המחברים מודים טקסס A &amp; M הנדסת האוניברסיטה ותחנת ניסוי (טיז) לתמיכה כספית של מחקר זה. נייל לינדזי בתודה מודה תמיכה מלואיס אוניברסיטת סטוקס הברית טקסס A &amp; M להשתתפות מיעוט (LSAMP) והקרן הלאומית למדע (NSF) בוגר תכנית עמיתי מחקר (GRFP). דא-הווים ג&#39;אנג הודות טקסס A &amp; M אוניברסיטת מסה המלגה.

1. סינתזת PCL-DA Macromer <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הפעל את תגובת acrylation. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> שוקל 20 גרם של PCL-דיאול (n = M ~ 10,000 g / mol) לבקבוק 250 מיליליטר עגול תחתון מצוידים בבר ומערבבים מגנטי מכוסה טפלון. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ממיסים את PCL-דיאול בDCM. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להוסיף 120 mLlof DCM לבקבוק (הריכוז = 0.17 גר &#39;/ מיליליטר). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים מחץ גומי רופפת לצוואר של הבקבוק כדי למנוע הצטברות לחץ תוך מניעת אידוי של DCM. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> פתרון מערבבים ל~ 30 דקות ב ~ 250 סל&quot;ד לפזר לגמרי הפולימר. </li></ol></li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להוסיף ~ 6.6 מ&quot;ג של 4-dimethylaminopyridine (DMAP) לפתרון ולפזר עם ערבוב. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים מחץ גומי היטב לצוואר של הבקבוק. אפשר הפתרון להמשיך ערבוב. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> דרך מחיצת הגומי, בעדינות לטהר את הבקבוק עם N 2 ל~ 3 דקות באמצעות כניסה חיובית N 2 מחט לחץ ומחט פתוחהכמוצא. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את כניסת N 2 ושקע. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להוסיף 0.56 מיליליטר (4.0 mmol) של triethylamine (Et 3 N) dropwise באמצעות מזרק זכוכית מצויד במחט המוחדרת דרך מחיצת הגומי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להוסיף 0.65 מיליליטר (8.0 mmol) של acryloyl dropwise כלוריד באמצעות מזרק זכוכית מצויד במחט המוחדרת דרך מחיצת הגומי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להחזיר את כניסת N 2 לבקבוק ולאפשר את התוכן לעורר תחת לחץ N 2 חיובי ל~ 30 דקות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> טרום לחמם שמן אמבט עד 55 מעלות צלזיוס. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאחר ~ 30 דקות המוקצבות, להסיר את כניסת N 2 ולהחליף את המחיצה עם הקבל. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להטביע את הבקבוק לתוך האמבטיה השמן המחוממת מראש. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאפשר תכולת הבקבוק לעורר במשך 20 שעות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> אחרי 20 שעות שהוקצו, להסיר את הבקבוק מאמבטית השמן ולאפשר תוכן להתקרר לRT. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באמצעות מאייד סיבובי, להסיר ממס DCM מהבקבוק. </li></ol></li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> Purify מוצר PCL-DA הגולמי. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לבקבוק, להוסיף ~ 135 מיליליטר של אתיל אצטט ולפזר את PCL-DA הגולמי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כוח משיכה לסנן את הפתרון באמצעות נייר סינון לתוך בקבוק עגול תחתון 250 מיליליטר נקי. (הערה: פתרון עשוי לעבות על נייר הסינון, לא בקלות עובר אם כן, תחול בזהירות חום קל עם אקדח חימום..) </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באמצעות מאייד סיבובי, להסיר אתיל אצטט ממס מהבקבוק. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לבקבוק, להוסיף ~ 140 מיליליטר של DCM ולפזר את PCL-DA הגולמי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> העבר את התוכן למשפך separatory 500 מיליליטר. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> למשפך, להוסיף 13.5 מיליליטר של 2 מ &#39;פחמה אשלגן (K 2 CO 3). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מכסה את המשפך. לערבב בעדינות את שתי השכבות על ידי היפוך המשפך ומתערבל בעדינות פעם או פעמיים, דואג לשחרר לחץ באמצעות ברזלים. חזור 3 פעמים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> החלף את הכובע בשכבה של Parafilm ולאפשר את התערובת להפריד O / N (~ 12 שעות). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאסוף את התחתית, אושכבת ganic לתוך בקבוק 250 מיליליטר Erlenmeyer. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להוסיף ~ 5 גרם של מגנזיום סולפט נטול מים (MgSO 4) לבקבוק ועדינות מערבולת. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כוח משיכה לסנן את התערובת דרך נייר סינון איכותי ולבקבוק 250 מיליליטר נקי עגול תחתון. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באמצעות מאייד סיבובי, להסיר ממס DCM מהבקבוק. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> יבש תחת ואקום גבוה כדי להסיר DCM שייר. (הערה: PCL-DA יש לאחסן הרחק מאור.) </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאשר acrylation עם 1 H NMR 22,23. </li></ol></li></ol> 2. הכנת פיגום SMP (איור 1) <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הכן את תבנית מלח התמזגה. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השתמש במסננת 425 מיקרומטר להשיג נתרן כלורי חלקיקים (NaCl) ~ 460 ± 70 מיקרומטר קוטר. (הערה: גודל חלקיקים ממוצע עשוי להיות מאושר ממיקרוסקופ אלקטרונים הסורק [SEM] תמונות עם תוכנת ImageJ.) 14 </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לבקבוקון זכוכית 3 מיליליטר (ID = 12.9 מ&quot;מ), להוסיף 1.8 גרם של NaCl הסתנן בעבר. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאט לאט להוסיף, בארבע מנות, 7.5% WT (המבוסס על משקל מלח) המים DI (ז 0.146) לבקבוקון. מערבבים עם מרית מתכת לאחר התוספת של כל מנה של מים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מכסה את הבקבוקון, לעטוף ברקמות ולמקם בצורה אנכית לתוך צינור צנטריפוגות. צנטריפוגה במשך 15 דקות ב3,220 x גרם. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את המכסה ולתת O האוויר יבש / N (~ 12 שעות). </li></ol></li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בבקבוקון זכוכית חדש, להכין &quot;פתרון macromer&quot; על ידי שילוב של 0.15 גרם של PCL-DA לכל מיליליטר של DCM. (הערה:. לפיגום אחד, ~ 1 מיליליטר של תמיסה צריך להיות מוכן) קאפ ומערבבים את הפתרון במהירות גבוהה במיקסר מערבולת ~ 1 דקות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בבקבוקון זכוכית 3 מיליליטר חדש, להכין &quot;פתרון photoinitiator&quot;, המבוסס על 10% WT אצטופנון 2,2-dimethoxy-2-פניל (DMP) ב1-ויניל-2-pyrrolidinone (NVP). לשלב 0.115 גרם של DMP ב 1 מיליליטר של NVP. (הערה: פיגום אחד, ~ 180 μl נדרש.) קאפ, לעטוף ברדיד אלומיניום (כדי לחסום את האור) ומערבבים את הפתרון במהירות גבוהה במיקסר מערבולתל~ 1 דקות. (שים לב: אם הכין במתקדם, הפתרון צריך להיות בקירור ומוגן מפני אור.) </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> עטוף את הבקבוקון המכיל את פתרון macromer (לא כולל הכובע) ברדיד אלומיניום (כדי לחסום את האור) ולהוסיף באמצעות פיפטה 15% כרך (המבוסס על נפח כולל של פתרון macromer) של פתרון photoinitiator. כובע ומערבבים את הפתרון במהירות גבוהה במיקסר מערבולת ~ 1 דקות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> עטוף את הבקבוקון המכיל את תבנית מלח התמזגה (לא כולל הכובע) ברדיד אלומיניום (כדי לחסום את האור) ולהוסיף באמצעות פיפטה פתרון macromer / photoinitiator הכין בעבר (~ 0.6 מיליליטר או עד התבנית מכוסה לחלוטין). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מכסה את הבקבוקון, לעטוף ברקמות ולמקם בצורה אנכית לתוך צינור צנטריפוגות. צנטריפוגה למשך 10 דקות ב 1,260 XG להפיץ את פתרון macromer לאורך התבנית. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את נייר האלומיניום, uncap הבקבוקון ולחשוף לאור UV (365 ננומטר, 25 W) במשך 3 דקות. O אוויר יבש / N. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר &quot;scaffol המכיל מלחד &quot;מהבקבוקון עם פינצטה לאחר הבקיע והשבירה העליון של בקבוקון הזכוכית. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בכוס 400 מיליליטר, להכין ~ 200 מיליליטר של מים / אתנול ממס (1: 1 כרך: כרך). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לשמור על הפיגום השקוע במים / אתנול הממס במשך 4 ימים עם שינויי ממס יומיים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את הפיגום מO / N הממס והאוויר יבש. </li></ol> 3. החלת Polydopamine ציפוי לSMP פיגום (איור 1) <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בכוס 400 מיליליטר מצויד בבר ומערבבים מכוסה טפלון, להכין ~ 200 מיליליטר של פתרון hydrochloride דופמין (2 מ&quot;ג / מיליליטר ב 10 מ&quot;מ טריס חיץ, pH = 8.5, 25 מעלות צלזיוס). מערבבים ב~ 150 סל&quot;ד. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הנח מחט חד פעמית (אורך = 40 מ&quot;מ; מד = 20) לפיגום, ~ מחצית המרחק בפיגום. לעטוף תיל סביב רכזת המחט. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להטביע את הפיגום (עם רכזת המחט מעל פני השטח הפתרון) לפתרון דופמין ערבוב על ידי עיגון החוט לשפת הכוס. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> דגה הפיגום על ידי הצבת מזרק לרכזת המחט ומשתמש בו כדי למשוך אוויר מהפיגום. (הערה: סילוק גזים הוא מלא כאשר אין יותר אוויר ניתן להסיר והפתרון יש שחדר הגרדום לחלוטין.) </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לשמור על הפיגום השקוע בפתרון דופמין ערבוב במשך 16 שעות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את הפיגום מהפתרון ולהסיר את המחט. יש לשטוף במי DI ויבשים בתנור ואקום ב RT למשך 24 שעות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים את הפיגום בתנור 85 מעלות צלזיוס במשך שעה 1. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאפשר הפיגום להתקרר לRT. הפיגום הגלילי הסופי יהיה ~ 6 קוטר מ&quot;מ x ~ 5 מ&quot;מ גובה. </li></ol> התנהגות &quot;עצמית הולם&quot; 4. הערכה <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הכן &quot;מודל סדיר CMF פגם&quot; באמצעות יריעת פלסטיק הקשיח עוביו הוא ~ 5 מ&quot;מ. השתמש בתרגיל כדי ליצור חלל בתוך יריעת הפלסטיק עם קוטר ממוצע מעט פחות מ ~ 6 מ&quot;מ, כפי שמודגם באיור 2 א. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בabתייקר, מים DI החום (המייצגים את השימוש הקליני של תמיסת מלח) לטמפרטורה של 60 מעלות צלזיוס ~. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים את הפיגום לתוך הכוס של ~ 60 מעלות צלזיוס מים. להשתמש בפינצטה כדי לדחוף את הפיגום מתחת לפני שטח המים, חושפת את כל האזורים למים. המשך ל~ 2 דקות או עד שהפיגום הוא התרכך במידה ניכרת (איור 2). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את הפיגום מהכוס והקש מייד (ביד) לפגם המודל. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> אפשר להתקרר לRT (~ 5-10 דקות) (איור 2 ג). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מוציאים מהפגם להתבונן הצורה החדשה, קבועה זמנית והחזרת המצב יחסית יותר הנוקשה (איור 2 ד). </li></ol> התנהגות זיכרון צורה 5. בדיקה <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באמצעות נתח דינמי מכאני (DMA; למשל ת&quot;א מכשירי Q800 כבשימוש במסמך), להפעיל מבחן שליטת מתח מחזורי-תרמי מכאני דחיסה על פיגום מעל שני מחזורים (N) כדי לקבוע קביעות צורה (ו R) ולעצב התאוששות (r R) (איור 3). <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאזן עד 60 ° C (גבוה T) במשך 5 דקות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לדחוס למתח מרבי (מ &#39;= 50% ε) ב 50% / דקה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להחזיק במ &#39;ε (5 דקות). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מגניב 25 ° C (T נמוך) ולשמור במשך 10 דקות כדי לתקן את הצורה הזמנית. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את העומס. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מדוד את המתח האולטימטיבי במדינה ללא מתח (ε u). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לחמם עד 60 ° C (T גבוה) ולשמור במשך 10 דקות כדי לשחזר את הצורה הקבועה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מדוד את המתח התאושש (עמ &#39;ε). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> אמנם עדיין על 60 מעלות צלזיוס (גבוהה T), להתחיל את מחזור nd 2 (N = 2) על ידי דחיסת הפיגום 50% מהגובה התאושש לאחר מחזור -1 (N = 1). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> חזור על 5.1.3-5.1.8 עבור N = 2. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לחשב F R ו- R R עבור N = 1 ו -2 באמצעות המשוואות הבאות: ו R (N) = r R (N) = [מ ε - עמ &#39;ε (N)] [ε u / מ&#39; ε (N)] / [מ ε - עמ &#39;ε (N -1)] </li></ol></li></ol> גודל 6. חזותי נקבובית וקישורי גומלין נקבוביות <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באמצעות מיקרוסקופ אלקטרונים סורק (SEM; למשל פיי Quanta SEM כפי שלהלן), לקיים את הגודל הנקבובית ונקבוביים קישוריות. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באמצעות פינצטה כדי להחזיק את פיגום SMP, לצלול בנוזל N 2 דקות 1. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר מנוזל N 2 ושבר לאורך אמצע הפיגום בסכין גילוח נקי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באמצעות קלטת פחמן, להדביק אחד חצאים פיגום SMP על המדגםהבמה עם המשטח הסדוק פונה כלפי מעלה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> גמגום מעיל עם Au-Pt (~ ננומטר 4). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ללכוד את תמונת SEM במתח מאיץ מומלץ של 10-15 קילו וולט (איור 4 א). </li></ol></li></ol> 7. בדיקה של פעילות ביולוגית במבחנה <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לתוך צינור צנטריפוגות 50 מיליליטר, להוסיף ~ 30 מיליליטר של 1X 24 SBF. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> להשיג פיגום בצורתו המקורית, cylindrically היצוקים הקבועה. חותך את הפיגום במחצית (מעבר לקצה העגול) באמצעות סכין נקי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים מחצית פיגום בודדת לתוך צינור צנטריפוגות מוכן והכובע. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לשמור על הצינור ב 37 מעלות צלזיוס באמבט מים בתנאים סטטיים ללא שינויי SBF. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאחר 14 ימים, להסיר את הפיגום מיבש SBF והאוויר במשך 24 שעות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באמצעות קלטת פחמן, להדביק הפיגום על הבמה המדגם עם המשטח הסדוק פונה כלפי מעלה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> גמגום מעיל עם Au-Pt (~ ננומטר 4). </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ללכוד את תמונת SEM במחדששיבח מתח מאיץ של 10-15 קילו וולט (איור 4). </li></ol>

<ol>
	<li>Neovius, E., Engstrand, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Craniofacial+reconstruction+with+bone+and+biomaterials:+review+over+the+last+11+years.">Craniofacial reconstruction with bone and biomaterials: review over the last 11 years.</a> J Plast Reconstr Aesthet Surg. 63, 1615-1623 (2010).</li><li>Elsalanty, M. E., Genecov, D. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bone+grafts+in+craniofacial+surgery.">Bone grafts in craniofacial surgery.</a> Craniomaxillofac Trauma Reconstr. 2, 125-134 (2009).</li><li>Hollister, S. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Engineering+craniofacial+scaffolds.">Engineering craniofacial scaffolds.</a> Orthod Craniofacial Res. 8, 162-173 (2005).</li><li>Albrektsson, T., Johansson, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Osteoinduction,+osteoconduction+and+osseointegration.">Osteoinduction, osteoconduction and osseointegration.</a> Eur Spine J. 10, S96-S101 (2001).</li><li>Blokhuis, T. J., Arts, J. J. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bioactive+and+osteoinductive+bone+graft+substitutes:+Definitions,+facts+and+myths.">Bioactive and osteoinductive bone graft substitutes: Definitions, facts and myths.</a> Injury. 42, S26-S29 (1016).</li><li>Zhang, D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+bioactive+&#8220;self-fitting&#8221;+shape+memory+polymer+scaffold+with+potential+to+treat+cranio-maxillo+facial+bone+defects.">A bioactive &#8220;self-fitting&#8221; shape memory polymer scaffold with potential to treat cranio-maxillo facial bone defects.</a> Acta Biomater. 10, 4597-4605 (2014).</li><li>Lendlein, A., Kelch, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Shape-memory+polymers.">Shape-memory polymers.</a> Angew. Chem. Int. Ed. 41, 2034-2057 (2002).</li><li>Hu, J., Zhu, Y., Huang, H., Lu, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Recent+advances+in+shape-memory+polymers:+Structure,+mechanism,+functionality,+modeling+and+applications.">Recent advances in shape-memory polymers: Structure, mechanism, functionality, modeling and applications.</a> Prog Polym Sci. 37, 1720-1763 (2012).</li><li>Middleton, J. C., Tipton, A. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Synthetic+biodegradable+polymers+as+orthopedic+devices.">Synthetic biodegradable polymers as orthopedic devices.</a> Biomaterials. 21, 2335-2346 (2000).</li><li>Sun, H., Mei, L., Song, C., Cui, X., Wang, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+in+vivo+degradation,+absorption+and+excretion+of+PCL-based+implant.">The in vivo degradation, absorption and excretion of PCL-based implant.</a> Biomaterials. 27, 1735-1740 (2006).</li><li>Woodruff, M. A., Hutmacher, D. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+return+of+a+forgotten+polymer-Polycaprolactone+in+the+21st+century.">The return of a forgotten polymer-Polycaprolactone in the 21st century.</a> Prog Polym Sci. 35, 1217-1256 (2010).</li><li>Wang, S., Lu, L., Gruetzmacher, J. A., Currier, B. L., Yaszemski, M. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Synthesis+and+characterizations+of+biodegradable+and+crosslinkable+poly(&#949;-caprolactone+fumarate),+poly(ethylene+glycol+fumarate),+and+their+amphiphilic+copolymer.">Synthesis and characterizations of biodegradable and crosslinkable poly(&#949;-caprolactone fumarate), poly(ethylene glycol fumarate), and their amphiphilic copolymer.</a> Biomaterials. 27, 832-841 (2006).</li><li>Zhang, D., Petersen, K. M., Grunlan, M. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Inorganic-organic+shape+memory+polymer+(SMP)+foams+with+highly+tunable+properties.">Inorganic-organic shape memory polymer (SMP) foams with highly tunable properties.</a> ACS Appl Mater Interfaces. 5, 186-191 (2012).</li><li>Zhang, D., Burkes, W. L., Schoener, C. A., Grunlan, M. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Porous+inorganic-organic+shape+memory+polymers.">Porous inorganic-organic shape memory polymers.</a> Polymer. 53, 2935-2941 (2012).</li><li>Van der Stok, J., Van Lieshout, E. M., El-Massoudi, Y., Van Kralingen, G. H., Patka, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Bone+substitutes+in+the+Netherlands-a+systematic+literature+review.">Bone substitutes in the Netherlands-a systematic literature review.</a> Acta Biomater. 7, 739-750 (2011).</li><li>Lee, H., Dellatore, S. M., Miller, W. M., Messersmith, P. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mussel-inspired+surface+chemistry+for+multifunctional+coatings.">Mussel-inspired surface chemistry for multifunctional coatings.</a> Science. 318, 426-430 (2007).</li><li>Hong, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Non-covalent+self-assembly+and+covalent+polymerization+co-contribute+to+polydopamine+formation.">Non-covalent self-assembly and covalent polymerization co-contribute to polydopamine formation.</a> Adv Funct Mater. 22, 4711-4717 (2012).</li><li>Ryu, J., Ku, S. H., Lee, H., Park, C. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mussel-inspired+polydopamine+coating+as+a+universal+route+to+hydroxyapatite+crystallization.">Mussel-inspired polydopamine coating as a universal route to hydroxyapatite crystallization.</a> Adv Funct Mater. 20, 2132-2139 (2010).</li><li>Lee, Y. B., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Polydopamine-mediated+immobilization+of+multiple+bioactive+molecules+for+the+development+of+functional+vascular+graft+materials.">Polydopamine-mediated immobilization of multiple bioactive molecules for the development of functional vascular graft materials.</a> Biomaterials. 33, 8343-8352 (2012).</li><li>Wu, C., Fan, W., Chang, J., Xiao, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mussel-inspired+porous+SiO+2+scaffolds+with+improved+mineralization+and+cytocompatibility+for+drug+delivery+and+bone+tissue+engineering.">Mussel-inspired porous SiO 2 scaffolds with improved mineralization and cytocompatibility for drug delivery and bone tissue engineering.</a> J Mater Chem. 21, 18300-18307 (2011).</li><li>Ku, S. H., Ryu, J., Hong, S. K., Lee, H., Park, C. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=General+functionalization+route+for+cell+adhesion+on+non-wetting+surfaces.">General functionalization route for cell adhesion on non-wetting surfaces.</a> Biomaterials. 31, 2535-2541 (2010).</li><li>Schoener, C. A., Weyand, C. B., Murthy, R., Grunlan, M. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Shape+memory+polymers+with+silicon-containing+segments.">Shape memory polymers with silicon-containing segments.</a> J Mater Chem. 20, 1787-1793 (2010).</li><li>Zhang, D., Giese, M. L., Prukop, S. L., Grunlan, M. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Poly(&#949;-caprolactone)-based+shape+memory+polymers+with+variable+polydimethylsiloxane+soft+segment+lengths.">Poly(&#949;-caprolactone)-based shape memory polymers with variable polydimethylsiloxane soft segment lengths.</a> J Polym Sci Pol Chem. 49, 754-761 (2011).</li><li>Kokubo, T., Takadama, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=How+useful+is+SBF+in+predicting+in+vivo+bone+bioactivity.">How useful is SBF in predicting in vivo bone bioactivity.</a> Biomaterials. 27, 2907-2915 (2006).</li><li>Murphy, W. L., Dennis, R. G., Kileny, J. L., Mooney, D. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Salt+fusion:+an+approach+to+improve+pore+interconnectivity+within+tissue+engineering+scaffolds.">Salt fusion: an approach to improve pore interconnectivity within tissue engineering scaffolds.</a> Tissue Eng. 8, 43-52 (2002).</li><li>Yang, Q., Chen, L., Shen, X., Tan, Z. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Preparation+of+polycaprolactone+tissue+engineering+scaffolds+by+improved+solvent+casting/particulate+leaching+method.">Preparation of polycaprolactone tissue engineering scaffolds by improved solvent casting/particulate leaching method.</a> J Macromol Sci Phys. 45, 1171-1181 (2006).</li><li>Madbouly, S. A., Kratz, K., Klein, F., L&#252;zow, K., Lendlein, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Thermomechanical+behaviour+of+biodegradable+shape-memory+polymer+foams.">Thermomechanical behaviour of biodegradable shape-memory polymer foams.</a> 1190, (2009).</li><li>Luo, X., Mather, P. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Preparation+and+characterization+of+shape+memory+elastomeric+composites.">Preparation and characterization of shape memory elastomeric composites.</a> Macromolecules. 42, 7251-7253 (2009).</li><li>Lendlein, A., Schmidt, A. M., Langer, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=AB-polymer+networks+based+on+oligo(&#603;-caprolactone)+segments+showing+shape-memory+properties.">AB-polymer networks based on oligo(&#603;-caprolactone) segments showing shape-memory properties.</a> Proc Natl Acad Sci. 98, 842-847 (2001).</li></ol>

The authors have nothing to disclose.

פרוטוקול זה מתאר את ההכנה של פיגום התנהגות הולמת עצמי שמצופה polydopamine, מבוסס PCL, כמו גם osteoinductivity ופעילות ביולוגית, הופך אותו לעניין בטיפול בפגמי עצם CMF לא סדירים. היבטים של הפרוטוקול עשויים להשתנות לשנות תכונות פיגום שונות. הפרוטוקו...

כיום נחשב סטנדרטי של קרניו-ולסת (CMF) טיפולי פגם עצם הזהב, השתלה אוטולוגית של שתלים שנקטפו מתעכבת על ידי הליכים מורכבים השתלה, תחלואת אתר תורם וזמינות מוגבלת 1. קושי מיוחד הוא בעיצוב ותיקון autograft הנוקשה בחוזקה לפגם במטרה להשיג osseointegration ולמנוע ספיגת שתל. הנדסת רקמות נחקרה כאסטרטגיה חלופית לautografting ותחליפים סינטטיים עצם (מלט עצם למשל) 2,3. קריטי להצלחה של גישת הנדסת רקמות הוא פיגום עם קבוצה מסוימת של נכסים. ראשית, על מנת להשיג osseointegration, הפיגום חייב ליצור קשר הדוק עם רקמת עצם סמוך 4. הפיגום צריך להיות גם osteoconductive, המאפשר נדידת תאים, דיפוזיה התזונתית ו4,5 תצהיר neotissue. התנהגות זו, בדרך כלל, שהושגה עם SCA מתכלהffolds מציג מורפולוגיה נקבובית קשורה מאוד. לבסוף, הפיגום צריך להיות ביו כדי לקדם אינטגרציה ומליטה עם רקמות עצם 5. כאן, אנו מציגים פרוטוקול להכין פיגום הנדסת רקמות עם מאפיינים אלה. חשוב לציין, פיגום זה מציג את היכולת &quot;כושר-עצמי&quot; לפגמי CMF בלתי סדירים בשלה צורת התנהגות זיכרון 6. פולימרים Thermoresponsive זיכרון צורה (SMPS) ידועים לעבור שינוי צורה בחשיפה לחום 7,8. SMPS מורכב &quot;netpoints&quot; (כלומר כימי או crosslinks הפיזי) הקובע את הצורה הקבועה ו&quot; מגזרי מיתוג &quot;, שלשמור על הצורה הזמנית ולשחזר את הצורה הקבועה. מגזרי המיתוג להציג טמפרטורה תרמית מעבר (T טראנס) המתאימה לשני מעבר הזכוכית (ז T) או להמס מעבר (T מ &#39;) של הפולימר. כתוצאה, SMPS עשוי להיות מעוות ברצף לצורה זמנית בT&gt; T טראנס, קבועה בצורה הזמנית בT &lt;T טראנס, והתאושש לצורה הקבועה בT&gt; T טראנס. לפיכך, פיגום SMP יכול להשיג &quot;עצמי הולם&quot; בתוך פגם CMF כדלקמן 6. לאחר החשיפה לחמם מלוח (T&gt; T טראנס), פיגום SMP יהיה נזיל, המאפשר פיגום גלילי מוכן הגנרי להיות יד לחץ לפגם לא סדיר, עם התאוששות צורת קידום הרחבת הפיגום לגבול הפגם. בקירור (T &lt;T טראנס), הפיגום יחזור למצב יחסית יותר הנוקשה שלה, עם קיבעון צורת שמירת הצורה הזמנית החדשה שלה בפגם. בפרוטוקול זה, פיגום SMP מוכן מpolycaprolactone (PCL), פולימר מתכלה נחקר בהרחבה לשחזור רקמות ויישומים ביו-רפואיים אחרים 9-11. לזיכרון צורה, הT מ &#39;דואר של PCL משמש כT טראנס ומשתנה בין 43 ו -60 המעלות צלזיוס, תלוי במשקל המולקולרי של PCL 12. בפרוטוקול זה, T טרנס (T מ &#39;כלומר) של הפיגום הוא 56.6 מעלות צלזיוס ± 0.3 6. על מנת להשיג osteoconductivity, פרוטוקול פותח כדי להפוך את פיגומי SMP מבוססי PCL עם נקבוביות קשורות מאוד המבוססות על שיטת חלקיקים-שטיפת הליהוק ממס (SCPL) 6,13,14. diacrylate Polycaprolactone (PCL-DA) (M = n ~ 10,000 g / mol) נוצל כדי לאפשר crosslinking המהיר, פוטו ופורק ב dichloromethane (DCM) כדי לאפשר ממס הליהוק מעל תבנית מלח. בעקבות תרופת פוטו ואידוי ממס, תבנית מלח הוסרה על ידי שטיפה במים. הגודל הממוצע מלח מסדיר גודל נקבובית פיגום. חשוב לציין, תבנית מלח הייתה התמזגה עם מים לפני ממס ליהוק להשיג interconnectivi הנקבוביתטאי. הפעילות ביולוגית הייתה הנחילה לפיגום SMP על ידי בהיווצרות באתרו של ציפוי polydopamine על קירות נקבוביות 6. פעילות ביולוגית הוא הציג לעתים קרובות לפיגומים על ידי ההכללה של חומרי מילוי זכוכית או זכוכית קרמית 15. עם זאת, אלה עלולים לגרום לתכונות מכאניות פריכות לא רצויות. דופמין הוכח כדי ליצור שכבה חסיד, דקה polydopamine על מגוון רחב של מצעי 16-19. בפרוטוקול זה, פיגום SMP היה נתון לפתרון מעט בסיסי (pH = 8.5) של דופמין כדי ליצור ציפוי nanothick של polydopamine על כל הקיר נקבובית המשטחים 6. בנוסף לשיפור hydrophilicity משטח להידבקות תא משופר ומתפשט, polydopamine הוכח להיות ביו במונחים של היווצרות של hydroxyapatite (הפ) בחשיפה לנוזלי גוף המדומה (SBF) 18,20,21. בשלב אחרון, הפיגום המצופה חשוף לחום טיפול ב 85 המעלות צלזיוס &quot;ש (T&gt; T טראנס)ich מוביל לפיגומי ציפוף. טיפול בחום צוין בעבר להיות חיוני לזיכרון צורת פיגום התנהגות, אולי בשל תחומים גבישי PCL ארגון מחדש של קרבה קרובה יותר 14. אנחנו גם לתאר את השיטות כדי לאפיין את ההתנהגות הולמת העצמית בתוך פגם מודל לא סדיר, זיכרון צורת התנהגות במונחי בדיקות דחיסה מכאנית מחזוריות-תרמית בשליטת מתח (התאוששות צורה כלומר ולעצב את הקיבעון), נקבוביות מורפולוגיה, ובפעילות ביולוגית מבחנה. אסטרטגיות כדי להתאים את מאפייני פיגום גם מוצגות.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0">
	<tbody>
		<tr>
			<td>Polycaprolactone-diol (Mn ~ 10,000 g/mol)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>440752</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dichloromethane (DCM)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>D65100</td>
			<td>Dried over 4A molecular sieves</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>4-dimethylaminopyridine (DMAP)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>D5640</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Triethylamine (Et3N)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>T0886</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Acryloyl chloride</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>A24109</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ethyl Acetate</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>319902</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Potassium Carbonate (K2CO3)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>209619</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Anhydrous magnesium sulfate (MgSO4)</td>
			<td>Fisher</td>
			<td>M65</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Sodium chloride (NaCl)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>S9888</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>2,2-dimethoxy-2-phenyl acetophenone (DMP)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>196118</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>1-vinyl-2-pyrrolidinone (NVP)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>V3409</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ethanol</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>459844</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dopamine Hydrochloride</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>H8502</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Tris buffer (2mol/L)</td>
			<td>Fisher</td>
			<td>BP1759</td>
			<td>Used at 10 mM concentration, pH = 8.5</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Sieve</td>
			<td>VWR</td>
			<td>47729-972</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>UV-Transilluminator (365 nm, 25 W)</td>
			<td>UVP</td>
			<td>95-0426-02</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Centrifuge</td>
			<td>Eppendorf</td>
			<td>5810 R</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dynamic Mechanical Analyzer (DMA)</td>
			<td>TA Instruments</td>
			<td>Q800</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>High Resolution Sputter Coater</td>
			<td>Cressington</td>
			<td>208HR</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Scanning Electron Microscope (SEM)</td>
			<td>FEI</td>
			<td>Quanta 600</td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

fabrication of a bioactive, pcl-based "self-fitting" shape memory polymer scaffold

Tissue engineering has been explored as an alternative strategy for the treatment of critical-sized cranio-maxillofacial (CMF) bone defects. Essential to the success of this approach is a scaffold that is able to conformally fit within an irregular defect while also having the requisite biodegradability, pore interconnectivity and bioactivity. By nature of their shape recovery and fixity properties, shape memory polymer (SMP) scaffolds could achieve defect &#8220;self-fitting.&#8221; In this way, following exposure to warm saline (~60 &#186;C), the SMP scaffold would become malleable, permitting it to be hand-pressed into an irregular defect. Subsequent cooling (~37 &#186;C) would return the scaffold to its relatively rigid state within the defect. To meet these requirements, this protocol describes the preparation of SMP scaffolds prepared via the photochemical cure of biodegradable polycaprolactone diacrylate (PCL-DA) using a solvent-casting particulate-leaching (SCPL) method. A fused salt template is utilized to achieve pore interconnectivity. To realize bioactivity, a polydopamine coating is applied to the surface of the scaffold pore walls. Characterization of self-fitting and shape memory behaviors, pore interconnectivity and in vitro bioactivity are also described.

פיגום SMP מבוסס PCL וכתוצאה מכך הוא מסוגל לפגם CMF מודל ראוי עצמי (איור 2). לאחר חשיפה קצרה כדי לחמם מלוחה (~ 60 מעלות צלזיוס), הפיגום הגלילי מרכך מאפשר הפיגום שלחץ באופן ידני וללהרחיב בתוך פגם המודל. לאחר הקירור לRT, הפיגום קבוע לצורה הזמנית החדשה שלה, אשר נשמרת בעת הה?...

Watch this Scientific Journal Video about Fabrication of a Bioactive, PCL-based "Self-fitting" Shape Memory Polymer Scaffold at JoVE.com

Fabrication of a Bioactive, PCL-based &quot;Self-fitting&quot; Shape Memory Polymer Scaffold

Scaffolds capable of fitting within cranio-maxillofacial (CMF) bone defects while exhibiting osteoconductivity and bioactivity are of interest. This protocol describes the preparation of a shape memory scaffold based on polycaprolactone diacrylate (PCL-DA) using a solvent-casting particulate-leaching (SCPL) method employing a fused salt template and application of a bioactive polydopamine coating.

ייצור של זיכרון מבוסס PCL יו, &quot;עצמית הולם&quot; צורת פולימר פיגום

Tissue engineering has been explored as an alternative strategy for the treatment of critical-sized cranio-maxillofacial (CMF) bone defects. Essential to ...

fabrication-bioactive-pcl-based-self-fitting-shape-memory-polymer

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Fabrication of a Bioactive, PCL-based "Self-fitting" Shape Memory Polymer Scaffold

12.5K Views.  Texas A&M University. Scaffolds capable of fitting within cranio-maxillofacial (CMF) bone defects while exhibiting osteoconductivity and bioactivity are of interest. This protocol describes the preparation of a shape memory scaffold based on polycaprolactone diacrylate (PCL-DA) using a solvent-casting particulate-leaching (SCPL) method employing a fused salt template and application of a bioactive polydopamine coating.

Video: Fabrication of a Bioactive, PCL-based "Self-fitting" Shape Memory Polymer Scaffold

Shape Memory Polymers for Active Cell Culture

Shape memory polymers (SMPs) are a class of "smart" materials that have the ability to change from a fixed, temporary shape to a pre-determined permanent shape upon the application of a stimulus such as heat1-5. In a typical shape memory cycle, the SMP is first deformed at an elevated temperature that is higher than its transition temperature, Ttrans [either the melting temperature (Tm) or the glass transition temperature (Tg)]. The deformation is elastic in nature and mainly leads to a reduction in conformational entropy of the constituent network chains (following the rubber elasticity theory). The deformed SMP is then cooled to a temperature below its Ttrans while maintaining the external strain or stress constant. During cooling, the material transitions to a more rigid state (semi-crystalline or glassy), which kinetically traps or "freezes" the material in this low-entropy state leading to macroscopic shape fixing. Shape recovery is triggered by continuously heating the material through Ttrans under a stress-free (unconstrained) condition. By allowing the network chains (with regained mobility) to relax to their thermodynamically favored, maximal-entropy state, the material changes from the temporary shape to the permanent shape.
Cells are capable of surveying the mechanical properties of their surrounding environment6. The mechanisms through which mechanical interactions between cells and their physical environment control cell behavior are areas of active research. Substrates of defined topography have emerged as powerful tools in the investigation of these mechanisms. Mesoscale, microscale, and nanoscale patterns of substrate topography have been shown to direct cell alignment, cell adhesion, and cell traction forces7-14. These findings have underscored the potential for substrate topography to control and assay the mechanical interactions between cells and their physical environment during cell culture, but the substrates used to date have generally been passive and could not be programmed to change significantly during culture. This physical stasis has limited the potential of topographic substrates to control cells in culture.
Here, active cell culture (ACC) SMP substrates are introduced that employ surface shape memory to provide programmed control of substrate topography and deformation. These substrates demonstrate the ability to transition from a temporary grooved topography to a second, nearly flat memorized topography. This change in topography can be used to control cell behavior under standard cell culture conditions.

A method for developing cell culture substrates with the ability to change topography during culture is described. The method makes use of smart materials known as shape memory polymers that have the ability to memorize a permanent shape. This concept is adaptable to a wide range of materials and applications.

זיכרון צורה פולימרים לתרבות התא הפעיל

Shape memory polymers (SMPs) are a class of "smart" materials that have the ability to change from a fixed, temporary shape to a pre-determined permanent ...

A Chitosan Based, Laser Activated Thin Film Surgical Adhesive, 'SurgiLux': Preparation and Demonstration

Sutures are a 4,000 year old technology that remain the 'gold-standard' for wound closure by virtue of their repair strength (~100 KPa). However, sutures can act as a nidus for infection and in many procedures are unable to effect wound repair or interfere with functional tissue regeneration.1 Surgical glues and adhesives, such as those based on fibrin and cyanoacrylates, have been developed as alternatives to sutures for the repair of such wounds. However, current commercial adhesives also have significant disadvantages, ranging from viral and prion transfer and a lack of repair strength as with the fibrin glues, to tissue toxicity and a lack of biocompatibility for the cyanoacrylate based adhesives. Furthermore, currently available surgical adhesives tend to be gel-based and can have extended curing times which limit their application.2 Similarly, the use of UV lasers to facilitate cross-linking mechanisms in protein-based or albumin 'solders' can lead to DNA damage while laser tissue welding (LTW) predisposes thermal damage to tissues.3 Despite their disadvantages, adhesives and LTW have captured approximately 30% of the wound closure market reported to be in excess of US $5 billion per annum, a significant testament to the need for sutureless technology.4
In the pursuit of sutureless technology we have utilized chitosan as a biomaterial for the development of a flexible, thin film, laser-activated surgical adhesive termed 'SurgiLux'. This novel bioadhesive uses a unique combination of biomaterials and photonics that are FDA approved and successfully used in a variety of biomedical applications and products. SurgiLux overcomes all the disadvantages associated with sutures and current surgical adhesives (see Table 1).
In this presentation we report the relatively simple protocol for the fabrication of SurgiLux and demonstrate its laser activation and tissue weld strength. SurgiLux films adhere to collagenous tissue without chemical modification such as cross-linking and through irradiation using a comparatively low-powered (120 mW) infrared laser instead of UV light. Chitosan films have a natural but weak adhesive attraction to collagen (~3 KPa), laser activation of the chitosan based SurgiLux films emphasizes the strength of this adhesion through polymer chain interactions as a consequence of transient thermal expansion.5 Without this 'activation' process, SurgiLux films are readily removed.6-9 SurgiLux has been tested both in vitro and in vivo on a variety of tissues including nerve, intestine, dura mater and cornea. In all cases it demonstrated good biocompatibility and negligible thermal damage as a consequence of irradiation.6-10

A Chitosan Based, Laser Activated Thin Film Surgical Adhesive, &#039;SurgiLux&#039;: Preparation and Demonstration

The fabrication of a novel, flexible thin film surgical adhesive from FDA approved ingredients, chitosan and indocyanine green is described. Bonding of this adhesive to collagenous tissue through a simple activation process with a low-powered infra-red laser is demonstrated.

Chitosan מבוסס, דבק הליזר הופעל סרט דק כירורגים, &#39;SurgiLux&#39;: הכנה והפגנה

Sutures are a 4,000 year old technology that remain the 'gold-standard' for wound closure by virtue of their repair strength (~100 KPa). However, sutures ...

Environmentally-controlled Microtensile Testing of Mechanically-adaptive Polymer Nanocomposites for ex vivo Characterization

Implantable microdevices are gaining significant attention for several biomedical applications1-4. Such devices have been made from a range of materials, each offering its own advantages and shortcomings5,6. Most prominently, due to the microscale device dimensions, a high modulus is required to facilitate implantation into living tissue. Conversely, the stiffness of the device should match the surrounding tissue to minimize induced local strain7-9. Therefore, we recently developed a new class of bio-inspired materials to meet these requirements by responding to environmental stimuli with a change in mechanical properties10-14. Specifically, our poly(vinyl acetate)-based nanocomposite (PVAc-NC) displays a reduction in stiffness when exposed to water and elevated temperatures (e.g. body temperature). Unfortunately, few methods exist to quantify the stiffness of materials in vivo15, and mechanical testing outside of the physiological environment often requires large samples inappropriate for implantation. Further, stimuli-responsive materials may quickly recover their initial stiffness after explantation. Therefore, we have developed a method by which the mechanical properties of implanted microsamples can be measured ex vivo, with simulated physiological conditions maintained using moisture and temperature control13,16,17. 
To this end, a custom microtensile tester was designed to accommodate microscale samples13,17 with widely-varying Young's moduli (range of 10 MPa to 5 GPa). As our interests are in the application of PVAc-NC as a biologically-adaptable neural probe substrate, a tool capable of mechanical characterization of samples at the microscale was necessary. This tool was adapted to provide humidity and temperature control, which minimized sample drying and cooling17. As a result, the mechanical characteristics of the explanted sample closely reflect those of the sample just prior to explantation.
The overall goal of this method is to quantitatively assess the in vivo mechanical properties, specifically the Young's modulus, of stimuli-responsive, mechanically-adaptive polymer-based materials. This is accomplished by first establishing the environmental conditions that will minimize a change in sample mechanical properties after explantation without contributing to a reduction in stiffness independent of that resulting from implantation. Samples are then prepared for implantation, handling, and testing (Figure 1A). Each sample is implanted into the cerebral cortex of rats, which is represented here as an explanted rat brain, for a specified duration (Figure 1B). At this point, the sample is explanted and immediately loaded into the microtensile tester, and then subjected to tensile testing (Figure 1C). Subsequent data analysis provides insight into the mechanical behavior of these innovative materials in the environment of the cerebral cortex.

Environmentally-controlled Microtensile Testing of Mechanically-adaptive Polymer Nanocomposites for ex vivo Characterization

A method is discussed by which the in vivo mechanical behavior of stimuli-responsive materials is monitored as a function of time. Samples are tested ex vivo using a microtensile tester with environmental controls to simulate the physiological environment. This work further promotes understanding the in vivo behavior of our material.

בדיקת Microtensile לסביבה מבוקרת של nanocomposites הפולימר מכאני-מסתגל ל<em&gt; לשעבר vivo</em&gt; אפיון

Implantable microdevices are gaining significant attention for several biomedical applications1-4. Such devices have been made from a range of materials, ...

Microfluidic Fabrication of Polymeric and Biohybrid Fibers with Predesigned Size and Shape

A &#8220;sheath&#8221; fluid passing through a microfluidic channel at low Reynolds number can be directed around another &#8220;core&#8221; stream and used to dictate the shape as well as the diameter of a core stream.&#160;Grooves in the top and bottom of a microfluidic channel were designed to direct the sheath fluid and shape the core fluid.&#160;By matching the viscosity and hydrophilicity of the sheath and core fluids, the interfacial effects are minimized and complex fluid shapes can be formed.&#160;Controlling the relative flow rates of the sheath and core fluids determines the cross-sectional area of the core fluid.&#160;Fibers have been produced with sizes ranging from 300 nm to ~1 mm, and fiber cross-sections can be round, flat, square, or complex as in the case with double anchor fibers. Polymerization of the core fluid downstream from the shaping region solidifies the fibers.&#160;Photoinitiated click chemistries are well suited for rapid polymerization of the core fluid by irradiation with ultraviolet light.&#160;Fibers with a wide variety of shapes have been produced from a list of polymers including liquid crystals, poly(methylmethacrylate), thiol-ene and thiol-yne resins, polyethylene glycol, and hydrogel derivatives. Minimal shear during the shaping process and mild polymerization conditions also makes the fabrication process well suited for encapsulation of cells and other biological components.

Two adjacent fluids passing through a grooved microfluidic channel can be directed to form a sheath around a prepolymer core; thereby&#160;determining both shape and cross-section. Photoinitiated polymerization, such as thiol click chemistry, is well suited for rapidly solidifying the core fluid into a microfiber with predetermined size and shape.

ייצור מיקרופלואידי של סיבים פולימריים וביוהיברידים עם גודל וצורה מעוצבים מראש

A &#8220;sheath&#8221; fluid passing through a microfluidic channel at low Reynolds number can be directed around another &#8220;core&#8221; stream and ...

Manufacturing Of Robust Natural Fiber Preforms Utilizing Bacterial Cellulose as Binder

A novel method of manufacturing rigid and robust natural fiber preforms is presented here. This method is based on a papermaking process, whereby loose and short sisal fibers are dispersed into a water suspension containing bacterial cellulose. The fiber and nanocellulose suspension is then filtered (using vacuum or gravity) and the wet filter cake pressed to squeeze out any excess water, followed by a drying step. This will result in the hornification of the bacterial cellulose network, holding the loose natural fibers together.
Our method is specially suited for the manufacturing of rigid and robust preforms of hydrophilic fibers. The porous and hydrophilic nature of such fibers results in significant water uptake, drawing in the bacterial cellulose dispersed in the suspension. The bacterial cellulose will then be filtered against the surface of these fibers, forming a bacterial cellulose coating. When the loose fiber-bacterial cellulose suspension is filtered and dried, the adjacent bacterial cellulose forms a network and hornified to hold the otherwise loose fibers together.
The introduction of bacterial cellulose into the preform resulted in a significant increase of the mechanical properties of the fiber preforms. This can be attributed to the high stiffness and strength of the bacterial cellulose network. With this preform, renewable high performance hierarchical composites can also be manufactured by using conventional composite production methods, such as resin film infusion (RFI) or resin transfer molding (RTM). Here, we also describe the manufacturing of renewable hierarchical composites using double bag vacuum assisted resin infusion.

We present a novel method of manufacturing rigid and robust short natural fiber preforms using a papermaking process. Bacterial cellulose acts simultaneously as the binder for the loose fibers and provides rigidity to the fiber preforms. These preforms can be infused with a resin to produce truly green hierarchical composites.

ייצור של תבניות ייצרו מראש חזקות סיבים טבעיים ניצול קטריאלי תאית כמו בינדר

A novel method of manufacturing rigid and robust natural fiber preforms is presented here. This method is based on a papermaking process, whereby loose ...

Fabrication of Mechanically Tunable and Bioactive Metal Scaffolds for Biomedical Applications

Biometal systems have been widely used for biomedical applications, in particular, as load-bearing materials. However, major challenges are high stiffness and low bioactivity of metals. In this study, we have developed a new method towards fabricating a new type of bioactive and mechanically reliable porous metal scaffolds-densified porous Ti scaffolds. The method consists of two fabrication processes, 1) the fabrication of porous Ti scaffolds by dynamic freeze casting, and 2) coating and densification of the porous scaffolds. The dynamic freeze casting method to fabricate porous Ti scaffolds allowed the densification of porous scaffolds by minimizing the chemical contamination and structural defects. The densification process is distinctive for three reasons. First, the densification process is simple, because it requires a control of only one parameter (degree of densification). Second, it is effective, as it achieves mechanical enhancement and sustainable release of biomolecules from porous scaffolds. Third, it has broad applications, as it is also applicable to the fabrication of functionally graded porous scaffolds by spatially varied strain during densification.

Bioactive and mechanically reliable metal scaffolds have been fabricated through a method which consists of two processes, dynamic freeze casting for the fabrication of porous Ti, and coating and densification of the Ti scaffolds. The densification process is simple, effective and applicable to the fabrication of functionally graded scaffolds.

המצאה של מכאני מתכוונן ויו מתכת פיגומים עבור יישומים ביו

Biometal systems have been widely used for biomedical applications, in particular, as load-bearing materials. However, major challenges are high stiffness ...

Fabrication of Inverted Colloidal Crystal Poly(ethylene glycol) Scaffold: A Three-dimensional Cell Culture Platform for Liver Tissue Engineering

The ability to maintain hepatocyte function in vitro, for the purpose of testing xenobiotics&#39; cytotoxicity, studying virus infection and developing drugs targeted at the liver, requires a platform in which cells receive proper biochemical and mechanical cues. Recent liver tissue engineering systems have employed three-dimensional (3D) scaffolds composed of synthetic or natural hydrogels, given their high water retention and their ability to provide the mechanical stimuli needed by the cells. There has been growing interest in the inverted colloidal crystal (ICC) scaffold, a recent development, which allows high spatial organization, homotypic and heterotypic cell interaction, as well as cell-extracellular matrix (ECM) interaction. Herein, we describe a protocol to fabricate the ICC scaffold using poly (ethylene glycol) diacrylate (PEGDA) and the particle leaching method. Briefly, a lattice is made from microsphere particles, after which a pre-polymer solution is added, properly polymerized, and the particles are then removed, or leached, using an organic solvent (e.g., tetrahydrofuran). The dissolution of the lattice results in a highly porous scaffold with controlled pore sizes and interconnectivities that allow media to reach cells more easily. This unique structure allows high surface area for the cells to adhere to as well as easy communication between pores, and the ability to coat the PEGDA ICC scaffold with proteins also shows a marked effect on cell performance. We analyze the morphology of the scaffold as well as the hepatocarcinoma cell (Huh-7.5) behavior in terms of viability and function to explore the effect of ICC structure and ECM coatings. Overall, this paper provides a detailed protocol of an emerging scaffold that has wide applications in tissue engineering, especially liver tissue engineering.

Fabrication of Inverted Colloidal Crystal Polyethylene glycol Scaffold: A Three-dimensional Cell Culture Platform for Liver Tissue Engineering

This manuscript presents a detailed protocol for the fabrication of an emerging three-dimensional hepatocyte culture platform, the inverted colloidal crystal scaffold, and the concomitant techniques to assess hepatocyte behavior. The size-controllable pores, interconnectivity and ability to conjugate extracellular matrix proteins to the poly(ethylene glycol) (PEG) scaffold enhance Huh-7.5 cell performance.

המצאה של הפוך קולואיד קריסטל פולי (אתילן גליקול) פיגום: פלטפורמת תרבית תאים תלת ממדי עבור הנדסת רקמות כבדה

The ability to maintain hepatocyte function in vitro, for the purpose of testing xenobiotics&#39; cytotoxicity, studying virus infection and developing ...

Fabrication and Characterization of Optical Tissue Phantoms Containing Macrostructure

The rapid development of new optical imaging techniques is dependent on the availability of low-cost, customizable, and easily reproducible standards. By replicating the imaging environment, costly animal experiments to validate a technique may be circumvented. Predicting and optimizing the performance of in vivo and ex vivo imaging techniques requires testing on samples that are optically similar to tissues of interest. Tissue-mimicking optical phantoms provide a standard for evaluation, characterization, or calibration of an optical system. Homogenous polymer optical tissue phantoms are widely used to mimic the optical properties of a specific tissue type within a narrow spectral range. Layered tissues, such as the epidermis and dermis, can be mimicked by simply stacking these homogenous slab phantoms. However, many in vivo imaging techniques are applied to more spatially complex tissue where three dimensional structures, such as blood vessels, airways, or tissue defects, can affect the performance of the imaging system. 
This protocol describes the fabrication of a tissue-mimicking phantom that incorporates three-dimensional structural complexity using material with optical properties of tissue. Look-up tables provide India ink and titanium dioxide recipes for optical absorption and scattering targets. Methods to characterize and tune the material optical properties are described. The phantom fabrication detailed in this article has an internal branching mock airway void; however, the technique can be broadly applied to other tissue or organ structures.

Optical tissue phantoms are essential tools for calibration and characterization of optical imaging systems and validation of theoretical models. This article details a method for phantom fabrication that includes replication of tissue optical properties and three-dimensional tissue structure.

ייצור ואפיון רקמות אופטי הפאנטומים המכיל למפלגות

The rapid development of new optical imaging techniques is dependent on the availability of low-cost, customizable, and easily reproducible standards. By ...

Microdissection of Primary Renal Tissue Segments and Incorporation with Novel Scaffold-free Construct Technology

Kidney transplantation is now a mainstream therapy for end-stage renal disease. However, with approximately 96,000 people on the waiting list and only one-fourth of these patients achieving transplantation, there is a dire need for alternatives for those with failing organs. In order to decrease the harmful consequences of dialysis along with the overall healthcare costs it incurs, active investigation is ongoing in search of alternative solutions to organ transplantation. Implantable tissue-engineered renal cellular constructs are one such feasible approach to replacing lost renal functionality. Here, described for the first time, is the microdissection of murine kidneys for isolation of living corticomedullary renal segments. These segments are capable of rapid incorporation within scaffold-free endothelial-fibroblast constructs which may enable rapid connection with host vasculature once implanted. Adult mouse kidneys were procured from living donors, followed by stereoscope microdissection to obtain renal segments 200 - 300 &#181;m in diameter. Multiple renal constructs were fabricated using primary renal segments harvested from only one kidney. This method demonstrates a procedure which could salvage functional renal tissue from organs that would otherwise be discarded.

Tissue-engineered renal constructs provide a solution for the organ shortage and deleterious effects of dialysis. Here, we describe a protocol to micro dissect murine kidneys for isolation of cortico-medullary segments. These segments are implanted into scaffold-free cellular constructs, forming renal organoids.

Microdissection של מקטעי רקמת הכליה העיקרי, התאגדות עם טכנולוגיית הרומן לבנות בפיגומים-חופשית

Kidney transplantation is now a mainstream therapy for end-stage renal disease. However, with approximately 96,000 people on the waiting list and only ...

Scalable Fabrication of Stretchable, Dual Channel, Microfluidic Organ Chips

A significant number of lead compounds fail in the pharmaceutical pipeline because animal studies often fail to predict clinical responses in human patients. Human Organ-on-a-Chip (Organ Chip) microfluidic cell culture devices, which provide an experimental in vitro platform to assess efficacy, toxicity, and pharmacokinetic (PK) profiles in humans, may be better predictors of therapeutic efficacy and safety in the clinic compared to animal studies. These devices may be used to model the function of virtually any organ type and can be fluidically linked through common endothelium-lined microchannels to perform in vitro studies on human organ-level and whole body-level physiology without having to conduct experiments on people. These Organ Chips consist of two perfused microfluidic channels separated by a permeable elastomeric membrane with organ-specific parenchymal cells on one side and microvascular endothelium on the other, which can be cyclically stretched to provide organ-specific mechanical cues (e.g., breathing motions in lung). This protocol details the fabrication of flexible, dual channel, Organ Chips through casting of parts using 3D printed molds, enabling combination of multiple casting and post-processing steps. Porous poly (dimethyl siloxane) (PDMS) membranes are cast with micrometer sized through-holes using silicon pillar arrays under compression. Fabrication and assembly of Organ Chips involves equipment and steps that can be implemented outside of a traditional cleanroom. This protocol provides researchers with access to Organ Chip technology for in vitro organ- and body-level studies in drug discovery, safety and efficacy testing, as well as mechanistic studies of fundamental biological processes.

Here, we present a protocol that describes the fabrication of stretchable, dual channel, organ chip microfluidic cell culture devices for recapitulating organ-level functionality in vitro.

ייצור מדרגי של הערוץ מתיחה, כפול, צ'יפס Microfluidic איברים

A significant number of lead compounds fail in the pharmaceutical pipeline because animal studies often fail to predict clinical responses in human ...