저자는 감사 접착 인장 시험 프로토콜의 개발에 박사 제니퍼 Kadlowec의 도움을 인정하고 싶습니다. 이 책에서보고 된 연구는 관절염 및 근골격계 및 피부 질환의 국립 연구소와 보너스 번호 1R15의 AR 063920-01에서 바이오 메디컬 이미징 및 국립 보건원의 생물의 국립 연구소에 의해 지원되었다. 내용은 전적으로 저자의 책임이며 반드시 국립 보건원의 공식 견해를 대변하지 않습니다.

저자는 공개 아무것도 없어.

하이드로 겔 미세 입자 복합체를 합성하고 접착 강도를 평가, 능력 및 세포 생체 적합성을 붓기 몇 가지 중요한 단계가 있습니다. PNIPAAm-g-CS의 자유 라디칼 중합은 콘드로이틴 설페이트 성공적 메타 크릴 단량체 성분을 완전히 용해 및 무산소 반응 조건을 필요로한다. 이 네이티브 추간 원판 조직 (29)과 유사한 기계적 특성을 갖는 공중 합체를 생성하기 위해, 우리의 이전 연구에서 입증 되었기 때문에, 반응 혼합물 중 메타 크릴 레이트 콘드로이틴 설페이트 NIPAAm 단량체의 비율은 선택되었다. 하이드로 겔 콘드로이틴 설페이트의 양을 늘리면 겔화 중에 수분 손실을 감소시키고, 따라서 겔의 압축 강성이 감소한다. 수용액에 용해 될 때 메타 크릴 화의 선택도는도 18 G 바늘을 통하여 입성 유리한 처리 특성을 갖는 하이드로 겔을 제조하는 것으로 입증 된 &lt;SUP&gt; 29. LCST 아래 증가 용액 점도를 일으키고 기능을 팽윤 겔을 감소 고분자 네트워크의 가교 밀도를 증가 할 CS의 크릴 교체 증가 정도. 기타는 원자 이동 라디칼 중합 (ATRP) 35 또는 역방향 부가 분열의 연쇄 이동 (RAFT) (36)로 PNIPAAm 하이드로 겔의 합성에 다른 방법을 연구 하였다. ATRP 중합을 통해 비 이니시에이터 단량체를 변경하여 튜닝 순화 분자량 좁은 다 분산 하이드로 겔의 개발을 유도 하였다. 관능기 따라서 중합체 사슬 얽힘 및 상 분리에 영향을 미치는, RAFT 중합하여 빗살 형상으로 그래프트 될 수있다. 균질 유 중수 혼합물을 균일 한 가교 결합 된 알기 네이트 미립자를 만드는 것이 필요하다. 유화 방법은, 그러나 둘 micropa 수행 간단하고 유해한 화학 물질의 사용을 요구하지 않는다rticle 모양과 분포를 제어하기가 어렵다. 미립자 크기에 따라서 작은 입자와 반대를 생성 에멀젼 교반 속도를 증가시킴으로써 변경 될 수있다. 이 특정 연구에서, 알지네이트 미립자의 크기는 부종, 기계, 또는 세포 생존 능력에 영향을 미칠 수있는 잠재적 인 속성으로 조사 하였다. 광산란 또한 평균 미립자 크기를 측정하는 대신 이용 될 수있다. 이러한 계면 활성제의 종류 및 알긴산 농도와 같은 다른 유화 특성은 미세 입자의 크기와 골재 형성 (37)에 영향을 미칠 것입니다. 미립자 크기를 줄이는 것이다 알긴산의 농도를 감소하지만 응집이 형성되기 더 쉽다. 계면 활성제의 친수성과 소수성의 변동 때문에 에멀젼 내의 액적 크기 변경, 오일 및 물 상 사이의 표면 장력에 영향을 미칠 것이다. 알긴산 미립자는 다르게 균일 particl 허용하는 미세 유체 소자를 사용하여 제조 될 수있다E 형상과 좁은 입도 분포 38. 이 기술은 채널을 통해 흐르고, 염화칼슘 욕 입사 연속 오일 상 내에 분산 알긴산 위상 포함한다. 스프레이 draying는 아주 작은 미세 입자 (39)를 생성하는 또 다른 기술이다. 그 알긴산 단백질 또는 성장 인자와 함께로드 될 수 있고, 가교 아연 또는 바륨과 같은 다른 가의 이온이 될 수 주목하는 것도 중요하다. 이 작품에서 우리는 조직 공학의 잠재적 인 응용 프로그램과 접착 시스템을 특징. 우리의 인장 시험시 특히 돼지 연골 접촉 복합체의 접착 강도를 정량화하는 것이다. 기판의이 유형은 추간판의 연골 단부 판에 하이드로 겔 복합체의 접착 성을 모방하기 위해 선택되었다. 이러한 돼지 피부와 같은 다른 조직 기재는, 접착제 (40)의 강도를 정량화하는 대안으로서 사용될 수 있지만, 티슈 타입 것의도 된 용도에 따라 다양하다. 식염수 수조 사용하기 전에 복합 미리 냉각 적합한 온도 제어를 유지 정확한 기계적 특성을 측정하는 데 중요하다. 37 ℃ 이상의 상승 된 수욕 온도는 37 ° C 기계적 이하 시험 복합 의한 상 분리의 부족으로 인장 강도를 나타낼 것이다 감소 동안 하이드로 겔이 급격히 수축 뻣뻣하게됩니다. 현재, 우리는 다양한 주사 접착 제제의 전단 접착 강도를 조사하는 방법을 개발하고있다. 향후 연구는 접착제가 환상의 결함을 통해 압출 저항 및 척추 운동 분절에 생체 역학적 기능을 복원 여부를 결정하는 돼지의 사후 관리와 생체 기계적인 테스트를 수행 포함됩니다. 감소 된 질량 이상의 결과, 32 ° C 이상, PNIPAAm-g-CS는 축소 인해 PNIPAAm의 LCST 동작으로 하이드로 겔 매트릭스에서 물을 추방PBS에서 7 일 동안 (도 2). 반대로, 알긴산 미립자의 첨가는 미립자의 25 밀리그램 / m의 농도가 더욱 더 50 ㎎ / ㎖에서 유의 적으로 증가 질량 팽윤 효과 접착제 (p &lt;0.05)를 부여한다. PNIPAAm-g-CS는 효소 (29)의 존재하에 선택적으로 분해 가능한 것으로 도시되어 있기 때문에 본 연구에서 팽윤 하이드로 겔 습윤 질량의 변화는 환경과 환수로 인한 것 같다. 팽창 연구를 위해 개발 된 프로토콜 단계의 대부분은 적응 PNIPAAm-g-CS의 thermoreversibility 기반으로했다. 하이드로 겔 디스크는 완전히 다르게 겔은 분산되며, 미리 가온 된 PBS 용액을 첨가하기 전에 37 ℃에서 전환한다. 하이드로 겔은 다시 액체와 같은 상태로 복귀하기 전에 일주일 동안 팽창 한 후, PBS 솔루션은 신속하고 신중하게 유리 병에서 제거해야합니다. 이 문서에 설명 된 붓기 프로토콜을 완벽하게 시뮬레이션하지 않음을 유의해야한다기본 IVD의 생체 내 환경입니다. 생체 내에서 지지체의 팽창 특성은 주변 조직 (41)과 겔의 열화 거동의 삼투압에 의존 할 것이다. 그러나, 일반적으로, 알지네이트 미립자 혼입으로 증가 붓기 용량은 생리적 온도에서 공간 충전을 유지하기 위해 주사 하이드로 겔 도움이 될 것으로, 유리한 간주됩니다. 예컨대 팽윤 율 및 물 함량과 같은 특성을 추가 건조 질량을 측정하여 계산 될 수있다. 미래 팽창 연구는 삼투압을 적용하고 IVD의 생체 내 환경을 모방하는 폴리에틸렌 글리콜 (MW = 20,000g / mol)의 욕조에 대한 하이드로 겔 디스크 침지 포함한다. 이외에도 기계적 팽창 특성에서, 접착제는 적절한 지지체로서 간주되기 위해서는 세포 생체 적합성을 나타내는한다. 이전 연구는 encapsula의 생존을 증명하고있다42, 43 알긴산 및 PNIPAAm 기반 자료 44, 45에서 테드 세포. 은 / 실시간 데드하고 XTT 분석 모두의 결과 (도 3 및 4) 오일 걸쳐 적절한 세포 생존을 제안 이러한 선행 연구 결과와 일치한다. 우리 연구소는 또한 긴 시간 코스 (이십일일)를 통해 생존의 예비 조사를 실시하고 비슷한 동작을 관찰했다. 일반적으로, PNIPAAm-g-CS와 미세 입자의 흑자는 피펫 전송 중에 재료 손실을 설명 할 준비를해야한다. 일단 다시, 37 ℃에서 적절한 온도 조건을 유지하여 골격 구조를 유지하는 것이 매우 중요하다. 발판 네트워크는 액체와 같은 상태, 세포 부착과 생존에 젤에서 복귀하면 손상된 될 수 있습니다. 라이브 / 죽은 분석에 관해서, 시트르산 나트륨 알지네이트 미립자의 제거 및 해체에 중요한 역할을한다. 구연산 나트륨은 calci 사이의 가교 행동을 역전UM 알긴산 및 (46)을 형성하는 슬러리를 야기한다. PBS로 추가 세척을 PNIPAAm-g-CS를 제거 또는 알긴산은 이미지의 품질을 향상시키기 위해 수행 될 수있다. XTT 분석하는 동안, 어떤 세포를 포함하지 않는 폴리머 샘플은 웰 플레이트에서 생성됩니다. 이러한 복제는 빈 기준 역할을하고 정확한 흡광도 값을 계산해야한다. 우리의 예비 생존 연구는 엄격히 HEK-293 세포를 사용을 기반으로합니다. 앞으로의 연구에서, 추간판 세포로 캡슐화 된 지방 유래 중간 엽 줄기 세포의 분화 (AD-MSC)를 증명한다. NP-같은 표현형을 향해 AD-MSC 차별화 동적 압축 47 저산소증 48, 49을 사용하여 증명되었다. 전반적으로, 제안 된 접착제는 재생 전략의 성공은 입술에 발판 능력에 따라 달라집니다 추간 디스크로로드 베어링 분야에서 조직 공학 응용 프로그램에 대한 약속을 보여줍니다모션 및로드하는 동안 전위를 인도 표준시. 이 시스템은 잠재적으로 원하는 애플리케이션 특정 세포 외 매트릭스 단백질 또는 성장 인자를 방출하도록 구성 될 수 있다는 매우 다재다능하다. 중요한 것은, 여기 기재된 방법은 thermogelling 중합체 어떠한 특성화 연구에 적용 할 수있다.

주사 가능한 생체 물질 편리 액체로 체내에 전달 반응계에서 고화 될 수들이다. 이러한 물질은이 셀 (5)을위한 3 차원 임시 외 기질로서 해당 사이트 1-4 행위 캡슐화 세포 전달하기 위해 사용되는 재생 의료에 광범위하게 적용되고있다. 주입 수술 절차와 최소 침습있는 고상 불규칙 정의 크기 임플란트에 대한 필요성을 제거, 조직 결손 형 채울 수 있기 때문에 환자의 경우, 주사 가능한 생체 물질이 유리하다. 입성는 다양한 메커니즘을 통해 달성 될 수있다. 외부 요인은 pH를 원한다면, 세포 및 생체 활성 분자를 캡슐화 6-8 겔의 형성을위한 트리거로 조사되었다. 그러나, pH는 모든 생리적 환경에서 사용하기 가장 편리한 트리거하지 않을 수 있습니다. 또 다른 전통 알터입성을 달성적인 시츄 화학 중합 또는 가교 결합에 사용된다. 그룹은 암모늄 및 N, N, N &#39;, N&#39;-tetramethylethylenediamine 이루어지는 수용성 산화 환원 시스템을 개발하여 폴리에틸렌 글리콜과 폴리 (프로필렌) 9,10 글리콜 이루어지는 거대 단량체의 반응을 위해 사용했다. ZAN 외. 11 개발 주사 키토산 폴리 비닐 네트워크는 글루 타르 알데히드와 가교 결합. 이러한 시스템에서, 반응성 성분의 세포 독성은 세포, 특히 밀봉에 관련된 애플리케이션에 고려되어야한다. 또한, 발열 중합은 고분자 뼈 (12, 13)를 시멘트에 대해보고 된 주변 조직을 손상 충분히 높은 온도를 생성 할 수 있습니다. 또 다른 주사 가능한 중합체 시스템은 트리거로 온도를 고체 상태로부터 액체의 변화를 나타내는 개발되었다. thermogelling 시스템으로 알려진 이들은 aqueo 있습니다우리 현장 형성 (14)에 달성하기 위해 화학적 자극, 단량체 또는 가교제를 필요로하지 않는 폴리머 솔루션을 제공합니다. 오히려 보통 생리 온도 근처에서 발생하는 위상 변화는 물리적으로 가교 된 3 차원 네트워크의 형성을 유도한다. 이러한 플루로 닉 F127과 같은 폴록 사머은 약물 전달 15-17 세포 캡슐화 (18, 19)를 thermogelling에 가장 널리 연구 폴리머 중입니다. 그러나, 물론 이러한 겔이 생리적 조건에서 안정성이 부족한 것이 허용된다. 연구 사슬 연장 제 (20) 또는 화학적 가교제 (21, 22)를 사용하여 향상된 안정성을 증명하고있다. 그럼에도 불구하고,이 시약의 사용은 전지 밀봉 용 재료의 가능성을 제한 할 수있다. 폴리 (N- 이소 프로필)은 조직 공학 및 약물 전달 (14)에 상당한 관심을 받았다 합성 thermogelling의 중합체이다. 폴리의 수용액 (N-isoprop아크릴 아미드) (PNIPAAm)는 낮은 임계 용액 온도 (LCST)를 나타내는 일반적으로 약 32 발생 - 34 ° C (23, 24)를. LCST 아래, 물 PNIPAAm 체인 수분을. 전이 온도 이상의 중합체 독성 모노머 또는 가교 결합제를 사용하지 않고 극적인 상분리 25-27 고체 겔의 형성을 초래 소수성된다. 그러나 PNIPAAm 단독 중합체는 가난한 탄성 특성을 나타낸다 의한 소수성 (28)에 생리적 온도에서 약간의 물을 개최합니다. 본 연구에서는 효소 분해성 29 항 염증 활성 (30, 31), 및 증가 된 물 및 영양소 흡수 (32)에 대한 가능성을 제공 PNIPAAm 네트워크에 공유 콘드로이틴 설페이트를 포함하도록 선택. CS와 PNIPAAm 공중 합체는 그래프트 공중 합체 (PNIPAAm-g-CS)를 형성하는 메타 크릴 레이트 - 기능화 CS의 존재하에 단량체를 중합하여 NIPAAm 우리 실험실에서 제조 하였다. 벡공중 합체의 낮은 가교 밀도의 ause는 PNIPAAm-g-CS 인해 LCST 29 RT 중의 점성 용액 및 생리 온도에서 탄성 겔을 형성한다. 중합체 용액 인해 전환 가역성 다시 LCST보다 냉각시 유동성이된다. 우리는 PNIPAAm-g-CS 인해 기계 맞출 수있는 특성, 분해성, 인간 배아 신장 (HEK)와 cytocompatibility 293 세포 (29), 조직 공학 발판 역할을 할 수있는 잠재력을 가지고 있음을 증명하고있다. 그러나, 추간판 등의 특정 부하지지 영역에서, 조직 공학 골격은 탈구 (33)의 위험을 제거하기 위해 디스크 주변 조직과 상당한 계면을 형성 할 수있는 능력을 가져야한다. 이 인터페이스는 임플란트와 조직 (33) 사이의 인터페이스를 통해 힘의 적절한 전송을 위해 필요하다. 우리의 작업에서 우리는 중단 가지고lginate PNIPAAm-g-CS의 수용액에서의 미세 입자 및 겔화 조직 (34) 주변에 접착 성을 제공하는 미세 입자를 지역화 것을 발견했다. 본 논문에서는 thermogelling, 접착제 폴리머의 준비 단계를 설명합니다. 생존율의 표준 생체 재료 특성 세포 이미징을위한 기술 및 분석은 고려 중합체의 온도 감도와 위상 천이의 가역성을 취하도록 하였다. 이 문서에 설명 된 주사 중합체는이 문서에서 설명 된 이외의 약물 전달 및 조직 공학 응용 프로그램에 대한 다양한 가능성이있다. 또한, 여기에 설명 된 특성화 방법 thermogelling 다른 시스템들에 적용 할 수있다.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="885">
	<tbody>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">N-isopropylacrylamide, 99%, pure, stabilized</td>
			<td style="width:164px;">Acros Organics</td>
			<td style="width:120px;">2210-25-5</td>
			<td style="width:347px;">Refrigerate and remove stabilier with hexane</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Chondroitin sulfate A sodium salt (from bovine trachea)</td>
			<td style="width:164px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:120px;">39455-18-0</td>
			<td style="width:347px;">Refrigerate</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Hexanes</td>
			<td style="width:164px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:120px;">H302-4</td>
			<td style="width:347px;">Store in a flammable cabinet</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">50% (w/w) sodium hydroxide</td>
			<td style="width:164px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:120px;">SS254-1</td>
			<td style="width:347px;">Caustic in nature</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Methacrylic anhydride</td>
			<td style="width:164px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:120px;">276685</td>
			<td style="width:347px;">Strong fumes; use in a fume hood</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Acetone</td>
			<td style="width:164px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:120px;">A18-4</td>
			<td style="width:347px;">Chill in a refrigerator prior to use</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Nitrogen Gas</td>
			<td style="width:164px;">Praxair</td>
			<td style="width:120px;">7727-37-9</td>
			<td style="width:347px;">Part Number: NI 4.8, cylinder style T, 99.998% pure nitrogen (Argon may be used as an alternative inert gas)</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Tetramethylethylenediamine, 99% extra pure</td>
			<td style="width:164px;">Acros Organics</td>
			<td style="width:120px;">110-18-9</td>
			<td style="width:347px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Ammonium persulfate</td>
			<td style="width:164px;">Sigma Aldrich</td>
			<td style="width:120px;">A3678</td>
			<td style="width:347px;">Hygroscopic and degrades in the presence of water</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Phosphate buffered saline tablets</td>
			<td style="width:164px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:120px;">BP2944</td>
			<td style="width:347px;">Keep dry</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Alginic acid, sodium salt</td>
			<td style="width:164px;">Acros Organics</td>
			<td style="width:120px;">177775000</td>
			<td style="width:347px;">Use heat to aid in dissolving</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Calcium chloride dihydrate</td>
			<td style="width:164px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:120px;">C79</td>
			<td style="width:347px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Canola oil</td>
			<td style="width:164px;">Local store</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Obtain from a local store</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Tween 20</td>
			<td style="width:164px;">Sigma-Aldrich</td>
			<td style="width:120px;">93773</td>
			<td style="width:347px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">70% (v/v) Isopropoanol</td>
			<td style="width:164px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:120px;">A416-4</td>
			<td style="width:347px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Porcine ears</td>
			<td style="width:164px;">Haine&#39;s Pork Shop</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Obtain from a local butcher</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Sodium Chloride</td>
			<td style="width:164px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:120px;">S271-3</td>
			<td style="width:347px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Human embryonic kidney 293 cells</td>
			<td style="width:164px;">ATCC</td>
			<td style="width:120px;">ATCC CRL-1573</td>
			<td style="width:347px;">Store in liquid nitrogen for long-term use</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">DMEM: 1X, high glucose, no pyruvate</td>
			<td style="width:164px;">Life Technologies</td>
			<td style="width:120px;">11965126</td>
			<td style="width:347px;">Refrigerate</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Fetal bovine serum</td>
			<td style="width:164px;">Life Technologies</td>
			<td style="width:120px;">10082-147</td>
			<td style="width:347px;">Refrigerate</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Penn Strep: 10,000 U/ml</td>
			<td style="width:164px;">Life Technologies</td>
			<td style="width:120px;">15140-122</td>
			<td style="width:347px;">Refrigerate</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Trypsin-EDTA: 0.5%, 10X</td>
			<td style="width:164px;">Life Technologies</td>
			<td style="width:120px;">15400-054</td>
			<td style="width:347px;">Refrigerate</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Methanol</td>
			<td style="width:164px;">VWR</td>
			<td style="width:120px;">AAA44571-K7</td>
			<td style="width:347px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Live/Dead Cell viability kit</td>
			<td style="width:164px;">Life Technologies</td>
			<td style="width:120px;">L3224</td>
			<td style="width:347px;">Light sensitive, keep frozen</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">XTT cell viability kit</td>
			<td style="width:164px;">Sigma Aldrich</td>
			<td style="width:120px;">TOX2-1KT</td>
			<td style="width:347px;">Light sensitive, keep frozen</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Clear DMEM: 1X, high glucose, no phenol</td>
			<td style="width:164px;">Life Technologies</td>
			<td style="width:120px;">21063-029</td>
			<td style="width:347px;">Refrigerate</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Dulbecco&#39;s PBS: 1X</td>
			<td style="width:164px;">Life Technologies</td>
			<td style="width:120px;">14190136</td>
			<td style="width:347px;">Refrigerate</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Sodium citrate</td>
			<td style="width:164px;">EMD</td>
			<td style="width:120px;">SX0445-1</td>
			<td style="width:347px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Positive displacement pipette</td>
			<td style="width:164px;">BrandTech Scientific, INC</td>
			<td style="width:120px;">2702904</td>
			<td style="width:347px;">Dispenses 100 - 500 &#181;L and comes with attachable tips</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">No 3. Stainless Steel scalpel handle</td>
			<td style="width:164px;">Sigma Aldrich</td>
			<td style="width:120px;">S2896</td>
			<td style="width:347px;"></td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Miltex sterile surgical blades</td>
			<td style="width:164px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:120px;">12-460-440</td>
			<td style="width:347px;">Size 10</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Power gem homogenizer</td>
			<td style="width:164px;">Fisher Scientific</td>
			<td style="width:120px;">08-451-660</td>
			<td style="width:347px;">Model # 125</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Porcelain mortar and pestle</td>
			<td style="width:164px;">Sigma Aldrich</td>
			<td style="width:120px;">Z247464</td>
			<td style="width:347px;">Holds 50 mL</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">FreeZone 1 L benchtop freeze dry system</td>
			<td style="width:164px;">Labconco</td>
			<td style="width:120px;">7740020</td>
			<td style="width:347px;">Freeze samples prior to use</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Oil sealed rotary vane pump</td>
			<td style="width:164px;">Edwards</td>
			<td style="width:120px;">A65301906</td>
			<td style="width:347px;">Model # RV5</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Incubating orbital shaker</td>
			<td style="width:164px;">VWR</td>
			<td style="width:120px;">12620-946</td>
			<td style="width:347px;">Model # 980153</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Benchtop refrigerated centrifuge</td>
			<td style="width:164px;">Forma Scientific, INC</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Model # 5682</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Heated ovens</td>
			<td style="width:164px;">VWR</td>
			<td></td>
			<td style="width:347px;">Model # 1235PC</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">2 N force gauge</td>
			<td style="width:164px;">Shimpo</td>
			<td style="width:120px;">FGV-0.5XY</td>
			<td style="width:347px;">Model # FGV-0.5XY</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">E-force test stand</td>
			<td style="width:164px;">Shimpo</td>
			<td style="width:120px;">FGS-200PV</td>
			<td style="width:347px;">Model # FGS-200PV</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Tissue culture swinging bucket centrifuge</td>
			<td style="width:164px;">Beckman Coulter</td>
			<td style="width:120px;">366830</td>
			<td style="width:347px;">Model #6S-6KR</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Tissue culture microcentrifuge</td>
			<td style="width:164px;">Eppendorf</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Model #5415C</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Hemacytometer set</td>
			<td style="width:164px;">Hausser Scientific</td>
			<td style="width:120px;">3720</td>
			<td style="width:347px;">Requires replacement cover glass slips</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Slide warmer</td>
			<td style="width:164px;">Lab Scientific</td>
			<td style="width:120px;">XH-2022</td>
			<td style="width:347px;">Model # XH-2002</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Portable heating lamp</td>
			<td style="width:164px;">Underwriters Laboratories</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Helps to maintain polymer temperature at 37&#176;C</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Inverted fluorescent microscope</td>
			<td style="width:164px;">Zeiss</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Model Axiovert 25 CFL</td>
		</tr>
		<tr height="40">
			<td height="40" style="height:40px;width:255px;">Heated water bath</td>
			<td style="width:164px;">VWR</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Model # 1235PC</td>
		</tr>
		<tr height="36">
			<td height="36" style="height:36px;width:255px;">Rocking platform</td>
			<td style="width:164px;">VWR</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Series 100</td>
		</tr>
		<tr height="36">
			<td height="36" style="height:36px;width:255px;">Multiskan FC microtiter plate reader</td>
			<td style="width:164px;">Thermo Scientific</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Type 357</td>
		</tr>
		<tr height="36">
			<td height="36" style="height:36px;width:255px;">Cell culture incubator</td>
			<td style="width:164px;">VWR</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Model # 2350T</td>
		</tr>
		<tr height="36">
			<td height="36" style="height:36px;width:255px;">Purifier class II biosafety cabinet</td>
			<td style="width:164px;">Labconco</td>
			<td style="width:120px;"></td>
			<td style="width:347px;">Delta Series</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

synthesis of thermogelling poly(n-isopropylacrylamide)-graft-chondroitin sulfate composites with alginate microparticles for tissue engineering

주사 생체 물질은 액체로 몸에 도입하고 현장에서 응고 될 수 이식 물질로 정의된다. 이러한 물질은 최소 침습적으로 쉽게 불규칙 모양의 결함에 공간을 채우는 고체를 형성 이식되는 임상 적 이점을 제공합니다. 주사 생체 재료 널리 조직 공학을위한 발판으로 조사되었다. 그러나 본문에 특정로드 베어링 영역의 수리를 들면, 추간판로, 비계는 접착 성을 소유해야합니다. 이 힘의 적절한 전송을 제공하는 운동 중에 전위의 위험을 최소화하고 주변 조직에 밀착되도록한다. 여기, 우리는 열에 민감한 폴리 (N- 이소 프로필)로 이루어진 지지체의 제조 및 특성 -graft - 콘드로이틴 황산 (PNIPAAM-g-CS) 및 알지네이트 미세 입자를 설명합니다. PNIPAAm-g-CS 공중 합체 alginat로 RT 중의 점성 용액을 형성즉 입자의 밀착성을 향상시키기 위해 정지된다. 30 ° C의 주위 하부 임계 용액 온도 (LCST) 위의 공중 합체 미립자 주위에 단단한 겔을 형성한다. 우리는 계정에 PNIPAAm-g-CS의 가역적 상전이을 표준 생체 재료 특성화 절차를 적용했다. 결과는 5 %로 50 또는 75 ㎎ / ㎖ 알긴산 입자의 혼입 (/ w를 V) PNIPAAm-g-CS 용액 단독 PNIPAAm-GCS의 접착 인장 강도 (p &lt;0.05) 네 배로 것을 나타낸다. 알지네이트 미세 입자의 결합도 크게 조직 결함 내에서 공간을 채우는 젤을 유지하는 데 도움 PNIPAAm-g-CS의 붓기 용량 (P &lt;0.05) 증가한다. 마지막으로, 2,3- 비스 관내 독성 분석 키트의 결과 (2- 메 톡시 -4- 니트로 -5- 술포 페닐) -2H- 테트라 졸륨 -5- carboxanilide (XTT) 및 라이브 / 죽은 생존력 분석법는 것을 나타 접착제 생존 캡슐화 인간 배아 신장 증식을 지원할 수있다 (HEK) 293 C오일 이상 ELL 학생.

열적 반응 그래프트 공중 합체를 성공적으로 합성 및 생체 접착 강도를 특징으로, 속성을 팽창하고, 생체 외 cytocompatibility에 있었다. 우리는 인해 잘 설립 점막 부착 특성에 알긴산을 조사하기로 결정했습니다. 14.9 ± 59.7 μm의 평균 직경을 갖는 미립자는 알긴산, 5 % 배합 (W / V) 25, 50, 75 ㎎ / ㎖의 농도에서 PNIPAAm-g-CS. 이러한 농도는 동일 반, 및 수용액 PNIPAAm-g-CS의 두 배에 해당 건조 중량을 기준으로 하였다. 75 mg의 상기 미립자 농도 / ㎖ 과도한 점도를 나타내과 조사되지 않았다. 5 %의 최대 인장 접착 강도 (W / V) PNIPAAm-g-CS 알지네이트 미립자의 농도 변화 형 하이드로 겔과 비교되었다. (/ V W) PNIPAAm-g-CS가 4 배 INC 결과 (50) 75 mg을 첨가는 / 알긴산 미립자 ml의 5 %에 ​​현탁인장 강도 (p에 rease &lt;도 1에 도시 된 바와 같이 0.05). 25 ㎎ / ㎖의 미립자의 농도는 5 % (w / v)의 PNIPAAm-g-CS (p에 비해 인장 강도의 상당한 증가를 나타내지 않았다&gt; 0.05). 5 %의 인장 강도에서 어떠한 유의 한 변화가 없었다 (/ w를 V) PNIPAAm-g-CS 알지네이트 미립자의 농도가 50 내지 75 밀리그램 / ㎖ (p&gt; 0.05)로 증가 할 때. 바이오 부착 하이드로 겔의 팽창 특성은 37 ℃에서 PBS 다양한 제형 침지 특징 하였다. 25 및 50 밀리그램 / ㎖의 알긴산 미립자 농도 동작 팽윤의 차이를 식별하기 위해 시험 하였다. 알긴산 미립자를 광학 현미경을 사용하여 측정 및 25.0 ± 14.4 μm의 평균 직경을 가지고 있었다. 7 일 후, 기록했다 하이드로 겔 디스크의 초기 및 최종 습윤 질량과 질량의 변화는 접착제 formulatio 당 여러 개의 샘플에 대해 계산 하였다N (N = 5).도 2는 모든 제형 사이 질량의 변화의 급격한 변화를 나타낸다. 5 % (W / V) PNIPAAm-g-CS 질량 감소하면서 알지네이트 미세 입자 모두 25 및 50 ㎎ / ㎖를 포함하는 접착제는, 대량의 긍정적 인 변화를 보여 주었다. 모든 샘플은 하나 크게 다른 것으로 나타났다 50 밀리그램 / 최대 팽윤 효과를 나타내는 알지네이트 미립자의 용액을 함유하는 접착제가 다른 (p &lt;0.05). 제안 된 접착제는 생체 적합성 / 라이브 데드 XTT 및 세포 독성 분석을 사용하여 정량적 조사 하였다. HEK-293 세포는 모두 5 %로 캡슐화 된 (w / v)의 PNIPAAm-g-CS 및 5 % (w / v)의 PNIPAAm-g-CS는 59.7 ± 14.9 μm의 평균 직경이 50 밀리그램 / 알긴산 미립자의 용액을 포함 . 70 % 메탄올로 사망 PNIPAAm-g-CS 세포와 캡슐화 된 세포의 단일 층은 양극과 NEGA 여겨졌다각각 컨트롤을 포지티브,. 셀 시드 제제는 5 % CO 2, 37 ℃에서 가습 배양기에서 성장 후에있어서 오일 하였다. 각 테스트는 PNIPAAm-g-CS 및 미세 입자와 PNIPAAm-g-CS 모두 좋은 세포 생존을 지적했다. 도 3의 이미지는 양성 대조군 (패널 C)로서, 모두 접착제 제제 (패널 A 및 B) 및 세포 단층에서 녹색 형광을 살아있는 세포를 나타낸다. 살해 세포 (패널 D)은 적색 형광을 세포 사멸을 나타낸다. XTT 세포 독성 시험 결과는 라이브 / 죽은 분석의 결과를 확인 하였다. 미립자의 50 ㎎ / ㎖를 함유하는 접착제의 상대적인 세포 생존율은도 4에 도시 된 바와 같이 PNIPAAm-g-CS와 비교하여 1.3 배 감소하지만, 감소 (p&gt; 0.05) 통계적으로 유의하지 않았다. PNIPAAM-g-CS 및 미세 입자와 PNIPAAM-g-CS 모두는 세포 단층 (p&gt; 0.05)에 비교 가능성을 가지고 있었다. 히드 록 사이드에 캡슐화 된 세포ogel 제제 및 세포 단층은 음성 대조군 (p &lt;0.05)에 비해 크게 다른 것으로 나타났다. 전반적으로, 이러한 결과는 미세 입자를 함유하는 접착제가 아니라 전시품 접착력하지만 좋은 생체 적합성도 증가하는 것이 시사한다. <img alt="그림 1" src="/files/ftp_upload/53704/53704fig1.jpg" /> 그림 1. PNIPAAm-g-CS (/ V 승) 5 %로 알긴산 미세 입자의 다양한 농도를 통합 한 후 인장 강도에 미치는 영향. PNIPAAm-g-CS의 인장 강도가 50, 75 밀리그램 / 알긴산 미립자 (p &lt;0.5)의 용액을 첨가하여 배로. 오차 막대는 계산 된 95 % 신뢰 구간을 나타내는 (N = 5). 알긴산 미세 입자는 ± 14.9 μm의 59.7의 평균 크기를 가지고 있었다. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53704/53704fig1large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> </A&gt; <img alt="그림 2" src="/files/ftp_upload/53704/53704fig2.jpg" /> 그림 2. 5 %의 팽창 용량에 알긴산 미세 입자의 다양한 농도의 효과 (/ V 승) PNIPAAm-g-CS가. 37 ° C PBS 7 일 침지 한 후, PNIPAAm-g-CS 인해에 젖은 질량 감소 LCST 위에 PNIPAAm의 소수성. PNIPAAm-g-CS 25 또는 50 밀리그램 / 기능을 붓기 전시 알지네이트 미세 ml의와. 미립자의 농도가 매우 수분 흡수에 기인 한 (p &lt;0.05) 7 일간 하이드로 겔의 질량 변화를 증가 증가시킨다. 오차 막대는 계산 된 95 % 신뢰 구간을 나타낸다. 알긴산 미세 입자는 ± 14.4 μm의 25.0의 평균 크기를 가지고 있었다. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53704/53704fig2large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> gether.within 페이지 = &quot;1&quot;&gt; <img alt="그림 3" src="/files/ftp_upload/53704/53704fig3.jpg" /> 5 일의 기간 동안 배양 HEK-293 세포의 그림 3. 대표 라이브 / 죽은 형광 이미지는. 세포는 알긴산의 50 ㎎ / ㎖와 (A) PNIPAAm-g-CS와 (B) PNIPAAm-g-CS에 캡슐화 된 미세 입자. 세포는 각각 양성 및 음성 대조군을 나타내는 PNIPAAm-g-CS에 메탄올 살해 (C)과 단일 층 (D)에서 재배 하였다. 라이브 / 죽은 생존력 실험 실험 당 세 개의 복제로 3 회 반복 하였다. 스케일 바는 100 μm의를 나타냅니다. 알긴산 미세 입자는 ± 14.9 μm의 59.7의 평균 크기를 가지고 있었다. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53704/53704fig3large.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> <html> ftp_upload / 53704 / 53704fig4.jpg &quot;/&gt; 와 알지네이트 미세없이 PNIPAAm-g-CS 내에서 캡슐화 된 HEK-293 세포의 알긴산 미세 입자. 생존과 PNIPAAm-g-CS의 HEK-293 세포의 그림 4. 단기 생존 능력을 평가, 5 일 후에 XTT를 사용하여 비교 하였다. 70 % 메탄올로 사망 PNIPAAm-g-CS에서 세포 단층 및 캡슐화 된 세포는 각각 양성 및 음성 대조군으로 사용 하였다. 두 PNIPAAm-g-CS 및 알지네이트 미립자와 PNIPAAm-g-CS는 세포 단층에 비해 세포 생존율의 유의 한 감소 (p&gt; 0.05) 없음 아직 사망에 비해 세포 생존 능력의 상당한 감소 (p &lt;0.05) 세포. 알긴산 미립자의 첨가는 대폭 PNIPAAm-g-CS (p&gt; 0.05)의 세포 생존율을 손상하지 않는다. 오차 막대는 계산 된 95 % 신뢰 구간을 나타내는 (N = 3, 실험에 6 회 반복). 알긴산 미립자 59.7 ± 14.9 μm의 평균 크기를 가졌다.심판 = &quot;https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53704/53704fig4large.jpg&quot;대상 = &quot;_ 빈&quot;&gt;이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.

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

폴리 (N- 이소 프로필 아크릴 아미드) - -graft 콘드로이틴 설페이트 이루어지는 주사 조직 공학적 지지체는 (PNIPAAm-g-CS) 함유 알긴산 미립자를 제조 하였다. 속성 및 생체 적합성 시험 관내에서 팽윤 접착력은 본 연구에서 분석된다. 여기서 개발 된 특성화 기술 thermogelling 다른 시스템들에 적용 할 수있다.

조직 공학 알긴산 미세 입자와 Thermogelling 폴리 (N- 이소 프로필) -graft - 콘드로이틴 황산 복합 재료의 합성

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-thermogelling-poly-n-isopropylacrylamide-graft-chondroitin

Universidad San Sebastian

Research

JoVE Journal

Bioengineering

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

11.7K 조회수.  Rowan University.  폴리 (N- 이소 프로필 아크릴 아미드) - -graft 콘드로이틴 설페이트 이루어지는 주사 조직 공학적 지지체는 (PNIPAAm-g-CS) 함유 알긴산 미립자를 제조 하였다. 속성 및 생체 적합성 시험 관내에서 팽윤 접착력은 본 연구에서 분석된다. 여기서 개발 된 특성화 기술 thermogelling 다른 시스템들에 적용 할 수있다. 

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Fabrication of Biologically Derived Injectable Materials for Myocardial Tissue Engineering

This protocol provides methods for the preparation of an injectable extracellular matrix (ECM) gel for myocardial tissue engineering applications. Briefly, decellularized tissue is lyophilized, milled, enzymatically digested, and then brought to physiological pH. The lyophilization removes all water content from the tissue, resulting in dry ECM that can be ground into a fine powder with a small mill. After milling, the ECM powder is digested with pepsin to form an injectable matrix. After adjustment to pH 7.4, the liquid matrix material can be injected into the myocardium. Results of previous characterization assays have shown that matrix gels produced from decellularized pericardial and myocardial tissue retain native ECM components, including diverse proteins, peptides and glycosaminoglycans. Given the use of this material for tissue engineering, in vivo characterization is especially useful; here, a method for performing an intramural injection into the left ventricular (LV) free wall is presented as a means of analyzing the host response to the matrix gel in a small animal model. Access to the chest cavity is gained through the diaphragm and the injection is made slightly above the apex in the LV free wall. The biologically derived scaffold can be visualized by biotin-labeling before injection and then staining tissue sections with a horse radish peroxidase-conjugated neutravidin and visualizing via diaminobenzidine (DAB) staining. Analysis of the injection region can also be done with histological and immunohistochemical staining. In this way, the previously examined pericardial and myocardial matrix gels were shown to form fibrous, porous networks and promote vessel formation within the injection region.

Methods for preparing an injectable matrix gel from decellularized tissue and injecting it into rat myocardium in vivo are described.

심근 조직 공학을위한 생물학 유래 주사용 재료의 제조

This protocol provides methods for the preparation of an injectable extracellular matrix (ECM) gel for myocardial tissue engineering applications.  ...

연구

생체공학

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.

탄성 PGS는 아티 조직 공학 공사장 공중 발판

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

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.

조직 공학을위한 Electrospun의 Fibres의 Postproduction 처리

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

Capillary Force Lithography for Cardiac Tissue Engineering

Cardiovascular disease remains the leading cause of death worldwide1. Cardiac tissue engineering holds much promise to deliver groundbreaking medical discoveries with the aims of developing functional tissues for cardiac regeneration as well as in vitro screening assays. However, the ability to create high-fidelity models of heart tissue has proven difficult. The heart&#8217;s extracellular matrix (ECM) is a complex structure consisting of both biochemical and biomechanical signals ranging from the micro- to the nanometer scale2. Local mechanical loading conditions and cell-ECM interactions have recently been recognized as vital components in cardiac tissue engineering3-5.
A large portion of the cardiac ECM is composed of aligned collagen fibers with nano-scale diameters that significantly influences tissue architecture and electromechanical coupling2. Unfortunately, few methods have been able to mimic the organization of ECM fibers down to the nanometer scale. Recent advancements in nanofabrication techniques, however, have enabled the design and fabrication of scalable scaffolds that mimic the in vivo structural and substrate stiffness cues of the ECM in the heart6-9.
Here we present the development of two reproducible, cost-effective, and scalable nanopatterning processes for the functional alignment of cardiac cells using the biocompatible polymer poly(lactide-co-glycolide) (PLGA)8 and a polyurethane (PU) based polymer. These anisotropically nanofabricated substrata (ANFS) mimic the underlying ECM of well-organized, aligned tissues and can be used to investigate the role of nanotopography on cell morphology and function10-14.
Using a nanopatterned (NP) silicon master as a template, a polyurethane acrylate (PUA) mold is fabricated. This PUA mold is then used to pattern the PU or PLGA hydrogel via UV-assisted or solvent-mediated capillary force lithography (CFL), respectively15,16. Briefly, PU or PLGA pre-polymer is drop dispensed onto a glass coverslip and the PUA mold is placed on top. For UV-assisted CFL, the PU is then exposed to UV radiation (&#955; = 250-400 nm) for curing. For solvent-mediated CFL, the PLGA is embossed using heat (120 &#176;C) and pressure (100 kPa). After curing, the PUA mold is peeled off, leaving behind an ANFS for cell culture. Primary cells, such as neonatal rat ventricular myocytes, as well as human pluripotent stem cell-derived cardiomyocytes, can be maintained on the ANFS2.

In this protocol, we demonstrate the fabrication of biomimetic cardiac cell culture substrata made from two distinct polymeric materials using capillary force lithography. The described methods provide a scalable, cost-effective technique to engineer the structure and function of macroscopic cardiac tissues for in vitro and in vivo applications.

심장 조직 공학을위한 모세관 력 리소그래피

Cardiovascular disease remains the leading cause of death worldwide1. Cardiac tissue engineering holds much promise to deliver groundbreaking medical ...

Tissue Engineering of Tumor Stromal Microenvironment with Application to Cancer Cell Invasion

3D organotypic cultures of epithelial cells on a matrix embedded with mesenchymal cells are widely used to study epithelial cell differentiation and invasion. Rat tail type I collagen and/or matrix derived from Engelbreth-Holm-Swarm mouse sarcoma cells have been traditionally employed as the substrates to model the matrix or stromal microenvironment into which mesenchymal cells (usually fibroblasts) are populated. Although experiments using such matrices are very informative, it can be argued that due to an overriding presence of a single protein (such as in type I Collagen) or a high content of basement membrane components and growth factors (such as in matrix derived from mouse sarcoma cells), these substrates do not best reflect the contribution to matrix composition made by the stromal cells themselves. To study native matrices produced by primary dermal fibroblasts isolated from patients with a tumor prone, genetic blistering disorder (recessive dystrophic epidermolysis bullosa), we have adapted an existing native matrix protocol to study tumor cell invasion. Fibroblasts are induced to produce their own matrix over a prolonged period in culture. This native matrix is then detached from the culture dish and epithelial cells are seeded onto it before the entire coculture is raised to the air-liquid interface. Cellular differentiation and/or invasion can then be assessed over time. This technique provides the ability to assess epithelial-mesenchymal cell interactions in a 3D setting without the need for a synthetic or foreign matrix with the only disadvantage being the prolonged period of time required to produce the native matrix. Here we describe the application of this technique to assess the ability of a single molecule expressed by fibroblasts, type VII collagen, to inhibit tumor cell invasion.

Tissue engineered fibroblast-derived native matrix is an emerging tool to generate a stromal substrate which supports epithelial cell proliferation and differentiation. Here a protocol applying this methodology to assess the impact of different stromal cell types on tumor cell biology is presented.

암 세포의 침략에 응용 프로그램을 사용하여 종양의 기질 미시의 조직 공학

3D organotypic cultures of epithelial cells on a matrix embedded with mesenchymal cells are widely used to study epithelial cell differentiation and ...

Engineering 3D Cellularized Collagen Gels for Vascular Tissue Regeneration

Synthetic materials are known to initiate clinical complications such as inflammation, stenosis, and infections when implanted as vascular substitutes. Collagen has been extensively used for a wide range of biomedical applications and is considered a valid alternative to synthetic materials due to its inherent biocompatibility (i.e., low antigenicity, inflammation, and cytotoxic responses). However, the limited mechanical properties and the related low hand-ability of collagen gels have hampered their use as scaffold materials for vascular tissue engineering. Therefore, the rationale behind this work was first to engineer cellularized collagen gels into a tubular-shaped geometry and second to enhance smooth muscle cells driven reorganization of collagen matrix to obtain tissues stiff enough to be handled.
The strategy described here is based on the direct assembling of collagen and smooth muscle cells (construct) in a 3D cylindrical geometry with the use of a molding technique. This process requires a maturation period, during which the constructs are cultured in a bioreactor under static conditions (without applied external dynamic mechanical constraints) for 1 or 2 weeks. The &#8220;static bioreactor&#8221; provides a monitored and controlled sterile environment (pH, temperature, gas exchange, nutrient supply and waste removal) to the constructs. During culture period, thickness measurements were performed to evaluate the cells-driven remodeling of the collagen matrix, and glucose consumption and lactate production rates were measured to monitor the cells metabolic activity. Finally, mechanical and viscoelastic properties were assessed for the resulting tubular constructs. To this end, specific protocols and a focused know-how (manipulation, gripping, working in hydrated environment, and so on) were developed to characterize the engineered tissues.

In this work, we present a technique for the rapid fabrication of living vascular tissues by direct culturing of collagen, smooth muscle cells and endothelial cells. In addition, a new protocol for the mechanical characterization of engineered vascular tissues is described.

혈관 조직 재생을위한 엔지니어링 3D Cellularized 콜라겐 젤

Synthetic materials are known to initiate clinical complications such as inflammation, stenosis, and infections when implanted as vascular substitutes. ...

Synthesis of Keratin-based Nanofiber for Biomedical Engineering

Electrospinning, due to its versatility and potential for applications in various fields, is being frequently used to fabricate nanofibers. Production of these porous nanofibers is of great interest due to their unique physiochemical properties. Here we elaborate on the fabrication of keratin containing poly (&#949;-caprolactone) (PCL) nanofibers (i.e., PCL/keratin composite fiber). Water soluble keratin was first extracted from human hair and mixed with PCL in different ratios. The blended solution of PCL/keratin was transformed into nanofibrous membranes using a laboratory designed electrospinning set up. Fiber morphology and mechanical properties of the obtained nanofiber were observed and measured using scanning electron microscopy and tensile tester. Furthermore, degradability and chemical properties of the nanofiber were studied by FTIR. SEM images showed uniform surface morphology for PCL/keratin fibers of different compositions. These PCL/keratin fibers also showed excellent mechanical properties such as Young&#39;s modulus and failure point. Fibroblast cells were able to attach and proliferate thus proving good cell viability. Based on the characteristics discussed above, we can strongly argue that the blended nanofibers of natural and synthetic polymers can represent an excellent development of composite materials that can be used for different biomedical applications.

Electrospun nanofibers have a high surface area to weight ratio, excellent mechanical integrity, and support cell growth and proliferation. These nanofibers have a wide range of biomedical applications. Here we fabricate keratin/ PCL nanofibers, using the electrospinning technique, and characterize the fibers for possible applications in tissue engineering.

의 생명 공학에 대한 각질 기반의 나노 섬유의 합성

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

Preparation of Thermoresponsive Nanostructured Surfaces for Tissue Engineering

Thermoresponsive poly(N-isopropylacrylamide) (PIPAAm)-immobilized surfaces for controlling cell adhesion and detachment were fabricated by the Langmuir-Schaefer method. Amphiphilic block copolymers composed of polystyrene and PIPAAm (St-IPAAms) were synthesized by reversible addition-fragmentation chain transfer (RAFT) radical polymerization. A chloroform solution of St-IPAAm molecules was gently dropped into a Langmuir-trough apparatus, and both barriers of the apparatus were moved horizontally to compress the film to regulate its density. Then, the St-IPAAm Langmuir film was horizontally transferred onto a hydrophobically modified glass substrate by a surface-fixed device. Atomic force microscopy images clearly revealed nanoscale sea-island structures on the surface. The strength, rate, and quality of cell adhesion and detachment on the prepared surface were modulated by changes in temperature across the lower critical solution temperature range of PIPAAm molecules. In addition, a two-dimensional cell structure (cell sheet) was successfully recovered on the optimized surfaces. These unique PIPAAm surfaces may be useful for controlling the strength of cell adhesion and detachment.

Nanoscaled sea-island surfaces composed of thermoresponsive block copolymers were fabricated by the Langmuir-Schaefer method for controlling spontaneous cell adhesion and detachment. Both the preparation of the surface and the adhesion and detachment of cells on the surface were visualized.

조직 공학 Thermoresponsive 나노 구조 표면의 제조

Thermoresponsive poly(N-isopropylacrylamide) (PIPAAm)-immobilized surfaces for controlling cell adhesion and detachment were fabricated by the ...

Tissue Engineering by Intrinsic Vascularization in an In Vivo Tissue Engineering Chamber

In reconstructive surgery, there is a clinical need for an alternative to the current methods of autologous reconstruction which are complex, costly and trade one defect for another. Tissue engineering holds the promise to address this increasing demand. However, most tissue engineering strategies fail to generate stable and functional tissue substitutes because of poor vascularization. This paper focuses on an in vivo tissue engineering chamber model of intrinsic vascularization where a perfused artery and a vein either as an arteriovenous loop or a flow-through pedicle configuration is directed inside a protected hollow chamber. In this chamber-based system angiogenic sprouting occurs from the arteriovenous vessels and this system attracts ischemic and inflammatory driven endogenous cell migration which gradually fills the chamber space with fibro-vascular tissue. Exogenous cell/matrix implantation at the time of chamber construction enhances cell survival and determines specificity of the engineered tissues which develop. Our studies have shown that this chamber model can successfully generate different tissues such as fat, cardiac muscle, liver and others. However, modifications and refinements are required to ensure target tissue formation is consistent and reproducible. This article describes a standardized protocol for the fabrication of two different vascularized tissue engineering chamber models in vivo.

Tissue Engineering by Intrinsic Vascularization in an In Vivo Tissue Engineering Chamber

This is a guideline for constructing in vivo vascularized tissue using a microsurgical arteriovenous loop or a flow-through pedicle configuration inside a tissue engineering chamber. The vascularized tissues generated can be employed for organ regeneration and replacement of tissue defects, as well as for drug testing and disease modeling.

에 내장 혈관 신생에 의하여 조직 공학<em&gt; 생체</em&gt; 조직 공학 상공 회의소

In reconstructive surgery, there is a clinical need for an alternative to the current methods of autologous reconstruction which are complex, costly and ...

Synthesis of Hydrogels with Antifouling Properties As Membranes for Water Purification

Hydrogels have been widely utilized to enhance the surface hydrophilicity of membranes for water purification, increasing the antifouling properties and thus achieving stable water permeability through membranes over time. Here, we report a facile method to prepare hydrogels based on zwitterions for membrane applications. Freestanding films can be prepared from sulfobetaine methacrylate (SBMA) with a crosslinker of poly(ethylene glycol) diacrylate (PEGDA) via photopolymerization. The hydrogels can also be prepared by impregnation into hydrophobic porous supports to enhance the mechanical strength. These films can be characterized by attenuated total reflection Fourier transform infrared spectroscopy (ATR-FTIR) to determine the degree of conversion of the (meth)acrylate groups, using goniometers for hydrophilicity and differential scanning calorimetry (DSC) for polymer chain dynamics. We also report protocols to determine the water permeability in dead-end filtration systems and the effect of foulants (bovine serum albumin, BSA) on membrane performance.

This paper reports practical methods to prepare hydrogels in freestanding films and impregnated membranes and to characterize their physical properties, including water transport properties.

물 정화를위한 막으로 방오 특성을 가진 히드로 겔의 합성

Hydrogels have been widely utilized to enhance the surface hydrophilicity of membranes for water purification, increasing the antifouling properties and ...