Name: fabrication of a bioactive, pcl-based "self-fitting" shape memory polymer scaffold
Uploaded: 2015-10-23T15:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 37 s
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저자는 텍사스 A &amp; M 대학 공학을 감사하고이 연구의 금융 지원을 위해 역 (티) 실험. 린지 네일은 감사 소수 참가 텍사스 A &amp; M 대학 루이스 스톡스 얼라이언스 (LSAMP)와 국립 과학 재단 (NSF) 대학원 연구 활동 프로그램 (GRFP)의 지원을 인정합니다. 웨이 장은 감사 텍사스 A &amp; M 대학 논문 친목.

1. 합성 PCL-DA 로머 <ol><li> 아크릴화 반응을 실행합니다. <ol><li> 테프론 피복 자기 교반 바가 장착 된 250 mL의 둥근 바닥 플라스크에 PCL 디올 (M에서 N = ~ 10,000g / 몰) 20g을 단다. </li><li> DCM에서 PCL 디올을 녹인다. <ol><li> 플라스크에 120 mLlof DCM 추가 (농도 = 0.17 ㎍ / ㎖). </li><li> 또한 DCM의 증발을 방지하면서 압력 빌드 업을 피하기 위해, 플라스크의 목에 느슨하게 고무 격막을 배치. </li><li> ~ 250 rpm에서 30 분 ~ 동안 교반 솔루션은 완전히 폴리머를 용해한다. </li></ol></li><li> 용액에 4- 디메틸 아미노 피리딘 (DMAP)의 ~ 6.6 ㎎을 추가하고, 교반하면서 용해. </li><li> 플라스크의 목에 단단히 고무 격막을 놓습니다. 이 솔루션은 교반을 계속하도록 허용합니다. </li><li> 고무 격막을 통해 조심스럽게 긍정적 인 N 2 압력 바늘 입구와 오픈 바늘을 사용하여 2 ~ 3 분 동안 N 2 플라스크를 제거출구로. </li><li> N 2 입구와 출구를 분리합니다. </li><li> 고무 셉텀을 통해 삽입 된 바늘이 장착 된 유리 주사기를 통해 트라이 에틸 아민 0.56 ㎖ (4.0 밀리몰) (N 잇 3) 적가. </li><li> 고무 셉텀을 통해 삽입 된 바늘이 장착 된 유리 주사기를 통해 적가 아크릴로 일 클로라이드 0.65 ㎖ (8.0 밀리몰)을 추가한다. </li><li> 플라스크에 N 2 입구를 돌아 내용이 ~에 대해 긍정적 인 N 2 압력을 받고 30 분을 자극 할 수 있습니다. </li><li> 55 ºC로 오일 욕을 예열. </li><li> 할당 ~ 30 분 후, N 2 입구를 제거하고 응축기 격벽을 대체. </li><li> 예열 오일 배스에​​ 플라스크를 담근다. </li><li> 플라스크의 내용물을 20 시간 동안 교반한다. </li><li> 할당 된 20 시간 후, 오일 조로부터 플라스크를 제거하고 내용물을 실온으로 냉각 할 수있다. </li><li> 회전 증발기를 사용하여, 플라스크에 DCM에서 용매를 제거한다. </li></ol></li><li> 피원유 PCL-DA 제품을 urify. <ol><li> 플라스크에, 아세트산 에틸 ~ 135 mL를 추가하고, 조 PCL-DA를 녹인다. </li><li> 중력은 깨끗한 250 mL의 둥근 바닥 플라스크에 여과지 용액을 필터. (참고 : 솔루션을 쉽게 통과하지, 필터 종이에 두껍게 할 수 있으므로,주의 깊게 가열 총으로 가벼운 열을 적용하면..) </li><li> 회전 증발기를 사용하여, 용매를 플라스크로부터 에틸 아세테이트를 제거한다. </li><li> 플라스크에, DCM ~ 140 mL로 추가 조질 PCL-DA를 녹인다. </li><li> 500 mL의 분액 깔때기에 내용을 전송합니다. </li><li> 깔때기에, 2 M 탄산 칼륨 (K 2 CO 3)의 13.5를 가하여. </li><li> 깔때기를 모자. 조심스럽게 마개를 통해 압력을 해제 돌보는, 깔때기를 반전 부드럽게 한 번 또는 두 번 소용돌이에 의해 두 개의 층을 섞는다. 3 번 반복합니다. </li><li> 파라 필름의 층으로 뚜껑을 교체하고, 혼합물 O / N (~ 12 시간)을 분리 할 수​​ 있습니다. </li><li> 저부를 수집하거나250 mL의 삼각 플라스크에 ganic 층. </li><li> 플라스크에 무수 황산 마그네슘 5g ~ (황산)를 첨가하고, 가볍게 소용돌이. </li><li> 중력은 둥근 바닥 플라스크 정성 여과지 및 깨끗한 250 ㎖ 중에 혼합물을 필터. </li><li> 회전 증발기를 사용하여, 플라스크에 DCM에서 용매를 제거한다. </li><li> 높은 진공 하에서 건조 잔류 DCM을 제거합니다. (참고 : PCL-DA는 빛으로부터 멀리 보관해야합니다.) </li><li> 1 H NMR (22, 23)와 아크릴화를 확인합니다. </li></ol></li></ol> SMP 비계를 준비​​ (2) (그림 1) <ol><li> 용융 소금 템플릿을 준비합니다. <ol><li> 직경이 70 ~ 460 μm의 ± 염화나트륨 입자를 얻기 위해 425 ㎛의 체를 사용한다. (주 : 평균 입경은 ImageJ에 소프트웨어를 주사 전자 현미경 [SEM] 이미지에서 확인 될 수있다.) 14 </li><li> 3 ㎖의 유리 바이알 (ID = 12.9 mm)에, 이전에 체질 염화나트륨 1.8 g을 추가한다. </li><li> 천천히 유리 병에 네 부분, 7.5 중량 % (소금의 중량을 기준으로) 탈 이온수 (0.146 g)에 추가 할 수 있습니다. 물의 각 부의 첨가 후 금속 주걱으로 혼합한다. </li><li> , 유리 병 캡 조직 포장 및 원심 분리 관에 수직으로 배치합니다. 3,220 X g에서 15 분 동안 원심 분리기. </li><li> 뚜껑을 제거하고 자연 건조 O / N (~ 12 시간)을 할 수 있습니다. </li></ol></li><li> 새로운 유리 바이알에서, DCM 1 ㎖ 당 PCL-DA 0.15 g을 조합함으로써 &quot;로머 ​​용액&quot;을 준비한다. (주 :. 한 지지체를 들어, ~ 용액 1 ㎖를 제조한다)과 캡은 ~ 1 분 동안 와동 믹서 고속으로 용액을 혼합한다. </li><li> 새로운 3 mL 유리 바이알에, 10 중량 %, 2,2- 디메 톡시 -2- 페닐 아세토 페논 1- 비닐 -2- 피 롤리 디논 (DMP) (NVP)에 기초하여 &quot;광개시제 용액&quot;을 준비한다. NVP의 1 ml의 DMP의 0.115 g을 결합합니다. (빛을 차단하기 위해) 알루미늄 호일에 포장, 모자 및 와류 믹서에 빠른 속도로 솔루션을 혼합 : (180 μL가 필요합니다 ~, 하나의 발판은. 참고)~ 1 분. (참고 : 고급에서 제조하는 경우, 용액을 냉각하고 빛으로부터 보호되어야한다.) </li><li> 알루미늄 호일 (캡 제외) 거대 단량체 용액을 함유하는 바이알을 랩 (빛을 차단하는) 피펫을 통해 15 부피 %를 추가 개시제 용액 (거대 단량체 용액의 총 부피를 기준으로). 캡 ~ 1 분 동안 와동 믹서 고속으로 용액을 혼합한다. </li><li> 알루미늄 호일 (캡 제외) 용융 염 템플릿을 함유 바이알을 랩 (빛을 차단하기 위해) 및 피펫을 통해 미리 제조 로머 / 광개시제 용액을 추가 (~ 0.6 ㎖에 또는 템플릿까지 완전히 피복). </li><li> , 유리 병 캡 조직 포장 및 원심 분리 관에 수직으로 배치합니다. 템플릿 전반 로머 용액을 분배 1,260 XG에서 10 분 동안 원심 분리기. </li><li> 알루미늄 호일을 제거 병을 뚜껑을 벗기다, 3 분 동안 자외선 (365 nm의 25 승)에 노출. 공기 건조 O / N. </li><li> &quot;소금 함유 scaffol 제거득점과 유리 병의 상단을 골절 후 핀셋으로 유리 병에서 D &quot;. </li><li> (1 부피 : 부피 1) 400 ㎖의 비이커에, ~ 용매를 물 / 에탄올 200 ㎖를 준비한다. </li><li> 매일 용매 변경 4 일 동안 용매 물 / 에탄올에 빠져들 골격을 유지한다. </li><li> 용매 및 자연 건조 O / N에서 비계를 제거합니다. </li></ol> 3. SMP 비계에 Polydopamine 코팅을 적용 (그림 1) <ol><li> 테프론 피복 교반 바가 장착 된 400 ml의 비이커에, 도파민 염산염 용액 ~ 200 ㎖ (10 mM 트리스 완충액에 2 ㎎ / ㎖, pH는 8.5, 25 ºC)를 준비한다. ~ 150 rpm으로 저어. </li><li> 거리의 절반 발판을 발판으로, ~, 일회용 바늘 (게이지 = 20 길이 = 40 mm)를 놓습니다. 바늘 허브 주위에 와이어를 감 쌉니다. </li><li> 비이커의 림에 와이어를 고정함으로써 도파민 교반 용액에 (솔루션면 위에 바늘 허브)와 발판을 담근다. </li><li> 바늘 허브에 주사기를두고 지지체의 공기를 끌어을 사용하여 발판을 탈기. (주 : 더 많은 공기가 제거 될 수 없으며 용액이 완전히 지지체에 침투되면 탈기 완료). </li><li> 16 시간 동안 교반 도파민 솔루션에 빠져들 골격을 유지한다. </li><li> 솔루션에서 비계를 제거하고 바늘을 제거합니다. 24 시간 동안 실온에서 진공 오븐에서 탈 이온수로 세정하고 건조. </li><li> 1 시간 동안 85 ºC 오븐에서 비계를 놓습니다. </li><li> 발판은 실온으로 냉각 할 수 있습니다. 마지막 원통형 비계 ~ 6mm 직경 X ~ 5mm 높이됩니다. </li></ol> 4. 평가 &quot;셀프 피팅&quot;행동 <ol><li> 두께 ~ 5mm 인 경질 플라스틱 시트를 이용한 &quot;CMF 요철 결함 모델&quot;을 준비한다. 그림 2A에서 입증 된 바와 같이, ~ 6mm보다 약간 적은 평균 직경 플라스틱 시트 내의 빈 공간을 만들기 위해 드릴을 사용합니다. </li><li> AB에서eaker ~ 60 ºC의 온도 (식염수 임상 사용을 나타내는) 열 DI 물. </li><li> 의 비커 ~ 60 ºC 물에 비계를 놓습니다. 물에 모든 영역을 노출, 수면 아래의 발판을 밀어 핀셋을 사용합니다. 1 ~ 2 분 동안 또는 발판이 눈에 띄게 (그림 2B)을 부드럽게 될 때까지 계속합니다. </li><li> 비커에서 비계를 제거하고 즉시 모델의 결함으로 (손으로) 키를 누릅니다. </li><li> RT (~ 5 ~ 10 분) (그림 2C)을 식 힙니다. </li><li> 새로운 고정 임시 모양과 상대적으로 단단한 상태 (그림 2D)의 반환을 관찰하기 위해 결함에서 제거합니다. </li></ol> 5. 시험 형상 기억 동작 <ol><li> 동적 기계 분석기를 사용하여 (DMA 본원에서 사용 된 바와 같이, 예를 들면 TA 인스트루먼트 Q800)를, 2 사이클 (N) 형상으로 고정 인 (R의 F)를 결정하기 위해 이상 지지체에 변형 제어형 환상 열적 기계적 압축 시험을 실행할복구 (R의 R) (그림 3) 모양입니다. <ol><li> 5 분 60 ° C (T 높은) 평형. </li><li> 50 % / 분에서 최대 변형 (ε 분 = 50 %)에 압축. </li><li> ε 분 (5 분)에서 잡으십시오. </li><li> 25 ° C (T 낮음)으로 냉각시키고, 10 분 임시 모양을 수정하는 유지한다. </li><li> 부하를 제거합니다. </li><li> (U ε) 스트레스없는 상태에서 궁극의 변형을 측정합니다. </li><li> 60 ° C (T 높음)로 재가열하고 10 분 영구 형상을 회복하기 위해 유지한다. </li><li> 복구 된 변형 (ε의 p)를 측정한다. </li><li> 아직 (T 높음) 60 ℃에서, 2 차 사이클을 시작 (N = 2) 1 차 사이클 후에 회수 높이 (N = 1)의 50 %로 압축하여 발판을한다. </li><li> 5.1 반복.3-5.1.8 N = 2. </li><li> 다음 식을 이용하여 N = 1, R 2의 F 및 R의 R을 계산한다 : R의 F (N) = [U ε (N) / ε 분] R의 R (N) = ε 분 - ε의 P (N)] / [ε M - ε의 P (N-1)] </li></ol></li></ol> 6. 떠올리 기공 크기와 기공 상호 접속 <ol><li> 주사 전자 현미경을 사용하여 (SEM, 예를 들면 본원에서 사용 FEI 콴타 SEM)을, 공극 크기를 관찰하고 상호 기공. <ol><li> 핀셋을 사용하면, SMP의 발판을 개최 1 분 동안 액체 N 2에 잠수함합니다. </li><li> 깨끗한 면도날과 발판의 중앙을 따라 액체 N 2, 골절에서 제거합니다. </li><li> 카본 테이프를 사용하여, 시료에 SMP 골격 반쪽들 중 하나를 부착골절면이 위를 향하게하여 무대. </li><li> 금-PT (~ 4 ㎚)와 코트를 스퍼터. </li><li> 10 ~ 15 kV의 (그림 4A)의 권장 가속 전압의 SEM 이미지를 캡처합니다. </li></ol></li></ol> 체외에서 생체 활성 7. 테스트 <ol><li> 50 ㎖ 원심 분리 튜브로, 24 ~ 1X SBF 30ml의 추가. </li><li> 원래, 원통형 성형 영구 모양의 발판을 얻습니다. 깨끗한 블레이드를 사용하여 (원형 모서리에서) 반 비계를 잘라. </li><li> 준비된 원심 분리기 튜브와 캡으로 개별 발판 절반을 놓습니다. </li><li> SBF 변경없이 정적 조건 하에서 수조에서 37 ℃에서 튜브를 유지한다. </li><li> 십사일 후, 24 시간 동안 SBF 공기 건조에서 비계를 제거합니다. </li><li> 탄소 테이프를 사용하여, 골절면이 위를 향하도록하여 샘플 무대에 발판을 부착합니다. </li><li> 금-PT (~ 4 ㎚)와 코트를 스퍼터. </li><li> 재에서 SEM 이미지를 캡처10 ~ 15 kV의 (그림 4B)의 가속 전압을 칭찬. </li></ol>

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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.

이 프로토콜은, 자기 피팅 동작 polydopamine 코팅, PCL 계 지지체의 제조뿐만 아니라, 생체 활성 및 osteoinductivity 설명 불규칙한 CMF 뼈 결함의 치료에서 관심을 만든다. 프로토콜의 측면은 다양한 비계 기능을 변경하는 변경 될 수있다. 이 프로토콜은 UV 경화를 허용하는 PCL 디올의 아크릴화로 시작합니다. 보고 된 예에서, PCL 디올 M n을 ~ 10,000g / 몰이다. 그러나, 적절 PCL-DA, 각각 증가, 가교 밀도를 감소 시키거나하는 데에 이용 될 수있다 높거나 낮은 M n 인 PCL 디올의 합성 중에 사용 염화 아크릴 양과 잇 3 N를 조정함으로써. 용융 염 템플릿 프로토콜 (도 1)에 중요한 요소이다. 염 평균 크기는 결과적인 골격의 기공 크기를 결정한다. 설명 된 예에서, 평균 크기 염이었다 ~ 460 ± 70# 181; m. 작은 크기의 염이 이용 될 수 있지만, 이는 지지체는 공극 크기를 줄일 최종 열처리 공정 동안 수축을 겪는다 명심해야한다. 염 체질 따라서, 기공 크기 분포를 염 크기 분포를 감소하기 위해 이용하고있다. 고도로 상호 연결된 기공을 갖는 지지체를 제조하기 위해 염 융합체는 소량의 물을 첨가하여 유도 하였다 (7.5 중량 %, 염 중량 기준). 이것은 부분적으로 연속 poragen 템플릿 25,26으로 절연 된 염화나트륨 입자를 용해하는 것으로 알려져있다. 염 평균 크기에 따라, 물 첨가량은 14으로 조정되어야한다. 또한, 염 융합시, 물은 점차 기계적 혼합 마침내 고른 분포뿐만 아니라, 염 입자의 포장을 위해 원심 추가되어야한다. 용융 소금 템플릿을 형성하는 데, PCL-DA 용매 캐스팅에 대한 DCM에 용해된다. 설명 프로토콜, concentratioDCM 1 ㎖ 당 PCL-DA 0.15 g을 N을 사용 하였다. 이는 농도가 증가 또는 감소 될 수있다. 증가하는 농도를 골격 모듈러스 증가 할 것으로 예상되는 반면 그러나, 이것은 또한 낮은 기공 상호 접속 (14)와 발판을 생산할 수있다. 전구체 용액을 몰드에 염을 첨가 한 후, 원심 분리는 템플릿으로의 확산의 측근에 도움이된다. 신속한 UV 경화 후, 공기 건조 DCM 용매의 증발을 허용한다. 소금 템플릿을 제거하기 위해 4 일 동안 (권 : 1 권 1) 금형에서 제거 후, ​​골격은 물 / 에탄올에 배어있다. SEM 영상은 고도로 상호 연결된 기공 모폴로지 (도 4a)의 형성을 확인한다. polydopamine 코팅은 생체 활성을 부여하기 위해 지지체의 기공 벽에 적용된다. 인해 생성 된 골격 수축률은 최종 열처리 공정 6 전 코팅을 적용하는 것이 최상이다. 또한, 탈 가스수성 도파민 용액에 잠긴 상태에서 발판이 침투를 지원합니다. 용액에 잠긴 탈기 발판 남아 균일 polydopamine 범위를 용이하게한다. 일단 도포하고, 충분히 세정 이전 백색 비계 polydopamine 21 브라운 색 특성을 나타낸다. 따라서, 발판에 걸쳐 범위는 polydopamine 확산을 확인하는 발판을 절반으로하여 육안 검사로 평가 될 수있다. polydopamine 코팅의 도포 후, 최종 열처리는 (85 ​​ºC, 1 시간)을 행한다. 언급 한 바와 같이,이 프로세스는 골격 수축을 초래한다. 그러나, 열처리는 가까운 근접 때문에 아마도 PCL 결정질 도메인 (즉, 스위칭 세그먼트)의 개편으로, 형상 기억 행동 (14)을 달성하기 위해 필수적이다. 도 2에 나타낸 바와 같이, SMP 지지체 인해 저 모양 thermoresponsive 그 자체에 피팅 모델에서 결함을 달성mory 자연입니다. 노출은 식염수를 따뜻하게 (~ 60 ° C)가 연화 된 골격 모델 결함으로 가압 될 수 있도록 PCL 결정질 도메인의 유도 용융. 수동 압력이 해제되었을 때, 형상 회복은 불규칙한 경계를 채우도록 발판의 퍼짐을 촉진. RT로 냉각 한 후, PCL 결정질 도메인은 결함에서 분리 보관 하였다 새로운 임시 형상으로 지지체를 고정, 개질. 이전에, 우리는 제거 발판의 가장자리를 따라 구멍 금형 (6)과의 접촉에도 불구하고 매우 개방 남아 있음을 확인. 변형 제어형 환상 열적 기계적 압축 시험 (도 3)에 의해 측정 할 때 이상적인 형상 기억 동작이 100 %의 R의 F 및 R의 R 값을 특징으로한다. 설명 SMP 비계를 들어, 사이클 1과 2에 대한 R의 F 값은 약간&gt; 100 % (6)이었다. R의 F는 이전 약간 GR 것으로 관찰되었다100 % 14,27 이상으로 인해 더 컴팩트 한 구조 (27)에 또는 PCL의 압축에 의한 재결정에서 PCL 세그먼트의 재결정에서 모양의 고정 동안 압축 변형에 약간의 증가에 먹는. 또한, R은 사이클이 6주기를 1 증가 r에. R의 R 값의 증가는 이전에 고체 28,29,22 다공성 SMP의 13,14,23에 대해 언급하고있다. 이는 첫 번째 사이클 동안 처리 유래 잔류 변형은 다음 사이클 (7)이되도록 형상 회복 증가 제거한 것으로 생각된다. 설명 된 조직 공학 골격은 CMF 뼈 결함의 성공적인 치료를위한 중요한 특성의 특정 세트를 달성한다. 지지체가 불규칙한 CMF 뼈 결함 내에있는 능력 &quot;셀프 맞는&quot;통해 골융합을 용이하게 할 것으로 예상된다. Osteoconductivity은 물론 달성 세공 상호 예측에 기초비계 생분해. 생체 외 실험 (도 4B) 중 HA의 형성에 의해 지시 된 바와 같이 마지막으로 인해 polydopamine 코팅에, 지지체는 생체 활성이다. 이 생체 활성은 뼈 조직을 둘러싼 통합 및 결합을 용이하게 예측된다. 따라서,이 비계는 CMF 뼈 결함 수리를 위해 autografting하는 다른 기존 뼈의 대체를 나타냅니다.

현재 부교감 악안면 (CMF) 골 결손 치료의 황금 표준으로 간주, 수확자가 이식의 이식은 복잡한 이식 절차, 공여부의 이환율과 제한된 가용성 (1)에 의해 방해된다. 특별한 어려움은 성형 및 골 유착을 얻고 그래프트 재 흡수를 방지하기 위해, 결함에 단단히 강성 자가골 고정된다. 조직 공학은 autografting하는 대안 전략 및 합성 골 대체물 (예를 들면 뼈 시멘트) 2,3로 조사되었다. 조직 공학 방법의 성공에 중요한 속성의 특정 세트 발판이다. 우선 골융합을 달성하기 위해, 지지체는 인접한 뼈 조직 (4)에 밀착 형성한다. 발판은 세포 이동, 영양 확산과 neotissue 증착 4,5 허용, osteoconductive해야한다. 이 동작은 일반적으로 생분해 SCA 달성된다ffolds는 고도로 상호 연결된 기공 형태를 나타내는. 뼈 조직 (5) 주변과의 통합 및 결합을 촉진하기 위해 마지막으로, 지지체는 생체 활성해야합니다. 여기, 우리는 이러한 특성을 가진 조직 공학 발판을 준비하는 프로토콜을 제시한다. 중요한 것은,이 지지체는 형상 기억 행동 6 불규칙한 CMF 결함에 &quot;자기 끼움&quot;할 수있는 능력을 나타낸다. Thermoresponsive 형상 기억 폴리머 장치 (SMPS)는 7,8 열에 노출시에 형상 변화를 겪는 것으로 알려져있다. SMP의 영구 형상 및 임시 형태를 유지하고, 영구 형상 복구 &quot;스위칭 세그먼트&quot;결정 &quot;netpoints&quot;(즉, 화학적 또는 물리적 가교)로 구성된다. 스위칭 세그먼트 중 유리 전이 (T의 g)에 대응하는 열 전이 온도 (T 트란스)를 나타낼 또는 중합체의 천이 (T의 m)을 용융. 으로결과는 SMP의 순차적 T &lt;T 트랜스에서 임시 형태로 고정 T&gt; T 트랜스에서 임시 모양으로 변형하고, T&gt; T 트랜스의 영구적 인 형태로 회수 할 수있다. (6)을 다음과 같이 따라서, SMP의 발판은 CMF 결함에서 &quot;셀프 피팅&quot;달성 할 수있다. 노출 후 식염수 (T&gt; T 트랜스), SMP의 발판이 모양 복구 결함 경계에 발판의 확장을 촉진하여, 손으로 누르면 불규칙한 결함에로 일반적으로 제조 된 원통형의 발판을 허용, 가단 될 것 따뜻하게. (T &lt;T 트랜스)를 냉각시, 비계 모양의 정착이 결함 내 새 임시 형태를 유지하면서, 상대적으로 더 단단한 상태로 반환합니다. 이 프로토콜에서, SMP의 발판은 생분해 성 고분자는 조직 재생 및 기타 생물 의학 응용 프로그램에 9-11에 대한 광범위하게 연구, 폴리 카프로 락톤 (PCL)에서 제조된다. 형상 기억하십시오, 일PCL의 전자의 m T는 T 트랜스 역할 및 PCL (12)의 분자량에 따라, 43과 60 사이에서 변화 ºC. 이 프로토콜에서, 지지체의 T 트랜스 (즉 T의 m)은 56.6 ± 0.3 ºC 6입니다. osteoconductivity을 달성하기 위해, 프로토콜은 용매 캐스팅 미립자 침출 (SCPL) 6,13,14 방법에 기초하여 고도로 상호 연결된 기공 PCL 기반 SMP 골격을 위해 개발되었다. 디 아크릴 레이트, 폴리 카프로 락톤 (PCL-DA) (M = N ~ 10,000g / mol)을 신속하게, 광 화학적 가교 결합을 허용하기 위해 이용하고, 염 템플리트 위에 용매 캐스팅을 허용하는 디클로로 메탄 (DCM)에 용해시켰다. 광화학 요법 및 용매 증발에 이어, 염 템플릿을 물에 침출하여 제거 하였다. 염 평균 크기는 골격의 기공 크기를 조절한다. 중요한 것은, 염 템플릿 전에 기공 interconnectivi을 달성 캐스팅 용매 물과 융합시켰다타이. 생체 활성은 기공 벽 (6)에 polydopamine 코팅의 현장 형성에 의한 SMP 지지체에 부여했다. 생체 활성은 종종 유리 또는 유리 - 세라믹 충전제 (15)의 포함으로 골격에 도입된다. 그러나, 이들 원치 않는 취성 기계적 특성을 야기 할 수있다. 도파민은 기판의 다양한 16-19에 부착, polydopamine 얇은 층을 형성하는 것으로 나타났다. 이 프로토콜에서, SMP 지지체 모든 기공 벽 표면에 6 polydopamine nanothick의 피막을 형성하는 도파민 약간 염기성 용액 (PH = 8.5)를 실시 하였다. 개선 된 세포 접착을위한 표면의 친수성을 향상시키고 확산 외에 polydopamine는 모의 체액 (SBF) 18,20,21 노출시 하이드 록시 아파타이트의 형성 (HAP)의 관점에서 생물 것으로 밝혀졌다. 마지막 단계에서, 코팅 된 지지체를 85 ºC (T&gt; T 트랜스) WH 열처리를 노출무형 문화 유산은 치밀화를 폴딩 할 이어집니다. 열처리는 이전 PCL 결정질 도메인 가까이 근접 14 재구성 아마도 인해, 골격 형상 기억 행동 필수적인 것으로 관찰되었다. 우리는 또한, 불규칙한 모델 결함 내에서 자체 맞는 행동을 특징 짓는 용어로 변형 제어 순환 열 기계 압축 테스트 메모리 동작을 형성 (즉, 형상 회복과 정착을 형성)하는 방법을 설명하는 형태 기공, 체외 생체 활성에. 발판의 특성을 조정하는 전략도 제공됩니다.

<table><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.

그 결과 PCL 기반 SMP 골격 자체 피팅 모델 CMF 결함으로 (그림 2) 할 수있다. 짧은 노광 후 염수 (~ 60 ° C)을 가온, 원통형 지지체는 지지체가 수동으로 가압 모델 결함 내에 확장 될 수 있도록 연화. RT로 냉각시킨 후, 지지체는 결함으로부터 제거시에 유지되어 새로운 임시 형상으로 고정된다. SMP 지지체의 형상 기억 거동 형상 고정 인 (R의 F)와 형상 복구 (R의 R) (도 3)의 관점에서 변형 제어형 환상 열적 기계적 압축 시험에 의해 정량화된다. 이 PCL 기반 SMP 비계를 들어, 사이클 값 (%) N = 1, 2는 다음과 같습니다 R의 F (1) = 102.5 0.7, R f를 (2) = 101.8 0.3, R의 R (1) 95.3 0.9 및 R R (2) 99.8 0.2 = 6. 관찰 SMP의 발판이 높은 상호 연결된 기공 형태를 표시SEM 촬상하여 (도 4A). 이것은 체질 염에 소량의 물 (도 1)의 첨가에 의해 형성된 용융 염 템플릿의 사용에 의해 달성되었다. 모의 체액에 노출 된 후 14 일 동안 (SBF 1X), SEM 촬상하여 골격 생체 활성을 나타내는 HAP (도 4b)의 형성을 확인한다. <img alt="그림 1" src="/files/ftp_upload/52981/52981fig1.jpg" /> polydopamine. ASMP 지지체로 코팅 SMP 발판의 준비를위한 그림 1. 도식은 소금 템플릿을 융합 채용하는 폴리 카프로 락톤 아크릴 레이트 (PCL-DA) 용매 캐스팅 분진 침출 (SCPL) 방식을 사용하는 광 화학적 치료를 기반으로 기술 된 프로토콜을 통해 제작된다 및 생리 활성 polydopamine 코팅의 응용 프로그램입니다. 85 ° C (T&gt; T 트랜스)에서 최종 열처리는 발판 덴을 유도sification. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52981/52981fig1large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> <img alt="그림 2" src="/files/ftp_upload/52981/52981fig2.jpg" /> 자기 피팅 동작도 2 관측. SMP 원통형 지지체 (~ X ~ 5mm 높이 6mm 직경) &quot;요철 결함 모델&quot;내에 끼워 (A)으로는 다음과 같다. 물에 가열시 ~ 60 ºC (T&gt; T 트랜스), 비계가 부드럽게하고 모델의 결함 (C) 내에서 ( &quot;장착&quot;) 기계적으로 누를 수 있습니다 따라서 (B) 전성 및된다. RT로 냉각시킨 다음, SMP 지지체를 제거하고, 새로운, 고정 임시 형태 (D)를 유지한다. ~ 60 ° C에서 후속 가열시, 지지체는 일본어, 일반적인 원통형 형상으로 복구를 겪는다. <a= &quot;https://www.jove.com/files/ftp_upload/52981/52981fig2large.jpg&quot;대상 = &quot;_ 빈&quot;HREF&gt;이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오. <img alt="그림 3" src="/files/ftp_upload/52981/52981fig3.jpg" /> 형상 기억 동작 그림 3. 측정. SMP 지지체의 형상 기억 동작은 모양 정착 (R의 F)에 기초하여 모양 복구 (R의 R)을 결정하기 위해 비계에 부담 제어 순환 열 기계 압축 시험을 통해 정량화 ε (M)의 측정, ε U 및 ε P. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52981/52981fig3large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> <img alt="그림 4" src="/files/ftp_upload/52981/52981fig4.jpg" /> 포 4. 관측도전자 상호 및 하이드 록시 아파타이트 (HAP)의 형성. 코팅, 열처리 SMP 발판의 대표 SEM 이미지 (스케일 바 = 200 μm의) (A) 및 코팅, 14 일 동안 SBF (1X)에 노출 된 후 열처리 발판 (스케일 바 = 50 μm의) (B). <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52981/52981fig4large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a>

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Fabrication of a Bioactive, PCL-based "Self-fitting" 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.

생리 활성, PCL 기반 &quot;셀프 피팅&quot;형상 기억 폴리머 비계의 제작

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

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Bioengineering

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Elastomeric PGS Scaffolds in Arterial Tissue Engineering

Cardiovascular disease is one of the leading cause of mortality in the US and especially, coronary artery disease increases with an aging population and increasing obesity1. Currently, bypass surgery using autologous vessels, allografts, and synthetic grafts are known as a commonly used for arterial substitutes2. However, these grafts have limited applications when an inner diameter of arteries is less than 6 mm due to low availability, thrombotic complications, compliance mismatch, and late intimal hyperplasia3,4. To overcome these limitations, tissue engineering has been successfully applied as a promising alternative to develop small-diameter arterial constructs that are nonthrombogenic, robust, and compliant. Several previous studies have developed small-diameter arterial constructs with tri-lamellar structure, excellent mechanical properties and burst pressure comparable to native arteries5,6. While high tensile strength and burst pressure by increasing collagen production from a rigid material or cell sheet scaffold, these constructs still had low elastin production and compliance, which is a major problem to cause graft failure after implantation. Considering these issues, we hypothesized that an elastometric biomaterial combined with mechanical conditioning would provide elasticity and conduct mechanical signals more efficiently to vascular cells, which increase extracellular matrix production and support cellular orientation.
The objective of this report is to introduce a fabrication technique of porous tubular scaffolds and a dynamic mechanical conditioning for applying them to arterial tissue engineering. We used a biodegradable elastomer, poly (glycerol sebacate) (PGS)7 for fabricating porous tubular scaffolds from the salt fusion method. Adult primary baboon smooth muscle cells (SMCs) were seeded on the lumen of scaffolds, which cultured in our designed pulsatile flow bioreactor for 3 weeks. PGS scaffolds had consistent thickness and randomly distributed macro- and micro-pores. Mechanical conditioning from pulsatile flow bioreactor supported SMC orientation and enhanced ECM production in scaffolds. These results suggest that elastomeric scaffolds and mechanical conditioning of bioreactor culture may be a promising method for arterial tissue engineering.

Elastomeric PGS scaffolds with vascular smooth muscle cells cultured in a pulsatile flow bioreactor may lead to promising small-diameter arterial constructs with native ECM production in a relatively short culture period.

탄성 PGS는 아티 조직 공학 공사장 공중 발판

Cardiovascular disease is one of the leading cause of mortality in the US and especially, coronary artery disease increases with an aging population and ...

연구

생체공학

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.

활성 세포 배양을위한 형상 기억 폴리머

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 ...

Postproduction Processing of Electrospun Fibres for Tissue Engineering

Electrospinning is a commonly used and versatile method to produce scaffolds (often biodegradable) for 3D tissue engineering.1, 2, 3 Many tissues in vivo undergo biaxial distension to varying extents such as skin, bladder, pelvic floor and even the hard palate as children grow. In producing scaffolds for these purposes there is a need to develop scaffolds of appropriate biomechanical properties (whether achieved without or with cells) and which are sterile for clinical use. The focus of this paper is not how to establish basic electrospinning parameters (as there is extensive literature on electrospinning) but on how to modify spun scaffolds post production to make them fit for tissue engineering purposes - here thickness, mechanical properties and sterilisation (required for clinical use) are considered and we also describe how cells can be cultured on scaffolds and subjected to biaxial strain to condition them for specific applications.
Electrospinning tends to produce thin sheets; as the electrospinning collector becomes coated with insulating fibres it becomes a poor conductor such that fibres no longer deposit on it. Hence we describe approaches to produce thicker structures by heat or vapour annealing increasing the strength of scaffolds but not necessarily the elasticity. Sequential spinning of scaffolds of different polymers to achieve complex scaffolds is also described. Sterilisation methodologies can adversely affect strength and elasticity of scaffolds. We compare three methods for their effects on the biomechanical properties on electrospun scaffolds of poly lactic-co-glycolic acid (PLGA).
Imaging of cells on scaffolds and assessment of production of extracellular matrix (ECM) proteins by cells on scaffolds is described. Culturing cells on scaffolds in vitro can improve scaffold strength and elasticity but the tissue engineering literature shows that cells often fail to produce appropriate ECM when cultured under static conditions. There are few commercial systems available that allow one to culture cells on scaffolds under dynamic conditioning regimes - one example is the Bose Electroforce 3100 which can be used to exert a conditioning programme on cells in scaffolds held using mechanical grips within a media filled chamber.4 An approach to a budget cell culture bioreactor for controlled distortion in 2 dimensions is described. We show that cells can be induced to produce elastin under these conditions. Finally assessment of the biomechanical properties of processed scaffolds cultured with or without cells is described.

Electrospun scaffolds can be processed post production for tissue engineering applications. Here we describe methods for spinning complex scaffolds (by consecutive spinning), for making thicker scaffolds (by multi-layering using heat or vapour annealing), for achieving sterility (aseptic production or sterilisation post production) and for achieving appropriate biomechanical properties.

조직 공학을위한 Electrospun의 Fibres의 Postproduction 처리

Electrospinning is a commonly used and versatile method to produce  scaffolds (often biodegradable) for 3D tissue engineering.1, 2, 3 Many tissues in vivo ...

Composite Scaffolds of Interfacial Polyelectrolyte Fibers for Temporally Controlled Release of Biomolecules

Various scaffolds used in tissue engineering require a controlled biochemical environment to mimic the physiological cell niche. Interfacial polyelectrolyte complexation (IPC) fibers can be used for controlled delivery of various biological agents such as small molecule drugs, cells, proteins and growth factors. The simplicity of the methodology in making IPC fibers gives flexibility in its application for controlled biomolecule delivery. Here, we describe a method of incorporating IPC fibers into two different polymeric scaffolds, hydrophilic polysaccharide and hydrophobic polycaprolactone, to create a multi-component composite scaffold. We showed that IPC fibers can be easily embedded into these polymeric structures, enhancing the capability for sustained release and improved preservation of biomolecules. We also created a composite polymeric scaffold with topographical cues and sustained biochemical release that can have synergistic effects on cell behavior. Composite polymeric scaffolds with IPC fibers represent a novel and simple method of recreating the cellular niche.

Scaffolds for tissue engineering need to recapitulate the complex biochemical and biophysical microenvironment of the cellular niche. Here, we show the use of interfacial polyelectrolyte complexation fibers as a platform to create composite, multi-component polymeric scaffolds with sustained biochemical release.

생체 분자 시간적으로 방출 제어용 고분자 전해질 계면 섬유의 복합 공사장 공중 발판

Various scaffolds used in tissue engineering require a controlled biochemical environment to mimic the physiological cell niche. Interfacial ...

Three-dimensional Biomimetic Technology: Novel Biorubber Creates Defined Micro- and Macro-scale Architectures in Collagen Hydrogels

Tissue scaffolds play a crucial role in the tissue regeneration process. The ideal scaffold must fulfill several requirements such as having proper composition, targeted modulus, and well-defined architectural features. Biomaterials that recapitulate the intrinsic architecture of in vivo tissue are vital for studying diseases as well as to facilitate the regeneration of lost and malformed soft tissue. A novel biofabrication technique was developed which combines state of the art imaging, three-dimensional (3D) printing, and selective enzymatic activity to create a new generation of biomaterials for research and clinical application. The developed material, Bovine Serum Albumin rubber, is reaction injected into a mold that upholds specific geometrical features. This sacrificial material allows the adequate transfer of architectural features to a natural scaffold material. The prototype consists of a 3D collagen scaffold with 4 and 3 mm channels that represent a branched architecture. This paper emphasizes the use of this biofabrication technique for the generation of natural constructs. This protocol utilizes a computer-aided software (CAD) to manufacture a solid mold which will be reaction injected with BSA rubber followed by the enzymatic digestion of the rubber, leaving its architectural features within the scaffold material.

An innovative biofabrication technique was developed to engineer three-dimensional constructs that resemble the architectural features, components, and mechanical properties of in vivo tissue. This technique features a newly developed sacrificial material, BSA rubber, which transfers detailed spatial features, reproducing the in vivo architectures of a wide variety of tissues.

세 가지 차원 생체 모방 기술 ​​: 소설 Biorubber는 콜라겐 하이드로 겔에 마이크로 및 매크로 스케일 아키텍처를 정의 작성합니다

Tissue scaffolds play a crucial role in the tissue regeneration process. The ideal scaffold must fulfill several requirements such as having proper ...

Synthesis of Thermogelling Poly(N-isopropylacrylamide)-graft-chondroitin Sulfate Composites with Alginate Microparticles for Tissue Engineering

Injectable biomaterials are defined as implantable materials that can be introduced into the body as a liquid and solidify in situ. Such materials offer the clinical advantages of being implanted minimally invasively and easily forming space-filling solids in irregularly shaped defects. Injectable biomaterials have been widely investigated as scaffolds for tissue engineering. However, for the repair of certain load-bearing areas in the body, such as the intervertebral disc, scaffolds should possess adhesive properties. This will minimize the risk of dislocation during motion and ensure intimate contact with the surrounding tissue, providing adequate transmission of forces. Here, we describe the preparation and characterization of a scaffold composed of thermally sensitive poly(N-isopropylacrylamide)-graft-chondroitin sulfate (PNIPAAM-g-CS) and alginate microparticles. The PNIPAAm-g-CS copolymer forms a viscous solution in water at RT, into which alginate particles are suspended to enhance adhesion. Above the lower critical solution temperature (LCST), around 30 &#176;C, the copolymer forms a solid gel around the microparticles. We have adapted standard biomaterials characterization procedures to take into account the reversible phase transition of PNIPAAm-g-CS. Results indicate that the incorporation of 50 or 75 mg/ml&#160;alginate particles into 5% (w/v) PNIPAAm-g-CS solutions quadruple the adhesive tensile strength of PNIPAAm-gCS alone (p&#60;0.05). The incorporation of alginate microparticles also significantly increases swelling capacity of PNIPAAm-g-CS (p&#60;0.05), helping to maintain a space-filling gel within tissue defects. Finally, results of the in vitro toxicology assay kit, 2,3-bis-(2-methoxy-4-nitro-5-sulfophenyl)-2H-tetrazolium-5-carboxanilide (XTT) and Live/Dead viability assay indicate that the adhesive is capable of supporting the survival and proliferation of encapsulated Human Embryonic Kidney (HEK) 293 cells over 5 days.

Synthesis of Thermogelling PolyN-isopropylacrylamide-graft-chondroitin Sulfate Composites with Alginate Microparticles for Tissue Engineering

An injectable tissue engineering scaffold composed of poly(N-isopropylacrylamide)-graft-chondroitin sulfate (PNIPAAm-g-CS)-containing alginate microparticles was prepared. The adhesive strength, swelling properties and in vitro biocompatibility are analyzed in this study. The characterization techniques developed here may be applicable to other thermogelling systems.

조직 공학 알긴산 미세 입자와 Thermogelling 폴리 (N- 이소 프로필) -graft - 콘드로이틴 황산 복합 재료의 합성

Injectable biomaterials are defined as implantable materials that can be introduced into the body as a liquid and solidify in situ. Such materials offer ...

A Facile and Eco-friendly Route to Fabricate Poly(Lactic Acid) Scaffolds with Graded Pore Size

Over the recent years, functionally graded scaffolds (FGS) gaineda crucial role for manufacturing of devices for tissue engineering. The importance of this new field of biomaterials research is due to the necessity to develop implants capable of mimicking the complex functionality of the various tissues, including a continuous change from one structure or composition to another. In this latter context, one topic of main interest concerns the design of appropriate scaffolds for bone-cartilage interface tissue. In this study, three-layered scaffolds with graded pore size were achieved by melt mixing poly(lactic acid) (PLA), sodium chloride (NaCl) and polyethylene glycol (PEG). Pore size distributions were controlled by NaCl granulometry and PEG solvation. Scaffolds were characterized from a morphological and mechanical point of view. A correlation between the preparation method, the pore architecture and compressive mechanical behavior was found. The interface adhesion strength was quantitatively evaluated by using a custom-designed interfacial strength test. Furthermore, in order to imitate the human physiology, mechanical tests were also performed in phosphate buffered saline (PBS) solution at 37 &#176;C. The method herein presented provides a high control of porosity, pore size distribution and mechanical performance, thus offering the possibility to fabricate three-layered scaffolds with tailored properties by following a simple and eco-friendly route.

A Facile and Eco-friendly Route to Fabricate PolyLactic Acid Scaffolds with Graded Pore Size

In this work, poly(lactic acid)/polyethylene glycol (PLA/PEG) scaffolds were prepared by using a combination of melt mixing and selective leaching. The method herein discussed permitted to develop three-layer scaffolds by highly controlling both porosity and pore size. The mechanical properties were also evaluated in a physiological environment.

손쉬운 및 환경 친화적 인 경로는 그레이드 기공 크기와 폴리 (젖산) 공사장 공중 발판을 제조

Over the recent years, functionally graded scaffolds (FGS) gaineda crucial role for manufacturing of devices for tissue engineering. The importance of ...

Melt Electrospinning Writing of Three-dimensional Poly(&#949;-caprolactone) Scaffolds with Controllable Morphologies for Tissue Engineering Applications

This tutorial reflects on the fundamental principles and guidelines for electrospinning writing with polymer melts, an additive manufacturing technology with great potential for biomedical applications. The technique facilitates the direct deposition of biocompatible polymer fibers to fabricate well-ordered scaffolds in the sub-micron to micro scale range. The establishment of a stable, viscoelastic, polymer jet between a spinneret and a collector is achieved using an applied voltage and can be direct-written. A significant benefit of a typical porous scaffold is a high surface-to-volume ratio which provides increased effective adhesion sites for cell attachment and growth. Controlling the printing process by fine-tuning the system parameters enables high reproducibility in the quality of the printed scaffolds. It also provides a flexible manufacturing platform for users to tailor the morphological structures of the scaffolds to their specific requirements. For this purpose, we present a protocol to obtain different fiber diameters using melt electrospinning writing (MEW) with a guided amendment of the parameters, including flow rate, voltage and collection speed. Furthermore, we demonstrate how to optimize the jet, discuss often experienced technical challenges, explain troubleshooting techniques and showcase a wide range of printable scaffold architectures.

This protocol serves as a comprehensive guideline to fabricate scaffolds via electrospinning with polymer melts in a direct writing mode. We systematically outline the process and define the appropriate parameter settings for achieving targeted scaffold architectures.

조직 공학 응용 프로그램에 대 한 제어 형태학과 3 차원 Poly(ε-caprolactone) 장비의 전기 글 녹아

This tutorial reflects on the fundamental principles and guidelines for electrospinning writing with polymer melts, an additive manufacturing technology ...

Novel Process for 3D Printing Decellularized Matrices

3D bioprinting aims to create custom scaffolds that are biologically active and accommodate the desired size and geometry. A thermoplastic backbone can provide mechanical stability similar to native tissue while biologic agents offer compositional cues to progenitor cells, leading to their migration, proliferation, and differentiation to reconstitute the original tissues/organs1,2. Unfortunately, many 3D printing compatible, bioresorbable polymers (such as polylactic acid, PLA) are printed at temperatures of 210 &#176;C or higher - temperatures that are detrimental to biologics. On the other hand, polycaprolactone (PCL), a different type of polyester, is a bioresorbable, 3D printable material that has a gentler printing temperature of 65 &#176;C. Therefore, it was hypothesized that decellularized extracellular matrix (DM) contained within a thermally protective PLA barrier could be printed within PCL filament and remain in its functional conformation. In this work, osteochondral repair was the application for which the hypothesis was tested. As such, porcine cartilage was decellularized and encapsulated in polylactic acid (PLA) microspheres which were then extruded with polycaprolactone (PCL) into filament to produce 3D constructs via fused deposition modeling. The constructs with or without the microspheres (PLA-DM/PCL and PCL(-), respectively) were evaluated for differences in surface features.

This protocol describes the production of polycaprolactone (PCL) filament with embedded polylactic acid (PLA) microspheres which contain decellularized matrices (DM) for 3D printing of structural tissue engineering constructs.

3D 인쇄에 대 한 새로운 과정 Decellularized 행렬

3D bioprinting aims to create custom scaffolds that are biologically active and accommodate the desired size and geometry. A thermoplastic backbone can ...

Controlling Electrospun Polymer Morphology for Tissue Engineering Demonstrated Using hepG2 Cell Line

Electrospinning affords researchers the opportunity to fabricate reproducible micro to nanoscale polymer fibers. The 3D fibrous architecture of electrospun polymers is regarded as a structural imitation of the extracellular matrix (ECM). Hence, electrospun fibers fabricated from biocompatible polymers have been widely investigated by tissue engineering researchers for their potential role as an artificial ECM for guiding tissue growth both in vitro and in vivo. All cells are acutely sensitive to their mechanical environment. This has been demonstrated by the discovery of multiple mechanotransduction pathways intrinsically linked to the cytoskeletal actin filaments. The cytoskeleton acts as a mechanical sensor that can direct the functionality and differentiation of the host cell depending on the stiffness and morphology of its substrate. Electrospun fibers can be tuned both in terms of fiber size and morphology to easily modulate the mechanical environment within a fibrous polymer scaffold. Here, methods for electrospinning polycaprolactone (PCL) for three distinct morphologies at two different fiber diameters are described. The morphological fiber categories consist of randomly oriented fibers, aligned fibers, and porous cryogenically spun fibers, with 1 &#181;m and 5 &#181;m diameters. The methods detailed within this study are proposed as a platform for investigating the effect of electrospun fiber architecture on tissue generation. Understanding these effects will allow researchers to optimize the mechanical properties of electrospun fibers and demonstrate the potential of this technology more thoroughly.

This method provides the means to test different polycaprolactone fiber morphologies and topographies for the purpose of tissue engineering. Small and large fibers are fabricated with random orientations, aligned orientations, and also porous cryogenically electrospun structures and used as platforms for cell culture.

생리 활성, PCL 기반 "셀프 피팅"형상 기억 폴리머 비계의 제작

요약

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