Tri-слоистых электропрядения имитировать Родные Артериальная Архитектура использованием поликапролактон, эластин и коллаген: Предварительное исследование

Общая цель следующего эксперимента заключается в том, чтобы пронаблюдать, как изменение свойств материала различных слоев может повлиять на общие механические свойства трансплантата. Это достигается путем приготовления растворов натуральных и синтетических полимеров для обеспечения оптимальных параметров электроспиннинга. На втором этапе растворы следует смешать в определенных пропорциях, что обеспечит желаемое изменение свойств материала.

Затем полученные растворы подвергают электроспиннингу на цилиндрический сердечник для создания многослойной структуры с различными механическими свойствами. Получены результаты, демонстрирующие изменения механических свойств на основе показателей податливости, прочности на разрыв, удерживающей способности шва, одноосного растяжения и математического анализа. Здравствуйте, меня зовут Майкл МакКлюр.

Сегодня я расскажу вам о создании трехслойных электроспиннинговых губчатых сосудистых графтов. Одним из главных преимуществ нашей методики по сравнению с другими подходами, такими как создание однослойных сосудистых графтов, является возможность точной настройки свойств материалов внутри отдельных слоев, что позволяет влиять на общие механические свойства материала. Перед электроспиннингом выделите коллаген из бычьего корума шестимесячного возраста с помощью процесса на основе уксусной кислоты. Затем очистите экстрагированный коллаген путем последующей серии растворений, осаждений и диализа. Для процедуры электроспиннинга соберите не менее 500 mg лиофилизированного коллагена.

Затем в сцинтилляционном флаконе объемом 20 мл приготовьте раствор поликапролактона с концентрацией 100 мг/мл, отмерив 150 мг гранул мономера и растворив их в 50 мл 1,1,1,3,3,3-гексафторпропан-2-оле. Используя ту же процедуру, приготовьте растворы эластина с концентрацией 200 мг/мл и коллагена с концентрацией 7 мг/мл в объеме по 7 мл. После этого возьмите пять сцинтилляционных флаконов и смешайте в каждом из них по 5 мл растворов PCL, эластина и коллагена в следующих объемных соотношениях: 98:2:0 (PCL:эластин:коллаген) для имитации интимы артерии; 45:45:10, 55:35:10 и 65:25:10 (PCL:эластин:коллаген) для имитации медии артерии, и 70:0:30 (PCL:эластин:коллаген) для имитации адвентиции артерии.

Теперь с помощью иглы с тупым концом калибра 18 и объемом 3 мл загрузите 3 мл раствора в шприцевой насос. Для учета индивидуальных свойств каждого раствора PCL-эластин-коллагена установите скорость подачи 4 мл/ч, чтобы в общей сложности было подано 3 мл.

Эти растворы будут подвергнуты электроспиннингу на прямоугольный мандрель для создания многослойных графтов из полимерных растворов PCL, эластина и коллагена. Скорость электроспиннинга будет варьироваться в зависимости от слоя и переходного периода: для полимерных растворов интимы скорость составит 4 мл/ч при объеме 0,5 мл, после чего следует переходный этап с одновременным использованием шприцев для интимы и медии с объемом по 0,2 мл и скоростью электроспиннинга 2 мл/ч для каждого.

Затем проведите переход между шприцами с средой и adventis, подавая по 0,2 миллилитра полимерного раствора из каждого шприца со скоростью 2 миллилитра в час. Наконец, отключите шприц со средой и продолжайте электроспиннинг adventis для 0,4 миллилитра со скоростью 4 миллилитра в час. После электроспиннинга обработайте каждый образец 50 миллимолярным EDC и выждите 18 часов для сшивания перед дальнейшим тестированием.

Для тестирования параметров одноосного растяжения электроспиннинговых материалов сначала гидратируйте электроспиннинговый лист в 15 миллилитрах 1× PBS в течение 24 часов в чашке Петри. Затем, используя пробойник для образцов «типа гантели» с расчетной длиной 7,5 миллиметров и шириной 2,5 миллиметра в самом узком месте, вырежьте шесть образцов из электроспиннингового мата. Такая форма обеспечит разрыв материала в его самом узком месте.

Затем, используя испытательную систему MTS Bionics 200, протестируйте образцы электродов BUN с датчиком нагрузки 100 N и скоростью растяжения 10 миллиметров в минуту. Используйте программное обеспечение для проведения испытаний, чтобы рассчитать пиковое напряжение, модуль упругости и относительную деформацию при разрыве для каждого отдельного материала. Для тестирования прочности удержания шва многослойных трансплантатов подготовьте шесть различных трубчатых образцов из электрогубки диаметром два миллиметра и длиной три миллиметра, после чего выдержите образцы в чашке Петри с 1× PBS в течение 24 часов в инкубаторе при 37 °C.

Затем используйте тензодатчик на 50 N и скорость растяжения 150 millimeters per minute. Для тестирования прочности удержания шва с помощью системы MTX bionic 200 используйте коммерческий PDs из двух фиолетовых мононитей.

Наложите шов на расстоянии двух миллиметров от конца образца, используя штангенциркуль для измерения, и растягивайте до тех пор, пока шов не прорежется сквозь трансплантат; зафиксируйте пиковую нагрузку в граммах-силах с помощью программного обеспечения TestWorks версии 4. Для тестирования прочности на разрыв электроспиннинговых трансплантатов подготовьте еще шесть различных электроспиннинговых трубчатых образцов диаметром два миллиметра и длиной два-три сантиметра и гидратируйте их в PBS в течение 24 часов при 37 °C. После гидратации наденьте трубку на ниппель диаметром 1,5 миллиметра, прикрепленный к устройству, и зафиксируйте шелковым швом 2-0, завязав хирургический узел вокруг конца трансплантата и ниппеля, затем подайте воздух в систему испытания на разрыв и увеличивайте давление со скоростью 5 mmHg в секунду до тех пор, пока трубки не лопнут.

Соберите данные о прочности на разрыв, определив давление в миллиметрах ртутного столба, при котором трубки разрываются. В завершение оцените динамическую податливость, используя шесть трубчатых трансплантатов диаметром 2 мм, взятых из шести различных электропряденых трансплантатов и разрезанных до длины 3 см. Гидратируйте образцы в PBS в течение 24 часов.

При температуре 37 °C наложите трансплантаты на изготовленный по индивидуальному заказу ниппель диаметром 1,5 мм, зафиксировав их шелковой нитью 2-0 хирургическим узлом. Поместите трансплантаты в биореактор для интеллектуальной тканевой инженерии с механической стимуляцией, разработанный компанией Tissue Growth Technologies.

Заполните биореактор 500 мл PBS при температуре 37 °C. Настройте биореактор так, чтобы внутри трансплантата создавалось циклическое изменение давления с частотой 1 Гц; протестируйте три различных уровня давления: 90/50, 120/80 и 150/110 мм рт ст для систолического и диастолического давления соответственно. При правильном выполнении протоколов электроспиннинга конечным продуктом должна быть мягкая бесшовная трубка, как показано здесь, без начальных признаков расслоения между слоями.

Здесь показана расслоенная трубка для сравнения. На этом изображении представлены значения одноосного растяжения для пикового тангенциального напряжения и деформации до разрыва для отдельных интимального, медиального и адвентициального слоев, содержащих определенные смеси PCL, эластина и коллагена. Тенденции указывают на увеличение пикового напряжения и тангенциального модуля при повышении содержания PCL, в то время как деформация до разрыва снижается; здесь показаны результаты прочности удержания шва, при этом E-P-T-F-E демонстрирует самую высокую прочность удержания, а состав 65 к 25 к 10 наиболее близок к стандарту вены, показанному пунктирной линией; в качестве сравнения были протестированы нежизнеспособная бедренная артерия свиньи и E-P-T-F-E.

Давление разрыва, представленное на данном графике, показывает, что материалы с составом 55:35:10 и 65:25:10 обладают самым высоким давлением разрыва. Это сопоставимо со значением 1 600 мм рт ст, которое Американский национальный институт стандартов требует для всех сосудистых протезов, предназначенных для выхода на рынок. Наконец, испытания на комплаенс, определенные по внутреннему радиусу при трех различных значениях среднего артериального давления, показывают, что увеличение содержания PCL только в медиальном слое может вызвать постепенное снижение комплаенса при всех трех типах физиологического давления. Наиболее важной частью данного исследования является законодательный процесс.

При использовании входного и выходного отверстий в соотношении три к одному может возникнуть потеря заряда на входе в сопло. В этом случае может также уменьшиться вытяжка полимера, который подвергается электроспиннингу в данный момент. Это может привести к слипанию влажных волокон и расслоению трех слоев.

Таким образом, при электроформовании трехслойного сосудистого протеза крайне важно поддерживать стабильный электрический потенциал.