Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
Click here for the English version

Bioengineering

Elektriska och magnetiska fältenheter för stimulering av biologiska vävnader

doi: 10.3791/62111 Published: May 15, 2021

Summary

Detta protokoll beskriver steg-för-steg-processen för att bygga både elektriska och magnetiska stimulatorer som används för att stimulera biologiska vävnader. Protokollet innehåller en riktlinje för att simulera beräknings elektriska och magnetiska fält och tillverkning av stimulatorenheter.

Abstract

Elektriska fält (EFs) och magnetfält (MFs) har använts i stor utsträckning av vävnadsteknik för att förbättra celldynamiken som spridning, migrering, differentiering, morfologi och molekylär syntes. Variabler som stimuli styrka och stimuleringstider måste dock beaktas när man stimulerar antingen celler, vävnader eller byggnadsställningar. Med tanke på att EU och MFs varierar beroende på cellulärt svar är det fortfarande oklart hur man bygger enheter som genererar adekvata biofysiska stimuli för att stimulera biologiska prover. I själva verket finns det brist på bevis för beräkningen och fördelningen när biofysiska stimuli tillämpas. Detta protokoll är inriktat på konstruktion och tillverkning av produkter för att generera EU-fonder och MFs och implementering av en beräkningsmetodik för att förutsäga biofysisk stimulifördelning inom och utanför biologiska prover. EF-enheten bestod av två parallella elektroder av rostfritt stål som ligger högst upp och längst ner i biologiska kulturer. Elektroder var anslutna till en oscillator för att generera spänningar (50, 100, 150 och 200 Vp-p) vid 60 kHz. MF-enheten bestod av en spole, som strömförseddes med en transformator för att generera en ström (1 A) och spänning (6 V) vid 60 Hz. Ett polymethylmetylmetakrylatstöd byggdes för att lokalisera de biologiska kulturerna i mitten av spolen. Beräkningssimuleringen belyses den homogena fördelningen av EU och MFs inom och utanför biologiska vävnader. Denna beräkningsmodell är ett lovande verktyg som kan ändra parametrar som spänningar, frekvenser, vävnadsmorfologier, brunnsplattatyper, elektroder och spolestorlek för att uppskatta EU och MFs för att uppnå ett cellulärt svar.

Introduction

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

EU och MFs har visat sig ändra celldynamiken, stimulera spridning och öka syntesen av de viktigaste molekylerna i samband med den extracellulära matrisen avvävnader 1. Dessa biofysiska stimuli kan appliceras på olika sätt med hjälp av specifika inställningar och enheter. När det gäller anordningar för att generera EU-medel använder stimulatorer för direktkoppling elektroder som är i kontakt med biologiska prover in vitro eller implanteras direkt i vävnader hos patienter och djur in vivo2. Det finns dock fortfarande begränsningar och brister som inkluderar otillräcklig biokompatibilitet av elektroderna i kontakt, förändringar i pH- och molekylära syrenivåer1. Tvärtom genererar indirekta kopplingsanordningar EU-filer mellan två elektroder, som placeras parallellt med biologiska prover3, vilket möjliggör en icke-invasiv alternativ teknik för att stimulera biologiska prover och undvika direktkontakt mellan vävnader och elektroder. Denna typ av enhet kan extrapoleras till framtida kliniska applikationer för att utföra förfaranden med minimal invasion till patienten. När det gäller enheter som genererar MFs skapar induktiva kopplingstimulatorer en tidsvarierande elektrisk ström, som strömmar genom en spole som ligger runtcellkulturer 4,5. Slutligen finns det kombinerade enheter, som använder EU och statiska MFs för att generera övergående elektromagnetiska fält1. Med tanke på att det finns olika konfigurationer för att stimulera biologiska prover är det nödvändigt att överväga variabler som spänning och frekvens när biofysiska stimuli appliceras. Spänning är en viktig variabel, eftersom den påverkar beteendet hos biologiska vävnader; till exempel har det visat sig att cellmigration, orientering och genuttryck beror på amplituden av appliceradspänning 3,6,7,8,9,10. Frekvens spelar en viktig roll i biofysisk stimulering, eftersom det har visat sig att dessa förekommer naturligt in vivo. Det har visat sig att höga och låga frekvenser har positiva effekter på celler. särskilt i cellmembranspänningsgrisade kalciumkanaler eller endoplasmiskt retikulum, som utlöser olika signalvägar på intracellulär nivå1,7,11.

Enligt ovan består en anordning för att generera EU-fonder av en spänningsgenerator ansluten till två parallella kondensatorer12. Denna enhet genomfördes av Armstrong et al. för att stimulera både proliferativ hastighet och molekylär syntes av kondrocyter13. En anpassning av denna enhet utfördes av Brighton et al. som modifierade cellkulturens brunnsplattor genom att borra sina övre och nedre lock. Hål fylldes av täckglas, där bottenglasen användes för att odla biologiska vävnader. Elektroder placerades på varje täckrutschbana för att generera EFs14. Denna enhet användes för att elektriskt stimulera kondrocyter, osteoblaster och brosk explanter, visar en ökning av cellproliferation14,15,16 och molekylär syntes3,17. Enheten som designades av Hartig et al. bestod av en våggenerator och en spänningsförstärkare, som var anslutna till parallella kondensatorer. Elektroder tillverkades av högkvalitativt rostfritt stål som ligger i ett isolerande fodral. Enheten användes för att stimulera osteoblaster, visar en betydande ökning av spridning och proteinsekretion18. Enheten som användes av Kim et al. bestod av ett bifasiskt strömstimulatorchip, som byggdes med hjälp av en tillverkningsprocess av kompletterande halvledare av högspänningsmetalloxid. En kultur välplåt utformades för att odla celler över en ledande yta med elektrisk stimulering. Elektroder var belagda i guld över kiselplattor19. Denna anordning användes för att stimulera osteoblaster, vilket visar en ökning av spridningen och syntesen av vaskulär endoteltillväxtfaktor19, och stimulera produktionen av alkalisk fosfatasaktivitet, kalciumdeposition och benmorfogena proteiner20. På samma sätt användes denna anordning för att stimulera proliferativ hastighet och uttryck av vaskulär endotel tillväxtfaktor för mänskliga benmärg mesenchymala stamceller21. Enheten som designades av Nakasuji et al. bestod av en spänningsgenerator ansluten till platinaplattor. Elektroder byggdes för att mäta den elektriska potentialen vid 24 olika punkter. Denna anordning användes för att stimulera kondrocyter, vilket visar att EFs inte ändrade cellmorfologi och ökad spridning och molekylär syntes22. Den anordning som användes av Au et al. bestod av en glaskammare utrustad med två kolstavar anslutna till en hjärtstimulator med platinatrådar. Denna stimulator användes för att stimulera kardiomyocyter och fibroblaster, förbättra cellförlängning och fibroblast inriktning23.

Olika MF-enheter har tillverkats baserat på Helmholtz spolar för att stimulera flera typer av biologiska prover. Till exempel har Helmholtz spolar använts för att stimulera spridning och molekylär syntes av kondrocyter24,25, förbättra proteoglykansyntesen av artikulär brosk explanter26, förbättra genuppreglering relaterad till benbildning av osteoblastliknande celler27, och öka spridningen och molekylära uttrycket av endotelceller28. Helmholtz spolar genererar MFs i två spolar som ligger framför varandra. Spolarna skall placeras med ett avstånd som motsvarar spolens radie för att säkerställa ett homogent MF. Nackdelen med att använda Helmholtz spolar ligger i spoldimensionerna, eftersom de måste vara tillräckligt stora för att generera den önskade MF-intensiteten. Dessutom måste avståndet mellan spolarna vara tillräckligt för att säkerställa en homogen fördelning av MFs runt biologiska vävnader. För att undvika problem orsakade av Helmholtz spolar har olika studier fokuserats på solenoidspolar tillverkning. Solenoidspolar är baserade på ett rör, som lindas med koppartråd för att generera MFs. Koppartrådsingångar kan anslutas direkt till uttaget eller en strömförsörjning för att driva spolen och skapa MFs i mitten av solenoiden. Ju fler varv spolen har, desto större är MF-genererad. MF-magnituden beror också på spänningen och strömmen som appliceras för att ge ström åtspolen 29. Solenoidspolar har använts för att stimulera magnetiskt olika typer av celler som HeLa, HEK293 och MCF730 eller mesenkymala stamceller31.

Produkter som används av olika upphovsmän har inte beaktat vare sig elektrodernas tillräckliga storlek eller rätt längd på spolen för att homogent distribuera både EUF och MFs. Dessutom genererar enheter fasta spänningar och frekvenser, vilket begränsar deras användning för att stimulera specifika biologiska vävnader. Av denna anledning utförs i detta protokoll en riktlinje för beräkningssimulering för att simulera både kapacitiva system och spolar för att säkerställa homogen fördelning av EU och MFs över biologiska prover, vilket undviker kanteffekten. Dessutom visas att utformningen av elektroniska kretsar genererar spänningar och frekvens mellan elektroderna och spolen, vilket skapar EU-fonder och MFs som kommer att övervinna begränsningar som orsakas av impedans av cellkulturbrunnplattor och luft. Dessa modifieringar kommer att göra det möjligt att skapa icke-invasiva och adaptiva bioreaktorer för att stimulera någon biologisk vävnad.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

1. Simulering av EU-fonder och MFs

OBS: Simulering av EU och MFs utfördes i COMSOL Multiphysics.

  1. Välj en axisymmetrisk 2D-konfiguration som representerar både domäner elektriska och magnetiska.
  2. I fysikkonfigurationen väljer du antingen gränssnittet Elektrisk ström för att beräkna EFs i parallella elektroder eller magnetic field-gränssnittet för att beräkna MFs runt spolar.
  3. I studiekonfigurationen väljer du Frekvensdomän för att beräkna svaret på en linjär eller linjär modell som utsätts för harmonisk excitation för en eller flera frekvenser.
  4. När du är inne i gränssnittet för att börja bygga modellen följer du nästa steg enligt intressemodellen.
    1. Bygga en modell för EU-fonder
      1. Skapa geometrier. Välj Geometri i Modellbyggaren. Leta sedan reda på avsnittet Enheter och välj mm. Välj Rektangel i verktygsfältet Geometri och skriv dimensionerna för varje komponent i rutan Storlek och form i inställningarna för rektangelfönstret . Geometrin består av luft, två parallella elektroder, en kulturbrunnplatta, odlingsmedier och ett biologiskt prov, som i detta fall representeras av en byggnadsställning av hyaluronsyra - gelatinhygel (se dimensionerna på varje element i tabell 1). När alla geometrier är byggda klickar du på Skapa alla objekt.
      2. Skapa val. Klicka på Explicit i verktygsfältet Definitioner om du vill skapa en markering för metalldomänen. Välj de geometrier som representerar elektroderna. Högerklicka sedan på Explicit 1 för att byta namn på den. Skriv Metall i det nya etiketttextfältet.
        1. Klicka å andra sidan på Komplettera i verktygsfältet Definitioner. Leta reda på avsnittet Indataentiteter i fönstret Komplementinställningar. Klicka sedan på Lägg till under Val för att invertera och välj Metall i listan Val för att invertera i dialogrutan Lägg till. Högerklicka därefter i Komplement 1 för att byta namn på det. Skriv modelldomänen i det nya etiketttextfältet.
      3. Skapa gränser. Klicka på Explicit i verktygsfältet Definitioner. Leta reda på avsnittet Indataentiteter i fönstret Inställningar för Explicit och välj Gräns i listan Geometrisk entitetsnivå. Här väljer du alla gränser för den nedre elektroden. Högerklicka på Explicit 2 om du vill byta namn på den. Skriv Markgränser i det nya etiketttextfältet. Upprepa dessa steg men välj alla gränser för den övre elektroden. Därefter högerklickar du på Explicit 3 för att byta namn på den. Skriv Terminalgränser i det nya etiketttextfältet.
      4. Lägg till elektriska strömmar. Klicka på Elektriska strömmar (ec) under Komponent 1 i fönstret Modellbyggare. Leta sedan reda på avsnittet Domänval i fönstret Inställningar för elektriska strömmar. Välj Modelldomän i urvalslistan. Klicka på Gränser i verktygsfältet Fysik och välj Mark. Leta reda på avsnittet Gränsmarkering i fönstret Markinställningar och välj Markgränser i urvalslistan.
        1. Klicka därefter på Gränser och välj Terminal i verktygsfältet Fysik. Leta slutligen reda på avsnittet Gränsmarkering i fönstret Terminalinställningar och välj Terminalgränser i urvalslistan. här hittar du terminalsektionen och väljer Spänning från terminallistan och typ 100 V.
      5. Tillsätt material. Klicka på Lägg till material i verktygsfältet Start om du vill öppna fönstret Lägg till material. Sök i luft och rostfritt stål och lägg till dem i modellbyggarfönstret. Klicka sedan på Tomt material i verktygsfältet Hem och lägg till tre nya tomma material för odlingsmedia, byggnadsställning (hydrogel) och polystyren (kulturbrunnsplatta).
      6. Välj ett tomt material som ska tilldelas de dielektriska egenskaperna. Leta reda på listan Materialegenskaper i fönstret Materialinställningar och välj relativ aigerlighet och elektrisk ledningsförmåga i alternativlistan Grundläggande egenskaper. De dielektriska egenskaperna för kulturmedia, hydrogel och kultur välplåt finns i tabell 2. Upprepa proceduren för alla tomma material.
      7. Tilldela varje material till de geometrier som tidigare byggts. Välj luftmaterial från fönstret Modellbyggare. Välj sedan de domäner som motsvarar luft från fönstret Grafik. Upprepa det här steget för alla material som har skapats. Kontrollera att varje domän motsvarar rätt material. Om du vill vara säker på att allt material är korrekt tilldelat klickar du på varje material från fönstret Modellbyggare och observerar om domänerna är markerade i blått i fönstret Grafik.
      8. Bygg nät. Högerklicka på Mesh 1 i fönstret Modellbyggare och välj Fri triangulär. Upprepa det här steget genom att välja Storlek. I fönstret Nätinställning väljer du Nät som styrs av användaren i listan Sekvenstyp. Expandera sedan alternativen Mesh i fönstret Modellbyggare och klicka på Storlek.
      9. Leta reda på elementstorleksparametrar i fönstret Storleksinställning och typ 1 mm för maximal elementstorlek, 0,002 mm för minsta elementstorlek, 1,1 för maximal artikeltillväxthastighet, 0,2 för krökningsfaktor och 1 för upplösning av smala regioner. Expandera sedan mesh-alternativen i modellbyggarfönstret och klicka på Fri triangulär 1. Här väljer du alla domäner som ska meshas. Klicka slutligen på Skapa alla i fönstret Nätinställning.
      10. Skapa studie. Klicka på Studie 1 i fönstret Modellbyggare. Leta sedan reda på avsnittet Studieinställningar i fönstret Studieinställningar och avmarkera kryssrutan Generera standarddiagram. Expandera noden Studie 1 i fönstret Modellbyggare och klicka på Steg 1: Frekvensdomän. Leta slutligen reda på avsnittet Studieinställningar i fönstret Inställningar för frekvensdomäner och skriv 60 kHz i textfältet Frekvenser.
      11. Beräkna studie. Klicka på Visa standardlösare i verktygsfältet Studie. Expandera sedan noden Study 1 Solver Configurations i fönstret Modellbyggare. Expandera noden Lösning 1 (sol1) i fönstret Modellbyggare. Klicka därefter på Stationär problemlösare 1 i fönstret Stationära problemlösareinställningar och leta reda på avsnittet Allmänt och skriv 1e-6 i textfältet Relativ tolerans. Slutligen klickar du Beräkna i verktygsfältet Studie.
      12. Plot resultat. Välj avsnittet Resultat i verktygsfältet Start och lägg till 2D-ritgrupp. Högerklicka sedan på 2D Plot Group 1 i fönstret Modellbyggare och välj Surface. Leta sedan reda på avsnittet Data i fönstret Ytinställningar och välj Prekursor. Leta reda på avsnittet Uttryck i fönstret Surface Settings. klicka här, klicka i plussymbolen (+) för att öppna ett nytt fönster och hitta följande väg frånurvalslistan ( Modell - Komponent 1 - Elektriska strömmar - Elektriska). Här väljer du ec.normE - EF Norm. Slutligen klickar du på Grafik i fönstret Ytinställningar för att rita resultaten.
    2. Bygga en modell för MFs
      1. Skapa geometrier. Välj Geometri i Modellbyggaren. leta sedan reda på avsnittet Enheter och välj mm. I verktygsfältet Geometri väljer du Rektangel och skriver dimensionerna för varje komponent i rutan Storlek och form i fönstret Rektangel . Geometrin består av luft och cooper (se dimensionerna på varje element i tabell 1). När alla geometrier är byggda klickar du på Skapa alla objekt.
      2. Tillsätt material. Klicka på Lägg till material i verktygsfältet Start om du vill öppna fönstret Lägg till material. Sök i luft och koppar och lägg till dem i modellbyggarfönstret. De dielektriska egenskaperna för koppar finns i tabell 2.
      3. Skapa gränser. Klicka på Magnetfält i fönstret Modellbyggare. Här letar du reda equationlistan i fönstret Inställningar för magnetfält och väljer ekvationen Frekvensdomän i listan Ekvationsformulär. I frekvenslistan väljer du Från problemlösare. Leta reda på Amperes lag på magnetfältslistan i fönstret Modellbyggare. I typen 293.15[K] i Temperatur, 1[atm] i Absolut tryck från listan Indatamodell. Välj sedan Solid i listan Materialtyp i fönstret Amperes laginställningar. Se till att elektrisk ledningsförmåga, relativ tillåtlighet och relativ permeabilitet motsvarar från-materialet i listan.
      4. Leta reda på axiell symmetri på listan Magnetfält i fönstret Modellbyggare. Kontrollera att axialsymmetrilinjen är markerad i både gränsmarkeringslistan och det grafiska fönstret. Leta sedan reda på magnetisk isolering på listan magnetfält i fönstret Modellbyggare. Kontrollera att gränserna från geometrin är markerade i både gränsmarkeringslistan och det grafiska fönstret.
      5. Leta reda på initiala värden i listan Magnetfält i fönstret Modellbyggare. Välj geometrier som tidigare skapats och inkludera dem i domänvalet i fönstret Inställningar för initiala värden.
      6. Introducera spolefunktioner. Leta reda på flera spolar i listan Magnetfält i fönstret Modellbyggare. Här väljer du den geometri som representerar spolen och inkluderar dem i domänvalet i fönstret Inställningar för flera spoleinställningar.
      7. Leta reda på listan över flera spole i fönstret Inställning av flera spolar. här hittar du Spole excitation list och väljer Aktuell; därefter skriver du 1[A] i spoleströmlistan, 450 i antalet varv och 6e7[S/m] i spoleledningsförmågan.
      8. Leta reda på tvärsnittsområdet för spoletråden och välj nordamerikansk kabeldiameter (Brown & Sharpe) från listan och typ 18 i AWG-alternativet. Se till att Relativ tillståndsrätt och relativ permeabilitet motsvarar Från material i listan.
      9. Bygg nät. I fönstret Nätinställning väljer du Nät som styrs av fysiken i listan Sekvenstyp. Leta reda på elementstorleksparametrar i fönstret Nätinställning och välj Extremt bra. Slutligen väljer du alla domäner som ska nätas och klickar på Skapa alla i fönstret Nätinställning.
      10. Skapa studie. Klicka på Studie 1 i fönstret Modellbyggare. Leta sedan reda på avsnittet Studieinställningar i fönstret Studieinställningar och avmarkera kryssrutan Generera standarddiagram. Expandera noden Studie 1 i fönstret Modellbyggare och klicka på Steg 2: Frekvensdomän. Leta slutligen reda på avsnittet Studieinställningar i fönstret Inställningar för frekvensdomäner och skriv 60 Hz i textfältet Frekvenser.
      11. Beräkna studie. Klicka på Visa standardlösare i verktygsfältet Studie. Expandera sedan noden Study 1 Solver Configurations i fönstret Modellbyggare. Expandera noden Lösning 1 (sol1) i fönstret Modellbyggare. Klicka därefter på Stationär problemlösare 1 i fönstret Stationära problemlösareinställningar och leta reda på avsnittet Allmänt och skriv 1e-6 i textfältet Relativ tolerans. Slutligen klickar du Beräkna i verktygsfältet Studie.
      12. Plot resultat. Välj avsnittet Resultat i verktygsfältet Start och lägg till 2D-ritgrupp. Högerklicka sedan på 2D Plot Group 1 i fönstret Modellbyggare och välj Surface. Leta sedan reda på avsnittet Data i fönstret Ytinställningar och välj Prekursor.
      13. Leta reda avsnittet Uttryck i fönstret Ytinställningar. Klicka här i plussymbolen (+) för att öppna ett nytt fönster och hitta följande väg från urvalslistan (Modell - Komponent 1 - Magnetfält - Magnetisk ). Här väljer du mf.normB - Magnetisk flödestäthet Norm. Slutligen klickar du på Grafik i fönstret Ytinställningar för att rita resultaten.

2. Konstruktion och tillverkning av elektriska och magnetiska stimuleringsanordningar

  1. Den elektriska stimulatoranordningen
    OBS: Den består av en krets baserad på Wien Bridge Oscillator och två parallella elektroder av rostfritt stål. Kretsen är en RC-oscillator för fasförskjutning, som använder en positiv och negativ feedback. Wien bridge Oscillator består av ett blylagsnät, som delar ingångsspänningen med kombinationen av två armar på bron: ett motstånd R5 med en kondensator C2 i serie, och ett motstånd R6 med en kondensator C3 parallellt (Figur 1A). Dessa komponenter modulerar frekvensen av oscillatorn. Så här bygger du den elektriska stimulatorenheten:
    1. Beräkna frekvensen med hjälp av resonansfrekvensekvationen (1).
      Equation 1
      Där R = R5 = R6 är motstånd och C = C2 = C3 är kondensatorer. Både R och C placeras i brons två armar ( figur1A). Använd R5 = R6 = 2,6 kΩ och C2 = C3 = 1 nF för att erhålla en frekvens på 60 kHz. Motstånd och kondensatorer kan beräknas om en annan frekvens krävs.
    2. Konstruera kretsen på ett sådant sätt att förstärkarens spänningsförstärkningar automatiskt kompenserar förstärkningsändringarna för utgångssignalen. I figur 1A är det möjligt att observera kretsens schema, medan de elektroniska komponenterna i avsnittet Materialförteckning listas för att bygga kretsen.
    3. Beräkna kombinationen av motstånd för att generera de fyra utgångsspänningarna. Som visas i figur 1A, använd en kombination av motstånd R11, R12, R13 och R14 (motsvarande motstånd på 154 Ω) för att generera en spänning på 50 Vp-p; motstånd R17, R18 och R 19 i serie (motsvarande motstånd på 47,3 Ω) för att erhålla en spänning på 100 Vp-p; motstånd R9 och R 10 i serie (motsvarande motstånd på 25,3 Ω) för att generera en spänning på 150 Vp-p; och en kombination av motstånd R15 och R 16 (motsvarande motstånd på 16,8 Ω) för att erhålla en spänning på 200 Vp-p.
    4. Använd en transistor (TIP 31C) och en ferritkärntransformator för att implementera ett signalförstärkningssteg. En toroidal ferritkärna användes för att linda en AWG 24 koppartråd och slutföra en relation 1:200. Använd två kondensatorer(C4 och C5)på 100 nF parallellt före transformatorn för att korrigera signalen (figur 1A).
    5. Förbered kretskortskortet med hjälp av en tredjeparts pcb-tillverkningstjänst. Kretsens schematiska diagram finns i figur 1. Placera alla komponenter på kretskortet med antistatiska pincett. Använd tenn lödning och lödkold för att löda alla komponenter.
    6. Tillverka ett plastfodral med ingångskontakter för att skydda kretsen. Implementera tre ingångskontakter för att ge ström till kretsen (12 V, -12 V och jord). Använd två ingångskontakter för att ansluta elektroderna. Inkludera tre brytare för att ändra motståndskombinationen för att erhålla de fyra utgångsspänningarna. Montera den elektroniska kretsen i plasthöljet(figur 1B).
    7. Tillverka två parallella elektroder av rostfritt stål (200 x 400 x 2 mm) och lödingångskontakter till varje kant. Elektroderna är placerade över Teflon- eller akrylstöd för att eliminera all kontakt med inkubatorns metallyta (figur 1C).
    8. Använd en autoklav vid 394,15 K (121 °C) i 30 minuter för att sterilisera elektroderna och använd ultraviolett över natten för att sterilisera de ledningar som är i kontakt med inkubatorn.
    9. Testa den elektriska stimuleringsanordningen. Justera strömförsörjningen i serie för att generera en utspänning på +12 V och -12 V mellan marken och positiva och negativa terminaler. Kontrollera strömförsörjningens utgångsspänning med en multimeter. Anslut varje utgång av strömförsörjningen i rätt ingång av den elektriska stimulatorn (+12 V, -12 V och jord). Anslut varje elektrod i rätt ingångskontakt på den elektriska stimulatorn. Polariteten är inte viktig, eftersom vi arbetar med AC-ström. Placera en kulturbrunn mellan elektroderna och kontrollera utgångssignalen med ett oscilloskop. Justera strömbrytarna på den elektriska stimulatorn för att generera de fyra utgångsspänningarna (50, 100, 150 och 200 Vp-p).
    10. Säkerhetsrekommendationer. För att undvika problem vid överföring eller borttagning av elektroderna från inkubatorn, se till att kablarna inte trasslar in sig. Koppla bort kablarna från oscillatorn innan elektroderna tas bort från inkubatorn. Placera aldrig elektroderna utan akryl- eller Teflonstöden.
  2. Den magnetiska stimulatoranordningen
    1. Uppskatta antalet varv för att garantera en homogen MF inuti spolen med hjälp av ekvationen (2), som beskriver MF inuti en solenoidspole.
      Equation 2
      Där μ0 är vakuumets magnetiska permeabilitet (4π×10-7), N är koppartrådens varv, jag är strömmen och h, som bör vara större än dess diameter, är solenoidspolens längd.
    2. Bestäm antalet varv genom att välja en längd (h) på 250 mm, ström på 1 A och enB-int = 2mT.
    3. Tillverka spolen. Bygg ett PVC-rör (polyvinylklorid) med en längd av 250 mm och en diameter på 84 mm för att linda en AWG 18 koppartråd som kompletterar 450 varv (Figur 2A). Dimensioner valdes baserat på det tillgängliga utrymmet inuti inkubatorn.
    4. Tillverka ett cellkulturerat välplåtsstöd. Bygg ett stöd för polymeetylmetakrylat (PMMA) för att säkerställa att brunnsplattor på 35 mm alltid var placerade i mitten av spolen där MFs är homogena (Figur 2A).
    5. Tillverka en transformator för att öka kretsens ström. Bygg en transformator med en effekt på 1 A - 6 V AC för att nå en maximal MF på 2 mT. Transformatorns ingångsspänning var 110 V AC vid 60 Hz. Dessa parametrar motsvarar utgångsspänningen och frekvensen för ett sydamerikanskt utlopp.
    6. Anslut kretsen. Transformatorn ansluts direkt till uttaget. Använd ett variabelt motstånd (rheostat) för att variera strömmen och generera MFs från 1 till 2 mT. Anslut en säkring för att skydda kretsen (bild 2B).
    7. Använd ultraviolett över natten för att sterilisera de ledningar som är i kontakt med inkubatorn. Linda spolen med transparent stretchfilm och använd etanol för att sterilisera spolen.
    8. Testa MF-enheten. Använd en teslameter för att mäta MF-magnituden inuti spolen. Teslametersonden var placerad i mitten av spolen, vilket gjorde det möjligt att mäta MFs och strömmar samtidigt.
    9. Variera MF-magnituden. Använd en rheostat för att ändra kretsens motstånd (figur 2B). Ett resistansvärde på 0,7 Ω användes för att generera MFs på 1 mT.
    10. Säkerhetsrekommendationer. För att undvika problem vid överföring eller borttagning av solenoiden från inkubatorn, se till att kablarna inte trasslar in sig. Koppla bort kablarna från transformatorn innan du tar bort solenoiden från inkubatorn. Placera aldrig solenoiden utan PMMA-stöd. Fatta tag i både PMMA-stödet från basen och solenoiden när du överför eller tar bort från inkubatorn.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Beräkningssimulering
Fördelningar av EUF och MFs visas i figur 3. Å ena sidan var det möjligt att observera den homogena fördelningen av EU-fonder i kapacitivsystemet (figur 3A). Ef ritades för att i detalj observera fältets storlek inuti det biologiska provet (figur 3B). Denna simulering var användbar för att parametrisera storleken på elektroderna och tillverka dem för att undvika kanteffekten. Å andra sidan var det möjligt att observera den homogena fördelningen av MFs som genereras av solenoidspolen (figur 3C). MF ritades för att i detalj observera fältets storlek inuti spolen (figur 3D). Denna simulering var viktig för att mäta avståndet där MF är detsamma och bygga PMMA-stödet. Detta stöd säkerställer en homogen fördelning av MF inte bara i mitten av spolen, men också i de biologiska prover som ska stimuleras.

Signaler som genereras av elektriska och magnetiska stimulatorer
Utgångssignaler som genereras av elektrisk stimulator visas i figur 4. Det är relevant att markera att signaler som fångats upp av oscilloskopet togs direkt i elektroderna, eftersom om mätningen tas direkt till utgångskablarna kommer spänningarna att vara högre (figur 4A). Denna spänningsvariation ges av elektrodernas kapacitans. Utgångsspänningen svänger i en rad olika ± 5V vid 60 kHz; Till exempel var utgångssignalerna 54,9 Vp-p (Figur 4B), 113 Vp-p (Figur 4C),153 Vp-p (Figur 4D) respektive 204 Vp-p (Figur 4E) för 50, 100, 150 respektive 200 Vp-p.

Utgångssignalen som genereras av magnetstimulatorn visas i figur 5. Signalen som fångades av oscilloskopet togs direkt i spolens utgångskablar (figur 5A). Utgångsspänningen svänger i intervallet ± 15V p-p vid 60 Hz (Figur 5B).

Figure 1
Figur 1. Elektrisk stimuleringsanordning. A) Krets som genererar spänningar på 50, 100, 150 och 200 Vp-p vid 60 kHz sinusvågsform. B) Kretskort i fodralet. C) Elektroder inuti inkubatorn. Klicka här om du vill visa en större version av den här figuren.

Figure 2
Figur 2. Magnetisk stimuleringsanordning. A) Schematisk representation av den magnetiska stimulatorenheten och PMMA-stödet. B) Krets för att generera MFs. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 3
Bild 3. Beräkningssimulering av EU och MFs. A) Distribution av EU-fonder inom och utanför kapacitivsystemet. B) Fördelningen av EU-fonder inom hydrogelen, den region som är av intresse anges i en röd detalj. C) Fördelning av MFs inuti och utanför spolen. D) Fördelningen av MFs i mitten av spolen anges intresseområdet i en röd detalj. Klicka här om du vill visa en större version av den här figuren.

Figure 4
Figur 4. Sinusformad signal genererad av elektrisk stimulator. A) Signalverifiering som genereras av den elektriska stimulatorn. B) Signal vid 50 Vp-p. C) Signal vid 100 Vp-p. D) Signal vid 150 Vp-p. E) Signal vid 200 Vp-p. Alla mätningar svänger i en rad olika ± 5V vid 60 kHz. Klicka här om du vill visa en större version av den här figuren.

Figure 5
Figur 5. Sinusformad signal som genereras av den magnetiska stimulatorn. A) Signalverifiering som genereras av den magnetiska stimulatorn. B) Signal vid 15 Vp-p vid 60 Hz. Klicka här för att se en större version av denna siffra.

system Komponenter Bredd (mm) Höjd (mm)
Elektriskt system luft 100 100
Elektroder 50 5
Välplåt 7 20
Hydrogel 3.5 3.5
Kulturmedier 6 8
Magnetiskt system luft 500 600
spole 2 250

Tabell 1. Dimension av geometrier som komponerar elektriska och magnetiska system.

system Komponenter Relativ tillståndsrätt (ε) Konduktivitet (σ)
Elektriskt system luft 1 0
Elektroder 1 1.73913 [MS/m]
Välplåt 3.5 6.2E-9 [S/m]
Hydrogel 8.03E3 7.10E-2 [S/m]
Kulturmedier 2.67E4 7.20E-2 [S/m]
Magnetiskt system spole 1 5.998E7[S/m]

Tabell 2. Dielektriska egenskaper hos element som komponerar elektriska och magnetiska system.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Behandlingar som används för att läka olika patologier som påverkar mänskliga vävnader är farmakologiska terapier32 eller kirurgiskaingrepp 33, som försöker lindra smärta lokalt eller ersätta drabbade vävnader med explanter eller transplantationer. Nyligen har autolog cellterapi föreslagits som en alternativ terapi för att behandla skadade vävnader, där celler isoleras från patienten och utvidgas, genom in vitro-tekniker, för att implanteras på platsen för skadan34. Med tanke på att autolog cellterapi har visat sig ha direkt inflytande över vävnadsåtervinning, har olika strategier utvecklats för att öka effektiviteten av denna teknik. Till exempel har biofysiska stimuli använts som en icke-invasiv alternativ terapi för att stimulera flera typer av biologiska prover, modulera cellfunktionalitet genom att förbättra cellproliferation ochmolekylär syntes 35,36. Bland de mest använda biofysiska stimuli har elektrostimulering och magnetoterapi använts i stor utsträckning för att stimulera celler, vävnad explanter och byggnadsställningar. Det har visat sig att elektrostimulering minskar smärta och ökar läkningsprocesserna i fleravävnader 37. När det gäller magnetoterapin har det beskrivits att denna stimulans förbättrar integrationen av implantat med värdvävnader, accelererar läkningsprocesser, lindrar smärta lokalt och ökarärrstyrkan 8,38.

Med tanke på ovanstående har kombinationen av biomaterial, cellkultur och externa biofysiska stimuli som EU och MFs, på in vitro-nivå, införts i vävnadsteknik som en alternativ terapeutisk teknik för att läka skadadevävnader 8,39. Att hitta en bioreaktor som hjälper till att stimulera olika vävnader, oavsett om de är friska eller påverkas av traumatiska patologier, är dock en utmaning. I detta sammanhang syftar det nuvarande protokollet till att utveckla både elektriska och magnetiska stimulatorer. För närvarande finns det två möjliga system för tillämpning av EU-fonder. Den första metoden består av att generera EFs genom direktkopplingssystem, som används för att utvärdera cellmigration ochorientering 40,41,42. Det finns dock begränsningar som förändringar i cellkulturmediets biokompatibilitet genom elektroder i kontakt, möjliga förändringar i pH- och molekylära syrenivåer1. Dessutom kan direkt kopplade stimulering inte förstärka högfrekventa signaler. Utgången tenderar att variera med tiden, vilket genererar matningsspänningsförändringar. Den har liten temperaturstabilitet, på grund av detta ändras dess driftpunkter och vid låga frekvenser misslyckas kondensatorn och fungerar som en öppen krets43. Med tanke på dessa begränsningar implementerades den andra metoden, där externa parallella elektroder användes. Denna indirekta kopplingssystemmetod har visat en ökning av cellproliferation och molekylär syntes3,7,17,22,44,45; De anordningar som utvecklats av olika författare har dock inte övervägt storleken på elektroder för att distribuera homogena EU-fonder. Till exempel genererar enheter fasta spänningar och frekvenser, vilket begränsar deras användning för att stimulera specifika celler och vävnader. I denna studie modellerades därför elektrodernas storlek för att säkerställa en homogen fördelning av EUF jämfört med biologiska vävnader. Dessutom utformades en krets för att generera en frekvens och höga spänningar mellan elektroder, vilket skapade olika EFs som övervinner de begränsningar som orsakas av impedansen av cellkulturbrunnplattor och luft.

Solenoidspolar är mångsidiga anordningar som kan användas för att stimulera biologiska prover i inkubatorn, vilket gör att atmosfäriska förhållanden förblir stabila utan att påverka biologiska provers fysiologiska egenskaper. Denna fördel belyser att solenoidspolar är genomförbara alternativ mer än Helmholtz spolar, eftersom dessa måste vara större i storlek, vilket förhindrar stimulering inuti inkubatorer46. Stimulering av biologiska prover utanför inkubatorn kan leda till flera frågor som cellkulturförorening, cellstress, pH-förändringar av kulturmedier, bland annat. Med tanke på att olika stimulatorenheter har utvecklats för att stimulera flera celltyper ochvävnader 24,25,26,27, är det relevant att bygga enheter där MF-intensiteter kan varieras för att stimulera ett brett spektrum av biologiska prover29,30. Följaktligen är den magnetiska stimulatorn i detta protokoll ansluten till en rheostat, som kan variera strömmen som strömmar genom solenoiden genom att ändra deras motstånd och ström, parametrar som är direkt relaterade till genereringen av MFs. En annan viktig egenskap att tänka på när man bygger magnetiska enheter är fördelningen av MFs. Här användes en beräkningssimulering för att simulera MF-fördelningen inuti solenoidspolen. Denna simulering gjorde det möjligt att beräkna koppartrådens antal varv och spolens längd för att generera homogena MFs i mitten av spolen. Beräkningssimuleringen är ett användbart verktyg för att beräkna antalet biologiska prover som ska stimuleras, vilket säkerställer att alla prover får samma fältstyrka47.

De biofysiska stimulatorer som utvecklats i detta protokoll har vissa begränsningar. För det första genererar den elektroniska kretsen som är utformad för elektrisk stimulator fyra utgångsspänningar med en viss frekvens. Även om kretsen övervinner begränsningen av att generera höga spänningar mellan elektroder1, kan den förbättras för att generera variabla spänningar och frekvenser. Kretsen kan modifieras för att generera olika frekvenser som bara beräknar antingen motstånd eller kondensatorer med hjälp av ekvation (1); Det är dock möjligt att använda variabla motstånd för att manuellt variera motståndsvärdet. På samma sätt kan ett variabelt motstånd användas i kretsens förstärkningsstadium för att variera utgångsspänningen. För det andra genererar den elektroniska kretsen av den elektriska stimulatorn sinusformade signaler. Det skulle vara användbart att generera olika typer av signaler som kvadratiska, triangulära, trapetsformade och ramp, eftersom dessa typer av signaler kan användas för att stimulera ett brett spektrum av celler och biologiska prover48,49. För att generera olika typer av signaler kan den operativa förstärkaren ersättas av en monolitisk funktionsgenerator, som kan producera högkvalitativa vågformer med hög stabilitet och noggrannhet med låg amplitud, och förstärkningssteget kan ersättas av en icke-inverterande driftförstärkare eller ett steg med NPN-transistorer. För det tredje, även om den magnetiska stimulatorn genererar små MF-magnitud, har det visat sig att dessa intensiteter har direkt inverkan överdynamiken i biologiska prover 24,28,30,38; Magnetanordningen kan dock förbättras för att generera variabla MFs och frekvenser för att stimulera ett brett spektrum av biologiskavävnader 29.

Sammantaget är detta protokoll ett användbart verktyg som ger ett tekniskt bidrag till det vetenskapliga samfundet som arbetar med biofysisk stimulering av biologiska vävnader. Dessa enheter kommer att göra det möjligt för forskare att använda EU och MFs för att stimulera funktionen hos friska biologiska vävnader eller de som ändras av en viss patologi. Med tanke på detta i ytterligare in vivo-studier skulle olika parametrar och variabler som elektrodstorlek, antal varv av spolen, stimulistyrka och stimuleringstider bestämmas för att homogent fördela både EU och MFs till djur som grisar, kalvar, marsvin eller kaniner. Dessutom kan bioreaktorer utformade i detta protokoll extrapoleras till kliniska inställningar för att förbättra regenerativa tekniker som autolog cellimplantation. Här kan bioreaktorer spela en viktig roll genom att stimulera biologiska prover, på in vitro-nivå, för att förbättra cellulära och molekylära egenskaper hos celler, vävnader och byggnadsställningar innan de implanteras i patienten.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Författarna förklarar att de inte har någon intressekonflikt.

Acknowledgments

Författarna tackar det ekonomiska stödet från "Fondo Nacional de Financiamiento para la Ciencia, la Tecnología, y la Innovación -Fondo Francisco José de Caldas- Minciencias" och Universidad Nacional de Colombia genom bidraget nr 80740-290-2020 och det stöd som Valteam Tech - Research and Innovation fått för att tillhandahålla utrustning och tekniskt stöd i videons utgåva.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Electrical stimulator
Operational amplifier Motorola LF-353N ----
Quantity: 1
Resistors ---- ---- 22 kΩ
Quantity: 1
Resistors ---- ---- 10 kΩ
Quantity: 3
Resistors ---- ---- 2.6 kΩ
Quantity: 2
Resistors ---- ---- 2.2 kΩ
Quantity: 1
Resistors ---- ---- 1 kΩ
Quantity: 1
Resistors ---- ---- 220 Ω
Quantity: 2
Resistors ---- ---- 22 Ω
Quantity: 5
Resistors ---- ---- 10 Ω
Quantity: 1
Resistors ---- ---- 6.8 Ω
Quantity: 1
Resistors ---- ---- 3.3 Ω
Quantity: 2
Polyester capacitors ---- ---- 1 nF
Quantity: 2
Polyester capacitors ---- ---- 100 nF
Quantity: 1
VHF Band Amplifier Transistor JFET Toshiba 2SK161 ----
Quantity: 1
Power transistor BJT NPN Mospec TIP 31C ----
Quantity: 1
Zener diode Microsemi 1N4148 ----
Quantity: 1
Switch Toogle Switch SPDT - T13 ----
Quantity: 3
Toroidal ferrite core Caracol ---- T*22*14*8
Quantity: 1
Cooper wire Greenshine ---- AWG – 24
Quantity: 1
Relimate header with female housing ADAFRUIT ---- 8 pin connectors
Quantity: 1
Relimate header with female housing ADAFRUIT ---- 2 pin connectors
Quantity: 1
Female plug terminal connector JIALUN ---- 4mm Lantern Plugs (Plug + Socket) 15 A
Quantity: 1
Aluminum Heat Sink AWIND ---- For TIP 31C transistor
Quantity: 1
Led CHANZON ---- 5 mm red
Quantity: 1
Integrated circuit socket connector Te Electronics Co., Ltd. ---- Double row 8-pin DIP
Quantity: 1
3 pin connectors set STAR ---- JST PH 2.0
Quantity: 3
2 pin screw connectors STAR ---- For PCB
Quantity: 1
3 pin screw connectors STAR ---- For PCB
Quantity: 1
Banana connector test lead JIALUN ---- P1041 - 4 mm - 15 A
Quantity: 7
Bullet connectors to banana plug charge lead JIALUN ---- 4 mm male-male/female-female adapters - 15 A
Quantity: 1
Case ---- ---- ABS
Quantity: 1
Electrodes ---- ---- Stainless – steel
Quantity: 2
Electrode support ---- ---- Teflon
Quantity: 2
Printed circuit board Quantity: 1
Magnetic stimulator
Cooper wire Greenshine ---- AWG – 18
Quantity: 1
AC power plugs ---- ---- 120 V AC – 60 Hz
Quantity: 1
Banana female connector test lead JIALUN ---- 1Set Dual Injection - 4 mm – 15 A
Quantity: 2
Banana male connector test lead JIALUN ---- 1Set Dual Injection - 4 mm 15 A
Quantity: 1
Cell culture well plate support ---- ---- PMMA
Quantity: 1
Fuse Bussmann 2A ----
Quantity: 1
Transformer ---- ---- 1A – 6 V AC
Quantity: 1
Tube ---- ---- PVC
Quantity: 1
Variable rheostat MCP BXS150 10 Ω
Quantity: 1
General equipment
Digital dual source  PeakTech DG 1022Z 2 x 0 - 30 V / 0 - 5 A CC / 5 V / 3 A fijo
Quantity: 1
Digital Oscilloscope Rigol DS1104Z Plus 100 MHz, bandwidth, 4 channels
Quantity: 1
Digital multimeter Fluke F179 Voltage CC – CA (1000 V). Current CC – CA 10 A. Frequency 100 kHz
Quantity: 1

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Balint, R., Cassidy, N. J., Cartmell, S. H. Electrical Stimulation: A Novel Tool for Tissue Engineering. Tissue Engineering Part B: Reviews. 19, (1), 48-57 (2013).
  2. Ercan, B., Webster, T. J. The effect of biphasic electrical stimulation on osteoblast function at anodized nanotubular titanium surfaces. Biomaterials. 31, (13), 3684-3693 (2010).
  3. Brighton, C., Wang, W., Clark, C. The effect of electrical fields on gene and protein expression in human osteoarthritic cartilage explants. The Journal of Bone and Joint Surgery-American. 90, (4), 833-848 (2008).
  4. Baerov, R. M., Morega, A. M., Morega, M. Analysis of magnetotherapy effects for post-traumatic recovery of limb fractures. Revue Roumaine des Sciences Techniques- Série électrotechnique et énergétique. 65, (1-2), 145-150 (2020).
  5. Escobar, J. F., et al. In Vitro Evaluation of the Effect of Stimulation with Magnetic Fields on Chondrocytes. Bioelectromagnetics. 41, (1), 41-51 (2019).
  6. Brighton, C., Wang, W., Clark, C. Up-regulation of matrix in bovine articular cartilage explants by electric fields. Biochemical and Biophysical Research Communications. 342, (2), 556-561 (2006).
  7. Xu, J., Wang, W., Clark, C., Brighton, C. Signal transduction in electrically stimulated articular chondrocytes involves translocation of extracellular calcium through voltage-gated channels. Osteoarthritis and Cartilage. 17, (3), 397-405 (2009).
  8. Xia, Y., et al. Magnetic field and nano-scaffolds with stem cells to enhance bone regeneration. Biomaterials. 183, 151-170 (2018).
  9. Richter, A., Bartoš, M., Ferková, Ž Physical Analysis of Pulse Low-Dynamic Magnetic Field Applied in Physiotherapy BT. World Congress on Medical Physics and Biomedical Engineering 2018. 239-245 (2019).
  10. Miyakoshi, J. Effects of static magnetic fields at the cellular level. Progress in Biophysics and Molecular Biology. 87, 213-223 (2005).
  11. Zhang, K., Guo, J., Ge, Z., Zhang, J. Nanosecond Pulsed Electric Fields (nsPEFs) Regulate Phenotypes of Chondrocytes through Wnt/β-catenin Signaling Pathway. Scientific Reports. 4, (5836), 1-8 (2014).
  12. Brighton, C. T., Unger, A. S., Stambough, J. L. In vitro growth of bovine articular cartilage chondrocytes in various capacitively coupled electrical fields. Journal of Orthopaedic Research. 2, (1), 15-22 (1984).
  13. Armstrong, P. F., Brighton, C., Star, A. M. Capacitively coupled electrical stimulation of bovine growth plate chondrocytes grown in pellet form. Journal of Orthopaedic Research. 6, (2), 265-271 (1988).
  14. Brighton, C., Townsend, P. Increased cAMP production after short-term capacitively coupled stimulation in bovine growth plate chondrocytes. Journal of Orthopaedic Research. 6, (4), 552-558 (1988).
  15. Brighton, C. T., Jensen, L., Pollack, S. R., Tolin, B. S., Clark, C. Proliferative and synthetic response of bovine growth plate chondrocytes to various capacitively coupled electrical fields. Journal of Orthopaedic Research. 7, (5), 759-765 (1989).
  16. Brighton, C. T., Okereke, E., Pollack, S. R., Clark, C. In vitro bone-cell response to a capacitively coupled electrical field. The role of field strength, pulse pattern, and duty cycle. Clinical Orthopaedics and Related Research. 285, 255-262 (1992).
  17. Wang, W., Wang, Z., Zhang, G., Clark, C., Brighton, C. T. Up-regulation of chondrocyte matrix genes and products by electric fields. Clinical Orthopaedics and Related Research. 427, 163-173 (2004).
  18. Hartig, M., Joos, U., Wiesmann, H. P. Capacitively coupled electric fields accelerate proliferation of osteoblast-like primary cells and increase bone extracellular matrix formation in vitro. European Biophysics Journal. 29, (7), 499-506 (2000).
  19. Kim, I. S., et al. Biphasic electric current stimulates proliferation and induces VEGF production in osteoblasts. Biochimica et Biophysica Acta (BBA) - Molecular Cell Research. 1763, (9), 907-916 (2006).
  20. Kim, I., et al. Novel Effect of Biphasic Electric Current on In Vitro Osteogenesis and Cytokine Production in Human Mesenchymal Stromal Cells. Tissue Engineering Part A. 15, 2411-2422 (2009).
  21. Kim, I., et al. Novel action of biphasic electric current in vitro osteogenesis of human bone marrow mesenchymal stromal cells coupled with VEGF production. Bone. 43, 43-44 (2008).
  22. Nakasuji, S., Morita, Y., Tanaka, K., Tanaka, T., Nakamachi, E. Effect of pulse electric field stimulation on chondrocytes. Asian Pacific Conference for Materials and Mechanics. 1, Yokohama, Japan. 13-16 (2009).
  23. Au, H. T. H., Cheng, I., Chowdhury, M. F., Radisic, M. Interactive effects of surface topography and pulsatile electrical field stimulation on orientation and elongation of fibroblasts and cardiomyocytes. Biomaterials. 28, (29), 4277-4293 (2007).
  24. Vanessa, N., et al. In vitro exposure of human chondrocytes to pulsed electromagnetic fields. European Journal of Histochemistry. 51, (3), 203-211 (2007).
  25. Pezzetti, F., et al. Effects of pulsed electromagnetic fields on human chondrocytes: An in vitro study. Calcified Tissue International. 65, (5), 396-401 (1999).
  26. De Mattei, M., et al. Effects of electromagnetic fields on proteoglycan metabolism of bovine articular cartilage explants. Connective Tissue Research. 44, (3-4), 154-159 (2003).
  27. Sollazzo, V., Massari, L., Caruso, A., Mattei, M., Pezzetti, F. Effects of Low-Frequency Pulsed Electromagnetic Fields on Human Osteoblast-Like Cells In Wtro. Electromagnetobiology. 15, 75-83 (2009).
  28. Martino, C. F., Perea, H., Hopfner, U., Ferguson, V. L., Wintermantel, E. Effects of weak static magnetic fields on endothelial cells. Bioelectromagnetics. 31, (4), 296-301 (2010).
  29. Wada, K., et al. Design and implementation of multi-frequency magnetic field generator producing sinusoidal current waveform for biological researches. 2016 18th European Conference on Power Electronics and Applications (EPE'16 ECCE Europe). 2016, 1-8 (2016).
  30. Cho, H., Kim, S., Kim, K. K., Kim, K., Kim, K. Pulsed Electromagnetic Fields Stimulate Cellular Proliferation in Different Types of Cells. IEEE Transactions on Magnetics. 52, (7), 1-4 (2016).
  31. Yan, J., Dong, L., Zhang, B., Qi, N. Effects of extremely low-frequency magnetic field on growth and differentiation of human mesenchymal stem cells. Electromagnetic Biology and Medicine. 29, (4), 165-176 (2010).
  32. Enoch, S., Grey, J. E., Harding, K. G. ABC of wound healing. Non-surgical and drug treatments. BMJ. 332, (7546), 900-903 (2006).
  33. Bhosale, A. M., Richardson, J. B. Articular cartilage: Structure, injuries and review of management. British Medical Bulletin. 87, (1), 77-95 (2008).
  34. Al Hamed, R., Bazarbachi, A. H., Malard, F., Harousseau, J. -L., Mohty, M. Current status of autologous stem cell transplantation for multiple myeloma. Blood Cancer Journal. 9, (4), 44 (2019).
  35. Massari, L., et al. Biophysical stimulation of bone and cartilage: state of the art and future perspectives. International Orthopaedics. 43, (3), 539-551 (2019).
  36. Naskar, S., Kumaran, V., Basu, B. Reprogramming the Stem Cell Behavior by Shear Stress and Electric Field Stimulation: Lab-on-a-Chip Based Biomicrofluidics in Regenerative Medicine. Regenerative Engineering and Translational Medicine. 5, (2), 99-127 (2019).
  37. Hunckler, J., de Mel, A. A current affair: electrotherapy in wound healing. Journal of Multidisciplinary Healthcare. 10, 179-194 (2017).
  38. Henry, S. L., Concannon, M. J., Yee, G. J. The effect of magnetic fields on wound healing: experimental study and review of the literature. Eplasty. 8, 393-399 (2008).
  39. Hiemer, B., et al. Effect of electric stimulation on human chondrocytes and mesenchymal stem cells under normoxia and hypoxia. Molecular Medicine Reports. 18, (2), 2133-2141 (2018).
  40. Chao, P. H., et al. Chondrocyte translocation response to direct current electric fields. Journal of Biomechanical Engineering. 122, (3), 261-267 (2000).
  41. Zhao, M., Bai, H., Wang, E., Forrester, J., McCaig, C. Electrical stimulation directly induces pre-angiogenic responses in vascular endothelial cells by signaling through VEGF receptors. Journal of Cell Science. 117, (3), 397-405 (2004).
  42. Li, X., Kolega, J. Effects of direct current electric fields on cell migration and actin filament distribution in bovine vascular endothelial cells. Journal of Vascular Research. 39, (5), 391-404 (2002).
  43. Singh, B., Dixit, A. Multistage amplifier and tuned amplifier. Analog Electronics. Laxmi publications (P) LTD. Boston, MA. 87-131 (2007).
  44. Esfandiari, E., et al. The effect of high frequency electric field on enhancement of chondrogenesis in human adipose-derived stem cells. Iranian Journal Basic Medical Sciences. 4, (3), 571-576 (2014).
  45. Mardani, M., et al. Induction of chondrogenic differentiation of human adipose-derived stem cells by low frequency electric field. Advanced Biomedical Research. 5, (97), 1-7 (2016).
  46. Karaman, O., Gümüşay, M., Demirci, E. A., Kaya, A. Comparative assessment of pulsed electromagnetic fields (PEMF) and pulsed radio frequency energy (PRFE) on an in vitro wound healing model. International Journal of Applied Electromagnetics and Mechanics. 57, 427-437 (2018).
  47. Glinka, M., et al. Test chambers for cell culture in static magnetic field. Journal of Magnetism and Magnetic Materials. 331, 208-215 (2013).
  48. Vacek, T. P., et al. Electrical stimulation of cardiomyocytes activates mitochondrial matrix metalloproteinase causing electrical remodeling. Biochemical and Biophysical Research Communications. 404, (3), 762-766 (2011).
  49. Okutsu, S., et al. Electric Pulse Stimulation Induces NMDA Glutamate Receptor mRNA in NIH3T3 Mouse Fibroblasts. The Tohoku Journal of Experimental Medicine. 215, (2), 181-187 (2008).
Elektriska och magnetiska fältenheter för stimulering av biologiska vävnader
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Saiz Culma, J. J., Escobar Huertas, J. F., Garzón-Alvarado, D. A., Vaca-Gonzalez, J. J. Electric and Magnetic Field Devices for Stimulation of Biological Tissues. J. Vis. Exp. (171), e62111, doi:10.3791/62111 (2021).More

Saiz Culma, J. J., Escobar Huertas, J. F., Garzón-Alvarado, D. A., Vaca-Gonzalez, J. J. Electric and Magnetic Field Devices for Stimulation of Biological Tissues. J. Vis. Exp. (171), e62111, doi:10.3791/62111 (2021).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter