המחברים מבקשים להודות הקרן הלאומית למדע דרך מרכז מחקר הנדסי Biomaterials מהפכה מתכתיים (ERC-0,812,348) וחינוך לתואר ראשון ננוטכנולוגיה (EEC 1,242,139) בבקשה שישתתף במימון.

כל הפרוטוקול אחרי קווים מנחים של A צפון קרוליינה &amp; T סטייט משרד מחקר התאימות והאתיקה. 1. הכנת מזון לחומרי קראטין הפקת 4 <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כדי להכין 1,000 מ&quot;ל של 2% wt / כרך פתרון חומצה peracetic (PAS), תחת במנדף להוסיף 20 מ&quot;ל של חומצה peracetic כדי 980 מ&quot;ל של Deionized (DI) מים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כדי להכין 1,000 מ&quot;ל של 100 פתרון בסיס מ&quot;מ טריס (TBS), להוסיף 12.2 גרם של טריס בסיס 1,000 מ&quot;ל מים DI ומערבבים עד שהיא נמסה לחלוטין. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> כן פתרון חומצה הידרוכלורית מדולל (DHAS) במנדף ידי שפיכת 4 מיליליטר של חומצה הידרוכלורית מרוכזת לתוך 30 מ&quot;ל מי DI. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לרכוש כ 20 גרם של קטעי שיער אדם שלא טופלו או שינו כימיים. שיער יכול להיות בכל אורך. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> שטפו את השיער ביסודיות, ביד, עם מים חמים וסבון. השתמש ללא יונים (DI) מים עבור השטיפה הסופית. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> שים את השיער לשני 600 מ&quot;ל כוסות ומכניסים o 80 ºCven עבור שעה 1. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מסננים את הנוזל מתחתית הכוס ומניחים ומחזירים לתנור עד שיער יבש לחלוטין. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> פרד יבשי שיער באופן שווה בין 600 מיליליטר הכוסות, הצבת 10 גרם של השיער לתוך כל כוס. אל תאפשר את השיער כדי למלא יותר מ -500 מ&quot;ל. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> יוצקים 500 מ&quot;ל של PAS לתוך כל כוס והקפד לכסות את כל השיער. מכסה את הכוסות עם parafilm ולאחסן למשך 12 שעות. </li></ol> 2. הכנת פתרון חלץ קראטין <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הפרד את השיער מן PAS באמצעות מסננת 500 מיקרומטר. אסוף את PAS פסולת במיכל נפרד. יש לשטוף את השיער היטב במים DI להסיר כל PAS שאריות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים את השיער שטפה בבקבוק 500 מ&quot;ל. יוצקים 400 מ&quot;ל של TBS לתוך הבקבוק, ולוודא כי השיער מכוסה. בקבוק מקום באמבט רועד המוגדר 38 ºC, 65 סל&quot;ד במשך שעה 1. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> אחרי שעה 1, להסיר מן רעד אמבטיה ויוצקים את הנוזל, כ 400 מ&quot;ל של תמיסת מיצוי קרטין (KES), אניn כדי מבחנה 1,000 מ&quot;ל. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> יוצקים 400 מ&quot;ל מים DI לתוך הבקבוק המכיל את השיער על מנת להבטיח כי השיער מכוסה ומניחים לאחור באמבטיה רעד במשך שעה 1. הסר את הבקבוק מהאמבטיה הרועדת ויוצק את 400 מיליליטר הנותר של KES לתוך כוס 1,000 מיליליטר עם KES גבה. השיער אינו נחוץ עוד וניתן זרקה מתוך הבקבוק וזנוח ב למיכל האשפה הקרוב. </li></ol> 3. ריכוז של פתרון חלץ קראטין <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מלאו אמבטיה rotodistiller לשורה העליונה עם מים מזוקקים ולהגדיר עד 90 ºC. סיבוב גדר מהיר 200 סל&quot;ד. הפעל ילר-משאבת קירור ומוגדר -10 ºC. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> באמצעות מד pH לפקח על pH של KES, להשתמש פיפטה להוסיף באיטיות 1 מ&quot;מ DHAS אל KES עד להגעה pH 7.0. מערבבים לאט כפתרון מתווסף. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> יוצקים את KES לנטרל לתוך הבקבוק 500 מ&quot;ל מסביב לתחתית עד כרבע מלא. הפעל את המזקק פי יצרןפרוטוקול עבור 1.25 שעות. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> חזור על שלב 3.3 עד שכל KES כבר מזוקק. ודא כי את הבקבוק מחובר בחוזקה. </li></ol></li></ol> 4. דיאליזה של פתרון חלץ קראטין <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> יוצקים פתרון KES שווה ל -12 צינורות חרוטי 14 מ&quot;ל נפרד. צנטריפוגה צינורות ב 1,050 XG במשך 10 דקות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> יוצק את KES centrifuged לתוך מבחנה נקיה, מוודא לשפוך מן הפסולת שנאספה. חזור על הפעולה עד כל KES כבר centrifuged. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ממלאי 2,000 מיליליטר סיים גליל עם מים די. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> חותכי קרום תאי צינורות דיאליזה עד 24 אינץ &#39;, קליפ קצה אחד של צינור להחזיק אותו בחוזקה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> טובל את האורך של צינור בצילינדר של מים די כדי להפוך אותו ליותר גמיש קל יותר לפתוח. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> פתח את הקצה שאינו גזומה של קרום התאי צינורות דיאליזה ולאט לאט לשפוך 60 מיליליטר של תמיסת KES centrifuged לתוך צינורות. השתמש קליפ אחר להיסגר בסוף זה של הצינור. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> שים את diצינור alysis בצילינדר 2,000 מ&quot;ל מים DI ולאפשר לשבת במשך 24 שעות. להחליף את המים DI בצילינדר בכל שעה 3 עד 4. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לאחר תקופה של 24 שעות, רוקן את הפתרון KES dialyzed לצנצנות כתרים, להיות בטוח להשאיר מקום בחלק העליון ומניחים במקפיא ב -20 ° C למשך 24 שעות. </li></ol> 5. Lyophilization של פתרון חלץ קראטין <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הגדר את lyophilizer כדי -86 ºC. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את צנצנות ובהן קפוא KES מהמקפיא, לקחת את הפקקים של צנצנות, ולהכניס אותם לתוך אמפולות מייבש ההקפאה. מניחים את החותמות על אמפולות סובבו את הכפתור יוצר לחץ ואקום של 0.133 mbar. Lyophilize דגימות במשך כ -48 שעות, עד שכל הלחות נעלם. </li></ol> 6. הכנת פתרונות Electrospinning (10% WT פתרון קראטין) <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> הסר את אבקת קראטין מן lyophilizer ולשקול אותו. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מוסיפים מים DI אל אבקת קראטין ליצור משקל 10% משקל /פתרון קראטין. </li></ol> 7. הכנת פתרון 10% wt PCL <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השג PCL (פולימר ε-caprolactone, Mn 70 - 90 KDA), ו trifluoroethanol (TFE). כן 10% לפי משקל PCL ב TFE ידי ערבוב O / N ולקבל תערובת הומוגנית. </li></ol> הכנת 8. פתרון קראטין / PCL <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השג את הפתרון PCL 10% WT הכין בעבר ו -10% WT פתרון קרטין. להוסיף קרטין לתוך ירידת פתרון PCL חכם על מנת ליצור 10 מיליליטר PCL / פתרונות קרטין של 90:10, 80:20, 70:30, ו 60:40 יחסים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השתמש vortexer כדי לקבל תערובת הומוגנית של פתרון PCL / קראטין לפני electrospinning. </li></ol> הפקת 9. electrospun PCL / סיבי קרטין <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניח כ -8 מיליליטר של פתרון PCL / קראטין מזרק 10 מיליליטר פנוי מצויד עם צינור פלסטיק בקוטר 0.5 מ&quot;מ. יש להכניס את המזרק ב משאבת מזרק שבו קצב הזרימה מוגדר להיות 2.5 מ&quot;ל / שעה. </li><li&lt;החלת מתח אל קצה המחט מחובר בצינור (ממוצבת ~ 23 סנטימטר מן הסיבים איסוף תוף, ו ~ 30 מעלות יחסית למשטח אופקי). החלת 19 - מתח kV 22 אל צינור וסובבתי את תוף האספן בסביבות 200 סל&quot;ד. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> עוטפים את תוף אספן ברדיד אלומיניום לפני הפעלת המדגם. ודא כי רדיד האלומיניום הוא יציב על ידי יישום סרט התיוג על קצוות. הערה: הסיבים יהוו על נייר האלומיניום (ראה איור 2), לאחסן את הרדיד מכוסה סיבים ב RT. </li></ol></li></ol> 10. ניתוח מכני של PCL / nanofibers קראטין <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> חותכים את מדגם לתוך 60 מ&quot;מ 8 מ&quot;מ. הקפד לרשום את העובי באמצעות מיקרומטר דיגיטלי. עבור כל רכב המוכן, השתמש חמש דגימות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> צרף את 60 x 8 מ&quot;מ מדגם הבוחן המתיח. השתמש בעל דגימה אישי מעוצב לצרף המדגם. סנדוויץ מדגם בין מחזיקי דגימה אשר עשוי כרטיס אינדקס באמצעות לחיצה כפולהקלטת צדדית. החל התא 10 N עומס עם שיעור עקירה של 10 מ&quot;מ / דקה. הערה: בעל הדגימה נועד להיות 62 מ&quot;מ על 40 מ&quot;מ עם חלון פנימי של 50 מ&quot;מ על 38 מ&quot;מ. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> רחבת שיא וערכים טעינה באמצעות תוכנה על פי פרוטוקול תוכנה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> חישוב מתח על ידי חלוקת הכח לפי תחומי מדגם הבדיקה. לאחר מכן, לחשב זן ידי חלוקת השינוי באורך ידי אורך ראשוני. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> צור את עקומת המתח מתח ידי התוויית מתח ציר y עבור מקביל ערך מתח ציר x. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> חשב את מודול יאנג מאזור ליניארי שבו שיפוע שווה ל מודולוס האלסטיות. לקבוע חוזק מתיחת מהחלקה המתח מתח על ידי לקיחת 0.2% לקזז לכאביה ציור קו מקביל בעקום באזור ליניארי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> בצע ניתוח הסטטיסטי של הנתונים המכאניים שהושגו בשלושה עותקים באמצעות בעבר ניתוח חד סטרי שונה באמצעות ניתוח תוכנה 8. ערכי p &lt;0.05 לנומחדש נחשב משמעותי מבחינה סטטיסטית. </li></ol> 11. משטח אפיון המורפולוגיה מבני <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השתמשו במיקרוסקופ אלקטרונים סורק (SEM) עם הפרמטרים של מאיץ מתח של 15 קילו וולט וזרם של 5 מיקרו-אמפר כדי לבחון את המורפולוגיה של סיבים electrospun. <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לפני הדמיה עם SEM, לחתוך קטע 2 2 ס&quot;מ של סיבים וצרף אותו שלב SEM באמצעות קלטת נחושת. מניחים את הבמה בתוך coater גמגום ואת המעיל עם זהב ב 15 mA דקות 1 ו -30 שניות כדי ליצור שכבת זהב כ 11 ננומטר עבה. טענת מדגם לתוך התא של SEM. שימו לב דגימות סיבים. </li></ol></li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השתמש ספקטרוסקופיית פורייה (FTIR) לאפיין את הקשר הכימי בין PCL ו קרטין. מניחים את סעיף 2 ס&quot;מ 2 של קרום nanofiber electrospun בבעל מגנטי ולטהר את המערכת עם אוויר יבש לפני הבדיקה. השג ספקטרום עבור 200 סריקות ולנתח את הספקטרום באמצעות STAתוכנת ndard פי פרוטוקול תוכנה. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> ביצוע ניתוח ספקטרום באמצעות תוכנה סטנדרטית ולהשתמש triplicates של כל יחס של nanofiber פי פרוטוקול של היצרן. </li></ol> לימוד 12. של אינטראקציה תא-סיבים <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> חותכים סיביים לתוך 16 מ&quot;מ 2 דוגמאות. השתמש דבק ביולוגי, סיליקון מבוסס לתקן כל דגימה כדי coverslips בקוטר 12 מ&quot;מ. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מדביקי קצה אחד של מדגם הסיבים לחלק אחורי של להחליק את המכסה, לעטוף את המדגם ברחבי coverslip, ואז מדביק את הקצה החופשי של מדגם לחלק אחורי של להחליק את המכסה, כמו גם, ומשאיר את העליונים של פליטת מכוסה רק מדגם סיבים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים את דגימות סיבים בצלחת 24 גם. לעקר את הדגימות על ידי טבילה באתנול 80% במשך שעה 1. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> שוטפים את אתנול מן דגימות באמצעות מים די. ואז, פיפטה 2 מ&quot;ל של מדיום הבסיס על דגימות, והקפד לכסות המדגם. הסר בינוני לאחר 5 דקות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> השתמש פיברובלסטים 3תאי T3 לזרוע את דגימות סיבים. להשעות את התאים במדיום של הנשר שונה של Dulbecco (DMEM) השלימו עם אנטיביוטיקה ו -10% בסרום שור העובר (FBS), כך ישנם כ 62,000 תאים / 2 ס&quot;מ לכל 1 מ&quot;ל של DMEM. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> זרוק 1 מ&quot;ל של הפתרון 3T3 התא המכיל DMEM לתוך כל צלחת היטב להבטיח כי כל דגימה סיבים מכוסה כ 62,000 תאים / 2 ס&quot;מ. דגירה היטב צלחות עבור 24 שעות ב 37 מעלות צלזיוס, 5% CO 2. הערה: השתמש 5% CO 2 כי רמת שבדרך כלל יכול לשמור על pH של התקשורת תא בטווח הפיזיולוגי במשך ימים. </li></ol> ביזוי 13. של מטריקס nanofiber <ol style=";text-align:right;direction:rtl"><li style=";text-align:right;direction:rtl"> Cut יבשים PCL / ממברנות nanofiber קרטין לתוך הכיכר כ 30 מ&quot;מ x 30 מ&quot;מ. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> לעקר את 900 מ&quot;מ 2 דוגמאות עם אלכוהול 80% עבור תקופת דגירה 10 דקות ולשטוף היטב במים DI. דגירה דגימות ב 15 מ&quot;ל של PBS, pH 7.5, ב 37 ºC. החזר את bufFER כל 3 ימים. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> קח את ממברנות מתוך הפתרון בפרקי זמן מוגדרים, 1 שבוע 7 שבועות, ולשטוף עם מים די. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> מניחים את דגימות הממברנה לתוך אמפולות מייבש ההקפאה. מניחים את החותמות על אמפולות סובבו את הכפתור כדי ליצור ואקום. Lyophilize למשך 24 שעות, עד שהחומר מתייבש לגמרי. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> צרף המדגם המיובש זה לשלב SEM באמצעות קלטת נחושת. מניחים את הבמה בתוך coater גמגום ואת המעיל עם זהב ב 15 mA דקות 1 ו -30 שניות. </li><li style=";text-align:right;direction:rtl"> טענת מדגם לתוך התא של SEM. שימו לב דגימות סיבים לעבר מתח מאיץ של 1.5 קילו וולט ו -5 הנוכחי מיקרו-אמפר. </li></ol>

<ol>
	<li>Huang, Z. -. M., Zhang, Y. Z., Kotaki, M., Ramakrishna, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+review+on+polymer+nanofibers+by+electrospinning+and+their+applications+in+nanocomposites.">A review on polymer nanofibers by electrospinning and their applications in nanocomposites.</a> Compos Sci Technol. 63, (2003).</li><li>Li, W. J., Laurencin, C. T., Caterson, E. J., Tuan, R. S., Ko, F. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Electrospun+nanofibrous+structure:+a+novel+scaffold+for+tissue+engineering.">Electrospun nanofibrous structure: a novel scaffold for tissue engineering.</a> J Biomed Mater Res. 60, 613-621 (2002).</li><li>Liu, W., Thomopoulos, S., Xia, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Electrospun+nanofibers+for+regenerative+medicine.">Electrospun nanofibers for regenerative medicine.</a> Adv Healthc Mater. 1, 10-25 (2012).</li><li>Edwards, A., Jarvis, D., Hopkins, T., Pixley, S., Bhattarai, N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Poly(-caprolactone)/keratin-based+composite+nanofibers+for+biomedical+applications.">Poly(-caprolactone)/keratin-based composite nanofibers for biomedical applications.</a> J Biomed Mater Res B. 103, 21-30 (2015).</li><li>Dowling, L. M., Crewther, W. G., Parry, D. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Secondary+structure+of+component+8c-1+of+alpha-keratin.+An+analysis+of+the+amino+acid+sequence.">Secondary structure of component 8c-1 of alpha-keratin. An analysis of the amino acid sequence.</a> Biochem J. 236, 705-712 (1986).</li><li>Yamauchi, K., Maniwa, M., Mori, T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Cultivation+of+fibroblast+cells+on+keratin-coated+substrata.">Cultivation of fibroblast cells on keratin-coated substrata.</a> J Biomat Sci-Polymer. 9, 259-270 (1998).</li><li>Shea, L. D., Wang, D., Franceschi, R. T., Mooney, D. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Engineered+Bone+Development+from+a+Pre-Osteoblast+Cell+Line+on+Three-Dimensional+Scaffolds.">Engineered Bone Development from a Pre-Osteoblast Cell Line on Three-Dimensional Scaffolds.</a> Tissue E. 6, 605-617 (2000).</li><li>Fortin, M. -. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=New+Biological+Software.">New Biological Software.</a> Q Rev Biol. 71, 169-170 (1996).</li><li>Bhattarai, N., Edmondson, D., Veiseh, O., Matsen, F. A., Zhang, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Electrospun+chitosan-based+nanofibers+and+their+cellular+compatibility.">Electrospun chitosan-based nanofibers and their cellular compatibility.</a> Biomaterials. 26, 6176-6184 (2005).</li><li>Yang, S., Leong, K. F., Du, Z., Chua, C. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+design+of+scaffolds+for+use+in+tissue+engineering.+Part+I.+Traditional+factors.">The design of scaffolds for use in tissue engineering. Part I. Traditional factors.</a> Tissue E. 7, 679-689 (2001).</li><li>Bhattarai, N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Natural-Synthetic+Polyblend+Nanofibers+for+Biomedical+Applications.">Natural-Synthetic Polyblend Nanofibers for Biomedical Applications.</a> Adv Mater. 21, 2792-2797 (2009).</li></ol>

החוקרים מצהירים כי אין להם אינטרסים כלכליים מתחרים.

הפקת קרטין מ שערת אדם הושגה בהצלחה. החומצה peracetic פעל כסוכן חמצון על שיער אדם, המאפשר קרטין להיעקר ידי טריס הבסיס. הפקת אבקת קראטין היה בקנה מידה קטן בשל העובדה שהדבר נעשה רק למטרות מחקר. הליך זה כבר הוקמה בשנת בתעשייה עבור ייצור בקנה מידה גדול. מטרת חילוץ קרטין בקנה המידה הקטנה הייתה לשלוט זיהום, השתנות יצוו, וחסכנות. מיצוי קרטין הוא צעד ההגבלה של הליך זה. התשואה של אבקת קראטין היא נמוכה מאוד, 0.7 - 2%. 20g של שיער אדם הניב 0.14 - קרטין 0.4 גרם. עוד שלב קריטי בייצור סיבי electrospun מגבש פתרון מתאים electrospinning. קראטין פוזר בקלות במים DI, אולם לפי electrospinning, פתרון קרטין / מים לא לגרום להיווצרות סיבים. כדי לספק את מ &#39;ההכרחיאינטראקציות olecular ליצור nanofibers קופולימר הוצגו הפתרון. PCL מומס TFE, היה מסוגל לקיים אינטראקציה חזקה יותר עם קרטין דרך מליטה מימן. TFE היה אחראי במידה רבה ליציבות של מתחמי קופולימר בגלל אלקטרושליליות שלה וההתנהגות חומצי. ערבוב הפתרון קרטין עם הפתרון PCL אתגרים חדשים בשל העובדה כי ידוע PCL להידרופוביים בעוד קרטין ידוע להיות הידרופילי. ככל שאנו הגדלנו את היחס של קרטין זה היה קשה להשיג את התערובת הומוגנית. בעיה זו נפתרה על ידי הוספת ירידת פתרון קרטין חכמה פתרון PCL, ו vortexing אותו באופן ידני למשך 30 דקות. SEM תמונות להראות מורפולוגיה משטח מצוינת כי הוא אידיאלי עבור גדילת תא תפוצה. תוצאות FTIR ההשוואתיות להפגין miscibility טוב בין PCL ו קרטין בסיבי electrospun. זה יכול להיות בגלל b מימן מולקולארייםonding בין PCL ו קרטין. גורם נוסף הוא המהירות שבה סיבי electrospun לחזק למנוע צבירה PCL בתערובת. שלמויות מבניים מכאניות שתיגרמנה האינטראקציות מולקולריות בין PCL ו קרטין, מה שהופך את החומר המתאים ליישומי רפואה רגנרטיבית. סיבי electrospun אלה נמצאו כבעלי moduli הצעיר לסגור לזה של רקמות ילידים. מבחינה מכאנית סיבים חזקים הוא מסוגל לתמוך הידבקות תא ושגשוגם. Nanofibers PCL / קרטין הציג אחידות טובה, שלמות מבנית, תכונות מכאניות מתאימות, ותאימות הסלולר. מודול יאנג (MPA) עבור PCL / קרטין על היחסים של 100: 00, 90:10, 80:20, ו 70:30 נמצא 10 ± 2, 8 ± 1, 5 ± 1.5, ו -4.5 ± 1.6, בהתאמה . Moduli ירד כיחס קרטין הוסיף מוגבר. הידבקות ובחלוקה של תאים על סיבי PCL / קרטין מאשרות כי סיבים אינם רעילה ולספק תמיכה לצמיחת תאים.הגידול filopodia לאורך nanofibers מצביע אינטראקציה חיובית בין פיברובלסטים ואת סיבי PCL / קרטין. טכניקת Electrospinning שמשה בהצלחה לסנתז את PCL / nanofibers המבוסס קרטין. טכניקה זו, בניגוד לשיטות הקיימות, הוכיחה להיות אמין וחסכוני ואף עלולים לשמש בייצור nanofiber בקנה מידה גדול. ממחקר זה, אנו מגיעים למסקנה כי PCL / קראטין מבוסס פיגומים nanofibrous מרוכבים יש פוטנציאל לשמש עבור יישומים ביו ו ECM טבעי לחקות עבור יישומים הנדסת רקמות.

Electrospinning מוכרת כשיטה נפוצה להשגת nanofibers פולימר. הסיבים יכולים להיות מיוצרים על ננו ואת מאפייני הסיבים ניתנים להתאמה אישי 1. התפתחויות אלה ואת המאפיינים של nanofibers electrospun יכולים להיות מעניינות במיוחד עבור יישומים שלהם בהנדסה ביו-רפואי במיוחד בהנדסת רקמות. Nanofibers electrospun להחזיק דמיון לחומר הבין-תאי ובכך לקדם את הידבקות תאים, נדידה ושגשוגם 2. בשל הדמיון הזה לחומר הבין-תאי (ECM), ניתן להשתמש סיבי electrospun כחומריים לסייע הלבשת פצע, אספקת סמים, ועל רקמות הנדסה כגון כבד, עצם, לב, שריר 3. מגוון של פולימרים שונים ממוצא הסינטטי וטבעי שמש ליצירת סיבי electrospun עבור יישומי הנדסה ביו שונה 4. לאחרונה יש כבר גדל בterest בפיתוח nanofibers מרוכבים על ידי ערבוב סינתטי 4 פולימרים טבעיים. בקומפוזיציות אלה המוצרים הסופיים בדרך כלל לרשת את חוזק המכנים הקשורים הפולימר הסינטטי תוך אימוץ רמזים ביולוגיים ומאפיינים מן הפולימר הטבעי. בניסוי זה, PCL ו קרטין מוצגים כמו פולימרים סינתטיים וטבעיים לשמש לסינתזה של nanofiber מרוכבים. קראטין הוא פולימר טבעי שנמצא שיער, צמר ומסמרים. יש בו הרבה שאריות חומצת אמינו; עניין ראוי לציון הוא ציסטאין 4,5. באופן אידיאלי פולימר טבעי יהיה biorenewable, ביולוגי מתכלה. קראטין הוא בעל כל שלושת המאפיינים הללו תוך שיפור תא התפשטות מצורף אל biomaterials זה כבר שולבו ב 6. Polycaprolactone (PCL) הוא פולימר resorbable, סינתטי שהיא משמעותיתהנדסת 4 רקמות. פולימר זה כבר שבח בעבר את היציבות מבנית המכאנית שלה, לעומת זאת, היא חסרה זיקת תא מניבה שיעור שפלה ממושכת. האופי ההידרופובי של PCL אחראי סביר על חוסר תא זיקה 7. עם זאת, PCL מפצה על מגבלותיו ידי להיות בליל מאוד עם פולימרים אחרים. צירוף PCL / קרטין צריך להדגים את התכונות המכאניות של PCL ולשלב את התכונות הביולוגיות של קרטין, מה שהופך אותו לבחירה אידיאלית עבור יישומים ביו שונים.

<table >
	
		
		
		
		
	
	<tbody>
		<tr >
			<td >Human Hair&#160;</td>
			<td >N/A</td>
			<td >N/A</td>
			<td >Obtained from Local Barber Shop in Greensboro</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Peracetic acid</td>
			<td >Sigma Aldrich</td>
			<td>N/A</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >PCL (e-caprolactone polymer)</td>
			<td >Sigma Aldrich</td>
			<td >502-44-3</td>
			<td>Mn 70-90 kDa</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Trifluoroethanol (TFE)</td>
			<td >Sigma Aldrich</td>
			<td >75-89-8</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Tris Base (TrizmaTM Base Powder)</td>
			<td >Sigma Aldrich</td>
			<td >N/A</td>
			<td>&#62; 99.9% crystalline</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Hydrochloric Acid</td>
			<td >Fischer Scientific</td>
			<td >A144C-212 Lot 093601</td>
			<td>Waltham, MA</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Kwik-Sil</td>
			<td >World Precision Instruments</td>
			<td >N/A</td>
			<td>Sarasota, FL</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Cellulose membrane</td>
			<td >Sigma Aldrich</td>
			<td >N/A</td>
			<td>12-14 kDa molecular cutoff</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >optical microscope</td>
			<td >Olympus BX51M</td>
			<td >BX51M</td>
			<td>Japan</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >scanning electron microscope</td>
			<td >Hitachi SU8000</td>
			<td >SU8000</td>
			<td>Japan</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Table-Top Shimadzu machine</td>
			<td >North America Analytical and Measuring Instruments AGS-X series</td>
			<td >AGS-X Series&#160;</td>
			<td>Columbia, MD</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Fourier transform infrared spectroscopy</td>
			<td >Bruker Tensor 2 Instrument&#160;</td>
			<td >N/A</td>
			<td>Billerica, MA</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Microcal Origin software</td>
			<td >N/A</td>
			<td >N/A</td>
			<td>Northampton, MA</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >X-ray diffraction (XRD)</td>
			<td >Bruker AXS D8 Advance X-ray Diffractometer</td>
			<td >N/A</td>
			<td>Madison, WI</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Fibroblast 3T3&#160; cell</td>
			<td >American Tissue Type Culture Collection</td>
			<td >N/A</td>
			<td>Manassas, VA</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Dulbecco's modified Eagle's medium (DMEM</td>
			<td >Invitrogen</td>
			<td >N/A</td>
			<td>Grand Island, NY</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Spectra max Gemini XPS microplate reader</td>
			<td >Molecular Devices</td>
			<td >N/A</td>
			<td>Sunnyvale, CA</td>
		</tr>
		<tr >
			<td >Student- Newman-Keuls post hoc test</td>
			<td >SigmaPlot 12 software</td>
			<td >N/A</td>
			<td>N/A</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

synthesis of keratin-based nanofiber for biomedical engineering

Electrospinning, בגלל הרבגוניות ואת הפוטנציאל שלה עבור יישומים בתחומים שונים, נמצא בשימוש לעתים קרובות כדי לפברק nanofibers. הפקה של nanofibers הנקבובי אלה היא עניין רב בשל מאפיינים הייחודיים שלהם physiochemical. כאן נפרט על ייצור של קרטין המכיל פולי (ε-caprolactone) (PCL) nanofibers (כלומר, PCL / סיבים מרוכבים קרטין). קרטין נמס במים הופק הראשון שיער אדם מהול PCL ביחסים שונים. הפתרון מעורבב של PCL / קרטין הפך ממברנות nanofibrous באמצעות electrospinning תוכנן מעבדה להגדיר. מורפולוגיה סיבים תכונות מכניות של nanofiber השיג נצפו ונמדדו באמצעות מיקרוסקופ אלקטרונים סורק בודק מתיחה. יתר על כן, נכסים פריקים והכימיים של nanofiber נחקרו על ידי FTIR. תמונות SEM הראו מורפולוגיה משטח אחידה עבור סיבי PCL / קרטין של קומפוזיציות שונות. אלה PCL / keratiסיבי n גם הראו תכונות מצוינות מכנות כגון נקודת מודולוס וכישלון של יאנג. תאים פיברובלסטים הצליחו לצרף מתרבים ובכך להוכיח כדאיות התא טוב. בהתבסס על מאפייני שנדונו לעיל, אנו יכולים לטעון בתוקף כי nanofibers מעורבב של פולימרים טבעיים וסינתטיים יכול לייצג פיתוח מעולה של חומרים מרוכבים, שניתן להשתמש בהם עבור יישומים ביו שונים.

מורפולוגיה סיבים תמונות SEM של הסיבים התקבלו עבור כל קומפוזיציות הסיבים. ראה איור 3. תמונת סיבים מאשרת כי סיבים מכוונים באופן אקראי. בדיקות מכאניות סיבים חזקים מבחינה מכאנית נדרשים בדרך כלל עבור יישומי הנדסת רקמות שונות. סיבים אלו צריכים לשמור על חוזק וגמישות מספיק תחת לחץ מסוים ותנאים סביבתיים 9. באופן כללי, פיגומים הם רצויים לקיים moduli קרוב לזה של רקמת היעד כדי למנוע מתח מסוכך אפקטים כדי לשמור על חוזק מספיק במהלך in vivo ו / או צמיחת תאים במבחנת 10. מתיחה Tester שימש למדידת מודולוס של יאנג וכוח שבירת הסיבים. מודולוס יאנג (MPA) של PCL / קרטין על יחסים של 100: 00, 90:10, 80:20, ו 70:30 wכפי שנמצאו להיות 10 ± 2, 8 ± 1, 5 ± 1.5, ו -4.5 ± 1.6, בהתאמה 4. בדומה לכך, כוח לשבור (MPA) של PCL / קרטין על יחסים של 100: 00, 90:10, 80:20, ו 70:30 נמצאו 3 ± 1.2, 2 ± 0.5, 1 ± 0.2, ו 1 ± 0.3 4 בהתאמה כפי שניתן לראות בטבלה 1. איור 4 מציג את המגמה גרפי של וריאציה של מודול יאנג לעומת יחסי PCL.keratin. המגמה של עזרי הגרף בהבנה עוד יותר את שיעור ההתארכות השביר. אפיון מבני מורפולוגי באיור 5, ספקטרום העברה FTIR עבור nanofibers מרוכבים PCL / קרטין להראות הלהקות 2,950 -1 ס&quot;מ, 1,050 -1 ס&quot;מ, ו 1,240 -1 ס&quot;מ עקב תנודות מתיחה סימטרית של CH 2, CO וקבוצות COC, בהתאמה. שיא קליטת קרבוניל ב 1720 סנטימטר -1 that אופיינית PCL הוא גם 4,11 גלוי. להקות הקליטה (3,286 -1 ס&quot;מ), (3,056 - 3,075 -1 ס&quot;מ), (1,600 - 1,700 -1 ס&quot;מ), (1,480 - 1,580 -1 ס&quot;מ), ו- (1,220 - 1,300 -1 ס&quot;מ) מעידים על קרטין חלבונים. הלהקות כבר מסומנות כ- A אמיד, B, I, II ו- III, בהתאמה. הלהקות ופסגות נוכח שינוי ספקטרה FTIR עם ריכוזי קרטין גדל ב מורכבת. המראה שלהם מעיד על קיומו והמבנה מבני של שרשרות קרטין, לעומת זאת, את יחסי הגומלין בין הפסגות והלהקות לא לגרום קושי מסוים. לדוגמא, בהווה הלהקה שאני האמיד ב- 1,600 - 1,700 -1 סנטימטר משמש בדרך כלל כדי ללמוד קרטין, לעומת זאת, הלהקה הושחתה במעט על ידי שיא PCL. למרבה המזל, הלהקה האמידה II תספיק להוכיח נוכחות קרטין, קונפורמציה שרשרת קרטין, ואינטראקציות מליטות בין PCL וקבוצות קרטין פונקציונליות. אינטראקציה תא-סיבים באמצעות מיקרוסקופ אלקטרוני סורק את האינטראקציה תא-סיבים נחקרה. איור 6 מציג את SEM תמונות של תאים פיברובלסטים 3T3 שהיו בתרבית על דגימות nanofiber למשך 24 שעות. ההדבקה של התאים על דגימות nanofiber גלויה ומראה כי filopodia התא נוטה ללכת בעקבות היישור של nanofibers כאשר הם דומים קוטר. Almar הכחול (AB) assay בוצעה על מנת לכמת את הכדאיות של 3T3 תאי הסיבים. AB הוא כימי resazurin. צבע ללא ניאון זו תציב את התאים החיים, המיטוכונדריה reductases מפחית resazurin כדי resorrufin שהוא ורוד ניאון. לא היה הבדל משמעותי ברמות הרעילות של יחסים שונים של PCL / קרטין. <img alt="איור 1" src="/files/ftp_upload/53381/53381fig1.jpg" /> &lt;<html> br /&gt; באיור 1. תמונות של תהליך החילוץ קראטין (א) נוקה שיער אדם לפני החילוץ.; (ב) שיער לאחר מיצוי קרטין; (C) פתרון תמצית קראטין; (ד) אבקת קראטין Lyophilized. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig1large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 2" src="/files/ftp_upload/53381/53381fig2.jpg" /> מצלמת איור 2. תמונות הדיגיטליות של electrospun סיבים. תמונות של סיבים מסונתזים של CL / קרטין עם יחסים שונים שנאספו על רדיד אלומיניום. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig2large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> דואר 3 &quot;src =&quot; / files / ftp_upload / 53,381 / 53381fig3.jpg &quot;/&gt; תמונות איור 3. SEM של nanofibers PCL / קרטין. (AC) תמונות של nanofibers סובב מפתרונות עם PCL / יחסי קרטין של 70:30, 80:20, ו 90:10 בהתאמה. את ריבועי להראות תמונות בהגדלה גבוהה של כל תמונה SEM המקביל. תמונות SEM (DF) (GI) מייצגים את הסיבי שמוצג בתמונות (AC) לאחר 1 ו -7 שבועות בדיקות שפלות, בהתאמה. הבר מידה את ריבועי מייצג 500 ננומטר (ראה סרגל קנה מידה ב- C תמונה). <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig3large.jpg" target="_blank">נא ללחוץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 4" src="/files/ftp_upload/53381/53381fig4.jpg" /> איור 4. גרף של מודולוס לעומת יחסי PCL / קראטין. גרף של ריכוז קרטין לעומת Younמודולוס של g מראה את המגמה הגרפית של וריאציה של מודולוס של יאנג. עזרי קו המגמה בקצב התארכות לשבור הבנה. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig4large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 5" src="/files/ftp_upload/53381/53381fig5.jpg" /> איור 5. FTIR ספקטרה של PCL / nanofibers קרטין עם יחסים שונים. הספקטרום מאשרת את מליטה של PCL כדי קרטין. השיא הגדול הנמדד 1,722 -1 סנטימטרים מסכים עם מדידות בסיסיות רמת להקת קליטת PCL והיא גלויה כל הספקטרום. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig5large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <img alt="איור 6" src="/files/ftp_upload/53381/53381fig6.jpg" /> איור 6. תמונות SEM מציג במורפולוגיה של 3T3 תאים פיברובלסטים זרע על PCL / קרטין nanofiber ממברנה. תמונות A, B ו- C לייצג את קרטין PCL / עם יחס של 90/10, 80/20, 70/30 ו, בהתאמה. תמונות (א &#39;), (ב&#39;), ו (ג &#39;) הן תמונות בהגדלה גבוהה יותר של (א), (ב) ו- (ג), בהתאמה. את האזורים הכהים על התמונות לציין את המיקום של כל תאים פיברובלסטים המצורפת על גבי וברחבי הטופוגרפיה nanofiber. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig6large.jpg" target="_blank">אנא לחץ כאן כדי לצפות בגרסה גדולה יותר של דמות זו.</a> <table fo:keep-together.within-page="1" style=";text-align:right;direction:rtl"><tbody><tr><td> יחסים </td><td> מודולוס של יאנג (MPA) </td><td> כוח חוזק (MPA) </td></tr><tr><td> 100/0 </td><td> 10 ± 2 </td><td> 3 ± 1.2 </td></tr><tr><td> 90/10 </td><td> 8 ± 1 </td><td> 2 ± 0.5 </td></tr><tr><td> 80/20 </td><td> 5 ± 1.5 </td><td> 1 ± 0.2 </td></tr><tr><td> 70/30 </td><td> 4.5 ± 1.6 </td><td> 1 ± 0.3 </td></tr></tbody></table> לוח 1. תכונות מכניות של PCL / סיבים קראטין

Watch this Scientific Journal Video about Synthesis of Keratin-based Nanofiber for Biomedical Engineering at JoVE.com

סינתזה של ננו-סיבי מבוסס קרטין להנדסה ביו-רפואית | ביו-הנדסה | וִידֵאוֹ

Synthesis of Keratin-based Nanofiber for Biomedical Engineering

nanofibers electrospun יש שטח פנים גבוה יחס משקל, שלמות מכנים מעולה, ולתמוך גדילת תא תפוצה. יש nanofibers אלה מגוון רחב של יישומים ביו. כאן אנו לפברק nanofibers קרטין / PCL, באמצעות טכניקה electrospinning, ולאפיין את סיבי עבור יישומים אפשריים בהנדסת רקמות.

סינתזה של nanofiber קראטין מבוסס על הנדסה ביו רפואית

Electrospinning, due to its versatility and potential for applications in various fields, is being frequently used to fabricate nanofibers. Production of ...

synthesis-of-keratin-based-nanofiber-for-biomedical-engineering

Nanyang Technological University

Research

Education

JoVE Journal

JoVE Core

Biology

Bioengineering

Genetics

Biotechnology

SCIENTISTS IN ACTION

15.3K Views.  North Carolina A&T State University.  nanofibers electrospun יש שטח פנים גבוה יחס משקל, שלמות מכנים מעולה, ולתמוך גדילת תא תפוצה. יש nanofibers אלה מגוון רחב של יישומים ביו. כאן אנו לפברק nanofibers קרטין / PCL, באמצעות טכניקה electrospinning, ולאפיין את סיבי עבור יישומים אפשריים בהנדסת רקמות. 

Video: Synthesis of Keratin-based Nanofiber for Biomedical Engineering

Procedure for Lung Engineering

Lung tissue, including lung cancer and chronic lung diseases such as chronic obstructive pulmonary disease, cumulatively account for some 280,000 deaths annually; chronic obstructive pulmonary disease is currently the fourth leading cause of death in the United States1. Contributing to this mortality is the fact that lungs do not generally repair or regenerate beyond the microscopic, cellular level. Therefore, lung tissue that is damaged by degeneration or infection, or lung tissue that is surgically resected is not functionally replaced in vivo. To explore whether lung tissue can be generated in vitro, we treated lungs from adult rats using a procedure that removes cellular components to produce an acellular lung extracellular matrix scaffold. This scaffold retains the hierarchical branching structures of airways and vasculature, as well as a largely intact basement membrane, which comprises collagen IV, laminin, and fibronectin. The scaffold is mounted in a bioreactor designed to mimic critical aspects of lung physiology, such as negative pressure ventilation and pulsatile vascular perfusion. By culturing pulmonary epithelium and vascular endothelium within the bioreactor-mounted scaffold, we are able to generate lung tissue that is phenotypically comparable to native lung tissue and that is able to participate in gas exchange for short time intervals (45-120 minutes). These results are encouraging, and suggest that repopulation of lung matrix is a viable strategy for lung regeneration. This possibility presents an opportunity not only to work toward increasing the supply of lung tissue for transplantation, but also to study respiratory cell and molecular biology in vitro for longer time periods and in a more accurate microenvironment than has previously been possible.

We have developed a decellularized lung extracellular matrix and novel biomimetic bioreactor that can be used to generate functional lung tissue. By seeding cells into the matrix and culturing in the bioreactor, we generate tissue that demonstrates effective gas exchange when transplanted in vivo for short periods of time.

נוהל הנדסה ריאות

Lung tissue, including lung cancer and chronic lung diseases such as chronic obstructive pulmonary disease, cumulatively account for some 280,000 deaths ...

Postproduction Processing of Electrospun Fibres for Tissue Engineering

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

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

Postproduction עיבוד Fibres Electrospun עבור הנדסת רקמות

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

Graphene Coatings for Biomedical Implants

Atomically smooth graphene as a surface coating has potential to improve implant properties. This demonstrates a method for coating nitinol alloys with nanometer thick layers of graphene for applications as a stent material. Graphene was grown on copper substrates via chemical vapor deposition and then transferred onto nitinol substrates. In order to understand how the graphene coating could change biological response, cell viability of rat aortic endothelial cells and rat aortic smooth muscle cells was investigated. Moreover, the effect of graphene-coatings on cell adhesion and morphology was examined with fluorescent confocal microscopy. Cells were stained for actin and nuclei, and there were noticeable differences between pristine nitinol samples compared to graphene-coated samples. Total actin expression from rat aortic smooth muscle cells was found using western blot. Protein adsorption characteristics, an indicator for potential thrombogenicity, were determined for serum albumin and fibrinogen with gel electrophoresis. Moreover, the transfer of charge from fibrinogen to substrate was deduced using Raman spectroscopy. It was found that graphene coating on nitinol substrates met the functional requirements for a stent material and improved the biological response compared to uncoated nitinol. Thus, graphene-coated nitinol is a viable candidate for a stent material.

Graphene offers potential as a coating material for biomedical implants. In this study we demonstrate a method for coating nitinol alloys with nanometer thick layers of graphene and determine how graphene may influence implant response.

ציפוי גרפן עבור שתלים ביו

Atomically smooth graphene as a surface coating has potential to improve implant properties. This demonstrates a method for coating nitinol alloys with ...

Fabricating Superhydrophobic Polymeric Materials for Biomedical Applications

Superhydrophobic materials, with surfaces possessing permanent or metastable non-wetted states, are of interest for a number of biomedical and industrial applications. Here we describe how electrospinning or electrospraying a polymer mixture containing a biodegradable, biocompatible aliphatic polyester (e.g., polycaprolactone and poly(lactide-co-glycolide)), as the major component, doped with a hydrophobic copolymer composed of the polyester and a stearate-modified poly(glycerol carbonate) affords a superhydrophobic biomaterial. The fabrication techniques of electrospinning or electrospraying provide the enhanced surface roughness and porosity on and within the fibers or the particles, respectively. The use of a low surface energy copolymer dopant that blends with the polyester and can be stably electrospun or electrosprayed affords these superhydrophobic materials. Important parameters such as fiber size, copolymer dopant composition and/or concentration, and their effects on wettability are discussed. This combination of polymer chemistry and process engineering affords a versatile approach to develop application-specific materials using scalable techniques, which are likely generalizable to a wider class of polymers for a variety of applications.

Two- and three-dimensional superhydrophobic polymeric materials are prepared by electrospinning or electrospraying biodegradable polymers blended with a lower surface energy polymer of similar composition.

בודה חומרים פולימריים עבור יישומים ביו-הידרופובי

Superhydrophobic materials, with surfaces possessing permanent or metastable non-wetted states, are of interest for a number of biomedical and industrial ...

Fabrication of Mechanically Tunable and Bioactive Metal Scaffolds for Biomedical Applications

Biometal systems have been widely used for biomedical applications, in particular, as load-bearing materials. However, major challenges are high stiffness and low bioactivity of metals. In this study, we have developed a new method towards fabricating a new type of bioactive and mechanically reliable porous metal scaffolds-densified porous Ti scaffolds. The method consists of two fabrication processes, 1) the fabrication of porous Ti scaffolds by dynamic freeze casting, and 2) coating and densification of the porous scaffolds. The dynamic freeze casting method to fabricate porous Ti scaffolds allowed the densification of porous scaffolds by minimizing the chemical contamination and structural defects. The densification process is distinctive for three reasons. First, the densification process is simple, because it requires a control of only one parameter (degree of densification). Second, it is effective, as it achieves mechanical enhancement and sustainable release of biomolecules from porous scaffolds. Third, it has broad applications, as it is also applicable to the fabrication of functionally graded porous scaffolds by spatially varied strain during densification.

Bioactive and mechanically reliable metal scaffolds have been fabricated through a method which consists of two processes, dynamic freeze casting for the fabrication of porous Ti, and coating and densification of the Ti scaffolds. The densification process is simple, effective and applicable to the fabrication of functionally graded scaffolds.

המצאה של מכאני מתכוונן ויו מתכת פיגומים עבור יישומים ביו

Biometal systems have been widely used for biomedical applications, in particular, as load-bearing materials. However, major challenges are high stiffness ...

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

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

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

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

סינתזה של Thermogelling midi (N-isopropylacrylamide) מרוכבים -graft-כונדרואיטין סולפט עם אלגינט microparticles עבור הנדסת רקמות

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

Synthesis of Monocyte-targeting Peptide Amphiphile Micelles for Imaging of Atherosclerosis

Atherosclerosis is a major contributor to cardiovascular disease, the leading cause of death worldwide, which claims 17.3 million lives annually. Atherosclerosis is also the leading cause of sudden death and myocardial infarction, instigated by unstable plaques that rupture and occlude the blood vessel without warning. Current imaging modalities cannot differentiate between stable and unstable plaques that rupture. Peptide amphiphiles micelles (PAMs) can overcome this drawback as they can be modified with a variety of targeting moieties that bind specifically to diseased tissue. Monocytes have been shown to be early markers of atherosclerosis, while large accumulation of monocytes is associated with plaques prone to rupture. Hence, nanoparticles that can target monocytes can be used to discriminate different stages of atherosclerosis. To that end, here, we describe a protocol for the preparation of monocyte-targeting PAMs (monocyte chemoattractant protein-1 (MCP-1) PAMs). MCP-1 PAMs are self-assembled through synthesis under mild conditions to form nanoparticles of 15 nm in diameter with near neutral surface charge. In vitro, PAMs were found to be biocompatible and had a high binding affinity for monocytes. The methods described herein show promise for a wide range of applications in atherosclerosis as well as other inflammatory diseases.

This paper presents a method involving the synthesis and characterization of monocyte-targeting peptide amphiphile micelles and the corresponding assays to test for biocompatibility and ability of the micelle to bind to monocytes.

סינתזה של פילוח מונוציט פפטיד אמפיפיליות הקזאין עבור הדמיה של טרשת עורקים

Atherosclerosis is a major contributor to cardiovascular disease, the leading cause of death worldwide, which claims 17.3 million lives annually. ...

Microhoneycomb Monoliths Prepared by the Unidirectional Freeze-drying of Cellulose Nanofiber Based Sols: Method and Extensions

Monolithic honeycomb structures have been attractive to multidisciplinary fields due to their high strength-to-weight ratio. Particularly, microhoneycomb monoliths (MHMs) with micrometer-scale channels are expected as efficient platforms for reactions and separations because of their large surface areas. Up to now, MHMs have been prepared by a unidirectional freeze-drying (UDF) method only from very limited precursors. Herein, we report a protocol from which a series of MHMs consisting of different components can be obtained. Recently, we found that cellulose nanofibers function as a distinct structure-directing agent towards the formation of MHMs through the UDF process. By mixing the cellulose nanofibers with water soluble substances which do not yield MHMs, a variety of composite MHMs can be prepared. This significantly enriches the chemical constitution of MHMs towards versatile applications.

Here, we present a general protocol to prepare a variety of microhoneycomb monoliths (MHMs) in which fluid can pass through with an extremely low pressure drop. MHMs obtained are expected to be used as filters, catalyst supports, flow-type electrodes, sensors and scaffolds for biomaterials.

הפסלים Microhoneycomb שהוכנו על ידי ליופיליזציה חד כיווני של Nanofiber תאית מבוססת Sols: שיטת והרחבות

Monolithic honeycomb structures have been attractive to multidisciplinary fields due to their high strength-to-weight ratio. Particularly, microhoneycomb ...

Two Methods for Decellularization of Plant Tissues for Tissue Engineering Applications

The autologous, synthetic, and animal-derived grafts currently used as scaffolds for tissue replacement have limitations due to low availability, poor biocompatibility, and cost. Plant tissues have favorable characteristics that make them uniquely suited for use as scaffolds, such as high surface area, excellent water transport and retention, interconnected porosity, preexisting vascular networks, and a wide range of mechanical properties. Two successful methods of plant decellularization for tissue engineering applications are described here. The first method is based on detergent baths to remove cellular matter, which is similar to previously established methods used to clear mammalian tissues. The second is a detergent-free method adapted from a protocol that isolates leaf vasculature and involves the use of a heated bleach and salt bath to clear the leaves and stems. Both methods yield scaffolds with comparable mechanical properties and low cellular metabolic impact, thus allowing the user to select the protocol which better suits their intended application.

Here we present, and contrast two protocols used to decellularize plant tissues: a detergent-based approach and a detergent-free approach. Both methods leave behind the extracellular matrix of the plant tissues used, which can then be utilized as scaffolds for tissue engineering applications.

שתי שיטות Decellularization של רקמות הצמח ליישומים הנדסת רקמות

The autologous, synthetic, and animal-derived grafts currently used as scaffolds for tissue replacement have limitations due to low availability, poor ...

Design and Synthesis of a Reconfigurable DNA Accordion Rack

DNA nanostructure-based mechanical systems or DNA nanomachines, which produce complex nanoscale motion in 2D and 3D in the nanometer to &#229;ngstr&#246;m resolution, show great potential in various fields of nanotechnology such as the molecular reactors, drug delivery, and nanoplasmonic systems. The reconfigurable DNA accordion rack, which can collectively manipulate a 2D or 3D nanoscale network of elements, in multiple stages in response to the DNA inputs, is described. The platform has potential to increase the number of elements that DNA nanomachines can control from a few elements to a network scale with multiple stages of reconfiguration.
In this protocol, we describe the entire experimental process of the reconfigurable DNA accordion rack of 6 by 6 meshes. The protocol includes a design rule and simulation procedure of the structures and a wet-lab experiment for synthesis and reconfiguration. In addition, analysis of the structure using TEM (transmission electron microscopy) and FRET (fluorescence resonance energy transfer) is included in the protocol. The novel design and simulation methods covered in this protocol will assist researchers to use the DNA accordion rack for further applications.

We describe the detailed protocol for design, simulation, wet-lab experiments, and analysis for a reconfigurable DNA accordion rack of 6 by 6 meshes.

עיצוב, סינתזה של ארון אקורדיון דנ א Reconfigurable

DNA nanostructure-based mechanical systems or DNA nanomachines, which produce complex nanoscale motion in 2D and 3D in the nanometer to &#229;ngstr&#246;m ...