Name: Trójwarstwowe elektroprzędzenie w celu naśladowania natywnej architektury tętnic przy użyciu polikaprolaktonu, elastyny i kolagenu: badanie wstępne (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-01-04T16:00:00.000+00:00
Duration: 10 min 47 s
Description: Poznaj trójwarstwowe elektroprzędzenie tętnic z polikaprolaktonu, elastyny i kolagenu. Ta metoda pozwala naśladować natywną architekturę ściany tętniczej i dostosować właściwości mechaniczne poszczególnych warstw.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Pragniemy podziękować amerykańskiemu stowarzyszeniu American Heart Association Mid-Atlantic Affiliate (0555407U,GLB) za sfinansowanie badań.

<ol>
	<li>Przed elektroprzędem kolagen z bovine corium (skóry bydlęcej) 6-miesięcznej musi zostać wyekstrahowany za pomocą procesu opartego na kwasie octowym. Wyekstrahowany kolagen jest następnie oczyszczany poprzez następującą serię rozpuszczania, wytrącania i dializ. Po liofilizacji kolagenu można rozpocząć proces elektroprzędzy.</li>
	<li>Odważone zostają trzy materiały: polikaprolakton (PCL), elastyna (ELAS) i kolagen (COL). Materiały te zostaną rozpuszczone oddzielnie w 1,1,1,3,3,3 heksafluoro-2-propanolu (HFP, TCI America) w stężeniach odpowiednio 100 mg/ml, 200 mg/ml i 70 mg/ml.</li>
	<li>Materiały są mieszane w pięciu różnych fiolkach scyntylacyjnych w stosunkach objętościowych: 98-2-0 PCL-ELAS-COL (tunica intima), 45-45-10, 55-35-10 i 65-25-10 PCL-ELAS-COL (tunica media) oraz 70-0-30 PCL-ELAS-COL (tunica adventitia).</li>
	<li>Do jednowymiarowych testów rozciągania i testów podatności poszczególnych warstw każdy z materiałów był elektroprzędziony indywidualnie, natomiast wielowarstwowe protezy naczyniowe do testów wytrzymałości na pękanie, retencji szwów i podatności były elektroprzędzione w konfiguracji od 3 do 1. Rusztowania do jednowymiarowych testów rozciągania były płaskie i prostokątne (szerokość 2,5 cm x długość 10,2 cm x grubość 0,3 cm), ponieważ trzpienie o średnicy 2 mm używane do elektroprzędzy poszczególnych warstw i protez wielowarstwowych były zbyt małe do wycinania próbek testowych.</li>
	<li>Zarówno w przypadku elektroprzędzy pojedynczej, jak i wielowarstwowej, roztwory polimerowe ładowano do plastikowej strzykawki Becton Dickinson o pojemności 3 ml z igłą tępą o rozmiarze 18 G i umieszczano w pompie strzykawkowej przy ustawionej prędkości dozowania. Prędkości indywidualnej elektroprzędzy ustawiono na 4 ml/hr, natomiast prędkości elektroprzędzy wielowarstwowej zmieniano w zależności od przejścia i warstwy. Przepływy i objętości wynosiły odpowiednio: tunica intima była elektroprzędzona z prędkością 4 ml/hr i objętością 0,5 ml, po czym nastąpiło przejście łączące strzykawki z intimą i medią dla 0,2 ml przy prędkości 2 ml/hr każda. Następnie wyłączono strzykawkę z intimą i pozwolono na przędzenie warstwy medialnej dla 0,6 ml przy 4 ml/hr, po czym nastąpiło przejście między medią a adventitią dla 0,2 ml roztworu polimerowego przy 2 ml/hr każda. Na koniec zatrzymano medię i pozwolono na przędzenie adventitii dla 0,4 ml przy 4 ml/hr.</li>
	<li>Wszystkie próbki poddano sieciowaniu w 50 mM EDC przez 18 godzin przed przystąpieniem do testów 1.</li>
	<li>Jednowymiarowe testy rozciągania przeprowadzono na sześciu próbkach z jednego elektroprzędzonego arkusza nawodnionego w PBS przez 24 godziny. Próbki w kształcie „hantla” wycięto z mat elektroprzędzonych i przetestowano w systemie testowym MTS Bionix 200 z ogniwem obciążeniowym 100 N i prędkością rozciągania 10,0 mm/min. Maksymalne naprężenie, moduł i odkształcenie przy zerwaniu obliczono za pomocą programu TestWorks wersja 4.</li>
	<li>Testy retencji szwów przeprowadzono na sześciu rurkowych okazach o wewnętrznej średnicy 2 mm z sześciu różnych elektroprzędzonych protez, namoczonych w PBS przez 24 godziny w temperaturze 37°C, w systemie testowym MTS Bionix 200 z ogniwem obciążeniowym 50 N (MTS Systems Corp.) i prędkością rozciągania 150,0 mm/min, zgodnie z procedurą prostego przeciągania opisaną przez American National Standards Institute 2. Mononiciową fioletową nić chirurgiczną PDS II 5-0 umieszczono 2 mm od końca próbki i rozciągano, aż szew został wyrwany z protezy. Maksymalne obciążenie zarejestrowano w gramach-siłach za pomocą programu TestWorks wersja 4.</li>
	<li>Testy wytrzymałości na pękanie przeprowadzono na sześciu próbkach z sześciu różnych elektroprzędzonych protez. Rurki testowe o długości 2-3 cm nawodniono w PBS, nałożono na wypustki o średnicy 1,5 mm przymocowane do urządzenia i zabezpieczono szwem jedwabnym 2-0. Do systemu wprowadzano powietrze, zwiększając ciśnienie w tempie 5 mmHg/s, aż do pęknięcia rurek 2. Wyniki podano jako ciśnienie w mmHg, przy którym nastąpił rozryw rurek.</li>
	<li>Podatność dynamiczną określono dla sześciu rurkowych protez o wewnętrznej średnicy 2 mm pobranych z sześciu różnych elektroprzędzonych protez o długości 3 cm w symulowanych warunkach fizjologicznych. Zarówno pojedyncze warstwy, jak i wielowarstwowe konstrukty rurkowe były elektroprzędzione i testowane w tych samych warunkach. Okazy testowano w bioreaktorze Intelligent Tissue Engineering via Mechanical Stimulation (ITEMS) opracowanym przez Tissue Growth Technologies, wypełnionym PBS w temperaturze 37°C. Bioreaktor zapewniał cykliczną zmianę ciśnienia 1 Hz wewnątrz protezy, badając trzy różne poziomy ciśnienia skurczowego/rozkurczowego: 90/50, 120/80 i 150/110 mmHg 2, 3.</li>
</ol>
Reprezentatywne wyniki
Przy prawidłowym przeprowadzeniu protokołów elektroprzędzenia produktem końcowym powinna być miękka, bezszwowa rurka bez początkowych oznak delaminacji między warstwami. Po przeprowadzeniu jednowymiarowych prób rozciągania, prób wytrzymałości na rozrywanie, prób retencji szwów oraz prób podatności wyniki powinny wykazać, że wraz ze zwiększeniem sztywności warstwy środkowej, przy zmniejszonej ilości elastyny, powiązane właściwości mechaniczne powinny wskazywać na większą sztywność rurki.

<ol><li>McClure, M. J., Sell, S. A., Barnes, C. P., Bowen, W. C., Bowlin, G. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Cross-linking+Electrospun+Polydioxanone-Soluble+Elastin+Blends%3A+Material+Characterization%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Engineered+Fibers+and+Fabrics%22%5BJournal%5D)">Cross-linking Electrospun Polydioxanone-Soluble Elastin Blends: Material Characterization.</a> Journal of Engineered Fibers and Fabrics. 3, 1-10 (2008).</li>
<li><a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=%22Cardiovascular+implants+-+Vascular+graft+protheses%22">Cardiovascular implants - Vascular graft protheses</a>. VP20, AAMI Press. Bethesda, MD. (1994).</li>
<li>McClure, M. J., Sell, S. A., Simpson, D. G., Walpoth, B. H., Bowlin, G. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+three-layered+electrospun+matrix+to+mimic+native+arterial+architecture+using+polycaprolactone%2C+elastin%2C+and+collagen%3A+A+preliminary+study%5BTitle%5D)+AND+%22Acta+Biomater%22%5BJournal%5D)">A three-layered electrospun matrix to mimic native arterial architecture using polycaprolactone, elastin, and collagen: A preliminary study.</a> Acta Biomater. , (2010).</li>
</ol>

Kilku autorów posiada oczekujące na rozpatrzenie patenty w Stanach Zjednoczonych i na arenie międzynarodowej w odniesieniu do technologii przedstawionej w niniejszym manuskrypcie, a technologia ta została licencjonowana firmie Organogenesis, Inc.

Kluczowym elementem niniejszego badania jest proces elektroprzędzenia. Przy zastosowaniu dyszy o konfiguracji wejście-wyjście 3-1 może dojść do przeskoków iskrowych i utraty ładunku. W takim przypadku napięcie związane z przędzionym polimerem spadnie, co doprowadzi do powstania zespawanych, „mokrych” włókien oraz do rozwarstwienia pomiędzy każdą z trzech warstw. Dlatego też utrzymanie stałych potencjałów elektrycznych jest niezbędne do uzyskania optymalnej wielowarstwowej rurki.
Niedopasowani...

<table><tbody><tr><td>Polikaprolakton</td><td>Sigma-Aldrich</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Elastyna</td><td>Elastin Products Company</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Kolagen</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Kwas octowy</td><td>Fisher Scientific</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Chlorek sodu</td><td>Fisher Scientific</td><td></td><td></td></tr><tr><td>TRIS</td><td>Fisher Scientific</td><td></td><td></td></tr><tr><td>wirówka Avanti J-HC 6 L</td><td>Beckman Coulter Inc.</td><td></td><td></td></tr><tr><td>1,1,1,3,3,3-heksafluoro-2-propanol</td><td>TCI America</td><td></td><td></td></tr><tr><td>strzykawka Becton Dickinson 3 ml</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Zasilacz montowany w szafie rack CZE1000R</td><td>Spellman</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Pompa strzykawkowa wysokociśnieniowa</td><td>Cole-Parmer</td><td></td><td></td></tr><tr><td>1-etylo-3-(3-dimetyloaminopropyl)-karbodiimid</td><td>Pierce, Thermo Scientific</td><td></td><td></td></tr><tr><td>70% etanol</td><td>Sigma-Aldrich</td><td></td><td></td></tr><tr><td>oprogramowanie ImageTool 3.0</td><td>Oprogramowanie udostępnione przez UTHSCSA</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Skaningowy mikroskop elektronowy</td><td>Carl Zeiss, Inc.</td><td></td><td></td></tr><tr><td>System testowy MTS Bionix 200</td><td>MTS Systems Corp.</td><td></td><td></td></tr><tr><td>TestWorks wersja 4</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>Bioreaktor do inteligentnej inżynierii tkankowej poprzez stymulację mechaniczną (ITEMS)</td><td>Technologie wzrostu tkanek</td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

trójwarstwowe elektroprzędzenie w celu naśladowania natywnej architektury tętnicy z wykorzystaniem polikaprolaktonu, elastyny i kolagenu: badanie wstępne

Tri-layered Electrospinning to Mimic Native Arterial Architecture using Polycaprolactone, Elastin, and Collagen: A Preliminary Study

W naturalnej tętnicy kolagen i elastyna pełnią istotną rolę, stanowiąc mechaniczny szkielet, zapobiegając pękaniu naczyń i sprzyjając regeneracji przy deformacjach pulsacyjnych. Celem niniejszego badania było odtworzenie struktury naturalnej tętnicy poprzez wytworzenie wielowarstwowego elektroprzędzionego naczynia z poli(kaprolaktonu) (PCL) z dodatkiem elastyny i kolagenu w mieszaninach PCL-ELAS-COL o proporcjach 45-45-10, 55-35-10 oraz 65-25-10, aby wykazać właściwości mechaniczne zbliżone do natywnej tkanki tętniczej, przy jednoczesnym zachowaniu sprzyjających warunków do regeneracji tkanki. Całe przeszczepy oraz poszczególne warstwy poddano analizie za pomocą jednowymiarowej próby rozciągania, pomiaru podatności dynamicznej, wytrzymałości na wyrwanie szwu oraz ciśnienia rozrywającego. Wyniki podatności wykazały, że zmiany w warstwie środkowej/medialnej wpływały na ogólne zachowanie przeszczepu, a wartości podatności całego graftu mieściły się w zakresie 0,8 - 2,8 % / 100 mmHg, podczas gdy wyniki jednowymiarowe wykazały średni moduł w zakresie 2,0 - 11,8 MPa. Zarówno dane dotyczące modułu, jak i podatności, mieściły się w zakresie wartości charakterystycznych dla naturalnej tętnicy. Zastosowano modelowanie matematyczne, aby wykazać, w jaki sposób zmiany sztywności warstw wpływają na całkowowe obciążenie obwodowe ściany, a także jako pomoc projektową w celu uzyskania optymalnej kombinacji materiałów pod kątem mechanicznym. Podsumowując, wyniki wskazały, że poprzez zmianę właściwości poszczególnych warstw można zaprojektować przeszczep naśladujący strukturę trójwarstwową.

Celem niniejszego badania było odtworzenie naturalnej, trójwarstwowej architektury ściany tętnicy. W tym celu zastosowano elektroprzędzenie z wykorzystaniem dyszy 3-1 (wejście-wyjście) oraz mieszanin polikaprolaktonu, elastyny i kolagenu.

Trójwarstwowe elektroprzędzenie w celu naśladowania natywnej architektury tętnicy z wykorzystaniem polikaprolaktonu, elastyny i kolagenu: badanie wstępne

W całej tętnicy natywnej kolagen i elastyna odgrywają istotną rolę, zapewniając szkielet mechaniczny, zapobiegając pękaniu naczyń oraz wspomagając regenerację ...

Ogólnym celem następnego eksperymentu jest zaobserwowanie, w jaki sposób zmiany właściwości materiałowych różnych warstw mogą wpływać na ogólne właściwości mechaniczne przeszczepu. Osiąga się to poprzez przygotowanie roztworów polimerów naturalnych i syntetycznych w celu zapewnienia optymalnych parametrów elektroprzędzenia. W drugim kroku roztwory należy połączyć w określonych proporcjach, co zapewni pożądaną zmianę właściwości materiałowych.Następnie roztwory należy poddać elektroprzędzeniu na kolec cylindryczny, aby stworzyć strukturę wielowarstwową o zróżnicowanych właściwościach mechanicznych. Otrzymane wyniki wykazują zmiany w właściwościach mechanicznych w oparciu o podatność, wytrzymałość na rozerwanie, wytrzymałość na wyrwanie szwów, jednowymiarowe testy rozciągania oraz analizę matematyczną. Cześć, nazywam się Michael McClure.Dzisiaj opowiem Państwu o trójwarstwowym elektroprządanym gąbczastym rusztowaniu do przeszczepów naczyniowych. Jedną z głównych zalet naszej techniki w porównaniu z innymi metodami, takimi jak jednowarstwowe przeszczepy naczyniowe, jest możliwość precyzyjnego dostrojenia właściwości materiałowych poszczególnych warstw, co wpływa na ogólne właściwości mechaniczne materiału. Przed elektroprządaniem należy wyekstrahować kolagen z bydlęcej skóry (corium) sześciomiesięcznych cieląt, stosując proces oparty na kwasie octowym. Wyekstrahowany kolagen jest następnie oczyszczany poprzez następującą serię rozpuszczeń, wytrąceń i dializy. Do procedury elektroprządania należy zebrać co najmniej 500 mg liofilizowanego kolagenu.Następnie, używając 20 mililitrowej fiolki scyntylacyjnej, przygotuj roztwór polikaprolaktonu o stężeniu 100 mg/ml poprzez odważenie 150 mg granulek monomeru i rozpuszczenie ich w 50 ml 1,1,1,3,3,3-heksafluoro-2-propanolu. Stosując tę samą procedurę, przygotuj 7 ml elastyny o stężeniu 200 mg/ml oraz 7 ml kolagenu o stężeniu 200 mg/ml. Następnie użyj pięciu fiolek scyntylacyjnych i połącz w każdej z nich łącznie 5 ml roztworów PCL, elastyny i kolagenu w następujących stosunkach objętościowych: 98:2:0 PCL:elastyna:kolagen, co reprezentuje błonę wewnętrzną tętnicy (intima), oraz 45:45:10, 55:35:10 i 65:25:10 PCL:elastyna:kolagen, co reprezentuje błonę środkową tętnicy (media), oraz 70:0:30 PCL:elastyna:kolagen dla błony zewnętrznej tętnicy (adventitia).Następnie, używając igły tępokątnej o rozmiarze 18 G i pojemności 3 ml, należy nabić 3 ml roztworu do pompy strzykawkowej. W zależności od indywidualnych właściwości materiałowych każdego roztworu PCL Elastin collagen należy ustawić szybkość dozowania na 4 ml/h dla całkowitej objętości 3 ml.Roztwory te zostaną poddane elektroprzędzeniu na prostokątnym rdzeniu w celu zaprojektowania wielowarstwowych graftów z roztworów polimerowych PCL, elastyny i kolagenu. Szybkość elektroprzędzenia będzie różnić się w zależności od przejścia oraz przędzenia poszczególnych warstw; w przypadku roztworów polimerowych dla warstwy wewnętrznej (intima) będzie to 4 ml/h przy objętości 0,5 ml, po czym nastąpi przejście łączące strzykawki z warstwą wewnętrzną i środkową, wykorzystując 0,2 ml z szybkością elektroprzędzenia 2 ml/h dla każdej z nich. Następnie należy wyłączyć strzykawkę z warstwą wewnętrzną i elektroprząść warstwę środkową (media) dla objętości 0,6 ml przy szybkości 4 ml/h.Następnie przeprowadź przejście między strzykawkami z medium a strzykawkami z adventis, używając 0,2 mililitrów roztworu polimeru z prędkością dwóch mililitrów na godzinę dla każdej z nich. Na koniec wyłącz strzykawkę z medium i kontynuuj elektroprzędzenie adventis przez 0,4 mililitrów przy prędkości czterech mililitrów na godzinę. Po elektroprzędzeniu zastosuj 50 milimolarne EDC dla każdej próbki i odczekaj 18 godzin w celu sieciowania przed dalszymi badaniami.Aby przetestować parametry jednoosiowego rozciągania materiałów otrzymanych metodą elektroprzędzenia, najpierw nawodnij arkusz elektroprzędziony w 15 mililitrach 1x PBS przez 24 godziny w szalce Petriego. Następnie, używając wykrojnika do próbek w kształcie „kości psa” o długości pomiarowej 7,5 milimetrów i szerokości 2,5 milimetra w najwęższym punkcie, wytnij sześć próbek z maty elektroprzędzonej. Taki kształt zapewni zerwanie materiału w jego najwęższej części.Następnie, używając systemu testowego MTS Bionics 200, poddaj próbki elektrod BUN badaniu z wykorzystaniem ogniwa obciążnikowego 100 N i szybkością rozciągania 10 mm/min. Użyj oprogramowania do analizy testów, aby obliczyć maksymalne naprężenie, moduł oraz odkształcenie przy zerwaniu dla każdego z produktów materiałowych. Aby przetestować wytrzymałość na wyrwanie szwu w graftach wielowarstwowych, pobierz sześć różnych rurkowych próbek z gąbki elektrycznej o średnicy 2 mm i długości 3 mm, a następnie namocz je w płytce Petriego w 1× PBS przez 24 h w inkubatorze w temperaturze 37 °C.Następnie należy użyć ogniwa obciążnikowego 50 N oraz prędkości rozciągania 150 mm/min. Aby przetestować wytrzymałość szwów z wykorzystaniem systemu MTX bionic 200, należy umieścić pięć komercyjnych nici PDS II w kolorze fioletowym, jednowłóknistych.Przeprowadź szycie w odległości dwóch milimetrów od końca próbki, używając suwmiarki do pomiaru, a następnie rozciągaj, aż szew przejdzie przez przeszczep; zarejestruj maksymalne obciążenie w gramach siły przy użyciu programu TestWorks wersja 4. Aby zbadać wytrzymałość na rozрыв przeszczepów elektroprzędzonych, przygotuj kolejne sześć różnych elektroprzędzonych próbek rurkowych o średnicy dwóch milimetrów i długości od dwóch do trzech centymetrów i hydratuj je w PBS przez 24 godziny w temperaturze 37 °C. Po hydratacji nałóż rurkę na wypustkę o średnicy 1,5 mm przymocowaną do urządzenia i zabezpiecz ją szwem jedwabnym 2-0, zawiązując węzeł chirurgiczny wokół końca przeszczepu i wypustki, a następnie wprowadź powietrze do systemu badania rozrywu i zwiększaj ciśnienie w tempie pięciu mmHg na sekundę, aż rurki pękną.Zbierz dane dotyczące wytrzymałości na rozrywanie, określając ciśnienie w milimetrach słupa rtęci, przy którym dochodzi do pęknięcia rurek. Na koniec oceń podatność dynamiczną, pobierając sześć przeszczepów rurkowych o średnicy 2 mm z sześciu różnych przeszczepów elektroprzędzonych, dociętych do długości 3 cm. Nawodnij próbki w PBS przez 24 godziny.W temperaturze 37°C. Dopasować przeszczepy do wykonanego na zamówienie kolca o średnicy 1,5 mm, zabezpieczając je szwem z jedwabiu 2-0 poprzez zawiązanie węzła chirurgicznego. Umieścić przeszczepy w inteligentnym bioreaktorze do inżynierii tkankowej z mechaniczną stymulacją opracowanym przez firmę Tissue Growth Technologies.Napełnij bioreaktor 500 ml PBS w temperaturze 37 °C. Ustaw bioreaktor tak, aby zapewnić cykliczną zmianę ciśnienia o częstotliwości 1 Hz wewnątrz przeszczepu i przetestuj trzy różne poziomy ciśnienia skurczowego i rozkurczowego: 90/50, 120/80 oraz 150/110 mmHg. Jeśli protokoły elektroprzędzenia zostaną przeprowadzone prawidłowo, produktem końcowym powinna być miękka, bezszwowa rurka, taka jak pokazana tutaj, bez początkowych oznak delaminacji między warstwami.W celu porównania przedstawiono tutaj rurkę z rozwarstwieniem. Obraz ten dostarcza informacji o wartościach jednociosowych prób rozciągania dla maksymalnego naprężenia stycznego oraz wydłużenia przy zerwaniu dla poszczególnych warstw wewnętrznej, środkowej i zewnętrznej zawierających określone mieszaniny PCL, elastyny i kolagenu. Tendencje wskazują na wzrost maksymalnego naprężenia i modułu stycznego wraz ze zwiększeniem zawartości PCL, podczas gdy wydłużenie przy zerwaniu maleje. Przedstawiono tutaj wyniki wytrzymałości na wyrwanie szwu, gdzie E-P-T-F-E wykazuje najwyższą wartość, a mieszanina 65 do 25 do 10 jest najbliższa standardowi żyły ous, przedstawionemu jako linia przerywana. W ramach porównania przebadano nieżywotną tętnicę udową świni oraz E-P-T-F-E.Ciśnienie rozrywania przedstawione na tym wykresie wskazuje, że materiały o składzie 55 do 35 do 10 oraz 65 do 25 do 10 wykazują najwyższe ciśnienie rozrywania. Jest to wartość zbliżona do 1 600 mmHg wymaganych przez American National Standards Institute dla wszystkich protez naczyniowych przeznaczonych do obrotu rynkowego. Na koniec, testy podatności określone na podstawie wewnętrznego promienia przy trzech różnych średnich ciśnieniach tętniczych wskazują, że zwiększona zawartość PCL w samej warstwie środkowej może powodować stopniowy spadek podatności dla wszystkich trzech typów ciśnień fizjologicznych. Najbardziej krytyczną częścią niniejszego badania jest proces legislacyjny.Przy zastosowaniu stosunku wejścia do wyjścia wynoszącego trzy do jednego może dojść do utraty ładunku na wylocie dyszy. Jeśli tak się stanie, może również zmniejszyć się wybrzuszenie związane z polimerem, który jest aktualnie przędziony elektrostatycznie. Może to prowadzić do zespawania mokrych włókien oraz delaminacji pomiędzy trzema warstwami.Zatem stały potencjał elektryczny jest niezbędny podczas elektroprzędzenia trójwarstwowego graftu naczyniowego.

tri-layered-electrospinning-to-mimic-native-arterial-architecture

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

Trójwarstwowe wirowanie elektrospiningowe w celu naśladowania natywnej architektury tętnic przy użyciu polikaprolaktonu, elastyny i kolagenu: wstępne badanie

Rusztowania otrzymane metodą elektroprzędzenia mogą być poddawane obróbce po produkcji w celu zastosowania ich w inżynierii tkankowej. W niniejszym opracowaniu opisujemy metody przędzenia złożonych rusztowań (poprzez przędzenie sekwencyjne), tworzenia rusztowań o większej grubości (poprzez nakładanie wielu warstw z wykorzystaniem wyżarzania termicznego lub parowego), zapewniania sterylności (produkcja aseptyczna lub sterylizacja po produkcji) oraz uzyskiwania odpowiednich właściwości...

Obróbka potransprodukcyjna włókien otrzymywanych metodą elektroprzędzenia do inżynierii tkankowej

Zgłoszono syntezę i wytwarzanie długich włókien elektroprzędzionych obejmujących większy obszar złoża za pomocą nowo zaprojektowanego kolektora z nowego biodegradowalnego polimeru o nazwie poli(dodekanian glicerolu) (PGD). Włókna były w stanie wspierać wzrost komórek pochodzących z pluripotencjalnych komórek macierzystych myszy.

Elektroprzędzone rusztowania włókniste z poli(dodekanodianu glicerolu) do inżynierii tkanek nerwowych z embrionalnych komórek macierzystych myszy

Tutaj prezentujemy protokół wytwarzania elektroprzędzonych rusztowań z nanowłókien o stopniowanej organizacji włókien i badamy ich zastosowania w regulacji morfologii/orientacji komórek. Gradienty w odniesieniu do właściwości fizycznych i chemicznych rusztowań z nanowłókien oferują szeroką gamę zastosowań w dziedzinie biomedycyny.

Rusztowania z nanowłókien elektroprzędzonych z gradacją w organizacji włókien

Modele zwierzęce są ważnymi narzędziami do oceny przeszczepów wytwarzanych metodą inżynierii tkankowej. W pracy przedstawiono protokół przygotowania elektroprzędzonego biodegradowalnego przeszczepu polimerowego do zastosowania w inżynierii tkankowej więzadła krzyżowego przedniego, a także protokół chirurgiczny implantacji w modelu szczurzym.

Atymiczny model szczura do oceny zmodyfikowanych przeszczepów więzadła krzyżowego przedniego

Postępy w technologiach biomateriałów umożliwiają rozwój trójwymiarowych konstruktów wielokomórkowych. Opracowaliśmy protokoły elektroprzędzenia w celu wytworzenia trzech pojedynczych rusztowań do hodowli głównych komórek strukturalnych dróg oddechowych, aby zapewnić model 3D in vitro ściany oskrzelików dróg oddechowych.

Dostosowanie procesu elektroprzędzenia w celu zapewnienia trzech unikalnych środowisk dla trójwarstwowego modelu ściany dróg oddechowych in vitro

Dwu- i trójwymiarowe superhydrofobowe materiały polimerowe są przygotowywane przez elektroprzędzenie lub elektronatryskiwanie biodegradowalnych polimerów zmieszanych z polimerem o niższej energii powierzchniowej o podobnym składzie.

Wytwarzanie superhydrofobowych materiałów polimerowych do zastosowań biomedycznych

Ten protokół służy jako kompleksowa wytyczna do wytwarzania rusztowań za pomocą elektroprzędzenia z polimerami stopionymi w trybie bezpośredniego zapisu. Systematycznie nakreślamy proces i definiujemy odpowiednie ustawienia parametrów w celu osiągnięcia docelowych architektur rusztowań.

Zapis elektroprzędzenia ze stopu trójwymiarowych rusztowań poli(ε-kaprolaktonu) z kontrolowanymi morfologiami do zastosowań w inżynierii tkankowej

Tutaj prezentujemy zmodyfikowaną metodę elektroprzędzenia do wytwarzania przeszczepów naczyniowych PCL z grubymi włóknami i dużymi porami, oraz opisujemy protokół oceny wydajności in vivo w szczurzym modelu wymiany aorty brzusznej.

Implantacja elektroprzędzonych przeszczepów naczyniowych o zoptymalizowanej strukturze w modelu szczurzym

Przedstawiona metoda oferuje innowacyjny sposób inżynierii biomimetycznych struktur włókien w trójwymiarowych (3D) rusztowaniach (np. listkach zastawek serca). 3D wydrukowane, przewodzące geometrie zostały użyte do określenia kształtu i wymiarów. Orientacja i charakterystyka włókien były indywidualnie regulowane dla każdej warstwy. W jednej konfiguracji można wyprodukować wiele próbek.

Połączenie druku 3D i elektroprzędzenia w celu produkcji biomimetycznych listków zastawek serca

Przedstawiono powtarzalną metodę generowania 3D tkanek mięśnia sercowego, łączących rusztowania polikaprolaktonu (PCL) i hydrożele fibrynowe pochodzące z hiPSC. Technika ta zapewnia precyzyjną kontrolę nad architekturą rusztowania i może być stosowana w przedklinicznych testach leków i modelowaniu chorób serca.

Generowanie 3D ludzkiej tkanki mięśnia sercowego przy użyciu elektroprzędzenia stopionego zapisu rusztowań polikaprolaktonowych i komórek serca pochodzących z hiPSC

Poznaj trójwarstwowe elektroprzędzenie tętnic z polikaprolaktonu, elastyny i kolagenu. Ta metoda pozwala naśladować natywną architekturę ściany tętniczej i dostosować właściwości mechaniczne poszczególnych warstw.

Trójwarstwowe elektroprzędzenie w celu naśladowania natywnej architektury tętnic przy użyciu polikaprolaktonu, elastyny i kolagenu: badanie wstępne (Wideo) | JoVE Journal

Trójwarstwowe elektroprzędzenie w celu naśladowania natywnej architektury tętnicy z wykorzystaniem polikaprolaktonu, elastyny i kolagenu: badanie wstępne

Przeglądaj więcej filmów