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

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.