion</td>
			<td>12</td>
			<td colspan="2">płytka 12-dołkowa</td>
			<td colspan="2">Posty PDMS z wielkimi literami</td>
			<td colspan="2">odchylenie optyczne (wykrywanie krawędzi po ugięciu); obrazowanie wapnia</td>
			<td>Nie</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Zandstra (CaMiRi)22</td>
			<td>25-150 tys</td>.
			<td>96 Rozdział 96</td>
			<td colspan="2">96-dołkowa płytka</td>
			<td colspan="2">Posty PDMS z hakami</td>
			<td colspan="2">odchylenie optyczne (wykrywanie krawędzi)</td>
			<td>Nie</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Murry23, 24</td>
			<td>900 tys</td>.
			<td>24</td>
			<td colspan="2">24-dołkowa płytka</td>
			<td colspan="2">słupki PDMS z nakładkami, zintegrowany magnes</td>
			<td colspan="2">czujnik magnetyczny</td>
			<td>Nie</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
		<tr>
			<td colspan="2">Rzesza (μTUG)11, 12, 25</td>
			<td>niezdefiniowany</td>
			<td>Rozdział 156</td>
			<td colspan="2">156-dołkowe danie</td>
			<td colspan="2">słupki PDMS z nakładkami, zintegrowany magnes</td>
			<td colspan="2">śledzenie optyczne (koralik fluorescencyjny)</td>
			<td>tak</td>
			<td>tak</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>
Tabela 1: Charakterystyka niektórych liniowo zaprojektowanych modeli tkanek serca w literaturze. Liniowe modele tkanek serca różnią się wielkością, przepustowością, projektami funkcji kotwiczenia i ułatwieniem wspólnych kąpieli w pożywce, a także wymaganiami dotyczącymi oddzielnego systemu kąpieli mięśniowej w celu charakterystyki funkcjonalnej. * Naukowcy wykorzystali dostępny na rynku inżynieryjny system tkankowy oparty na wymiarach standardowej płytki 6-dołkowej. ** System modułowy, w którym bioreaktory jednotkankowe są zakotwiczone w dowolnym plastikowym naczyniu hodowlanym w żądanej liczbie i miejscu.
Ten artykuł opisuje najnowszy protokół wytwarzania naszego uznanego modelu liniowej ludzkiej tkanki serca (hECT)1,2,3,4,5,6,7,8,9,15,27 i metody oceny funkcji kurczliwości hECT. Każdy bioreaktor wielotkankowy mieści do sześciu hECT we wspólnej kąpieli i składa się z dwóch "stojaków" wykonanych z polidimetylosiloksanu z elastomeru silikonowego (PDMS) zamontowanych na sztywnej ramie polisulfonowej. Każda szafa PDMS zawiera sześć elastycznych, zintegrowanych słupków z czujnikiem siły o średnicy 0,5 mm i długości 3,25 mm, a razem dwa stojaki zapewniają sześć par słupków, z których każdy mieści jeden hECT. Odwrócenie bioreaktora pomaga przezwyciężyć wszelkie przeszkody w wizualizacji hECT od dołu spowodowane kondensacją wody z pożywki hodowlanej lub zniekształceniami menisku granicy faz powietrze-ciecz. Każde skurczenie hECT powoduje ugięcie zintegrowanych słupków końcowych, a optyczny pomiar sygnału ugięcia jest przetwarzany na śledzenie siły w funkcji czasu reprezentujące funkcję kurczenia się hECT1,2,3,4,5,6,7,8,9,15,27. W porównaniu z bioreaktorami jednotkankowymi zwykle stosowanymi w przypadku tkanek tej wielkości, konstrukcja wielotkankowa poprawia przepustowość eksperymentalną i umożliwia badanie sygnalizacji parakrynnej między sąsiednimi tkankami o potencjalnie różnym składzie komórkowym. System ten został zweryfikowany w opublikowanych badaniach opisujących zastosowania w modelowaniu chorób4,8, sygnalizacja parakrynna6,7, hodowla heterokomórkowa5,9 i terapeutyczne badania przesiewowe7,9.
W tym systemie, hECT są zaprojektowane tak, aby miały około 6 mm długości i 0,5 mm średnicy, aby ułatwić niezawodne optyczne śledzenie pomiarów siły przy niskim poziomie szumów. Co więcej, aspekty złożoności tkanek, takie jak gradienty dyfuzji i organizacja komórkowa, są zrównoważone możliwym do opanowania zapotrzebowaniem na 1 milion komórek na tkankę. W przypadku standardowej technologii kamer CCD, siły tak słabe jak 1 μN (reprezentujące mniej niż 5 μm po ugięciu) generują wyraźny sygnał, zapewniając, że nawet bardzo słaba funkcja skurczu, jak obserwowano w przypadku niektórych modeli choroby hECT, może być dokładnie zmierzona. Ułatwia to również szczegółową analizę krzywej siły drgania, umożliwiając w ten sposób analizę o wysokiej zawartości do 16 wskaźników kurczliwości41, w tym siły rozwiniętej, szybkości skurczu (+dF/dt) i relaksacji (−dF/dt) oraz zmienności szybkości uderzeń.
Ten protokół zaczyna się od instrukcji wytwarzania komponentów bioreaktora. Szczególną uwagę zwrócono na etapy mające na celu maksymalizację wydajności hECT, zmniejszenie technicznej zmienności funkcji tkanki oraz optymalizację jakości i głębokości oceny tkanki. Większość badań nad inżynierią tkanek serca nie podaje wskaźników utraty tkanek podczas produkcji i testów długoterminowych, chociaż jest to dobrze znane wyzwanie w tej dziedzinie i zmniejsza przepustowość i wydajność badań27. Opisane tutaj metody inżynierii tkankowej zostały udoskonalone na przestrzeni lat, aby zapewnić utrzymanie wszystkich hECT w większości bioreaktorów (niezależnie od tego, w jaki sposób wykonane są stojaki PDMS). Jednak nawet utrata 5%-20% tkanek może znacząco wpłynąć na moc statystyczną, szczególnie w mniejszych eksperymentach ograniczonych liczbą dostępnych kardiomiocytów (np. z powodu wyzwań związanych z różnicowaniem niektórych chorych linii komórkowych4 lub ze względu na wysoki koszt zakupionych komercyjnie kardiomiocytów) lub przez warunki leczenia (np. ograniczona dostępność lub wysoki koszt różnych związków terapeutycznych).
Ten protokół opisuje produkcję stabilnych trackerów pocztowych (SPoT), nowej funkcji stojaków PDMS, które funkcjonują jako zaślepki na końcach słupków wykrywających siłę, które utrzymują hECTs27. Pokazano, w jaki sposób geometria nasadki znacznie zmniejsza straty hECT spowodowane upadkiem lub zerwaniem słupków, otwierając w ten sposób nowe możliwości hodowli hECT o większej różnorodności sztywności i naprężeń, które są trudne do wyhodowania na niezamkniętych słupkach. Dodatkowo, SPoT zapewniają obiekt o wysokim kontraście, aby poprawić optyczne śledzenie skurczu hECT poprzez spójny i dobrze zdefiniowany kształt27. Po tym następuje opis hodowli ludzkich indukowanych pluripotencjalnych komórek macierzystych (iPSC) i różnicowania kardiomiocytów w oparciu o wcześniej opublikowane protokoły3,42,43 oraz wyjaśnienie wytwarzania hECT, hodowli i pomiarów funkcjonalnych.
Ten artykuł również porusza potrzebę pomiaru funkcji tkanek w temperaturze fizjologicznej. Ludzki mięsień sercowy (zdrowe i chore tkanki płodu, jak i dorosłego), a także tkanka serca wielu gatunków zwierząt (w tym szczurów, kotów, myszy, fretek i królików)44,45, wykazuje wyraźny wzrost siły drgania dopasowanej do częstotliwości w temperaturach 28 °C-32 °C w porównaniu z temperaturą fizjologiczną - zjawisko znane jako inotropia hipotermiczna45, 46. Jednak wpływ temperatury na zmodyfikowaną funkcję tkanki mięśnia sercowego pozostaje niedostatecznie zbadany. Wiele najnowszych modeli tkanek serca dostępnych w literaturze zostało zaprojektowanych tak, aby można je było ocenić funkcjonalnie w temperaturze 37 °C w celu przybliżenia warunków fizjologicznych13,14,37. Jednak, zgodnie z naszą wiedzą, zależny od temperatury wpływ na siłę generowaną przez zmodyfikowane tkanki serca nie był systematycznie badany. Protokół ten opisuje konstrukcję elektrody stymulującej, która minimalizuje straty ciepła podczas testowania, a także pozwala na włączenie izolowanego elementu grzejnego do zestawu do pomiarów funkcjonalnych, który może utrzymać hECT w temperaturze fizjologicznej bez uszczerbku dla sterylności27. Następnie przedstawiamy niektóre z zaobserwowanych wpływów temperatury na funkcję hECT, w tym na wytworzoną siłę, częstotliwość spontanicznych dudnień, +dF/dt i −dF/dt. Podsumowując, niniejszy artykuł zawiera szczegóły wymagane do wytworzenia tego wielotkankowego systemu bioreaktora z czujnikiem siły do wytwarzania tkanek serca zaprojektowanych przez człowieka i oceny ich funkcji skurczowej, a także przedstawiono zestaw danych, które stanowią podstawę do porównania pomiarów w temperaturze pokojowej i w temperaturze 37 °C27.

<table><tbody><tr><td>Drut ze stali nierdzewnej o średnicy 0,25 mm 304</td><td>McMaster Carr</td><td>6517K61&nbsp;</td><td></td></tr><tr><td>0,25% trypsyna-EDTA</td><td>Gibco</td><td>25200056</td><td></td></tr><tr><td>1,7 ml mikroprobówek</td><td>Axygen</td><td>MCT-175-C</td><td></td></tr><tr><td>10 cm (20 mm wysokości)</td><td>Corning</td><td>353003</td><td></td></tr><tr><td>10 ml Pipeta serologiczna</td><td>Drummond</td><td>6-000-010</td><td></td></tr><tr><td>10 N NaOH</td><td>Fisher Scientific</td><td>SS225-1</td><td>rozcieńczyć 1:10 w sterylnej wodzie destylowanej</td></tr><tr><td>10X Zmodyfikowany Eagle Medium</td><td>Sigma Aldrich</td><td>M0275</td><td></td></tr><tr><td>20 - 200 &mu; L Mikropipeta</td><td>Eppendorf</td><td>3123000055</td><td></td></tr><tr><td>200 &mu; L Końcówki do mikropipet</td><td>VWR</td><td>76322-150</td><td></td></tr><tr><td>5 ml Pipeta serologiczna</td><td>Drummond</td><td>6-000-005</td><td></td></tr><tr><td>50 ml stożkowe probówki wirówkowe</td><td>Falcon</td><td>352070</td><td></td></tr><tr><td>6 cm szalka Petriego</td><td>Corning</td><td>353002</td><td></td></tr><tr><td>6-watowy podwójny oświetlacz LED na gęsiej szyi</td><td>AmScope</td><td>&nbsp; LED-6W&nbsp;</td><td></td></tr><tr><td>Płytki 6-dołkowe</td><td>Corning</td><td>353046</td><td></td></tr><tr><td>Lustro kątowe 90 stopni</td><td>Edmund Optics</td><td>45-594</td><td></td></tr><tr><td>Akrylowy klej wiążący</td><td>SCIGRIP</td><td>#4</td><td></td></tr><tr><td>Regulowany podnośnik 10 cm x 10 cm</td><td>Fisher Scientific</td><td>14-673-50</td><td></td></tr><tr><td>Aluminium 6061</td><td>McMaster Carr</td><td>9008K82</td><td></td></tr><tr><td>A-Plan 10X Obiektyw</td><td>Worki autoklawe ZEISS</td><td>1020-863</td><td></td></tr><tr><td></td><td>Propper</td><td>21002</td><td></td></tr><tr><td>B-27 suplement</td><td>ThermoFisher</td><td>17504044</td><td></td></tr><tr><td>B-27 suplement (bez insuliny)</td><td>ThermoFisher</td><td>A1895601</td><td></td></tr><tr><td>Wirówka stołowa</td><td>Eppendorf</td><td>5810 R</td><td></td></tr><tr><td>ABS</td><td>Ultimaker</td><td></td><td>2,85 mm szeroki</td></tr><tr><td>bydlęcy Kolagen I</td><td>Gibco</td><td>A1064401</td><td></td></tr><tr><td>CHIR99021</td><td>Tocris</td><td>4423</td><td></td></tr><tr><td>Szafka bezpieczeństwa biologicznego klasy II</td><td></td><td></td> Przezroczysta folia akrylowa Labconco 3430009 <td></td></tr><tr><td></td><td>estreetplastics 1002502436</td><td></td> Pionowy młyn CNC <td>o grubości 6,25 mm</td></tr><tr><td></td><td>Haas</td><td>VF-1</td><td></td></tr><tr><td>Przewodzące pręty grafitowe</td><td>McMaster Carr</td><td>1763T33</td><td></td></tr><tr><td>Mikroskop preparacyjny</td><td>Olympus</td><td>SZ61</td><td></td></tr><tr><td>Dulbecco's Modified Eagle Medium/Ham's F-12 Nutrient Mix</td><td>ThermoFisher</td><td>11330032</td><td></td></tr><tr><td>Etanol</td><td>Fisher Scientific</td><td>A4094</td><td>Rozcieńczyć do 70% w wodzie</td></tr><tr><td>EVE Automatyczny licznik komórek</td><td>NanoEntek</td><td>E1000</td><td></td></tr><tr><td>EVE Szkiełko do liczenia komórek</td><td>NanoEntek</td><td>EVS-050</td><td></td></tr><tr><td>Płodowa surowica bydlęca</td> Life <td>Technologies</td><td>10438026</td><td></td></tr><tr><td>Drobno zakrzywione kleszcze</td><td>Fine Science Tools</td><td>11253-25</td><td></td></tr><tr><td>Forma Seria II Inkubator CO2 z płaszczem wodnym</td><td>Thermo Electron Corporation</td><td>3110</td><td>AKA "inkubator". Z filtrem HEPA klasy 100</td></tr><tr><td>Oprogramowanie Fusion360</td><td>Autodesk</td><td></td><td>AKA "Oprogramowanie CAD"Szklany</td></tr> <tr><td>hemocytometr</td><td>Reichert</td><td>1475</td><td>o głębokości 0,1 mm</td></tr><tr><td>HEPES</td><td>Sigma Aldrich</td><td>H3784</td><td></td></tr><tr><td>z kwalifikacją hESC</td><td>Corning</td><td>354277</td><td>AKA "matryca membrany podstawnej". Przechowywać w zamrożonych porcjach</td></tr><tr><td>Szybka kamera CCD</td><td>PixelLINK</td><td>P7410</td><td></td></tr><tr><td>Mikroskop odwrócony</td><td>Carl Zeiss Werk</td><td>Axiovert 40 CFL</td><td>10-krotny obiektyw z kontrastem fazowym</td></tr><tr><td>IWR-1</td><td>Selleck Chem</td><td>S7086</td><td></td></tr><tr><td>LabView Software</td><td>National Instruments</td><td>2016</td><td></td></tr><tr><td>Czysta ławka z przepływem laminarnym</td><td>NuAire</td><td>NU-201-330</td><td>niezbędny do analizy funkcjonalnej hECT</td></tr><tr><td>Laptop</td><td>AsusTek</td><td>Strix</td><td>Intel Core i i procesor, procesor 2,8 GHz, 16 GB pamięci RAM</td></tr><tr><td>Maszyna do cięcia laserowego</td><td>Epilog</td><td>Helix 24</td><td></td></tr><tr><td>Zestaw słuchawkowy z powiększeniem</td><td>ExcelBlades</td><td>70020</td><td>Zalecany do kroków wymagających precyzyjnych manipulacji</td></tr><tr><td>Matlab</td><td>Mathworks</td><td>w wersji 2019b lub nowszej</td><td>AKA "analiza danych oprogramowanie"</td></tr><tr><td>Nożyczki Micro Vannas, ostrze 3 mm</td><td>WPI Instruments</td><td>501839</td><td></td></tr><tr><td>Statyw do mikroskopu</td><td>Olympus</td><td>SZ2-STU1</td><td></td></tr><tr><td>Roztwór podstawowy penicyliny-streptomycyny</td><td>ThermoFisher</td><td>15140122</td><td>10 000 j.m./ml penicyliny; 10 000 &mu; g/ml streptomycyny</td></tr><tr><td>Sól fizjologiczna buforowana fosforanami bez kationów dwuwartościowych</td><td>Sigma Aldrich</td><td>P3813</td><td>Rozcieńczony w wodzie destylowanej do stężeń 1X i 10X</td></tr><tr><td>Kontroler pipet</td><td>Drummond</td><td>4-000-100</td><td></td></tr><tr><td>PixelLINK Capture OEM</td><td>PixelLINK</td><td>10.2.1.6</td><td>AKA "Oprogramowanie aparatu"</td></tr><tr><td>Polisulfon</td><td>McMaster Carr</td><td>86735K73</td><td>półprzezroczysty kolor bursztynowy</td></tr><tr><td>Politetrafluoroetylen (PTFE)</td><td>McMaster Carr</td><td>8545K176&nbsp;</td><td>, formowany</td></tr><tr><td>ReLeSR</td><td>Stem Cell Technologies</td><td>5872</td><td>AKA "Media dysocjacyjne iPSC"</td></tr><tr><td>Rosewell Park Memorial Institute 1640 Media</td><td>ThermoFisher</td><td>11875135</td><td></td></tr><tr><td>Folia silikonowa</td><td>SMI produkcja</td><td></td><td>błyszcząca, grubość 0,02, twardość 40</td></tr><tr><td>Rozmiar 10/0 Niebieskie, zielone, czerwone i żółte szklane koraliki nasienne</td><td>Kolor Michaela</td><td></td><td>powinien wytrzymać </td></tr><tr><td>Szpatułka</td> do autoklawowania <td>Fisher Scientific</td><td>14-373</td><td>służąca do mieszania PDMS</td></tr><tr><td>Square Pulse Stimulator&nbsp;</td><td>Astro-Med / Grass Technologies</td><td>S88X</td><td></td></tr><tr><td>Ostrza do golenia ze stali nierdzewnej</td><td>GEM</td><td>62-0179-CTN</td><td>preferowane w stosunku do stali nierdzewnej ze względu na niższą twardość</td></tr><tr><td>Stemflex</td><td>ThermoFisher</td><td>A3349401</td><td>AKA "Pożywka hodowlana iPSC"</td></tr><tr><td>Sterylna woda destylowana</td><td>ThermoFisher</td><td>5230</td><td></td></tr><tr><td>Sylgard 170 -&nbsp; Elastomer silikonowy Encapsulant 0,9 kg Zestaw</td><td>Dow</td><td>DOWSIL 170 2LB KIT</td><td>AKA Polidimethylsiloxane (PDMS)</td></tr><tr><td>Sylgard 184 - Elastomer silikonowy bezbarwny 1 lb Zestaw</td><td>Dow</td><td>DC 184 SYLGARD 0.5KG 1.1LB</td><td>ZESTAW AKA Polydimethylsiloxane (PDMS)</td></tr><tr><td>Podgrzewany stage z kontrolowaną temperaturą</td><td>Okolab</td><td>H401-HG-SMU</td><td>Ustaw wysokość do 10 cm</td></tr><tr><td>Termoplastyczna drukarka 3D</td><td>Ultimaker</td><td>Ultimaker 3</td><td></td></tr><tr><td>Thiazovivin</td><td>Selleck Chem</td><td>S1459</td><td></td></tr><tr><td>Trypan Blue</td><td>NanoEntek</td><td>EBT-001</td><td></td></tr><tr><td>Komora próżniowa</td><td>Bel-Art Parts</td><td>F42027-0000</td><td></td></tr><tr><td>Mini piła taśmowa o zmiennej prędkości</td><td>Micro-Mark</td><td>82203</td><td></td></tr><tr><td>Miniaturowa wiertarka o zmiennej prędkości</td><td>Micro-Mark</td><td>82959</td><td></td></tr><tr><td>Wibracje Stół izolacyjny</td><td>Labconco</td><td>3618000</td><td></td></tr><tr><td>Łodzie wagowe</td><td>VWR</td><td>10803-140</td><td></td></tr><tr><td>Zacisk stołowy do cylindra Talon</td><td>VWR</td><td>97035-528</td><td>AKA zacisk śrubowy</td></tr></tbody></table>

projektowanie bioreaktora w celu usprawnienia pozyskiwania danych i modelowania przepustowości zmodyfikowanych tkanek serca

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

Niewydolność serca pozostaje główną przyczyną zgonów na całym świecie, tworząc pilne zapotrzebowanie na lepsze modele przedkliniczne ludzkiego serca. Inżynieria tkankowa ma kluczowe znaczenie dla podstawowych badań naukowych nad sercem; Hodowla komórek ludzkich in vitro eliminuje różnice międzygatunkowe modeli zwierzęcych, podczas gdy środowisko 3D bardziej przypominające tkanki (np. z macierzą zewnątrzkomórkową i sprzężeniem heterokomórkowym) symuluje warunki in vivo w większym stopniu niż tradycyjna dwuwymiarowa hodowla na plastikowych szalkach Petriego. Jednak każdy model systemu wymaga specjalistycznego sprzętu, na przykład specjalnie zaprojektowanych bioreaktorów i urządzeń do oceny funkcjonalnej. Ponadto protokoły te są często skomplikowane, pracochłonne i nękane awarią małych, delikatnych tkanek.
Ten artykuł opisuje proces generowania solidnego systemu modelowego ludzkiej tkanki serca (hECT) przy użyciu indukowanych pluripotencjalnych kardiomiocytów pochodzących z komórek macierzystych do podłużnego pomiaru funkcji tkanek. Sześć hECT z liniową geometrią pasków jest hodowanych równolegle, przy czym każdy hECT jest zawieszony na parze słupków z polidimetylosiloksanu (PDMS) wykrywających siłę przymocowanych do stojaków PDMS. Każdy post jest zwieńczony czarnym stabilnym modułem śledzenia słupków PDMS (SPoT), nową funkcją, która poprawia łatwość użytkowania, przepustowość, retencję tkanek i jakość danych. Kształt pozwala na niezawodne optyczne śledzenie ugięć słupków, zapewniając lepsze śledzenie siły drgania przy absolutnym aktywnym i pasywnym naprężeniu. Geometria nasadki eliminuje uszkodzenia tkanek spowodowane ześlizgiwaniem się hECT ze słupków, a ponieważ obejmują one drugi etap po wyprodukowaniu stojaka PDMS, SPoT można dodać do istniejących projektów opartych na PDMS bez większych zmian w procesie produkcji bioreaktora.
System służy do pokazania znaczenia pomiaru funkcji hECT w temperaturach fizjologicznych i pokazuje stabilną funkcję tkanki podczas pozyskiwania danych. Podsumowując, opisujemy najnowocześniejszy system modelowy, który odtwarza kluczowe warunki fizjologiczne w celu zwiększenia biowierności, wydajności i rygoru inżynieryjnych tkanek serca do zastosowań in vitro.

Zgodnie z powyższym protokołem, kardiomiocyty wygenerowano z linii zdrowych iPSC, która była wcześniej wykorzystywana przez nasz zespół9,15 i wytworzono z nich hECT po 8–61 dniach hodowli. Rysunek 9A przedstawia reprezentatywne obrazy hECT oglądanych od dołu, które zostały stworzone bez (góra) i z (dół) SPoTs. Pomiary funkcjonalne wykonano w temperaturze pokojowej (23 &#176;C) oraz w temperaturze fizjologicznej (36 &#176;C) między 37...

Trójwymiarowe tkanki serca bioinżynieryjne wykorzystujące kardiomiocyty pochodzące z komórek macierzystych okazały się obiecującymi modelami do badania zdrowego i chorego ludzkiego mięśnia sercowego in vitro, jednocześnie podsumowując kluczowe aspekty rodzimej niszy sercowej. Manuskrypt ten opisuje protokół wytwarzania i analizy zmodyfikowanych tkanek serca o wysokiej zawartości wygenerowanych z ludzkich pluripotencjalnych kardiomiocytów pochodzących z komórek macierzystych.

Projektowanie bioreaktora w celu usprawnienia pozyskiwania danych i modelowania przepustowości zmodyfikowanych tkanek serca

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

Nasz model invitro trójwymiarowego mięśnia sercowego pochodzącego z ludzkich komórek macierzystych poprawia biowierność tradycyjnej dwuwymiarowej hodowli komórkowej, jednocześnie eliminując różnice międzygatunkowe związane z testami laboratoryjnymi na zwierzętach. Nasza wielotkankowa konstrukcja bioreaktora ze stabilnymi słupkami śledzącymi maksymalizuje sukces tkanek i poprawia dokładność dogłębnej charakterystyki funkcji zmodyfikowanej tkanki serca. Ponieważ niewydolność serca nadal jest główną przyczyną zgonów na całym świecie, nasze zmodyfikowane tkanki serca umożliwiają naukowcom modelowanie chorób serca u ludzi, a także badanie potencjalnych terapii.Na początek umieść cztery aluminiowe ujemne odlewy główne w uchwycie odlewu tak, aby otwory na słupki wyrównały się z martwą przestrzenią naprzeciwko trójkątnych półek. Umieść urządzenie między dwoma równoległymi wspornikami i zaciśnij boki razem, używając prostokątnego kawałka silikonowej folii o grubości 0,5 milimetra jako uszczelki, aby zapobiec wyciekowi płynnego PDMS. W płytkim pojemniku wymieszaj 0,5 mililitra utwardzacza PDMS z pięcioma mililitrami elastomeru PDMS w stosunku jeden do 10 i energicznie mieszaj przez pięć minut.Mieszaninę PDMS należy odgazować w komorze próżniowej pod silną próżnią, aż do zniknięcia pęcherzyków. Następnie wlej mieszaninę PDMS na aparat odlewniczy, przepełniając, aby zapewnić całkowite pokrycie każdej szczeliny. Dodaj małe kolorowe szklane koraliki do korpusu regałów PDMS po przeciwnej stronie ze słupkami, aby uzyskać unikalną identyfikację każdego stojaka.Umieścić aparat odlewniczy wypoziomowany poziomo w komorze próżniowej pod silną próżnią na co najmniej 12 godzin. Pozwól PDMS utwardzić się w temperaturze pokojowej z dala od kurzu przez 48 godzin, aby umożliwić całkowite utwardzenie i maksymalną wytrzymałość delikatnych wkładów. Usuń zacisk, wsporniki i folię silikonową z aparatu odlewniczego.Za pomocą żyletki ze stali nierdzewnej odetnij folię PDMS na górze aparatu odlewniczego i wsporników ramy. Użyj palców, aby oddzielić stojaki PDMS od boków uchwytu odlewu. Włóż żyletkę ze stali nierdzewnej do martwej przestrzeni między odlewem a uchwytem odlewu i podważ je, upewniając się, że PDMS wypełniający martwą przestrzeń pozostaje z uchwytem odlewu.Następnie za pomocą ostrego ostrza ze stali nierdzewnej odetnij pozostałe folie PDMS i martwą przestrzeń PDMS od końcówek słupków. Palcami powoli oddziel stelaż PDMS od odlewu po stronie przeciwnej do słupków. Kontynuuj zmienianie stron, aż słupki będą wolne od głównych odlewów.Zwolnij wszystkie stojaki PDMS i słupki, jak pokazano wcześniej, i użyj ostrej żyletki, aby przyciąć pozostały nadmiar PDMS ze stojaków. Za pomocą termoplastycznej drukarki 3D do modelowania osadzania topionego drewna wydrukuj elementy stabilnego urządzenia do śledzenia słupków lub SPoT. Zapewnij bezpieczne dopasowanie wtłaczane między wydrukowanymi w 3D elementami oraz między stojakami PDMS a trójzębnym przyrządem.Upewnij się również, że stojaki PDMS ściśle przylegają do słupków sięgających dna studni bez zginania. Wymieszaj 0,5 mililitra czarnego PDMS część A z 0,5 mililitra części B w małej łódce wagowej lub płytkim pojemniku, aż roztwór będzie miał jednolity kolor. Odgazować zmieszany PDMS w komorze próżniowej pod silną próżnią przez 20 minut.Wlej odgazowany PDMS na wydrukowaną w 3D podstawę, aby wypełnić otwory i dotknij, aby upewnić się, że nie pozostały żadne pęcherzyki. Zeskrob jak najwięcej nadmiaru PDMS z podstawy. Zatrzaśnij trójzębny element na podstawie i umieść stojaki PDMS w rowkach na trójzębnym przyrządzie, upewniając się, że końce słupków zanurzają się w czarnych PDMS w okrągłych studzienkach.Pozostaw PDMS do utwardzenia w temperaturze pokojowej z dala od kurzu przez 48 godzin. Wysuń trójzębny element, minimalizując naprężenia na słupkach. Za pomocą małych kleszczyków zeskrob cienką czarną folię PDMS otaczającą każdy SPoT, a następnie włóż cienkie, wygięte kleszczyki do dobrze SPoT, aby uwolnić go od podstawy wydrukowanej w 3D.Sprawdź SPoT i odetnij pozostałą czarną folię PDMS z procesu odlewania za pomocą cienkich nożyczek vannas. Upewnij się, że gotowe słupki mają odpowiednią długość, dopasowując stojaki PDMS do ramy telefonu komórkowego polys, a następnie wsuwając je na czarną płytę podstawy. Po autoklawowaniu bioreaktora i przygotowaniu mieszaniny komórek, przystąp do wytwarzania hECT.Zakładając sterylne rękawice, wyjmij czarną płytkę podstawy z autoklawowanej torby zawierającej części bioreaktora i umieść ją w 60-mililitrowym naczyniu studzienkami skierowanymi do góry. Powoli odpipetować 44 mikrolitry mieszaniny komórek do każdej studzienki, aby uniknąć wprowadzania pęcherzyków. Zakładając świeżą parę sterylnych rękawiczek, wyjmij ramkę polisulfonową ze stojakami PDMS z torby autoklawu.Opuść ramę na płytę podstawy tak, aby końce ramy pasowały do rowków na końcu płyty podstawy. Upewniając się, że wszystkie słupki są proste, a rama nie jest przechylona, umieść bioreaktor w 60-milimetrowej misce. Dodaj jeden mililitr 10% FBS w pożywce do konserwacji kardiomiocytów do 60-mililitrowego naczynia, aby zwiększyć wilgotność w miarę zestalania się hECT.Umieść naczynie bez pokrywki w wysokoprofilowym 100-milimetrowym naczyniu i przykryj je 100-milimetrową pokrywką naczynia, a następnie przywróć bioreaktor do inkubatora o temperaturze 37 stopni Celsjusza i 5% dwutlenku węgla, aby kolagen mógł utworzyć żel z komórkami w zawiesinie. Po dwóch godzinach wyjmij naczynie z inkubatora. Dodaj 13 mililitrów 10% FBS do pożywki do konserwacji kardiomiocytów, przechylając naczynie, aby umożliwić przepływ pożywki między płytą bazową PTFE a stojakami PDMS.Sprawdź bioreaktor z boku, czy nie ma pęcherzyków powietrza i włóż naczynie z powrotem do inkubatora. Jeśli powietrze jest uwięzione, przechyl bioreaktor z medium, aby pęcherzyk pękł i powoli opuść go ponownie, lub użyj mikropipety z końcówką ładującą żel, aby zasysać powietrze bez naruszania słupków. Sprawdzić zagęszczenie hECT przez okienko w ramie.W ciągu 24 do 96 godzin hECT ulegają zagęszczeniu i stają się bardziej nieprzezroczyste. Zdejmij płytę podstawy, gdy hECT są zagęszczone o co najmniej 30% w porównaniu z oryginalną średnicą. Napełnij 60-milimetrową naczynie zawierającą bioreaktor pożywką do konserwacji kardiomiocytów, aż płyn zrówna się z krawędzią naczynia i dodaj 14 mililitrów do nowego 60-milimetrowego naczynia.Zakładając sterylne rękawice, odwróć bioreaktor w naczyniu tak, aby płyta podstawy znalazła się na górze. Po sprawdzeniu, czy nie ma uwięzionych pęcherzyków powietrza, powoli podnieś płytę podstawy, utrzymując ją poziomo. Upewnij się, że wskazówki dotyczące postów są ostre.Włącz przełącznik progowy i wyreguluj suwak, aż SPoT zostaną ładnie rozgraniczone i nie zmienią kształtu wraz z kurczeniem się hECT. Użyj narzędzia prostokąta, aby narysować prostokąt wokół jednego z SPoT i kliknij przycisk ustaw jeden w polu granic słupka, aby ustawić pozycję prostokąta wokół SPoT, upewniając się, że SPoT zawsze pozostaje w granicach prostokąta. Powtórz ten proces do drugiego postu i nagraj go w zestawie drugim.Dostosuj ustawienia rozmiaru obiektu, aby zapobiec śledzeniu mniejszych obiektów przez program i upewnić się, że liczba śledzonych obiektów w każdym prostokącie pozostaje stała. Interfejs pokazuje zmierzoną odległość między śledzonymi obiektami w czasie rzeczywistym. Użyj tego wykresu, aby monitorować hałas.Pod nagłówkiem częstotliwości stymulacji w hercach wskaż zakres żądanych częstotliwości i żądany interwał przechodzenia od min do max. W polach po prawej stronie wybierz żądany czas ustawienia, aby umożliwić hECT dostosowanie się do nowej częstotliwości stymulacji, a następnie określ czas nagrywania i napięcie stymulacji. Uruchom program, klikając przycisk uruchamiania programu.Po zarejestrowaniu danych z jednej częstotliwości zwiększaj częstotliwość stymulatora o żądany interwał dla nowego nagrania, aż do osiągnięcia maksymalnej częstotliwości. Reprezentatywne obrazy hECT są pokazane tutaj widziane od dołu, utworzone bez SPoT i z SPoT. SPoT zapewnił pojedynczy zdefiniowany kształt do śledzenia podczas pozyskiwania danych.W niektórych skrajnych przypadkach obiekt śledzący był nawet zasłonięty. Bardziej niezawodny kształt do optycznego śledzenia i redukcji szumów umożliwił pomiar słabych tkanek z wytworzonej siłą wynoszącą zaledwie jeden mikroniuton. SPoT zapewniły geometrię czape, która zapobiegła utracie heECT.Zmierzona funkcja hECT była stabilna przez dłuższy czas hodowli w obecnej konfiguracji stymulacji z podgrzewanym etapem. W porównaniu z pomiarami w temperaturze fizjologicznej, hECT wykazały zmienioną dynamikę skurczu w temperaturze pokojowej, z wolniejszym tempem skurczu i rozluźnienia. Przy wyższych częstotliwościach hECT były zwykle słabsze w temperaturze pokojowej.Przy niższych częstotliwościach hECT były zwykle silniejsze w temperaturze pokojowej. W tempie 36 stopni Celsjusza hECT miały wyższy spontaniczny wskaźnik dudnień i bardziej ekspansywny zakres częstotliwości przechwytywania. Środowisko o kontrolowanej temperaturze zapewnia fizjologiczne znaczenie mierzonej funkcji hECT.Ponadto wspólna kąpiel medialna w bioreaktorze wielotkankowym ułatwia badania nad sygnalizacją parakrynną między hECT o różnym składzie komórkowym. Dodanie SPoT do naszego bioreaktora wielotkankowego pozwala naukowcom skutecznie badać chory mięsień sercowy o nienormalnie wysokim lub niskim napięciu, które w przeciwnym razie zsunęłoby się z końców niezasklepionych wkładów.

designing-bioreactor-to-improve-data-acquisition-model-throughput

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

Nasz zespół opracował system hodowli w bioreaktorze, który naśladuje fizjologiczne naprężenia pulsacyjne układu sercowo-naczyniowego w celu regeneracji wszczepialnych zastążek naczyniowych o małej średnicy.

Projektowanie biologicznych przeszczepów naczyniowych z wykorzystaniem bioreaktora pulsacyjnego

Zaprojektowano cykliczny bioreaktor ciśnieniowy, który umożliwia poddawanie tkanki zastawek serca fizjologicznym oraz patologicznym warunkom ciśnieniowym. Program LabVIEW pozwala użytkownikom na kontrolowanie wartości, amplitudy oraz częstotliwości ciśnienia. Urządzenie to może być wykorzystywane do badania mechanobiologii tkanki zastawek serca lub izolowanych komórek.

Projekt cyklicznego bioreaktora ciśnieniowego do badań ex vivo zastawek tętniczych serca

Ten manuskrypt opisuje tworzenie zdefiniowanych tkanek serca za pomocą ekspresji markerów powierzchniowych i sortowania komórek. Zdefiniowane tkanki mogą być następnie wykorzystane w bioreaktorze wielotkankowym do zbadania mechanizmów terapii komórkami serca w celu zapewnienia funkcjonalnego, a jednocześnie kontrolowanego systemu modelowego ludzkiego serca.

Budowa zdefiniowanych tkanek serca zaprojektowanych przez człowieka w celu zbadania mechanizmów terapii komórkami serca

W tych badaniach podajemy metodologię nowatorskich, noworodkowych, mysich rusztowań serca do wykorzystania w badaniach regeneracyjnych.

Rusztowania serca noworodków: nowe matryce do badań regeneracyjnych

Tutaj pokazujemy generowanie ludzkiej tkanki serca z indukowanych pluripotencjalnych komórek macierzystych (hiPSC) pochodzących z kardiomiocytów. Przedstawiono metodę analizy siły skurczu oraz przykładową zmianę wzorca skurczu przez inhibitor kanału hERG E-4031. Metoda ta wykazuje wysoki poziom odporności i przydatności do badań przesiewowych leków sercowych.

Zautomatyzowana analiza skurczów ludzkiej zmodyfikowanej tkanki serca do badań przesiewowych bezpieczeństwa leków sercowych

Tutaj prezentujemy protokół treningu populacji komórek za pomocą bodźców elektrycznych i mechanicznych naśladujących fizjologię serca. Ta elektromechaniczna stymulacja zwiększa potencjał kardiomiogenny leczonych komórek i jest obiecującą strategią dla dalszej terapii komórkowej, modelowania choroby i badań przesiewowych leków.

Jednoczesna stymulacja elektryczna i mechaniczna w celu zwiększenia potencjału kardiomiogennego komórek

Celem tego protokołu jest przeprowadzenie dynamicznej ko-hodowli ludzkich makrofagów i miofibroblastów w rurowych rusztowaniach elektroprzędzonych w celu zbadania regeneracji tkanek sterowanej materiałem, przy użyciu bioreaktora, który umożliwia oddzielenie naprężeń ścinających od cyklicznego rozciągania.

Bioreaktor z wieloma wskazówkami do oceny zdolności zapalnej i regeneracyjnej biomateriałów poddanych przepływowi i rozciąganiu

Tutaj opisujemy łatwą w użyciu metodologię generowania 3D samodzielnie składających się układów mikrotkanek serca składających się z wcześniej zróżnicowanych, indukowanych przez człowieka pluripotencjalnych kardiomiocytów pochodzących z komórek macierzystych, fibroblastów serca i komórek śródbłonka. Ta przyjazna dla użytkownika i wymagająca niewielkiej liczby komórek technika generowania mikrotkanek serca może zostać wdrożona do modelowania chorób i wczesnych etapów opracowywania leków.

Wytwarzanie matryc mikrotkanek serca 3D przy użyciu ludzkich kardiomiocytów pochodzących z iPSC, fibroblastów serca i komórek śródbłonka

Celem tego protokołu jest wyjaśnienie i zademonstrowanie rozwoju trójwymiarowego (3D) modelu mikroprzepływowego wysoce wyrównanej tkanki serca ludzkiego, składającej się z kardiomiocytów pochodzących z komórek macierzystych hodowanych wspólnie z fibroblastami serca (CF) w biomimetycznym hydrożelu na bazie kolagenu, do zastosowań w inżynierii tkankowej serca, badaniach przesiewowych leków i modelowaniu chorób.

Opracowywanie zorganizowanej w 3D ludzkiej tkanki serca w ramach platformy mikroprzepływowej

Ten protokół przedstawia konfigurację i działanie nowo opracowanego, wydrukowanego w 3D bioreaktora do hodowli ex vivo naczyń krwionośnych w trakcie perfuzji. System został zaprojektowany tak, aby mógł być łatwo przyjęty przez innych użytkowników, praktyczny, niedrogi i możliwy do dostosowania do różnych zastosowań eksperymentalnych, takich jak podstawowa biologia i badania farmakologiczne.

Ex vivo Kultura perfuzyjna dużych naczyń krwionośnych w bioreaktorze wydrukowanym w 3D

Użycie światła do kontrolowania komórek i tkanek serca umożliwia bezkontaktową stymulację, zachowując w ten sposób naturalny stan i funkcję komórek, co czyni ją wartościowym podejściem zarówno do badań podstawowych, jak i zastosowań terapeutycznych.

Mikrofizjologiczny system serca do badania propagacjiCa2+ za pomocą niegenetycznej stymulacji optycznej

Odkryj projektowanie bioreaktora wielotkankowego ze stabilnymi trackerami postów do tworzenia trójwymiarowych tkanek serca z komórek macierzystych. Ta metoda poprawia biofidelność modeli in vitro i umożliwia dokładną charakterystykę funkcji tkankowej oraz testowanie terapii.

Projektowanie bioreaktora w celu usprawnienia pozyskiwania danych i modelowania przepustowości zmodyfikowanych tkanek serca

Przeglądaj więcej filmów