Kapillärkraften Litografi för 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

Hjärt-och kärlsjukdomar är fortfarande den vanligaste dödsorsaken i världen 1. Hjärtvävnadsteknik rymmer mycket löfte att leverera banbrytande medicinska upptäckter med målen för att utveckla funktionella vävnader för hjärt-regeneration samt in vitro screeninganalyser. Däremot har förmågan att skapa hifi-modeller av hjärtvävnad visat sig svårt. Hjärtats extracellulära matrix (ECM) är en komplex struktur som består av både biokemiska och biomekaniska signaler från mikro-till nanometerskala 2. Lokal mekanisk belastningsförhållanden och cell-ECM interaktioner har nyligen fått status som viktiga komponenter i hjärtvävnad engineering 3-5.

En stor del av hjärt ECM består av anpassade kollagenfibrer med nanonivå diametrar som väsentligt utöva ett positivt inflytande vävnadsarkitektur och elektromekaniska kopplingen 2. Tyvärr har få metoder HAVe kunnat efterlikna organiseringen av ECM fibrerna ner till nanometerskala. Nya framsteg inom nanofabrikation tekniker har dock gjort det möjligt för design och tillverkning av skalbara byggnadsställningar som efterliknar vivo struktur och substrat styvhet ledtrådar för ECM i hjärtat 6-9 i.

Här presenterar vi utvecklingen av två reproducerbara, kostnadseffektiv, och skal Nanopatterning processer för den funktionella anpassningen av hjärt-celler med användning av den biokompatibla polymeren poly (laktid-sam-glykolid) (PLGA) 8 och en polyuretan (PU) baserad polymer. Dessa anisotropiskt nanofabricated substrat (ANFS) likna den underliggande ECM av välorganiserade, inriktade vävnader och kan användas för att undersöka vilken roll nanotopography cell morfologi och funktion 10-14.

Med hjälp av en nanopatterned (NP) kisel mästare som en mall, är en polyuretan-akrylat (PUA) mögel tillverkas. Denna PUA gjutform används sedan för att pattern PU eller PLGA hydrogel via UV-assisterad eller lösningsmedel-medierad kapillärkraften litografi (CFL), respektive 15,16. Kortfattat, PU eller PLGA-prepolymer är droppe dispenseras på ett täckglas och PUA gjutform är placerad på toppen. För UV-assisted CFL är PU exponerades sedan för UV-strålning (λ = 250-400 nm) för härdning. För lösningsmedelsmedierad CFL är PLGA präglade med användning av värme (120 ° C) och tryck (100 kPa). Efter härdning PUA mögel avskalas och lämnar efter sig en ANFS för cellodling. Primära celler, såsom neonatal råttventrikulära myocyter, såväl som humana pluripotenta stamceller härstammar cardiomyocytes, kan upprätthållas på ANFS 2.

Introduction

Hjärt-kärlsjukdom är den vanligaste orsaken till sjuklighet och dödlighet i världen och presentera en tung socioekonomisk börda för en redan ansträngd global hälsosystem 1,17. Hjärtvävnadsteknik har två tydliga mål: (1) för att regenerera skadade hjärtmuskeln efter ischemisk sjukdom eller kardiomyopati eller (2) för att skapa en naturtrogen modell av hjärtat för in vitro drogscreening eller sjukdomsmodellering.

Hjärtat är ett komplext organ som måste ständigt arbeta för att leverera blod till kroppen. Tätt packade laminära strukturer hjärtmuskelceller och stödjande vävnader är arrangerade i spiralmönster under hela hjärtväggen 18,19. Hjärtat är också elektromekaniskt kopplade 20 i en mycket samordnat sätt för att effektivt mata ut blod till kroppen 21. Flera stora hinder kvar för att tas upp, men innan naturens intrikata utformning tillförlitligt kan rekapituleras in vitro.Först, även om robusta cardiomyocyte differentiering fortsätta att utvecklas 22 HPSC-CM fortfarande uppvisar ganska omogna fenotyper. Deras elektromekaniska egenskaper och morfologi närmast matchar fostrets nivåer 23. För det andra, när det förvaras i traditionella odlingsbetingelser, både stamcellshärledda och primära kardiomyocyter misslyckas med att montera in native, vävnadslika strukturer. Snarare celler blir slumpmässigt orienterade och uppvisar inte den bandade stavformade utseende vuxna hjärtmuskeln 24.

Den extracellulära matrisen (ECM)-miljö med vilken celler interagerar spelar en betydande roll i ett stort antal cellulära processer 11,13,25. ECM består av komplexa, väldefinierade molekylära och topografiska ledtrådar som väsentligt påverkar struktur och funktion av celler 6,26. Inom hjärta, följer cellulär anpassning noga de underliggande nanometerskala ECM fibrer 2. Effekterna av dessa nanotopographical cues på cell-och vävnadsfunktion är dock långt ifrån helt förstådd. Preliminära studier av nanometerskala cell biomaterial interaktion indikerar potential betydelsen och effekten av submikrona topografiska ledtrådar för cell signalering 27, vidhäftning 28-30, tillväxt 31, och differentiering 32,33. Men på grund av svårigheten i att utveckla reproducerbara och skalbara nanofabricated substrat, sådana studier kunde inte återge flerskaliga cellulära effekter av komplexet in vivo ECM miljö. I detta protokoll är en enkel och kostnadseffektiv nanofabrikation teknik för att producera cellodlings ställningar härma infödda hjärt ECM fiber inriktning beskrivs, vilket möjliggör ett brett utbud av nya undersökningar av cardiomyocyte-biomaterial interaktioner. Att förstå hur kardiomyocyter samverkar med nano ECM miljö kan ge utrymme för möjligheten att styra cellulärt beteende för att närmare efterlikna naturliga vävnaden funktion. Dessutom cellmonolager är ett förenklat experimentellt system jämfört med 3D-strukturer, men ändå uppvisar komplexa flercelliga beteende för insiktsfulla utredningar och funktionell screening 2,34-36. Slutligen kan sådana ställningar användas för att förbättra cellulär transplantatfunktion när de implanteras in i hjärtat för regenerativa ändamål 37.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Alla förfaranden genomförs vid rumstemperatur (~ 23 ° C) om inget annat anges.

1. Tillverkning av Silicon Mästare

  1. Ren kiselskiva med 100% etanol eller xylen och torka under O 2 / N 2-gas.
  2. Placera kiselskiva i spinn-bestrykare vid rotationshastigheter på 2000-4000 rpm för att producera en 0,3-0,5 um tjock film.
  3. Mönster fotoresistfilmen med rätt dimensioner med hjälp av en fotolitografisystemet
  4. Helt fördjupa de mönstrade fotoresist belagda kiselskivor i en lämplig volym av fotoresist utveckla lösningen.
  5. Skölj framkallad fotoresist belagda kiselskivor med avjoniserat vatten.
  6. För att bilda kedjor av submikrona skala åsar med nära vertikala sidoväggar, djup reaktiv jon etch den exponerade kisel med hjälp av en etsning systemet.
  7. Ta bort den kvarvarande fotoresisten genom att placera kiselskiva i ett plasma asher system.
  8. Skär kisel wAfers med en diamant spets fräs i lämplig storlek kisel mästare för efterföljande replik gjutning.

2. Tillverkning av PUA Mögel från Silicon Mästare

NOTERA: Volym som skall läggas till kisel master för nanofabrikation kommer att variera beroende på det område av nanopatterned befälhavaren att replikeras såväl som viskositeten hos polyuretan-akrylat (PUA)-lösning.

  1. Ren kisel mästare yta med 100% etanol eller xylen och torka under O 2 / N 2-gas.
  2. Placera kisel mastermönstersidan uppåt i en petriskål.
  3. För en kisel mästare med en 2 cm x 2 cm yta mönster, pipett 40 ul av PUA till mönsterytan.
  4. Placera ett ark med 4 cm x 4 cm transparent polyester (PET) film över dispens PUA.
  5. Tryck nedåt på PET-arket och sprida PUA under plåten över mönsterytan med hjälp av en rulle eller platta kanter yta (t.ex. ett kort) så att helamönster omfattas av PUA prepolymeren.
  6. Placera kisel mästare, prepolymer, och PET ca 10 cm under en 20 Watt (115 V) UV-ljus (λ = 365 nm) under 50 sek. För att vara effektiv kan den UV-ljusvåglängd vara någonstans mellan 310 till 400 nm. Intensiteten hos ljuset är 10 till 15 mW / cm 2 vid ytan av substratet.
  7. Efter härdning, ta bort PET-film långsamt med pincett. PUA bör fästa på PET-film med ett negativ av kisel mästare nanopattern.
  8. Cure PUA / PET nanopatterns under UV under minst 12 h före användning. Överexponering är inte ett problem.
  9. För att rengöra kisel styr, placera en annan film av PET ovanpå master utan tillsats av PUA och utsättas för UV-ljus (λ = 365 nm) under 50 sek och ta bort PET-film. Detta kommer att ta bort alla icke-reagerade monomerer.
  10. Skölj kisel master med 100% etanol eller xylen och torka under O 2 / N 2-gas.

3a. Nanopatterning polyuretanpolymer

  • Förbered 25 mm diameter runda glasskivor genom att placera i en ozonbehandling kammare i 10 min.
  • Placera ozonbehandlade glasskivor på små PDMS-block för enkel hantering.
  • Applicera tunt lager av ytan vidhäftningsmedel med pensel för att glas. Lufttorka objektglas för 30 min.
  • Placera objektglaset på en bit skrivarpapper.
  • Drop fördela 10 l av polyuretan (PU) pre-polymer (NOA 76) till mitten av glasskiva. Se till att inga bubblor efter tillsats.
  • Placera PUA mögel, mönster sidan nedåt, på glasskiva. Skingra PU jämnt över ytan av glasskivan genom att rulla en gummicylinder rulle längs PUA mögel. Skrivarpapper kommer att absorbera polymerspill.
  • Watt UV-lampa. Polymerisation tiden av PU är beroende av kraften hos UV-källan.
  • Ta provet från UV-ljuskällan och försiktigt PUA mögel från PU-belagd glasskiva. Polymerisation av PU anses complete när PUA form peeling rent bort från provet och PU glasskiva har en skimrande utseende.
  • Placera färdiga prover i torkapparat för lagring så länge som en månad.
  • 3b. Nanopatterning poly (laktid-sam-glykolid) Hydrogel

    1. Skapa en platt PDMS formen genom kraftig blandning silikonelastomeren bas och silikonelastomer härdare i ett 10:01-förhållande.
    2. Häll blandade PDMS prekursorlösning i en petriskål så att PDMS-prekursor når 5 mm upp kanten på skålen (dvs så att PDMS är 5 mm tjockt).
    3. Placera petriskål och PDMS föregångare i en exsickator i 1 timme för avgasning.
    4. Flytta petriskål och PDMS föregångare i en 65 ° C ugn i minst 2 timmar att bota.
    5. Efter PDMS är botad, använda en rakkniv att skära platta PDMS i 3 cm x 3 cm fyrkantiga sektioner. Dessa kommer att vara de platta PDMS formar som används senare i mönstringsprocessen.
    6. Clean 25 mm diameter rund glasskivor med placing i isopropylalkohol under 30 minuter i ett vattenbad sonikator.
    7. Kemtvättas glas enligt O 2 / N 2 gas.
    8. Drop dispensera 100 pl av PLGA-lösning (15% w / v PLGA i kloroform) på objektglas.
    9. Placera en platt PDMS mögel på toppen av den utmatade PLGA att absorbera lösningsmedlet och erhålla en platt PLGA yta. Applicera ett lätt tryck (~ 10 kPa) genom att placera en 200 g vikt ovanpå PDMS för 5 min.
    10. Långsamt skala bort platt PDMS mögel och placera täckglaset på en förvärmd platta (120 ° C) under 5 minuter för att avlägsna kvarvarande lösningsmedel och öka vidhäftningen mellan PLGA och täckglaset.
    11. Placera NP PUA mögel på toppen av den plana PLGA och tillämpa konstant tryck (~ 100 kPa) och värme (120 ° C) genom att placera en 1 kg vikt ovanpå PUA formen medan på värmeplattan under 15 min.
    12. Ta bort vikten från PLGA täck-och tillåta substraten att svalna till rumstemperatur. Ta inte bort PUA mögel tills substrat harkyles.
    13. När substrat har svalnat tillräckligt, försiktigt skala bort NP PUA mögel, avslöjar NP PLGA underlaget. NP PLGA substrat bör ha en skimrande utseende.
    14. Placera färdiga prover i torkapparat för lagring så länge som en månad.

    4. Cellsådd och kultur

    OBS: Detta protokoll beskriver kulturen i neonatala råttventrikulära myocyter (NRVMs) och H7 mänskliga embryonala stamceller-härledde cardiomyocytes (hESC-CMS) men andra cellkällor kan användas.

    1. Fäst ANFS täckglas (PU eller PLGA) till en 35 mm vävnadskulturpolystyren skål. Pipettera 20 | il av Norland Optical Adhesive (NOA83H) till botten av skålen och placera försiktigt ANFS täckglas ovanpå NOA. Låt limmet att sprida ut och täcka hela täck botten. Cure NOA genom att utsätta skålen för UV under 10 minuter.
    2. Sterilisera ANFS genom sköljning med 2 ml av 70% vattenbaserad etanollösning under 5 minuter, två gånger. Ta bort ethanol genom aspiration. Låt ANFS helt lufttorka för ~ 1 timme under UV-sterilisering lampa (λ = 200-290 nm) i den biologiska säkerhetsskåp.
    3. Cellulär adhesion är förbättrad genom att belägga ANFS i fibronektin över natten. Späd fibronektin i avjoniserat vatten till 5 | ig / ml. Pipettera 2 ml fibronektin lösning i skålen. Placera i inkubator vid 37 ° C och 5% CO2 över natten (åtminstone 6 h).
    4. Skaffa NRVMs, hESC-CMs, eller andra hjärt-celler av intresse enligt tidigare protokoll 22.
    5. Centrifugera provet cell vid 1000 rpm under 3 min för att pelletera cellerna.
    6. Ta försiktigt bort supernatanten genom aspiration. Se till att inte störa pelleten.
    7. Resuspendera cellerna i lämpliga odlingsmedier till en koncentration av 4,6 x 10 6 celler / ml.
    8. Försiktigt pipettera 200 | il av cellsuspension på steriliserade ANFS. Se till cellsuspension kvar på täckglas.
    9. Placera cellerna i inkubator vid 37 ° C och 5%CO2 i 4 timmar för att låta cellerna att fästa till ANFS.
    10. Tillsätt 2 ml varmt odlingsmedia till skålen och ersätta celler i kuvös på samma villkor.
    11. Efter 24 timmar, ta bort media och tvätta med 2 ml DPBS två gånger för att avlägsna överskott av celler.
    12. Tillsätt 2 ml varmt odlingsmedia till skålen och ersätta celler i kuvös på samma villkor. Kultur cellerna till konfluens. Byt media varannan dag.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Representative Results

    Figur 1 är en schematisk översikt av produktionsprocessen för de två tillverkningsmetoder. På grund av diffraktion av ljus som orsakas av nanoskala topografi bör nanopatterning resultera i en iriserande ytan till ANFS. Figur 2 skildrar denna regnbågsskimrande yta på en väl mönstrad 25 mm NP-PU täckglas (figur 2A) med 800 nm åsen och spåret bredd (Figur 2B). Den skimrande utseende ANFS kommer att variera något beroende på åsen och spårbredder.

    Efter ympning av cellerna på ANFS bör cellerna börjar att anpassa i riktningen parallellt med åsarna i substratet. Anpassningen bör bli uppenbart inom de första 24 timmar efter sådd och bör förbli för hela odlingsperioden. Figur 3 visar representativa ljusa fält bilder av NRVMs efter 7 dagar av kultur och hESC-CMs efter 48 timmar av kultur. NRVMs ennd hESC-CMs på NP ytorna visar uppenbar strukturell anisotropi och justering (fig. 3B och 3D), medan hjärtmuskelceller på omönstrade ytor är slumpmässigt orienterade (fig. 3A och 3C). Immunhistokemisk analys belyser effekterna av nanotopography på cell cytoskeletal anpassning. Aktin microfilaments (F-aktin) och α-sarkomeriskt actinin i celler odlade på ANFS blir i linje längs nano åsar men fortfarande slumpmässigt fördelade i cellerna på omönstrad bottnar (Figur 4). Hjärt-celler uppvisar spontan stryk efter 24-48 timmar av kultur.

    Figur 1
    Figur 1.   Nanoteknikschema - diagram av två nanofabrikation proccesser. (B - D) visar UV-assisterad kapillärkraften litografi (CFL), medan (E - H) skildrar lösningsmedel-medierad CFL. (A) PUA negativ är tillverkad av ett kisel mästare. (B) PU-prepolymer är listdispenseras på ett objektglas och PUA gjutform är placerad på toppen. (C) En PUA mögel och PU täckglas exponeras sedan för UV-ljus för att härda PU. (E) PLGA-polymerlösningen är listdispenseras på ett objektglas och en platt PDMS gjutform används för att skapa en platt PLGA yta. (F) En PUA gjutform är placerad på toppen av den plana PLGA och (G) konstant värme och tryck appliceras på varm prägla NP in i PLGA. (D, H) Efter skalar bort PUA mögel, är ett NP-PU eller PLGA substrat kälken. Hjärt-cellerna kan därefter ympas på detta NP yta för att skapa linje liggande uppsättningar av celler.


    Figur 2. NP-PU-substrat. (A) Fotografi av stort område NP yta. Den iriserande utseende av täckglas orsakas av nanotopography. (B) SEM-bild av tvärsektionen av den underliggande nanotopography.

    Figur 3
    Figur 3. Inriktade hjärtmuskelceller. 10X ljusa fält bilder av NRVMs efter 7 dagars odling (A, B) och hESC-CMs efter 2 dagars odling (C, D). NRVMs odlades på NP-PU-substrat (B) uppvisar uppenbar strukturell inriktning medan NRVMs på plana PU-substrat (A) är slumpvis Aligned. Pilar i (B) och (D) anger riktningen för NP anisotropi. Scale bar = 100 | im.

    Figur 4
    .. Figur 4 Immunofluorescerande konfokala imaging Cell cytoskeletal anpassning och strimmor; α-sarkomeriskt actinin (röd), cellkärnor (blå), och F-aktin (grön). Celler odlade på NP substrat har anpassat α-sarkomeriskt actinin och F-aktin fibrer medan celler odlade på plana bottnar har slumpmässigt orienterade fibrer. Infälld på rött α-sarkomeriskt actinin kanal visar tydligt tvärstrimmiga sarkomerer.

    Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

    Discussion

    Funktionellt mogna hjärtvävnader saknas för både in vivo och in vitro-tillämpningar av hjärtvävnadsteknik. De CFL nanofabrikation metoder som beskrivs här är robusta metoder för att uppnå cellulär anpassning och påverka makroskopisk vävnadsfunktion på grund av skalbarheten i systemet. Stora områden kan enkelt mönstrat och användes för cellodling. Makroskopisk cellulär uppriktning är nödvändigt i hjärtvävnadsteknik för att skapa biomimetiska, funktionell vävnad eftersom den påverkar både mekaniska och elektriska egenskaperna hos hjärtmuskeln 38.

    De metoder som här kan tillämpas på ett brett spektrum av tillämpningar inom hjärtvävnadsteknik. Det har tidigare visats att nano ledtrådar bidrar till att skapa en hjärt stamceller nisch och främja förnyelse 14. Således genom att använda biologiskt nedbrytbara polymerer, såsom PLGA, kunde nanopatterned "plåster" göras för att främjaläkning efter hjärt förolämpning. Alternativt, med hjälp av hydrogel med liknande elastiska moduler som infödd hjärta, cardiomyocyte-ECM-interaktioner kan studeras på ett förenklat, reproducerbar systemet.

    Olika andra metoder, såsom mikrokontakttryckning, elektrospinning, och mikrotopografi, har tidigare använts för att styra strukturen hos engineered hjärtvävnad på mikroskala 39-41. Även om dessa tekniker har visat sig framgångsrika i att få cellulär anpassning, är det troligt att den struktur och funktion in vivo hjärtvävnad styrs av de mycket mindre, nanotopographical ledtrådar i ECM och därmed vår NP substrat skulle visa sig fördelaktigt. Dessutom dessa mikroskala mönstring tekniker har inneboende nackdelar jämfört med våra anisotropiskt nanofabricated substrat. Till exempel är vår nanopatterning metod mer kostnadseffektiv och kontrollerbar än electrospinning. Mikrokontakttryckning, å andra sidan, reltalet på celler som ansluter sig till särskilda filer för att få strukturell anisotropi. För att skapa ett funktionellt monoskikt, måste cellerna därefter antingen proliferera eller migrera ut ur dessa spår för att bilda täta förbindelser. Det är mycket svårare för celler med liten eller ingen proliferativ kapacitet såsom neonatala hjärtmuskelceller. Mikrotopografi är också begränsad genom oförmågan att skapa tätt kopplade cellmonolagren. På grund av omfattningen av cellerna jämfört med mikrotopografi, celler uppe ovanpå eller inuti microridges. Detta begränsar den mängd interaktion cell-cell-och minskar cell-cell-koppling. Med vår metod, celler blir i linje via Bioinspired nanoskala topografi och kan fritt interagera med angränsande celler eftersom funktionen storlekar är minst en storleksordning mindre än cellerna själva. Detta möjliggör mer biomimetisk, tätt kopplade celler monolager skapas.

    För bästa resultat med NP-PU vi föreslår starkt efter glass täckförbehandlingssteg. Dessa steg kommer att öka polymerens vidhäftning på glasytan. Detta kommer inte bara stöd i ren avlägsnande av PUA mästare under tillverkning, men också hindra mönstrade polymer lossnar från glaset under experimenten. För att testa hur effektiva de förbehandlingssteg, placera en NP-PU substratet i vatten och observera om polymeren förblir följs glaset.

    PLGA är en sampolymer av glykolsyra och mjölksyra som utvecklades för både enheten och drug delivery in vivo. Således tillhandahåller detta substrat en bra, biokompatibel ECM för cellerna. Styvheten hos PLGA kan moduleras genom att antingen tuning förhållandet av glykolsyra till mjölksyra eller genom ändring av sammandragning av PLGA i kloroform.

    Olika parametrar kan lätt varieras och justeras i detta system för optimering eller prövningsändamål. Olika PU-baserade polymerer är tillgängliga med ett brett utbud avmekaniska egenskaper. Således genom att använda olika PU-prepolymerer kan olika substrat stelheten tillverkas genom samma protokoll. Användaren kan också förändra substratets topografi. Den nanotopography av substratet är beroende av utformningen av kisel mästare. Därför kan en mängd olika ås-och spårbredder, liksom olika geometrier, kan mönstras genom ändring av kisel mästare design för att möta specifikationerna.

    Storleken på nano åsar kommer också att påverka cell-och vävnadsbeteende. Mindre spårbredder medger mindre cellpenetration in i spåren och begränsar cellens växelverkan med verkstads nanotopography 2. Detta i sin tur kommer att ändra omfattningen av anisotropa beteende hos hjärtcellmonoskiktet. Dessutom är framlagt protokoll begränsas till två-dimensionella (2D) cellodling och uppriktning. Självklart, för att vara riktigt biomimetisk skulle ingenjörshjärtvävnad måste vara 3D. Framtida arbete behövs för Designingg tät och inriktade functional3D hjärtvävnad. Protokollet presenteras här, men ger överlägsen kontroll av hjärt-cell morfologi och möjliggör kontroll av makroskopisk hjärtvävnad funktion baserad på nanonivå ledtrådar.

    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