Kapillær Force Litografi for Cardiac Tissue Engineering

Bioengineering

Your institution must subscribe to JoVE's Bioengineering section to access this content.

Fill out the form below to receive a free trial or learn more about access:

 

Cite this Article

Copy Citation | Download Citations | Reprints and Permissions

Macadangdang, J., Lee, H. J., Carson, D., Jiao, A., Fugate, J., Pabon, L., Regnier, M., Murry, C., Kim, D. H. Capillary Force Lithography for Cardiac Tissue Engineering. J. Vis. Exp. (88), e50039, doi:10.3791/50039 (2014).

Please note that all translations are automatically generated.

Click here for the english version. For other languages click here.

Abstract

Hjerte-og karsykdommer er fortsatt den ledende dødsårsaken i verden en. Cardiac tissue engineering har mye lover å levere banebrytende medisinske funn med mål om å utvikle funksjonelle vev for hjerte regenerering samt in vitro screening-analyser. Men, har evnen til å lage high-fidelity modeller av hjertevevet vist seg vanskelig. Hjertets ekstracellulære matrix (ECM) er en kompleks struktur som består av både biokjemiske og biomekaniske signaler fra mikro-til nanometer skala 2. Lokal mekanisk belastningsforhold og celle-ECM interaksjoner har nylig blitt anerkjent som viktige komponenter i hjerte tissue engineering 3-5.

En stor del av den hjerte-ECM-er sammensatt av sammenstilte kollagenfibre med nano-skala diameter som i vesentlig grad påvirker vevsarkitektur og elektromekanisk kopling 2.. Dessverre, hav noen metodere vært i stand til å etterligne organiseringen av ECM fibrene ned til nanometerskala. Nye fremskritt i nanofabrication teknikker, men har aktivert design og fabrikasjon av skalerbare stillaser som etterligner in vivo strukturelle og underlaget stivhet pekepinner på ECM i hjertet 6-9.

Her presenteres utvikling av to reproduserbar, kostnadseffektiv, og skalerbare nanopatterning prosesser for den funksjonelle justering av kardiale celler ved hjelp av biokompatibel polymer poly (laktid-ko-glykolid) (PLGA) 8 og en polyuretan (PU) basert polymer. Disse anisotropisk nanofabricated undergrunn (anfs) ligne den underliggende ECM av godt organiserte, justert vev og kan brukes til å undersøke hvilken rolle nanotopography på celle morfologi og funksjon 10-14.

Ved hjelp av en nanopatterned (NP) silisium mester som en mal, er en polyuretan akrylat (PUA) mold fabrikkert. Denne PUA mold blir så brukt til pattern PU eller PLGA hydrogel via UV-assistert eller løsemiddel-mediert kapillær kraft litografi (CFL), henholdsvis 15,16. Kort, PU eller PLGA pre-polymer er dråpe dispensert på en glass dekkglass og PUA form anbringes på toppen. For UV-assistert CFL, blir PU deretter eksponert for UV-stråling (λ = 250 til 400 nm) for å herde. For oppløsningsmiddel-formidlet CFL, er PLGA preget ved hjelp av varme (120 ° C) og trykk (100 kPa). Etter herding, blir PUA formen skrelles av, etterlater en anfs for cellekultur. Primære celler, slik som neonatale rotte ventrikulære myocytter, så vel som humane pluripotent stamcelle-avledet cardiomyocytes, kan opprettholdes på anfs 2..

Introduction

Hjerte-og karsykdommer er den ledende årsak til sykelighet og dødelighet i verden og presentere en tungtveiende samfunnsøkonomisk byrde på en allerede anstrengt global helse system 1,17. Hjertevev teknikk har to forskjellige mål: (1) å regenerere skadd myokardium etter iskemisk sykdom eller kardiomyopati, eller (2) for å skape en high fidelity modell av hjertet for in vitro legemiddelscreening eller sykdom modellering.

Hjertet er et komplekst organ som må arbeide hele tiden for å tilføre blod til kroppen. Tettpakkede laminære strukturer av kardiomyocytter og støttende vev er anordnet i skruelinjeformede mønstre gjennom hjerteveggen 18,19. Hjertet blir også elektromekanisk koblet 20 i en sterkt koordinert måte til effektivt å mate ut blod til legemet 21.. Flere store hindringer gjenstår å løses, men før naturens intrikate design kan sikkert bli recapitulated in vitro.Først, selv robuste cardiomyocyte differensiering metoder fortsette å bli utviklet 22, hPSC-CMS fortsatt viser heller umodne fenotyper. Deres elektromekaniske egenskaper og morfologi best mulig overens fosterets nivå 23. For det andre, da holdt i tradisjonelle kulturforhold, både stamcelle-avledet og primær cardiomyocytes ikke klarer å montere inn innfødte, vev-lignende strukturer. Snarere celler blir tilfeldig orientert og oppviser ikke den bundet stangformet utseende voksen myokardium 24..

Den ekstracellulære matrix (ECM) miljø med hvilke celler kommuniserer spiller en betydelig rolle i en rekke cellulære prosesser 11,13,25. ECM består av komplekse, veldefinerte molekylære og topografiske signaler som i vesentlig grad påvirker struktur og funksjon av celler 6,26. Innenfor hjertet, følger cellular justering tett de underliggende nanometer skala ECM fibre to. Virkningen av disse nanotopographical signaler på celler og vev-funksjon, men er langt fra fullstendig forstått. Foreløpige studier av nanometer skala celle-biomateriale samspill indikerer potensialet betydningen og virkningen av sub-micron topografiske signaler for cellesignale 27, vedheft 28-30, vekst 31, og differensiering 32,33. Imidlertid, på grunn av vanskeligheten med å utvikle reproduserbare og skalerbare nanofabricated substrater, slike studier ikke kunne reprodusere de flerskala cellulære effekter av komplekset in vivo-ECM-miljø. I denne protokollen, er en enkel og kostnadseffektiv nanofabrication teknikk for å produsere cellekultur stillaser etterligne naturlig hjerte ECM fiber innretting er beskrevet, noe som åpner for en lang rekke av nye undersøkelser av cardiomyocyte-biomateriale interaksjoner. Forstå hvordan cardiomyocytes samhandle med nanoskala ECM miljø kan tillate for evnen til å kontrollere mobilnettet atferd til nærmere etterligne innfødte vev funksjon. Videre cellemonolagene er en forenklet eksperimentelt system i forhold til 3D-strukturer, men fortsatt viser komplekse flercellede atferd for innsiktsfulle undersøkelser og funksjonell screening 2,34-36. Endelig kan slike stillaser anvendes for å forbedre celleorganfunksjon når implantert inn i hjertet for regenerative formål 37.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Alle fremgangsmåter ble utført ved romtemperatur (~ 23 ° C) dersom ikke annet er angitt.

En. Fabrikasjon av Silicon Master

  1. Rent silisiumskive med 100% etanol eller xylen og tørk i henhold til O 2 / N 2-gass.
  2. Plasser silisiumskive på spin-coater ved rotasjonshastigheter av 2000-4000 rpm for å produsere en 0,3-0,5 mikrometer tykk film.
  3. Mønster fotoresist film med riktige dimensjoner ved hjelp av en fotolitografisk system
  4. Fordype mønstrede fotoresist-belagt silisiumskiver i en passende volum av fotoresist utvikle løsningen.
  5. Skyll de utviklede fotoresist-belagt silisiumskiver med avionisert vann.
  6. For å danne matriser med sub-micron skala rygger med nær vertikale sidevegger, dyp reaktiv ion etch den eksponerte silisium ved hjelp av en etsning system.
  7. Fjern det gjenværende fotoresist ved å plassere den silisiumskive i en plasma Asher system.
  8. Kutt silisium wAfers med en diamant-tipped kutter inn i riktig størrelse silisium mestere for påfølgende replica molding.

2. Fabrikasjon av PUA Mold fra Silicon Master

MERK: Volum som skal tilsettes til silisium master for nanofabrication vil variere avhengig av det området av nanopatterned master til replikeres samt viskositeten av polyuretan-akrylat (PUA) oppløsning.

  1. Rent silisium hovedoverflate med 100% etanol eller xylen og tørk i henhold til O 2 / N 2-gass.
  2. Plasser silisium hovedmønster side opp i en petriskål.
  3. For en silisium master med en 2 cm x 2 cm overflatemønster, pipetteres 40 pl av PUA til mønsterflaten.
  4. Plasser et ark på 4 cm x 4 cm gjennomsiktig polyester (PET) film over den utleverte pua.
  5. Trykk ned på PET-ark og spre PUA undersiden av arket på tvers av mønsteret i ansiktet ved hjelp av en rull eller kantet flat overflate (for eksempel et kort), slik at helemønster dekkes av PUA prepolymer.
  6. Plasser silisium master, forpolymer, og PET ca 10 cm under en 20 watt (115 V) UV-lys (λ = 365 nm) for 50 sek. For å være effektiv, kan UV-lys bølgelengde være hvor som helst mellom 310-400 nm. Intensiteten av lyset som er 10 til 15 mW / cm 2 ved overflaten av underlaget.
  7. Etter herding, fjerne PET film sakte med tang. PUA bør legge til PET film med et negativ av silisium mester nanopattern.
  8. Cure PUA / PET nanopatterns under UV i minst 12 timer før bruk. Overeksponering er ikke et problem.
  9. For å rengjøre silisium mestere, plassere en annen film av PET på toppen av master uten tillegg av PUA og utsettes for UV-lys (λ = 365 nm) for 50 sek og fjerne PET film. Dette vil fjerne alle ikke-reagerte monomerer.
  10. Skyll silisium master med 100% etanol eller xylen og tørr i henhold O 2 / N 2 gass.

3a. Nanopatterning polyuretanpolymer

  • Forbered 25 mm diameter sirkulær glassplater ved å plassere i en ozonbehandlingskammeret i 10 min.
  • Plasser ozonbehandlet glassplater på liten PDMS blokk for enkel håndtering.
  • Påfør tynt lag med overflateheftformidler med pensel til glassplater. Air tørre glassplater for 30 min.
  • Plasser glass-slide på et stykke av printer papir.
  • Drop dispensere 10 mL av polyuretan (PU) pre-polymer (NOA 76) til sentrum av glass slide. Pass på at ingen bobler er til stede etter tilsetting.
  • Place PUA mold, mønster med ansiktet ned, på glass-slide. Disperse PU jevnt over overflaten av glass-slide ved å rulle en gummisylinder valsen langs PUA formen. Printer papir vil absorbere polymer overløp.
  • Watt UV-lampe. Polymerisering tid av PU er avhengig av kraften av UV-kilde.
  • Fjern prøven fra UV-lyskilde og forsiktig skrelle PUA mold fra PU belagt glass slide. Polymerisering av PU anses complete når Pua mold skreller rent bort fra prøven og PU glass slide har en iriserende utseende.
  • Plasser ferdige prøver i eksikator for lagring for så lenge som en måned.
  • 3b. Nanopatterning Poly (Laktid-ko-glykolid) Hydrogel

    1. Opprett en flat PDMS form med kraftig blanding silikonelastomer base og silikonelastomer herdemiddel i et 10:01-forhold.
    2. Hell blandede PDMS forløper-løsning inn i en petriskål slik at PDMS-forløperen når 5 mm opp til kanten av skålen (dvs. slik at PDMS er 5 mm tykt).
    3. Plasser petriskål og PDMS-forløperen i en eksikator i 1 time for å avgasse.
    4. Beveg petriskål og PDMS forløper inn i en 65 ° C ovn i minst 2 timer for å herde.
    5. Etter PDMS er kurert, bruker en barberhøvel til å kutte de flate PDMS inn 3 cm x 3 cm kvadratiske seksjoner. Disse vil være de flate PDMS muggsopp som brukes senere i mønster prosessen.
    6. Clean 25 mm diameter sirkulær glassplater etter placing i isopropyl alkohol for 30 min i en vann sonicator.
    7. Renses glassplater i henhold til O 2 / N 2 gass.
    8. Slipp dispensere 100 ul av PLGA-løsning (15% vekt / volum PLGA i kloroform) på objektglass.
    9. Plasser en flat PDMS formen på toppen av den utleverte PLGA å absorbere løsningsmiddelet og oppnå en flat PLGA overflate. Bruke et lett trykk (ca. 10 kPa) ved å plassere en 200 g vekt på toppen av PDMS til 5 min.
    10. Sakte skrelle bort flat PDMS mugg og plassere dekkglass på en forvarmet plate (120 ° C) i 5 min for å fjerne gjenværende løsningsmiddel og øke adhesjonen mellom det PLGA og dekkglass.
    11. Plasser NP PUA formen på toppen av det flate PLGA og anvende konstant trykk (~ 100 kPa), og varme (120 ° C) ved å plassere en 1 kg vekt på toppen av PUA formen mens på varmeplate i 15 minutter.
    12. Fjern vekt fra PLGA deksel lysbilde og tillate substratet å avkjøles til romtemperatur. Ikke fjern PUA mold inntil grunnen har værtavkjølt.
    13. Når undergrunn har tilstrekkelig avkjølt, forsiktig skrelle bort NP PUA mold, avslører NP PLGA grunnen. NP PLGA substrat bør ha en iriserende utseende.
    14. Plasser ferdige prøver i eksikator for lagring for så lenge som en måned.

    4. Cell Seeding og kultur

    MERK: Denne protokollen beskriver kulturen i neonatal rotte ventrikulære myocytes (NRVMs) og H7 menneskelige embryonale stamcelle avledet cardiomyocytes (hESC-CMS), men andre celle kilder kan benyttes.

    1. Fest anfs Dekk (PU eller PLGA) til en 35 mm vevskulturpolystyren fatet. Pipetter 20 mL av Norland Optical Lim (NOA83H) til bunnen av fatet og påfør anfs dekkglass på toppen av NOA. La limet spre seg og dekke hele dekk bunnen. Kurere NOA ved å utsette rett til UV for 10 min.
    2. Steril anfs ved å skylle med 2 ml 70% vandig etanol-løsning i 5 min, to ganger. Fjern ethanol ved aspirasjon. Tillat anfs å fullstendig lufttørke for ~ 1 hr under UV sterilisering lampe (λ = 200-290 nm) i den biologiske sikkerhetskabinett.
    3. Cellular adhesjon forbedres ved å belegge anfs i fibronektin over natten. Fortynn fibronektin i DI vann til 5 pg / ml. Pipetter 2 ml fibronectin løsning i fatet. Sett i inkubator ved 37 ° C og 5% CO2 over natten (minst 6 timer).
    4. Skaff NRVMs, hESC-CMS, eller andre hjerteceller av interesse i henhold til tidligere protokoller 22.
    5. Sentrifuger celleprøve ved 1000 opm i 3 minutter for å pelletere cellene.
    6. Fjern supernatanten forsiktig ved aspirasjon. Sørg for ikke å forstyrre pelleten.
    7. Suspender cellene i passende kultur media til en konsentrasjon på 4,6 x 10 6 celler / ml.
    8. Nøye pipette 200 mL av cellesuspensjon på steriliserte anfs. Pass på at cellesuspensjonen forblir på dekkglass.
    9. Plasser-celler i inkubator ved 37 ° C og 5%CO 2 for 4 timer å tillate celler å feste til anfs.
    10. Tilsett 2 dl varm kultur media til oppvask og erstatte celler i inkubator under samme forhold.
    11. Etter 24 timer, fjern mediet og vask med 2 ml DPBS to ganger for å fjerne overskytende celler.
    12. Tilsett 2 dl varm kultur media til oppvask og erstatte celler i inkubator under samme forhold. Kultur cellene til konfluens. Bytt media annenhver dag.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Representative Results

    Figur 1 er en skjematisk oversikt over produksjonsprosessen for de to fremstillingsmetoder. På grunn av diffraksjon av lys forårsaket av nanoskala topografi, bør nanopatterning resultere i en iriserende overflate til anfs. Figur 2 viser denne iriserende overflate på en vel-mønstret 25 mm NP-PU-dekkglass (figur 2A) med 800 nm ryggen og sporet bredde (figur 2B). Skimrende utseendet på anfs vil variere litt avhengig av rygg og fjær bredder.

    Etter såing av cellene på anfs, bør cellene begynner å justere i retning parallelt med ryggene i substratet. Justering bør bli klart i løpet av den første 24 timer etter såing og bør forbli for helheten av dyrkning perioden. Figur 3 viser representative lyse feltet bilder av NRVMs etter syv dager med kultur og hESC-CMs etter 48 timer av kultur. NRVMs ennd hESC-CMS på NP overflater viser åpenbare strukturelle anisotropi og innretting (Tall 3B og 3D), mens cardiomyocytes på unpatterned overflater er tilfeldig orientert (Tall 3A og 3C). Immunhistokjemisk analyse fremhever virkningen av nanotopography på cellen cytoskeletal justering. Aktin microfilaments (F-aktin) og α-sarcomeric actinin i celler dyrket på anfs bli justert langs nano-rygger, men forblir tilfeldig fordelt i celler på unpatterned grunnen (figur 4). Hjerte celler viser spontan juling etter 24-48 timer av kultur.

    Figur 1
    Figur 1.   Nanofabrication skjematisk - diagram av to nanofabrication procsesser. (B - D) Depict UV-assistert kapillær kraft litografi (CFL), mens (E - H) skildre løsemiddel-mediert CFL. (A) PUA negativ er laget av en silikon-master. (B) PU pre-polymer er rulledispensert på en glass-slide og PUA form anbringes på toppen. (C) En PUA mugg og PU dekkglass blir deretter utsatt for UV-lys for å kurere PU. (E) PLGA polymeroppløsning er rulledispensert på en glass-slide og en flat PDMS form benyttes for å skape en flat PLGA overflate. (F) En PUA form anbringes på toppen av den flate PLGA, og (G) konstant varme og trykk påføres for å varmpreg NP inn i PLGA. (D, H) Etter peeling bort PUA mold, er et NP-PU eller PLGA underlaget igjen. Hjerte celler kan deretter bli sådd ut på denne NP overflaten for å skape innrettede rekker av celler.


    Figur 2. NP-PU substrat. (A) Fotografi av stort område NP overflate. Skimrende utseendet på dekkglass er forårsaket av nanotopography. (B) SEM bilde av tverrsnittet av den underliggende nanotopography.

    Figur 3
    Figur 3. Justert kardiomyocytter. 10X lyse feltet bilder av NRVMs etter syv dager med kultur (A, B) og hESC-CMs etter to dager med kultur (C, D). NRVMs dyrket på NP-PU underlag (B) utviser opplagt strukturell justering mens NRVMs på flate PU underlag (A) er tilfeldig aligned. Piler i (B) og (D) indikerer retningen av NP anisotropi. Scale bar = 100 mikrometer.

    Figur 4
    .. Immunofluorescent confocal bildebehandling Figur 4 Cell cytoskeletal justering og striper; α-sarcomeric actinin (rød), cellekjerner (blå), og F-aktin (grønn). Celler dyrket på NP underlag har justert α-sarcomeric actinin og F-aktin fibre mens celler dyrket på flate undergrunn har tilfeldig orienterte fibre. Innfelt på rød α-sarcomeric actinin kanal viser tydelig tverrstripet sarcomeres.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Discussion

    Funksjonelt modne kardiale vev mangler både in vivo-og in vitro-anvendelser av hjertevev engineering. De CFL nanofabrication metoder som er beskrevet her, er robuste teknikker for å oppnå celle innretting og påvirke makroskopiske vev funksjon på grunn av fleksibiliteten til systemet. Store områder kan lett bli mønstret og brukes for cellekultur. Makroskopisk cellulær oppstilling er nødvendig i hjertevev teknikk for å lage biomimetic, funksjonelt vev så den påvirker både mekaniske og elektriske egenskapene til hjertemuskelen 38..

    Metodene her kan brukes til et bredt spekter av bruksområder innen hjerte tissue engineering. Det har tidligere blitt vist at nanoskala signaler bidra til å skape en kardial stamcelle nisje og fremmer regenerering 14.. Således ved å bruke biologisk nedbrytbare polymerer som PLGA, kunne nanopatterned "patcher" gjøres for å fremmehealing etter hjerte fornærmelse. Alternativt kan, ved hjelp av hydrogeler med liknende elastiske moduli som den opprinnelige hjerte, cardiomyocyte-ECM-interaksjoner kan studeres i en forenklet, reproduserbart system.

    Forskjellige andre metoder, slik som microcontact trykking, electro og microtopography, har tidligere vært anvendt for å styre strukturen av konstruerte hjertevev på mikro 39-41. Mens disse teknikkene har vist seg vellykket i å få mobilnettet justering, er det sannsynlig at strukturen og funksjonen av in vivo hjertevevet er styrt av de mye mindre, nanotopographical pekepinner på ECM, og dermed vår NP underlaget skulle vise seg fordelaktig. I tillegg er disse mikro mønster teknikker har iboende ulemper i forhold til våre anisotropisk nanofabricated underlag. For eksempel, vår nanopatterning metoden er mer kostnadseffektiv og kontrollerbar enn electro. Microcontact trykking, på den annen side, relkaper på celler fester seg til bestemte baner for å få strukturelle anisotropi. For å skape et funksjonelt monolag, må cellene deretter enten sprer eller migrere ut av disse baner for å danne tett veikryss. Det er mye vanskeligere for celler med liten eller ingen proliferativ kapasitet, for eksempel neonatale kardiomyocytter. Microtopography er også begrenset av den manglende evne til å opprette tett koblet cellemonolagene. På grunn av størrelsen av cellene i forhold til den microtopography, cellene befinner seg på toppen av eller inne i microridges. Dette begrenser mengden av celle-celle-interaksjon og reduserer celle-celle-kopling. Med foreliggende fremgangsmåte, celler blir justert via bioinspired nano-skala topografi og kan fritt kommuniserer med nabocellene som funksjon størrelser er minst en størrelsesorden mindre enn de cellene selv. Dette sørger for mer biomimetisk, tett koblet celler monolayers som skal opprettes.

    For optimale resultater med NP-PU vi sterkt anbefaler å følge glass dekkglass pre-behandlingstrinn. Disse trinnene vil øke polymer adhesjon til glassflaten. Dette vil ikke bare støtte i ren fjerning av PUA hoved under fabrikasjon, men også hindre at det mønstrede polymer fra å løsne fra glasset under forsøkene. For å teste effektiviteten av pre-behandlingstrinn, å plassere en NP-PU substrat i vann og observere om polymeren forblir festet til glasset.

    PLGA er en kopolymer av glykolsyre og melkesyre som ble utviklet for både enheten og levering av legemidler in vivo. Dermed gir dette et godt underlag, biokompatibelt ECM for cellene. Stivheten av PLGA kan moduleres ved enten å justere forholdet av glykolsyre til melkesyre, eller ved å endre sammentrekning av PLGA i kloroform.

    Forskjellige parametere kan lett varieres og justeres i dette system for optimalisering eller investigational formål. Ulike PU-baserte polymerer er tilgjengelig med et bredt spekter avmekaniske egenskaper. Således ved å bruke forskjellige PU pre-polymerer, kan forskjellige substrat-stivheter fremstilles av den samme protokoll. Brukeren kan også endre substratet topografi. Den nanotopography av substratet er avhengig av utformingen av silisium-master. Derfor er en rekke rygg og fjær bredder, samt ulike geometrier kan være mønstret ved å endre silisium hovedutforming for å møte spesifikasjonene.

    Størrelsen på nano-rygger vil også påvirke celle-og vev oppførsel. Mindre groove bredder tillate mindre celle penetrasjon inn i sporene og begrense cellens interaksjon med prosjektering nanotopography to. Dette i sin tur vil endre graden av anisotropisk oppførsel av kardial celle monolag. I tillegg er det fremlagte protokoll begrenset til to-dimensjonale (2D) cellekultur og innretting. Selvfølgelig, for å være virkelig biomimetic, ville teknikk hjertevev må være 3D. Fremtidig arbeid er nødvendig for designing tett og justert functional3D hjertevevet. Protokollen presenteres her, derimot, tilbyr overlegen kontroll av hjertets cellemorfologi og gir mulighet for kontroll av makroskopisk hjertevev funksjon basert på nanoskala signaler.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Materials

    Name Company Catalog Number Comments
    Fibronectin BD Biosciences 354008
    NOA 76 Norland Products, Inc. 7606B
    Surface Adhesion Promotor (Glass Primer) Minuta Tech
    PUA Minuta Tech MINS-311RM
    Soft Rubber Roller Speedball
    Silicon Wafers NOVA Electronic Materials FA01-9900
    Photoresist Shipley SPRT510
    Photoresist Developer Shipley MF320
    Electron-Beam Lithography System JEOL JBX-9300FS
    Etching System Surface Technology Systems NP10 8UJ
    Plasma Asher System BMR Technology Co. DSF-200
    Ozone Cure System Minuta Tech MT-UV-O- 08
    Fusion Cure System Minuta Tech MT-UV-A 11
    NOA 83H Norland Products, Inc. 8301
    Spin Coater Laurel Technology WS-400-6NPP
    Skyrol PET Film SKC Co., Ltd. 23038-59-9
    25 mm Glass Slides Corning 2948
    Sylgard 184 Silicone Elastomer Kit Dow Corning 6/5/2553
    Poly(D,L-lactide-co-glycolide) Sigma-Aldrich P2191-1G
    Chloroform Sigma-Aldrich 372978-1L
    500 g Weights Global Insustrial T9FB503120
    Isopropyl Alcohol EMD Millipore PX1835-2
    Hot Plate Corning PC-420D
    Sonicator Branson B2510MTH

    DOWNLOAD MATERIALS LIST

    References

    1. Lozano, R., et al. Global and regional mortality from 235 causes of death for 20 age groups in 1990 and 2010: a systematic analysis for the Global Burden of Disease Study 2010. The Lancet. 380, 2095-2128 (2012).
    2. Kim, D. -H., et al. Nanoscale cues regulate the structure and function of macroscopic cardiac tissue constructs. Proceedings of the National Academy of Sciences. 107, 565-570 (2010).
    3. Tulloch, N. L., et al. Growth of Engineered Human Myocardium With Mechanical Loading and Vascular Coculture. Circulation Research. 109, 47-59 (2011).
    4. Bursac, N., Parker, K., Irvanian, S., Tung, L. Cardiomyocyte Cultures With Controlled Macroscopic Anisotropy: A Model for Functional Electrophysiological Studies of Cardiac Muscle. Circulation Research. 91, (2002).
    5. Fink, C., et al. Chronic stretch of engineered heart tissue induces hypertrophy and functional improvement. The FASEB Journal. 14, 669-679 (2000).
    6. Stevens, M. M. Exploring and Engineering the Cell Surface Interface. Science. 310, (2005).
    7. Mark, K., Park, J., Bauer, S., Schmuki, P. Nanoscale engineering of biomimetic surfaces: cues from the extracellular matrix. Cell Tissue Res. 339, 131-153 (2009).
    8. Lü, J. -M., Wang, X., Marin-Muller, C., Wang, H., Lin, P. H., Yao, Q., Chen, C. Current advances in research and clinical applications of PLGA-based nanotechnology. Expert. Rev. Mol. Diagn. 9, 325-341 (2009).
    9. Kim, H. N., et al. Patterning Methods for Polymers in Cell and Tissue Engineering. Ann Biomed Eng. 40, 1339-1355 (2012).
    10. Kim, D. -H., Provenzano, P. P., Smith, C. L., Levchenko, A. Matrix nanotopography as a regulator of cell function. The Journal of Cell Biology. 197, 351-360 (2012).
    11. Park, J., Kim, H. -N., Kim, D. -H., Levchenko, A., Kahp-Yang, S. Quantitative Analysis of the Combined Effect of Substrate Rigidity and Topographic Guidance on Cell Morphology. IEEE Trans.on Nanobioscience. 11, 28-36 (2012).
    12. Kim, D. -H., Lee, H., Lee, Y. K., Nam, J. -M., Levchenko, A. Biomimetic Nanopatterns as Enabling Tools for Analysis and Control of Live Cells. Adv. Mater. 22, 4551-4566 (2010).
    13. Kim, D. -H., Wong, P. K., Park, J., Levchenko, A., Sun, Y. Microengineered Platforms for Cell Mechanobiology. Annu. Rev. Biomed. Eng. 11, 203-233 (2009).
    14. Kim, D. -H., et al. Nanopatterned cardiac cell patches promote stem cell niche formation and myocardial regeneration. Integr Biol. 4, 1019 (2012).
    15. Kim, P., et al. Fabrication of nanostructures of polyethylene glycol for applications to protein adsorption and cell adhesion. Nanotechnology. 16, 2420-2426 (2005).
    16. Hwang, S. Y., et al. Adhesion Assays of Endothelial Cells on Nanopatterned Surfaces within a Microfluidic Channel. Anal. Chem. 82, 3016-3022 (2010).
    17. Heidenreich, P. A., et al. Forecasting the Future of Cardiovascular Disease in the United States: A Policy Statement From the American Heart Association. Circulation. 123, 933-944 (2011).
    18. Legrice, I. J., et al. Laminar structure of the heart: ventricular myocyte arrangement and connective tissue architecture in the dog. Am J Physiol Heart Circ Physiol. 269, 1-12 (2002).
    19. Sosnovik, D. E., Wang, R., Dai, G., Reese, T. G., Wedeen, V. J. Diffusion MR tractography of the heart. J Cardiovasc Magn Reson. 11, 47 (2009).
    20. Bers, D. M. Calcium Fluxes Involved in Control of Cardiac Myocyte Contraction. Circulation Research. 87, 275-281 (2000).
    21. Mohrman, D. E., Heller, L. J. Cardiovascular Physiology. McGraw Hill Medical. (2010).
    22. Burridge, P. W., Keller, G., Gold, J. D., Wu, J. C. Production of De Novo Cardiomyocytes: Human Pluripotent Stem Cell Differentiation and Direct Reprogramming. Stem Cell. 10, 16-28 (2012).
    23. Zhang, J., et al. Functional Cardiomyocytes Derived From Human Induced Pluripotent Stem Cells. Circulation Research. 104, (2009).
    24. Qian, J. -Y., Guo, L. Altered cytosolic Ca2+ dynamics in cultured Guinea pig cardiomyocytes as an in vitro model to identify potential cardiotoxicants. Toxicology in Vitro. 24, 960-972 (2010).
    25. You, M. -H., et al. Synergistically Enhanced Osteogenic Differentiation of Human Mesenchymal Stem Cells by Culture on Nanostructured Surfaces with Induction Media. Biomacromolecules. 11, 1856-1862 (2010).
    26. Kim, H. N., et al. Nanotopography-guided tissue engineering and regenerative medicine. Advanced Drug Delivery Reviews. 65, 536-558 (2013).
    27. Mannix, R. J., et al. Nanomagnetic actuation of receptor-mediated signal transduction. Nature Nanotech. 3, 36-40 (2007).
    28. Karuri, N. W., et al. Biological length scale topography enhances cell-substratum adhesion of human corneal epithelial cells. J Cell Sci. 117, 3153-3164 (2007).
    29. Cavalcanti-Adam, E. A., et al. Cell Spreading and Focal Adhesion Dynamics Are Regulated by Spacing of Integrin Ligands. Biophysical Journal. 92, 2964-2974 (2007).
    30. Koo, L. Y., Irvine, D. J., Mayes, A. M., Lauffenburger, D. A., Griffith, L. G. Co-regulation of cell adhesion by nanoscale RGD organization and mechanical stimulus. J Cell Sci. 115, 1-11 (2002).
    31. Yim, E. K. F., et al. Nanopattern-induced changes in morphology and motility of smooth muscle cells. Biomaterials. 26, 5405-5413 (2008).
    32. Dalby, M. J., et al. The control of human mesenchymal cell differentiation using nanoscale symmetry and disorder. Nat Mater. 6, 997-1003 (2007).
    33. Park, J., Bauer, S., Mark, von der K., Schmuki, P. Nanosize and Vitality: TiO 2Nanotube Diameter Directs Cell Fate. Nano Lett. 7, 1686-1691 (2007).
    34. Entcheva, E., Bien, H. Macroscopic optical mapping of excitation in cardiac cell networks with ultra-high spatiotemporal resolution. Progress in Biophysics and Molecular Biology. 92, 232-257 (2006).
    35. Tung, L., Zhang, Y. Optical imaging of arrhythmias in tissue culture. Journal of Electrocardiology. 39, (2006).
    36. Himel, H. D., Bub, G., Lakireddy, P., El-Sherif, N. Optical imaging of arrhythmias in the cardiomyocyte monolayer. Heart Rhythm. 9, 2077-2082 (2012).
    37. Kim, J., Hayward, R. C. Mimicking dynamic in vivo environments with stimuli-responsive materials for cell culture. Trends in Biotechnology. 30, 426-439 (2012).
    38. Henderson, D. J., Anderson, R. H. The Development and Structure of the Ventricles in the Human Heart. Pediatr Cardiol. 30, 588-596 (2009).
    39. Badie, N., Bursac, N. Novel Micropatterned Cardiac Cell Cultures with Realistic Ventricular Microstructure. Biophysj. 96, 3873-3885 (2009).
    40. Badrossamay, M. R., McIlwee, H. A., Goss, J. A., Parker, K. K. Nanofiber Assembly by Rotary Jet-Spinning. Nano Lett. 10, 2257-2261 (2010).
    41. Rao, C., et al. The effect of microgrooved culture substrates on calcium cycling of cardiac myocytes derived from human induced pluripotent stem cells. Biomaterials. 34, 2399-2411 (2013).

    Comments

    0 Comments


      Post a Question / Comment / Request

      You must be signed in to post a comment. Please or create an account.

      Usage Statistics