この作品は、細胞療法の製造業、添加物製造とミュンヘンの技術的な大学の高等研究所オーストラリアの研究評議会アークの中心の共同研究センター CRC によって財政的にサポートされています。この研究は、オーストラリア研究協議会産業変換トレーニング センターが添加物製造 http://www.additivebiomanufacturing.org (IC160100026) で実施されました。記事、書籍、テレビやラジオのプログラム、電子メディア、またはプロジェクトに関連するその他の文学作品サイトをご覧ください。さらに、著者は編集や撮影に感謝して撮影、ボイスのフィリップ ・ ハバードの上、ルイーゼ ・ グロスマンのサポートのマリア フランデス Iparraguirre を認めます。

1 材料の準備
<ol>
	<li>漏斗で 3 mL プラスチック注射器で PCL の 2 g を入力し、オープン エンドにピストンを挿入します。</li>
	<li>8 h. ポイント上方先端開口部に骨材の近くに空気の泡を許可する 65 ° C で予熱したオーブンに注射器を配置します。</li>
	<li>溶融材料内に閉じ込められた空気を解放するための細長い物体のピストンを押してください。</li>
	<li>それは部屋の温度、ポリマーは、もう 10 分後は透明ではないとき達成されるまでクールなみましょう。</li>
	<li>それが使用されるまで、乾燥した、暗い環境で室温で PCL あらかじめロードされた注射器を格納します。</li>
</ol>
2. ハードウェアおよびソフトウェアのセットアップ
<ol>
	<li>23 G (スピナレット) フラット先端針を注射器と空気圧システムに注射器を接続するもう一方の端でバレル アダプターに接続します。</li>
	<li>印字ヘッドの注射器を置き、1 mm 頭の底部側に真鍮の部分から際立っているスピナレット先端まで押し込みます。</li>
	<li>ステージでコレクターをマウントし、ほこりや残留ポリマーを削除する 70% (巻/巻) エタノールとプリント ヘッドと同様に表面をきれい。</li>
	<li>紡糸とコレクター間 12 mm 高オブジェクトを配置することで作動距離を設定およびスピナレットの先端がちょうどそれに触れるまでプリント ヘッドを下げます。</li>
	<li>それぞれスピナレット地域と、注射器の電気ボックス 82 の ° C から 65 ° C で温度調整器を調整し、溶融 PCL に電源を入れます。</li>
	<li>ポリマーが溶解するまで少なくとも 10 分間待機し、レギュレータを 1.8 バーに設定すると、空気圧を開始します。</li>
	<li>サイズと形状、フィラメント間の距離および足場の層およびプロセスのコレクション速度の数値を定義する G コードを準備します。 注: フラットと鋼管足場を製造するため詳細なテンプレートは、議論の章 (表 2) で提供されます。</li>
	<li>エンクロージャおよび壁プラグに地面のすべてのケーブルがしっかりと接続されている手動で再確認してください。</li>
	<li>コンピューター上 (例えばマッハ 3) ソフトウェアを起動し、準備された G コードをアップロードします。</li>
</ol>
3. 足場作製
<ol>
	<li>安全インター ロックを接続し、紡糸に高電圧をトリガーするエンクロージャの前面ドアを閉じます。 注: ドアを開いたら、たとえばとき、印刷が終了すると高電圧が低下、緊急の場合や足場削除できます安全に。</li>
	<li>テイラーの円錐形が形成され、コレクターの方、繊維を取り出すまでに 0.2 kV ステップで徐々 に高電圧を増加する (見なさい模範的なテイラー コーン図 1で)。</li>
	<li>5 分間運動することがなくジェットを安定させるためにまだコレクター プレートに押出される高分子融液を許可します。新しい印刷を開始する前に、材料の山を削除します。</li>
	<li>キーボードのカーソルを使用すると、プリント ヘッド G コードが開始されますポイントの上に移動します。</li>
	<li>コンピューター上のソフトウェアで G コードを起動します。</li>
</ol>
4. 繊維径調整
<ol>
	<li>作動距離 (12 mm) を保ち、温度調整器 (82 ° C およびスピナレット地域と、注射器の 65 ° C それぞれ) 一定レベルで前に説明したようにステップ 2.4 および 2.5。 注: 異なる直径の調整の概要は、表 3に示すです。</li>
	<li>小径サイズ (3-10 μ m) の繊維を印刷します。0.8 バーに大気の圧力レベルを減らす、8 に印加電圧を調整する 1700 mm/分速 kV およびコレクターのセット。</li>
	<li>印刷媒体繊維サイズ直径(10-20 μ m)。空気圧を調整レベルをバー、11 に設定電圧 1.5 kV と低いコレクション 1200 mm/分に高速。</li>
	<li>大径 (20-30 μ m) と繊維を印刷します。2.6 バーに空気圧を高める、12 に印加電圧を変える kV および減少コレクション 700 mm/分に高速化します。</li>
</ol>
5. ジェット最適化
<ol>
	<li>強力な LED の改善された可視性のエンクロージャの外から光でジェットを照らします。</li>
	<li>1 分繊維の挙動を観察し、すなわち0.1、小さなステップでプロセスを最適化するシステム パラメーターを調整 kV 印加電圧、コレクション速度 100 mm/分、空気圧を 0.1 バー。 注:表 4にまとめます。</li>
	<li>定期的に空気圧の減少、速度を上げると繊維の飛行経路 3 分以上の安定したカテナリー曲線のようになるまで電圧を最小化による動作を偏向を安定させます。</li>
	<li>遅れてジェットの飛行経路を修正すると、電圧を増加、空気の圧力を減らして、コレクターの速度を下げます。カテナリー曲線形状に繊維の飛行経路を移動するまでは、これらの措置を適用します。</li>
	<li>印加電圧を減少、コレクターの速度を増加させる、ジェット機の飛行経路が再びカテナリー曲線の形状を保持するまで空気圧を増やすことによってコレクターに向かって垂直方向に旅行繊維は避けてください。</li>
</ol>
6. 足場コレクション
<ol>
	<li>印刷が終わったら、ドアを開き、カーソルを使用してアクセシビリティを向上させるためにドアに向かってコレクター プレートを移動します。</li>
	<li>エタノール 70% (巻/巻) ミックスで足場をスプレーし、それは目に見えてコレクターからデタッチするまで 10 秒を待ちます。</li>
	<li>ピンセットとエンクロージャのそれを持ち上げて掴んの片方の端を完成した足場を収集します。</li>
</ol>
7. トラブルシューティング
<ol>
	<li>印加電圧を減少または可聴表示の紡糸や割れノイズ間の火花放電がある場合すぐにドアを開けます。</li>
	<li>潜在的な火花の場合火に火を付ける可能性がありますと、エンクロージャの内側からすべての危険物、エタノール 70% (巻/巻) などの液体を削除します。</li>
	<li>G コードをそれに応じてプログラム紡糸移動すべてのレイヤーが行われた後、足場を印刷領域からは離れています。紡糸が最終的に停止した位置の上の物質の蓄積を避けることができます。</li>
	<li>拡大鏡の下で紡糸とこれがテイラーの円錐形の均一性に影響を与える大幅に紡糸に損傷がないことを確認します。</li>
</ol>

<ol>
	<li>Muerza-Cascante, M. L., Haylock, D., Hutmacher, D. W., Dalton, P. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Melt+Electrospinning+and+Its+Technologization+in+Tissue+Engineering.">Melt Electrospinning and Its Technologization in Tissue Engineering.</a> Tissue Eng Part B Rev. 21 (2), 187-202 (2015).</li><li>Brown, T. D., Dalton, P. D., Hutmacher, D. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Melt+electrospinning+today:+An+opportune+time+for+an+emerging+polymer+process.">Melt electrospinning today: An opportune time for an emerging polymer process.</a> Prog. in pol Sci. , (2015).</li><li>Brown, T. D., Dalton, P. D., Hutmacher, D. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Direct+writing+by+way+of+melt+electrospinning.">Direct writing by way of melt electrospinning.</a> Adv Mater. 23 (47), 5651-5657 (2011).</li><li>Farrugia, B. L., 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=Dermal+fibroblast+infiltration+of+poly(&#949;-caprolactone)+scaffolds+fabricated+by+melt+electrospinning+in+a+direct+writing+mode.">Dermal fibroblast infiltration of poly(&#949;-caprolactone) scaffolds fabricated by melt electrospinning in a direct writing mode.</a> Biofabrication. 5 (2), 025001 (2013).</li><li>Brown, T. D., 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=Melt+electrospinning+of+poly+(&#949;-caprolactone)+scaffolds:+Phenomenological+observations+associated+with+collection+and+direct+writing.">Melt electrospinning of poly (&#949;-caprolactone) scaffolds: Phenomenological observations associated with collection and direct writing.</a> Mater. Sci. Eng. C. 45, 698-708 (2014).</li><li>Jungst, T., 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=Melt+electrospinning+onto+cylinders:+effects+of+rotational+velocity+and+collector+diameter+on+morphology+of+tubular+structures.">Melt electrospinning onto cylinders: effects of rotational velocity and collector diameter on morphology of tubular structures.</a> Polym Int. 64 (9), 1086-1095 (2015).</li><li>Brown, T. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Design+and+Fabrication+of+Tubular+Scaffolds+via+Direct+Writing+in+a+Melt+Electrospinning+Mode.">Design and Fabrication of Tubular Scaffolds via Direct Writing in a Melt Electrospinning Mode.</a> Biointerphases. 7 (1), 1-16 (2012).</li><li>Woodruff, M. A., Hutmacher, D. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+return+of+a+forgotten+polymer-Polycaprolactone+in+the+21st+century.">The return of a forgotten polymer-Polycaprolactone in the 21st century.</a> Prog. in pol Sci. 35 (10), 1217-1256 (2010).</li><li>Hutmacher, D. W., Dalton, P. 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21st世紀の新しいパラダイムを提示午前を統合医療の分野での課題は、革新的なソリューションを見つけるために。いわゆる「バイオ加工」分野増加と加工技術の革新がテ ・ アプリケーションの高度なアーキテクチャ生産有効にします。直接書き込みモード (ここで MEW) で高分子の溶融エレクトロスピニングはナノスケールにミクロンにおける生体適合性材料の秩序構造があるテ ・ コミュニティのニーズに準拠する見て製造の最も有望な候補者の 1 つとして必要な27。
このチュートリアルは、物理の原理を説明して、この技術を使用して再現性のある足場を製造するための操作手順を示す、MEW の操作の基本的な知識の生成を目指しています。
MEW の一般原則、従来の添加剤の製造技術、すなわち層によって方法で押出された材料のターゲット蒸着のそれらに匹敵するので頭の間の相対的な動きを制御することが重要だとコレクター。私たちの経験からは、固定ヘッドをまま (X と Y) のステージでコレクターのそれぞれの動きをうけて MEW デバイスと作業をお勧めします。執着の頭は安定した位置に残り、テイラー コーンに関する法律とその作成中に妨害をもたらす可能性のある運動の力は生成されません。さらに、配線は、高電圧に関連付けられている、ヒーターは持続的な反復運動対象ではありません。コレクターの動きは、ソフトウェアでアップロードする必要がある G コードによって定義されます。RS-274 として知られているこのコードはツールの経路を制御する計算機援用製造分野で広きます。MEW 用フラット コレクターと G コード ファイル決定 X 速度と動き、Y 方向;円筒形コレクターまたはマンドレルのアプリケーションは、G コード ファイル定義 (X 方向) 並進・回転速度。表 2より詳細に G コードのプログラミングについて説明します。
その他の添加剤の製造技術と比較して、MEW により様々 な直径をファイバーの製作システム パラメーター温度、コレクション速度と印加電圧の調整プロトコルで説明したよう。
小さな繊維 (3-10 μ m) を実現するためには、低圧、適度な電圧および高いコレクション速度を使用することをお勧めします。一般的には、減圧は、あまり押し出し質量につながります。これはジェットの表面積の対応する減少を伴います。したがって、小さい静電力はコレクターに向けて繊維の質量を加速する必要、すなわち低電圧を適用する必要があります。さらに、同等の高いコレクション速度は最終的な繊維径の追加削減を引き起こす繊維強化ストレッチに します。
圧を高めて溶融ポリマーのより多くの流れを誘導する、したがってより大きい繊維径 (10-20 μ m) に 。この場合より大きい静電力は拡大した高分子表面 (より厚い繊維) を補うために必要です。安定したポリマーのジェット ストリームを取得するために電圧を変更する必要があります、コレクションの速度が低下する必要があります。
大径 (20-30 μ m) 強化ポリマー押出し加工、すなわちより高い空気圧が必要です。これは比較的厚い繊維を刺激して、繊維の十分な静電気力を供給するより高い電圧との組み合わせで適用されることが示唆されました。さらに、収集速度に減速はストレッチ少なく繊維を誘発します。表 3にまとめます。
、上記 3 つのすべてのケースしかし、まだ必要な微調整と安定したカテナリー曲線を維持するために最適化は時間をかけて、繊維を形プロトコルで説明。MEW、完璧なバランスの均衡だけではポリマーのフローを決定する勢力との間固まりおよびコレクターに向けてジェットを集めて力につながる一貫した足場形態12,28 に到達.したがって、ジェットの経路の相違は、繊維径や不正確な沈着の強い偏差を反映しています。我々 の経験から、行動の 3 つの異なるバリエーションが得られます。
まず、現象は当初、ダルトン グループ12によって報告されたファイバーがパルスします。間の不均衡は、テイラーの円錐形が常に overfed、定期的にリリースして蓄積してきたポリマーで結果を繊維質量とそれぞれの抗力を配信しました。これは、経路と異なる直径の結果の角度の有意な変動を引き起こします。
第二に、遅れて電化ジェット コレクターの速度のジェット機の押出速度よりも高い場合に発生します。ジェットの最終的な沈着は遅れジェット ストリームを引き起こして、スピナレットの垂直方向から遠くに起こる。飛行経路、過度な曲率は、また印刷された足場の寸法を最小化に似ています。
第三に、座屈の電化ジェットはコレクターとマニフェストに噴流の垂直衝突による原因ですコレクター速度が設定されている場合、ジェットが紡糸から流出速度よりも遅い。高電圧の適用では、座屈、コレクターと繊維の直線飛行パスに向かって過剰な加速を生産することによって可能性があります。この場合、ループの望ましくない析出が観察されます。
再プロセスを安定化するための手段は、プロトコルで提供され、表 4に示します。
足場実装の観点から複数の利点は直接の書き込み、または結果として得られるアーキテクチャのあらかじめデザインされたカスタマイズを通じて再現性、生体適合性など PCL と MEW を使用する場合を存在します。MEW は、任意の従来の実験室ベンチで行うことができる、高分子融液無溶剤を使用するので、したがって、高価なドラフトチャンバーや残留物質29の徹底的なリサイクルは必要ありません。MEW デバイスを含む部屋に入るとき、臭気はありません。
また、多孔質足場材料内の容積の比率に達成可能な高い表面の大きな利点は、MEW 足場30生物学的応用に適しています。
溶融堆積モデリング31など、よく知られている 3 D 印刷技術と比較して MEW 秩序構造の印刷可能な高さに制限があります。理由は、静電気力、どのトラップ携帯電話充電蒸着繊維内のキャリアを適用する固有のプロセスに見られます。一度足場の高さは、約 4 mm を超える場合、超過料金の合計が今後繊維32反発足場行為内に蓄積されます。その後、ほとんどの場合、結果の上位層は、大きく歪んでいます。
従来の 3 D 印刷技術を別の違いプロセス中に材料の蒸着を中断できない材料の押出だけ最終的にすべてのシステムパラ メーターを停止保持しているという事実にあります。これは設計上の制限を表し、G コードをプログラミングする際に見なされなければなりません。ジェット開始ことができますが33、連続的な直通の記述アプローチを検討する G コード プログラミングのニーズを機械的に実行します。
スループットとプロセスの効率を高める MEW のも課題のままし、私たちの見解、なぜこの技術がされていませんまだ34産業レベルにアップ スケールの他の主な理由を表します。まず、MEW プロセスは本質的に低低流量と限られたコレクションの速度のためのスループットです。ただし、両方の側面が界面ジェットと印刷の再現性を確保するため不可欠です。確かに、印刷処理中にコレクションの最大速度はすなわち、使用される材料の物理的な境界に制限ドラッグ力が可能な制限を超えた場合にも高速がジェットの破損を引き起こすでしょう。高級に別戦略マルチ押し出し MEW デバイス、すなわちお互いに近い距離で複数のプリント ヘッドとマシンを使用してに依存しますしかし、これらの多頭部だろう各ヘッドの電場間の干渉を引き起こす、その後最終的な繊維堆積35を歪めます。直接書かれた繊維の正確な位置を制御することができるが達成することは困難、無針溶融静電紡糸ヘッドは電化ジェット36のかなりの数を生成しています。MEW の効率の向上に向けた今後の展開も利益はない医学コミュニティだけでなく、ろ過、繊維、またはエネルギー2アプリケーションの産業。
このチュートリアルには、提案されたパラメーター設定でカスタマイズされた足場を作製するためのガイドラインが用意されています、それが部屋の温度や湿度などの環境条件にマイナーな依存関係が存在し、意図しないにつながるかもしれないことに注意されなければなりません。偏差37。このチュートリアルで示された結果は、Hutmacher グループは、管理された実験室スペース内で安定した環境条件において蓄積したノウハウに基づいています。
PCL は、MEW の最も著名な候補です。これは高温ヒーターの挑戦的な実装を必要としないエンジニア リングの観点からその低融点 (60 ° C) は有益な (&#62; &#62; 100 ° C) に高電圧源までの距離を閉じます。材料工学のレベルでは、PCL に半導べ電性、強力な高分子凝集液体と固体の両方を提供します。強い機械的伸展刺激にもかかわらず粘性物質はコレクターの速度を上げる場合、著名な繊維が薄くなる結果または印加電圧一定の程度に接着します。コレクターを移動することがなく従来の溶融静電紡糸は、ポリプロピレン、ポリエチレンやナイロン9などの異なるポリマーと報告されています。直接ライティングの原則の適用ただし、主に報告されている pcl と例外39,40がありますが、さらに添加剤といくつかの PCL ブレンド低粘度38。将来は、しかし、我々 は MEW によって処理される材料の広い範囲を予見します。これは、順番に、例処理ポリプロピレン (160 ° C で融解点) に関しては、この技術のハードウェア ・ コンポーネントのアップグレードは MEW デバイスのハードウェアの現在の技術的な要件、変更意味になります。
高精度で制御可能なアーキテクチャを持つ生体適合性高分子足場に対する注目が高まってが存在します。MEW、日付、その他の製造技術と比較して、ミクロン範囲の下限 (サブミクロン範囲41例外) と建築を命じた加工が可能な唯一の技術を表します。この特許および出版物の30の指数関数的に増加につながる最後の年以内。したがって、最適化されたハードウェアの実装を通じて技術的な複雑さに取り組む、MEW のプロセス制御の確立が大きい重要性の。これは、将来のアプリケーションの広い範囲のための合わせたアーキテクチャの足場の生産を促進します。

細胞の三次元 (3 D) 生体構造の製造は添加物製造組織への重要な貢献の 1 つエンジニア リング (TE)、カスタマイズされた生体材料、細胞生化学的要因を適用することによって組織を復元することを目指してまたはそれらの組み合わせ。したがって、TE 用足場の主な要件を含める: ターゲット細胞浸潤の制御形態学的プロパティと最適化された表面の生体適合性材料から製造強化細胞間相互作用1。
MEW は、添加剤の製造 (多くの場合と呼ばれる 3 D 印刷) とエレクトロスピニング高分子メッシュの生産のための原則を組み合わせて非常に発注された極薄繊維形態2溶剤フリーの製造手法です。直接執筆アプローチがあり、正確にに従ってあらかじめコード3、G コードと呼ばれる繊維を堆積します。溶融エレクトロスピニング構造が現在は、フラットおよび尿細管の多孔質をそれぞれ作製するフラット4,5またはマンドレル6,7コレクターを使用して準備。
この手法は、医療グレード ポリマー、生体適合性の8を提示 poly(ε-caprolactone) (PCL) などを直接印刷するテや可能性があるため再生医療 (RM) 地域へ重要な利点を提供しています。その他の利点は、高い表面のボリューム比率の足場を作製する非常に組織される方法で繊維を堆積することにより、気孔率の分布のサイズをカスタマイズする可能性です。MEW を実行する前にまずポリマー熱9のアプリケーションが必要です。一度液体状態に適用空気圧は高電圧源に接続されている金属スピナレットを通じて流出することを強制します。表面張力と接地コレクターに静電帯電液滴の魅力の力のバランスは、ジェット10の放出によって続いてテイラーの円錐形の形成に します。
画像、このプロトコルで使用する社内ビルド MEW デバイスの図は図 1のとおりです。さらに、ヒーター エレメントと紡糸を囲む電気で満たされたブラスのパーツとの間の放電を避けるために絶縁テープを使用しての原理を示します。不十分な絶縁実装されたハードウェアの内部損傷に 。
3 つのシステムのパラメーター (温度、コレクションの速度と空気の圧力) の調整によって MEW ディスカッション セクションで説明した、直径の異なる繊維の作製ができます。ほとんどの場合、ただし、微調整とジェットの最適化必要になります前に安定したジェットが飛び出します。電化旅行噴流の可視化は、一貫性とプロセスの均一性を確認する効果的な方法です。理想的な場合、飛行経路システム パラメーター11によって制御される力のバランスにより取得したカテナリー曲線に似ています。さらに、足場のミクロ構造とマクロ-は高分子ジェット12の飛行経路に依存しています。ディスカッション セクションでは、異なる変位挙動と最適化のための措置の詳細な表が与えられます。
本研究では MEW の技術を使用して高度に制御線維性足場の製造のための加工手順を記述するプロトコルを提案する.この仕事、医療グレード PCL で (分子量 95-140 kg/mol) この医療グレード PCL は技術的な等級を超えて純度を向上し、その機械的および処理のプロパティは、MEW に優れているとして、使用されました。広い、溶解処理範囲の PCL は、その融点の低い (60 ° C) と高い熱安定性から起きる。また、PCL は、エンジニア リング アプリケーション13多くの組織のための優秀な材料はそれに遅い率の生分解性ポリマーです。
この研究のため、温度とコレクターの間隔が一定保たれるが (65 ° C と注射器とスピナレット気温 82 ° C (それぞれ) とコレクターの距離 12 mm);印加電圧、コレクターの速度と空気の圧力が対象径ファイバーを作製するただし、変更されます。MEW 足場を使用して発表された研究の詳細なリストは、結果] セクションに表示され、TE と RM (表 1) のフィールドにさまざまなアプリケーションを明らかにします。

<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always">
	<tbody>
		<tr>
			<td>Plastic syringe</td>
			<td>Nordson Australia Pty Ltd</td>
			<td>7012072</td>
			<td>EFD BARREL O 3mL Clear 50</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Medical grade Poly (&#949;-caprolactone) (mPCL)</td>
			<td>Corbion Purac, The Netherlands</td>
			<td>PURASORB PC12</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>23 GA needle</td>
			<td>Nordson Australia Pty Ltd</td>
			<td>7018302</td>
			<td>#23GP .013 X .25 ORANGE 50 PC</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Plunger</td>
			<td>Nordson Australia Pty Ltd</td>
			<td>7012166</td>
			<td>PISTON O 3mL WH WIPER 50</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Pressure adapter</td>
			<td>Nordson Australia Pty Ltd</td>
			<td>7012059</td>
			<td>ADAPTER ASM O 3mL BL 1.8M</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Aluminium collector</td>
			<td>Action Aluminium, Australia</td>
			<td>SHP2</td>
			<td>Sheet 5005 H34</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Acrylic glass</td>
			<td>Mulford Plastics Pty Ltd</td>
			<td>ACC6-13094</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Mach 3 software</td>
			<td>Art Soft</td>
			<td></td>
			<td>Purchased online</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Safety switch interlock</td>
			<td>RS components Pty Ltd</td>
			<td>12621330</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>High voltage generator</td>
			<td>EMCO High Voltage Co.</td>
			<td>DX250R</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Temperature controller</td>
			<td>WATLOW</td>
			<td>PM9R1FJ</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>X and Y positioning slide</td>
			<td>VELMEX Inc.</td>
			<td>XN-10-0020-M011</td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

melt electrospinning writing of three-dimensional poly(&#949;-caprolactone) scaffolds with controllable morphologies for tissue engineering applications

このチュートリアルを基本原則に反映し、エレクトロスピニング ポリマーを書くためのガイドラインが溶け、生物医学アプリケーションのための大きな可能性を持つ添加剤の製造技術。技術マイクロ スケール範囲にサブミクロンのよく整理された足場を作製する生体適合性高分子繊維の直接成膜が容易になります。安定性、粘弾性の確立、高分子ジェット、スピナレットとコレクターの間印加電圧を使用して実現され、直接記述することができます。典型的な多孔質足場材料の大きな利点は、細胞接着および成長の増加効果的な癒着を提供する高表面・体積比です。システム パラメーターを微調整することで印刷プロセスを制御することで印刷の足場の品質で再現性の高い。また、ユーザー固有の要件に足場の形態素の構造を調整するための柔軟な製造プラットフォームを提供します。このため、速度、電圧と収集の流れの速度を含むパラメーターのガイド修正溶融エレクトロスピニング執筆 (MEW) を使用して別のファイバーの直径を取得するためのプロトコルを提案する.さらに、ジェットを最適化、しばしば経験豊富な技術的な課題を話し合う、トラブルシューティング手法を説明する、印刷可能な足場のアーキテクチャの広い範囲を展示する方法を示します。

多くの場合、コレクションの 2 つの方法は、フラット コレクションとマンドレル コレクションである MEW で使用されます。結果として得られるアーキテクチャは、G-コード (表 2)、ソフトウェアによって実行されるのプログラミングに依存します。
フラット コレクション フラット コレクターを適用する最も一般的な方法を参照し、事前にプログラムの G コードを参照材料の直接成膜が容易になります。0 と 0/90/60 サイズ異なる構造体は文献で広く報告します。さらに、コレクターの溶融繊維に直接蒸着の機能はまたの生産を容易にランダムにまだパターン フラット コレクターを使用する代わりに滑らかな 1 つ14構造を整理します。
鋼管 TE 用鋼管のアーキテクチャと足場の製造のための大きな需要があります。MEW は、カスタマイズされた多孔質円筒コレクターを利用して鋼管足場を達成するために効果的な方法です。これらは、マンドレルの軸線に沿って翻訳しながら自分の軸に沿って回転します。G コードの微調整で並進の速度と同様に、回転が決定され、繊維の向きをカスタマイズことができます。並進速度が放射状につながるよりも回転速度の速い志向毛穴とその逆。レイヤー、分布と気孔の形態の合計数は、足場の機械的性質を構成します。鋼管足場の内径は、実装されたマンドレルの外部の直径によって決定されます。
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56289/56289fig1.jpg"> 
図 1: MEW セットアップ。(A) とれた飛行フェーズとテイラーの円錐形の回路図 (D) 図で、パソコン、印刷ユニットと電気制御ボックス (B) 頭とコレクター (C) 繊維を含みます。(E) プリンターの概略を示しています、「電圧」を含む、5 つの最も支配的なシステム パラメーターが一覧表示されます (高電圧ジェネレーター)、「温度」(温度コント ローラー)、「空気圧」(圧力調整器)、「作動距離」(経由で社内調整に設計された可動式 z 軸) と「コレクション スピード」(X と Y のスライドを配置します).(F) は、耐熱性ポリアミド テープを介してプリント ヘッド内遮音システムの設計を示しています。これは、充電「真鍮部」と「発熱 1」間のアーク放電を防ぎます。<a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56289/56289fig1large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56289/56289fig2.jpg"> 
図 2: フラット コレクターで作製した異なる足場(A) 0/90 格子 (B) と (C) より高い解像度で同じ格子。0/60 構造とランダムに制御構造 (E) (D) に示します。<a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56289/56289fig2large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのには、ここをクリックしてください。</a>
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/56289/56289fig3.jpg"> 
図 3: 異なる鋼管足場の走査電子顕微鏡 (SEM) から 1 つのそれぞれの代表的な画像を紹介します。<a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56289/56289fig3large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always">
	<tbody>
		<tr>
			<td>真皮線維芽細胞の浸潤により作製した poly(ε-caprolactone) 足場の溶融エレクトロスピニングで直接書き込みモード (Farrugia et al, 2013)4 | | フラット</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>真皮線維芽細胞播種 PCL MEW 細胞浸潤の足場が評価されます。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>人間の乳癌の転移骨 (ティボードー et al, 2014) の組織設計のヒト化異種移植モデル15 | |鋼管</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MEW の鋼管足場は、ひと乳癌骨転移を勉強するマウス モデルにおける実行可能な異所性 『 オルガン付き 』 ボーンを作成する使用されます。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>ひと前立腺癌転移組織特異的ホーミング機構設計骨 (Holzapfel et al, 2014)16 | |鋼管</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MEW の足場は、前立腺癌の研究のために設計された組織ボーンを作成する使用されます。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>エレクトロスピニング ファイバ ・構造 (Bas et al, 2015) を溶かす高主催によるゲルの構造の整合性を高める17 | | フラット</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>異なるレイアウト ダウン パターンと骨格の MEW、poresizes は、柔らかいゲルの力学的機能を強化する使用されます。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>三次元印刷マイクロファイバー (フィッセル et al, 2015) を使用してゲルの補強18 | | フラット</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>ソフト ゼラチン ベースのゲルは、MEW PCL 足場で補強されます。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>シリンダーにエレクトロスピニングを溶かす: 鋼管構造 (Jungst et al, 2015) の形態に及ぼす回転速度とコレクター径6 | |鋼管</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MEW の鋼管足場の最終形態における並進・回転速度の影響が検討を行った。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>階層的多孔性 poly(2-oxazoline) ヒドロゲル (ヘイグ et al, 2016)19 | |フラット</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MEW の足場は、ハイドロゲル内階層的 3次元多孔性ネットワークを作成するいけにえのテンプレートとして使用されます。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>A 検証 (ワーグナーら、2016) 原発性骨腫瘍研究前臨床動物モデル20 | |鋼管</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MEW の足場を使用して、原発性骨腫瘍の臨床研究用ヒト組織構造を作成します。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>生体内プラットフォーム (ボールドウィンら、2017) に同所性同種で骨膜組織工学21 | |鋼管</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MEW メッシュとハイドロゲルから成るドック足場は、骨膜組織再生用に開発されています。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>3 D マイクロ繊維の基板 (Tourlomousis ・ チャン 2017年)22細胞マトリックスの相互作用の測定法 | |フラット</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>異なるアーキテクチャの MEW 足場に細胞マトリックスの相互作用を調べた。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>また内骨膜のような細胞外マトリックス式足場 (Muerza Cascante et al, 2017) を書かれた溶融エレクトロスピニング23 | |フラット</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MEW PCL 足場はプライマリひと造血幹細胞の成長を促進する骨の骨のような組織の開発に使用します。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>3 D 格子をプリントされた T 細胞療法 (Delalat et al, 2017) の活性化と拡張プラットフォームとして24 | |フラット</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>別のファイバー (200 μ m、500 μ m、1000 μ m) の間隔の足場は表面料であり、拡張のための T 細胞を播種します。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Biofabricated ソフト ネットワーク工学 (Bas et al, 2017) 軟骨複合材料25 | |フラット</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>バイオミメティック ソフト ネットワーク複合ゲルのマトリックスで構成されると、関節軟骨修復用に設計された MEW メッシュを補強が報告されます。</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>改良された 3 D 印刷加工性と機械的性質 (Hansske et al, 2017) 材料複合材料に向かって正確なインターフェイス工学経由26繁体 | |フラット</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MEW によって作製したマグネシウム フッ化物ナノ粒子補強 PCL 足場を設計し、骨の組織工学アプリケーションの開発。</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>
表 1: 研究、どの MEW 足場が作製し、生物学的用途に使用の一覧への参照。実装されたフラットとして鋼管足場の結果を示します。
<img alt="Table 2" src="/files/ftp_upload/56289/56289tbl2.jpg"> 
表 2: G-コード フラットと鋼管足場のソフトウェアでアップロードするテキスト ファイル (.txt) を使用してプログラミングの説明。<a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56289/56289tbl2large.jpg" target="_blank">この表の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。
<img alt="Table 3" src="/files/ftp_upload/56289/56289tbl3.jpg"> 
テーブル 3: パラメーターの代表的な値は空気圧、電圧、およびコレクションの速度 (温度およびコレクションの距離定数) (小、中、大) の 3 つの径の異なる範囲に到達するします。赤い矢印は繊維径に到達するそれぞれのカテゴリー内で正確な値を提案します。<a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56289/56289tbl3large.jpg" target="_blank">この表の拡大版を表示するのには、ここをクリックしてください。</a>
<img alt="Table 4" src="/files/ftp_upload/56289/56289tbl4.jpg"> 
表 4: 可能な繊維降下を最適化するための手段と同様、MEW の実写画像と異なる場合の模式図です。<a href="//ecsource-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/56289/56289tbl4large.jpg" target="_blank">この表の拡大版を表示するのにはここをクリックしてください</a>。

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Melt Electrospinning Writing of Three-dimensional Poly(&#949;-caprolactone) Scaffolds with Controllable Morphologies for Tissue Engineering Applications

このプロトコルでは、直接書き込みモードで溶けるポリマー エレクトロスピニング足場を作製する包括的なガイドラインとして提供しています。我々 は体系的にプロセスの概要を説明し、対象となる足場アーキテクチャを実現するため適切なパラメーター設定を定義します。

組織工学的応用の制御可能な形態の三次元 Poly(ε-caprolactone) 足場のエレクトロスピニング記述を溶かす

This tutorial reflects on the fundamental principles and guidelines for electrospinning writing with polymer melts, an additive manufacturing technology ...

melt-electrospinning-writing-three-dimensional-poly-caprolactone

Nanyang Technological University

Research

JoVE Journal

Bioengineering

15.0K ビュー.  Queensland University of Technology (QUT). このプロトコルでは、直接書き込みモードで溶けるポリマー エレクトロスピニング足場を作製する包括的なガイドラインとして提供しています。我々 は体系的にプロセスの概要を説明し、対象となる足場アーキテクチャを実現するため適切なパラメーター設定を定義します。

ビデオ: Melt Electrospinning Writing of Three-dimensional Poly(ε-caprolactone) Scaffolds with Controllable Morphologies for Tissue Engineering Applications

Elastomeric PGS Scaffolds in Arterial Tissue Engineering

Cardiovascular disease is one of the leading cause of mortality in the US and especially, coronary artery disease increases with an aging population and increasing obesity1. Currently, bypass surgery using autologous vessels, allografts, and synthetic grafts are known as a commonly used for arterial substitutes2. However, these grafts have limited applications when an inner diameter of arteries is less than 6 mm due to low availability, thrombotic complications, compliance mismatch, and late intimal hyperplasia3,4. To overcome these limitations, tissue engineering has been successfully applied as a promising alternative to develop small-diameter arterial constructs that are nonthrombogenic, robust, and compliant. Several previous studies have developed small-diameter arterial constructs with tri-lamellar structure, excellent mechanical properties and burst pressure comparable to native arteries5,6. While high tensile strength and burst pressure by increasing collagen production from a rigid material or cell sheet scaffold, these constructs still had low elastin production and compliance, which is a major problem to cause graft failure after implantation. Considering these issues, we hypothesized that an elastometric biomaterial combined with mechanical conditioning would provide elasticity and conduct mechanical signals more efficiently to vascular cells, which increase extracellular matrix production and support cellular orientation.
The objective of this report is to introduce a fabrication technique of porous tubular scaffolds and a dynamic mechanical conditioning for applying them to arterial tissue engineering. We used a biodegradable elastomer, poly (glycerol sebacate) (PGS)7 for fabricating porous tubular scaffolds from the salt fusion method. Adult primary baboon smooth muscle cells (SMCs) were seeded on the lumen of scaffolds, which cultured in our designed pulsatile flow bioreactor for 3 weeks. PGS scaffolds had consistent thickness and randomly distributed macro- and micro-pores. Mechanical conditioning from pulsatile flow bioreactor supported SMC orientation and enhanced ECM production in scaffolds. These results suggest that elastomeric scaffolds and mechanical conditioning of bioreactor culture may be a promising method for arterial tissue engineering.

Elastomeric PGS scaffolds with vascular smooth muscle cells cultured in a pulsatile flow bioreactor may lead to promising small-diameter arterial constructs with native ECM production in a relatively short culture period.

動脈組織工学におけるエラストマーのPGSの足場

Cardiovascular disease is one of the leading cause of mortality in the US and especially, coronary artery disease increases with an aging population and ...

生物工学

Preparation of 3D Fibrin Scaffolds for Stem Cell Culture Applications

Stem cells are found in naturally occurring 3D microenvironments in vivo, which are often referred to as the stem cell niche 1. Culturing stem cells inside of 3D biomaterial scaffolds provides a way to accurately mimic these microenvironments, providing an advantage over traditional 2D culture methods using polystyrene as well as a method for engineering replacement tissues 2. While 2D tissue culture polystrene has been used for the majority of cell culture experiments, 3D biomaterial scaffolds can more closely replicate the microenvironments found in vivo by enabling more accurate establishment of cell polarity in the environment and possessing biochemical and mechanical properties similar to soft tissue.3 A variety of naturally derived and synthetic biomaterial scaffolds have been investigated as 3D environments for supporting stem cell growth. While synthetic scaffolds can be synthesized to have a greater range of mechanical and chemical properties and often have greater reproducibility, natural biomaterials are often composed of proteins and polysaccharides found in the extracelluar matrix and as a result contain binding sites for cell adhesion and readily support cell culture. Fibrin scaffolds, produced by polymerizing the protein fibrinogen obtained from plasma, have been widely investigated for a variety of tissue engineering applications both in vitro and in vivo 4. Such scaffolds can be modified using a variety of methods to incorporate controlled release systems for delivering therapeutic factors 5. Previous work has shown that such scaffolds can be used to successfully culture embryonic stem cells and this scaffold-based culture system can be used to screen the effects of various growth factors on the differentiation of the stem cells seeded inside 6,7.
 This protocol details the process of polymerizing fibrin scaffolds from fibrinogen solutions using the enzymatic activity of thrombin. The process takes 2 days to complete, including an overnight dialysis step for the fibrinogen solution to remove citrates that inhibit polymerization. These detailed methods rely on fibrinogen concentrations determined to be optimal for embryonic and induced pluripotent stem cell culture. Other groups have further investigated fibrin scaffolds for a wide range of cell types and applications - demonstrating the versatility of this approach 8-12.

This work details the preparation of 3D fibrin scaffolds for culturing and differentiating plutipotent stem cells. Such scaffolds can be used to screen the effects of various biological compounds on stem cell behavior as well as modified to contain drug delivery systems.

幹細胞培養アプリケーションのための3Dフィブリン足場の調製

Stem cells are found in naturally occurring 3D microenvironments in vivo, which are often referred to as the stem cell niche 1. Culturing stem cells ...

Self-reporting Scaffolds for 3-Dimensional Cell Culture

Culturing cells in 3D on appropriate scaffolds is thought to better mimic the in vivo microenvironment and increase cell-cell interactions. The resulting 3D cellular construct can often be more relevant to studying the molecular events and cell-cell interactions than similar experiments studied in 2D. To create effective 3D cultures with high cell viability throughout the scaffold the culture conditions such as oxygen and pH need to be carefully controlled as gradients in analyte concentration can exist throughout the 3D construct. Here we describe the methods of preparing biocompatible pH responsive sol-gel nanosensors and their incorporation into poly(lactic-co-glycolic acid) (PLGA) electrospun scaffolds along with their subsequent preparation for the culture of mammalian cells. The pH responsive scaffolds can be used as tools to determine microenvironmental pH within a 3D cellular construct. Furthermore, we detail the delivery of pH responsive nanosensors to the intracellular environment of mammalian cells whose growth was supported by electrospun PLGA scaffolds. The cytoplasmic location of the pH responsive nanosensors can be utilized to monitor intracellular pH (pHi) during ongoing experimentation.

Biocompatible pH responsive sol-gel nanosensors can be incorporated into poly(lactic-co-glycolic acid) (PLGA) electrospun scaffolds. The produced self-reporting scaffolds can be used for in&#160;situ monitoring of microenvironmental conditions whilst culturing cells upon the scaffold. This is beneficial as the 3D cellular construct can be monitored in real-time without disturbing the experiment.

3次元細胞培養のための自己申告足場

Culturing cells in 3D on appropriate scaffolds is thought to better mimic the in vivo microenvironment and increase cell-cell interactions. The resulting ...

Human Cartilage Tissue Fabrication Using Three-dimensional Inkjet Printing Technology

Bioprinting, which is based on thermal inkjet printing, is one of the most attractive enabling technologies in the field of tissue engineering and regenerative medicine. With digital control&#160;cells, scaffolds, and growth factors can be precisely deposited to the desired two-dimensional (2D) and three-dimensional (3D) locations rapidly. Therefore, this technology is an ideal approach to fabricate tissues mimicking their native anatomic structures. In order to engineer cartilage with native zonal organization, extracellular matrix composition (ECM), and mechanical properties, we developed a bioprinting platform using a commercial inkjet printer with simultaneous photopolymerization capable for 3D cartilage tissue engineering. Human chondrocytes suspended in poly(ethylene glycol) diacrylate (PEGDA) were printed for 3D neocartilage construction via layer-by-layer assembly. The printed cells were fixed at their original deposited positions, supported by the surrounding scaffold in simultaneous photopolymerization. The mechanical properties of the printed tissue were similar to the native cartilage. Compared to conventional tissue fabrication, which requires longer UV exposure, the viability of the printed cells with simultaneous photopolymerization was significantly higher. Printed neocartilage demonstrated excellent glycosaminoglycan (GAG) and collagen type II production, which was consistent with gene expression. Therefore, this platform is ideal for accurate cell distribution and arrangement for anatomic tissue engineering.

The methods described in this paper show how to convert a commercial inkjet printer into a bioprinter with simultaneous UV polymerization. The printer is capable of constructing 3D tissue structure with cells and biomaterials. The study demonstrated here constructed a 3D neocartilage.

三次元インクジェット印刷技術を用いて、ヒト軟骨組織の作製

Bioprinting, which is based on thermal inkjet printing, is one of the most attractive enabling technologies in the field of tissue engineering and ...

Electrospinning Growth Factor Releasing Microspheres into Fibrous Scaffolds

This procedure describes a method to fabricate a multifaceted substrate to direct nerve cell growth. This system incorporates mechanical, topographical, adhesive and chemical signals. Mechanical properties are controlled by the type of material used to fabricate the electrospun fibers. In this protocol we use 30% methacrylated Hyaluronic Acid (HA), which has a tensile modulus of ~500 Pa, to produce a soft fibrous scaffold. Electrospinning on to a rotating mandrel produces aligned fibers to create a topographical cue. Adhesion is achieved by coating the scaffold with fibronectin. The primary challenge addressed herein is providing a chemical signal throughout the depth of the scaffold for extended periods. This procedure describes fabricating&#160;poly(lactic-co-glycolic acid) (PLGA) microspheres that contain Nerve Growth Factor (NGF) and directly impregnating the scaffold with these microspheres during the electrospinning process. Due to the harsh production environment, including high sheer forces and electrical charges, protein viability is measured after production. The system provides protein release for over 60 days and has been shown to promote primary nerve cell growth.

This protocol combines electrospinning and microspheres to develop tissue engineered scaffolds to direct neurons. Nerve growth factor was encapsulated within PLGA microspheres and electrospun into Hyaluronic Acid (HA) fibrous scaffolds. The protein bioactivity was tested by seeding the scaffolds with primary chick Dorsal Root Ganglia and culturing for 4-6 days.

繊維状足場に微小球を離すエレクトロ成長因子

This procedure describes a method to fabricate a multifaceted substrate to direct nerve cell growth.  This system incorporates mechanical, topographical, ...

Generation of a Three-dimensional Full Thickness Skin Equivalent and Automated Wounding

In vitro models are a cost effective and ethical alternative to study cutaneous wound healing processes. Moreover, by using human cells, these models reflect the human wound situation better than animal models. Although two-dimensional models are widely used to investigate processes such as cellular migration and proliferation, models that are more complex are required to gain a deeper knowledge about wound healing. Besides a suitable model system, the generation of precise and reproducible wounds is crucial to ensure comparable results between different test runs. In this study, the generation of a three-dimensional full thickness skin equivalent to study wound healing is shown. The dermal part of the models is comprised of human dermal fibroblast embedded in a rat-tail collagen type I hydrogel. Following the inoculation with human epidermal keratinocytes and consequent culture at the air-liquid interface, a multilayered epidermis is formed on top of the models. To study the wound healing process, we additionally developed an automated wounding device, which generates standardized wounds in a sterile atmosphere.

The goal of this protocol is to build up a three-dimensional full thickness skin equivalent, which resembles natural skin. With a specifically constructed automated wounding device, precise and reproducible wounds can be generated under maintenance of sterility.

三次元の全層皮膚等価物と自動傷つけ処理の発生

In vitro models are a cost effective and ethical alternative to study cutaneous wound healing processes. Moreover, by using human cells, these models ...

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.

バイオメディカル応用のための機械的に調整可能な生物活性金属スキャフォールドの作製

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

Engineering Three-dimensional Epithelial Tissues Embedded within Extracellular Matrix

The architecture of branched organs such as the lungs, kidneys, and mammary glands arises through the developmental process of branching morphogenesis, which is regulated by a variety of soluble and physical signals in the microenvironment. Described here is a method created to study the process of branching morphogenesis by forming engineered three-dimensional (3D) epithelial tissues of defined shape and size that are completely embedded within an extracellular matrix (ECM). This method enables the formation of arrays of identical tissues and enables the control of a variety of environmental factors, including tissue geometry, spacing, and ECM composition. This method can also be combined with widely used techniques such as traction force microscopy (TFM) to gain more information about the interactions between cells and their surrounding ECM. The protocol can be used to investigate a variety of cell and tissue processes beyond branching morphogenesis, including cancer invasion.

This manuscript describes a soft lithography-based technique to engineer uniform arrays of three-dimensional (3D) epithelial tissues of defined geometry surrounded by extracellular matrix. This method is amenable to a wide variety of cell types and experimental contexts and allows for high-throughput screening of identical replicates.

細胞外マトリックス内に埋め込まれたエンジニアリング三次元上皮組織

The architecture of branched organs such as the lungs, kidneys, and mammary glands arises through the developmental process of branching morphogenesis, ...

Fabrication of Inverted Colloidal Crystal Poly(ethylene glycol) Scaffold: A Three-dimensional Cell Culture Platform for Liver Tissue Engineering

The ability to maintain hepatocyte function in vitro, for the purpose of testing xenobiotics&#39; cytotoxicity, studying virus infection and developing drugs targeted at the liver, requires a platform in which cells receive proper biochemical and mechanical cues. Recent liver tissue engineering systems have employed three-dimensional (3D) scaffolds composed of synthetic or natural hydrogels, given their high water retention and their ability to provide the mechanical stimuli needed by the cells. There has been growing interest in the inverted colloidal crystal (ICC) scaffold, a recent development, which allows high spatial organization, homotypic and heterotypic cell interaction, as well as cell-extracellular matrix (ECM) interaction. Herein, we describe a protocol to fabricate the ICC scaffold using poly (ethylene glycol) diacrylate (PEGDA) and the particle leaching method. Briefly, a lattice is made from microsphere particles, after which a pre-polymer solution is added, properly polymerized, and the particles are then removed, or leached, using an organic solvent (e.g., tetrahydrofuran). The dissolution of the lattice results in a highly porous scaffold with controlled pore sizes and interconnectivities that allow media to reach cells more easily. This unique structure allows high surface area for the cells to adhere to as well as easy communication between pores, and the ability to coat the PEGDA ICC scaffold with proteins also shows a marked effect on cell performance. We analyze the morphology of the scaffold as well as the hepatocarcinoma cell (Huh-7.5) behavior in terms of viability and function to explore the effect of ICC structure and ECM coatings. Overall, this paper provides a detailed protocol of an emerging scaffold that has wide applications in tissue engineering, especially liver tissue engineering.

Fabrication of Inverted Colloidal Crystal Polyethylene glycol Scaffold: A Three-dimensional Cell Culture Platform for Liver Tissue Engineering

This manuscript presents a detailed protocol for the fabrication of an emerging three-dimensional hepatocyte culture platform, the inverted colloidal crystal scaffold, and the concomitant techniques to assess hepatocyte behavior. The size-controllable pores, interconnectivity and ability to conjugate extracellular matrix proteins to the poly(ethylene glycol) (PEG) scaffold enhance Huh-7.5 cell performance.

肝組織工学のための三次元細胞培養プラットフォーム：逆コロイド結晶ポリ（エチレングリコール）足場の作製

The ability to maintain hepatocyte function in vitro, for the purpose of testing xenobiotics&#39; cytotoxicity, studying virus infection and developing ...

Culturing Mammalian Cells in Three-dimensional Peptide Scaffolds

A useful technique for culturing cells in a self-assembling nanofiber three-dimensional (3D) scaffold is described. This culture system recreates an environment that closely mimics the structural features of non-polarized tissue. Furthermore, the particular intrinsic nanofiber structure of the scaffold makes it transparent to visual light, which allows for easy visualization of the sample under microscopy. This advantage was largely used to study cell migration, organization, proliferation, and differentiation and thus any development of their particular cellular function by staining with specific dyes or probes. Furthermore, in this work, we describe the good performance of this system to easily study the redifferentiation of expanded human articular chondrocytes into cartilaginous tissue. Cells were encapsulated into self-assembling peptide scaffolds and cultured under specific conditions to promote chondrogenesis. Three-dimensional cultures showed good viability during the 4 weeks of the experiment. As expected, samples cultured with chondrogenic inducers (compared to non-induced controls) stained strongly positive for toluidine blue (which stains glycosaminoglycans (GAGs) that are highly present in cartilage extracellular matrix) and expressed specific molecular markers, including collagen type I, II and X, according to Western Blot analysis. This protocol is easy to perform and can be used at research laboratories, industries and for educational purposes in laboratory courses.

Here, we present a protocol to obtain 3D-culture systems in self-assembling peptide scaffolds to promote the differentiation of dedifferentiated human articular chondrocytes into cartilage-like tissue.

三次元ペプチド足場で哺乳動物の細胞を培養

A useful technique for culturing cells in a self-assembling nanofiber three-dimensional (3D) scaffold is described. This culture system recreates an ...