Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Chemistry
Click here for the English version

Chemistry

Syntese av myke Polysiloxane-urea elastomerer for intraokulært linsen program

Published: March 8, 2019 doi: 10.3791/58590
Automatic Translation
*1,2, *3, 1,2, 3,4, 1,2
1Reutlingen Research Institute, Reutlingen University, 2School of Applied Chemistry, Reutlingen University, 3Fraunhofer-Institute for Interfacial Engineering and Biotechnology IGB, 4Institute of Interfacial Process Engineering and Plasma Technology IGVP, University of Stuttgart
* These authors contributed equally

Summary

Denne studien beskriver syntetiske ruter for slutter med aminopropyl polydimethylsiloxanes og polydimethyl-metyl-fenyl-siloxane-blokk copolymers og myk polysiloxane-basert urea (PSU) elastomerer. Det presenterer anvendelse av PSUs som huser en intraokulært linse. En evaluering metode for i vitro cytotoksisitet er også beskrevet.

Abstract

Denne studien diskuterer en syntese rute for myk polysiloxane-basert urea (PSU) elastomerer for programmer som imøtekommende intraokulært linser (en IOLs). Aminopropyl-avsluttet polydimethylsiloxanes (PDMS) ble tidligere utarbeidet via ring-kjeden balanse av syklisk siloxane octamethylcyclotetrasiloxane (D-4) og 1,3-bis(3-aminopropyl)-tetramethyldisiloxane (APTMDS). Fenyl grupper ble introdusert i den siloxane ryggrad via copolymerization D4 og 2,4,6,8-tetramethyl-2,4,6,8-tetraphenyl-cyclotetrasiloxane (D4meg, Ph). Disse polydimethyl-metyl-fenyl-siloxane-blokk copolymers ble syntetisert for å øke refractive indekser polysiloxanes. For programmer som en en-IOL, må brytningsindeks av polysiloxanes være som en unge øyet linse. Molekylvekt polysiloxane kontrolleres av forholdet mellom de sykliske siloxane til endblocker APTMDS. Åpenhet for PSU elastomerer undersøkes av transmisjon måling av filmer mellom 200 og 750 nm, bruke en UV-Vis spektrofotometeret. Transmisjon verdier på 750 nm (øvre enden av det synlige spekteret) plottes mot molekylvekt PDMS og > 90% av transmisjon er observert til en molekylvekt av 18000 g·mol−1. Mekaniske egenskaper av PSU elastomerer er undersøkt ved hjelp av stress-belastning tester på utstansede hunden-bein-formet prøver. For å vurdere mekanisk stabilitet, mekanisk hysteresis måles ved gjentatte ganger strekke (10 x) prøver å 5% og 100% forlengelse. Hysteresis reduseres betydelig økning i molekylvekt PDMS. In vitro cytotoksisitet av noen valgte PSU elastomerer evaluert med MTS celle levedyktighet analysen. Metodene beskrevet heri tillate syntesen av en myk, gjennomsiktig og noncytotoxic PSU elastomer med en brytningsindeks omtrent lik som i en ung øyet linse.

Introduction

Senil katarakt, påvirker ≥ aldersgruppen 60 år, fører til den avanserte opacification av naturlige krystallinsk linsen. Denne alder-relaterte tilstand skyldes sannsynligvis oksidativt endringer som er akselerert av UV bestråling1,2,3. Konvensjonelle behandling for senil cataract innebærer kirurgisk utvinning av cataractous linsen, etterfulgt av implantering av en kunstig intraokulært linse (IOL) i en tom linsen kapsel via en injeksjon system2. Men et flertall av IOLs er laget av akryl polymerer (hydrofobe og hydrofile acrylate eller methacrylate polymerer) med svært rigid strukturer; Derfor mister øyet sin evne til å imøtekomme til ulike avstander2,4. Pasienter med monofocal IOL implantater er derfor avhengig av briller for nær visjon (f.eks., mens du leser en avis eller en bok)5.

Måter å gjenopprette evnen til overnatting etter cataract kirurgi er rapportert. Blant disse tilnærmingene, to hovedstrategier kan skilles: påfylling tom linsen kapselen ved å injisere en flytende eller gel-lignende polymerer og utvikle myk, sammenleggbar en-IOLs6,7,8. Begrepet "objektiv påfylling" er lovende fordi gels kan tilberedes med Young's moduli så lavt som de av den naturlige menneskelige øye linse (ca. 1-2 kPa)9; men denne tilnærmingen er fortsatt eksperimentell8, og studier er bare gjennomført på dyr øyne.

Linsen kapsler har etterfylt implanting oppblåsbare silikon ballonger10 fylt med flytende silikon eller direkte injeksjon silikon11,12 som senere ble kurert i kapselen via hydrosilylation . Men problemene knyttet til rynker på ballongene, en lavere overnatting amplituden sammenlignet preoperativ staten, og dannelsen av alvorlig sekundære cataracts (fremre og bakre kapsel opacification) har blitt bemerket7, 8,12,13. Særlig forårsake lenge herding ganger (70 min - 12 h) økt risiko for lekkasje i de omkringliggende øye avdelinger, fører til postoperativ betennelse10,14. Derfor er andre materialer for å erstatte krystallinsk linsen anbefalt, inkludert hydrogels basert på polyetylenglykol diacrylate, acrylate endret copolymers vinyl alkohol (N-vinylpyrrolidone)15methacrylate endret polysiloxanes16,17, poloxamer18og diisocyanate-krysskoblet polyalcohols9. Imidlertid monomer viskositet (dvs., gel hevelse etter injeksjon og crosslinking), svært høy eller lav refractive indekser, mekanisk stabilitet og integritet, uforutsigbare postoperativ brytning, lav overnatting spenner, og etter cataract formasjon utgjør de viktigste spørsmål6,7,8,9,15,18. Overnatting evnen gjenopprettes kommersielt, hovedsakelig ved å utvikle sammenleggbar en-IOLs. Slike en-IOLs bør gi Overnatting ved bevegelse av IOL optikk til fremre området av den linse kapsel via sammentrekning av ciliary muskelen. Flere modeller har blitt introdusert i markedet i 1996 2001 og 20027,8. Men under kliniske studier lav anslagsvis overnatting amplituder for disse implantert i IOLs var svært (≤ 1,5 D) for å tillate blotte lesing (3-4 D)6,7,8,19 , 20. derfor en en IOL bestående av to tilkoblede optikk (dual-optisk IOL) er utviklet for å øke overnatting spenner6,21. Utformingen av bare en objektiv har blitt undersøkt for sin imøtekommende ytelse i menneskelige øyne, men motstridende resultatene har vært rapportert22,23,24,25.

Vanligvis regnes silikon elastomerer for å være biologisk inert og nontoxic; Derfor har silikon elastomerer en lang historie med brukes som biokompatible materialer i medisin og medisinsk engineering (f.eksi brystimplantater, craniofacial implantater, felles protetikk, såret dressinger, katetre, avløp og shunter) 26 , 27. på grunn av deres mykhet, gjennomsiktighet og høy oksygen gjennomtrengelighet, silikon elastomerer også finne programmer som kontaktlinser og IOLs2,28,29. Men silikoner skal covalently krysskoblet og krever ofte forsterke fyllstoff for å få tilstrekkelig mekanisk integritet. Crosslinking er uheldig som det forbyr etterfølgende behandling av elastomerer ved termoplastisk metoder (f.eksinjeksjon molding) eller behandling fra løsninger (f.eksløsemiddel avstøpning). I kontrast, termoplastisk polyuretan utstillingen mekanisk stabilitet, men er utsatt for degradering i biologiske miljøet, spesielt hvis polyester - eller polyether-basert macrodiols brukes. Derfor å kombinere fleksibilitet og hydrolytisk eller Oksidativt stabilitet med gode mekaniske egenskaper er konsentrert om innlemmelse av hydroksyl eller amino-funksjonell PDMS som myk segmenter i polyuretan, polyuretan-ureas, og polykarbamider27. Forbedre kompatibiliteten til polar uretan eller urea vanskelig segmentet med et svært forbindelser PDMS myke segment og forbedre mekaniske egenskaper, er forskjellige polyether-baserte macrodiols innlemmet sammen med PDMS30,31 ,32. Spesielt har Thilak Gunatillake gruppen systematisk undersøkt utviklingen av silikon polyuretan med forbedret biostability og mekaniske egenskaper for langsiktig biomedisinsk programmer som pacemaker isolasjon eller kunstig hjertet ventiler33. De syntetisert aromatiske polyuretan med blandet myk segmenter består av hydroksyl slutter PDMS og ulike polyethers, samt alifatisk polykarbonat diols. Blant alle de syntetisert polyuretan, kombinasjonen av polyhexamethylene oksid (PHMO) og PDMS utstillinger segmentere de beste mekaniske egenskapene med hensyn til vanskelig kompatibilitet30. I studier, de videre undersøkt effekten av PDMS-til-PHMO forholdet og innlemmelse av en disiloxane-baserte kjeden extender mekaniske egenskaper silikon polyuretan34,35, 36. resultatene viste at en macrodiol sammensetning av 80 wt % PDMS og 20 wt % PHMO, i tillegg til en co kjeden extender, som 1,3-bis(4-hydroxybutyl)-tetramethyldisiloxane (BHTD), gir mykere polyuretan med gode mekaniske egenskaper og termoplastiske processability. Videre forevise disse silikon-polyuretan en forbedret biostability sammenlignet med en vanligvis anvendt myk polyether ved38,av uretan37,39.

Den biocompatibility og stabilitet på lignende materialer og deres bruk for hjerte programmer har også vært rapportert40,41,42. Basert på disse resultatene, antas silikonbasert polyurea elastomerer (eller PSUs) med en disiloxane-baserte kjeden extender å gi høy flexibilities og mykhet, men med tilstrekkelig mekanisk styrke å beholde sin form etter gjentatt stress. For eksempel, har Hermann et al. bygget en eksperimentell polyuretan-basert dual-optisk en-IOL prototype fordi design, som ble tidligere brukt en fabrikasjon benytter silikon, var ekstremt myk å håndtere anvendt laster i enucleated gris øyne43.

Denne artikkelen beskriver syntesen av en myk siloxane-baserte PSU, som er optimalisert i form av mekanisk og optiske egenskaper for programmer som en imøtekommende IOL. Som mekanisk egenskapene til PSU elastomerer kan endres ved molekylvekt siloxane, kan samme fremgangsmåte brukes til å utvikle siloxane-baserte PSUs, som kan finne programmer i belegg og huden dressinger. Dessuten, kan denne prosedyren brukes til å forberede siloxane-baserte polyuretan eller polyuretan-urea elastomerer hvis carbinol slutter PDMS brukes. Avhengig av diisocyanate (dvs.alifatisk eller aromatiske) brukes for syntese, må reaksjonen forhold (inkludert tid, temperatur og kanskje løsemiddel sammensetningen) endres. For anvendelse av alifatisk diisocyanates som 4,4-methylenebis(cyclohexylisocyanate) (H12MDI) eller isophorone diisocyanate, har reaksjonen bli fremskyndet med en organotin catalyst, for eksempel dibutyltin dilaurate eller diacetoxytetrabutyl distannoxane. Eksempelvis fortsetter reaksjonen en slutter med hydroksypropylcellulose PDMS og H12MDI i nærvær av en katalysator. Videre må reaksjon temperaturen økes til 50-60 ° C. For anvendelse av en aromatisk diisocyanate som 4,4-methylenebis(phenylisocyanate) (MDI), må reaksjon temperaturen moderat men tilstrekkelig økes aromatiske diisocyanates er vanligvis mer reaktiv mot nukleofil grupper enn alifatisk diisocyanates er. Reaksjonen fra MDI med carbinol slutter PDMS kan fremmes ved hjelp av løsemiddel blandinger av vannfri tetrahydrofuran () THF) og vannistedenfor (DMF) eller dimethylacetamide (blåser) som tertiær aminer viser noen katalytisk aktivitet.

Protocol

FORSIKTIG: Se alle relevante sikkerhetsdatablader (MSDS) før bruk. Flere kjemikalier som brukes i synteser utstilling Akutt toksisitet og irritasjon til hud og øyne, samt innånding. Vennligst bruk personlig verneutstyr (laboratoriet strøk, vernebriller, hånd hansker, full lengde bukser og lukket-toe sko) og håndtere kjemikalier, hvis mulig, under avtrekksvifte eller i et godt ventilert sted. Utføre alle synteser under avtrekksvifte. Tetramethylammonium hydroksid pentahydrate (TMAH): TMAH er en sterk base, akutt toksisk svelging ved hudkontakt, det fører til alvorlige kjemiske forbrenninger på hud og øyne. Det er følsom for luft og hygroskopisk. Lagre den under nedkjøling og nitrogen. Håndtere TMAH i et godt ventilert sted på grunn av sin sterke ammoniakk-lignende lukt. APTMDS: APTMDS sensitive til luft og lagres under nitrogen. Det fører til alvorlige hud brannsår og øyeskade. H12MDI: H12MDI er giftig ved innånding og forårsaker irritasjon til hud og øyne. D4: D4 kan redusere fruktbarheten. THF: THF er skadelig, forårsaker irritasjon på innånding og antagelig er kreftfremkallende. Kloroform (CHCl3): CHCl3 er skadelig på innånding, antagelig kreftfremkallende, kan årsaken mulig skade fruktbarhet og et ufødt barn og dens damp kan forårsake døsighet.

1. syntese av Catalyst og Amino-terminert Polysiloxane Macromonomers

  1. Syntese av tetramethylammonium-3-aminopropyl-dimethylsilanolate katalysator
    Merk: Katalysator ble syntetisert etter metoden rapportert av Hoffman og Leir44.
    1. Degas APTMDS under vakuum før bruk og lagre den under nitrogen. Pipetter ca 10 g APTMDS bruker en sprøyte.
    2. Legge 8.13 g (33.0 mmol) degassed APTMDS og 11.88 g (66.0 mmol) av TMAH i en 100 mL tre-hals runde bunn kolbe. Legge til 20 mL THF å oppløse APTMDS og TMAH, sammen med store ovale magnetic røre bar.
      FORSIKTIG: TMAH er et hygroskopisk, etsende og giftig stoff med en sterk ammoniakk-lignende lukt og bør lagres tett forseglet i kjøleskapet. Veie TMAH umiddelbart på et godt ventilert sted; Bruk beskyttende hånd hansker og vernebriller mens håndtering. APTMDS er følsom og forårsaker hud brannsår og øyeskade. Veie APTMDS fra en forseglet flaske bruker en sprøyte; Bruk beskyttende hånd hansker og vernebriller mens håndtering.
    3. Utstyre tre-hals runde bunn flasken en reflux kondensator og innganger og utganger for nitrogen og varme reaksjonsblandingen å 80 ° C med en glyserin eller silikon olje varme bad. Rør reaksjonsblandingen for 2t under reflux og med en liten, kontinuerlig nitrogen flyt.
      Merk: Første, litt grumset suspensjon endres til en klar løsning innen 2 t.
    4. Fjern reflux kondensatoren og destillere av THF bruker et vakuum aspirator. Tørk litt gult råolje produktet under et vakuum 0,1 mbar for 5 h på 70 ° C med en Schlenk linje.
      Merk: Etter dette trinnet råolje produktet kan lagres i kjøleskapet på 10 ° C til det fulgte dag.
    5. Resuspend råolje produktet i 50 mL av THF. Eventuelt bruk en slikkepott for å makulere store agglomerates, og filtrere suspensjon bruker et vakuum aspirator. Vask bunnfall minst 3 x med 20 mL THF deler til en hvit pulver-lignende solid.
    6. Tørr produktet under et vakuum 0,1 mbar ved romtemperatur for 3t. Oppbevar deretter katalysator i kjøleskapet på 10 ° C nitrogen før bruk.
  2. Syntese av Α, ω-bis(3-aminopropyl)-polydimethylsiloxanes
    Merk: Syntese av PDMS med en molekylvekt av ~ 15,500 g·mol-1.
    1. Degas D4 og APTMDS under vakuum før bruk. Pipetter ca 1,5 g APTMDS, bruker en sprøyte.
    2. Legge til 19,5 g (65.7 mmol) degassed D4 og 0.9 g (3,6 mmol) av APTMDS i en 100 mL tre-hals runde bunn kolbe, som er utstyrt med en PTFE-belagt sentrifugal rørestang og en nitrogen innløp og utløp.
    3. Legg ~ 26 mg katalysator (fra delen 1.1) og rør reaksjonsblandingen i 30 min på 80 ° C en liten, kontinuerlig nitrogen flyt.
      Merk: En glyserin eller silikon olje varme bad kan brukes.
    4. Legge til 45.5 g (153.4 mmol) D4 dropwise reaksjonsblandingen, bruker slippe trakt (innen 2-3 h), og ytterligere rør ved 80 ° C i 24 h under en kontinuerlig nitrogen flyt.
      Merk: Reaksjonen kan fortsette over natten.
    5. Varme reaksjonsblandingen å 150 ° C og rør det for 2t oppløse katalysator. Deretter lar PDMS avkjøles til romtemperatur.
    6. Utveksle sentrifugal rørestang med store ovale magnetic røre bar og forsegle tre-hals runde bunn flasken to stoppere. Bruke en adapter med en ventil og sakte varme PDMS 150 ° c under et vakuum 0,1 mbar å destillere av syklisk siden produktene bruker en Schlenk linje. Tillat PDMS avkjøles til romtemperatur.
      Merk: Vakuum destillasjon oppstår vanligvis i 4-5 h.
  3. Syntese av α, ω-bis(3-aminopropyl)-polydimethyl-metyl-phenylsiloxane
    Merk: Denne delen beskriver syntese fremgangsmåten for en polysiloxane med en molekylvekt ~ 15,500 g·mol-1 og 14 mol % metyl-fenyl siloxane; denne fremgangsmåten kan sammenlignes med PDMS syntese, som er beskrevet i paragraf 1.2.
    1. Degas D4 og APTMDS under vakuum før bruk. Pipetter ca 1,5 g APTMDS bruker en sprøyte. Plass D4meg, Ph på 70 ° C 3-5 h i et vakuum kammer å smelte og homogenize produktet før bruk.
    2. Legg 4,54 g (15.3 mmol) D4, 14.96 g (27.5 mmol) D4meg, Phog 0.9 g (3,6 mmol) av APTMDS i en 100 mL tre-hals runde bunn kolbe, som er utstyrt med en PTFE-belagt sentrifugal rørestang og en nitrogen innløp og utløp.
    3. Legg ~ 26 mg katalysator (fra delen 1.1) og rør reaksjonsblandingen ved 80 ° C i 30 min under en kontinuerlig nitrogen flyt.
    4. Legg 45.5 g (153.4 mmol) D4 dropwise i reaksjonsblandingen, bruker slippe trakt (innen 2-3 h), og ytterligere rør ved 80 ° C i 24 h under en kontinuerlig nitrogen flyt.
      Merk: Reaksjonen kan fortsette over natten.
    5. Fortsett med syntese ved å følge trinn 1.2.5 og 1.2.6.

2. molekylvekt fastsettelse av Polysiloxane

  1. Teoretisk molekylvekt av polysiloxane
    1. Beregne den teoretiske Molekylvekten Equation 1 av polysiloxane i henhold til denne formelen:
      Equation 2(1)
      Her Equation 1 er den nummer gjennomsnittlig Molekylvekten av polydimethylsiloxane m er massen (g) brukte monomerer D4 og APTMDS og n er hvor mye APTMDS i føflekker.
  2. Molekylvekt fastsettelse av polysiloxane av 1H-NMR spektroskopi
    1. Oppløse 10-20 mg polysiloxane i 0,5 mL CDCl3, registrere sin NMR spekter og kalibrere kjemiske Skift [ses] til løsemiddel signalet på 7.26 ppm.
    2. Beregne Molekylvekten Equation 1 av polysiloxane fra integrert verdiene i henhold til denne formelen.
      Equation 3(2)
  3. Molekylvekt fastsettelse av polysiloxane av titrering
    1. Legg til 1,5-2 g polysiloxane i en 250 mL konisk kolbe og oppløse den i 50 mL av THF under kontinuerlig omrøring med magnetic røre bar.
    2. Sjarmere amino grupper med 0,1 M HCl med bromophenol blå til en fargeendring fra blå til gul er observert. Gjenta Serine titreres med tre prøver å beregne tall gjennomsnittlig molekylvekt.

3. syntese av Polysiloxane-urea elastomerer

Merk: Denne delen beskriver syntese fremgangsmåten for en PDMS-basert urea elastomer 10 w % vanskelig-segmentet innhold (HS %) (PDMS: 15 500 g·mol-1).

Equation 4(3)

  1. Legg 2.939 g (11,2 mmol) H12MDI i en 250 mL fire-hals runde bunn reaksjon kolbe, som er utstyrt med en PTFE-belagt sentrifugal rørestang, slippe trakt, og nitrogen innløp og utløp, og oppløse den i 20 mL THF.
    FORSIKTIG: H12MDI er en lav flyktige diisocyanate og forårsaker irritasjon til hud og øyne. Bruk beskyttende hånd vernehansker og vernebriller.
    Merk: Alternativt oppløse H12MDI i THF i en 50 mL kanne og Legg løsningen gjennom en trakt eller et tulip glass i reaksjon kolbe. Deretter skyll begeret og trakt med 10 mL av THF.
    1. Oppløse 45,0 g (2.9 mmol) av degassed PDMS i 100 mL THF; legge til denne løsningen dropwise i H12MDI løsningen bruker slippe trakt under kontinuerlig omrøring og en nitrogen flyt ved romtemperatur. Skyll begeret og slippe trakt med 50 mL av THF og legge til denne løsningen reaksjonsblandingen.
    2. Kontrollere dannelsen av prepolymer via FTIR spektroskopi.
      Merk: Reaksjon fremdriften kan overvåkes på to måter: ved å bruke innebygd eller frakoblet ATR-FTIR spektroskopi.
      1. For inline ATR-FTIR spektroskopi, inn en innebygd ATR-FTIR sonde, som er koblet til spektrometer, sentrale felles i starten av reaksjonen. Bruke store ovale magnetic røre bar i stedet for en PTFE-belagt rørestang. Starte innspillingen spektra av H12MDI løsningen og velg NCO absorpsjon toppen på 2266 cm-1 å følge konverteringen av isocyanate grupper.
      2. For offline ATR-FTIR spektroskopi, ta prøver reaksjonsblandingen bruker en Pasteur pipette og legge noen dråper på ATR krystall. Fordampe løsemiddelet under en nitrogen flyt til en tynn film forblir på ATR krystall overflaten. Registrere spectra på ulike reaksjon stadier (etter at komplett PDMS og etter tillegg av hver del av APTMDS).
    3. Legge til deler av stoichiometric kjeden extender APTMDS prepolymer løsningen.
      Merk: Tillegg av kjeden extender kan fortsette på to måter (se trinn 3.1.3.1 og 3.1.3.2).
      1. Oppløse vektet mengden kjeden Extender-enheten i 5-10 mL THF og legge til løsningen dropwise reaksjonsblandingen ved hjelp av en Pasteur pipette eller slippe trakt, fulgt av skylling igjen med 3 mL THF.
      2. Legge deler av kjeden Extender-enheten i en sprøyte og legger kjeden Extender-enheten dropwise reaksjonsblandingen. I dette tilfellet forsegle fjerde felles bruker en gummipropp septum.
        1. Legge 1.65 g (6.6 mmol) av APTMDS, tilsvarer 80% av det beregnede antallet APTMDS, til prepolymer. Deretter kontroll reaksjonen fremdriften via FTIR spektroskopi.
        2. Deretter legge 0.21 g (0,8 mmol) av APTMDS (i totalt, 90% av det beregnede beløpet) å reaksjonsblandingen og kontrollere reaksjonen fremdriften av FTIR.
        3. Legge 0,1 g (0,4 mmol) av APTMDS (i totalt, 95%) reaksjonsblandingen og kontroll reaksjonen fremgang ved hjelp av FTIR.
        4. Endelig legge den siste delen av kjeden extender (0.102 g, 0.41 mmol) til reaksjonsblandingen og sjekk forsvinningen av NCO absorpsjon bandet FTIR spekteret.
          Merk: Etter at den første delen av kjeden Extender-enheten, en økning i viskositet er kjent.
    4. Hell PSU løsningen i et PTFE-folie-dekket glass Petriskål og fordampe løsemiddelet natten under avtrekksvifte. Videre tørr PSU i et vakuum kammer ved 80 ° C i 12 h.

4. mekanisk testprosedyre

  1. Utarbeidelse av polysiloxane-urea elastomer filmer
    1. Oppløse 7-8 g små PSU biter i 200-250 mL av CHCl3 i en 300 mL konisk kolbe, løst forsegle flasken med et glass stopperen og rør blandingen magnetic røre bar i minst 24 timer. Om nødvendig kan du legge til ekstra deler av løsemidler.
      FORSIKTIG: Kloroform er antagelig kreftfremkallende. Damp kan forårsake døsighet ved innånding. Håndtere kloroform på et godt ventilert sted.
    2. Legg homogen løsningen i et glass Petriskål og dekke det med perforert aluminiumsfolie. La løsemiddelet til å fordampe sakte enten ved å plassere Petriskål i et godt ventilert sted eller en fume hood med sash vinduet åpent.
      Merk: Når du plasserer Petriskål i avtrekksvifte, redusere luftstrømmen hvis mulig. Ekstremt rask fordampning løsemiddel fører til inhomogeneity og dannelsen av ugjennomsiktig flekker i gjennomsiktig filmene.
    3. Tørr filmen på 80 ° C i et vakuum kammer for 12 h.
    4. Nøye fjerne filmen fra glassoverflaten med en liten tynn spatel og lagre PSU filmen i en gjennomsiktig konvolutt på etterfølgende bruk for mekanisk karakterisering.
  2. Stress-belastning tester på polysiloxane-urea elastomer filmer
    1. Forberede utstansede hunden-bein-formet prøver fra PSU filmer etter Keiper45 (type S2). Plass PSU filmen, som er dekket av konvolutt-folier, under en boksesekk kniv enhet med en figur som vist i Figur 4. Trykk spaken ned å sparke ut test prøven og lagre den for minst 72 h ved omgivelsestemperatur (23 ± 2 ° C).
    2. Slå på strekk tester maskinen og datamaskinen. Start programvaren ved å klikke på ikonet. Velg metoden som Strekk test og sjekk hvis riktig laste cellen (100 N) installeres i den teste maskinen.
    3. Velge metoden assistent og sjekk hvis alle innstillingene er riktige. Gå til pre-test og sjekk hvis følgende innstillinger er aktivert: den opprinnelige prøve lengden (L0) på 20 mm, preload på 0,1 MPa og hastigheten til preload på 5 mm/min.
    4. Gå til teste parameteren og sjekk hvis følgende innstillinger aktiveres: hastigheten for fastsettelse av Youngs modul på 1 mm/min, hastigheten til eksempel pause på 25 mm/min, gjenkjenning av prøven pause på 80% Fmax, den fastsettelse av Youngs modul på regresjon, begynnelsen av Youngs modulus vilje på 2% belastning og slutten av Youngs modulus vilje på 6% belastning. La metoden assistent og bytte til hovedvinduet i programvaren.
    5. Trykk på strømknappen på prøvingen apparat og klikk knappen gå til utgangsposisjonen i hovedvinduet i programvaren.
    6. Fjern beskyttelse-folier og inspisere prøven under en cross-polarisator ekskludere noen interne stress. Mål eksempel tykkelsen og prøve bredden du vil bruke en kaliber. Sett deretter inn verdiene for eksempel tykkelsen og bredde til de tilsvarende feltene i hovedvinduet i programvaren.
    7. Fastsette test prøven mellom øvre klem kjevene av prøvingen apparat. Klikk knappen null kraft i hovedvinduet i programvaren. Fikse bunnen av testen prøven mellom bunnen klemkjevene av prøvingen apparat.
      Merk: Hvis overflater av jaws klem slippery, plasser endene av prøven mellom fin-korn emery papir for å hindre prøven sklir under mål.
    8. Klikk start måling for å starte strekk testen.
    9. Etter endt målingen, fortsetter du med trinn 4.2.6 og 4.2.7. Etter bestemmer test prøven mellom øvre klem jaws og velge null kraft, velg knappen gå til startposisjon på hovedvinduet i programvaren. Deretter fikse bunnen av testen prøven mellom bunnen klemkjevene og klikk start måling igjen.
    10. Gjenta trinn 4.2.6 - 4.2.8 for en PSU prøve minst en ytterligere 3 x for statistisk vurdering av Youngs modulus strekkfasthet og forlengelse på pause.
  3. Hysteresis tester på PSU elastomer filmer
    1. Slå på strekk tester maskinen og datamaskinen. Start programvaren ved å klikke på ikonet. Velg metoden som syklisk strekk test og sjekk installasjon av riktig laste cellen (100 N) i den teste maskinen.
    2. Velge metoden assistent og sjekk hvis alle innstillingene er riktige. Gå til pre-test og sjekke om følgende innstillinger aktiveres: den opprinnelige prøve lengden (L0) på 20 mm, preload på 0.05 MPa og hastigheten til preload på 5 mm/min.
    3. Gå til teste parameteren og sjekk aktivering av følgende innstillinger: antall sykluser på 10, setpoint lasting på 100% belastning, setpoint lossing ved 0% belastning, og hastigheten på 25 mm/min. la metoden assistent og Bytt til hovedvinduet i programvaren.
    4. Fortsett med trinnene 4.2.5 - 4.2.8.
    5. Gjenta hysteresis målinger med to for statistiske evalueringer. Beregne den mekaniske hysteresis for hver syklus i henhold til denne formelen.
      Equation 5(4)

5. dyrking prosedyre for HaCaT celler

  1. Varm en cryotube med HaCaT celler og Dulbeccos endret Eagle's medium (DMEM) i et 37 ° C vannbad. Under mikrobiologisk sikkerhet workbench, raskt overføre celle suspensjon slik 10 mL konisk sentrifuge, som er fylt med varm DMEM.
    1. Utsett celle suspensjon for sentrifugering for 6 min 845 x g. Forkaste et flertall av nedbryting bruker en engangs glass Pasteur pipette, som er festet til en vakuumpumpe, og resuspend celle pellet i gjenværende væsken av forsiktig pipettering celle agglomerates opp og ned ved hjelp av en Eppendorf pipette.
    2. Overføre resuspended cellene til en 25 cm2 celle kultur kolbe og legge 9 mL av DMEM, som er supplert med 10% FBS. Inkuber cellene på 37 ± 1 ° C og 5% CO2 i en inkubator kabinett. Kontroller celle spredning daglig benytter en invertert mikroskop. Endre DMEM hver tredje dag til cellene blir subconfluent.
    3. Utføre en celle passasje under sikkerhet workbench ved å fjerne DMEM bruker en engangs glass Pasteur pipette. Legge til 10 mL PBS bufferen å vaske celle laget. Fjerne PBS bufferen bruker en engangs glass Pasteur pipette igjen.
    4. Legge til 1 mL av en trypsin/EDTA løsning 25 cm2 celle kultur kolbe å koble cellene og ruge dem i CO2 inkubator kabinett. Sjekk hvis cellene er til stede i suspensjon, med en invertert mikroskop.
    5. Legge til 3 mL DMEM celle kultur kolbe å deaktivere trypsin. Overføre celle suspensjon slik sentrifuge og underlagt cellene sentrifugering for 6 min 845 x g. Fjerne et flertall av nedbryting, med et glass Pasteur pipette. Resuspend cellene i den gjenværende DMEM og tilsett 10 mL av fersk varm DMEM, som er supplert med 10% FBS.
    6. Overføre 5 mL av cellen suspensjon i hver av 75 cm2 celle kultur flasker og legge 15 mL fersk varm DMEM, supplert med 10% FBS. Dyrke HaCaT cellene på 37 ± 1 ° C og 5% CO2 i CO2 inkubator skap til cellene blir subconfluent.
    7. Gjenta celle passasjen etter trinn 5.1.3 - 5.1.6 men denne gangen, bruke 2 mL av en trypsin/EDTA løsning og 6 mL av DMEM for å deaktivere trypsin.

6. prosedyre for MTS celle levedyktighet analysen ved hjelp av HaCaT celler

Merk: In vitro cytotoksisitet tester ble utført etter Wenzelewski46, bruke celle middels utdrag. PSU prøver og biomedisinsk-grade polyuretan prøver ble sterilisert med etylenoksid.

  1. Kultur HaCaT cellene på 37 ± 1 ° C og 5% CO2 i DMEM, som er supplert med 10% FBS i en 75 cm2 celle kultur kolbe. Bruk cellene for i vitro cytotoksisitet tester, minst etter fjerde passering.
    1. Sammenlegge sterilt prøver av PSU og en referansemateriale (0,7 g) i 50 mL konisk sentrifuge rør og ekstra prøvene med DMEM, uten FBS, for 72 ± 2 h på 37 ° C og 5% CO2 på en utvinning forholdet mellom 0,1 g/mL. Bruk tre ekstrakter for hver PSU prøve. Forberede blind eksempler ved å fylle DMEM, uten FBS, til 50 mL konisk sentrifuge rør og utføre samme utvinning.
    2. På dag 2 av utvinning prosedyren, utfører du cellen avdeling etter trinn 5.1.3 - 5.1.5 med 2 mL av trypsin/EDTA og 6 mL av DMEM. Ta en 100 µL aliquot av cellen suspensjon og legge 100 µL av DMEM. Fra denne utvannet suspensjon, ta 20 µL av aliquot og legge 10 µL av en 0,5% trypan blå løsning stain døde celler.
    3. Inkuber celler for 2 min. Fyll hemocytometer ved hjelp av brønnene og umiddelbart telle celler innenfor de fire kamrene. Beregne antall levedyktig og uholdbare celler for å vurdere celle levedyktighet i prosenter.
      Merk: Alternativt cellene kan telles at en celle teller system.
    4. Frø HaCaT celler (fjerde passasje) i en konsentrasjon på 20 x 103 celler/godt i 200 µL av DMEM i 96-brønnen microplates og ruge celler for 24 h på 37 ° C og 5% CO2.
    5. Dag 3, etter utvinning, legge 10% FBS til ekstrakt og blind prøver og varme prøvene opptil 37 ° C ved hjelp av et vannbad. Fjerne DMEM fra hver sådd godt og erstatte mediet av ekstrakter, blind eksempler og de tilsvarende kontrollene for positive og negative. For hver PSU pakke (Bruk tre utdrag for hver PSU prøve), Pipetter 200 µL av ekstraktet i seks brønner.
    6. Pipetter 200 µL av blind utvalget (DMEM + 10% FBS) i seks brønner. Pipetter 200 µL av frisk DMEM, supplert med 10% FBS (negativ kontroll), i seks brønner. Pipetter 200 µL av positiv kontrollen (DMEM + 10% FBS + 1% SDS) i seks brønner. Inkuber cellene med ekstrakter og kontroller for 24 h på 37 ° C og 5% CO2.
      Merk: For utarbeidelse av en positiv kontroll, utarbeide en 20% SDS løsning i vann og fortynn den med DMEM på 1:2. Deretter videre fortynne den med DMEM å forberede en 1% SDS løsning.
    7. På dag 4, like før slutten av inkubasjon tiden, forberede en lagerløsning av MTS og DMEM uten FBS (hver brønn, bruk 20 µL av MTS løsning + 100 µL av DMEM). Etter inkubasjon tiden, fjerne ekstrakter, blind løsninger og kontroller og Pipetter 120 µL av MTS lager løsningen i hver brønn, samt i seks brønner uten cellene for å fastslå bakgrunnen. Inkuber celler for 4 h på 37° C og 5% CO2.
    8. På dag 4 etter inkubasjonstiden for MTS løsningen, måle absorbansen av hver brønn på 492 nm, likner en microplate. Trekk målt absorbansen av bakgrunnen fra det av frø. Anta at målt absorbansen verdiene fra kontrollen positiv representerer 0% spredning og angir verdiene absorbansen til 0. Anta at målt absorbansen verdiene fra kontrollen negative representerer 100% spredning og angi verdiene til 100.
    9. Beregne celle spredning fra absorbansen verdiene som en prosent av absorbansen verdiene fra negativ kontroll (100% spredning) og positiv kontroll (0% spredning). Evaluere eksempel ekstrakter som viser celle spredning til 81% som ikke cytotoksisk.
      Merk: Ifølge leverandørens informasjon47, måle absorbansen senere. Pipetter 25 µL av en 10% SDS løsning i hver brønn for å stoppe reaksjonen og lagre microplate for opptil 18 h beskyttet fra lys ved romtemperatur i en fuktet kammer.

Representative Results

Ring-kjeden balanse av D4 og D-4meg, Ph med endblocker APTMDS gitt slutter med aminopropyl polydimethylsiloxanes og polydimethyl-metyl-fenyl-siloxane-copolymers, henholdsvis som ble syntetisert med molekylvekt mellom 3000 og 33.000 g·mol-1 ved å justere monomer forholdet mellom D4 og APTMDS (figur 6). Molekylvekt Equation 1 av det forberedt PDMS, som var bestemt fra 1H-NMR spectra (figur 5), var like verdier fra titrering. Disse verdiene ble med de beregnede teoretisk molekylvekt på opptil 15 000 g·mol-1. Under utarbeidelsen av PDMS med høyere molekylvekt var innhentet molekylvekt litt større enn antatt av teoretiske beregning. Copolymerization av de sykliske siloxane med anheng fenyl grupper D4meg, Ph ble ansett som vellykket for litt øke brytningsindeks av polysiloxanes. Brytningsindeks (bestemt bruker Abbe refractometer på 37 ° C) økte fra 1.401 (uendret PDMS) til 1.4356 (14 mol % metyl-fenyl-siloxane) (figur 7). PSU elastomerer ble syntetisert i to trinn forberedt aminopropyl-avsluttet PDMS, alifatisk diisocyanate H12MDI og APTMDS, bruker THF som løsemiddelet. Denne metoden tillater bygging av høy-molekylvekt PSUs med en segmentert av myke segmenter (PDMS) og vanskelig segmenter (diisocyanate + urea). Inline FTIR spektroskopi bekreftet ekstremt rask reaksjon isocyanate grupper med amino gruppene fra PDMS og kjede extender APTMDS (Figur 3 og Figur 8). I motsetning til utarbeidelse av polyuretan elastomerer, som tar flere timer, var utarbeidelse av PSU elastomerer praktisk. Åpenhet og mekaniske egenskaper av PSU elastomerer var avhengig av molekylvekt PDMS. Gjennomsiktig PSU elastomer filmer utstilt en Transmisjon av > 90% opp til en PDMS molekylvekt av 18000 g·mol-1. Høyere PDMS molekylvekt, PSU filmene ble stadig mer ugjennomsiktig (figur 9). Med økningen i molekylvekt PDMS, kan myke PSU elastomerer tilberedes. Den unge modulus av PSU elastomerer redusert fra ~5.5 MPa (med en PDMS molekylvekt av 3000 g·mol-1) til 0,6 MPa (med en molekylvekt av PDMS av ≥26, 000 g·mol-1) (Figur 10). Videre ble mekaniske hysteresis, som ble brukt til å evaluere mekanisk stabilitet under gjentatt anvendt stress, redusert for PSU elastomerer når de ble forberedt fra høy-molekylvekt PDMS. Hysteresis verdiene for den første syklusen på en 100% belastning redusert fra 54% (med en PDMS molekylvekt av 3000 g·mol-1) til 6% (med en PDMS molekylvekt av 33.000 g·mol-1) (Figur 11). Metoden anvendt syntese tillatt utarbeidelse av PSU elastomerer som ikke slipp cytotoksiske rester som eksemplene som vises i cellen levedyktighet tester utført med ekstrakter av noen valgte PSU elastomerer på HaCaT celler (Figur 12).

Figure 1
Figur 1: Syntese av tetramethylammonium-3-aminopropyl-dimethylsilanolate katalysator.
Tetramethylammonium hydroksid pentahydrate (TMAH) og 1,3-Bis(3-aminopropyl)-tetramethyldisiloxane (APTMDS) ble reagert 2t i THF på 80 ° C. Catalyst tetramethylammonium-3-aminopropyl-dimethylsilanolate mottas som en hvit solid etter vask råolje produktet med THF. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 2
Figur 2: syntese rute for slutter med aminopropyl polydimethylsiloxanes (PDMS) og polydimethyl-metyl-fenyl-siloxane-copolymers. Syklisk monomerer D4/D4meg, Ph er equilibrated bruker en disiloxane endblocker APTMDS på 80 ° C for 24 timer med tetramethylammonium-3-aminopropyl-dimethylsilanolate-catalyst. Dette tallet har blitt endret fra Riehle et al. 48. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 3
Figur 3: totrinns syntese av segmenterte polysiloxane-basert urea elastomerer (PSU). I det første trinnet, dannes en prepolymer som inneholder aktive isocyanate grupper etter reaksjon H12MDI med slutter med aminopropyl polysiloxane (R = CH3: PDMS; R = Ph; copolymer). I det andre trinnet er molekylvekt polymer økt via reaksjonen av gjenværende aktive isocyanate grupper med kjede Extender-enheten APTMDS. Den resulterende elastomer er en segmentert polymer bestående av urea vanskelig segmenter og silikon myk segmenter. Dette tallet har blitt endret fra Riehle et al. 48. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 4
Figur 4: spesifikasjon av hunden-bein-formet test prøven for stress belastning tester. Dette tallet er endret fra Keiper45. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 5
Figur 5: 1H-NMR spekter av aminopropyl slutter polydimethylsiloxane. For molekylvekt beregning, integrert verdier av methylene protoner d (ses 2,69 ppm) og b (ses 0.56 ppm) og metyl protoner en (ses ~ 0,07 ppm) ble benyttet. Topp c (ses ~1.5 ppm) er kledde av den HDO peak49, tilsvarer proton utveksling av vann spor med løsemiddel CDCl3; Derfor brukes denne toppen ikke til å beregne Molekylvekten. PDMS molekylvekt i dette spekteret er ~ 16,365 g·mol-1. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 6
Figur 6: Lineær sammenheng mellom Molekylvekten Equation 6 aminopropyl-avsluttet polydimethylsiloxanes og endblocker konsentrasjon. Equation 1 verdier var bestemt via 1H-NMR spektroskopi, Serine amino slutten grupper og teoretisk beregningen i henhold til formelen (1). Dette tallet er gjengitt med tillatelse fra Riehle et al. 48. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 7
Figur 7: Refractive indekser i aminopropyl slutter polydimethyl-metyl-fenyl-siloxane-copolymers. Refractive indekser (RI) av polydimethyl-metyl-fenyl-siloxane-copolymers ble bestemt ved 20 ° C (svarte firkanter) og 37 ° C (røde sirkler) bruker en Abbe refractometer. RI verdiene lineært økt med mengden innarbeidet metyl-fenyl-siloxane enhetene. RI verdiene 0 mol % representerer de fra uforandret PDMS med en molekylvekt sammenlignes med polydimethyl-metyl-fenyl-siloxane-copolymers. En optimal RI av 1.4346 (37 ° C) ble oppnådd for en kopolymer 14 mol % av methyl-fenyl-siloxane. Dette tallet har blitt gjengitt med tillatelse fra Riehle et al. 48. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 8
Figur 8: Isocyanate konvertering under syntese av polydimethylsiloxane-urea (PSU). Denne illustrasjonen viser en tidsavhengige tomt NCO absorpsjon bandet på 2,266 cm1 etterfulgt av innebygde FTIR-ATR spektroskopi under syntesen av PSU. Etter tillegg av aminopropyl slutter polydimethylsiloxane redusert høyden på NCO bandet, indikativ av dannelsen av NCO slutter prepolymer kjeder. Etter tillegg av kjeden extender APTMDS forsvunnet NCO bandet fra IR-spectra. Dette tallet har blitt gjengitt med tillatelse fra Riehle et al. 50. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 9
Figur 9: avhengighet av Transmisjon av PSU elastomer filmer på 750 nm og molekylvekt av polydimethylsiloxane. Transmisjon av PSU filmene ble bestemt av UV-Vis spektroskopi. Transmisjon av PSUs på 750 nm (øvre kant av det synlige spekteret) var > 90% hvis PSUs ble syntetisert PDMS med molekylvekt varierer mellom 3000 og 18 000 g·mol-1. Med et økende molekylvekt av PDMS økt ugjennomsiktigheten av filmer. Dette tallet har blitt gjengitt med tillatelse fra Riehle et al. 48. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 10
Figur 10: Youngs modul av PSU elastomerer som en funksjon av molekylvekt av polydimethylsiloxane. Young's moduli (YM) var bestemt fra stress-belastning målinger PSU filmer. Verdiene uttrykkes som en middelverdien fra fem gjentatte målinger. Feilfeltene representerer standardavviket. Størst nedgang av YM ble observert for PSUs fra PDMS varierer fra 3000 til 9000 g·mol-1. PDMS molekylvekt mellom 12 000 og 18 000 g·mol-1var YM verdier mellom 1,5 MPa og 1,0 MPa. Molekylære vekter større enn 26 000 g·mol-1var YM verdier ~0.6 MPa. Dette tallet har blitt gjengitt med tillatelse fra Riehle et al. 48. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 11
Figur 11:100 % hysteresis kurver av PSU elastomerer. Første-syklus hysteresis kurver av PSU elastomerer på 100% forlengelse vises. Notasjonen polymer refererer til PDMS-molekylvekt (f.eksPSU-3T er en polyurea elastomer forberedt fra PDMS med en molekylvekt av 3000 g·mol-1). Den høyeste mekanisk hysteresis (43% - 54%) ble observert i PSU elastomerer fra lav-molekylvekt PDMS, som angitt av uttales hysteresis kurvene. Hysteresis redusert med økningen i molekylvekt PDMS fra 14% (15.000 g·mol-1) til 6% (33.000 g·mol-1). Dette tallet har blitt gjengitt med tillatelse fra Riehle et al. 48. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figure 12
Figur 12: Resultatene av i vitro cytotoksisitet tester på HaCaT cellene behandlet med PSU ekstrakter. Denne illustrasjonen viser celle spredning HaCaT cellene behandlet med cellen middels ekstrakter av PSU elastomerer. Verdiene uttrykkes som middelverdien fra tre testet ekstrakter per prøve, med seks gjentatte målinger for hver ekstra (18 replikat i totalt). Feilfeltene representerer standardavviket fra disse målingene. Tomt representerer cellen medium DMEM (uten utvalget), som ble behandlet slik som cellen mediet brukes for utvinning. En medisinsk kvalitet polyether uretan ble valgt som referansematerialet. Silikonbasert polyurea elastomerer (PSU-18T PSU-16T og PSU-14Ph) ble valgt som representant test prøver, som var basert på PDMS med molekylvekt av 18 000 og 16.000 g·mol-1 (PSU-18T og PSU-16T), mens PSU-14Ph var basert på en polydimethyl-metyl-fenyl-siloxane-copolymer med 14 mol % av methyl-fenyl-siloxane og en molekylvekt av ~ 16,600 g·mol-1. Mener spredning av HaCaT celler, behandlet med ekstrakter av PSU elastomerer og referanse polyuretan var 100% og høyere. Ekstrakter av PSU elastomerer og referanse polyuretan er derfor ikke cytotoksisk. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Discussion

For å oppnå høy-molekylvekt slutter med aminopropyl PDMS via ring-kjeden balanse, bruker en vannfri, er sterkt grunnleggende catalyst avgjørende. Andre vanligvis anvendt katalysatorer, som tetramethylammonium hydroksid (TMAH) eller kaliumhydroksid (KOH), inneholder vann rester, som fremmer siden reaksjoner; Derfor oppnås en blanding av difunctional, monofunctional og ikke-fungerende PDMS kjeder med lignende molekylvekt44. Videre, hvis TMAH brukes, reaksjonen krever > 48 timer etter ferdigstillelse og gjør ikke alltid gå med komplett monomer forbruk44.

Spesielt veiing av endblocker APTMDS er avgjørende for å få den ønskede Molekylvekten av PDMS. For eksempel, i stedet for 0.9 g APTMDS, hvis 0,85 g brukes til å syntetisere PDMS, som beskrevet i Seksjon 2.1 av protokollen, dette ville føre til en teoretisk molekylvekt av ca > 900 g·mol-1. I tillegg er den teoretiske Molekylvekten avhengig for konvertering. Hvis syklisk siden produktene ikke er betydelig fjernet via vakuumdestillasjon, oppnås en høy konverteringsverdi. For eksempel vil bruke samme syntese fremgangsmåte (som i Seksjon 2.1 av protokollen), ville en beregnet konvertering av 90% føre til en teoretisk beregnet molekylvekt; Denne verdien er 910 g·mol-1 større enn hvis en konvertering av 85% antas. Avvik i polysiloxane molekylvekt fastsettelse av titrering er muligens relatert til vekt av PDMS i flasker, spesielt hvis en 50 mL burette brukes for titrering. Et avvik knyttet til veier 0,06 g av polysiloxane kan føre til en beregnet forskjell på ~ 650 g·mol-1. Derfor, bruk av en halvautomatisk titrator anbefales.

Brytningsindeks av PDMS kan økes ved inkorporering av fenyl grupper17,51, halogenerte fenyl grupper52eller svovel-inneholdende grupper53. Forsøk å innlemme fenyl grupper i PDMS via copolymerization av octaphenylcyclotetrasiloxane (D4Ph) som beskrevet av Yilgör og Riffle McGrath54 var mislykket vilkår anvendt reaksjon muligens fordi store ringen ryggraden gjorde det umulig for anvendt katalysator å bryte opp siloxane obligasjoner ved valgte reaksjon temperatur. D4Ph ringen kan åpnes hvis KOH brukes ved reaksjon temperatur på 160 ° C. Men er polysiloxanes av ekstremt høy molekylvekt oppnådd, som antagelig inneholder store mengder nonfunctional urenheter. I tillegg fjerning av katalysator KOH i disse copolymers er ikke enkelt og krever en nøytralisering trinn bruker ethanolic HCl, etterfulgt av en vandig utvinning av katalysator. Og har PDMS å bli oppløst i en organisk løsemiddel, som CH2Cl2, for å skille den vandige fasen fra organiske PDMS inneholder fase. Til slutt, den organiske fasen må tørkes over MgSO4, etterfulgt av filtrering og vakuumdestillasjon bruker en roterende fordamperen54. Derimot metoden presentert i dette manuskriptet gir katalysator være fjernet umiddelbart via Termisk nedbrytning. Derfor istedenfor å bruke solid monomer D4Ph, er fenyl grupper ble introdusert i PDMS ryggraden ved copolymerization av flytende monomer D4meg, Ph, som bekreftes av 29Si-NMR spektroskopi50.

De syntetiserte PSU elastomerer utstilt YM på 0,6 - 5,5 MPa og høy elastisitet med forlengelse verdier på opptil 1000%. Slike høy forlengelse verdier var knyttet ikke bare til polymer segmentert strukturen men også til høy molekylvekt av PSU elastomerer (Equation 1 > 100 000 g·mol-1)48. En umiddelbar reaksjon oppstår mellom den amino og alifatisk isocyanyate grupper i romtemperatur, fører til raskt økende molekylvekt. Dette resultatet ble videre støttet av gjennomføre reaksjonen i et løsemiddel, fordi en svak økning i viskositet ikke synes å senke farten reaksjon betydelig, som ellers ville påvirket dramatisk molekylvekt for en nesten balansert stoichiometric forhold. Derimot når en korte kjeden diol, som 1,4-butandiol, ble brukt som kjeden Extender-enheten, var de resulterende polyuretan-urea elastomerer ikke bare mindre elastisk, men også tapt betydelig mekanisk stabilitet, spesielt hvis høy-molekylvekt PDMS var brukes for syntese. Dette resultatet var antagelig knyttet til de betydelig lav molekylvekt av elastomerer (resultater ikke publisert), tilsvarer ufullstendig konvertering av alle isocyanate grupper i den siste fasen av polyaddition. I tillegg påvirket forskjeller i reaktivitet mellom amino og hydroksyl mot alifatisk diisocyanates dramatisk resultatene i vitro cytotoksisitet tester. Ekstrakter av PSU elastomer utarbeidet av amino-kjeden extender APTMDS ikke viser noen cytotoksiske effekt på HaCaT cellene (Figur 12). Men hvis ekstrakter av en siloxane-baserte polyuretan-urea elastomer ble brukt, celle levedyktigheten ble drastisk redusert (resultater ikke publisert), som var muligens relatert til lav-molekylvekt leachables og gjenværende Ureagert isocyanate grupper.

Denne protokollen beskriver en praktisk metode for å forberede amino tverrfunksjonelle polysiloxanes, som kan senere brukes som macrodiamines for å syntetisere høy-molekylvekt, myk og elastisk polysiloxane-urea elastomerer. Som mekanisk egenskapene til telefoni kan varieres etter molekylvekt PDMS, er det mulig å bruke disse polymerer i andre programfelt. Videre kan fremgangsmåten for å forberede amino-fungerende polysiloxanes brukes for innføring av siden grupper, for eksempel vinyl grupper, via copolymerization av en syklisk siloxane med anheng vinyl grupper (resultater vises ikke). Dette kan åpne opp nye programfelt, inkludert utarbeidelse av myke krysskoblet polysiloxane gels (f.eksved Pt-katalysert hydrosilylation med en hydrid funksjonell silikon eller UV-aktivert thiol-ene tillegg av mercapto-fungerende PDMS)) resultater vises ikke).

Disclosures

Forfatterne har ingenting å fortolle.

Acknowledgments

Forfatterne gjerne takke Federal Utdannings og forskning (BMBF) for finansiering dette arbeidet under gi nummer 13FH032I3. Økonomisk støtte av Deutsche Forschungsgemeinschaft (DFG, Gepris prosjektet 253160297) er takknemlig anerkjent. Forfatterne videre liker å uttrykke sin takk til Priska Kolb og Paul Schuler fra Universitetet i Tübingen for 1H-NMR og 29Si-NMR målinger. Takk er også på grunn av CSC Jäkle Chemie GmbH & Co. KG for sin forsyning av H12MDI. Forfatterne vil takke Herbert Thelen og André Lemme fra Biotronik for å utføre etylen etylenoksid PSU prøvene og Lada Kitaeva (Reutlingen University) for sin støtte med stress-belastning og hysteresis mål.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Octamethylcyclotetrasiloxane (D4), 97 % ABCR GmbH AB111277 presumably impairs fertility, must be degassed before use
CAS: 556-67-2
1,3-Bis(3-aminopropyl)-tetramethyldisiloxane, 97% ABCR GmbH 110832 sensitive to air, must be stored under nitrogen
CAS: 2469-55-8
2,4,6,8-Tetramethyl-2,4,6,8-tetraphenylcyclotetrasiloxane  Sigma Aldrich 40094 technical grade
CAS: 77-63-4
Tetramethylammonium hydroxide pentahydrate Alfa Aesar L09658 toxic if swallowed and upon skin contact, strong base, sensitive to air, hygroscopic, store under refrigeration and under nitrogen
CAS: 10424-65-4
4,4¢-Methylenbis(cyclohexylisocyanate) (H12MDI) Covestro via CSC Jäkle Chemie GmbH & Co. KG toxic if inhaled, skin and eye irritant
CAS: 5124-30-1
Tetrahydrofuran (anhydrous) 99.8 % Alfa Aesar 44608 stabilized with BHT
CAS: 109-99-9
Chloroform 99 % Grüssing GmbH Analytica 1025125000 stabilized with ethanol, presumably carcinogenic, can impair fertility and cause damage to an unborn child
CAS: 67-66-3
Chloroform-d, 99.8 % Sigma Aldrich 151823 CAS: 865-49-6
Dulbecco's modified Eagle's medium (DMEM) high glucose Thermo Fisher Scientific Life Technologies GmbH 41965-039
Fetal bovine serum (FBS) Thermo Fisher Scientific Life Technologies GmbH A3160801
Trypsin/EDTA, 0.25 % phenol red Thermo Fisher Scientific Life Technologies GmbH 25200056
Cell Titer Aqueous One Solution cell proliferation assay (MTS) Promega GmbH G3580
HaCaT-cells CLS Cell Lines Service GmbH 300493
BioComFold  Morcher GmbH foldable accommodating intraocular lens
Accommodative 1CU Human Optics AG foldable accommodating intraocular lens
CrystaLens  Bausch and Lomb Inc. foldable accommodating intraocular lens
Silmer OH-Di10 Siltech Corp. Carbinol-terminated Polydimethylsiloxane
Synchrony  Visiogen Inc. dual-optic foldable accommodating intraocular lens
Elast-Eon AorTech International plc thermoplastic PDMS-PHMO-based polyurethane for medical applications
Pellethane 2363-80A Lubrizol Life Sciences thermoplastic polyether-based polyurethane for medical applications
Zwick universal tensile testing machine model 81565 and software testXpert II Zwick GmbH & Co. KG tensile testing machine
CASY Roche Innovatis AG cell counting system
Multisizer Beckman Coulter Life Sciences cell counting system

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Berman, E. R. Biochemistry of the Eye. , Springer Science and Business Media. New York, NY. (1991).
  2. Bozukova, D., Pagnoulle, C., Jérôme, R., Jérôme, C. Polymers in modern ophthalmic implants-Historical background and recent advances. Materials Science and Engineering: R: Reports. 69 (6), 63-83 (2010).
  3. Kohnen, T., Baumeister, M., Kook, D., Klaproth, O. K., Ohrloff, C. Kataraktchirurgie mit Implantation einer Kunstlinse. Deutsches Ärzteblatt International. 106 (43), 695-702 (2009).
  4. Lace, R., Murray-Dunning, C., Williams, R. Biomaterials for ocular reconstruction. Journal of Materials Science. 50 (4), 1523-1534 (2015).
  5. Ong, H. S., Evans, J. R., Allan, B. D. S. Accommodative intraocular lens versus standard monofocal intraocular lens implantation in cataract surgery. Cochrane Database of Systematic Reviews. 5 (5), 1-44 (2014).
  6. Sheppard, A. L., Bashir, A., Wolffsohn, J. S., Davies, L. N. Accommodating intraocular lenses: a review of design concepts, usage and assessment methods. Clinical and Experimental Optometry. 93 (6), 441-452 (2010).
  7. Menapace, R., Findl, O., Kriechbaum, K., Leydolt-Koeppl, C. Accommodating intraocular lenses: a critical review of present and future concepts. Graefe's Archive for Clinical and Experimental Ophthalmology. 245 (4), 473-489 (2007).
  8. Dick, H. B. Accommodative intraocular lenses: current status. Current Opinion in Ophthalmology. 16 (1), 8-26 (2005).
  9. De Groot, J. H., et al. Hydrogels for an Accommodating Intraocular Lens. An Explorative Study. Biomacromolecules. 4 (3), 608-616 (2003).
  10. Nishi, O., et al. Refilling the lens with an inflatable endocapsular balloon: surgical procedure in animal eyes. Graefe's Archive for Clinical and Experimental Ophthalmology. 230 (1), 47-55 (1992).
  11. Nishi, O., Nishi, K. Accommodation amplitude after lens refilling with injectable silicone by sealing the capsule with a plug in primates. Archives of Ophthalmology. 116 (10), 1358-1361 (1998).
  12. Nishi, O., Nishi, K., Mano, C., Ichihara, M., Honda, T. Lens refilling with injectable silicone in rabbit eyes. Journal of Cataract & Refractive Surgery. 24 (7), 975-982 (1998).
  13. Nishi, O., Nakai, Y., Mizumoto, Y., Yamada, Y. Capsule opacification after refilling the capsule with an inflatable endocapsular balloon. Journal of Cataract & Refractive Surgery. 23 (10), 1548-1555 (1997).
  14. Koopmans, S. A., et al. Accommodative Lens Refilling in Rhesus Monkeys. Investigative Ophthalmology & Visual Science. 47 (7), 2976-2984 (2006).
  15. de Groot, J. H., et al. Injectable intraocular lens materials based upon hydrogels. Biomacromolecules. 2 (3), 628-634 (2001).
  16. Hao, X., et al. Functionalised polysiloxanes as injectable, in situ curable accommodating intraocular lenses. Biomaterials. 31 (32), 8153-8163 (2010).
  17. Hao, X., et al. High refractive index polysiloxane as injectable, in situ curable accommodating intraocular lens. Biomaterials. 33 (23), 5659-5671 (2012).
  18. Han, Y. K., et al. In vitro and in vivo study of lens refilling with poloxamer hydrogel. British Journal of Ophthalmology. 87, 1399-1402 (2003).
  19. Glasser, A. Accommodation: Mechanism and Measurement. Ophthalmology Clinics. 19 (1), 1-12 (2006).
  20. Glasser, A. Restoration of accommodation. Current Opinion in Ophthalmology. 17 (1), 12-18 (2006).
  21. Tomas-Juan, J., Murueta-Goyena, L. A. Axial movement of the dual-optic accommodating intraocular lens for the correction of the presbyopia: Optical performance and clinical outcomes. Journal of Optometry. 8 (2), 67-76 (2015).
  22. McLeod, S. D., Vargas, L. G., Portney, V., Ting, A. Synchrony dual-optic accommodating intraocular lens: Part 1: Optical and biomechanical principles and design considerations. Journal of Cataract & Refractive Surgery. 33 (1), 37-46 (2007).
  23. McDonald, J. P., et al. Sarfarazi Elliptical Accommodating IntraOcular Lens (EAIOL) in Rhesus Monkey Eyes In Vitro and In Vivo. Investigative Ophthalmology & Visual Science. 44 (13), 256 (2003).
  24. Ossma, I. L., et al. Synchrony dual-optic accommodating intraocular lens: Part 2: Pilot clinical evaluation. Journal of Cataract & Refractive Surgery. 33 (1), 47-52 (2007).
  25. Alio, J. L., Plaza-Puche, A. B., Montalban, R., Ortega, P. Near visual outcomes with single-optic and dual-optic accommodating intraocular lenses. Journal of Cataract Refractive Surgery. 38 (9), 1568-1575 (2012).
  26. Chen, Q., Liang, S., Thousas, G. A. Elastomeric biomaterials for tissue engineering. Progress in Polymer Science. 38, 584-671 (2013).
  27. Ward, R. S., Jones, R. L. Polyurethanes and Silicone Polyurethane Copolymers. Comprehensive Biomaterials. Ducheyne, P. , Elsevier Science. 431-477 (2011).
  28. Yoda, R. Elastomers for biomedical applications. Journal of Biomaterials Science, Polymer Edition. 9 (6), 561-626 (1998).
  29. Nicolson, P. C., Vogt, J. Soft contact lens polymers: an evolution. Biomaterials. 22 (24), 3273-3283 (2001).
  30. Adhikari, R., Gunatillake, P. A., McCarthy, S. J., Meijs, G. F. Mixed macrodiol-based siloxane polyurethanes: effect of the comacrodiol structure on properties and morphology. Journal of Applied Polymer Science. 78 (5), 1071-1082 (2000).
  31. Sheth, J. P., et al. Structure-property behavior of poly(dimethylsiloxane) based segmented polyurea copolymers modified with poly(propylene oxide). Polymer. 46 (19), 8185-8193 (2005).
  32. Yilgor, I., Yilgor, E. Silicone-urea copolymers modified with polyethers. ACS Symposium Series. 964, Science and Technology of Silicones and Silicone-Modified Materials. 100-115 (2007).
  33. Elast-Eon biocompatible polyurethane - CSIROpedia. , Available from: https://csiropedia.csiro.au/elast-eon-biocompatible-polyurethane/ (2008).
  34. Gunatillake, P. A., Meijs, G. F., McCarthy, S. J., Adhikari, R. Poly(dimethylsiloxane)/poly(hexamethylene oxide) mixed macrodiol based polyurethane elastomers. I. Synthesis and properties. Journal of Applied Polymer Science. 76 (14), 2026-2040 (2000).
  35. Adhikari, R., Gunatillake, P. A., McCarthy, S. J., Meijs, G. F. Low-modulus siloxane-based polyurethanes. I. Effect of the chain extender 1,3-bis(4-hydroxybutyl)1,1,3,3-tetramethyldisiloxane (BHTD) on properties and morphology. Journal of Applied Polymer Science. 83 (4), 736-746 (2002).
  36. Adhikari, R., Gunatillake, P. A., McCarthy, S. J., Bown, M., Meijs, G. F. Low-modulus siloxane-polyurethanes. Part II. Effect of chain extender structure on properties and morphology. Journal of Applied Polymer Science. 87 (7), 1092-1100 (2003).
  37. Martin, D. J., et al. Polydimethylsiloxane/polyether-mixed macrodiol-based polyurethane elastomers: biostability. Biomaterials. 21 (10), 1021-1029 (2000).
  38. Simmons, A., et al. Long-term in vivo biostability of poly(dimethylsiloxane)/poly(hexamethylene oxide) mixed macrodiol-based polyurethane elastomers. Biomaterials. 25 (20), 4887-4900 (2004).
  39. Gunatillake, P. A., Martin, D. J., Meijs, G. F., McCarthy, S. J., Adhikari, R. Designing biostable polyurethane elastomers for biomedical implants. Australian Journal of Chemistry. 56 (6), 545-557 (2003).
  40. Briganti, E., et al. Silicone based polyurethane materials: a promising biocompatible elastomeric formulation for cardiovascular applications. Journal of Materials Science: Materials in Medicine. 17 (3), 259-266 (2006).
  41. Lim, F., Buchko, C., Shah, A., Simhambhatla, M. Medical device formed of silicone-polyurethane. U.S. Patent Application. , 09/879,023 (2002).
  42. Ward, R., Anderson, J., McVenes, R., Stokes, K. In vivo biostability of polysiloxane polyether polyurethanes: Resistance to biologic oxidation and stress cracking. Journal of Biomedical Materials Research Part A. 77 (3), 580-589 (2006).
  43. Hermans, E. A., et al. Development of a ciliary muscle-driven accommodating intraocular lens. Journal of Cataract & Refractive Surgery. 34 (12), 2133-2138 (2008).
  44. Hoffman, J. J., Leir, C. M. Tetramethylammonium 3-aminopropyl dimethylsilanolate-A new catalyst for the synthesis of high purity, high molecular weight α,ω-bis(aminopropyl) polydimethylsiloxanes. Polymer International. 24, 131-138 (1991).
  45. Keiper, F. D. I. N. Prüfung von Kautschuk und Elastomeren - Bestimmung von Reißfestigkeit, Zugfestigkeit, Reißdehnung und Spannungswerten im Zugversuch. Deutsches Institut für Normung e.V. , (2017).
  46. Wenzelewski, K. DIN EN ISO 10993-5. Biologische Beurteilung von Medizinprodukten - Teil 5: Prüfungen auf In-vitro-Zytotoxizität (ISO 10993-5:2009); Deutsche Fassung EN ISO 10993-5:2009. Deutsches Institut für Normung e.V. , (2009).
  47. Promega. CellTiter 96® AQ One Solution Cell Proliferation Assay. Technical Bulletin. , Available from: https://www.promega.com/-/media/files/resources/protocols/technical-bulletins/0/celltiter-96-aqueous-one-solution-cell-proliferation-assay-system-protocol.pdf (2012).
  48. Riehle, N., et al. Influence of PDMS molecular weight on transparency and mechanical properties of soft polysiloxane-urea-elastomers for intraocular lens application. European Polymer Journal. 101, 190-201 (2018).
  49. Gottlieb, H. E., Kotlyar, V., Nudelman, A. NMR Chemical Shifts of Common Laboratory Solvents as Trace Impurities. Journal of Organic Chemistry. 62 (21), 7512-7515 (1997).
  50. Riehle, N., Götz, T., Kandelbauer, A., Tovar, G. E. M., Lorenz, G. Data on the synthesis and mechanical characterization of polysiloxane-based urea-elastomers prepared from amino-terminated polydimethylsiloxanes and polydimethyl-methyl-phenyl-siloxane-copolymers. Data in Brief. 18, 1784-1794 (2018).
  51. Christ, R., Nash, B. A., Petraitis, D. J. Optically clear reinforced silicone elastomers of high optical refractive index and improved mechanical properties for use in intraocular lenses. U.S. Patent 5494946 A. , (1993).
  52. Jha, G. S., Seshadri, G., Mohan, A., Khandal, R. K. Sulfur containing optical plastics and its ophthalmic lenses applications. e-Polymers. 8 (1), 376-402 (2008).
  53. Rogulska, M., Kultys, A., Olszewska, E. New thermoplastic poly(thiourethane-urethane) elastomers based on hexane-1,6-diyl diisocyanate (HDI). Journal of Thermal Analysis and Calorimetry. 114 (2), 903-916 (2013).
  54. Yilgör, I., Riffle, J. S., McGrath, J. E. Reactive Siloxane Oligomers. Reactive Oligomers. Harris, F. W., Spinelli, H. J. , American Chemical Society. Washington, DC. 161-174 (1985).

Tags

Kjemi problemet 145 segmentert polysiloxane-urea elastomerer polydimethylsiloxane ring-kjeden balanse brytningsindeks mekaniske egenskaper mekanisk hysteresis celle levedyktighet biomedisinsk program
Syntese av myke Polysiloxane-urea elastomerer for intraokulært linsen program
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Riehle, N., Thude, S., Kandelbauer,… More

Riehle, N., Thude, S., Kandelbauer, A., Tovar, G. E. M., Lorenz, G. Synthesis of Soft Polysiloxane-urea Elastomers for Intraocular Lens Application. J. Vis. Exp. (145), e58590, doi:10.3791/58590 (2019).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter