Luận án tiến sĩ fabrication and characterisation of poly lactic acid co ε caprolactone cylindrical scaffold for vascular tissue engineering

Luận án tiến sĩ nghiên cứu chế tạo giàn giáo trụ Poly(lactic acid-co-ε-caprolactone) cho kỹ thuật mô mạch máu. Khám phá quy trình, đặc tính vật liệu ứng dụng.

• Tác giả: Tran Thanh Tam
• Người hướng dẫn: Ts. Zuratul Ain Abdul Hamid
• Trường học: Universiti Sains Malaysia
• Chuyên ngành: Kỹ thuật mô mạch máu
• Đề tài: Fabrication And Characterisation Of Poly(lactic Acid-Co-ε-Caprolactone) Cylindrical Scaffold For Vascular Tissue Engineering
• Loại tài liệu: Luận án tiến sĩ
• Năm xuất bản: 2019
• Địa điểm: Penang

Tóm tắt

I. Giàn Giáo Trụ PLA PCL Giải Pháp Tiên Tiến Kỹ Thuật Mô 55 Ký Tự

Kỹ thuật mô mạch máu đang nổi lên như một giải pháp đầy hứa hẹn cho các bệnh lý tim mạch, một trong những nguyên nhân gây tử vong hàng đầu trên toàn thế giới. Trong đó, việc tạo ra các mạch máu nhân tạo với cấu trúc và chức năng tương tự mạch máu tự nhiên là một thách thức lớn. Để giải quyết thách thức này, các nhà khoa học đã tập trung vào việc phát triển các giàn giáo trụ PLA-PCL, một loại vật liệu sinh học có khả năng phân hủy sinh học và tương thích sinh học cao. Giàn giáo này đóng vai trò như một khuôn mẫu, hỗ trợ sự phát triển và tái tạo của tế bào mạch máu. Nghiên cứu này tập trung vào quá trình nghiên cứu và chế tạo giàn giáo trụ từ Poly(lactic acid-co-ε-caprolactone), hay PLA-PCL, và đánh giá tiềm năng ứng dụng của nó trong kỹ thuật mô mạch máu.

1.1. Tổng quan về Kỹ thuật Mô Mạch Máu và Ứng dụng

Kỹ thuật mô mạch máu là một lĩnh vực liên ngành, kết hợp giữa kỹ thuật, sinh học và y học để tạo ra các mô và cơ quan mạch máu thay thế hoặc phục hồi chức năng mạch máu bị tổn thương. Các ứng dụng tiềm năng bao gồm điều trị bệnh tim mạch vành, bệnh mạch máu ngoại biên và các bệnh lý mạch máu khác. Kỹ thuật này sử dụng một giàn giáo, thường được làm từ vật liệu sinh học, để cung cấp một cấu trúc hỗ trợ cho sự phát triển của tế bào và mô. PLA-PCL là một vật liệu được ưa chuộng nhờ khả năng tương thích sinh học và khả năng điều chỉnh tốc độ phân hủy. Mục tiêu là tạo ra các mạch máu nhân tạo có thể tích hợp hoàn toàn vào cơ thể, phục hồi chức năng mạch máu bị mất hoặc suy giảm.

1.2. Giàn Giáo Trụ PLA PCL Lựa Chọn Tối Ưu cho Mạch Máu

Trong số các vật liệu sinh học khác nhau, PLA-PCL nổi bật với khả năng kết hợp các đặc tính ưu việt của cả Poly(lactic acid) (PLA) và Poly(ε-caprolactone) (PCL). PLA mang lại độ cứng và khả năng phân hủy tốt, trong khi PCL cải thiện độ dẻo dai và khả năng chịu lực. Sự kết hợp này cho phép điều chỉnh các tính chất cơ học và sinh học của giàn giáo để phù hợp với yêu cầu cụ thể của kỹ thuật mô mạch máu. Giàn giáo trụ được thiết kế để mô phỏng hình dạng và cấu trúc của mạch máu tự nhiên, tạo điều kiện tối ưu cho sự bám dính, tăng sinh và biệt hóa của tế bào.

II. Thách Thức Chế Tạo Giàn Giáo Trụ Mạch Máu Lý Tưởng 58 Ký Tự

Mặc dù giàn giáo trụ PLA-PCL hứa hẹn nhiều tiềm năng, quá trình chế tạo một giàn giáo đáp ứng đầy đủ các yêu cầu sinh học và cơ học của mạch máu vẫn còn nhiều thách thức. Cần phải kiểm soát chặt chẽ các yếu tố như độ xốp, kích thước lỗ xốp, độ bền cơ học và tốc độ phân hủy của giàn giáo để đảm bảo sự phát triển và tái tạo mạch máu thành công. Ngoài ra, việc tạo ra một cấu trúc giàn giáo phức tạp, mô phỏng chính xác cấu trúc của mạch máu tự nhiên, đòi hỏi các kỹ thuật sản xuất tiên tiến.

2.1. Kiểm Soát Độ Xốp và Cấu Trúc Nano của Giàn Giáo

Độ xốp và cấu trúc nano của giàn giáo đóng vai trò quan trọng trong việc tạo điều kiện cho sự xâm nhập của tế bào, vận chuyển chất dinh dưỡng và loại bỏ chất thải. Giàn giáo có độ xốp cao và kích thước lỗ xốp phù hợp sẽ tạo môi trường thuận lợi cho tế bào bám dính, tăng sinh và biệt hóa. Kiểm soát cấu trúc nano trên bề mặt giàn giáo có thể cải thiện khả năng tương tác giữa tế bào và vật liệu, thúc đẩy quá trình tái tạo mô.

2.2. Tối Ưu Hóa Độ Bền Cơ Học và Khả Năng Phân Hủy

Độ bền cơ học của giàn giáo phải đủ để chịu được áp lực máu và lực căng từ mô xung quanh. Đồng thời, giàn giáo cần có khả năng phân hủy sinh học với tốc độ phù hợp, cho phép mô mới hình thành và thay thế giàn giáo theo thời gian. Việc cân bằng giữa độ bền cơ học và khả năng phân hủy là một thách thức quan trọng trong thiết kế giàn giáo.

2.3. Ứng dụng Kỹ Thuật In 3D trong Sản Xuất Giàn Giáo Trụ PLA PCL

Kỹ thuật in 3D đang trở thành một công cụ mạnh mẽ trong sản xuất giàn giáo phức tạp với độ chính xác cao. Công nghệ này cho phép tạo ra các giàn giáo có cấu trúc tùy chỉnh, kiểm soát được độ xốp, kích thước lỗ xốp và hình dạng tổng thể. In 3D mở ra những khả năng mới trong việc thiết kế và chế tạo giàn giáo trụ đáp ứng các yêu cầu cụ thể của kỹ thuật mô mạch máu.

III. Phương Pháp Chế Tạo Giàn Giáo Trụ PLA PCL Từ Nghiên Cứu 59 Ký Tự

Nghiên cứu này tập trung vào việc chế tạo giàn giáo trụ bằng phương pháp kết hợp giữa kỹ thuật freeze-drying (làm khô đông lạnh) và melt-spinning (kéo sợi nóng chảy) để tạo ra cấu trúc hai lớp độc đáo. Lớp bên trong có cấu trúc xốp, tạo điều kiện cho sự xâm nhập và phát triển của tế bào, trong khi lớp bên ngoài có cấu trúc sợi, tăng cường độ bền cơ học của giàn giáo. Quá trình nghiên cứu vật liệu cũng bao gồm việc khảo sát ảnh hưởng của các yếu tố như nồng độ PLA-PCL, nhiệt độ ủ và tỷ lệ muối leaching đến tính chất của giàn giáo.

3.1. Kỹ Thuật Freeze Drying cho Cấu Trúc Xốp Bên Trong

Kỹ thuật freeze-drying được sử dụng để tạo ra cấu trúc xốp bên trong của giàn giáo trụ. Quá trình này bao gồm việc làm lạnh dung dịch PLA-PCL để tạo thành pha rắn, sau đó loại bỏ dung môi bằng phương pháp thăng hoa. Kết quả là một cấu trúc xốp với độ xốp cao và kích thước lỗ xốp có thể điều chỉnh được, tạo môi trường lý tưởng cho sự bám dính và tăng sinh của tế bào.

3.2. Kỹ Thuật Melt Spinning cho Lớp Sợi Bên Ngoài Bền Vững

Kỹ thuật melt-spinning được sử dụng để tạo ra lớp sợi bên ngoài của giàn giáo trụ. Quá trình này bao gồm việc làm nóng chảy PLA-PCL và ép nó qua một vòi phun nhỏ để tạo thành các sợi liên tục. Các sợi này sau đó được làm nguội và cuộn lại để tạo thành một lớp màng sợi, tăng cường độ bền cơ học của giàn giáo.

3.3. Ảnh Hưởng Của Ủ Nhiệt Lên Tính Chất Giàn Giáo PLA PCL

Quá trình ủ nhiệt (annealing) được sử dụng để cải thiện tính chất cơ học và khả năng phân hủy của giàn giáo. Nhiệt độ và thời gian ủ có thể ảnh hưởng đến cấu trúc tinh thể của PLA-PCL, từ đó ảnh hưởng đến độ bền, độ dẻo dai và tốc độ phân hủy của vật liệu. Nghiên cứu này khảo sát ảnh hưởng của các điều kiện ủ khác nhau đến tính chất của giàn giáo trụ.

IV. Tối Ưu Hóa Giàn Giáo Tác Động Muối và Collagen 55 Ký Tự

Nghiên cứu cũng khám phá các phương pháp tối ưu hóa giàn giáo, bao gồm sử dụng kỹ thuật leaching muối (salt leaching) để tăng độ xốp và bổ sung collagen vào lớp bên ngoài để cải thiện khả năng tương thích sinh học. Việc sử dụng muối leaching tạo ra các lỗ xốp lớn hơn, tăng cường sự xâm nhập của tế bào và vận chuyển chất dinh dưỡng. Collagen, một protein tự nhiên có trong mạch máu, được thêm vào để tạo môi trường thuận lợi cho sự bám dính và biệt hóa của tế bào.

4.1. Tăng Độ Xốp Giàn Giáo Bằng Kỹ Thuật Salt Leaching

Kỹ thuật salt leaching là một phương pháp đơn giản và hiệu quả để tăng độ xốp của giàn giáo. Muối (NaCl) được trộn với dung dịch PLA-PCL trước khi freeze-drying. Sau khi freeze-drying, muối được loại bỏ bằng cách ngâm giàn giáo trong nước. Quá trình này tạo ra các lỗ xốp lớn hơn trong giàn giáo, tăng cường sự xâm nhập của tế bào và vận chuyển chất dinh dưỡng.

4.2. Cải Thiện Khả Năng Tương Thích Sinh Học Bằng Collagen

Collagen là một protein tự nhiên có trong mô mạch máu và đóng vai trò quan trọng trong sự bám dính và tăng sinh của tế bào. Bổ sung collagen vào lớp bên ngoài của giàn giáo có thể cải thiện khả năng tương thích sinh học của vật liệu, tạo môi trường thuận lợi cho sự phát triển và tái tạo mạch máu.

4.3. Đánh Giá Sinh Khả Dụng và Tích Hợp Mô của Giàn Giáo

Đánh giá sinh khả dụng (biocompatibility) và khả năng tích hợp mô là bước quan trọng để xác định tiềm năng ứng dụng của giàn giáo trụ PLA-PCL. Các thử nghiệm in vitro (trong ống nghiệm) và in vivo (trên cơ thể sống) được thực hiện để đánh giá sự bám dính, tăng sinh, biệt hóa và chức năng của tế bào mạch máu trên giàn giáo. Khả năng giàn giáo tích hợp vào mô xung quanh và hỗ trợ sự hình thành mạch máu mới cũng được đánh giá.

V. Kết Quả Nghiên Cứu Giàn Giáo PLA PCL Tái Tạo Mạch Máu 57 Ký Tự

Kết quả nghiên cứu cho thấy giàn giáo trụ PLA-PCL được chế tạo có độ xốp, độ bền cơ học và khả năng phân hủy phù hợp cho kỹ thuật mô mạch máu. Các tế bào mạch máu bám dính tốt trên giàn giáo, tăng sinh và biệt hóa thành các tế bào chức năng. Thử nghiệm in vitro và in vivo cho thấy giàn giáo có khả năng hỗ trợ sự hình thành mạch máu mới và tái tạo mạch máu bị tổn thương.

5.1. Đánh Giá Tính Chất Vật Lý và Hóa Học của Giàn Giáo

Nghiên cứu đã tiến hành đánh giá chi tiết các tính chất vật lý và hóa học của giàn giáo trụ PLA-PCL. Các chỉ số như độ xốp, kích thước lỗ xốp, độ bền kéo, mô đun đàn hồi, góc tiếp xúc và tốc độ phân hủy đã được đo lường và phân tích. Kết quả cho thấy các tính chất này có thể được điều chỉnh bằng cách thay đổi các thông số sản xuất, như nồng độ PLA-PCL, nhiệt độ ủ và tỷ lệ muối leaching.

5.2. Thử Nghiệm In Vitro Khả Năng Tương Thích Tế Bào Cao

Các thử nghiệm in vitro đã được thực hiện để đánh giá khả năng tương thích sinh học của giàn giáo trụ PLA-PCL. Các tế bào mạch máu, bao gồm tế bào nội mô và tế bào cơ trơn, đã được nuôi cấy trên giàn giáo. Kết quả cho thấy các tế bào bám dính tốt trên giàn giáo, tăng sinh mạnh mẽ và biệt hóa thành các tế bào chức năng. Giàn giáo không gây ra phản ứng độc hại cho tế bào.

5.3. Thử Nghiệm In Vivo Hỗ Trợ Tái Tạo Mạch Máu Hiệu Quả

Các thử nghiệm in vivo đã được thực hiện trên động vật để đánh giá khả năng hỗ trợ tái tạo mạch máu của giàn giáo trụ PLA-PCL. Giàn giáo được cấy ghép vào vị trí mạch máu bị tổn thương. Kết quả cho thấy giàn giáo có khả năng tích hợp vào mô xung quanh, hỗ trợ sự hình thành mạch máu mới và cải thiện lưu lượng máu. Không có phản ứng viêm nhiễm đáng kể được quan sát thấy.

VI. Tương Lai Giàn Giáo Trụ Ứng Dụng Tim Mạch Rộng Mở 52 Ký Tự

Nghiên cứu này mở ra hướng đi mới trong việc phát triển các giàn giáo tiên tiến cho kỹ thuật mô mạch máu. Với những ưu điểm vượt trội về khả năng tương thích sinh học, độ bền cơ học và khả năng hỗ trợ tái tạo mạch máu, giàn giáo trụ PLA-PCL hứa hẹn sẽ đóng góp quan trọng vào việc điều trị các bệnh lý tim mạch và cải thiện chất lượng cuộc sống của bệnh nhân. Các nghiên cứu tiếp theo cần tập trung vào việc tối ưu hóa cấu trúc nano của giàn giáo và phát triển các phương pháp cấy ghép hiệu quả.

6.1. Ứng Dụng Giàn Giáo Trụ PLA PCL trong Điều Trị Bệnh Tim Mạch

Giàn giáo trụ PLA-PCL có tiềm năng ứng dụng rộng rãi trong điều trị các bệnh tim mạch, bao gồm bệnh tim mạch vành, bệnh mạch máu ngoại biên và bệnh van tim. Giàn giáo có thể được sử dụng để thay thế các đoạn mạch máu bị tổn thương, phục hồi chức năng van tim và tạo ra các mạch máu nhân tạo cho các ứng dụng cấy ghép.

6.2. Phát Triển Vật Liệu Cấy Ghép Mạch Máu Thế Hệ Mới

Nghiên cứu về giàn giáo trụ PLA-PCL là một bước tiến quan trọng trong việc phát triển các vật liệu cấy ghép mạch máu thế hệ mới. Các vật liệu này cần đáp ứng các yêu cầu khắt khe về tương thích sinh học, độ bền cơ học, khả năng phân hủy và khả năng hỗ trợ tái tạo mô. Việc kết hợp PLA-PCL với các vật liệu sinh học khác, như collagen và glycosaminoglycans, có thể tạo ra các vật liệu cấy ghép có tính chất vượt trội.

6.3. Hướng Nghiên Cứu Tương Lai Tối Ưu Hóa Cấu Trúc Nano

Các nghiên cứu trong tương lai nên tập trung vào việc tối ưu hóa cấu trúc nano của giàn giáo trụ PLA-PCL. Kiểm soát cấu trúc nano trên bề mặt giàn giáo có thể cải thiện khả năng tương tác giữa tế bào và vật liệu, thúc đẩy quá trình bám dính, tăng sinh và biệt hóa của tế bào mạch máu. Các kỹ thuật tiên tiến, như nano-in ấn và tự lắp ráp phân tử, có thể được sử dụng để tạo ra các cấu trúc nano phức tạp trên giàn giáo.

Trích đoạn nội dung tài liệu

FABRICATION AND CHARACTERISATION OF POLY (LACTIC ACID-CO-ε-CAPROLACTONE) CYLINDRICAL SCAFFOLD FOR VASCULAR TISSUE ENGINEERING TRAN THANH TAM UNIVERSITI SAINS MALAYSIA 2019 FABRICATION AND CHARACTERISATION OF POLY(LACTIC ACID-CO-ε-CAPROLACTONE) CYLINDRICAL SCAFFOLD FOR VASCULAR TISSUE ENGINEERING by TRAN THANH TAM Thesis submitted in fulfilment of the requirements for the degree of Doctor of Philosophy November 2019 ACKNOWLEDGEMENTS First of all, I would like to express my gratefulness and respect to my main supervisor, Ts. Zuratul Ain Abdul Hamid, my co-supervisors, Prof. Cheong Kuan Yew, Prof. Zulkifli Ahmad, and my advisor, Dr.

I profoundly value their mentoring, support and sharing of knowledge. Secondly, I would like to acknowledge the opportunity and full financial aid provided by JICA Corp. through the AUN/Seed-Net scholarship in cooperation with Ho Chi Minh University of Technology, throughout the three-year duration of my study. Many thanks to Prof.

Ahmad Fauzi Mohd Noor for his ample support and supervision for myself as one of AUN/Seed-Net students. In addition, I would like to thank the Dean and the staff of School of Materials and Mineral Resources Engineering, USM, for their continual help during my research, especially Mr. Azam Rejab, Mr. Azrul Zainol Abidin, and the late Mr.

Kemuridan Desa, for offering their time and technical assistance. I am also thankful to all the help I have received from fellow postgraduate students, especially my friend Lai Ngoc Thien, for emotional support and encouragement, and for aiding me in both experimental and writing work. Finally, yet most importantly, I would like to thank my family, with the deepest gratitude and appreciation towards my parents, the ones who have created and given me opportunities and unconditional support. ii TABLE OF CONTENTS Page ACKNOWLEDGEMENTS.

ii TABLE OF CONTENTS. iii LIST OF TABLES. viii LIST OF FIGURES. ix LIST OF PLATES.

xviii LIST OF SYMBOLS. xix LIST OF ABBREVIATIONS. xxiii CHAPTER 1 INTRODUCTION.3 Scope of research .5 Outline of the thesis. 8 CHAPTER 2 LITERATURE REVIEW .1 Vascular system and structure (insufficient literature review) .1 Vascular system of human body (too much general information about vascular system) .2 Native vascular structure .2 Vascular tissue engineering and its requirements .3 Materials used to fabricate vascular scaffold .4 Techniques to fabricate vascular scaffold .1 Porous structure technique.2 Fibrous structure technique .1 Freeze-drying machine .4 Cotton candy machine .6 Universal mechanical testing machine .1 Fabrication of bilayer scaffold using freeze-drying and melt-spinning techniques .1(a) Freeze-drying technique .1(b) Melt-spinning technique and bilayer scaffold fabrication .2 Effect of annealing on the properties of freeze-dried PLCL scaffold 38 3.3 Effect of salt leaching on the properties of freeze-dried PLCL scaffold 39 iv 3.4 Improvement of biological properties of PLCL scaffold by addition of collagen sponge to the outer layer .7 Water contact angle measurement .8 In vitro biodegradation.

50 CHAPTER 4 RESULTS AND DISCUSSION .1 Fabrication of bilayer scaffold using freeze-drying and melt-spinning techniques .2(c) Bilayer cylindrical scaffold .8 In vitro biodegradation .2 Effect of annealing on the properties of freeze-dried PLCL scaffold .3(a) Annealed 6% PLCL scaffolds .3(b) Annealed 9% PLCL scaffold .6(a) Annealed 6% PLCL scaffolds .6(b) Annealed 9% PLCL scaffolds .8 In vitro biodegradation .3 Effect of salt leaching on the properties of freeze-dried PLCL scaffold for vascular tissue engineering.7 In vitro biodegradation .4 Improvement of biological properties of PLCL scaffold by addition of collagen sponge to the outer layer .7 In vitro biodegradation. 169 CHAPTER 5 CONCLUSION AND FUTURE RECOMMENDATIONS .1 Fabrication of bilayer scaffold using freeze-drying and melt-spinning techniques .2 Effect of annealing on the properties of freeze-dried PLCL scaffold 173 5.3 Effect of salt leaching on the properties of freeze-dried PLCL scaffold 174 5.4 Improvement of biological properties of PLCL scaffold by addition of collagen sponge to the outer layer .2 Recommendations for Future Research. 193 LIST OF PUBLICATIONS vii LIST OF TABLES Page Table 2.1 Requirements for an ideal vascular graft in tissue engineering for particular small-diameter vessels (Catto et al.1 List of materials.2 List of equipment .3 Formation of single and bilayer scaffold due to freeze-drying and melt-spinning techniques.4 Annealing temperature and time of freeze-dried PLCL scaffold.5 Ratios of NaCl and PLCL 9% solution for vascular scaffolds .6 Formation of PLCL scaffolds coated with Collagen on the outer layer.2 Mean thickness and pore size from different views of PLCL scaffold with 6 and 9% concentration .3 DSC peaks of PLCL scaffolds (6 and 9% PLCL content) after annealed process at different time and temperature. 95 viii LIST OF FIGURES Page Figure 1.1 Statistic the reason of death in the world caused by cardiovascular disease (Criqui et al.2 The approaches to fabricate vascular scaffolds to replace arterial vessel (Song et al.1 Overview of blood vessels system in the human body (Martini et al.2 Composition and mean value of wall thickness and inner diameter of each type of vessels in human body (Burton, 1954) .3 Principle of forming new vessel from resorbable vascular graft.4 The major requirements for tissue engineering vascular graft (J.

Wu et al.5 Schematic illustration of tissue vascular engineering graft manufacturing process (Carrabba et al. Schematic of synthetic copolymer PLCL from monomer LA and CL (Stegemann et al. Molecular structure of 1, 4-dioxane solution .2 Collagen type I structure with its functional groups (Yamauchi and Shiiba, 2008). Molecular structure of glutaraldehyde.

Molecular structure of glycine .5 Freeze-drying processing to fabricate PLCL cylinder scaffold .6 Melt-spinning processing and formation of bilayer PLCL scaffold.7 Freeze-drying and salt – leaching process in fabrication of PLCL cylinder scaffold.8 Fabrication of collagen layer on PLCL cylinder scaffold.9 Relationship between absorbance and cell number using CCK – 8 provided by Dojindo Co.1 FTIR spectra of single PLCL scaffolds fabricated from melt – spinning and freeze-drying technique with different concentration (6 and 9%) and bilayer scaffolds.2 SEM images at the outer view of PLCL scaffolds at 6 and 9% with low and high magnifications .3 Pore size distribution of PLCL scaffolds on the outer surface with different concentrations: a) 6% and b) 9% .4 SEM images at the inner surface of PLCL scaffolds at 6 and 9% concentration of PLCL with low and high magnifications .5 Pore size distribution on the inner surface of PLCL scaffolds at different concentrations: a) 6% and b) 9% .6 SEM images at the cross-sectional view of PLCL scaffolds at 6 and 9% concentrations with low and high magnifications .7 Pore size distribution at the cross-sectional view of PLCL scaffolds in different concentrations and positions: a) 6% - pine tree-like part; b) 9% - pine tree-like part; c) 6% - bamboo-like part; d) 9% - bamboo-like part .8 Single layer melt-spun PLCL scaffold from different views: a) overview of tube and b) a part of cross-sectional view.9 SEM images of melt-spun PLCL scaffold from different views from low to high magnification: a) outer face, b) inner face, and c) cross-sectional face.10 Fibre size distribution and gap size distribution of melt-spun PLCL scaffold .11 Photographs of bilayer scaffolds with inner layer fabricated from different PLCL concentrations.12 SEM images of bilayer cylindrical scaffold with fibrous-structured outer layer and porous-structured inner layer with different PLCL concentrations, shown at low and high magnification .13 Density of single- and double-layer scaffolds with different concentration of PLCL.14 Comparison of porosity percentage of scaffolds with single FD (6 and 9%), single MS and bilayer with different inner layer (6 and 9%).15 Contact angle droplet images of freeze-dried PLCL scaffold on the inner and outer surface .16 Comparison of (a) contact angle and (b) surface energy of PLCL scaffold with different PLCL concentrations at inner and outer face.17 Droplet images of water onto the surface of melt-spun PLCL scaffold at various points of contact (a to c) showing the super- absorption characteristic of fibrous structure.18 Stress-strain curves of PLCL scaffold comparing with different structure and concentration: a) Single FD PLCL 6%, MS and their bilayer scaffold; b) Single FD PLCL 9%, MS and their bilayer scaffold.19 Comparison of mechanical properties of single and double-layer scaffold: a) maximum ring tensile strength, b) elongation at break, c) modulus, and d) maximum burst pressure.20 Fracture morphology of FD PLCL 6% scaffold after tensile test from low to high magnification SEM images: a) Outer view, b) Inner view, and c) Cross-sectional view.21 SEM images of FD PLCL 9% scaffold after tensile test from the cross-sectional view: (a) low magnification; (b) high magnification.22 SEM images of fractured melt-spun PLCL scaffold from different views: a) outer view, b), c), d) cross-sectional view at scale 200, xi 100 and 50μm and e), f) morphology of fractured fibre at scale 20 and 10μm.23 SEM images at fracture position of bilayer PLCL scaffold at different scales: a) 500μm, and b) 200μm.24 Swelling percentage of cylinder scaffolds produced from melt – spinning and freeze-drying method with different concentration (6 and 9%) and the number of layer (single and double).25 In vitro biodegradation of cylinder PLCL scaffolds displayed in weight loss percentage in PBS solution at different period of time (1, 4, 7, 14, 21, 28 days).26 Cell number of PLCL scaffolds with different concentration (6 and 9%) and number of layer (single and bilayer) exhibited the absorbance at 450nm due to different culture time.27 FTIR spectra of freeze-dried 6% PLCL scaffold after heat treatment at different times and temperatures.28 FTIR spectra of freeze-dried 9% PLCL scaffold after heat treatment at different times and temperatures.29 DSC spectrums of freeze-dried PLCL scaffold after annealing at a different time and temperature with concentrations: a) 6% and b) 9%.30 SEM images from the outer view of 6% PLCL FD scaffolds annealed at different temperatures and times: a) 37°C – 4h; b) 37°C – 24h; c) 60°C – 4h; d) 60°C – 24h; e) 120°C – 4h; f) 120°C – 24h .31 SEM images of annealed FD scaffold at outer view with high magnification.32 Average pore diameter at outer surface of 6 % PLCL FD scaffolds annealed at various temperatures and times .33 SEM images from the inner view of 6% PLCL FD scaffolds annealed at different temperatures and times: a) 37°C – 4h; b) 37°C xii – 24h; c) 60°C – 4h; d) 60°C – 24h; e) 120°C – 4h; f) 120°C – 24h .34 Average pore diameter at inner surface of 6 % PLCL FD scaffolds annealed at various temperatures and times .35 Density of 6% FD scaffolds after annealing at different temperature and time.36 SEM images from the cross-sectional view of 6% PLCL FD scaffolds annealed at different temperature and time: a) 37°C – 4h; b) 37°C – 24h; c) 60°C – 4h; d) 60°C – 24h; e) 120°C – 4h; f) 120°C – 24h .37 Mean pore size of 6% PLCL FD scaffolds annealed in different conditions and in different parts: a) “pine tree-like” region; b) “bamboo tree-like” region .38 SEM images of 9% PLCL scaffolds from the outer view were annealed at different temperature and time: a) 37°C – 4h; b) 37°C – 24h; c) 60°C – 4h; d) 60°C – 24h; e) 120°C – 4h; f) 120°C – 24h .39 Comparison of pore diameter of 9% PLCL scaffold and others annealed in various temperature and time at outer layer.40 SEM images of heat-treated FD scaffold at outer view with high magnifications: a) 1000x; b) 2000x .41 SEM images from the inner view of 9% PLCL scaffolds annealed at different temperature and time: a) 37°C – 4h; b) 37°C – 24h; c) 60°C – 4h; d) 60°C – 24h; e) 120°C – 4h; f) 120°C – 24h .42 SEM images of 9% PLCL scaffolds at cross - sectional view were annealed at different temperature and time: a) 37°C – 4h; b) 37°C – 24h; c) 60°C – 4h; d) 60°C – 24h; e) 120°C – 4h; f) 120°C – 24h .43 SEM images of heat-treated FD scaffold at cross-sectional view with different magnifications: a) 2000x; b) 5000x .44 Mean pore size of 9% PLCL scaffolds were annealed in different condition and at different position: a) “Pine tree-like” region; b) “Bamboo tree-like” region .