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Aug 06, 2023

3D を使用した強化された骨組織再生

Rapporti scientifici Volume 13,

Scientific Reports volume 13、記事番号: 3139 (2023) この記事を引用

3756 アクセス

4 引用

2 オルトメトリック

メトリクスの詳細

骨組織工学 (BTE) に使用するには、ポリ乳酸 (PLA) の機械的および生物学的特性をさらに改善する必要があります。 材料押出技術を利用して、開いた細孔と相互接続されたチャネルを備えた三次元 (3D) PLA-Ti6Al4V (Ti64) 足場の製造に成功しました。 Ti64 の添加により PLA のガラス転移温度が上昇したにもかかわらず、フィラメントの溶融温度と結晶化温度、および熱安定性はわずかに低下しました。 ただし、3 ～ 6 wt% の Ti64 を添加すると PLA の機械的特性が向上し、PLA-3Ti64 の極限圧縮強度と圧縮弾性率がそれぞれ 49.9 MPa と 1.9 GPa に増加しました。 さらに、流動性評価により、すべての複合フィラメントが印刷要件を満たしていることが明らかになりました。 足場のプラズマ処理中に、PLA (1.8 nm) の二乗平均平方根 (Rq) が 60 nm に増加しただけでなく、その接触角 (90.4°) も (46.9°) に大幅に減少しました。 FTIR分析では、酸素含有基が強くなるにつれて親水性が高くなることが確認されました。 血漿処理と Ti64 添加の優れた役割により、ウォートンゼリー間葉系幹細胞の付着、増殖 (4',6-ジアミジノ-2-フェニルインドール染色)、および分化 (アルカリホスファターゼおよびアリザリン) に顕著な改善が観察されました。レッドS染色）。 これらの結果に基づいて、作製された足場は BTE に応用できる可能性があると考えられます。

人間の骨は、外傷、骨粗鬆症、がんなどの重篤な病気や欠陥を起こしやすい傾向にあります1。 これらの病気を治療するために、一般にチタンやステンレス鋼をベースとした非生分解性の金属物質を体内に埋め込むことが一般的となっています2。 しかし、このアプローチでは、体から金属を取り出すための二次手術が必要となり、時間と材料が浪費されました3。 代用骨の使用は、従来の方法に伴う災害に直面することなく損傷した骨を修復するために、最近多くの専門家の注目を集めています4。 これは主に、これらの生分解性材料が、さまざまな種類の細胞が成長し、新しい骨組織を再生するのに好ましい場所であるためです5。 ただし、元の骨と同様の特徴を示す必要があるため、代替物の種類が最も影響力のある役割を果たすことに言及することが重要です。 これらの重要な特性には、適切な機械的安定性、骨再生を担う細胞の接着、増殖、分化の確保が含まれます6。 作製された骨代用物のほとんどは生体適合性のある金属やセラミックをベースにしており、十分な強度を示しています7。 ただし、いくつかの欠点により、バイオベースの用途でのこれらの物質の使用は制限されます。 主な問題の 1 つは、ほとんどのセラミックスや金属の弾性率が骨の弾性率よりも大幅に高いため、荷重伝達のバランスが崩れ、応力遮蔽効果の結果として骨吸収が生じることです 8,9。 さらに、セラミックのいくつかの欠陥により、許容可能な靭性を発揮する能力が低下します。 また、金属インプラントの周囲では、磁気共鳴画像法 (MRI) やコンピューター断層撮影法 (CT) のスキャン中にいくつかのアーチファクトが現れ、結果の精度が無効になります 10。 したがって、有望な生体材料候補を見つけることは、研究者にとって依然として大きな課題となっています。

現在、ポリエーテルエーテルケトン (PEEK)、ポリカプロラクトン (PCL)、ポリ乳酸 (PLA) などの生体適合性ポリマーは、生分解性、非毒性、非免疫原性、および非免疫原性のおかげで、骨組織工学 (BTE) での使用に高い可能性を示しています。非炎症性特性 11. 幅広いポリマー化合物の中で、熱可塑性脂肪族ポリエステルである PLA は、硬組織工学における最良の候補の 1 つとして導入されています。 このコスト効率の高いポリマーは、低い融解温度と許容可能な生体適合性を備えており、BTE12 での利用への道を開きます。 PLA の利点にもかかわらず、低い生物学的活性と機械的特性は、対処すべき欠点であると考えられています13。

外部補強材を追加することによって PLA 足場の性能を向上させるために、多くの試みが行われてきました。 例えば、PCL は、その生体適合性と骨再生速度との同等性により、最も広く使用されているポリマーの 1 つであることが証明されています。 ただし、PLA/PCL 複合材料は、弾性率や強度が低いなど、機械的特性が劣る場合もあります 14。 別の研究では、β-リン酸三カルシウム（β-TCP）を硬いセラミックフィラーとして PLA に埋め込んだ場合、靭性と延性が低下しましたが、これは不均一な粒子分布に起因すると考えられます 15。 セラミックやポリマーでは PLA の機械的特性を改善することはできませんでしたが、金属フィラーは、その魅力的な生体適合性と靭性の特徴により、効果的な代替品として提案されました。 たとえば、最近の研究の 1 つは、5 wt% のマグネシウム粉末を組み込むことによって PLA マトリックスの圧縮強度が 8.3% 強化されたことを示しています 16。

過去 10 年間、成形、ガス発泡、溶媒キャスティング、押出、重合、エレクトロスピニングなど、バイオ複合足場を製造するためにさまざまな製造方法が採用されてきました 17,18。 しかし、ほとんどの場合、これらのアプローチは、溶媒または残留粒子の毒性の悪影響により、許容できる機械的および生物学的性能を示すことができませんでした19。 近年、3D プリンティングは、内部形状と細孔構造を制御することにより組織工学用の複雑な多孔質足場を調製する効率的な方法として導入されました 20,21。 さまざまなタイプの 3D プリンティング手法の中で、ポリマーサンプルは主に溶融堆積モデリング (FDM) および選択的レーザー焼結 (SLS) 技術によって準備されます 22,23。 FDM は、材料の取り扱いにおける柔軟性が高く、ステレオリソグラフィー (SLA) や SLS のように溶媒を使用せずに多孔質構造を製造する際の費用対効果が優れています24、25。 この目を引くプロセスには、加熱されたノズルから熱可塑性プラスチックベースの供給フィラメントを押し出すと同時に、印刷ベッド上でフィラメントビーズを固化させることが含まれており、これは複合足場の製造に望ましいものです26。

ポリマー/金属複合材料のプリント足場を製造および検査するためにいくつかの研究が実施され、有望な結果が得られていますが、いくつかの問題がまだ残っています。 一例として、3D プリントされた PLA/チタン 27 および PLA/純鉄 28 足場は、FDM 技術を使用して製造されました。 しかし、これらの研究は有益な結果を達成しましたが、この技術を使用して高品質のフィラメント（一定の直径、十分な粒子分散、無視できる程度の気孔率を備えた）を製造できることは実証しませんでした。 別の調査 29 では、3D プリントされた PLA/亜鉛足場が FDM 技術を使用してプリントされました。 しかし、生物学的分析は行われず、足場の機械的特性の改善は見られませんでした。 さらに、Cifuentes ら 16 および Jiang ら 30 は、それぞれ 3D プリントされた PLLA/マグネシウムおよび PLA/316L ステンレス鋼足場を製造しましたが、レオロジーおよび生物学的評価に関する証拠は含まれていませんでした。

Ti6Al4V (Ti64) 合金は、整形外科用インプラントの積層造形で最も広く使用されている金属合金 31 であり、骨や組織と接触した場合の優れた生体適合性、骨形成材料としての骨芽細胞の成熟を促進する可能性が高いなど、多くの利点を備えています。骨芽細胞に似た細胞がその基質上で培養されると環境が確立され、骨形成が改善される可能性があります32。 それにもかかわらず、Ti64 インプラントを製造するための最も一般的な積層造形技術は、SLS、選択的レーザー溶解 (SLM)、および電子ビーム溶解 (EBM) です 33。 骨インプラントの要件を満たすことができるように、完全金属インプラントとしての Ti64 整形外科インプラントの開発と強化に関して多くの研究が行われてきました 34、35、36、37、38。 しかし、我々の知る限り、Ti64 は、ポリマーベースの複合足場の製造に使用される FDM や SLA などの材料押出積層造形 (MEAM) 技術における金属添加剤としての使用についてはまだ研究されていません。

3D プリントされた足場には細胞が付着する場所がたくさんありますが、後処理によってその特性をさらに改善することができます 39。 これまでの研究によれば、整形外科用材料の生体適合性、細胞接着、細胞の増殖、分化は、生体機能付与、コーティング、非熱プラズマ処理などの幅広い表面改質方法を使用して改善できます40,41。 上述のプロセスと比較して、プラズマ処理は、足場表面にナノ凹凸を生成し、濡れ性を変化させ、より低い製造で酸素原子（すなわち、活性酸素種（ROS））のような官能基で表面を修飾することが報告されている。コストと複雑さ42. たとえば、PCL/HA/MgO 足場を O2 と N2 でプラズマ処理した後、3D 足場の物理的表面形態と表面化学的特性により、PCL/HA/MgO 足場における MC3T3-E1 細胞の接着、増殖、分化が増加しました。 MgO足場43．

したがって、この研究は、代替 PLA 金属強化剤としての Ti6Al4V (Ti64) の能力を調査するために実施されました。 FDM ベースの 3D プリンティングを利用して、さまざまな Ti64 含有量 (0、3、6、9 wt%) を含む PLA-Ti64 の 3D 足場を構築し、機械的、物理的、熱的、流動性、生物学的観点から調査しました。 、および微細構造特性。 研究の一環として、機械的特性と細胞生存率アッセイに基づいて最適な Ti64 濃度が選択されました。 その後、選択した PLA-Ti64 足場を酸素および空気プラズマで処理して、プラズマ処理が足場の物理的および生物学的特性にどのような影響を与えるかを調べました。 そうするために、プラズマ処理した足場上でウォートンゼリー間葉系幹細胞の接着、増殖、分化を評価しました。 図 1 は、3D 多孔質 PLA/Ti64 複合足場の準備と特性評価の手順の概略図を示しています。

3D 多孔質 PLA/Ti64 複合足場の製造に使用される方法の概略図。

強化材がマトリックス全体に均一に分散されたバイオ複合材料を製造することは大きな課題でした。 以前の研究によれば、この問題を克服するには、最適な量のフィラーを選択する必要があります44。 したがって、最初のステップでは、PLA フィラメントの表面形態に対する Ti64 のさまざまな濃度 (0、3、6、9 wt%) の影響を電界放射型走査電子顕微鏡 (FESEM) によって研究しました。 図2a〜dに見られるように、フィラーの量が増加すると、表面は比較的粗くなり、より多くの傷が見つかりました。 一方で、この粗さはフィラメントの表面に分布した Ti64 微粒子に起因すると考えられます。 一方で、押出プロセス中に溶融複合材料に加えられる摩擦力により、フィラーが PLA 表面にギザギザの線の形で尾部を残します 30。 さらに、フィラメント軸に垂直な断面図を示す図2e〜hに基づくと、たとえ白色Ti64粒子の分布がPLA-3重量％Ti64（PLA-3Ti64）およびPLA-6で均一であることが判明したとしても、 wt%Ti64 (PLA-6Ti64) サンプルでは、​​PLA-9 wt%Ti64 (PLA-9Ti64) フィラメントにいくつかの凝集が出現しました。これは、PLA45 のミクロボイド形成に対応します。 これらの凝集粒子は、PLA の流れに対する強力な障壁として破壊的な役割を果たし、マトリックスの凝縮を妨げました 46。 図 2i ～ l は、純粋な PLA および PLA-6Ti64 3D プリントサンプルの FESEM 画像と光学画像を比較しています。 明らかに、足場の支柱に微小亀裂、層間剥離、ボイドなどの欠陥がないことは、印刷されたサンプルの高品質を示しています。 3D プリントされた足場の寸法がどの程度正確であるかを判断するために、孔と支柱のサイズが測定されました。 統計分析に基づくと、サンプルの細孔サイズ、気孔率、ストラット幅には目立った変化はなく、それぞれ 270 μm、35%、380 μm と記録され、調整値 (300 μm) よりわずかに小さくなりました。 、40％、および400μm）。 このようなわずかな違いは、ノズルから印刷ベッドまでの負の熱勾配による印刷プロセス中の体積収縮から生じます47。 これらの開いた細孔と相互接続されたチャネルは、細胞に浸透して成長し、栄養素、酸素、代謝廃棄物の輸送を促進するためのより多くの活性部位を提供するという優れた役割を果たします48。

純粋な PLA (a、e)、および 3 wt% (b、f)、6 wt% (c、g)、および９重量％（ｄ、ｈ）Ｔｉ６４。 (h) の青と黄色の矢印は、それぞれマイクロボイドと凝集に関連しています。 純粋な PLA (i、k) および PLA-6Ti64 (j、l) の 3D プリント足場の二次モード (i、j) および実体顕微鏡 (k、l) 画像を含む FESEM。

図S1に示されているエネルギー分散型X線分光法（EDX）分析には、Ti64およびPLAの対応物に関連するTi、Al、V、C、およびOのピークが存在するだけでなく、フィラメント内に塩化物イオンが存在しないことは、製造プロセス中に複合フィラメントから有害物質が完全に除去されたことを示す肯定的な兆候である可能性があります。

PLA の熱特性は、示差走査熱量分析 (DSC) 分析によって評価され、Ti64 含有量の影響が決定されました。 ガラス温度 (Tg) は、温度に関するポリマーの鎖の移動性を示す重要なパラメーターです49。 Tg の値は強化材の種類に大きく依存することが報告されています。 たとえば、ヒドロキシアパタイト/銀コアシェル (HA@Ag) 構造は PLA のガラス温度を上昇させる可能性がありますが、Fe3O4 粒子はフィラー含有量が増加すると逆の傾向を示しました 50,51。 私たちの調査では、HA@Ag/PLA 構造と同様に、より多くの Ti64 粒子が純粋な PLA マトリックスにロードされると、PLA の Tg (57 °C) は上昇傾向を示し、59.8 °C、61.6 °C、および 61.6 °C に達しました。それぞれ 3、6、9 wt% Ti64 含有複合材料の場合、62.7 °C (図 3a および表 1)。 Tg のわずかな増加は、PLA52 のチェーンの移動性と潤滑を妨げる Ti64 粒子の干渉の役割に起因すると考えられます。 ただし、Tg の変化とは対照的に、Ti64 の濃度を増加させると、冷結晶化温度 (Tc) は 97 (純粋な PLA) から 89.4 °C (PLA-9Ti64) まで徐々に低下しました。 Ti64 粒子が多いほど核生成サイトが増え、PLA が結晶化するのに好ましい場所が提供され、その結果、低温結晶化温度が低下します 27。 Ti64 の濃度に影響されるもう 1 つの重要なパラメーターは、PLA (Xc) の結晶化能力です。 Xc の値は Ti64 の添加とともに上昇し、PLA-6Ti64 サンプルでは最大値 (8.7%) に達しましたが、傾向は逆転し、PLA-9Ti64 フィラメントでは Xc は 4.5% に低下しました。 最初の観察はおそらく、核生成剤として分散した Ti64 粒子に起因すると考えられ、これが不均一核生成による PLA の結晶化への道を切り開きました。 しかし、この低下はおそらく、集中応力中心と考えられる凝集した Ti64 粒子に関連しており、PLA の移動鎖と結晶化を制限します 53。 さらに、Ti64 の含有量を増やすことにより、PLA の融点は Tc と同様に低下傾向を示しました。 結晶化において同じ役割を持つ Ti64 粒子は核生成サイトとして機能し、加熱中に低温で予備形成された結晶の融解を促進します 54。

純粋な PLA フィラメントとさまざまな Ti64 含有量を含む複合フィラメントの DSC 曲線 (a)。 3D プリントされたサンプルの XRD 結果 (b)。

X 線回折 (XRD) 分析も、3D プリントされたさまざまな PLA-Ti64 複合材料の化学組成と相結晶化を調査するために実施されました。 図 3b に示すように、純粋な PLA の回折角 16° にある幅広いピークは、ポリマーの非晶質相の形成を示しています 55。 Ti64 の濃度が増加するにつれて、Ti64 の {100}、{002}、および {101} 面に関連する 35°、38°、および 40° の鋭い主ピークがより強くなっただけでなく、しかし、PLA 結晶のピークもより狭く、より鋭くなりました 50。 最初の観察は、Ti64 のピーク強度が Ti64 濃度の上昇に直接つながるという事実によって説明することができます。 ただし、2 番目のものは、DSC の結果によると、PLA の結晶化度の向上によるものです。

熱安定性は、サンプルの印刷能力を示す重要な特性です。 高レベルまたは低レベルの温度劣化が 3D プリントされたサンプルの品質に悪影響を与えることは明らかです 56。 これを解決するには、このパラメータの値を窓温度以上および窓温度近くの許容範囲内に調整することが重要です。 フィラメントの熱安定性を調査するために、温度の関数としての重量損失の変化を図 4a ～ c​​ にプロットしました。 これを行うために、劣化開始温度 (T0)、15% の重量損失の温度 (T15)、50% の重量損失の温度 (T50)、分解が終了する温度 (Te) などのさまざまな温度が導入されます。マークされた。 まず、すべてのサンプルにおいて 300 °C ～ 410 °C の温度範囲で熱分解ステップが 1 つだけ観察されました。 より多量の Ti64 を純粋な PLA サンプルに添加すると、上記の温度はすべて低下し、粒子が PLA の分解を促進したことがわかりました 16。 Ti64 の粒子は、表面に吸着および吸収された水だけでなく、多数の活性点を有しており、それによって PLA 分解の解重合触媒として作用します 50。 もう 1 つの考えられる理由は、分子量の減少とより短い鎖の存在に起因する可能性があります 16。 Ti64 配合 PLA サンプルの分解温度は下方にシフトしているにもかかわらず、測定値は依然として押出温度と 3D プリンティング温度 (ウィンドウ温度) であるそれぞれ 195 °C と 210 °C を上回っており、サンプルが良好であることを示していることは注目に値します。 ' 優れた印刷機能。 さらに、分析から計算された残留質量は、フィラー含有量が 6 wt% までの複合フィラメントの公称値とかなり一致しており、Ti64 粒子が PLA マトリックス内に均一に分散していることが示されました。 ただし、9 wt% Ti64 の得られた値と計算値の差は、FESEM の結果で観察された PLA 内の粒子の不均一な分布の兆候です 27。

PLA-Ti64 複合フィラメントから得られた TGA (a ～ c​​)、せん断粘度曲線 (d)、および MFI (e) の結果。

一般に、レオロジー特性とメルトフロー特性も、ポリマーおよびポリマー複合材料の材料押出加工性と印刷適性を評価するための 2 つの重要な要素と考えられています 57,58。 図4dに示すように、すべてのフィラメントの流動曲線はゼロ粘度範囲を示し、その後測定粘度が指数関数的に減衰し、より高いせん断速度でのせん断減粘挙動を示しました。 この研究では、印刷速度 v = 35 mm/s でノズル直径 d = 0.4 mm が使用され、おおよその印刷せん断速度が \(\dot{\gamma }\) ≈ v⁄d と推定されました。 ≈ 90 s−1 59. したがって、フィラメントの顕著な非ニュートン特性により、推定印刷せん断速度での材料流動中にノズルでの粘度が大幅に低下し、その後、材料が堆積されるときに粘度が急速に増加します。ベッドの上で。 さらに、Ti64 微粒子を組み込むと、純粋な PLA の粘度が低下しました。 複合フィラメントの粘度低下は、溶融物の摩擦低下と PLA 分子鎖の分解におけるミクロンサイズの粒子の役割に起因すると考えられ、これは熱重量分析 (TGA) 分析によって確認されました 50,59。 複合フィラメントの粘度値は純粋な PLA の粘度値よりも低いことがわかっていますが、その数値は依然として 100 ～ 300 Pa.s の範囲にあります。 文献によると、このような粘度範囲であれば、印刷プロセス中および印刷プロセス後それぞれ材料の流動性を保証し、構造的完全性を維持できます 59。 図 4e は、PLA および PLA-Ti64 複合フィラメントのメルト フロー インデックス (MFI) テストの結果を示しています。 レオロジー研究で観察された傾向と同様に、複合材料の MFI の平均値は純粋な PLA よりも優れていました。 さらに、MFI は Ti64 含有量とともにわずかに増加し、24 ～ 31 (g/10 分) の範囲でした。 これらの結果は、MFI 値が材料押出技術における印刷可能範囲内に収まることを示しています 45。 PLA/Ti64 マトリックスの高い流動性により、3D プリント中に薄く均一な層が実現されました。

3D プリントされた足場には、BTE 用途に使用できる許容される機械的特性が必要です。 機械的特性が劣る純粋な PLA はバイオベースの用途では大きな可能性を発揮できないという事実に関して、純粋な PLA の機械的特性を強化するために、マトリックスに強靭な Ti64 補強材が埋め込まれました。 圧縮および引張試験は、純 PLA の機械的特性に対する Ti64 の影響を調査するために実行されました。 得られた結果を表2にまとめます。図5a〜dに見られるように、フィラー濃度が増加すると、PLAマトリックスの引張弾性率（1.3 GPa）は大幅に拡大し、PLA-9Ti64の場合は2.0 GPaの値に達しました。 フィラーの添加は、PLA の極限引張強さと伸び (31.4 MPa と 3.9) を、PLA-3Ti64 サンプルの 35.1 MPa と 5.4 に改善するのに有効であることもわかりました。 しかし、これらのパラメータの上昇傾向は逆転し、平均値は PLA-6Ti64 サンプルで 32.9 MPa と 4.1 にわずかに低下し、その後、PLA-9Ti64 サンプルでは 30.5 MPa と 3.1 と大幅に低下し、サンプルとほぼ同じでした。純粋な PLA で得られた結果の結果。 同様のパターンが圧縮結果でも観察されましたが、PLA-6Ti64 サンプルが最高の極限圧縮強度値を取得したという違いがあります（表 3 および図 6a ～ d）。 これらの結果によれば、これらの足場は頭蓋顔面骨 60 および海綿骨 61 に使用できる可能性があります。 観察された引張および圧縮結果の強化の背後にある正当な理由は、次のように説明できます。 いくつかの論文によると、強化材とマトリックス間の結合の弱さは機械的特性の低下に直接関係しています62。 DSC の結果で議論されているように、Ti64 濃度の増加による Tc 値の下方シフトは、PLA が Ti64 粒子を核形成に好ましい場所として見出したことを宣言する貴重な証拠であり、おそらく PLA と Ti64 が接触する傾向を示していると考えられます 63。 マトリックスとフィラーの間のこの相互作用により、PLA では耐えられなかった余分な負荷が Ti64 粒子に効果的に伝達され、複合材料 64 が強化されることに注意することが重要です。 この現象のもう 1 つの理由は、PLA-3Ti64 および PLA-6Ti64 複合材料の表面に凝集やミクロボイドが発生することなくフィラーが優れて分散していることに関連している可能性があります。 ただし、PLA-9Ti64 複合材料の強度の低下は、FESEM 画像で示されるいくつかの凝集や空隙の結果である可能性があります (図 2)。 研究した材料の機械的挙動をより深く理解するために、サンプルの破面を研究し、比較しました。

PLA/Ti64 複合足場の引張曲線 (a)、引張弾性率 (b)、極限引張強さ (c)、および伸び (d) (*p < 0.05、**p < 0.01、***p < 0.001、* ***p < 0.0001)。 純粋な PLA (e)、PLA-3Ti64 (f)、PLA-6Ti64 (g)、および PLA-9Ti64 (h) 足場の破面からの FESEM 顕微鏡写真。

PLA-Ti64 複合足場の圧縮曲線 (a)、圧縮弾性率 (b)、極限圧縮強さ (c)、および伸び (d) (*p < 0.05、**p < 0.01、***p < 0.001、* ***p < 0.0001)。

図5e〜hに示すように、純粋なPLAの破面は滑らかであり、PLAが脆性破壊を経験したことを示していますが、延性を表す顕著な数のディンプルと塑性変形領域が複合材料の表面に観察されました。骨折65,66。 この結果は、引張試験における延性 (伸び) の向上と直接一致しています。 さらに、気孔（フィラメントの製造工程で形成される気孔（タイプA））と、印刷工程で各層の間に形成される三角形の層間孔（タイプB）の2種類の気孔とは別に、もう1種類の気孔が存在します。引張試験中に Ti64 粒子が引き抜かれて生成されたもの（タイプ C）65。 これらの細孔は、Ti64 が剥離する前に、負荷された引張力がマトリックスからフィラーに効果的に伝達され、それによって PLA67 の機械的特性が向上したことを示しています。

その結果、Ti64 濃度が 6 wt% まで増加すると、複合材料の熱劣化温度はわずかに上昇しましたが、これらの複合材料の機械的特性と剛性は大幅に向上しました。 しかし、PLA に 9 wt% Ti64 を添加しても機械的特性は改善されず、熱劣化も促進されませんでした。 したがって、Ti64 の最適な間隔は 3 ～ 6 wt% の間で調整されました。

複数の調査によると、ポリマーの滑らかで疎水性の表面はさまざまな官能基と相互作用しにくく、細胞の接着と増殖に対する抑止力として機能します68。 この課題を克服するために、非熱プラズマ処理 (PT) を使用して、空気と O2 の存在下で PLA-3Ti64 表面を改質しました。 図7aおよびbに示す原子間力顕微鏡（AFM）の結果に基づくと、純粋なPLA（Rq：0.99nm）と比較して、PLA-3Ti64サンプル（Rq：1.8nm）の二乗平均平方根粗さはわずかに増加しています。これはおそらく、10 μm × 10 μm の調査ウィンドウ内の表面に堆積した小さな Ti64 粒子に関連しています。 O2によるPLA-3Ti64サンプルの表面処理後（図7c）、表面はより粗くなり、Rqは35 nmの値に達し、これは未処理サンプルの約15倍でした。 驚くべきことに、空気中の PT は Rq が約 2 倍 (60 nm) であり、より効果的であることがわかり、表面を粗くする際の空気処理の信じられないほどの力を実証しました (図 7d)。

未処理の純粋な PLA (a)、未処理の PLA-3Ti64 (b)、PLA-3Ti64 (PT-O2) (c)、および PLA-3Ti64 (PT-air) (d) の 3D プリント サンプルの AFM 結果。 (画像 (a ～ d) は、NOVA ソフトウェアhttps://www.ntmdt-si.com/products/afm-features/nova-px-control-program (NT-MDT、バージョン 1.0.26.1443) によって生成されました)。 未処理および処理済みサンプルの ATR-FTIR (e)。

PT は、イオン、原子、励起分子などのさまざまな種をポリマー表面に衝突させることができ、これによりポリマー鎖が切断され、ナノスケールで山谷の繰り返し構造が形成されることで表面がエッチングおよび改質されます69。 さらに、PT はその表面を変化させることにより、PLA の疎水性に大きな影響を与える可能性があります。 図S2aおよびbで観察できるように、Ti64粒子の添加によりPLAサンプルの接触角が90.4°から76.8°に減少しました。これは、PLA-3重量％の粗さの増加に関連している可能性がありますTi64 足場と純粋な PLA 足場 70 の比較。 PLA-3Ti64サンプルをO2および空気環境で処理すると、接触角は大幅に減少し、それぞれ54°と46°の値に達しました（図S2cおよびd）。 プラズマ処理されたサンプルのこのより高い親水性は、フーリエ変換赤外分光法 (ATR-FTIR) の結果によって説明できます。 図7eは、純粋なPLA、PLA-3Ti64、O2で処理したPLA-3Ti64、および空気で処理したPLA-3Ti64のATR-FTIRスペクトルを示しています。 1080 cm−1 のピークは、-O-C=O 結合に起因します。 1181 cm-1 で観察されたピークは、-CH-O 結合の伸張に関するものです。 1265 cm-1 のピークは、PLA71 のエステル基の C-O 結合に由来します。 また、1745 cm-1 に鋭いピークがあり、これは C=O です。 複合サンプルと純粋な PLA の主な違いは、Ti64 を添加すると 1745 cm-1 のピークがわずかに減少することです。 いくつかの以前の研究によれば、1745 cm-1 のピークの強度が減少すると、おそらく 2 つの化合物、PLA と Ti6472、73、74 の間で部分的な相互作用が形成されると考えられます。 サンプルを O2 と空気でプラズマ処理すると、-O-C=O、-CH-O、C=O、C-O などの酸素含有結合の強度が酸素の数に直接関連して増加しました。絆。 イオン、原子、励起分子が PLA の表面に入射すると、表面がエッチングされ、ポリマー鎖の切断が引き起こされます。 これらの部位は空気と相互作用し始め、酸素含有化合物を生成します。 さらに、3650と3300 cm-1の間、950 cm-1と832 cm-1での吸収ピークの出現、および処理後の約1370 cm-1での別の増強されたピークは、おそらく原因となるOH伸縮振動に起因すると考えられます。サンプルの親水性を高めるため75、76、77。

Ti64 微粒子を PLA 足場に組み込む効果は、細胞生存実験を使用して研究されました。 図8aは、足場上にWJ-MSCを播種したときの1、3、および5日目の細胞生存率分析を示しており、開発されたPLAベースの足場が対照標本と比較して許容可能な細胞生存率を有することを示しています。

細胞の生存率と増殖の研究。 5日間の細胞培養後の作製標本のMTTアッセイ分析（a）、DAPI染色（b〜e）、およびSEM分析（f〜i）。 (*p < 0.05、**p < 0.01、***p < 0.001、****p < 0.0001)。

純粋な PLA 標本は、コントロールと比較して 1、3、5 日目に同様の傾向を示しましたが、3 および 9 wt% の Ti64 を組み込むと細胞生存率に異なる影響を及ぼし、それぞれ 1 日目に最高量と最低量となりました。 PLA-6Ti64 標本は、PLA-3Ti64 と PLA-9Ti64 の間の細胞生存率値を持っています。 ただし、得られた結果は、作製した PLA-3Ti64 足場の血漿修飾により、予備の PLA-3Ti64 標本と比較して、1 日目の細胞生存率が低下したことを示しています (O2 および空気で、それぞれ 91.281 および 97.268)。

3 日目には、純粋な PLA および空気を含むプラズマ処理した検体で最大の細胞生存率が得られ、統計的に有意な改善が見られました (p < 0.0001)。 対照的に、細胞の生存にとって最も有害な足場は PLA-6Ti64 でした。 さらに、空気でプラズマ処理した検体は、5日目の細胞生存率が最も高く、他の検体よりも有意に高い量（p < 0.0001）を示したことがわかりました。

得られた結果に基づいて、Ti64 微粒子の組み込みが細胞の生存率に影響を及ぼし、その含有量の増加も同様に大きな影響を与えることが明らかでした。 これは、添加剤の微粒子が放出したイオンと分子として正当化される可能性があります 78。 したがって、使用する微粒子に応じて結果は異なります。 Lee ら 27 は、純粋な PLA 足場に付着した細胞と比較して、PLA/Ti 複合足場上の細胞はより引き伸ばされて広がり、その増殖も促進されることが示されたと報告しました。 彼らの研究は、Ti 含有量を 0 から 15 vol.% に増加させると、純粋な PLA 足場と比較して、細胞の生存率、増殖、および骨形成分化が向上することを示唆しました。

準備された 3D プリント足場の表面修飾に関しては、プラズマ処理により細胞生存率がわずかに増加することが示されており、これは以前の研究とほぼ同様でした。 Roh ら 43 は、プラズマ処理が 3D 足場の表面形態と化学的特徴を変えることによって細胞の挙動を変える可能性があることを示しました。 足場の表面を調整して粗さを増加させると、細胞の付着能力が増加し、細胞の生存と拡散に影響を与えるようです79。

したがって、適用可能な試験を実施し、増強された骨足場を開発するために、６重量％および９重量％の足場はさらなる細胞試験から除外された。 評価は Pure PLA、PLA-3Ti64、PLA-3Ti64 (PT-O2)、PLA-3Ti64 (PT-air) の 4 つの試験片を考慮して実施されました。

便利な蛍光染色剤である 4',6-ジアミジノ-2-フェニルインドール (DAPI) により、生細胞と固定細胞の両方で核 DNA が検出可能になります 80。 核が同定され、足場上に細胞を播種してから 21 日後に DAPI 染色を使用して全体的な細胞形態が評価されました（図 8b-e）。 これらの図が示すように、PLA-3Ti64 複合足場は、純粋な PLA 足場と比較して、より高い細胞の拡散と増殖を示しました。 さらに、結果は、プラズマ処理足場内での細胞のクラスタリングにより細胞の拡散と増殖が促進される一方、PLA-3Ti64 (PT-air) サンプルでは O2 でプラズマ処理された標本よりも細胞増殖が上昇したことが示されました。 同時に、どちらも未処理の複合材料や純粋な試験片と比較して優れています。 得られた結果は以前の発見と相関しており、表面粗さが大きいほど細胞の付着、拡散、増殖、機能化が高くなることが確認されています79。 Wangら81は、プラズマ処理によって3DプリントしたPLAベースの足場の表面を調整する試みにより、親水性とナノスケールの粗さが増加し、これにより骨芽細胞の分化と間葉系間質細胞の接着と増殖が大幅に促進されたと報告した。 この研究では、前述のように、PLA-3Ti64 (PT-air)、PLA-3Ti64 (PT-O2)、PLA-3Ti64、および純粋な PLA の表面粗さは、それぞれ 60、35、1.8、および 0.99 nm でした。 データと結果を考慮すると、細胞の付着、拡散、増殖、および形態は、プラズマ処理されたサンプル、特に空気プラズマ処理されたサンプルで顕著です。 PLA 足場上の細胞増殖に関する我々の調査結果は、プラズマ表面処理が細胞増殖を促進することを示しています。 WJ-MSCの細胞増殖データが示すように、プラズマ処理によって生成されたナノスケールの表面は、足場表面での細胞接着、増殖、さらには形態学的変化を増加させました。 これらの所見は、細胞が付着した固定標本のSEM画像を使用して確認されました（図8f-i）。

3D プリントした PLA/Ti64 複合足場上に播種した WJ-MSC の骨形成活性に対する血漿処理の影響を調べるために、骨形成分化の初期段階に相当する ALP 酵素活性を測定しました 82。 図９ａは、作製された足場上に７日間および１４日間播種されたＷＪ−ＭＳＣのＡＬＰ酵素活性を示す。 7 日間に関しては、PLA 基質に 3 wt% Ti64 を組み込むと ALP 酵素活性が増加することがわかりましたが、この増加は統計的に有意ではありません。 一方、複合足場のプラズマ表面処理は、純粋な PLA 標本と比較して ALP 酵素活性を大幅に上昇させました (p < 0.01)。一方、PLA-3Ti64 (PT-air) または PLA-3Ti64 (PT-O2)互いに大きな違いはありませんでした。 しかし、開発した 3D プリント足場上で細胞を培養すると、14 日間で状況は変わりました。 PLA-3Ti64 足場は、純粋な PLA 標本と比較して、ALP 酵素活性の量が大幅に増加しました (p < 0.0001)。一方、PLA-3Ti64 (PT-O2) は、複合標本と比較して有意な改善がありませんでした。 興味深いことに、空気を含むプラズマ処理した標本は、O2 プラズマ処理した純粋な PLA 標本と比較して、ALP 酵素活性のかなりの増強を示しました (p < 0.0001)。

骨形成分化研究。 ALP活性分析（a）、ARS染色分析（b）、細胞培養7日後（c〜f）および14日後（g〜j）のARS染色。 (*p < 0.05、**p < 0.01、***p < 0.001、****p < 0.0001)。

成熟した骨芽細胞は、骨芽細胞分化の最終段階として、主にヒドロキシアパタイトの形態のリン酸カルシウムからなるミネラルマトリックスを生成および沈着します。 無機鉱物の沈着によって測定される、分化段階の途中で無機カルシウムを石化する WJ-MSC の能力は、骨形成分化を示します。 この研究では、ARS 染色の結果は、骨芽細胞細胞外マトリックス (ECM) の石灰化に対する血漿表面修飾足場の有益な作用を示しました。 図９ｂは、７日間および１４日間、調製された標本上に播種されたＷＪ−ＭＳＣのＡＲＳ染色の分析図を示す。 純粋な PLA 試料の 405 nm での平均 OD は 7 日目に 0.2598 でしたが、PLA-3Ti64 基板では 0.3572 に上昇したことが観察されました。 また、プラズマ処理によって足場の表面属性を変更すると、O2 条件と空気条件で堆積カルシウム含有量がそれぞれ 0.4402 と 0.4662 に増加しました。 図9c〜fは、7日間、準備された足場上の分化した細胞から沈着したカルシウム含有量を示しています。 得られた定性的結果は数値分析を検証し、ARS 染色の結果は ALP アッセイと正の相関を示します。

このテストの興味深い点は、O2 および空気条件下でのプラズマによる標本の表面処理により、14 日後にカルシウム含有量がそれぞれ 0.6988 および 0.768 に増加したことです。 これは、裸の足場と比較して、表面を粗くすることでカルシウムの沈着が大幅に増加し、細胞の付着、増殖、活性、分化が向上したことを意味します（図9g–j）。

骨形成足場の可能性は、プラズマ表面処理が表面微小環境をどのように変化させるかを調べることによって説明できます。 細胞の挙動は足場表面の構造によって影響を受けることが示されているため、足場の化学組成はその生物学的能力を与えます83。 この研究では、前述したように、足場のプラズマ処理により表面粗さが向上し、表面の化学組成が変化したことがわかりました（図7a〜e）。 驚くべきことに、表面粗さを増加させると細胞の付着、拡散、増殖、分化が促進されるという事実は、使用される材料、足場、プラズマ処理の種類、および細胞によっては、破られる可能性があります84。

この研究は、相互接続された細孔を持つ PLA-Ti64 複合足場の 3D プリンティングの成功を実証しました。 PLA にさまざまな量 (3、6、9 wt%) の Ti64 を添加した場合の機械的特性および生物学的特性に対する影響、および PLA-Ti64 足場の生物学的特性のさらなる強化に対する酸素と空気によるプラズマ処理の影響、細胞の付着、増殖、分化の観点から研究されました。 主な結論は次のように要約できます。

印刷された足場の支柱に微小な亀裂、層間剥離、空隙などの有害な欠陥がないことは、印刷されたサンプルの高品質を示しています。

PLA に Ti64 を 6 wt% 添加すると、圧縮弾性率、極限引張強さ、延性を含むすべての機械的特性が大幅に向上しました。

ガラス転移温度は、Ti64 含有量の増加とともに上昇しました。これは、Ti64 が熱特性に部分的に影響を与えたことを示しています。 しかしながら、分解、結晶化、および融解温度は低下した。

プラズマ処理により、PLA-Ti64 足場表面の親水性と粗さが増加しました。 この点に関しては、空気によるプラズマ処理がより効果的であることが判明した。

プラズマ処理と組み合わせて Ti64 粒子を添加すると、ウォートンゼリー間葉系幹細胞の接着、増殖、分化が改善されました。

得られた結果は、さまざまな研究サンプルの中で、PLA-3Ti64 (PT-air) 足場がより優れた機械的および生物活性特性を示し、骨組織工学代替品の理想的な基準を満たしていることを示しています。

平均分子量 (Mw) 19,600 kg/mol のポリ乳酸ペレット (PLA 4032D、NatureWork LLC、米国)、サイズ分布範囲 10 ～ 50 ミクロンの球状グレード 23 Ti64 粉末 (AP&C、カナダ) (図S3)、およびジクロロメタン (DCM、バイオテクノロジーグレード 99.9%、Sigma-Aldrich、ドイツ) を使用して、PLA/Ti64 複合材料を調製しました。 フィラメントの製造方法の詳細は他の場所で説明されています 85 ので、ここでは簡単に説明します。 最初に、PLA ペレットを 60 °C のオーブンに 6 時間入れて水分を除去しました。 次に、3 つの異なる濃度 (3、6、9 wt%) の Ti64 粉末を 10 mL の DCM が入ったビーカーに注ぎ、分散を促進するために 1 時間撹拌しました。 その後、得られた化合物をハンドミキサーによって乾燥したＰＬＡペレットと混合して、ＤＣＭ／Ｔｉ６４混合物をＰＬＡペレットの表面に均一に分散させた。 得られた PLA/Ti64 混合物を 70 °C のオーブンに 16 時間入れて DCM を除去しました。 次に、最終乾燥サンプルを、2 つのノズル (温度 195 °C) とスクリュー速度 35 rpm を備えた単軸押出機に加え、直径 1.75 mm の最終 PLA/Ti64 フィラメントを調製しました。 フィラメントの温度を下げるために、出口ノズルに 2 つのファンが取り付けられました。 最後に、出口ノズルから出てくるフィラメントをスプールの周りに巻き付けます。 図 S4 は、押し出された純粋な PLA および PLA/6 wt% Ti64 フィラメントの写真を示しています。

足場を印刷するために、ノズル サイズ 400 μm の市販の材料押出セットアップ (Dayan K12S、Borna3D Inc.、イラン) を使用しました。 まず、Solidwork ソフトウェア (バージョン 23.0) を使用して、立方寸法 1 × 1 × 0.8 cm、支柱の幅と孔径がそれぞれ 400 μm と 300 μm の足場を設計しました。 次に、MankatiUM ソフトウェア (バージョン 6.5) を使用して、印刷速度 (35 mm/s)、ノズル温度 (210 °C)、ベッド温度 (55 °C)、層の高さ (300 μm) などのいくつかの印刷パラメーターを使用します。と充填パターン(-45°/+45°)を設定しました。 公称気孔率 40% に達するために、サンプルの充填率を 60% に設定しました。 印刷プロセスの後に、ピンチローラーがフィラメントを加熱されたノズルに押し込みました。 次に、フィラメントが溶融してノズルから射出され、溶融物が予熱されたプリント ベッド上に堆積します。 最後に、サンプルをベッドから取り外し、複数のテストによって特性を評価しました。

表面粗さを改善し、細胞付着を促進するために、13.56 MHz の高周波 (RF) を使用する低圧プラズマ表面技術システム (Zepto11、ディーナー、ドイツ) で酸素および空気プラズマ処理を実行しました。 RF 放電電力、O2 および空気ガスの流量、および作動圧力 RIE は、それぞれ 75 W、15 sccm (標準立方センチメートル/分)、および 225 × 10−3 Torr でした。 3D プリントされた足場の両面を 6 分間処理しました。

EDX を備えた FESEM (Tescan Mira3、チェコ共和国) を使用して、Ti64 粉末、フィラメント、3D プリント足場、破面の形態および/または化学組成を評価し、また細胞付着研究にも使用しました。 表面を導電性にし、SEM 中に表面に電荷が蓄積するのを防ぐために、サンプルの表面は最初にスパッタ コーティングによって金でコーティングされました。 ズーム実体顕微鏡 (SZ51、オリンパス、日本) も、3D プリントされた足場の表面品質を評価するために使用されました。 AFM (TS-150、NT-MDT、ロシア) を使用して、プラズマ処理および未処理の 3D プリント足場のトポグラフィーと粗さを調査しました。 AFM 画像は室温でタッピング モードでキャプチャされ、NOVA ソフトウェア (バージョン 1.0.26.1443) を使用して二乗平均平方根 (RMS) が計算されました。

TGA 分析 (TA Instruments Q50、米国) は、バイオ複合フィラメントの熱安定性を研究するために実施されました。 これを達成するために、各サンプル 10 mg をアルミナるつぼに入れ、アルゴン雰囲気下で 30 ℃ から 510 ℃まで 10 ℃/分の速度で加熱しました。 材料の結晶化度およびその溶融および結晶化挙動を評価するために、DSC 分析 (TA Instruments Q100、米国) も実行されました。 この点に関して、各サンプル 10 ～ 15 mg を、アルゴン雰囲気下で 10 ℃/分の加熱速度で 30 ～ 210 ℃ に加熱しました。 結晶化度（ＸＣ）は、次の式（１）により求めた。 86:

ここで、ΔHm、ΔHc、ΔH0 はそれぞれ、融解エンタルピー、冷結晶化エンタルピー、100% 結晶 PLA (93.1 J/g) です。

せん断粘度測定は、平行幾何学形状 (プレート直径 = 25 mm、ギャップ = 1 mm) の回転 Anton Paar MCR 301 レオメーターを使用して 210 °C で調査されました。 フィラメントのMFI試験は、Geotech GT-7100-MI装置を使用してASTM D1238に従って実施した。 この目的のために、2.16 kg の荷重がプランジャーに適用され、バレル温度は 210 °C に維持されました。 最後に、ノズルを通って流れた材料を 10 分間のテストで観察しました。

3D プリントされた足場の相の結晶構造は、XRD 分析を使用して検査されました。 フィルタリングされたCu-Kα放射線（波長1.5405Å）を用いたXRDは、PW1730 Philips機器により、電流30 mAおよび電圧40 kVで5〜80°の2θ範囲にわたって実行されました。

PLA/Ti64 足場の化学官能基とプラズマ処理によるそれらの変化は、FTIR (Thermo、米国) を使用して研究されました。 FTIR スペクトルは、減衰全反射率 (ATR) 係数を使用して、4000 cm-1 ～ 400 cm-1 の範囲で Perkin Elmer 分光計で収集されました。

接触角測定 (WCA、Veho USB Microscope 400X、中国) を使用して、さまざまな試験片の親水性を評価しました。 この点に関して、10 μL の蒸留水を提案された表面に滴下しました。 実験はサンプルごとに繰り返され、平均結果が報告されました。

PLA/Ti64 複合材料の機械的特性を決定するために、ASTM D638 および D695 規格に従って 3D プリントされた試験片に対して引張試験と圧縮試験が実施されました。 ユニバーサル Santam (STM-20、Santam Co.、イラン) 試験機を使用して、室温でそれぞれ 5 mm/min および 1.3 mm/min の一定のクロスヘッド速度で引張力と圧縮力を加えました。 サンプルの再現性を調査するために実験は少なくとも 3 回繰り返され、平均値が報告されました。

ウォートンゼリー間葉系幹細胞 (WJ-MSC) を SinaCell 社 (イラン) から購入し、さまざまな用量の PLA-Ti64 3D プリント足場に曝露した後、MTT テストを受けました。 この目標を達成するために、1 × 104 個の細胞を 96 ウェル培養プレートに播種し、1 日培養した後に所定の足場に曝露しました。 1、3、および 5 日後、良好に受け取られたそれぞれの 100 mL MTT 溶液 (0.5 mg/mL) を 3 時間インキュベートしました。 次いで、ＭＴＴ溶液を取り出し、１００ｍＬのジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）と置き換えた。 最後に、マイクロプレートリーダー (BioTek Co., USA) を使用してサンプルの吸光度 (570 nm) を 3 回測定し、生存率の結果を対照サンプルに対して計算し、細胞生存率として提供しました。

SEM 分析では、細胞をグルタルアルデヒド (2.5 wt%) に 1 時間浸漬し、リン酸緩衝生理食塩水 (PBS) 溶液ですすぐことにより、準備された標本の表面に固定しました。 続いて、サンプルを各エタノール濃度 (30、50、70、80、90、95、および 99%) に 37 °C で 5 分間浸漬することによって脱水を完了しました。 金コーティングを施した後、サンプルを高電圧 SEM 分析に供しました。

ALP アッセイ分析を実行するために、WJ-MSC を準備した足場上で 1 ウェルあたり 2 × 104 細胞の密度で培養しました。 対照群と試験群は 24 時間後に培地を交換しました。 培地を7日目と14日目に採取し、細胞をPBSで2回洗浄し、200μLの0.2パーセントTritonX-100で溶解し、それぞれ-20/37℃で3回凍結/解凍した。 細胞溶解物を３０００ｒｐｍで３０分間遠心分離した後、５０μＬの上清を新しい４８ウェルプレートに移し、製造者の指示に従って２００μＬのｐ−ニトロフェニルリン酸溶液（Ｐａｒｓ Ａｚｍｏｕｎ Ｃｏｍｐａｎｙ、イラン）と混合した。 マイクロプレートリーダーを使用して、ODを405nmで測定した。

WJ-MSC のカルシウム沈着は ARS 染色によって検出されました。 約 4 × 104 個の WJ-MSC を、24 ウェル プレートの各ウェルにある準備された足場に播種し、2 日後に治療グループによって培地を更新しました。 細胞をＰＢＳで洗浄し、７日後および１４日後に４％ホルムアルデヒド中で１時間固定した。 もう一度洗浄した後、細胞を 2 wt% アリザリンレッド (Sigma-Aldrich, USA) とともに 40 分間インキュベートしました。 次いで、倒立顕微鏡（オリンパス、日本）で検査する前に、細胞を蒸留水で４回洗浄した。

この研究では、細胞周期を研究および分析し、DAPI 染色を利用して細胞核を検出するために免疫蛍光評価が実施されました。 細胞死の発生を調査し、細胞死がアポトーシス型であるかどうかを検出するために、蛍光顕微鏡法（Leica、TCS SP-8、ドイツ）およびDAPI染色（Sigma-Aldrich company、ドイツ）を使用しました。 この染色では、正常細胞は均一な青色で見えます。 しかし、アポトーシス細胞の核は、クロマチンの凝縮と核の断片化により、明るい青色の点として不規則に見えます87。 DAPI 溶液は、1 mg の DAPI を 1 mL の蒸留水に溶解することによって調製されました。 細胞死を評価するために、足場上に播種した WJ-MSC を 1 時間培養した後、細胞表面を除去し、PBS で洗浄し、4% パラホルムアルデヒドで固定し、DAPI で 300 nm 密度で染色しました。

すべてのグラフと統計分析は、Origin ソフトウェア (バージョン 2021) を使用して提供されました。 P 値は、Bonferroni 多重比較による変動の一元配置分析を通じて計算され、P < 0.05 が統計的に有意であると見なされます。 各テストは少なくとも 3 回繰り返され、結果は平均 ± 標準偏差 (SD) として報告されました。

この研究では人間や動物は使用されていません。

現在の研究中に生成された、および/または研究中に分析されたデータセットは、合理的な要求に応じて対応する著者から入手できます。

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Motahareh Shabani Dargah と Mahdi Hasanzadeh Azar の著者も同様に貢献しました。

イラン、テヘランのシャリフ工科大学材料科学工学部

マスード・ザレイ、レザー・アリザデ、サイード・シャハブ・サイエダイン、モハマド・アサドラヒ

イラン、テヘランのアミルカビール工科大学生物医工学部

モタハレ シャバーニ ダルガー

カナダ、ハミルトンのマクマスター大学工学物理学科

マフディ・ハサンザデ・アザール

テヘラン大学理学部バイオテクノロジー工学科、テヘラン、イラン

ファテメ・サダト・マハダヴィ

イラン、テヘランのシャリフ工科大学材料科学工学部ポリマー材料研究グループ (PMRG)

アリレザ・カビアニ

イラン、テヘラン医科大学テヘラン医科大学先端技術医学部組織工学科

マフムード・アザミ & ニマ・ベヘシュティザデ

再生医療グループ (REMED)、ユニバーサル科学教育研究ネットワーク (USERN)、テヘラン、イラン

マスード・ザレイ、マフムード・アザミ、ニマ・ベヘシュティザデ

共同復興研究センター (JRRC)、テヘラン医科大学、テヘラン、イラン

マフムード・アザミ

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マスード・ザレイ、レザー・アリザデ、またはニマ・ベ​​ヘシュティザデへの通信。

著者らは競合する利害関係を宣言していません。

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転載と許可

Zarei, M.、Shabani Dargah, M.、Hasanzadeh Azar, M. 他プラズマ処理を改良した 3D プリントされたポリ（乳酸）/Ti6Al4V 複合足場を使用して、骨組織の再生を強化します。 Sci Rep 13、3139 (2023)。 https://doi.org/10.1038/s41598-023-30300-z

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受信日: 2022 年 12 月 1 日

受理日: 2023 年 2 月 21 日

公開日: 2023 年 2 月 23 日

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