Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

Elektriske og magnetiske feltenheder til stimulering af biologisk væv

doi: 10.3791/62111 Published: May 15, 2021

Summary

Denne protokol beskriver den trinvise proces til opbygning af både elektriske og magnetiske stimulatorer, der bruges til at stimulere biologiske væv. Protokollen indeholder en retningslinje til at simulere beregningsmæssigt elektriske og magnetiske felter og fremstilling af stimulatorenheder.

Abstract

Elektriske felter (EF'er) og magnetfelter (MF'er) er i vid udstrækning blevet brugt af vævsteknik til at forbedre celledynamik såsom spredning, migration, differentiering, morfologi og molekylær syntese. Variabler sådanne stimuli styrke og stimuleringstider skal dog overvejes, når man stimulerer enten celler, væv eller stilladser. I betragtning af at EF'er og MF'er varierer afhængigt af cellulær respons, er det fortsat uklart, hvordan man opbygger enheder, der genererer tilstrækkelige biofysiske stimuli for at stimulere biologiske prøver. Faktisk er der mangel på dokumentation for beregning og distribution, når biofysiske stimuli anvendes. Denne protokol er fokuseret på design og fremstilling af enheder til at generere EF'er og MF'er og implementering af en beregningsmetode til at forudsige biofysisk stimulifordeling i og uden for biologiske prøver. EF-enheden bestod af to parallelle elektroder i rustfrit stål placeret øverst og nederst i biologiske kulturer. Elektroder blev forbundet til en oscillator for at generere spændinger (50, 100, 150 og 200 Vp-p) ved 60 kHz. MF-enheden bestod af en spole, som blev fyldt med energi med en transformer til at generere en strøm (1 A) og spænding (6 V) ved 60 Hz. En polymethyl methacrylat støtte blev bygget for at finde de biologiske kulturer i midten af spolen. Den beregningsmæssige simulering belyste den homogene fordeling af EF'er og MF'er i og uden for biologisk væv. Denne beregningsmæssige model er et lovende værktøj, der kan ændre parametre som spændinger, frekvenser, vævsmorfologier, godt pladetyper, elektroder og spolestørrelse for at estimere EF'erne og MF'erne for at opnå en cellulær respons.

Introduction

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

EF'er og MF'er har vist sig at ændre celledynamik, stimulere spredning og øge syntesen af de vigtigste molekyler forbundet med den ekstracellulære matrix af væv1. Disse biofysiske stimuli kan anvendes på forskellige måder ved hjælp af specifikke indstillinger og enheder. For så vidt angår anordninger til ledningsproduktion, anvender direkte koblingsstimulatorer elektroder, der er i kontakt med biologiske prøver in vitro eller implanteret direkte i væv fra patienter og dyr in vivo2; Der er dog stadig begrænsninger og mangler, der omfatter utilstrækkelig biokompatibilitet fra elektroderne i kontakt, ændringer i pH-niveauet og niveauet for molekylær ilt1. Tværtimod genererer indirekte koblingsanordninger EF'er mellem to elektroder, som placeres parallelt med biologiske prøver3, hvilket giver en ikke-invasiv alternativ teknik til at stimulere biologiske prøver og undgå direkte kontakt mellem væv og elektroder. Denne type enhed kan ekstrapoleres til fremtidige kliniske applikationer til at udføre procedurer med minimal invasion til patienten. I forhold til enheder, der genererer MF'er, skaber induktive koblingsstimulatorer en tids varierende elektrisk strøm, der strømmer gennem en spole, der er placeret omkringcellekulturer 4,5. Endelig er der kombinerede enheder, der bruger EF'er og statiske MF'er til at generere forbigående elektromagnetiske felter1. I betragtning af at der er forskellige konfigurationer til at stimulere biologiske prøver, er det nødvendigt at overveje variabler som spænding og frekvens, når biofysiske stimuli anvendes. Spænding er en vigtig variabel, da den påvirker adfærden af biologiske væv; for eksempel har det vist sig, at cellemigration, orientering og genekspression afhænger af amplitudsen af anvendt spænding3,6,7,8,9,10. Frekvens spiller en vigtig rolle i biofysisk stimulation, da det har vist sig, at disse forekommer naturligt in vivo. Det er blevet påvist, at høje og lave frekvenser har gavnlige virkninger på cellerne. især i cellemembranspænding-gated calciumkanaler eller endoplasmisk reticulum, som udløser forskellige signalveje på intracellulært niveau1,7,11.

Ifølge ovennævnte består en anordning til produktion af EF'er af en spændingsgenerator, der er forbundet med to parallelle kondensatorer12. Denne enhed blev implementeret af Armstrong et al. for at stimulere både den proliferative hastighed og den molekylære syntese af chondrocytter13. En tilpasning af denne enhed blev udført af Brighton et al., der modificerede cellekulturens brøndplader ved at bore deres top- og bundlåg. Huller blev fyldt med dæksløtninger, hvor de nederste briller blev brugt til at dyrke biologiske væv. Elektroder blev placeret på hvert dækslør for at generereEF'er 14. Denne enhed blev brugt til elektrisk at stimulere chondrocytter, osteoblaster og brusk explants, viser en stigning i cellespredning14,15,16 og molekylær syntese3,17. Enheden designet af Hartig et al. bestod af en bølgegenerator og en spændingsforstærker, som var forbundet til parallelle kondensatorer. Elektroder blev lavet af rustfrit stål af høj kvalitet placeret i en isolerende sag. Enheden blev brugt til at stimulere osteoblaster, der viser en betydelig stigning i spredning og protein sekretion18. Den anordning, der anvendes af Kim et al. bestod af en bifasisk strøm stimulator chip, som blev bygget ved hjælp af en fremstillingsproces af komplementære halvledere af højspændingsmetaloxid. En kulturbrøndplade blev designet til at kulturceller over en ledende overflade med elektrisk stimulation. Elektroder var belagt med guld over siliciumplader19. Denne anordning blev brugt til at stimulere osteoblaster, der viser en stigning i spredning og syntese af den vaskulære endotel vækstfaktor19, og stimulere produktionen af alkalisk fosfatase aktivitet, calcium deposition og knogle morfogene proteiner20. På samme måde blev denne anordning brugt til at stimulere den proliferative hastighed og ekspression af vaskulær endotelvækstfaktor for humane knoglemarvs mesenchymale stamceller21. Enheden designet af Nakasuji et al. bestod af en spændingsgenerator forbundet til platinplader. Elektroder blev bygget til at måle det elektriske potentiale på 24 forskellige punkter. Denne enhed blev brugt til at stimulere chondrocytter, der viser, at EF'er ikke ændrede cellemorfologi og øget spredning og molekylær syntese22. Den anordning, der anvendes af Au et al. bestod af et glaskammer udstyret med to kulstofstænger forbundet til en hjertestimulator med platintråde. Denne stimulator blev brugt til at stimulere kardiomyocytter og fibroblaster, forbedre celleforlængelse og fibroblastjustering23.

Forskellige MF-enheder er fremstillet på basis af Helmholtz-spoler for at stimulere flere typer biologiske prøver. For eksempel har Helmholtz spoler blevet brugt til at stimulere spredning og molekylær syntese af chondrocytter24,25, forbedre proteoglycan syntese af ledbrusk explants26, forbedre genopregulering relateret til knogledannelse af osteoblast-lignende celler27, og øge spredning og molekylære udtryk for endotelceller28. Helmholtz spoler generereR MF'er i to spoler placeret foran den anden. Spolerne skal placeres med en afstand svarende til spolernes radius for at sikre en homogen MF. Ulempen ved at bruge Helmholtz spoler ligger i spoledimensionerne, fordi de skal være store nok til at generere den krævede MF-intensitet. Desuden skal afstanden mellem spolerne være tilstrækkelig til at sikre en ensartet fordeling af MF'er omkring biologisk væv. For at undgå problemer forårsaget af Helmholtz spoler, forskellige undersøgelser har været fokuseret på solenoid spoler fremstilling. Solenoid spoler er baseret på et rør, som er sår med kobbertråd til at generere MF'er. Kobbertråd indgange kan tilsluttes direkte til stikkontakten eller en strømforsyning til energi til spolen og skabe MF'er i midten af solenoid. Jo flere sving spolen har, jo større MF genereret. MF-størrelsen afhænger også af den spænding og strøm, der påføres for at give spolen29energi. Solenoid spoler er blevet brugt til at stimulere magnetisk forskellige slags celler som HeLa, HEK293 og MCF730 eller mesenchymale stamceller31.

Anordninger, der anvendes af forskellige forfattere, har hverken taget hensyn til elektrodernes tilstrækkelige størrelse eller den korrekte længde af spolen til homogent at distribuere både EF'er og MF'er. Desuden genererer enheder faste spændinger og frekvenser, hvilket begrænser deres anvendelse til at stimulere specifikke biologiske væv. Derfor udføres der i denne protokol en beregningssimuleringsretningslinje for at simulere både kapacitive systemer og spoler for at sikre homogen fordeling af EF'er og MF'er over biologiske prøver, så kanteffekten undgås. Derudover er det vist, at udformningen af elektroniske kredsløb generere spændinger og frekvens mellem elektroderne og spolen, skabe EF'er og MF'er, der vil overvinde begrænsninger forårsaget af impedans af cellekulturen godt plader og luft. Disse modifikationer vil gøre det muligt at skabe ikke-invasive og adaptive bioreaktorer for at stimulere ethvert biologisk væv.

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 af EF'er og MF'er

BEMÆRK: Simulering af EF'er og MF'er blev udført i COMSOL Multiphysics.

  1. Vælg en aksemetrisk 2D-konfiguration, der repræsenterer både domæner elektrisk og magnetisk.
  2. I den fysiske konfiguration skal du vælge enten den elektriske strømgrænseflade til beregning af EF'er i parallelle elektroder eller magnetfeltgrænsefladen til beregning af MF'er omkring spoler.
  3. I undersøgelseskonfigurationen skal du vælge Frekvensdomæne for at beregne reaktionen fra en lineær eller lineær model, der udsættes for harmonisk excitation for en eller flere frekvenser.
  4. Når du er inde i grænsefladen for at begynde at bygge modellen, skal du følge de næste trin i henhold til interessemodellen.
    1. Opbygning af en model for EF'er
      1. Opret geometrier. Vælg Geometrii Modelgenerator. Find derefter sektionen Enheder, og vælg mm. Vælg Rektangel på værktøjslinjen Geometri, og skriv dimensionerne for hver komponent i boksen Størrelse og form under indstillingerne for rektangelvinduet . Geometrien består af luft, to parallelle elektroder, en kulturbrøndplade, dyrkningsmedier og en biologisk prøve, som i dette tilfælde er repræsenteret af et stillads af hyaluronsyre - gelatinehydrogel (se dimensionerne af hvert element i tabel 1). Når alle geometrier er bygget, skal du klikke på Generer alle objekter.
      2. Opret valg. Klik på Eksplicit værktøjslinjen Definitionerfor at oprette en markering til metaldomænet. Vælg de geometrier, der repræsenterer elektroderne. Derefter skal du højreklikke på Eksplicit 1 for at omdøbe den. Skriv Metal i det nye etikettekstfelt.
        1. På den anden side skal du klikke på Komplementerværktøjslinjen Definitioner. Find sektionen Inputobjekter i vinduet Komplementindstillinger. Klik derefter på Tilføj under Valg, der skal inverteres, og vælg Metal på listen Markeringer, der skal inverteres, i dialogboksen Tilføj. Højreklik derefter i Komplement 1 for at omdøbe den. Skriv Modeldomæne i det nye etikettekstfelt.
      3. Opret grænser. Klik på Eksplicit på værktøjslinjen Definitioner. Derefter skal du finde sektionen Inputobjekter i vinduet Indstillinger for Eksplicit og vælge Grænse på listen Geometrisk objektniveau. Her skal du vælge alle grænser for den nederste elektrode. Højreklik på Eksplicit 2 for at omdøbe den. Skriv Grundgrænser i det nye etikettekstfelt. Gentag disse trin, men vælg alle grænser for den øverste elektrode. Højreklik derefter på Eksplicit 3 for at omdøbe den. Skriv Terminal-grænser i det nye etikettekstfelt.
      4. Tilføj elektriske strømme. Klik på Elektriske strømme (ec)under Komponent 1 i vinduet Modelbygger. Find derefter sektionen Domænevalg i vinduet Indstillinger for elektrisk strøm. Vælg Modeldomænelisten Valg . Klik på Grænser på værktøjslinjen Fysik, og vælg Jord. Derefter skal du finde afsnittet Grænsevalg i vinduet Jordindstillinger og vælge Jordgrænservalglisten.
        1. Klik derefter på Grænser , og vælg Terminal værktøjslinjen Fysik. Endelig skal du finde sektionen Grænsevalg i vinduet Terminalindstillinger og vælge Terminalgrænservalglisten. Her skal du finde afsnittet Terminal og vælge Spænding terminallisten og skrive 100 V.
      5. Tilføj materialer. Klik på Tilføj materialeværktøjslinjen Hjem for at åbne vinduet Tilføj materiale. Søg luft og rustfrit stål og tilføje dem til Model Builder vinduet. Klik derefter på Tomt materialeværktøjslinjen Hjem, og tilføj tre nye blanke materialer til kulturmedier, stilladser (hydrogel) og polystyren (kulturbrøndplade).
      6. Vælg et tomt materiale for at tildele de dielektriske egenskaber. Find listen Materialeegenskaber i vinduet Materialeindstillinger, og vælg relativ godkendelse og elektrisk ledningsevne på listen Grundlæggende egenskaber. De dielektriske egenskaber for kulturmedier, hydrogel og kulturbrøndplade er anført i tabel 2. Gentag denne procedure for alle tomme materialer.
      7. Tildel hvert materiale til de geometrier, der tidligere er bygget. Vælg luftmaterialet fra vinduet Modelgenerator. Vælg derefter de domæner, der svarer til luft, i vinduet Grafik. Gentag dette trin for alle oprettede materialer. Sørg for, at hvert domæne svarer til det korrekte materiale. Hvis du vil sikre dig, at alle materialer er korrekt tildelt, skal du klikke på hvert materiale i vinduet Modelgenerator og se, om domænerne er fremhævet med blåt i vinduet Grafik.
      8. Byg mesh. Højreklik på Mesh 1 i vinduet Modelgenerator , og vælg Fri trekantet. Gentag dette trin ved at vælge Størrelse. Vælg Maskekontrolleret af brugeren på listen Sekvenstype i vinduet Maskeindstilling. Udvid derefter maskeindstillingerne i vinduet Modelgenerator , og klik på Størrelse.
      9. Find elementstørrelsesparametre i vinduet Størrelsesindstilling, og skriv 1 mm for maksimal elementstørrelse, 0,002 mm for mindste elementstørrelse, 1,1 for maksimal varevæksthastighed, 0,2 for krumningsfaktor og 1 for opløsning af smalle områder. Udvid derefter maskeindstillingerne i vinduet Modelgenerator , og klik på Gratis trekantet 1. Her skal du vælge alle de domæner, der skal sammentælles. Klik til sidst på Generer alt i vinduet Maskeindstilling.
      10. Opret undersøgelse. Klik på Studie 1 i vinduet Modelgenerator. Find derefter afsnittet Studieindstillinger i vinduet Studieindstillinger, og fjern markeringen i afkrydsningsfeltet Generer standardplotter. Udvid noden Undersøgelse 1 i vinduet Modelgenerator , og klik på Trin 1: Frekvensdomæne. Find endelig afsnittet Studieindstillinger i vinduet Indstillinger for frekvensdomæne, og skriv 60 kHz i tekstfeltet Frekvenser.
      11. Beregn undersøgelse. Klik på Vis standardløser på værktøjslinjen Undersøgelse. Udvid derefter noden Undersøgelse 1-problemløserkonfigurationer i vinduet Modelgenerator. Udvid noden Løsning 1 (sol1) i vinduet Modelgenerator. Klik derefter på Stationær problemløser 1 i vinduet Stationære problemløserindstillinger, find sektionen Generelt, og skriv 1e-6 i tekstfeltet Relativ tolerance. Klik til sidst på Beregn værktøjslinjen Undersøgelse.
      12. Plot resultater. Vælg sektionen Resultater på værktøjslinjen Hjem , og tilføj 2D-plotgruppe. Højreklik derefter på 2D-plotgruppe 1 i vinduet Modelgenerator , og vælg Surface. Find derefter afsnittet Data i vinduet Overfladeindstillinger , og vælg Forløber. Derefter skal du finde sektionen Udtryk i vinduet Surface Settings. her skal du klikke på plussymbolet (+) for at åbne et nyt vindue og finde følgeruten fra valglisten (Model - Komponent 1 - Elektrisk strøm - Elektrisk). Her skal du vælge ec.normE - EF Norm. Endelig skal du klikke på Grafik i vinduet Overfladeindstillinger for at afbilde resultaterne.
    2. Opbygning af en model til MF'er
      1. Opret geometrier. Vælg Geometrii Modelgenerator. Find derefter sektionen Enheder, og vælg mm. Vælg Rektangel på værktøjslinjen Geometri , og skriv dimensionerne for hver komponent i boksen Størrelse og figur i indstillingerne for rektangelvinduet . Geometrien består af luft og bød (se dimensionerne af hvert element i tabel 1). Når alle geometrier er bygget, skal du klikke på Generer alle objekter.
      2. Tilføj materialer. Klik på Tilføj materialeværktøjslinjen Hjem for at åbne vinduet Tilføj materiale. Søg luft og kobber og tilføje dem til Model Builder vinduet. De dielektriske egenskaber for kobber findes i tabel 2.
      3. Opret grænser. Klik på Magnetfelt i vinduet Modelgenerator. Her skal du finde listen Ligning i vinduet Indstillinger for magnetfelter og vælge Frekvensdomæneligning på listen Ligningsformular. Vælg Fra problemløserlisten Frekvens . Find derefter Ampere's Lawlisten magnetfelt i vinduet Model builder. I typen 293.15[K] i Temperatur, 1[atm] i Absolut Tryk fra input model listen. Vælg derefter Solid på listen Materialetype i vinduet Ampere's Law Settings. Sørg for, at elektrisk ledningsevne, relativ tilladthed og relativ permeabilitet svarer til fra-materialet på listen.
      4. Find Axial Symmetry på listen Magnetfelt i vinduet Modelgenerator. Sørg for, at den aksiale symmetrilinje er fremhævet i både listen Over grænser og det grafiske vindue. Find derefter Magnetisk isolation på listen Magnetfelt i vinduet Modelgenerator. Sørg for, at grænserne fra geometrien er fremhævet i både listen Over grænser og i vinduet Grafik.
      5. Find startværdier på listen Magnetfelt i vinduet Modelgenerator. Vælg de geometrier, der tidligere er oprettet, og medtag dem i domænevalget i vinduet Indstillinger for startværdier.
      6. Introducer spolefunktioner. Find flere spoler på listen Magnetfelt i vinduet Modelgenerator. Her vælges den geometri, der repræsenterer spolen, og medtager dem i vinduet Domænevalg i vinduet Indstillinger for flere spoler.
      7. Find listen Flere spoler i vinduet Flere spoleindstilling. her skal du finde spole excitation liste og vælg Nuværende; derefter type 1[A] på den nuværende coilliste, 450 i antallet af drejninger og 6e7[S/m] i Coil-ledningsevnen.
      8. Find sidefeltet Coil wire og vælg nordamerikansk kabeldiameter (Brown &Sharpe) på listen, og skriv 18 i indstillingen AWG. Sørg for, at Relativ godkendelse og relativ permeabilitet svarer til Fra materiale på listen.
      9. Byg mesh. Vælg Maskekontrolleret af fysikken på listen Sekvenstype i vinduet Maskeindstilling. Find derefter Elementstørrelsesparametre i vinduet Maskeindstilling, og vælg Ekstremt fint. Til sidst skal du markere alle de domæner, der skal være meshed, og klikke på Generer alle i vinduet Maskeindstilling.
      10. Opret undersøgelse. Klik på Studie 1 i vinduet Modelgenerator. Find derefter afsnittet Studieindstillinger i vinduet Studieindstillinger, og fjern markeringen i afkrydsningsfeltet Generer standardplotter. Udvid noden Undersøgelse 1 i vinduet Modelgenerator , og klik på Trin 2: Frekvensdomæne. Endelig skal du finde afsnittet Studieindstillinger i vinduet Indstillinger for frekvensdomæne og skrive 60 Hz i tekstfeltet Frekvenser.
      11. Beregn undersøgelse. Klik på Vis standardløser på værktøjslinjen Undersøgelse. Udvid derefter noden Undersøgelse 1-problemløserkonfigurationer i vinduet Modelgenerator. Udvid noden Løsning 1 (sol1) i vinduet Modelgenerator. Klik derefter på Stationær problemløser 1 i vinduet Stationære problemløserindstillinger, og find afsnittet Generelt, og skriv 1e-6 i tekstfeltet Relativ tolerance. Klik til sidst på Beregn værktøjslinjen Undersøgelse.
      12. Plot resultater. Vælg sektionen Resultater på værktøjslinjen Hjem , og tilføj 2D-plotgruppe. Højreklik derefter på 2D-plotgruppe 1 i vinduet Modelgenerator , og vælg Surface. Find derefter afsnittet Data i vinduet Overfladeindstillinger , og vælg Forløber.
      13. Find sektionen Udtryk i vinduet Overfladeindstillinger. Klik her på plussymbolet (+) for at åbne et nyt vindue og finde følgende rute på valglisten (Model - Komponent 1 - Magnetfelt - Magnetisk). Her skal du vælge mf.normB - Magnetisk fluxtæthed Norm. Endelig skal du klikke på Grafik i vinduet Overfladeindstillinger for at afbilde resultaterne.

2. Udformning og fremstilling af elektriske og magnetiske stimuleringsanordninger

  1. Den elektriske stimulatorenhed
    BEMÆRK: Det er sammensat af et kredsløb baseret på Wien Bridge Oscillator og to parallelle rustfri stål elektroder. Kredsløbet er en RC oscillator af faseskift, som bruger en positiv og negativ feedback. Wien Bridge Oscillator er sammensat af et blylagsnetværk, der deler indgangsspændingen med kombinationen af to arme af broen: en modstand R5 med kondensator C2 i serie, og en modstand R6 med kondensator C3 parallelt (Figur 1A). Disse komponenter modulerer oscillatorens frekvens. Følg de næste trin for at bygge den elektriske stimulatorenhed:
    1. Hyppigheden beregnes ved hjælp af resonansfrekvensligningen (1).
      Equation 1
      Hvor R = R5 = R6 er modstande og C = C2 = C3 er kondensatorer. Både R og C er placeret i broens to arme (Figur 1A). Brug R5 = R6 = 2,6 kΩ og C2 = C3 = 1 nF for at opnå en frekvens på 60 kHz. Modstande og kondensatorer kan beregnes, hvis der kræves en anden frekvens.
    2. Design kredsløbet på en sådan måde, at forstærkerens spændingsforøgelse automatisk kompenserer for amplitudeændringerne i udgangssignalet. I figur 1A er det muligt at observere kredsløbets skema, mens de elektroniske komponenter i afsnittet Tabel over materialer er opført til at bygge kredsløbet.
    3. Beregn kombinationen af modstande for at generere de fire udgangsspændinger. Som vist i figur 1Askal du bruge en kombination af modstande R11, R12, R13 og R14 (tilsvarende modstand på 154 Ω) til at generere en spænding på 50 Vp-p; modstande R17, R18 og R19 i serie (tilsvarende modstand på 47,3 Ω) for at opnå en spænding på 100 Vp-p; modstande R9 og R10 i serie (tilsvarende modstand på 25,3 Ω) til at generere en spænding på 150 Vp-p; og en kombination af modstande R15 og R16 (tilsvarende modstand på 16,8 Ω) for at opnå en spænding på 200 Vp-p.
    4. Brug en transistor (TIP 31C) og en ferritkernetransformer til at implementere et signalforstærkningstrin. En toroidal ferritkerne blev brugt til at vinde en AWG 24 kobbertråd og afsluttede en relation 1:200. Brug to kondensatorer (C4 og C5) af 100 nF parallelt før transformeren til at korrigere signalet (Figur 1A).
    5. Forbered printet ved hjælp af en tredjeparts PCB-produktionsservice. Kredsløbets skematiske diagram findes i figur 1. Placer alle komponenter på PRINT med antistatisk pincet. Brug tin lodde og loddejern til lodde alle komponenter.
    6. Fremstilling af en plastkasse med indgangsstik for at beskytte kredsløbet. Implementer tre indgangsstik for at give kredsløbet energi (12 V, -12 V og jord). Brug to indgangsforbindelser til at forbinde elektroderne. Medtag tre kontakter for at ændre modstandskombinationen for at opnå de fire udgangsspændinger. Det elektroniske kredsløb samles i plastkassen(figur 1B).
    7. To parallelle elektroder i rustfrit stål (200 x 400 x 2 mm) og loddetilførselsstik til hver kant fremstilles. Elektroderne er placeret over Teflon eller akrylstøtter for at eliminere enhver kontakt med inkubatorens metaloverflade (Figur 1C).
    8. Brug en autoklave ved 394,15 K (121 °C) i 30 minutter for at sterilisere elektroderne og brug ultraviolet i løbet af natten til at sterilisere de ledninger, der er i kontakt med inkubatoren.
    9. Test den elektriske stimuleringsanordning. Juster strømforsyningen i serie for at generere en udgangsspænding på +12 V og -12 V mellem jorden og positive og negative terminaler. Kontroller strømforsyningens udgangsspænding med et multimeter. Tilslut hver udgang af strømforsyningen i den korrekte indgang af den elektriske stimulator (+12 V, -12 V og jorden). Tilslut hver elektrode i det korrekte indgangsstik til den elektriske stimulator. Polariteten er ikke vigtig, da vi arbejder på AC-strøm. Placer en dyrkningsbrøndplade mellem elektroderne, og kontroller udgangssignalet med et oscilloskop. Juster kontakterne for den elektriske stimulator for at generere de fire udgangsspændinger (50, 100, 150 og 200 Vp-p).
    10. Sikkerhedsanbefalinger. For at undgå problemer ved overførsel eller fjernelse af elektroderne fra inkubatoren skal du sørge for, at kablerne ikke er sammenfiltrede. Afbryd kabler fra oscillatoren, før elektroderne fjernes fra inkubatoren. Placer aldrig elektroderne uden akryl- eller Teflon-understøtningerne.
  2. Den magnetiske stimulatorenhed
    1. Anslå antallet af sving for at sikre en homogen MF inde i spolen ved hjælp af ligningen (2), der beskriver MF inde i en solenoid spole.
      Equation 2
      hvor μ0 er vakuumets magnetiske permeabilitet (4π×10-7), er N antallet af drejninger af kobbertråden, jeg er strømmen, og h, som skal være større end dens diameter, er længden af solenoidspolen.
    2. Bestem antallet af omdrejninger ved at vælge en længde (h) på 250 mm, strøm på 1 A og en B-int = 2mT.
    3. Fremstilling af spolen. Et polyvinylchloridrør (PVC) med en længde på 250 mm og en diameter på 84 mm for at vinde en AWG 18 kobbertråd, der udfører 450 omdrejninger (Figur 2A). Dimensioner blev valgt baseret på den tilgængelige plads inde i inkubatoren.
    4. Fremstilling af en cellekultur godt plade støtte. Byg en polymethylmethan methacrylat (PMMA) støtte for at sikre, at godt plader på 35 mm altid var placeret i midten af spolen, hvor MF'er er homogene (Figur 2A).
    5. Fremstilling af en transformer for at øge kredsløbets strøm. Byg en transformer med en effekt på 1 A - 6 V AC for at nå et maksimum på MF på 2 mT. Transformerens indgangsspænding var 110 V AC ved 60 Hz. Disse parametre svarer til udgangsspændingen og frekvensen af en sydamerikanød.
    6. Tilslut kredsløbet. Transformeren er forbundet direkte til stikkontakten. Brug en variabel modstand (rheostat) til at variere strømmen og generere MF'er fra 1 til 2 mT. Tilslut en sikring for at beskytte kredsløbet (Figur 2B).
    7. Brug ultraviolet i løbet af natten for at sterilisere de ledninger, der er i kontakt med inkubatoren. Pak spolen ind med gennemsigtig strækfilm, og brug ethanol til at sterilisere spolen.
    8. Test MF-enheden. Brug et teslameter til at måle MF-størrelsen inde i spolen. Teslametersonden var placeret i midten af spolen, hvilket gjorde det muligt at måle MF'er og strømme samtidigt.
    9. Varier MF-størrelsen. Brug en rheostat til at ændre kredsløbets modstand (Figur 2B). En modstandsværdi på 0,7 Ω blev brugt til at generere MF'er på 1 mT.
    10. Sikkerhedsanbefalinger. For at undgå problemer ved overførsel eller fjernelse af magnetformen fra inkubatoren skal du sørge for, at kablerne ikke er sammenfiltrede. Afbryd kabler fra transformeren, før du fjerner magnetformen fra inkubatoren. Placer aldrig solenoiden uden PMMA-støtten. Tag godt fat i både PMMA-støtte fra basen og solenoiden, når du overfører eller fjerner fra inkubatoren.

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

Beregningssimulering
Fordelingen af EF'er og MF'er fremgår af figur 3. På den ene side var det muligt at observere den homogene fordeling af EF'er i kapacitive systemet (figur 3A). Ef blev plottet til at observere feltets størrelse i den biologiske prøve (Figur 3B). Denne simulering var nyttig til at parametrisere elektrodernes størrelse og fremstille dem for at undgå kanteffekten. På den anden side var det muligt at observere den homogene fordeling af MF'er, der genereres af solenoidspolen (Figur 3C). MF blev plottet til at observere i detaljer størrelsen af feltet inde i spolen (Figur 3D). Denne simulering var vigtig måle afstanden, hvor MF er den samme og opbygge PMMA støtte. Denne støtte sikrer en homogen fordeling af MF ikke kun i midten af spolen, men også i de biologiske prøver, der skal stimuleres.

Signaler fra elektriske og magnetiske stimulatorer
Udgangssignaler genereret af elektrisk stimulator er vist i figur 4. Det er relevant at understrege, at signaler opfanget af oscilloskopet blev taget direkte i elektroderne, da spændingerne vil være højere (Figur 4A). Denne spændingsvariation gives ved elektrodernes kapacitance. Udgangsspændingen svinger i en rækkevidde på ± 5 V ved 60 kHz; for eksempel var udgangssignalerne 54,9 Vp-p (Figur 4B), 113 Vp-p (Figur 4C), 153 Vp-p (Figur 4D) og 204 Vp-p (Figur 4E) for henholdsvis 50, 100, 150 og 200 Vp-p.

Det outputsignal , der genereres af den magnetiske stimulator , er vist i figur 5. Signalet opfanget af oscilloskopet blev direkte taget i udgangskablerne i spolen (Figur 5A). Udgangsspændingen svinger i intervallet ± 15 V p-p ved 60 Hz (Figur 5B).

Figure 1
Figur 1. Elektrisk stimuleringsanordning. A) Kredsløb, der genererer spændinger på 50, 100, 150 og 200 Vp-p ved 60 kHz sinus bølgeform. B) Printkort i kabinettet. C) Elektroder inde i inkubatoren. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 2
Figur 2. Magnetisk stimuleringsanordning. A) Skematisk repræsentation af den magnetiske stimulatorenhed og PMMA-understøttelsen. B) Circuit at generere MFs. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 3
Figur 3. Beregningssimulering af EF'er og MF'er. A) Fordeling af EF'er i og uden for kapacitive systemet. B) Fordelingen af EF'er inden for hydrogelområdet er angivet med røde detaljer. C) Fordeling af MF'er i og uden for spolen. D) Fordeling af MF'er i midten af spolen, den region af interesse er angivet i en rød detalje. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 4
Figur 4. Sinusformet signal genereret af elektrisk stimulator. A) Signalverificering genereret af den elektriske stimulator. B) Signal ved 50 Vp-p. C) Signal ved 100 Vp-p. D) Signal på 150 Vp-p. E) Signal på 200 Vp-p. Alle målinger svinger i en rækkevidde på ± 5V ved 60 kHz. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 5
Figur 5. Sinusformet signal genereret af den magnetiske stimulator. A) Signalverifikation genereret af den magnetiske stimulator. B) Signal på 15 Vp-p på 60 Hz. Klik her for at se en større version af dette tal.

system Komponenter Bredde (mm) Højde (mm)
Elektrisk system luft 100 100
Elektroder 50 5
Godt plade 7 20
Hydrogel 3.5 3.5
Kultur medier 6 8
Magnetisk system luft 500 600
spole 2 250

Tabel 1. Dimension af geometrier, der komponerer elektriske og magnetiske systemer.

system Komponenter Relativ tilladelse (ε) Ledningsevne (σ)
Elektrisk system luft 1 0
Elektroder 1 1.73913 [MS/m]
Godt plade 3.5 6.2E-9 [S/m]
Hydrogel 8.03E3 7.10E-2 [S/m]
Kultur medier 2.67E4 7.20E-2 [S/m]
Magnetisk system spole 1 5.998E7[S/m]

Tabel 2. Dielektriske egenskaber af elementer, der komponerer elektriske og magnetiske systemer.

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

Behandlinger, der anvendes til at helbrede forskellige patologier, der påvirker humane væv er farmakologiske behandlinger32 eller kirurgiske indgreb33, som søger at lindre smerter lokalt eller erstatte berørte væv med explants eller transplantationer. For nylig er autolog celleterapi blevet foreslået som en alternativ behandling til behandling af skadet væv, hvor celler isoleres fra patienten og udvides gennem in vitro-teknikker, der skal implanteres på skadesstedet34. I betragtning af at autolog celleterapi har vist sig at have direkte indflydelse på vævsgendannelse, er der udviklet forskellige strategier for at øge effektiviteten af denne teknik. For eksempel er biofysiske stimuli blevet brugt som en ikke-invasiv alternativ terapifor at stimulere flere typer biologiske prøver, modulere cellefunktionalitet ved at forbedre cellespredning og molekylær syntese35,36. Blandt de mest anvendte biofysiske stimuli er elektrostimulation og magnetterapi blevet anvendt bredt til at stimulere celler, vævsflaks og stilladser. Det har vist sig, at elektrostimulation reducerer smerter og øger helingsprocesserne i flere væv37. Med hensyn til magnetoterapi er det blevet beskrevet, at denne stimulus forbedrer integrationen af implantater med værtsvæv, fremskynder helingsprocesser, lindrer smerter lokalt og øger arstyrken8,38.

I betragtning af ovenstående er kombinationen af biomaterialer, cellekultur og eksterne biofysiske stimuli som EF'er og MF'er på in vitro-niveau blevet introduceret i vævsteknik som en alternativ terapeutisk teknik til at helbrede skadet væv8,39. Men at finde en bioreaktor, der hjælper med at stimulere forskellige væv, hvad enten sunde eller påvirket af traumatiske patologier, er en udfordring. I denne forbindelse har denne protokol til formål at udvikle både elektriske og magnetiske stimulatorer. I øjeblikket er der to mulige ordninger for anvendelse af EF' er. Den første metode består i at generere EF'er gennem direkte koblingssystemer, som bruges til at evaluere cellemigrering og orientering40,41,42. Der er dog begrænsninger såsom ændringer i cellekulturmediets biokompatibilitet med elektroder i kontakt, mulige ændringer i pH- og molekylære iltniveauer1. Desuden kan direkte koblet stimulering ikke forstærke højfrekvente signaler. Udgangen har tendens til at variere med tiden, hvilket genererer forsyningsspændingsændringer. Det har lidt temperaturstabilitet, på grund af dette ændres dets driftspunkter, og ved lave frekvenser mislykkes kondensatoren og fungerer som et åbent kredsløb43. I betragtning af disse begrænsninger blev den anden metode implementeret, hvor der blev anvendt eksterne parallelle elektroder. Denne metode til indirekte koblingssystem har vist en stigning i cellespredning og molekylær syntese3,7,17,22,44,45; de anordninger, der er udviklet af forskellige forfattere, har imidlertid ikke overvejet størrelsen af elektroder til at distribuere homogent EF'er. For eksempel genererer enheder faste spændinger og frekvenser, hvilket begrænser deres brug til at stimulere specifikke celler og væv. I denne undersøgelse blev elektrodernes størrelse derfor modelleret for at sikre en homogen fordeling af EF'er over biologisk væv. Derudover blev et kredsløb designet til at generere en frekvens og høje spændinger mellem elektroder, hvilket skabte forskellige EF'er, der overvinder de begrænsninger, der er forårsaget af impedansen af cellekulturens brøndplader og luft.

Solenoide spoler er alsidige enheder, der kan bruges til at stimulere biologiske prøver i inkubatoren, så atmosfæriske forhold forbliver stabile uden at påvirke fysiologiske træk ved biologiske prøver. Denne fordel belyser, at solenoid spoler er mulige alternativer mere end Helmholtz spoler, da disse skal være større i størrelse, hvilket forhindrer stimulering inde i inkubatorer46. Stimulering af biologiske prøver uden for inkubatoren kan føre i flere spørgsmål såsom cellekultur forurening, celle stress, pH ændringer af kultur medier, blandt andre. Da der er udviklet forskellige stimulatoranordninger til at stimulere flere celletyper og væv24,25,26,27, er det relevant at bygge anordninger , hvor MF-intensiteter kan varieres for at stimulere en bred vifte af biologiske prøver29,30. Derfor er den magnetiske stimulator i denne protokol forbundet med en reostat, som kan variere den strøm, der strømmer gennem magnetoiden ved at ændre deres modstand og strøm, parametre, der er direkte relateret til generering af MF'er. Et andet vigtigt træk at overveje i øjeblikket at bygge magnetiske enheder er fordelingen af MF'er. Her blev en beregningssimulering brugt til at simulere MF-fordelingen inde i solenoidspolen. Denne simulering gjorde det muligt at beregne antallet af sving af kobbertråden og længden af spolen for at generere homogene MF'er midt i spolen. Den beregningsmæssige simulering er et nyttigt værktøj til at beregne antallet af biologiske prøver, der skal stimuleres, hvilket sikrer, at alle prøver får samme feltstyrke47.

De biofysiske stimulatorer, der er udviklet i denne protokol, har nogle begrænsninger. For det første genererer det elektroniske kredsløb designet til elektrisk stimulator fire udgangsspændinger med en bestemt frekvens. Selvom kredsløbet overvinder begrænsningen ved at generere høje spændinger mellem elektroder1, kan det forbedres for at generere variable spændinger og frekvenser. Kredsløbet kan ændres til at generere forskellige frekvenser bare beregne enten modstande eller kondensatorer ved hjælp af ligning (1); Det er dog muligt at bruge variable modstande til manuelt at variere modstandsværdien. På samme måde kan en variabel modstand anvendes i kredsløbets forstærkningsfase til at variere udgangsspændingen. For det andet genererer det elektroniske kredsløb af den elektriske stimulator sinusformede signaler. Det ville være nyttigt at generere forskellige slags signaler såsom firkantede, trekantede, trapezformede og rampe, da disse typer signaler kan bruges til at stimulere en bred vifte af celler og biologiske prøver48,49. For at generere forskellige typer signaler kan den operationelle forstærker erstattes af en monolitisk funktionsgenerator, som kan producere bølgeformer af høj kvalitet med høj stabilitet og nøjagtighed med lav amplitude, og forstærkningsfasen kan erstattes af en ikke-inverterende operationel forstærker eller et stadium med NPN-transistorer. For det tredje, selv om den magnetiske stimulator genererer små MF-størrelser, har det vist sig, at disse intensiteter har direkte indvirkning på dynamikken i biologiske prøver24,28,30,38; Den magnetiske anordning kan dog forbedres for at generere variable MF'er og frekvenser for at stimulere en bred vifte af biologiske væv29.

Samlet set er denne protokol et nyttigt værktøj, der giver et teknologisk bidrag til det videnskabelige samfund, der arbejder med biofysisk stimulering af biologisk væv. Disse anordninger vil gøre det muligt for forskere at bruge EF'er og MF'er til at stimulere funktionen af sunde biologiske væv eller dem, der ændres af en bestemt patologi. I betragtning af dette i yderligere in vivo-undersøgelser vil forskellige parametre og variabler såsom elektroders størrelse, antal drejninger af spolen, stimulistyrken og stimuleringstiderne blive bestemt til homogent at fordele både EF'er og MF'er til dyr som svin, kalve, marsvin eller kaniner. Derudover kan bioreaktorer, der er designet i denne protokol, ekstrapoleres til kliniske indstillinger for at forbedre regenerative teknikker såsom autolog celleimplantation. Her kan bioreaktorer spille en vigtig rolle ved at stimulere biologiske prøver på in vitro-niveau for at forbedre de cellulære og molekylære træk ved celler, væv og stilladser, før de implanteres i patienten.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne erklærer, at de ikke har nogen interessekonflikt.

Acknowledgments

Forfatterne takker den finansielle støtte fra "Fondo Nacional de Financiamiento para la Ciencia, la Tecnología, y la Innovación -Fondo Francisco José de Caldas- Minciencias" og Universidad Nacional de Colombia gennem tilskuddet nr. 80740-290-2020 og den støtte, som Valteam Tech - Research and Innovation modtog for at levere udstyr og teknisk støtte i videoens udgave.

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).
Elektriske og magnetiske feltenheder til stimulering af biologisk væv
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