Yazarlar destek finansmanı için devrim Metalik Biyomalzemeler için Mühendisliği Araştırma Merkezi (ERC-0812348) ve Nanoteknoloji Lisans Eğitim (AET 1242139) aracılığıyla Ulusal Bilim Vakfı teşekkür etmek istiyorum.

Tüm protokol Araştırma Uyum ve Etik North Carolina A &amp; T State University Ofisi yönergeleri takip eder. Keratin Ekstraksiyon 4 için 1. Kimyasal Hazırlama <ol><li> davlumbaz altında,% 2 ağırlık / hacim olarak perasetik asit çözeltisi (PAS) 1000 ml hazırlamak için iyonu giderilmiş (Di) su, 980 ml perasetik asit 20 ml ekleyin. </li><li> 100 mM Tris baz çözeltisi (TBS) 1000 ml hazırlamak için, Dİ su 1000 ml Tris bazı 12.2 g ekleyin ve tümüyle çözülene kadar karıştırın. </li><li> DI suyun 30 ml konsantre edilmiş hidroklorik asit 4 ml dökülerek bir çeker ocak içinde, seyreltik hidroklorik asit çözeltisi (DHAS) hazırlayın. </li><li> kimyasal tedavi veya değiştirilmediğini insan saçı kupürleri yaklaşık 20 g tedarik. Saç herhangi bir uzunlukta olabilir. </li><li> ılık su ve sabun ile, elle iyice saçları yıkayın. son durulama için deiyonize (DI) su kullanın. </li><li> 80 ºC o iki 600 ml bardak içine saç ve yerine koymak1 saat süre ile ven. </li><li> beher altındaki sıvıyı boşaltın ve saç tamamen kuruyana kadar fırında geri yerleştirin. </li><li> Bölme, her behere saç 10 g yerleştirilmesi, 600 ml&#39;lik çanaklar arasında eşit bir şekilde saç kurutuldu. 500 ml&#39;den fazla doldurmak için saç izin vermeyin. </li><li> tüm saç kapsayacak şekilde emin her behere PAS 500 ml dökün. 12 saat parafilm ve mağaza ile beher örtün. </li></ol> Keratin Özü Çözüm 2. Hazırlık <ol><li> 500 um elek kullanılarak PAS saç ayırın. Ayrı bir kapta atık PAS toplayın. herhangi bir artık PAS kaldırmak için DI su ile iyice saçlarınızı durulayın. </li><li> 500 ml&#39;lik bir şişe içinde durulanmıştır saç yerleştirin. saç kaplıdır emin, balona TBS 400 ml dökün. 38 ° C, 1 saat boyunca 65 rpm&#39;de ayarlanmış bir çalkalama banyosu üzerinde yer şişe. </li><li> 1 saat sonra, keratin ekstraksiyon çözeltisi yaklaşık 400 ml (KS), sıvı banyonun çalkalama kaldırmak ve dökmek I1000 ml&#39;lik bir cam nBu. </li><li> Saç kaplı ve 1 saat boyunca çalkalama banyosu Lütfen yer olduğunu garanti saç ihtiva eden şişe içine DI suyun 400 ml dökün. çalkalama banyosundan balon çıkarın ve daha önce toplanan KES 1000 ml&#39;lik bir cam kaba KES kalan 400 ml dökün. saç artık gerekli ve en yakın çöp kutusuna balonun dışına atılmış ve atılabilir. </li></ol> Keratin Özü Çözüm 3. Konsantrasyon <ol><li> damıtılmış suyla üst çizgiye rotodistiller banyo doldurmak ve 90 ºC ye ayarlayın. 200 rpm olarak ayarlayın dönme hızı. Soğutucu soğutucu-pompa açın ve -10 ºC ayarlanır. </li><li> pH metre kullanılarak, KES pH izlemek yavaş yavaş pH 7.0 ulaşana kadar KES 1 mM DHAS eklemek için bir pipet kullanın. çözeltisi ilave edilir yavaş ilave edin. </li><li> Tam yaklaşık çeyreğine kadar yuvarlak tabanlı bir şişeye 500 ml nötralize KES dökün. üreticinin göre distile çalıştırın1.25 saat için protokol. <ol><li> KES tüm kadar adımı yineleyin 3.3 distile edilmiştir. Şişe sıkıca bağlı olduğundan emin olun. </li></ol></li></ol> Keratin Özü Çözüm 4. Diyaliz <ol><li> 12 ayrı 14 ml konik tüpler içine eşit KES çözüm dökün. 10 dakika boyunca 1050 x g&#39;de santrifüjleyin tüpler. </li><li> Toplanan enkaz uzak dökmek için emin olun, temiz bir behere santrifüj KES dökün. KES her santrifüj kadar yineleyin. </li><li> Dolgu 2.000 ml DI su ile dereceli silindir. </li><li> 24 inç diyaliz tüp selüloz zarı kes ve kapamak tutmak için hortumun bir ucunu klibi. </li><li> daha esnek ve açık kolaylaştırmak için DI suyun silindir tüp uzunluğunu batırın. </li><li> Diyaliz tübü selüloz membranı olmayan kesilmiş uç açık yavaş yavaş boru halinde santrifüj KES çözeltisi 60 ml dökün. Hortumun bu ucunu kapatmak için başka bir klibi kullanın. </li><li> di koymakDİ su 2,000 mi silindirde alysis boru ve 24 saat boyunca bekletin. silindir içinde her 3 ila 4 saat distile su değiştirin. </li><li> 24 saatlik bir süre sonra, 24 saat boyunca -20 ° C&#39;de derin dondurucuda üstündeki alan ve yeri terk emin olmak kapaklı kavanoz içine diyaliz KES çözüm boşaltın. </li></ol> 5. Liyofilizasyon Keratin Özü Çözüm <ol><li> -86 ºC dondurarak kurutucunun ayarlayın. </li><li> , Dondurucu dondurulmuş KES içeren kavanoz Kaldır kavanoz kapalı kapaklarını almak ve donma kurutma ampullere koyun. ampuller üzerindeki mühürler yerleştirin ve 0.133 mBar&#39;lık bir vakum basınç oluşturmak için düğmeyi çevirin. nem, tüm bitene kadar yaklaşık 48 saat boyunca örnekleri liyofilize edin. </li></ol> Elektrospinning Çözümleri 6. Hazırlama (ağırlıkça% 10 Keratin Çözümü) <ol><li> lyophilizer gelen Keratin Tozu çıkarın ve tartın. </li><li> % 10 ağırlık / ağırlık oluşturmak için Keratin toz DI su ekleyinKeratin çözüm. </li></ol> % 10 ağırlık PCL Çözüm 7. Hazırlık <ol><li> Ve trifloroetanol (TFE) - PCL (90 kDa ε-kaprolakton polimer, Mn 70) edinin. karıştırma O / N TFE ağırlık PCL tarafından% 10 hazırlayın ve homojen bir karışım elde. </li></ol> Keratin / PCL Çözüm 8. hazırlanması <ol><li> Ağırlıkça% 10 PCL çözelti, önceden hazırlanmış ve ağırlık olarak% 10, keratin çözelti elde edilir. 90:10, 80:20, 70:30 10 ml PCL / keratin çözümler ve 60:40 oranları yaratmak için akıllıca PCL çözüm damla içine keratin ekleyin. </li><li> Elektrospinning önce PCL / keratin çözeltisi homojen bir karışım elde etmek için bir vorteks kullanın. </li></ol> Electrospun PCL 9. Üretim / keratin Fiber <ol><li> 0.5 mm çaplı bir plastik tüp ile donatılmış bir 10 ml tek kullanımlık şırınga PCL / keratin çözeltisi, yaklaşık olarak 8 ml yerleştirin. Akış hızı 2.5 ml / saat olarak ayarlanır, bir şırınga pompası şırınga yerleştirin. </li><li&gt; Tüpe bağlı iğne ucu kadar gerilim uygulayın (~ yatay 30 derecede davul toplama elyaftan ~ 23 cm konumlandırılmış ve). tüp 22 kV voltaj ve yaklaşık 200 rpm&#39;de kolektör tamburu döndürmek - 19 uygulayın. <ol><li> örnek çalıştırmadan önce alüminyum folyo ile kolektör davul sarın. alüminyum folyo her iki uçta da etiketleme bant uygulayarak istikrarlı olduğundan emin olun. Not: elyaflar alüminyum folyo oluşturacak (Şekil 2), oda sıcaklığında, elyaf kapalı folyo saklayın. </li></ol></li></ol> PCL / Keratin nanoliflerden 10. Mekanik Analizi <ol><li> 8 mm, 60 mm olarak numune kesin. dijital mikrometre kullanılarak kalınlığı kaydetmek için emin olun. hazırlanan her bileşim için beş numune kullanın. </li><li> gerilme test 60 x 8 mm örneği takın. örnek takmak için özel olarak tasarlanmış örnek tutucu kullanın. çift ​​kullanarak bir dizin kartından yapılan numune sahipleri arasındaki örnek Sandwichtaraflı bant. 10 mm / dakika arasında bir yer değiştirme hızı ile 10 N yük hücresi uygulanır. Not: örnek tutucu 38 mm, 50 mm bir iç pencere ile 40 mm 62 mm olacak şekilde tasarlanmıştır. </li><li> Kayıt uzatma ve yazılım protokolüne göre yazılım aracılığıyla yük değerleri. </li><li> Test edilen örnek alam ile kuvvet bölünerek stres hesaplayın. Daha sonra, başlangıç ​​uzunluğuna göre uzunluğu değişimi bölünmesiyle suşu hesaplar. </li><li> x-ekseni gerilme değerinin karşılık gelen y-ekseninde stres çizerek gerilme-deformasyon eğrisi oluşturmak. </li><li> eğimi elastisite modülü eşittir lineer bölgeden Young modülüne hesaplayın. zorlanma ofset% 0,2 alarak ve doğrusal bölge eğrisine paralel bir çizgi çizerek gerilme deformasyon grafiğinden çekme dayanımı belirleyin. </li><li> Daha önce analiz yazılımı 8 kullanarak varyans tek yönlü analizi kullanılarak üç nüsha olarak elde edilen mekanik verilerin istatistiksel analizi yapın. P değerleri &lt;0.05 bizistatistiksel olarak anlamlı kabul yeniden. </li></ol> 11. Yüzey Morfolojisi ve Yapısal Karakterizasyonu <ol><li> electrospun elyaf morfolojisinin gözlemlemek için 15 kV voltaj ve 5 uA akım hızlandırma parametreleri ile tarama elektron mikroskobu (SEM) kullanın. <ol><li> SEM görüntü vermeden önce, lif, 2 cm2&#39;lik bir bölüm kesilir ve bakır bant kullanarak SEM aşamasına ekleyin. yaklaşık 11 nm kalınlığında bir altın tabakası oluşturmak için 1 dakika ve 30 saniye süreyle 15 mA&#39;da altın püskürtme kaplayıcı ve ceketin içine sahne yerleştirin. SEM odasına örnek yükleyin. lif örnekleri dikkate alın. </li></ol></li><li> PCL ve keratin arasındaki kimyasal bağları karakterize etmek için kızılötesi spektroskopi (FTIR) dönüşümü Fourier kullanın. Manyetik tutucu electrospun nanofiber membranın 2 cm 2 bölüm yerleştirin ve testten önce kuru hava ile sistemi temizlemek. 200 taramalar için spektrumları elde ve sta kullanarak spektrumları analizYazılım protokolüne göre ard yazılım. </li><li> Standart yazılımı kullanarak spektrum analizi yapın ve üreticinin protokolüne göre nano her oranının triplicates kullanın. </li></ol> Hücre fiber Etkileşim 12. Çalışması <ol><li> 16 mm2 örnekleri lifleri kesin. 12 mm çaplı lamelleri her bir örnek düzeltmek için bir biyolojik olarak uyumlu, silikon bazlı tutkal. </li><li> , Daha sonra da kapak kayma arkasına Numunenin serbest ucunu tutkal, lamel çevresinde örnek Sarma Yalnızca kaplı astar üst ayrılan kapak kayma arkasına elyaf numunesinin bir ucunu yapıştırmak elyaf numunesi. </li><li> 24 oyuklu bir plaka içerisinde elyaf örnekleri yer. 1 saat% 80 etanol içinde daldırarak örnekleri sterilize edin. </li><li> Distile su ile örnekleri etanol durulayın. Daha sonra, bir pipet, tüm numune kapsayacak şekilde emin numuneye bazal ortam 2 ml. 5 dakika sonra orta çıkarın. </li><li> Kullanım fibroblast 3T3 hücreleri lif örnekleri tohum. DMEM 1 ml başına / cm2 yaklaşık 62,000 hücre olduğu antibiyotik ve bu,% 10 fetal sığır serumu (FBS) ile desteklenmiş Dulbecco&#39;nun modifiye edilmiş Eagle ortamı (DMEM) içinde süspanse. </li><li> Her bir elyaf numunesi / cm2 yaklaşık 62,000 hücre ile kaplıdır temin her bir plaka olarak işlenmiş 3T3 hücre içeren DMEM çözeltisi 1 ml bırakın. 37 ° C&#39;de 24 saat% 5 CO2 için iyi inkübe edin. Not: kullanımlar% 5 CO2 bu seviyesi genellikle günde fizyolojik aralıkta hücre ortamının pH değeri korumak için. </li></ol> Nanolif Matrix 13. Parçalanma <ol><li> Kesim kare yaklaşık 30 mm x 30 mm içine PCL / keratin nano membranlar kurutulmuştur. </li><li> 10 dakika inkübasyon dönemi için% 80 alkol ile 900 mm 2 örnekleri sterilize ve DI su ile iyice yıkayın. 37 ° C&#39;de, PBS, pH 7.5, 15 ml numune inkübe edin. buf değiştirinHer 3 günde bir fer. </li><li> , Belirtilen aralıklarla çözümün dışına zarlarını alın 1 hafta ve 7 hafta ve DI su ile durulayın. </li><li> Dondurma kurutucu ampullere membran örnekleri yer. ampuller üzerindeki mühürleri yerleştirin ve bir vakum yaratmak için düğmeyi çevirin. Tamamen kuruyana kadar, 24 saat boyunca liyofilize edin. </li><li> Bakır bant kullanarak SEM sahneye kurutulmuş numune onu takın. 1 dakika ve 30 saniye süreyle 15 mA&#39;da altın püskürtme kaplayıcı ve ceketin içine sahne yerleştirin. </li><li> SEM odasına örnek yükleyin. 1.5 kV ve 5 uA akımının bir hızlandırma gerilimi lif örnekleri dikkate alın. </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>

Yazarlar hiçbir rakip mali çıkarları olduğunu beyan ederim.

insan saç keratin çıkarımı başarıyla gerçekleştirilmiştir. perasetik asit, keratin Tris bazı ile ekstre sağlayan, bir saç telinin bir oksitleyici madde olarak vermiştir. keratin tozu üretimi nedeniyle sadece araştırma amaçlı yapıldığını gerçeğine küçük ölçekli oldu. Bu prosedür, zaten büyük ölçekli üretim için endüstri kurulmuştur. küçük ölçekli keratin çıkarma amacı kirlenmesini, toplu değişkenliği ve maliyet etkinliğini kontrol etmek oldu. Keratin ekstraksiyon Bu prosedürün sınırlayıcı bir adımdır. % 2 - keratin tozun verimi 0.7, çok düşüktür. 0.4 gr keratin - insan saç 20g 0.14 vermiştir. electrospun liflerin üretiminde başka önemli bir adım Elektrospinning için uygun olan bir solüsyon formüle edilir. Keratin kolayca DI su içinde dağıtılmıştır, ancak, Elektrospinning üzerine keratin / su çözeltisi lif oluşumu ile sonuçlanmamıştır. Gerekli m sağlamak içinnanolifler bir kopolimer oluşturmak için olecular etkileşimleri çözüm tanıtıldı. TFE içinde çözülmüş PCL, hidrojen bağları sayesinde keratin ile daha güçlü etkileşim mümkün oldu. TFE nedeniyle elektronegatiflik ve asidik davranış kopolimer komplekslerinin istikrar için büyük ölçüde sorumlu oldu. Keratin hidrofilik olduğu bilinmektedir ise PCL hidrofobik olduğu bilinmektedir olması nedeniyle, yeni zorluklar PCL çözeltisi ile keratin çözelti sundu Karıştırma. Biz keratin oranı arttıkça homojen bir karışım elde etmek zordu. Bu sorun PCL çözüm bilge keratin çözüm damla eklenmesi ve 30 dakika boyunca elle vorteks ile çözüldü. SEM görüntüleri, hücre büyümesi ve çoğalması için ideal olan, mükemmel bir yüzey morfolojisi gösterir. Karşılaştırmalı FTIR sonuçları electrospun lifleri PCL ve keratin arasında iyi karışmasını göstermektedir. Bu, moleküller arası hidrojen b olabilirPCL ve keratin arasında onding. Bir diğer faktör electrospun elyaflar karışık PCL agregasyonunu engelleyen kuvvetlendirmek hızdır. yapısal ve mekanik bütünlük rejeneratif tıp uygulamalarına yönelik malzeme uygun hale PCL ve keratin arasındaki moleküler etkileşimler tarafından sürdürülür. Bu electrospun elyaflar, genç modülü doğal dokusunun yakın olduğu bulunmuştur. Mekanik olarak güçlü elyaf hücre yapışmasını ve çoğalmasını destekleyebilir. PCL / Keratin nanolifler muntazamlık, yapısal bütünlük, uygun mekanik özellikler ve hücresel uyumluluk gösterdi. 100 oranlarında PCL / keratin Young modülü (MPa): 00, 90:10, 80:20 ve 70:30, sırasıyla 10 ± 2, 8 ± 1, 5 ± 1.5 ve 4.5 ± 1.6, olduğu bulunmuştur . keratin oranı artmış katma olarak modülleri azalmıştır. PCL / keratin lifleri üzerinde hücre yapışması ve çoğalma lifler toksik değildir ve hücreler büyüme için destek sağlamak olduğunu doğrular.nano boyunca filopodia büyüme fibroblastlar ve PCL / Keratin lifleri arasında uygun bir etkileşim olduğunu gösterir. Elektrospinning tekniğin başarılı PCL / keratin bazlı nanolifler sentezlemek için kullanıldı. Bu teknik, diğer mevcut yöntemlerden farklı olarak, güvenilir ve düşük maliyetli olduğu kanıtlanmıştır ve potansiyel olarak büyük ölçekli nano üretiminde kullanılabilir. Bu çalışmada, biz PCL / Keratin esaslı kompozit nanofibröz iskeleleri potansiyel doku mühendisliği uygulamaları için biyomedikal uygulamalar ve taklit doğal ECM için kullanılması gereken sonucuna vardık.

Elektrospinning polimer nanolifler ulaşmanın bir yaygın yöntem olarak kabul edilmektedir. Lifler, bir nano üzerinde üretilebilir ve lif özellikleri 1 özelleştirilebilir. Bu gelişmeler ve electrospun nanoliflerden özellikleri özellikle doku mühendisliği biyomedikal mühendisliği uygulamaları için özellikle ilginç olmuştur. Electrospun nanolifler ekstraselüler matriks benzerlikler sahip ve böylece hücre yapışmasını, göç ve çoğalmasını 2 teşvik eder. Nedeniyle hücre dışı matrisin (ECM) Bu benzerlik, electrospun elyaf yara sargıları, ilaç uygulama yardımcı maddeler olarak kullanılabilir ve böyle karaciğer, kemik, kalp, kas 3 mühendislik dokularının. Sentetik ve doğal kökenli çeşitli polimerler arasında çeşitli farklı biyomedikal mühendislik uygulamaları 4 electrospun lifleri oluşturmak için kullanılmıştır. Son zamanlarda orada artmaktadırsentetik ve doğal polimerleri 4 harmanlayarak kompozit nano geliştirilmesinde menfaati arasında fark. Bu kompozisyonlarda nihai ürünler genellikle doğal polimerden biyolojik işaretler ve özellikleri benimseyerek sentetik polimer ile ilişkili mekanik mukavemet devralır. sentetik ve doğal polimerler, karma bir nano sentezi için kullanılmak üzere, bu deneyde, PCL keratin sunulmaktadır. Saç, yün ve çivi bulunan doğal bir polimerdir. Birçok amino asit kalıntıları içerir, önemli ilgi sistein 4,5 olduğunu. İdeal olarak, doğal olarak oluşan bir polimer, biorenewable bir biyouyumlu ve biyobozunur olacaktır. Ayrıca 6&#39;da dahil edilmiştir Biyomalzemelere hücre çoğalmasını ve eki geliştirirken Keratin bu özellikleri her üç sahiptir. Polikaprolakton (PCL) önemli olan bir emilebilir sentetik bir polimerdirdoku mühendisliği 4.. Bu polimer daha önce yapısal ve mekanik stabilite için takdir edilmiştir, ancak, bu, hücre afinitesine sahip değildir ve uzun bir bozulma oranı gösterir. PCL hidrofobik yapısı hücresi afinite 7 olmaması için olası sorumludur. Ancak, PCL diğer polimerler ile son derece karışabilir kalarak kendi sınırlamaları için yapar. Bir PCL / keratin kompozit PCL mekanik özelliklerini göstermek ve çeşitli biyomedikal uygulamalar için ideal bir seçim yapma, keratin biyolojik özelliklerini içermelidir.

<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

çeşitli alanlarda uygulama için çok yönlülüğü ve potansiyel nedeniyle Elektrospinning, sık sık nanolifler imal etmek için kullanılmaktadır. Bu gözenekli nanolifler üretimi nedeniyle eşsiz fizikokimyasal özellikleri büyük ilgi olduğunu. Burada poli (ε-kaprolakton) içeren keratin (PCL) nanolifler (yani, PCL / keratin kompozit lif) imalatı üzerinde durmak. Suda çözünür, keratin, ilk insan saç elde edilir ve farklı oranlarda PCL ile karıştırıldı. PCL / keratin harmanlanmış çözüm kurmak laboratuvar tasarlanmış elektrospinning kullanarak nanofibröz membranların dönüştürüldü. Elyaf morfolojisi ve elde edilen nano mekanik özellikleri gözlenmiştir ve tarama elektron mikroskobu ve gerilme deney cihazı kullanılarak ölçülmüştür. Ayrıca, nanofiber ve nitelik kaybı ve kimyasal özellikleri FTIR ile incelenmiştir. SEM görüntüleri farklı bileşimlerin PCL / keratin lifleri için üniform yüzey morfolojisi gösterdi. Bu PCL / keratinositlerdenn, lifler, Young modülü ve kırılma noktası olarak mükemmel mekanik özellikler göstermiştir. Fibroblast hücreleri eklemek ve iyi hücre canlılığı kanıtlayan böylece çoğalmaya başardık. Yukarıda tartışılan özelliklere dayanarak, şiddetle doğal ve sentetik polimerlerin harmanlanmış nanolifler farklı biyomedikal uygulamalarda kullanılabilir kompozit malzemelerin mükemmel bir gelişmeyi temsil edebilir söylenebilir.

lif Morfolojisi liflerin SEM görüntüleri tüm fiber bileşimler elde edilmiştir. Bakınız Şekil 3. Fiber görüntü fiberler rasgele olduğunu teyit etmektedir. mekanik Test Mekanik olarak güçlü lifler genellikle çeşitli doku mühendisliği uygulamaları için gereklidir. Bu lifler belli stres ve çevresel koşullara 9 altında yeterli güç ve esneklik tutmalıdır. Genel olarak, iskele etkileri koruyucu bir stresi önlemek için, hedef doku o yakın modüle olması ve in vivo olarak sırasında ve / ya da in vitro hücre büyümesi 10 yeterli mukavemet sağlamak için arzu edilir. Çekme cihazı Young modülüne ve lif kırılması gücünü ölçmek için kullanılmıştır. Young modülü (MPa) PCL / 100 oranlarında keratin: 00, 90:10, 80:20 ve 70:30 wsırasıyla 5 ± 1.5 ve 1.6 ± 4.5, 4 10 ± 2, 8 ± 1 olarak bulundu. Benzer bir şekilde, kopma mukavemeti (MPa) 100 oranlarında PCL / keratin: 00, 90:10, 80:20 ve 70:30 3 ± 1.2, 2 ± 0.5, 1 ± 0.2 ve 1 ± 0.3 olarak bulunmuştur sırasıyla 4, Tablo görüldüğü gibi 1. 4 görüntüler PCL.keratin oranları karşı Young modülü değişiminin grafiksel eğilim Şekil. ayrıca kopma uzaması oranı anlamakta grafik yardımcıları trend çizgisi. Yapısal ve Morfolojik Karakterizasyonu Şekil 5&#39;de, PCL / keratin kompozit nano için FTIR geçirgenlik spektrumu 2.950 cm-1, 1050 cm-1 ve 1240 cm-1 nedeniyle, sırasıyla CH2 asimetrik uzanan titreşim CO ve COC gruplan, en bantları gösterir. Cm-1 tha 1720 karbonil emilim pikt PCL özelliği de 4,11 görülebilmektedir. Emilim de bantlar (3286 cm-1), (3056 - 3075 cm-1), (1600 - 1700 cm-1), (1480 - 1580 cm-1) ve (1220 - 1300 cm-1) keratin göstergesidir proteinler. bantları amid, A, B, I, II ve III, sırasıyla ifade edilmiştir. kompozit artan keratin konsantrasyonları ile FTIR spektrumları değişim mevcut bantları ve zirveleri. Onların görünüşü varlığı ve keratin zincirlerinin yapısal yapısını gösterir, ancak, zirveler ve bantlar arasındaki etkileşimleri, bazı güçlüklere neden etmedi. Örneğin, 1600 amid I bandı mevcut - 1700 cm -1 genellikle keratin incelemek için kullanılır, ancak grup biraz PCL zirve tarafından çirkinleştirildi. Neyse ki, amid II bant PCL arasında keratin varlığı, keratin zincir konformasyon ve yapıştırma etkileşimleri kanıtlamak için yeterli olacaktırKeratin işlevsel gruplar. Hücre-Fiber Etkileşimi Hücre fiber etkileşimi incelenmiştir Taramalı Elektron Mikroskop kullanma. 6 24 saat nanolif numuneleri üzerinde kültüre edilmiş 3T3 fibroblast hücrelerinin SEM görüntülerini göstermektedir. nano örnekler hücre yapışması görünür ve çapta benzer olduğunda, hücre filopodia nano hizalanmasını olma eğilimindedir göstermektedir. Almar mavisi (AB) deneyi lifleri 3T3 hücrelerinin canlılığını ölçmek için gerçekleştirildi. AB kimyasal resazurin olduğunu. Bu flüoresan olmayan boya canlı hücrelere girer mitokondriyal redüktazlar, pembe floresan olan resorrufin için resazurin azaltır. PCL / keratin farklı oranlarda toksisite düzeyleri anlamlı bir fark yoktu. <img alt="Şekil 1" src="/files/ftp_upload/53381/53381fig1.jpg" /> &lt;<html> br /&gt; Şekil Keratin Ekstraksiyon Süreci 1. Resimler (A), çıkartma işleminden önce insan saçı temizlenmelidir.; Keratin ekstraksiyonu sonrası (B) Saç; (C) Keratin özü çözümü; (D) Liyofilize keratin tozu. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig1large.jpg" target="_blank">Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> <img alt="şekil 2" src="/files/ftp_upload/53381/53381fig2.jpg" /> Electrospun Elyaf Şekil 2. Dijital Kamera Resimleri. Alüminyum folyo üzerinde toplanan değişik oranlarda CL / keratin sentezlenmiş elyaf olarak görüntüleri. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig2large.jpg" target="_blank">Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> e 3 &quot;src =&quot; / files / ftp_upload / 53381 / 53381fig3.jpg &quot;/&gt; PCL / keratin nanoliflerden Şekil 3. SEM görüntüleri. (AC) sırasıyla 70:30, 80:20 ve 90:10, PCL / keratin oranına sahip çözeltilerden eğrilmiş nano görüntüleri. insets karşılık gelen her SEM görüntüsünün yüksek büyütme görüntüleri göstermek. SEM görüntüleri (DF) ve (GI) sırasıyla 1 ve 7 haftalık bozulması testlerinden sonra görüntüleri (AC) gösterilen lifleri temsil etmektedir. Ilavelerde ölçek çubuğu 500 nm (resim C ölçek çubuğu bakınız) temsil etmektedir. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig3large.jpg" target="_blank">Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> <img alt="Şekil 4," src="/files/ftp_upload/53381/53381fig4.jpg" /> PCL / Keratin Oranları karşı modülü Şekil 4. Grafik. Youn karşı keratin derişim grafiğiG Modülü Young modülü değişiminin grafik bir eğilim göstermektedir. Anlayış kopma uzaması oranı trend çizgisi yardımları. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig4large.jpg" target="_blank">Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> <img alt="Şekil 5," src="/files/ftp_upload/53381/53381fig5.jpg" /> PCL Farklı Oranları ile / keratin Nanofiberler Şekil 5. FTIR Spectra. Spektrum keratin için PCL bağlanmasını doğruluyor. 1722 cm ölçülen ana tepe -1 PCL emilim bandının standart temel ölçümleri ile kabul eder ve tüm spektrumunda görülebilir. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig5large.jpg" target="_blank">Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> <img alt="Şekil 6," src="/files/ftp_upload/53381/53381fig6.jpg" /> 3T3 fibroblast hücrelerinin Morfoloji Gösterilen Şekil 6. SEM Görüntüleri PCL üzerinde Tohumlu / keratin Nanolif Membran. Görüntüler A, B ve C sırasıyla, 90/10 oranları, 80/20 ile PCL / keratin temsil ve 70/30. Görüntüler (A &#39;), (B&#39;) ve (C &#39;), sırası ile, daha yüksek bir büyütme (A) görüntü, (B) ve (C)&#39; dir. Görüntülerde koyu alanlar üstünde ve nano topografya boyunca bağlı her fibroblast hücrelerinin yerini gösterir. <a href="https://www-jove-com.remotexs.ntu.edu.sg/files/ftp_upload/53381/53381fig6large.jpg" target="_blank">Bu rakamın büyük halini görmek için lütfen buraya tıklayınız.</a> <table fo:keep-together.within-page="1"><tbody><tr><td> Oranlar </td><td> Young Modülü (MPa) </td><td> Kopma Mukavemeti (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> Tablo 1. PCL Mekanik Özellikleri / Keratin Lifler

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

Biyomedikal Mühendisliği için Keratin Bazlı Nanofiber Sentezi | Biyomühendislik | Video

Synthesis of Keratin-based Nanofiber for Biomedical Engineering

Electrospun nanolifler oranı, mükemmel mekanik bütünlüğü ağırlığı ve hücre büyümesi ve çoğalması desteklemek için yüksek bir yüzey alanı vardır. Bu nanolifler biyomedikal uygulamalarda geniş bir yelpazesi var. Burada Elektrospinning tekniği kullanılarak, keratin / PCL nanolifler imal ve doku mühendisliğinde olası uygulamalar için lifleri karakterize.

Biyomedikal Mühendisliği için keratin bazlı nanofiber sentezi

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 Görüntüleme.  North Carolina A&T State University.  Electrospun nanolifler oranı, mükemmel mekanik bütünlüğü ağırlığı ve hücre büyümesi ve çoğalması desteklemek için yüksek bir yüzey alanı vardır. Bu nanolifler biyomedikal uygulamalarda geniş bir yelpazesi var. Burada Elektrospinning tekniği kullanılarak, keratin / PCL nanolifler imal ve doku mühendisliğinde olası uygulamalar için lifleri karakterize. 

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.

Akciğer Mühendisliği Prosedürü

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

Biyomühendislik

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.

Doku Mühendisliği için elektrospinning Liflerin Postprodüksiyon İşleme

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.

Biyomedikal implantlar için Grafen Kaplamalar

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.

Biyomedikal Uygulamalar için Süperhidrofobik Polimer Malzemeler imalatı

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.

Biyomedikal Uygulamalar için Mekanik ayarlanabilir ve Biyoaktif Metal iskelelerinin Fabrikasyon

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.

Doku Mühendisliği Aljinat mikropartiküllerin ile Thermogelling Poli (N-izopropil) -graft-kondroitin Sülfat Kompozitlerin Sentezi

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.

Monosit hedefleme peptid Amfifil Micelles için düşsel ateroskleroz sentezi

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.

Tek yönlü selüloz Nanofiber dağılması tarafından hazırlanan Microhoneycomb yekpare dayalı sıra: Yöntem ve uzantıları

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.

Doku mühendisliği uygulamaları için bitki dokuların Decellularization için iki yöntem

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.

Tasarım ve Reconfigurable DNA akordeon raf sentezi

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 ...