Summary
이 프로토콜은 생물학적 조직을 자극하는 데 사용되는 전기 및 자기 자극기를 모두 구축하는 단계별 프로세스를 설명합니다. 이 프로토콜에는 전산 전기 및 자기장을 시뮬레이션하고 자극기 장치의 제조를 위한 지침이 포함되어 있습니다.
Abstract
전기장(EF)과 자기장(MF)은 조직 공학에 의해 확산, 이주, 분화, 형태학 및 분자 합성과 같은 세포 역학을 개선하는 데 널리 사용되어 왔다. 그러나, 이러한 자극 강도와 자극 시간 변수는 세포, 조직 또는 비계중 하나를 자극할 때 고려될 필요가 있다. EF와 MF가 세포 반응에 따라 달라지는 것을 감안할 때, 생물학적 샘플을 자극하기 위해 적절한 생체 물리학 자극을 생성하는 장치를 구축하는 방법은 불분명합니다. 사실, 생물 물리학 자극이 적용될 때 계산 및 분포에 관한 증거의 부족이 있습니다. 이 프로토콜은 EF 및 MF를 생성하고 생물학적 샘플 안팎의 생물 물리학 자극 분포를 예측하는 계산 방법론의 구현을 위한 장치의 설계 및 제조에 중점을 두습니다. EF 장치는 생물학적 배양의 상단과 하단에 위치한 두 개의 병렬 스테인리스 스틸 전극으로 구성되었다. 전극은 60kHz에서 전압(50, 100, 150 및 200 Vp-p)을 생성하기 위해 발진기에 연결되었습니다. MF 장치는 60Hz에서 전류(1A) 및 전압(6V)을 생성하기 위해 변압기로 동력화된 코일로 구성되었다. 코일 한가운데에 있는 생물학적 배양을 찾기 위해 폴리메틸 메타크릴레이트 지원이 구축되었습니다. 계산 시뮬레이션은 생물학적 조직의 내부 와 외부의 EF및 MF의 균일 한 분포를 해명. 이 계산 모델은 전압, 주파수, 조직 형태학, 잘 플레이트 유형, 전극 및 코일 크기와 같은 매개 변수를 수정하여 세포 반응을 달성하기 위해 EF 및 MF를 추정할 수 있는 유망한 도구입니다.
Introduction
EF 및 MF는 세포 역학을 수정하여 조직1의세포외 매트릭스와 관련된 주요 분자의 증식 및 증가 합성을 자극하는 것으로 나타났습니다. 이러한 생물 물리학 자극은 특정 설정 및 장치를 사용하여 다른 방법으로 적용 될 수있다. EF를 생성하는 장치에 관해서는, 직접 결합 자극기는 시험관내의 생물학적 샘플과 접촉하거나 생체 내 환자 및 동물의 조직에 직접 이식되는 전극을사용한다. 그러나, 접촉중인 전극에 의한 생체 적합성 부족, pH 및 분자 산소 수준1의변화 등 여전히 제한및 결함이 있다. 반대로 간접 커플링 장치는 생물학적 샘플3과병행하여 배치되는 두 전극 사이에 EF를 생성하여 비침습적 대체 기술을 통해 생물학적 샘플을 자극하고 조직과 전극 간의 직접적인 접촉을 피할 수 있습니다. 이러한 유형의 장치는 환자에게 최소한의 침입으로 절차를 수행하기 위해 미래의 임상 응용 프로그램으로 추정될 수 있습니다. MF를 생성하는 장치와 관련하여 유도 결합 자극기는 세포 배양4,5주위에 위치한 코일을 통해 흐르는 시간 변화전류를 생성한다. 마지막으로, 과도 전자기장1을생성하기 위해 EF와 정적 MF를 사용하는 결합 된 장치가 있습니다. 생물학적 시료를 자극하는 다양한 구성이 있다는 점을 감안할 때, 생물물리학 자극이 적용될 때 장력 및 주파수와 같은 변수를 고려해야 합니다. 전압은 생물학적 조직의 행동에 영향을 미치기 때문에 중요한 변수입니다. 예를 들어, 세포 이동, 방향 및 유전자 발현이 적용된 전압3,6,7,8,9,10의진폭에 의존하는 것으로 나타났다. 주파수는 생체 내 자극에서 자연적으로 발생한다는 것을 입증했기 때문에 생물 물리학 자극에서 중요한 역할을 합니다. 그것은 높은 낮은 주파수 세포에 유익한 효과 입증 되었습니다.; 특히, 세포막 전압 게이트 칼슘 채널 또는 내세포 내 수준1,7,11에서상이한 신호 경로를 유발하는 내시경 망상에서.
상기에 따르면, EF를 생성하는 장치는 두 개의 병렬커패시터(12)에연결된 전압 발생기로 구성된다. 이 장치는 암스트롱 외에 의해 구현되었다 증식 속도와 연골 세포(13)의분자 합성을 모두 자극. 이 장치의 적응은 브라이튼 외에 의해 수행되었다 누가 자신의 상단과 하단 뚜껑을 드릴링하여 잘 판 세포 배양을 수정. 구멍은 아래 쪽 안경이 생물학적 조직을 배양하는 데 사용된 커버 슬라이드로 채워졌습니다. 전극은 각 커버 슬라이드에 배치되어 EFs14를생성했다. 이 장치는 전동 세포, 골세포 및 연골 이세포를 전기적으로 자극하는 데 사용되었으며, 세포증식(14,15,16 및분자 합성3,17)의증가를 나타냈다. Hartig 등에서 설계한 장치는 병렬 커패시터에 연결된 웨이브 제너레이터와 전압 증폭기로 구성되었습니다. 전극은 절연 케이스에 위치한 고품질 스테인리스 스틸로 만들어졌습니다. 이 장치는 골세포를 자극하는 데 사용되었으며, 증식 및 단백질분비(18)의현저한 증가를 나타냈다. 김등에서 사용하는 장치는 고전압 금속 산화물의 보완 반도체 제조 공정을 사용하여 구축된 양면 전류 자극기 칩으로 구성되었다. 배양 우물 플레이트는 전기 자극을 가진 전도성 표면 을 통해 세포를 배양하도록 설계되었습니다. 전극은 실리콘 플레이트19위에 금으로 코팅되었다. 이 장치는 골성형물을 자극하는 데 사용되었으며, 혈관 내피 성장인자(19)의증식 및 합성의 증가를 나타내고, 알칼리성 인산염 활성, 칼슘 증착 및 뼈 형태성단백질(20)의생산을 자극하였다. 유사하게, 본 장치는 인간 골수 중간엽 줄기세포(21)의혈관 내피 성장 인자의 증식 속도 및 발현을 자극하기 위해 사용되었다. 나카수지 등에서 설계한 장치는 백금 판에 연결된 전압 발전기로 구성되었다. 전극은 24개의 다른 지점에서 전기 전위를 측정하기 위해 제작되었습니다. 이 장치는 연골세포를 자극하는 데 사용되었으며, EFs가 세포 형태와 증식 및 분자합성(22)을증가시키지 않았다는 것을 보여준다. Au 등에서 사용하는 장치는 백금 와이어가 있는 심장 자극제에 연결된 두 개의 탄소 막대가 장착된 유리 챔버로 구성되었습니다. 이 자극기는 심근세포와 섬유아세포를 자극하여 세포 신장및 섬유아세포정렬(23)을개선하는 데 사용되었다.
다른 MF 장치는 여러 유형의 생물학적 샘플을 자극하기 위해 Helmholtz 코일을 기반으로 제조되었습니다. 예를 들어, 헬름홀츠 코일은 연골세포의 증식 및 분자합성을 자극하는 데 사용되어왔다 24,25,관절 연골 의 프로테오글리칸 합성을강화(26),골세포와 같은 세포의 뼈 형성과 관련된 유전자 강화 조절을 개선하고, 내피세포(28)의 증식 및 분자발현을 증가시킨다. 헬름홀츠 코일은 다른 코일 앞에 있는 두 개의 코일 전체에 걸쳐 MF를 생성합니다. 코일은 동질적인 MF를 보장하기 위해 코일의 반지름과 동일한 거리로 배치되어야 합니다. Helmholtz 코일을 사용하는 단점은 필요한 MF 강도를 생성할 만큼 충분히 커야 하기 때문에 코일 치수에 있습니다. 또한 코일 사이의 거리는 생물학적 조직 주위의 MF의 균일한 분포를 보장하기에 충분해야합니다. Helmholtz 코일로 인한 문제를 피하기 위해 솔레노이드 코일 제조에 중점을 두는 다양한 연구가 있었습니다. 솔레노이드 코일은 구리 와이어로 감겨 MF를 생성하는 튜브를 기반으로 합니다. 구리 와이어 입력은 출구 또는 전원 공급 장치에 직접 연결하여 코일에 활력을 공급하고 솔레노이드의 중심에 MF를 생성할 수 있습니다. 코일이 회전할수록 MF가 생성될 수록 됩니다. MF 크기는 또한코일(29)에에너지를 불어넣기 위해 적용되는 전압 및 전류에 따라 달라집니다. 솔레로이드 코일은 HeLa, HEK293 및 MCF7 30 또는 중간엽 줄기세포(31)와같은 자기적으로 다른 종류의 세포를 자극하는 데 사용되어 왔다.
다른 저자가 사용하는 장치는 전기 전극의 적절한 크기 또는 코일의 정확한 길이를 고려하여 EF와 MF를 균일하게 분배하지 않았습니다. 또한 장치는 고정 전압과 주파수를 생성하여 특정 생물학적 조직을 자극하는 데 사용을 제한합니다. 이러한 이유로 이 프로토콜에서는 생체 샘플을 통해 EF및 MF의 균일한 분포를 보장하기 위해 정전용량 시스템과 코일을 모두 시뮬레이션하여 에지 효과를 피하기 위해 전산 시뮬레이션 지침이 수행됩니다. 또한, 전자 회로의 설계는 전극과 코일 사이의 전압과 주파수를 생성하여 세포 배양의 임피던스로 인한 한계를 극복할 수 있는 EF와 MF를 생성하는 것으로 나타났다. 이러한 수정은 비 침습적 및 적응 생물 반응기의 생성이 어떤 생물학적 조직을 자극할 수 있게 할 것입니다.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. EF 및 MF 시뮬레이션
참고: COMSOL 멀티물리학에서 EF 및 MF의 시뮬레이션이 수행되었습니다.
- 축선 2D 구성을 선택하여 도메인 전기 및 자기 를 모두 나타냅니다.
- 물리 구성에서 전류 인터페이스를 선택하여 병렬 전극으로 EF를 계산하거나 자기장 인터페이스를 선택하여 코일 주위의 MF를 계산합니다.
- 스터디 구성에서 주파수 도메인을 선택하여 하나 또는 여러 주파수에 대해 고조파 흥분을 받는 선형 또는 선형화된 모델의 응답을 계산합니다.
- 인터페이스 내부에 들어가모델 빌드를 시작하면 관심 모델에 따라 다음 단계를 따르십시오.
- EF용 모델 구축
- 형상을 만듭니다. 모델 빌더에서 형상을 선택합니다. 그런 다음 단위 섹션을 찾아 mm을 선택합니다. 형상 도구 모음에서 사각형을 선택하고 사각형 창 설정의 크기 및 모양 상자에 각 구성 요소의 치수를 입력합니다. 기하학은 공기, 2개의 병렬 전극, 배양 우물판, 배양 배지 및 생물학적 샘플로 구성되며, 이 경우 히알루론산의 비계로 표현된다- 젤라틴 하이드로겔(표 1의각 요소의 치수 참조). 모든 형상이 빌드되면 모든 개체 빌드를 클릭합니다.
- 선택을 만듭니다. 정의 도구 모음에서 명시적 을 클릭하여 금속 도메인에 대한 선택 영역을 만듭니다. 전극을 나타내는 형상을 선택합니다. 그런 다음 명시적 1을 마우스 오른쪽 단추로 클릭하여 이름을 바꿉니다. 새 레이블 텍스트 필드에 금속을 입력합니다.
- 반면에 정의 도구 모음에서 보완을 클릭합니다. 보완 설정 창에서 입력 엔터티 섹션을 찾습니다. 그런 다음 반전할 선택 에서 추가를 클릭하고 선택 항목에서 금속을 선택하여 대화 상자 추가 상자에서 목록을 반전시합니다. 그 후, 그것을 이름을 변경하려면 보완 1에서 마우스 오른쪽 단추를 클릭합니다. 새 레이블 텍스트 필드에 모델 도메인을 입력합니다.
- 경계를 만듭니다. 정의 도구 모음에서 명시적 을 클릭합니다. 후 명시적 설정 창과 기하학적 엔터티 수준 목록에서 입력 엔터티 섹션을 찾아 경계를 선택합니다. 여기서 는 하단 전극에 대한 모든 경계를 선택합니다. 명시적 2를 마우스 오른쪽 단추로 클릭하여 이름을 바꿉니다. 새 레이블 텍스트 필드에 접지 경계를 입력합니다. 이러한 단계를 반복하지만 상부 전극에 대한 모든 경계를 선택합니다. 그 후, 마우스 오른쪽 버튼 3을 클릭하여 이름을 바꿉니다. 새 레이블 텍스트 필드에 터미널 경계를 입력합니다.
- 전류를 추가합니다. 모델 빌더 창에서 구성 요소 1 아래에서 전류(ec)를 클릭합니다. 그런 다음 전류 설정 창에서 도메인 선택 섹션을 찾습니다. 선택 목록에서 모델 도메인을선택합니다. 물리 도구 모음에서 경계를 클릭하고 지면을선택합니다. 그 후 접지 설정 창에서 경계 선택 섹션을 찾아 선택 목록에서 접지 경계를 선택합니다.
- 그 후 경계를 클릭하고 물리 도구 모음에서 터미널을 선택합니다. 마지막으로 터미널 설정 창에서 경계 선택 섹션을 찾아 선택 목록에서 터미널 경계를 선택합니다. 여기서 터미널 단면을 찾아 단자 목록에서 전압을 선택하고 100 V를 입력합니다.
- 재질을 추가합니다. 홈 도구 모음에서 재질 추가를 클릭하여 재질 추가 창을 엽니다. 공기와 스테인레스 스틸을 검색하고 모델 빌더 창에 추가합니다. 그런 다음 홈 툴바의 빈 재료를 클릭하고 문화 매체, 스캐폴드(하이드로겔) 및 폴리스티렌(문화 우물판)에 대한 세 가지 새로운 빈 재료를 추가합니다.
- 빈 재질을 선택하여 유전체 특성을 할당합니다. 재질 설정 창에서 재질 속성 목록을 찾고 기본 속성 옵션 목록에서 상대적 허용도 및 전기 전도도를 선택합니다. 문화 매체, 하이드로겔 및 문화권용 유전체 특성은 표 2에있다. 모든 빈 재질에 대해 이 절차를 반복합니다.
- 이전에 빌드된 형상에 각 재질을 할당합니다. 모델 빌더 창 의 공기 재질 형성을 선택합니다. 그런 다음 그래픽 창에서 공기에 해당하는 도메인을 선택합니다. 생성된 모든 재질에 대해 이 단계를 반복합니다. 각 도메인이 올바른 재질에 해당하는지 확인합니다. 모든 재질이 올바르게 할당되었는지 확인하려면 Model Builder 창의 각 재질을 클릭하고 그래픽 창 내에서 도메인이 파란색으로 강조 표시되는지 확인합니다.
- 메시를 빌드합니다. 모델 빌더 창에서 메시 1을 마우스 오른쪽 단추로 클릭하고 무료 삼각형을 선택합니다. 크기를 선택하여 이 단계를 반복합니다. 메시 설정 창에서 시퀀스 유형 목록에서 사용자가 제어하는 메시를 선택합니다. 그런 다음 모델 빌더 창에서 메시 옵션을 확장하고 크기를 클릭합니다.
- 크기 설정 창에서 요소 크기 매개 변수를 찾고 최대 요소 크기에 대해 1mm, 최소 요소 크기에 대한 0.002 mm, 최대 항목 증가율1.1, 곡률 계수의 경우 0.2, 좁은 영역의 해상도를 위한 1을 찾습니다. 그런 다음 모델 빌더 창에서 메시 옵션을 확장하고 무료 삼각형 1을클릭합니다. 여기서 메시할 모든 도메인을 선택합니다. 마지막으로 메시 설정 창에서 모든 빌드를 클릭합니다.
- 스터디를 만듭니다. 모델 빌더 창에서 스터디 1을 클릭합니다. 그런 다음 스터디 설정 창에서 스터디 설정 섹션을 찾아 기본 플롯 생성 확인란을 지웁니다. 모델 빌더 창에서 스터디 1 노드를 확장하고 1단계: 주파수 도메인을 클릭합니다. 마지막으로 주파수 도메인 설정 창에서 스터디 설정 섹션을 찾고 주파수 텍스트 필드에 60kHz를 입력합니다.
- 스터디를 계산합니다. 스터디 도구 모음에서 기본 솔버 표시를 클릭합니다. 그런 다음 모델 빌더 창에서 스터디 1 솔버 구성 노드를 확장합니다. 모델 빌더 창에서 솔루션 1(sol1) 노드를 확장합니다. 그 후 고정 솔버 설정 창에서 고정 솔버 1을 클릭하고 일반 섹션을 찾아 상대 공차 텍스트 필드에서 1e-6을 입력합니다. 마지막으로 스터디 도구 모음에서 계산을 클릭합니다.
- 결과를 플롯합니다. 홈 도구 모음에서 결과 섹션을 선택하고 2D 플롯 그룹을 추가합니다. 그런 다음 모델 빌더 창에서 2D 플롯 그룹 1을 마우스 오른쪽 단추로 클릭하고 Surface를 선택합니다. 그런 다음 Surface 설정 창에서 데이터 섹션을 찾아 전구체를 선택합니다. 이후 서피스 설정 창에서 표현식 섹션을 찾습니다. 여기, 새 창을 열고 선택 목록에서 다음 경로를 찾기 위해 플러스 (+) 기호(+)를 클릭 (모델 - 구성 요소 1 - 전류 - 전기). 여기, ec.normE를선택 - EF Norm . 마지막으로 표면 설정 창의 그래픽을 클릭하여 결과를 플롯합니다.
- MF용 모델 구축
- 형상을 만듭니다. 모델 빌더에서 형상을 선택합니다. 그런 다음 단위 섹션을 찾아 mm을 선택합니다. 형상 도구 모음에서 사각형을 선택하고 사각형 창 설정의 크기 및 모양 상자에 각 구성 요소의 크기를 입력합니다. 지오메트리는 공기와 쿠퍼로 구성됩니다(표 1의각 요소의 치수 참조). 모든 형상이 빌드되면 모든 개체 빌드를 클릭합니다.
- 재질을 추가합니다. 홈 도구 모음에서 재질 추가를 클릭하여 재질 추가 창을 엽니다. 공기와 구리를 검색하고 모델 빌더 창에 추가합니다. 구리의 유전체 특성은 표 2에있습니다.
- 경계를 만듭니다. 모델 빌더 창에서 자기 장을 클릭합니다. 여기서 자기장 설정 창에서 방정식 목록을 찾고 방정식 양식 목록에서 주파수 도메인 방정식을 선택합니다. 주파수 목록에서 솔버에서 선택합니다. 후 모델 빌더 창에서 자기장 목록에서 Ampere의 법칙을 찾습니다. 입력 모델 목록에서 절대 압력으로 온도의293.15[K] 유형, 1[atm]. 그런 다음 Ampere의 법률 설정 창에서 재료 유형 목록에서 솔리드를 선택합니다. 전기 전도도, 상대적 허용도 및 상대적 투과성이 목록의 From 재료에 해당하는지 확인합니다.
- 모델 빌더 창의 자기장 목록에서 축 대칭을 찾습니다. 경계 선택 목록과 그래픽 창 모두에서 축 대칭 선이 강조 표시되어 있는지 확인합니다. 그런 다음 모델 빌더 창의 자기장 목록에서 자기 격리를 찾습니다. 경계 선택 목록과 그래픽 창 모두에서 형상의 경계가 강조 표시되어 있는지 확인합니다.
- 모델 빌더 창에서 자기장 목록에서 초기 값을 찾습니다. 이전에 빌드된 형상을 선택하고 초기 값 설정 창에서 도메인 선택에 포함합니다.
- 코일 기능을 소개합니다. 모델 빌더 창에서 자기장 목록에서 여러 코일을 찾습니다. 여기서 코일을 나타내는 형상을 선택하고 다중 코일 설정 창에서 도메인 선택 영역에 포함합니다.
- 여러 코일 설정 창에서 여러 코일 목록을 찾습니다. 여기, 코일 여기 목록을 찾아 현재를선택; 그 후 코일 전류 목록에서 유형 1[A], 회전 수450, 코일 전도도에서 6e7[S/m].
- 코일 와이어 단면 영역을 찾아 목록에서 북미 케이블 직경(브라운 및 샤프)을 선택하고 AWG 옵션에서 18을 입력합니다. 상대적 허용도와 상대적 투과성이 목록의 자료와 일치하는지 확인합니다.
- 메시를 빌드합니다. 메시 설정 창에서 시퀀스 유형 목록에서 물리에 의해 제어되는 메시를 선택합니다. 이후 메시 설정 창에서 요소 크기 매개 변수를 찾아 매우 미세하게 선택합니다. 마지막으로 메시할 모든 도메인을 선택하고 메시 설정 창에서 모든 도메인 빌드를 클릭합니다.
- 스터디를 만듭니다. 모델 빌더 창에서 스터디 1을 클릭합니다. 그런 다음 스터디 설정 창에서 스터디 설정 섹션을 찾아 기본 플롯 생성 확인란을 지웁니다. 모델 빌더 창에서 스터디 1 노드를 확장하고 2단계: 주파수 도메인을 클릭합니다. 마지막으로 빈도 도메인 설정 창에서 스터디 설정 섹션을 찾고 주파수 텍스트 필드에 60Hz를 입력합니다.
- 스터디를 계산합니다. 스터디 도구 모음에서 기본 솔버 표시를 클릭합니다. 그런 다음 모델 빌더 창에서 스터디 1 솔버 구성 노드를 확장합니다. 모델 빌더 창에서 솔루션 1(sol1) 노드를 확장합니다. 그 후 고정 솔버 설정 창에서 고정 솔버 1을 클릭하고 일반 섹션을 찾아 상대 공차 텍스트 필드에서 1e-6을 입력합니다. 마지막으로 스터디 도구 모음에서 계산을 클릭합니다.
- 결과를 플롯합니다. 홈 도구 모음에서 결과 섹션을 선택하고 2D 플롯 그룹을 추가합니다. 그런 다음 모델 빌더 창에서 2D 플롯 그룹 1을 마우스 오른쪽 단추로 클릭하고 Surface를 선택합니다. 그런 다음 Surface 설정 창에서 데이터 섹션을 찾아 전구체를 선택합니다.
- 서피스 설정 창에서 표현식 섹션을 찾습니다. 여기에서 plus(+) 기호를 클릭하여 새 창을 열고 선택 목록에서 다음 경로를 찾습니다(모델- 구성 요소 1 - 자기장 - 자기). 여기, mf.normB를 선택 - 자기 플럭스 밀도 규범. 마지막으로 표면 설정 창의 그래픽을 클릭하여 결과를 플롯합니다.
- EF용 모델 구축
2. 전기 및 자기 자극 장치의 설계 및 제조
- 전기 자극기 장치
참고: Wien Bridge 발진기와 두 개의 평행 스테인리스 스틸 전극을 기반으로 하는 회로로 구성됩니다. 회로는 위상 변화의 RC 발진기이며, 이는 긍정적이고 부정적인 피드백을 사용합니다. Wien Bridge 발진기는 리드 라그 네트워크로 구성되며, 이는 입력 전압을 브리지의 두 팔의 조합으로 나눕니다. R5 커패시터 C2 시리즈, 그리고 저항 R6 커패시터 C3 병렬로 (그림 1A). 이러한 구성 요소는 발진기의 주파수를 조절합니다. 전기 자극기 장치를 구축하려면 다음 단계를 따릅니다.- 공진 주파수 방정식(1)을 사용하여 주파수를 계산합니다.
여기서 R = R5 = R6은 저항기이고 C = C2 = C3은 커패시터입니다. R과 C는 모두 다리의 두 팔에 배치됩니다(도1A). R5 = R6 = 2.6 kΩ 및 C2 = C3 = 1 nF를 사용하여 60 kHz의 주파수를 얻습니다. 저항기와 커패시터는 다른 주파수가 필요한 경우 계산될 수 있다. - 증폭기의 전압 게인이 출력 신호의 진폭 변화를 자동으로 보정하는 방식으로 회로를 설계합니다. 도 1A에서는 회로의 구성표를 관찰할 수 있으며, 재료표 섹션에서회로를 구축하기 위해 전자 성분이 나열되어 있다.
- 저항기의 조합을 계산하여 4개의 출력 전압을 생성합니다. 도 1A에도시된 바와 같이, 저항R11,R 12, R13 및 R 14(154 Ω의 동등한 저항)의 조합을 사용하여 50Vp-p의 전압을 생성한다; 저항기 R17, R18 및 R19 시리즈 (47,3 Ω 동등한 저항) 100 Vp-p의 전압을 얻기 위해; 150 Vp-p의 전압을 생성하기 위해 시리즈(25,3 Ω 동등한 저항)에서 저항R 9 및 R10; 및 저항R15 및 R16 (16,8 Ω 동등한 저항)의 조합은 200 Vp-p의 전압을 얻었다.
- 트랜지스터(TIP 31C)와 페릿 코어 변압기를 사용하여 신호 증폭 단계를 구현합니다. 토로이달 페리트 코어는 AWG 24 구리 와이어를 감는 데 사용되어 관계 1:200을 완성했습니다. 변압기 전에 100nF의 2개의 커패시터(C4 및 C5)를사용하여 신호를 바로잡니다(도1A).
- 타사 PCB 제조 서비스를 사용하여 PCB를 준비합니다. 회로의 회로 도면은 도 1에제공됩니다. 모든 구성 요소를 PCB에 정전기 방지 핀셋으로 배치합니다. 주석 솔더와 납땜 철을 사용하여 모든 구성 요소를 납땜하십시오.
- 회로를 보호하기 위해 입력 커넥터가 있는 플라스틱 케이스를 제조합니다. 회로(12V, -12 V 및 접지)에 활력을 불어넣기 위해 3개의 입력 커넥터를 구현합니다. 두 개의 입력 커넥터를 사용하여 전극을 연결합니다. 4개의 출력 전압을 얻기 위해 저항기 조합을 변경하는 세 개의 스위치를 포함합니다. 전자 회로를 플라스틱케이스(도 1B)로조립합니다.
- 두 개의 평행 스테인레스 스틸 전극(200 x 400 x 2mm)과 솔더 입력 커넥터를 각 가장자리에 제조합니다. 전극은 인큐베이터(도1C)의금속 표면과의 접촉을 제거하기 위해 테플론 또는 아크릴 지지대 위에 위치한다.
- 394.15 K(121°C)에서 30분 동안 오토클레이브를 사용하여 전극을 살균하고 밤에 자외선을 사용하여 인큐베이터와 접촉하는 와이어를 살균한다.
- 전기 자극 장치를 테스트합니다. 계열의 전원 공급 장치를 조정하여 지면과 양수 및 음수 단자 사이에 +12 V 및 -12 V의 출력 전압을 생성합니다. 멀티미터로 전원 공급 장치출력 전압을 확인합니다. 전력 공급 장치의 각 출력을 전기 자극기(+12 V, -12 V 및 접지)의 올바른 입력에 연결합니다. 전기 자극기의 올바른 입력 커넥터에 각 전극을 연결합니다. AC 전류에서 작업하는 것처럼 극성은 중요하지 않습니다. 전극 사이에 배양을 잘 배치하고 오실로스코프로 출력 신호를 확인합니다. 전기 자극기의 스위치를 조정하여 4개의 출력 전압(50, 100, 150 및 200 Vp-p)을 생성합니다.
- 안전 권장 사항. 인큐베이터에서 전극을 전송하거나 제거할 때 문제를 방지하려면 케이블이 얽히지 않았는지 확인합니다. 인큐베이터에서 전극을 제거하기 전에 발진기에서 케이블을 분리합니다. 아크릴이나 테플론 지지대 없이전극을 놓지 마십시오.
- 공진 주파수 방정식(1)을 사용하여 주파수를 계산합니다.
- 자기 자극기 장치
- 솔레노이드 코일 내부의 MF를 설명하는 방정식(2)을 사용하여 코일 내부의 균일한 MF를 보장하기 위해 회전 수를 추정합니다.
여기서μ 0은 진공(4 π×10-7)의자기 투과성이고, N은 구리 와이어의 회전 수이고, 나는 전류이고, h는 직경보다 커야 하며, 솔레노이드 코일의 길이이다. - 250mm의 길이(h), 1A의 전류 및 Bint = 2mT를선택하여 회전 수를 결정합니다.
- 코일을 제조합니다. 길이 250mm, 직경 84mm의 폴리염화비닐(PVC) 튜브를 건조하여 AWG 18 구리 와이어를 감아 450회전(그림2A)을완성합니다. 치수는 인큐베이터 내부의 사용 가능한 공간에 따라 선택되었습니다.
- 세포 배양 잘 플레이트 지지제 제조. 35mm의 잘 플레이트가 항상 MF가 균일한 코일 의 중간에 위치되도록 폴리메틸 메타크릴레이트 (PMMA) 지원을 구축(도 2A).
- 회로의 전류를 높이기 위해 변압기를 제조합니다. 출력 1A - 6 V AC의 출력으로 변압기를 구축하여 최대 2mT에 도달합니다. 변압기의 입력 전압은 60Hz에서 110V AC였습니다. 이러한 매개 변수는 남미 콘센트의 출력 전압 및 주파수에 해당합니다.
- 회로를 연결합니다. 변압기는 콘센트에 직접 연결됩니다. 가변 저항기(rheostat)를 사용하여 전류를 변경하고 1~2mT의 MF를 생성합니다. 융합을 연결하여 회로를보호합니다(도 2B).
- 밤새 자외선을 사용하여 인큐베이터와 접촉하는 와이어를 살균하십시오. 코일을 투명 한 스트레치 필름으로 감싸고 에탄올을 사용하여 코일을 살균하십시오.
- MF 장치를 테스트합니다. teslameter를 사용하여 코일 내부의 MF 크기를 측정합니다. 테슬라미터 프로브는 코일 중앙에 위치하여 MF와 전류를 동시에 측정할 수 있었습니다.
- MF 크기를 다릅니다. 회로의 저항을 수정하기 위해 리오스타스트를 사용한다(도2B). 저항값0.7 Ω 1mT의 MF를 생성하는 데 사용되었다.
- 안전 권장 사항. 인큐베이터에서 솔레노이드를 전송하거나 제거할 때 문제를 방지하려면 케이블이 얽히지 않았는지 확인합니다. 인큐베이터에서 솔레노이드를 제거하기 전에 변압기에서 케이블을 분리합니다. PMMA 지원 없이 솔레노이드를 배치하지 마십시오. 인큐베이터에서 전송하거나 제거할 때 베이스와 솔레노이드에서 PMMA 지지대를 단단히 파악합니다.
- 솔레노이드 코일 내부의 MF를 설명하는 방정식(2)을 사용하여 코일 내부의 균일한 MF를 보장하기 위해 회전 수를 추정합니다.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
전산 시뮬레이션
EF 및 MF의 분포는 그림 3에표시됩니다. 한편으로는 정전용량 시스템에서 EF의 균일분포를 관찰할 수있었다(도 3A). EF는 생물학적샘플(도 3B)내의필드의 크기를 자세히 관찰하도록 플롯하였다. 이 시뮬레이션은 전극의 크기를 파라메트화하고 에지 효과를 피하기 위해 이를 제조하는 데 유용했습니다. 한편, 솔레노이드 코일(그림3C)에의해 생성된 MF의 균일한 분포를 관찰할 수 있었다. MF는 코일 내부의 필드의 크기를 자세히 관찰하도록 플롯되었다(도3D). 이 시뮬레이션은 MF가 동일한 거리를 측정하고 PMMA 지원을 빌드하는 데 중요한 것이었습니다. 이러한 지원은 코일의 중심뿐만 아니라 자극되는 생물학적 샘플에서도 MF의 균일한 분포를 보장합니다.
전기 및 자기 자극기에 의해 생성된 신호
전기 자극기에 의해 생성된 출력 신호는 도 4에도시된다. 측정이 출력 케이블로 직접 수행되는지 여부와 같이 오실로스코프에 의해 포착된 신호가 전극에서 직접 촬영되었다는 점을 강조하는 것은 관련이 있으며, 전압은 더 높을것이다(그림 4A). 이 전압 변화는 전극의 정전 용량에 의해 제공됩니다. 출력 전압은 60kHz에서 ± 5V의 범위에서 진동; 예를 들어, 출력 신호는 각각 54.9Vp-p(그림4B),113Vp-p(그림4C),153Vp-p(그림4D)및 204Vp-p(그림4E)로50, 100, 150 및 200 Vp-p이었다.
자기 자극기에 의해 생성된 출력 신호는 도 5에도시된다. 오실로스코프에 의해 포착된 신호는 코일(도5A)의출력 케이블에서 직접 촬영하였다. 출력 전압은 60Hz(도5B)에서± 15V p-p 범위로 진동합니다.
그림 1. 전기 자극 장치. A) 60kHz 의 신파형에서 50, 100, 150 및 200 Vp-p의 장력을 생성하는 회로. B) 케이스 내에서 회로 기판을 인쇄합니다. C) 인큐베이터 내부의 전극. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
그림 2. 자기 자극 장치. A)자기 자극기 장치 및 PMMA 지원의 회로도 표현. B)MF를 생성하는 회로. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
그림 3. EF 및 MF의 전산 시뮬레이션. A) 정전 용량 시스템 내부 및 외부의 EF 배포. B) 하이드로겔 내에서 EF의 분포, 관심 영역은 빨간색 세부 사항으로 표시됩니다. C) 코일 내부 및 외부의 MF 분포. D) 코일 의 중심에 있는 MF의 분포, 관심 영역은 빨간색 세부 사항으로 표시됩니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
그림 4. 전기 자극기에 의해 생성된 부비동성 신호. A) 전기 자극기에 의해 생성된 신호 검증. B) 50 Vp-p. C) 신호 100 Vp-p. D) 신호 150 Vp-p. E) 신호 200 Vp-p. 모든 측정은 60kHz에서 ± 5V 범위에서 진동합니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.
그림 5. 자기 자극기에 의해 생성된 부비동성 신호. A) 자기 자극기에 의해 생성된 신호 검증. B) 60Hz에서 15 Vp-p에서 신호를 보내십시오.
| 체계 | 구성 요소 | 너비(mm) | 높이(mm) |
| 전기 시스템 | 공기 | 100 | 100 |
| 전극 | 50 | 5 | |
| 웰 플레이트 | 7 | 20 | |
| 하이드로겔 | 3.5 | 3.5 | |
| 문화 미디어 | 6 | 8 | |
| 자기 시스템 | 공기 | 500 | 600 |
| 코일 | 2 | 250 |
표 1. 전기 및 자기 시스템을 구성하는 형상의 치수.
| 체계 | 구성 요소 | 상대적 허용성(ε) | 전도도(σ) |
| 전기 시스템 | 공기 | 1 | 0 |
| 전극 | 1 | 1.73913 [MS/m] | |
| 웰 플레이트 | 3.5 | 6.2E-9 [S/m] | |
| 하이드로겔 | 8.03E3 | 7.10E-2 [S/m] | |
| 문화 미디어 | 2.67E4 | 7.20E-2 [S/m] | |
| 자기 시스템 | 코일 | 1 | 5.998E7[S/m] |
표 2. 전기 및 자기 시스템을 구성하는 요소의 유전체 특성.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
인간 조직에 영향을 미치는 다른 병리를 치유하는 데 사용되는 치료법은 약리요법32 또는 외과 적 개입33이며,이는 현지에서 통증을 완화하거나 영향을받는 조직을 각병 또는 이식으로 대체하려고합니다. 최근에는 자가세포치료제가 환자로부터 분리되고 시험외기술을 통해 증축된 부상조직을 치료하는 대체 요법으로 제안되고있다(34). 자가 세포 치료가 조직 회복에 직접적인 영향을 미친다는 것을 감안할 때, 이 기술의 효과를 높이기 위해 다른 전략이 개발되었습니다. 예를 들어, 생체 물리학 자극은 비침습적 대체 요법으로 사용되어 여러 유형의 생물학적 시료를 자극하고 세포 증식 및 분자합성(35,36)을개선하여 세포 기능을 조절한다. 가장 많이 사용되는 생물 물리 자극 중, 전기 자극 및 자기 요법은 세포, 조직 이출 및 비계를 자극하기 위해 널리 적용되었습니다. 전기 자극이 통증을 줄이고 여러 조직의 치유 과정을 증가시킨다는 것을입증되었습니다(37). 자력 요법에 관해서는, 이 자극이 숙주 조직과의 임플란트의 통합을 향상시키고, 치유 과정을 가속화하고, 현지에서 통증을 완화하며, 흉터 강도8,38을증가시킨다는 것이 설명되었다.
상기를 고려하여, 생체재료, 세포배양 및 외부 생체생물자극의 조합, EF및 MF와 같은 외부 생물물리자극의 조합은 시험관 내 수준에서, 부상당한 조직을 치유하기 위한 대체 치료 기술로 조직 공학에 도입되었다8,39. 그러나, 다른 조직을 자극 하는 데 도움이 생물 반응기를 찾는, 건강 또는 외상성 병 리에 의해 영향을 여부, 도전. 이러한 맥락에서, 본 프로토콜은 전기 및 자기 자극기를 모두 개발하는 것을 목표로 합니다. 현재, EF를 적용하기 위한 두 가지 가능한 제도가 있습니다. 첫 번째 방법은 셀 마이그레이션및방향(40,41,42)을평가하는 데 사용되는 직접 커플링 시스템을 통해 EF를 생성하는 것으로 구성됩니다. 그러나, 접촉에 전극에 의한 세포 배양 배지의 생체 적합성 변경, pH 및 분자 산소 수준1의가능한 변화 등의 한계가 있다. 또한 직접 결합된 자극은 고주파 신호를 증폭시킬 수 없습니다. 출력은 시간에 따라 달라지므로 공급 전압 이 변경됩니다. 작동 지점이 변경되고 낮은 주파수에서 커패시터가 실패하고 개방회로(43)로작용하기 때문에 온도 안정성이 거의 없습니다. 이러한 한계를 고려하여 외부 병렬 전극이 사용되는 두 번째 방법이 구현되었습니다. 이러한 간접 결합 시스템 방법은 세포 증식 및 분자합성3, 7,17,22,44,45의증가를 입증하였다. 그러나, 다른 저자에 의해 개발 된 장치는 균일하게 EF를 배포하는 전극의 크기를 고려하지 않았습니다. 예를 들어 장치는 고정 전압과 주파수를 생성하여 특정 셀과 조직을 자극하는 데 사용을 제한합니다. 따라서, 본 연구에서 전극의 크기는 생물학적 조직에 대한 EF의 균일한 분포를 보장하기 위해 모델링되었다. 또한, 회로는 전극 사이의 주파수와 고전압을 생성하도록 설계되었으며, 세포 배양의 임피던스로 인한 한계를 극복하는 상이한 EF를 생성하여 잘 플레이트와 공기가 있었다.
솔레노이드 코일은 인큐베이터 내에서 생물학적 샘플을 자극하는 데 사용할 수 있는 다목적 장치로, 생물학적 샘플의 생리적 특징에 영향을 미치지 않으면서 대기 상태가 안정적으로 유지될 수 있도록 합니다. 이 장점은 솔레노이드 코일이 헬름홀츠 코일보다 더 실현 가능한 대안이라는 것을 해명하며, 이는 크기가 커져서인큐베이터(46)의자극을 방지할 필요가 있다. 인큐베이터 외부의 생물학적 시료의 자극은 세포 배양 오염, 세포 스트레스, 배양 매체의 pH 변화와 같은 여러 가지 문제로 이어질 수 있다. 다양한 자극기 장치가 여러 세포 유형 과 조직을 자극하기 위해 개발되었다는 점을 감안할 때24,25,26,27,MF 강도가 다양한 생물학적 샘플을 자극할 수 있는 장치를 구축하는 것과 관련이있다(29,30). 따라서, 이 프로토콜에서 자기 자극기는 Rheostat에 연결되며, 이는 MF의 생성과 직접적으로 관련된 저항 및 전류, 파라미터를 수정하여 솔레노이드를 통해 흐르는 전류를 변화시킬 수 있다. 자기 장치를 구축하는 순간에 고려해야 할 또 다른 중요한 기능은 MF의 분포입니다. 여기서, 계산 시뮬레이션은 솔레노이드 코일 내부의 MF 분포를 시뮬레이션하는 데 사용되었다. 이 시뮬레이션을 통해 구리 와이어의 회전 수와 코일의 길이를 계산하여 코일 한가운데에 균일한 MF를 생성할 수 있었습니다. 계산 시뮬레이션은 자극할 생물학적 시료수를 계산하여 모든 샘플이 동일한 필드강도(47)를수신하도록 하는 유용한 도구이다.
이 프로토콜에서 개발된 생물 물리 자극기는 몇 가지 한계가 있습니다. 첫째, 전기 자극기용전자 회로는 특정 주파수에서 4개의 출력 전압을 생성합니다. 회로는 전극1사이의 고전압 생성의 한계를 극복하지만, 가변 전압과 주파수를 생성하기 위해 개선 될 수있다. 회로는 방정식(1)을 사용하여 저항기 또는 커패시터를 계산하는 것만으로 다른 주파수를 생성하도록 수정할 수 있습니다. 그러나 변수 저항기를 사용하여 저항기 값을 수동으로 변경할 수 있습니다. 마찬가지로, 가변 저항기는 회로의 증폭 단계에서 출력 전압을 변화시키기 위해 사용될 수 있다. 둘째, 전기 자극기의 전자 회로는 부비동성 신호를 생성한다. 이러한 유형의 신호가 광범위한 세포 및 생물학적 샘플을 자극하는 데 사용될 수 있으므로 사각형, 삼각형, 사다리꼴 및 램프와 같은 다양한 종류의 신호를 생성하는 것이 유용할 것이다48,49. 다양한 유형의 신호를 생성하기 위해 작동 증폭기는 모놀리식 기능 발생기로 대체될 수 있으며, 이는 높은 안정성과 정확도의 고품질 파형을 낮은 진폭으로 생성할 수 있으며, 증폭 단계는 비반전 작동 증폭기 또는 NPN 트랜지스터를 사용하는 단계로 대체될 수 있다. 셋째, 자기 자극기가 작은 MF 크기를 생성하더라도, 이러한 강도가 생물학적 샘플24,28,30,38의역학에 직접적인 영향을 미친다는 것을 입증되었습니다. 그러나, 자기 장치는 광범위한 생물학적 조직을 자극하기 위해 가변 MF 및 주파수를 생성하도록 개선할 수있다(29).
전반적으로,이 프로토콜은 생물학적 조직의 생물 물리학 자극에 작동하는 과학 사회에 기술 적 기여를 제공하는 유용한 도구입니다. 이 장치는 연구원이 건강한 생물학 조직 또는 특정 병리학에 의해 변경된 그 기능을 자극하기 위하여 EFs 와 MF를 사용하는 것을 허용할 것입니다. 생체 내 연구에서 이를 고려하여 전극 크기, 코일 회전 수, 자극 강도 및 자극 시간과 같은 다양한 매개 변수는 돼지, 송아지, 기니 피그 또는 토끼와 같은 동물에 EF및 MF를 균일하게 분배하도록 결정될 것입니다. 또한, 이 프로토콜에서 설계된 생물 반응기는 자가 세포 이식과 같은 재생 기술을 개선하기 위해 임상 설정으로 추정될 수 있습니다. 여기서, 생물반응기는 환자에게 이식되기 전에 세포 및 분자 특징의 세포 및 분자 특징을 향상시키기 위해 생체 샘플을 자극함으로써 중요한 역할을 할 수 있다.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
저자는 이해 상충이 없다고 선언합니다.
Acknowledgments
저자는 "폰도 나시오날 드 피난시아미엔토 파라 라 시엔시아, 라 Tecnología, y la Innovación -폰도 프란시스코 호세 드 칼다스 - 민시엔시아스"와 유니버시다드 나시오날 드 콜롬비아 보조금을 통해 80740-290-2020 및 발팀 테크에 의해 받은 지원 - 비디오 의 판에서 장비와 기술 지원을 제공하기위한 연구 및 혁신.
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 |
References
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Escobar, J. F., et al. In Vitro Evaluation of the Effect of Stimulation with Magnetic Fields on Chondrocytes. Bioelectromagnetics. 41 (1), 41-51 (2019).
- 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).
- 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).
- Xia, Y., et al. Magnetic field and nano-scaffolds with stem cells to enhance bone regeneration. Biomaterials. 183, 151-170 (2018).
- 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).
- Miyakoshi, J. Effects of static magnetic fields at the cellular level. Progress in Biophysics and Molecular Biology. 87, 213-223 (2005).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Vanessa, N., et al. In vitro exposure of human chondrocytes to pulsed electromagnetic fields. European Journal of Histochemistry. 51 (3), 203-211 (2007).
- Pezzetti, F., et al. Effects of pulsed electromagnetic fields on human chondrocytes: An in vitro study. Calcified Tissue International. 65 (5), 396-401 (1999).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Enoch, S., Grey, J. E., Harding, K. G. ABC of wound healing. Non-surgical and drug treatments. BMJ. 332 (7546), 900-903 (2006).
- Bhosale, A. M., Richardson, J. B. Articular cartilage: Structure, injuries and review of management. British Medical Bulletin. 87 (1), 77-95 (2008).
- 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).
- Massari, L., et al. Biophysical stimulation of bone and cartilage: state of the art and future perspectives. International Orthopaedics. 43 (3), 539-551 (2019).
- 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).
- Hunckler, J., de Mel, A. A current affair: electrotherapy in wound healing. Journal of Multidisciplinary Healthcare. 10, 179-194 (2017).
- 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).
- 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).
- Chao, P. H., et al. Chondrocyte translocation response to direct current electric fields. Journal of Biomechanical Engineering. 122 (3), 261-267 (2000).
- 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).
- 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).
- Singh, B., Dixit, A. Multistage amplifier and tuned amplifier. Analog Electronics. , Laxmi publications (P) LTD. Boston, MA. 87-131 (2007).
- 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).
- 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).
- 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).
- Glinka, M., et al. Test chambers for cell culture in static magnetic field. Journal of Magnetism and Magnetic Materials. 331, 208-215 (2013).
- 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).
- 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).
