Waiting
Processando Login

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Bioengineering
Click here for the English version

Bioengineering

Fabricating superhydrofoba Polymera material för biomedicinska tillämpningar

Published: August 28, 2015 doi: 10.3791/53117
Automatic Translation
1, 2
1Department of Biomedical Engineering, Boston University, 2Departments of Biomedical Engineering, Chemistry, and Medicine, Boston University

Abstract

Superhydrofoba material, med ytor som har permanenta eller metastabila icke vätta tillstånd, är av intresse för ett antal biomedicinska och industriella tillämpningar. Här beskriver vi hur elektrospinning eller elektros en polymerblandning innehållande en biologiskt nedbrytbar, biokompatibel alifatisk polyester (t ex polykaprolakton och poly (lactide- sam -glycolide)), som huvudkomponent, som dopats med en hydrofob sampolymer bestående av polyester och ett stearate- modifierade poly (glycerolkarbonat) ger ett superhydrofoba biomaterialet. De tillverkningstekniker för elektrospinning eller elektros tillhandahålla den förbättrade grovhet yta och porositet på och inom fibrerna eller partiklarna, respektive. Användningen av en låg-sampolymer dopmedel ytenergi som smälter med polyestern och kan stabilt Electrospun eller electrosprayed ger dessa superhydrofoba material. Viktiga parametrar såsom fiberstorleken, sampolymer dopningssammansättning och / eller concentration, och deras inverkan på vätbarhet diskuteras. Denna kombination av polymerkemi och processteknik ger en mångsidig metod för att utveckla programspecifika material med användning av skalbara metoder, som sannolikt generaliserbart till en bredare klass av polymerer för en mängd olika tillämpningar.

Introduction

Superhydrofoba ytor i allmänhet kategoriseras som uppvisar uppenbara vattenkontaktvinklar större än 150 ° med låg kontaktvinkel hysteres. Dessa ytor tillverkas genom att införa höga ytjämnhet på ytan energimaterial lågt till etablera en resulterande luft-vätske-fast gränssnitt som motstår vätning 1-6. Beroende på tillverkningsmetoden, tunna eller flerskiktade superhydrofoba ytor, flerskiktiga superhydrofoba substratbeläggningar, eller ens bulk superhydrofoba strukturer kan framställas. Denna permanent eller halvpermanent vattenavvisande är en användbar egenskap som används för att framställa självrengörande ytor 7, mikrofluidikanordningar 8 båtbotten cell / proteinytor 9,10, motståndsreducerande ytorna 11 och läkemedelsavgivningsanordningar 12- 15. Nyligen har stimuli-responsiva superhydrofoba material beskrivs där den icke vätes till fuktat tillstånd utlöses av kemiska, fysikaliskaEller miljö signaler (t.ex. ljus, pH, temperatur, ultraljud, och tillämpad elektrisk potential / ström) 14,16-20, och dessa material är att hitta användning för ytterligare applikationer 21-25.

De första syntetiska superhydrofoba ytor framställdes genom behandling av materialytor med methyldihalogenosilanes 26, och var av begränsat värde för biomedicinska tillämpningar, eftersom de material som används inte var lämpliga för användning in vivo. Häri beskriver vi framställningen av ytan och bulk superhydrofoba material från biokompatibla polymerer. Vårt tillvägagångssätt medför elektrospinning eller elektros en polymerblandning innehållande en biologiskt nedbrytbar, biokompatibel alifatisk polyester som huvudkomponent, som dopats med en hydrofob sampolymer bestående av polyester och ett stearat-modifierade poly (glycerolkarbonat) 27-30. De tillverkningstekniker ger förbättrade grovhet yta och porositet på och inom Fibers eller partiklarna, respektive, medan användningen av en sampolymer dopmedel åstadkommer en energipolymer med låg yta som smälter med polyestern och kan stabilt Electrospun eller electrosprayed 27,31,32.

Alifatiska bionedbrytbara polyestrar, såsom poly (mjölksyra) (PLA), poly (glykolsyra) (PGA), poly (mjölk syra sam -glycolic syra) (PLGA), och polykaprolakton (PCL) är polymerer som används i kliniskt godkända enheter och framträdande inom biomedicinsk materialforskning på grund av deras icke-toxicitet, nedbrytbarhet och enkel syntes 33. PGA och PLGA debuterade på kliniken som bioresorberbara suturer på 1960-talet och början av 1970-talet, respektive 34-37. Sedan dess har dessa poly (hydroxisyror) har bearbetats till en mängd andra applikationsspecifika formfaktorer, såsom mikro- 38,39 och nanopartiklar 40,41, rån / skivor 42, maskor 27,43, skummar 44, och filmer 45

Alifatiska polyestrar, såväl som andra polymerer av biomedicinska intresse, kan Electrospun att framställa nano- eller mikrofibermaskstrukturer som har en stor ytarea och porositet samt draghållfasthet. Tabell 1 visar den syntetiska polymerer elektrospunna för olika biomedicinska tillämpningar och deras motsvarande referenser. Electro och elektros är snabba och kommersiellt skalbara tekniker. Dessa två liknande tekniker förlitar sig på applicering av hög spänning (elektrostatisk repulsion) för att övervinna ytspänningen hos en polymerlösning / smälta i en sprutpump inställning när den riktas mot ett jordat mål 46,47. När denna teknik används i samband med låg ytenergi polymerer (hydrofoba polymerer, såsom poly (caprolactone- sam -glycerol monostearat)), den resulterande material uppvisar superhydrophobicity.

För att illustrera denna allmänna syntetiska och materialbearbetning förhållningssättatt konstruera superhydrofoba material från biomedicinska polymerer, beskriver vi syntesen av superhydrofoba polycaprolactone- och poly (lactide- co -glycolide) -baserade material som representativa exempel. Respektive sampolymer dopämnen poly (caprolactone- sam -glycerol monostearat) och poly (lactide- sam -glycerol monostearat) först syntetiseras, blandas sedan med polykaprolakton och poly (lactide- sam -glycolide), respektive, och slutligen Electrospun eller electrosprayed. De erhållna materialen karakteriseras genom SEM avbildning och kontaktvinkeln goniometri, och testades för in vitro-och in vivo biokompatibilitet. Slutligen bulk vätning genom tredimensionella superhydrofoba maskor undersöktes med hjälp av kontrastförstärkt microcomputed tomografi.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

1. syntes funktionaliserbara poly (1,3-glycerol karbonat- co-kaprolakton) 29 och poly (1,3-glycerol karbonat- co -lactide) 27,28.

  1. Monomer syntes.
    1. Lös cis-2-fenyl-1,3-dioxan-5-ol (50 g, 0,28 mol, 1 ekv.) I 500 ml torr tetrahydrofuran (THF) och rör om på is under kväve. Tillsätt kaliumhydroxid (33,5 g, 0,84 mol, 3 ekv.), Finfördelas med en mortel och mortelstöt. Placera kolven i ett isbad.
    2. Lägg 49,6 ml bensylbromid (71,32 g, 0,42 mol, 1,5 ekv.) Droppvis under omrörning på is. Låt reaktionsblandningen värmas till rumstemperatur med omröring under 24 timmar under kvävgas.
    3. Tillsätt 150 ml destillerat vatten för att lösa kaliumhydroxid och avlägsna THF genom rotationsindunstning.
    4. Extrahera det återstående materialet med 200 ml diklormetan (DCM) i en 1-L separationstratt. Upprepa extraktionen två gånger.
    5. Torka den organiska fasen på natriumsulfat.
    6. Kristalliseraprodukten genom att tillsätta 600 ml absolut etanol till lösningen, blanda väl, och lagring över natten vid -20 ° C. Produkten kan förvaras vid -20 ° C under flera dagar innan du utför efterföljande steg.
    7. Isolera produkten genom vakuumfiltrering genom en Biichner-tratt och torka på högvakuum. Produkten kan lagras i flera dagar innan du utför efterföljande steg. Ett typiskt utbyte för detta steg är ca 80%.
    8. I en 1-liters rundbottnad kolv, upphäva den produkt som erhölls i steg 1.1.7. i metanol (300 ml). Tillsätt 150 ml av 2 N klorvätesyra. Återflöde vid 80 ° C under 2 h.
    9. Avdunsta lösningsmedel och placera i högvakuum under 24 timmar. Utbytet för detta steg är typiskt> 98%.
    10. Lös produkten från 1.1.9 i THF (650 ml) och överför till en 2-liters rundbottnad kolv. Placera kolven på isbad och rör om under kväve. Lägg 22,4 ml etylklorformiat (25,6 g, 0,29 mol, 2 ekv.) Till kolv under kväve.
    11. Lägg 32,8 ml trietylamin (0,29 mol, 2 ekv.) To en tillsatstratt. Blanda med en lika stor volym THF. Placera påfyllningstratten på rundbottnad kolv och hålla under kväve.
    12. Under kraftig omröring försiktigt dispensera trietylamin / THF-blandning droppvis till den rundbottnade kolven på is. VARNING: Detta är en exoterm reaktion. För att förhindra ökningen snabb temperatur, tillsätt trietylamin / THF-lösningen inte snabbare än en droppe per sekund. Efter tillsats av full volym, rör om reaktionsblandningen under 4 h, värmdes upp till rumstemperatur, eller under 24 timmar.
    13. Filtrera bort trietylaminhydrokloriden saltet med användning av en Biichner-tratt. Indunsta lösningsmedlet på en rotationsindunstare.
    14. Lägg diklormetan (200 ml) till kolven och värm försiktigt tills återstoden löses. Lägg 120 ml dietyleter under virvling. Förvara vid -20 ° C över natten för att kristallisera produkten.
    15. Filter monomer kristaller och återkristalliseras innan polymerisation. Produkten monomeren kan lagras förseglat vid rumstemperatur under 2 veckor eller vid -206; C obestämd tid. Bekräfta produkt genom ett H-NMR, masspektrometri och elementaranalys. Ett typiskt utbyte för detta steg i monomeren syntesen är mellan 40-60%.
  2. Sampolymerisation av D, L-laktid / ε-kaprolakton med 5-bensyloxi-1,3-dioxan-2-en.
    1. Värm silikonoljebad till 140 ° C.
    2. Mät 2,1 g 5-bensyloxi-1,3-dioxan-2-en (framställd i 1,1) och lägga till den i en torr 100 ml rundbottnad kolv. Om sampolymerisera D, L -lactide, mäta upp 5,7 g och lägg till kolven nu. Lägg till en magnetisk omrörarstav och kolven med en gummipropp.
      1. Mäter även 240 mg (ett överskott) av tenn (II) etylhexanoat i en liten päronformad kolv. Denna polymerisation kommer att resultera i en 20 mol-% glycerolkarbonat monomerkompositionen. Justera den stora massan av monomerer för att uppnå olika monomerkompositioner.
    3. Spola båda kolvarna med kväve på en Schlenk grenrör under 5 minuter och tillsätt 4,24 ml ε-caprolactonen under kväve. Evakuera kolvar "atmosfär genom att applicera högvakuum (300 mTorr) under 15 minuter för att avlägsna spår vatten.
    4. Ladda kolvarna "atmosfär med kväve; upprepa denna cykel två gånger.
    5. Blanda 500 ^ torr toluen med tennkatalysatorn under kväve.
    6. Placera monomeren kolven i 140 ° C oljebad och lägga katalysator när alla fasta material har smält. Den totala volymen av katalysatorblandningen kommande bör vara ~ 100 | il. Förvara vid 140 ° C i högst 24 timmar, sedan kyla den smälta polymeren till rumstemperatur. Utför följande steg omedelbart eller åtminstone 24 timmar senare.
    7. Lösa upp polymeren i diklormetan (50 ml) och utfällning i kall metanol (200 ml). Dekantera supernatanten och torka under högvakuum. De efterföljande stegen kan utföras omedelbart eller vid någon punkt. Förvara polymerer i frysen tills vidare användning. Den typiska polymerisationsutbyte / omvandlingen är mellan 80-95%.
    8. Utför enH-NMR-analys för att bestämma sammonomeren molförhållanden. Lös polymeren i deutererad kloroform (CDCI3) och integrera den bensyliska protonskiftet av karbonatet monomeren vid 4,58-4,68 ppm; jämföra denna topparea med den hos metylen toppen vid 2,3 ppm (PCL) och methyne topp vid 5,2 ppm (PLGA).
  3. Polymermodifiering: avskyddning och ympning.
    1. Lös polymeren (~ 7 g) i 120 ml tetrahydrofuran (THF) i en högtrycks hydreringskärl. Väg och tillsätt palladium-kol-katalysator (~ 2 g).
    2. Lägg väte till kärlet med hjälp av en hydreringsapparat. Därefter hydrogenerades vid 50 psi under 4 timmar. VARNING: vätgas är extremt brandfarligt. Söka hjälp från personer som är förtrogna med detta förfarande och alltid inspektera matarledningar för eventuella läckor innan du utför detta experiment.
    3. Filtrera ut palladium-kol-katalysator med användning av en packad bädd av diatomacéjord. Koncentrera polymeren till ~ 50 ml under rotationsindunstning och precipitate i kall metanol. VARNING: Torra palladium partiklar kan självantända. Håll en våt handduk i närheten i händelse av en uppblossande för kväva lågorna. Tillsätt vatten till palladium / kol filterkakan för att hålla det hopklumpade och för att förhindra dess tänd. Söka hjälp från personer som är förtrogna med den här proceduren.
    4. Dekantera supernatanten och torka under högvakuum. Bekräfta total omvandling till fri hydroxyl genom att notera toppförsvinner vid 4,65 ppm (1 H NMR i CDCI3). Dessa polymerer kan användas omedelbart eller sparas för senare användning. Utbyten för detta steg är> 90%.
    5. Lösa polymeren och stearinsyra (1,5 ekv.) I 500 ml torr diklormetan (DCM). Tillsätt N, N'-dicyklohexylkarbodiimid (DCC, 2,0 ekv.) Och 3 flingor av 4-dimetylaminopyridin. Rör om under kväve vid rumstemperatur i 24 h.
    6. Avlägsna olöslig N.N'-dicyclohexylcarbourea genom en serie upprepade filtreringar och koncentrationer. Vid slutet koncentreradeslösning till 50 ml.
    7. Fällning polymer i kall metanol (~ 175 ml) och dekantera supernatanten. Torka polymeren under högvakuum över natt. Efterföljande användning av dessa polymerer kan utföras när som helst, men hålla polymerer i frysen för långtidsförvaring. Utbytet för denna sista ändring steg är i allmänhet mellan 85-90%.

2. karaktärisera de syntetiserade Sampolymerer

  1. Väg ut ~ 10 mg polymer (post den verkliga massan) och lägg till aluminiumprovpanna, så hermetiskt tillsluta den. Lastprovpanna och en obelastad (referens) pan i differentialsvepkalorimeter.
  2. Programmera en temperaturramp och kylning ("värme / kyla / värme") cykel: 1) värme från 20 ° C till 225 ° C vid 10 ° C / min, 2) kyl till -75 ° C vid 5 ° C / min, 3) värme till 225 ° C vid 10 ° C / minut.
  3. Bestäm smältpunkt (Tm), kristallisation (<em> T c) och glasövergångstemperaturer (Tg), och smältvärme (AH f) från de termiska spår (i förekommande fall).
  4. Lös varje syntetiserade sampolymeren i THF (1 mg / ml) och filtrera genom ett 0,02-um PTFE-filter. Injicera lösningen i en gelpermeationskromatografi systemet och jämföra uppehållstiden jämfört med en rad polystyrenstandarder.

3. Förbereda polymerlösningar för Electro / elektros 27,31

  1. Lös polymer (er) vid 10-40 vikt-% i ett lämpligt lösningsmedel, såsom kloroform / metanol (5: 1) för PCL eller tetrahydrofuran / N, N-dimetylformamid (7: 3) för PLGA, över natten. Massan av polymer som krävs för detta steg kommer att bero på dimensionerna hos den önskade mesh.
    Obs: Till exempel, för att framställa en 10 cm x 10 cm maska ​​av ungefär 300 mikron tjocklek, kommer ett gram typiskt krävas. Det är värt att notera att materiella förlusteres kan förekomma i efterföljande steg i detta protokoll, såsom under lösning överföring till sprutan (särskilt för viskösa lösningar), och från döda volymer som finns i anslutningsröret och nålhuset sig frivilligt, vilket kommer att minska utbytet av electroprocessen . Dessa minskningar i utbyte kan resultera i upp till 20% förlust av material, och det rekommenderas att skala upp 1,5 gånger att förutse dessa förluster, och även dessa förluster i samband med att optimera elektrospinning parametrar när du försöker detta förfarande för första gången.
    1. Styr fiberstorleken genom att variera den totala polymerkoncentrationen, med större fibrer som förväntas från mer koncentrerade lösningar. För en blygsam förbättring av hydrofobicitet, använder 10% (av den totala polymermassan) superhydrofoba dopningsmedel. För extremt hydrofoba / superhydrofoba material, använder 30-50% dopningsmedel och / eller minska den totala polymerkoncentrationen (dvs., Minska fiberstorlek). Efterföljande arbete med dessa lösningar kan PERFOrmed nästa dag eller inom en vecka därefter.
    2. För elektros, förbereda lösningar vid lägre koncentrationer (dvs 2-10%) i ett lämpligt lösningsmedel, såsom kloroform. Liksom elektrospinning, modulerar partikelstorleken genom variation av polymerkoncentrationen.
  2. Vortex polymerlösningen för att blanda. Tillåt stora luftbubblor att avta (5 min).
  3. Last lösningen i en glasspruta. Beroende på lösningsviskositet, kan det vara enklast att avlägsna kolven och häll lösningen direkt in i sprutan. En bit av inert, flexibel slang kan hjälpa manövrerbarhet inom electro setup. Vänd sprutan för att undantränga luft genom slangen / nålenheten.

4. electro / elektrospolymerlösningar

  1. Last sprutan sprutpump, inställd total volym (t.ex., 4,5 ml) och priset (t.ex. 5 ml / h), vid vilken för att dispensera denna lösning.
  2. Täck samlingsplattan med enLuminum folie för att underlätta efterföljande avlägsnande och transport. Säkra folie med maskeringstejp längs de yttre kanterna.
  3. Fäst högspänd likström (HVDC) matningskabel till nålspetsen. Avståndet för denna nålspets till kollektorn är en viktig variabel att beakta eftersom det 1) påverkar det elektriska fältet vid en given spänning, och 2) påverkar förångning av lösningsmedlet och efterföljande torkning av fibrerna vid insamling.
    1. Som ett första försök, använder ett tips till samlare avstånd på 15 cm. VARNING: höga spänningar och brandfarliga lösningsmedel är involverade i elektrospinning / elektros. Sörj för god ventilation utanför avgaser, och rör aldrig sprutan / nål eller öppna höljet tills helt säker på HVDC försörjningen är avstängd.
  4. Om elektrospinning / elektros ett stort täckningsområde, slå på roterande och översätta uppsamlingstrumma. Annars går du vidare till nästa steg.
  5. Starta sprutpump.
  6. Slå på och justera höga voltålder källkod för att nå en acceptabel Taylor Cone. Om lösningen vid nålspetsen är slapp, öka spänningen. Om flera strålar bildar, minska spänningen. Utöver dessa justeringar, kan det vara nödvändigt att justera spetsen till samlare avstånd om fibrerna / partiklar verkar blöta eller om att justera spänningen inte tillräckligt lösa dra droppe på nålspetsen.
    Obs: För detaljerad felsökning, se den omfattande electrooptimeringsprocessen av Leach och medarbetare 47. Elektros allmänhet innebära högre spänningar och lägre koncentrationer lösning än elektrospinning.
  7. Stäng av högspänningskällan och sedan sprutpumpen och motordriven trumma (i förekommande fall). Låt electroinneslutningen att fortsätta ventilation under 30 minuter.
  8. Ta maskor / beläggningar från samlare. Låt spår lösningsmedel avdunsta i en huv över natten. Material kan lagras vid rumstemperatur under minst två veckor (PLGA) eller tvåmånader (PCL). Steg 4,5-4,8 kan utföras i valfri ordning.

5. kännetecknande Fiber och partikelstorlek av Ljus och Scanning Electron Microscopy

  1. Ljusmikroskopi
    1. Om att producera en electrospun mesh, klippa och montera tunna delar av den på en glasskiva.
    2. Observera fiberdiameter, nod egenskaper (blobbar eller diskreta), och fiber form (dvs, prytt med pärlor, platt, rak / vågig). Ideal electrospun mesh fibrer är enhetliga, rak eller vågig och pärla fritt.
  2. Svepelektronmikroskopi (SEM)
    1. Klipp ut och montera maskor eller belagda ytor på aluminium SEM stubbar som använder ledande kopparband. Elektrospunna fibrer och electrosprayed beläggningar kan också följas av SEM genom att direkt avsätta fibrer / partiklar på bandet i förväg.
    2. Coat maskorna / beläggningar med ett tunt (~ 4 nm) skikt av Au / Pd genom sputterbeläggning.
    3. Last stubbar i SEM kammaren och följa vid 1-2 keV. En 250X magnification ger en allmän topografisk bedömning av materialet, medan högre förstoringar avslöjar ytterligare fiber- och partikel funktioner som hierarkiska mönster för extremt superhydrofoba fibrer och sammanlänkning för partikelbeläggningar.

6. Fastställande Icke-vätningsegenskaper

  1. Framåt och vikande vattenkontaktvinkelmätningar med volymvariationsmetoden
    1. Skär tunna (0,5 cm x 5 cm) remsor av nät eller belagt material (om möjligt) och plats på scenen i en kontaktvinkel goniometer.
    2. Fånga vattendroppe profilen medan dispense den (från en 24 AWG sprutnål) på materialytan.
      1. För att göra detta, börja med en ungefärlig 5-l droppe, och ta kontakt med materialets yta. Fortsätt att långsamt lägga till volym (20-25 | il) och fånga droppbild, som representerar den avancevattenkontaktvinkel. Nålspetsen skall vara liten jämfört med droppen, och the kapillärlängd bör vara större än droppen för att minimera snedvridning av droppform.
    3. Dra samma nedgång samtidigt fånga sin drop profil. Upprepa på diskreta ytan platser för flera prover att rapportera ett medelvärde-typiskt 10 mätningar av både framåt och vikande kontaktvinklar är tillräckliga för att karakterisera dessa material.
  2. Bestäm kritiska ytspänningen av material genom att modifiera sonderings vätskor.
    1. Bered lösningar varierar i etanol, propylenglykol eller etylenglykol innehåll, eftersom dessa blandningar har känt ytspänningar 99-101.
      1. Alternativt, använda lösningsmedel med varierande ytspänningar-t ex vatten (72 mN / m), glycerol (64 mN / m), dimetylsulfoxid (44 mN / m), bensylalkohol (39 mN / m), 1,4- dioxan (33 mN / m), 1-oktanol (28 mN / m), och aceton (25 mN / m). Det är viktigt att använda lösningsmedel som inte kommer att lösa upp polymererna, eftersom dessa kommer attförväxla resultat. Dessutom är det viktigt att notera att, förutom att ytspänningen, dessa vätskor har olika viskositeter, som kan påverka kontaktvinkelmätningar och är en begränsning av denna teknik.
      2. Mät kontaktvinkeln av dessa lösningar sonde på materialytan. Plot kontaktvinkel som funktion av ytspänning.

7. Upptäcka Bulk vätning av maskor 31

  1. Beakta vatten infiltration i 3D maskor med en mikro-datortomografi (μCT).
    1. Förbered en 80 mg / ml lösning av ioxaglat (ett joderat kontrastmedel) i vatten.
    2. Sänk maskor i dessa lösningar och inkubera vid 37 ° C; regelbundet mäta kontrastmedel (vatten) infiltration av μCT (18 pm 3 voxel upplösning) med en 70 KVP rörspänning, 114 pA ström och en 300 ms tid integration.
    3. Använda bildbehandlingsprogram, mäta pixel intenstet genom hela tjockleken av nätet, där ljusa bildpunkter representerar vatteninfiltration. Välj ett tröskelvärde pixelvärde (~ 1500) där högre intensitet representerar vatten infiltration.

8. Testa Mekaniska egenskaper maskor

  1. Klipp maskor för 1 cm x 7 cm och mellan kast med en dragtestapparat. Mät den exakta bredd, längd och tjocklek.
  2. Utför en ramp test av förlängning på tre prover. Plotta en spänning-töjningskurva genom att använda dessa data för att bestämma elasticitetsmodulen, draghållfasthet, och töjning-at-break.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Genom en serie av kemiska omvandlingar, är den funktionella karbonat monomeren 5-bensyloxi-1,3-dioxan-2-en syntetiserades som ett vitt kristallint fast ämne (Figur 1A). 1 H-NMR bekräftar strukturen (Figur 1B) och masspektrometri och elementaranalys bekräftar kompositionen. Denna fasta substans därefter sampolymeriseras med antingen D, L -lactide eller ε-kaprolakton med användning av en tenn-katalyserad ringöppningsreaktion vid 140 ° C. Efter rening genom fällning, är polymerkompositionen bestämdes med användning av ett H-NMR-analys genom att integrera den bensyliska proton kemiskt skift vid 4,58 till 4,68 ppm och den karaktäristiska metylen toppen av kaprolakton eller methyne toppen av laktid (2,3 eller 5,2 ppm, respektive). Selektivt avlägsnande av bensylskyddsgruppen uppnås genom Pd / C-katalyserad hydrogenolys. Komplett avskyddning bekräftas genom att notera försvinnandet av bensyl toppen i ett H-NMR-spektra. Subsequent ympning av stearinsyra till den fria hydroxylgruppen gör de slutliga sampolymererna hydrofoba. Dessa sampolymerer är vita fasta ämnen vid rumstemperatur (Figur 1C), och de är i stånd att bearbetas till filmer, elektrospunna maskor och electrosprayed beläggningar (figur 1D).

Sampolymerkompositionen (dvs, laktid / kaprolakton till glycerolkarbonat) är avstämd genom att variera motsvarande monomermatning förhållanden. Variera sammansättningen tillhandahåller ett medel för att syntetisera sampolymerer med en rad av termiska och / eller mekaniska egenskaper. Exempelvis termisk analys med användning av differentiell svepkalorimetri (DSC) visar att PLA-PGC 18 polymerer innehållande 10, 20, 30, eller 40 mol-% PGC 18 monomer gradvis blivit mer kristallint med ökad PGC mol-%. De termiska egenskaperna hos PCL-PGC 18 och PLA-PGC 18 sampolymerer sammanfattas i tabell 2.

Poly (glycerol-monostearat) -baserade sampolymerer har lägre ytenergi än deras motsvarande PCL- eller PLGA-motsvarigheter, som bestämdes med användning av kontaktvinkelmätningar på släta gjutna filmer (Figur 2A). Medan PCL besitter en avancevattenkontaktvinkel på 84 °, den ökande kontaktvinkeln för PCL-PGC 18 (80:20) är ~ 120 °. Likaså PLGA besitter en ökande kontaktvinkel av 71 °, medan PLA-PGC 18 (90:10) och PLA-PGC 18 (60:40) uppvisar ökande kontaktvinklar av 99 ° och 105 °, respektive. Blandning PCL- eller PLGA med deras motsvarande sampolymer dopämnen resulterar i ökande kontaktvinkelvärden mellan de som erhölls för rena polymerer och sampolymerer, och erbjuder ett enkelt medel för att ställa hydrofobicitet (Figur 2B). I detta fall både sampolymer dopämne koncentration (dvs 10% eller 30% vikt / vikt) och sampolymer-komposition (dvs PLA-PGC 18 (90:10) eller PLA-PGC 18 (60: 40) art) påverkar hydrofobicitet, med större PGC 18 innehåll ger högre kontaktvinklar.

Doping de syntetiserade sampolymererna i en lösning av PCL eller PLGA och därefter elektrospinning blandningarna uppnår fibrösa maskor med avstämbar hydrofobicitet. Figur 3A illustrerar hur dopning inom 30% PCL-PGC 18 eller PLA-PGC 18 övergångar maskor från hydrofoba till superhydrofoba. Superhydrophobicity definieras som en skenbar vattenkontaktvinkel ≥ 150 ° med en låg kontaktvinkel hysteres-definieras som skillnaden mellan framåt och vikande vattenkontaktvinkelmätningar. Den ökade ytråhet elektrospunna maskor ökar också den skenbara vattenkontaktvinkeln av dessa material i jämförelse med jämna filmer. Vätbarhet avstäms genom att variera koncentrationen av sampolymer dopämne. Till exempel, electrospun ren PCL ingrepp med ~ fibrer med diametern 7 pm har en skenbar kontakt angle av 123 °, medan maskorna dopade med 10, 30, och 50% (vikt / vikt) PCL-PGC 18 uppvisar skenbara kontaktvinklar av 143 °, 150 °, och 160 ° vid jämförbara fiberdiametrar, respektive (figur 3B). Vätbarhet styrs också av valet av sampolymeren doping arter. I detta fall, maskor 6,5-7,5 | im fiber PLGA dopad med 30% PLA-PGC 18 (90:10) eller 30% PLA-PGC 18 (60:40) uppvisar skenbara kontaktvinklar av 133 ° eller 154 °, respektive ( Figur 3C). Ändring (dvs minska) den fiberstorleken förbättrar även hydrofobicitet oberoende av dopämnet selektion och / eller koncentration. Detta beroende av skenbara kontaktvinkel på fiberdiameter visas för både PCL och PLGA i figur 3D. I likhet med elektrospinning, electrosprayed PCL och dopade-PCL beläggningar också visa kontaktvinklar som ökar med doping procentandel, och ännu högre kontaktvinklar än de som erhållits genom electro äruppnås med denna teknik (figur 3E). Genom sondering nätytan med olika vätskor (vilka besitter olika ytspänningar) och rapportering kontaktvinkeln, en kritisk ytspänning värde vid vilket mask snabbt väter bestäms. Figur 3F är en modifierad Zisman kurva som illustrerar den kritiska ytspänning studier för PLGA Nät dopad med 30% PLA-PGC 18 (60:40) och PCL maskor dopade med 30% PCL-PGC 18.

SEM avbildning avslöjar att maskorna är resultatet av intrasslade mikrofibrer. Denna teknik är också användbar för bestämning av fiber- eller partikelstorlek, homogenitet, och sammanlänkning. Figur 4A visar PCL + 30% PCL-PGC 18 maskor med fiberdiametrar av 1-2 ^ m och 4-5 | im, medan Figur 4B visar PLGA + 10 % PLA-PGC 18 maskor varierande fiberstorleken från ~ 3 pm till ~ 7 pm. Electrosprayed beläggningar av PCL och PCL + 50% PCL-PGC 18 presenteras i figur 4C, medan electrosprayed beläggningar av PCL + 30% PCL-PGC 18 med varierande partikelstorlek presenteras i figur 4D.

Superhydrofoba PCL- och PLGA-baserade nät är icke-cytotoxiska till NIH / 3T3-fibroblaster (figur 5A) och är väl tolererad i C57BL / 6-möss, med blygsamma fiber inkapsling. Jämfört med icke-porösa filmer (ej visade), maskor uppvisar en högre grad av cellulär infiltrering (dvs, makrofager) efter 4 veckors implantering (figur 5B-E) 27. Medan cytocompatibility / biokompatibilitet superhydrofoba maskor liknar icke-superhydrofoba maskor, kan prestanda superhydrofoba maskor in vitro vara överlägsen i läkemedelsleveranstillämpningar. På grund av sin långsamma vätning, superhydrofoba maskor är kapabla att upprätthålla läkemedels övergång till betydligt längre löptider än icke-superhydrofobiska maskor, eftersom läkemedelsfrisättning inte kan ske utan vattenkontakt. De drog in vitro frisättningseffektstudier som visar denna princip beskrivs på annat håll 12,13.

Vätningen av elektrospunna maskor kan följas icke-destruktivt med tiden med användning microcomputed tomografi och den kommersiellt tillgängliga joderat kontrastmedel ioxaglat. Nätet placeras i en vattenlösning innehållande kontrastmedlet och avbildas över tiden. Såsom visas i figur 6A den rena PCL mesh snabbt väter såsom vatten infiltrerar bulkmaterialet i den första dagen. I motsats, maskorna dopade med 30% PCL-PGC 18 förbli icke vätta för> 75 dagar, med kvarvarande luft i bulkstruktur (figur 6B). Dessa resultat visar vikten av superhydrofoba bulkmaterial för icke-vätande applikationer.

Slutligen är de mekaniska egenskaperna hos elektrospunna maskor bestämdes fråndragprovning. Tabell 3 visar representativa mekaniska data för PCL, PLGA, och deras respektive dopade maskor (fiber size = 7 pm för alla maskor) som erhållits från deras spännings-töjningskurvor. Eftersom andelen av dopnings ökar, de elastiska modulerna (E) och brottdraghållfastheter av maskor tenderar att minska.

Figur 1
. Figur 1. Monomer / polymersyntes, karakterisering, och påföljande bearbetning till filmer, elektrospunna maskor och electrosprayed beläggningar (A) Renat monomeren är ett vitt kristallint fast vid rumstemperatur; (B) som motsvarar en H-NMR-spektra för monomer; (C) Ett fotografi av renade polymerer PLA-PGC 18 (till vänster) och PCL-PGC 18 (till höger); (D) Ett fotografi av PCL dopad med 30% (vikt / vikt) PCL-PGC 18 och bearbetas till en (från vänster till höger): film, electrospun mesh och electrosprayed beläggning.

Figur 2
Figur 2. Att främja och vikande vattenkontaktvinklar på polymer / sampolymerfilmer (A) Advancing och vikande vattenkontaktvinkelmätningar för odopad PCL och PLGA släta filmer jämfört med dem för ren PCL-PGC 18 och ren PLA-PGC 18 släta filmer. (B) framåt och vikande kontaktvinkelmätningar för dopade PCL och PLGA-filmer. Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figur 3
Figur 3. Processerna för electrooch elektros generera ojämna ytor som ytterligare förbättrar hydrofobicitet PCL och PLGA (A) Kontaktvinkel för electrospun PCL och PCL maskor dopade med 30% PCL-PGC 18 (80:20) maskor (fiberdiameter ≈ 2,5 pm). PLGA maskor och PLGA maskor dopad med 30% PLA-PGC 18 (60:40) maskor (fiberdiameter ≈ 6,5 pm), med båda systemen visar en övergång från hydrofoba till superhydrofoba; (B) kontaktvinklar för PCL maskor som en funktion av ökande dopnings sampolymerkoncentration; (C) kontaktvinklar för PLGA maskor på ~ 6,5 um diameter som en funktion av sampolymerkomposition; (D) vätbarheten som en funktion av fiberdiametern för PCL (600 nm och 2,5 | j, m) och PLGA-baserade nät (2,5 och 6,5 ^ m); (E) kontaktvinklar för electrosprayed PCL-baserade beläggningar som en funktion av sampolymer dopningskoncentration; (F) modifierade Zisman kurvorvisar kritiska ytspänning studier för PLGA maskor dopad med 30% PLA-PGC 18 (60:40) (cirklar med streckade förbindelselinje) och PCL maskor dopad med 30% PCL-PGC 18 (kvadrater med fast anslutningsledning). Klicka här att se en större version av denna siffra.

Figur 4
Figur 4. SEM avbildning av elektrospunna maskor och electrosprayed beläggningar avslöjar fiber / partikelstorlek och morfologi. (A) PCL liten diameter + 30% PCL-PGC 18 fibrer (1-2 pm) och motsvarande mikrofiber med stor diameter (4-5 im) mesh (vänster och höger, respektive), skala bar = 10 | am; (B) med liten diameter PLGA + 10% PLA-PGC 18 (90:10) (2,5-3,5 pm) microfiber och stor diameter (6,5 till 7,5 um) Microfiber maskor (vänster och höger, respektive, skala bar = 10 nm); (C) electrosprayed partiklar bestående av ren PCL (vänster), PCL + 50% PCL-PGC 18 (till höger), skala bar = 20 pm; (D) electrosprayed PCL + 30% PCL-PGC 18 partiklar av små (till vänster) och stor (höger) radier (skala bar = 2 pm). Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figur 5
Figur 5. In vitro och in vivo cellviabiliteten / biokompatibilitet av elektrospunna superhydrofoba maskor (A) In vitro cellanalys av NIH / 3T3 fibroblast lönsamheten efter 24 timmars inkubation med PCL, PLGA och dopade maskor. (B och C) histologisk (H & E) exemplar av in vivo-främmande kropp reaktion på superhydrofoba PLGA + 30 vikt-% PLA-PGC 18 (60:40) electrospun maskor efter 4 veckors subkutan implantation i C57BL / 6-möss vid 10X (B) och 40X (C) förstoring; (D och E) svar på implanterade ren PLGA electrospun maskor på 10X (D) och 40X (E) förstoring. Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Figur 6
Figur 6. Kontrastförstärkt microcomputed tomografi (μCT) karakterisering av bulk vätning av superhydrofoba maskor. Det joderade CT kontrastmedlet ioxaglat (80 mg I / ml) i water fungerar som en icke-invasiv markör för vatten infiltrera (A) icke-superhydrofoba PCL maskor och (B) superhydrofoba PCL + 30% PCL-PGC 18 maskor. Färgkarta visar icke-vätta nät som rött och övergår från gult till grönt till blått / lila som vätning fortskrider. Klicka här för att se en större version av denna siffra.

Elektrospunna Syntetiska polymerer: Referens (er):
Poly (laktid-sam-glykolid) 27,36,43,48-52
Polyglykolid 52,53
Poly (laktid-sam-kaprolakton) 54-57
Polykaprolakton 13,58-66
Polylaktid 52,67
Poly (vinylalkohol) 68-71 </ td>
Poly (etylenglykol) / segmentsampolymerer 72,73
Poly (ester-uretan) s 74-78
Poly (trimetylenkarbonat) 79
Poly (dimetylsiloxan) 80,81
Poly (eten-sam-vinylacetat) 82
Polyvinylpyrrolidon 83
Polyamid (er) 84-86
Polyhydroxybutryate 87,88
Polyfosfazen (er) 89,90
Poly (propylenkarbonat) 91-93
Polyetylenimin 94,95
Poly (γ-glutaminsyra) 96
Silikat 97,98

Tabell 1: Exempel på syntetiska biomedicinska polymerer somhar Electrospun för biomedicinska tillämpningar, med tillhörande referenser.

Sampolymer Omvandling (%) Laktid en Glycerol en Mn (g / mol) b Mw / Mn Tg (° C) c Tm (° C) Te (° C) AHf (J / g)
PLA-PGC 18 (90:10) 92 89 11 12.512 1,5 28 - - -
PLA-PGC 18 (80:20) 96 78 23 10.979 1,5 17 33 11 3
PLA-PGC 18 (70:30) 90 66 34 17.305 1,5 * 40 17 23
PLA-PGC 18 (60:40) 86 54 47 13.226 1,6 * 43 27 32
PCL-PGC 18 (80:20) 99 (kaprolakton) 81 19 21.100 1,7 -53 31 19 55

Tabell 2: Karakterisering av syntetiserade sampolymererna en Mol-%, b Såsom bestämdes genom storleksuteslutningskromatografi (THF, 1,0 ml / min); Mn = talmedelmolekylvikt, Mw / Mn = c Tg = glas dispersitet.. övergångstemperatur, T m = smältningtemperatur; Te = kristallisationstemperatur; Δ Hf = smältvärme. D Nej Tg ​​observerades för dessa semikristallina polymerer över temperaturområdet från -75 ° C till 225 ° C.

Mesh Komposition Elasticitetsmodul (E) (MPa) Brottgräns (MPa)
PCL-en 15,3 1,5
+ 10% PCL-PGC 18 10,8 1,5
+ 30% PCL-PGC 18 3,5 0,8
PLGA B 84,9 2,6
+ 10% PLA-PGC 18 (60:40) 40,3 0,8
+ 30% PLA-PGC <sub> 18 (60:40) 10,1 0,3

Tabell 3:.. Representativa hållfasthetsegenskaper elektrospunna maskor en fiberstorlek för PCL och PCL-baserade nät ≈ 7 pm b Fiber storlek för PLGA och PLGA-baserade nät ≈ 7 pm.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Vårt sätt att konstruera superhydrofoba material från biomedicinska polymerer kombinerar syntetisk polymerkemi med polymerbearbetningsteknik för elektrospinning och elektros. Dessa tekniker ger antingen fibrer eller partiklar, respektive. Specifikt polykaprolakton och poly (lactide- co -glycolide) baserad superhydrofoba material ställdes med användning av denna strategi. Genom att variera den hydrofoba sampolymerkompositionen, procent sampolymer i den slutliga polymerblandningen, är fiber / partikelstorleken, total polymervikt procent och tillverkningsbetingelser, vätbarheten hos de erhållna elektrospunna / electrosprayed material kontrolleras. De material som tillverkats i detta arbete är från icke-toxiska och biokompatibla polymerer, och besitter en meta-stabil luftspärr i närvaro av vatten.

De kritiska steg i detta protokoll involverar 1) syntes sampolymerer med hjälp av ringöppningspolymerisation, 2) elektrospinning eller elektrobesprutning dessa sampolymerer med en motsvarande biomedicinsk polymer såsom PCL eller PLGA; och 3) att karakterisera deras morfologi, icke vätande egenskaper / hydrofobicitet, mekaniska egenskaper, och in vitro / in vivo-biokompatibilitet. Om svårigheter med polymersyntes, modifiering och / eller elektrospinning påträffas, kommer följande tekniker hjälpa till att identifiera och felsöka dessa frågor.

Det är viktigt att säkerställa renheten av monomererna och att de inte innehåller spår vatten, såsom den från atmosfären. Närvaron av vatten kan förhindra eller avsluta polymerisationen, resultera i lågmolekylära polymerer, eller avkastnings polymerer med extremt breda molekylviktsfördelningar. Evakuera alltid innehållet i polymerisationskärl och fyll med torrt kväve eller argon, och utföra alla tillägg (monomerer och katalysatorer) under torr, inert atmosfär. Om polymerisation verkar ofullständig eller misslyckade, kan det vara nödvändigt att torkareagensen genom destillation, eller åter kristallisera monomererna för att förbättra renheten. Om de-bensylering av den resulterande sampolymeren verkar misslyckas (såsom observeras genom efterföljande 1H NMR-analys), kan det vara nödvändigt att lägga till mer katalysator eller använd en annan katalysator reagens. Vi noterar särskilt här att misslyckade avskyddning har observerats med vissa Pd / C-katalysatorer, och det är bäst att använda en listas i tabellen för material.

Flera tekniska svårigheter kan uppstå under elektrospinning och elektros process. Om lösningen vid nålspetsen är slapp, öka spänningen. Om flera strålar bildar, minska spänningen. Utöver dessa justeringar, kan det vara nödvändigt att justera spetsen till samlare avstånd om fibrerna / partiklarna visas våt (i detta fall, öka insamlingen avstånd), eller om att justera spänningen inte adekvat lösa dra droppe på nålspetsen, minska insamling distance. Om fibrerna inte bildar, kan det vara nödvändigt att öka viskositeten hos lösningen genom ökning av polymerkoncentrationen; detsamma gäller om fibrerna verkar ha en vulst-på-sträng morfologi. Om svårigheter kvarstår, kan det vara nödvändigt att byta till en annan electro lösningsmedel. För mer felsökning, Leach och medarbetare 47 ger en omfattande felsökningsguide till electro.

Medan electro och elektros är användbara tekniker för att tillverka biomedicinska material, de har begränsningar. Först dessa tekniker förlitar sig på ett jordat mål att samla fibrer eller partiklar, så elektrisk ledningsförmåga är en viktig parameter att beakta. Det kan vara svårt att electrospin eller elektro material som är särskilt goda elektriska isolatorer, eftersom polymertrålen kan mer lockas till områden som omger dessa substrat. En möjlig lösning innebär att säkra mindre ledande material till conductive kopparband. Dessutom, medan vi har varit framgångsrika i electro maskor upp till 1 mm tjock, kan tillverkningen av extremt tjocka maskor hindras på grund av att den isolerande naturen hos polymerbeläggningen på insamlaren. Vid denna punkt, kan maskor öka i yta utan någon större ökning av deras totala tjocklek. För det andra, beroende på storleken på mask önskas kan en väsentlig mängd material krävs för att uppnå tillräcklig lösningsviskositet (som krävs för elektrospinning, som kedjan sammanflätningar är nödvändiga för fiberbildning). Därför kan elektrospinning inte vara ett lämpligt alternativ för ädla material; elektros använder generellt lägre koncentrationer och därmed är mindre krävande när det gäller den erforderliga mängden material. Om provmängden är mycket begränsad, kan det vara möjligt att minska materialförlust genom att utelämna anslutningsröret (som annars bidrar till totala dödvolym). Slutligen bestämning av kritiska ytspänningen är beroende avanvändningen av olika probnings vätskor, vilka också besitter olika viskositeter. Som sådan har denna metod en potentiell begränsning av att viskositeten är också en bidragande faktor till dessa resultat.

Superhydrofoba material är en spännande klass av biomaterial, som finner ökad användning för en rad applikationer inom drug delivery, vävnadsteknik, sårläkning och anti-påväxt. Flera tekniker finns för att öka ytgrovhet för material för biomimetiska och icke-vätande tillämpningar, såsom skikt-för-skikt aggregatet 15, micropatterning / mikrotexturer 102, elektrospinning 1,5,13 och elektros 32. Av dessa metoder, elektrospinning och elektros är särskilt attraktiva metoder på grund av deras skalbarhet och allmän kompatibilitet med underliggande substrat. Sammanfattningsvis är denna strategi som kombinerar polymerkemi och processteknik en mångsidig och allmän som gör det möjligt andraforskare för att förbereda, karaktärisera och studera nya biomaterial där vätbarhet av materialen är en viktig designelement.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Silicone oil Sigma-Aldrich 85409
Cis-2-Phenyl-1,3-dioxan-5-ol Sigma-Aldrich 13468
Benzyl bromide Sigma-Aldrich B17905 Toxic, lacrymator/eye irritant, use in chemical fume hood
Potassium hydroxide Sigma-Aldrich 221473 Corrosive
Rotary evaporator Buchi R-124
High-vacuum pump Welch 8907
Nitrogen, ultra high purity Airgas NI UHP300 Compressed gas
Tetrahydrofuran, stabilized with BHT Pharmaco-Aaper 346000 Flammable. Dried through column of XXX
Dichloromethane Pharmaco-Aaper 313000 Flammable, toxic.
Separatory funnel (1 L) Fisher Scientific 13-678-606
Sodium sulfate Sigma-Aldrich 239313
Ethanol, absolute Pharmaco-Aaper 111USP200 Flammable, toxic.
Buchner funnel Fisher Scientific FB-966-F
Methanol Pharmaco-Aaper 339000ACS Flammable, toxic.
Hydrochloric acid Sigma-Aldrich 320331 Corrosive. Diluted to 2N in distilled water.
Ethyl chloroformate, 97% Sigma-Aldrich 185892 Toxic, flammable, harmful to environment
Triethylamine (anhydrous) Sigma-Aldrich 471283 Toxic, flammable, harmful to environment
Diethyl ether Pharmaco-Aaper 373ANHACS Highly flammable. Purified through XXX column.
3,6-Dimethyl-1,4-dioxane-2,5-dione (D,L-lactide) Sigma-Aldrich 303143
Tin (II) ethylhexanoate Sigma-Aldrich S3252 Toxic.
ε-caprolactone (97%) Sigma-Aldrich 704067
Toluene, anhydrous Sigma-Aldrich 244511 Flammable, toxic.
Glass syringe Hamilton Company 1700-series
Deuterated chloroform Cambridge Isotopes Laboratories, Inc. DLM-29-10 Toxic
Nuclear magnetic resonance instrument Varian V400
Palladium on carbon catalyst Strem Chemicals, Inc. 46-1707
Hydrogenator unit Parr 3911
Hydrogenator shaker vessel Parr 66CA
Hydrogen Airgas HY HP300 Highly flammable.
Diatomaceous earth Sigma-Aldrich 22140
2H,2H,3H,3H-perflurononanoic acid Oakwood Products, Inc. 10519 Toxic.
Stearic acid Sigma-Aldrich S4751
N,N’-dicyclohexylcarbodiimide Sigma-Aldrich D80002 Toxic, irritant.
4-(dimethylamino) pyridine Sigma-Aldrich 107700 Toxic.
Hexanes Pharmaco-Aaper 359000ACS Toxic, flammable.
Gel permeation chromatography (GPC) system Rainin
GPC column Waters WAT044228
Differential scanning calorimeter TA Instruments Q100
Chloroform Pharmaco-Aaper 309000ACS Toxic.
N,N-dimethylformamide Sigma-Aldrich 227056 Toxic, flammable.
Polycaprolactone, MW 70-90 kg/mol Sigma-Aldrich 440744
Poly(lactide-co-glycolide), MW 136 kg/mol Evonik Industries LP-712
10 ml glass syringe Hamilton Company 81620
18 AWG blunt needle BRICO Medical Supplies BN1815
Electrospinner enclosure box Custom-built N/A Made of acrylic panels
High voltage DC supply Glassman High Voltage, Inc. PS/EL30R01.5 High voltages, electrocution hazard
Linear (translating) stage Servo Systems Co. LPS-12-20-0.2 Optional
Programmable motor & power supply Intelligent Motion Systems, Inc. MDrive23 Plus Optional
24V DC motor & power supply McMaster-Carr 6331K32 Optional
Aluminum collector drum Custom-built Optional
Syringe pump Fisher Scientific 78-0100I
Inverted optical microscope Olympus IX70
Scanning electron microscope Carl Zeiss Supra V55
Conductive copper tape 3M 16072
Aluminum SEM stubs Electron Microscopy Sciences 75200
Contact angle goniometer Kruss DSA100
Propylene glycol Sigma-Aldrich W294004 Toxic.
Ethylene glycol Sigma-Aldrich 324558 Toxic.
Ioxaglate Guerbet
Fetal bovine serum American Type Culture Collection 30-2020
Micro-computed tomography instrument Scanco
Image analysis software (Analyze) Mayo Clinic
Tensile tester Instron 5848
Micrometer Multitoyo 293-340
Calipers Fisher Scientific 14-648-17

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Li, X. M., Reinhoudt, D., Crego-Calama, M. What do we need for a superhydrophobic surface? A review on the recent progress in the preparation of superhydrophobic surfaces. Chem. Soc. Rev. 36, 1350-1368 (2007).
  2. Crick, C. R., Parkin, I. P. Preparation and characterisation of super-hydrophobic surfaces. Chem. - Eur. J. 16, 3568-3588 (2010).
  3. Genzer, J., Efimenko, K. Recent developments in superhydrophobic surfaces and their relevance to marine fouling: a review. Biofouling. 22, 339-360 (2006).
  4. Marmur, A. Super-hydrophobicity fundamentals: implications to biofouling prevention. Biofouling. 22, 107-115 (2006).
  5. Sas, I., Gorga, R. E., Joines, J. A., Thoney, K. A. Literature review on superhydrophobic self-cleaning surfaces produced by electrospinning. J. Polym. Sci., Part B: Polym. Phys. 50, 824-845 (2012).
  6. Zhang, X., Shi, F., Niu, J., Jiang, Y., Wang, Z. Superhydrophobic surfaces: from structural control to functional application. J. Mat. Chem. 18, 621-633 (2008).
  7. Xue, C. -H., Li, Y. -R., Zhang, P., Ma, J. -Z., Jia, S. -T. Washable and wear-resistant superhydrophobic surfaces with self-cleaning property by chemical etching of fibers and hydrophobization. ACS Appl. Mater. Interfaces. 6, 10153-10161 (2014).
  8. Ou, J., Perot, B., Rothstein, J. P. Laminar drag reduction in microchannels using ultrahydrophobic surfaces. Phys. Fluids. 16, 4635-4643 (2004).
  9. Ko, T. -J., et al. Adhesion behavior of mouse liver cancer cells on nanostructured superhydrophobic and superhydrophilic surfaces. Soft Matter. , (2013).
  10. Lourenco, B. N., et al. Wettability influences cell behavior on superhydrophobic surfaces with different topographies. Biointerphases. 7, (2012).
  11. Srinivasan, S., et al. Drag reduction for viscous laminar flow on spray-coated non-wetting surfaces. Soft Matter. 9, 5691-5702 (2013).
  12. Yohe, S. T., Colson, Y. L., Grinstaff, M. W. Superhydrophobic materials for tunable drug release: using displacement of air to control delivery rates. J. Am. Chem. Soc. 134, 2016-2019 (2012).
  13. Yohe, S. T., Herrera, V. L. M., Colson, Y. L., Grinstaff, M. W. 3D superhydrophobic electrospun meshes as reinforcement materials for sustained local drug delivery against colorectal cancer cells. J. Control. Release. 162, 92-101 (2012).
  14. Yohe, S. T., Kopechek, J. A., Porter, T. M., Colson, Y. L., Grinstaff, M. W. Triggered drug release from superhydrophobic meshes using high-intensity focused ultrasound. Adv. Healthcare Mater. 2, 1204-1208 (2013).
  15. Manna, U., Kratochvil, M. J., Lynn, D. M. Superhydrophobic polymer multilayers that promote the extended, long-term release of embedded water-soluble agents. Adv. Mater. 25, 6405-6409 (2013).
  16. Ju, G., Cheng, M., Shi, F. A pH-responsive smart surface for the continuous separation of oil/water/oil ternary mixtures. NPG Asia Mater. 6, e111 (2014).
  17. Lim, H. S., Han, J. T., Kwak, D., Jin, M., Cho, K. Photoreversibly switchable superhydrophobic surface with erasable and rewritable pattern. J. Am. Chem. Soc. 128, 14458-14459 (2006).
  18. Macias-Montero, M., Borras, A., Alvarez, R., Gonzalez-Elipe, A. R. Following the wetting of one-dimensional photoactive surfaces. Langmuir. 28, 15047-15055 (2012).
  19. Sun, T., et al. Reversible switching between superhydrophilicity and superhydrophobicity. Angew. Chem. Int. Ed. 43, 357-360 (2004).
  20. Verplanck, N., Coffinier, Y., Thomy, V., Boukherroub, R. Wettability switching techniques on superhydrophobic surfaces. Nanoscale Res. Lett. 2, 577-596 (2007).
  21. Deng, D., et al. Hydrophobic meshes for oil spill recovery devices. ACS Appl. Mater. Interfaces. 5, 774-781 (2013).
  22. Ebrahimi, A., et al. Nanotextured superhydrophobic electrodes enable detection of attomolar-scale DNA concentration within a droplet by non-faradaic impedance spectroscopy. Lab Chip. 13, 4248-4256 (2013).
  23. Guix, M., et al. Superhydrophobic alkanethiol-coated microsubmarines for effective removal of oil. ACS Nano. 6, 4445-4451 (2012).
  24. Korhonen, J. T., Kettunen, M., Ras, R. H. A., Ikkala, O. Hydrophobic nanocellulose aerogels as floating, sustainable, reusable, and recyclable oil absorbents. ACS Appl. Mater. Interfaces. 3, 1813-1816 (2011).
  25. Wu, Y., Hang, T., Komadina, J., Ling, H., Li, M. High-adhesive superhydrophobic 3D nanostructured silver films applied as sensitive, long-lived, reproducible and recyclable SERS substrates. Nanoscale. 6, 9720-9726 (2014).
  26. Waterproofing treatment of materials. US Patent. Norton, F. J. , 2386259 A (1945).
  27. Kaplan, J. A., et al. Imparting superhydrophobicity to biodegradable poly(lactide-co-glycolide) electrospun meshes. Biomacromolecules. 15, 2548-2554 (2014).
  28. Ray, W. C., Grinstaff, M. W. Polycarbonate and poly(carbonate−ester)s synthesized from biocompatible building blocks of glycerol and lactic acid. Macromolecules. 36, 3557-3562 (2003).
  29. Wolinsky, J. B., Ray, W. C., Colson, Y. L., Grinstaff, M. W. Poly(carbonate ester)s based on units of 6-hydroxyhexanoic acid and glycerol. Macromolecules. 40, 7065-7068 (2007).
  30. Wolinsky, J. B., Yohe, S. T., Colson, Y. L., Grinstaff, M. W. Functionalized hydrophobic poly(glycerol-co-ε-caprolactone) depots for controlled drug release. Biomacromolecules. 13, (2012).
  31. Yohe, S. T., Freedman, J. D., Falde, E. J., Colson, Y. L., Grinstaff, M. W. A mechanistic study of wetting superhydrophobic porous 3D meshes. Adv. Funct. Mater. 23, 3628-3637 (2013).
  32. Yohe, S. T., Grinstaff, M. W. A facile approach to robust superhydrophobic 3D coatings via connective-particle formation using the electrospraying process. Chem. Commun. 49, 804-806 (2013).
  33. Tian, H. Y., Tang, Z. H., Zhuang, X. L., Chen, X. S., Jing, X. B. Biodegradable synthetic polymers: Preparation, functionalization and biomedical application. Prog. Polym. Sci. 37, 237-280 (2012).
  34. Surgical sutures. US Patent. Emil, S. E., Albert, P. R. , 3297033 A (1967).
  35. Greenberg, J. A., Clark, R. M. Advances in suture material for obstetric and gynecologic surgery. Rev. Obstet. Gynecol. 2, 146-158 (2009).
  36. Weldon, C. B., et al. Electrospun drug-eluting sutures for local anesthesia. J. Control. Release. 161, 903-909 (2012).
  37. Wright, J., Hoffman, A. Chapter 2. Long Acting Injections and Implants. Advances in Delivery Science and Technology. Wright, J. C., Burgess, D. J. , Springer. 11-24 (2012).
  38. Wischke, C., Schwendeman, S. P. Principles of encapsulating hydrophobic drugs in PLA/PLGA microparticles. Int. J. Pharm. 364, 298-327 (2008).
  39. Xie, J. W., Tan, R. S., Wang, C. H. Biodegradable microparticles and fiber fabrics for sustained delivery of cisplatin to treat C6 glioma in vitro. J. Biomed. Mater. Res., Part A. 85A, 897-908 (2008).
  40. Danhier, F., et al. PLGA-based nanoparticles: An overview of biomedical applications. J. Control. Release. 161, 505-522 (2012).
  41. Korin, N., et al. Shear-activated nanotherapeutics for drug targeting to obstructed blood vessels. Science. 337, 738-742 (2012).
  42. Lee, J. S., et al. Evaluation of in vitro and in vivo antitumor activity of BCNU-Ioaded PLGA wafer against 9L gliosarcoma. Eur. J. Pharm. Biopharm. 59, 169-175 (2005).
  43. Liu, H., Wang, S. D., Qi, N. Controllable structure, properties, and degradation of the electrospun PLGA/PLA-blended nanofibrous scaffolds. J. Appl. Polym. Sci. 125, E468-E476 (2012).
  44. Ong, B. Y. S., et al. Paclitaxel delivery from PLGA foams for controlled release in post-surgical chemotherapy against glioblastoma multiforme. Biomaterials. 30, 3189-3196 (2009).
  45. Paun, I. A., Moldovan, A., Luculescu, C. R., Staicu, A., Dinescu, M. M. A. P. L. E. deposition of PLGA:PEG films for controlled drug delivery: Influence of PEG molecular weight. Appl. Surf. Sci. 258, 9302-9308 (2012).
  46. Reneker, D. H., Yarin, A. L., Zussman, E., Xu, H. Electrospinning of nanofibers from polymer solutions and melts. Advances in Applied Mechanics. Aref, H., Van der Giessen, E. 41, 43-195 (2007).
  47. Leach, M. K., Feng, Z. -Q., Tuck, S. J., Corey, J. M. Electrospinning fundamentals: optimizing solution and apparatus parameters. J. Vis. Exp. (2494), (2011).
  48. Oh, J. H., Park, K. M., Lee, J. S., Moon, H. T., Park, K. D. Electrospun microfibrous PLGA meshes coated with in situ cross-linkable gelatin hydrogels for tissue regeneration. Curr. Appl. Phys. 12, S144-S149 (2012).
  49. Kim, T. G., Park, T. G. Biomimicking extracellular matrix: cell adhesive RGD peptide modified electrospun poly(D,L-lactic-co-glycolic acid) nanofiber mesh. Tissue Eng. 12, 221-233 (2006).
  50. Stitzel, J., et al. Controlled fabrication of a biological vascular substitute. Biomaterials. 27, 1088-1094 (2006).
  51. Liang, D., et al. In vitro non-viral gene delivery with nanofibrous scaffolds. Nucleic Acids Res. 33, e170 (2005).
  52. You, Y., Min, B. -M., Lee, S. J., Lee, T. S., Park, W. H. In vitro degradation behavior of electrospun polyglycolide, polylactide, and poly(lactide-co-glycolide). J. Appl. Polym. Sci. 95, 193-200 (2005).
  53. Boland, E. D., Wnek, G. E., Simpson, D. G., Pawlowski, K. J., Bowlin, G. L. Tailoring tissue engineering scaffolds using electrostatic processing techniques: a study of poly(glycolic acid) electrospinning. J. Macromol. Sci., Part A: Pure Appl. Chem. 38, 1231-1243 (2001).
  54. Inoguchi, H., Tanaka, T., Maehara, Y., Matsuda, T. The effect of gradually graded shear stress on the morphological integrity of a huvec-seeded compliant small-diameter vascular graft. Biomaterials. 28, 486-495 (2007).
  55. Xu, C. Y., Inai, R., Kotaki, M., Ramakrishna, S. Aligned biodegradable nanofibrous structure: a potential scaffold for blood vessel engineering. Biomaterials. 25, 877-886 (2004).
  56. Mun, C. H., et al. Three-dimensional electrospun poly(lactide-co-varepsilon-caprolactone) for small-diameter vascular grafts. Tissue Eng. Part A. 18, 1608-1616 (2012).
  57. Inai, R., Kotaki, M., Ramakrishna, S. Deformation behavior of electrospun poly(L-lactide-co-ε-caprolactone) nonwoven membranes under uniaxial tensile loading. J. Polym. Sci., Part B: Polym. Phys. 43, 3205-3212 (2005).
  58. Cao, H., McHugh, K., Chew, S. Y., Anderson, J. M. The topographical effect of electrospun nanofibrous scaffolds on the in vivo and in vitro foreign body reaction. J. Biomed.Mater.Res.,PartA.. 93A, 1151-1159 (2010).
  59. Pham, Q. P., Sharma, U., Mikos, A. G. Electrospun poly(epsilon-caprolactone) microfiber and multilayer nanofiber/microfiber scaffolds: characterization of scaffolds and measurement of cellular infiltration. Biomacromolecules. 7, 2796-2805 (2006).
  60. Jiang, H., Zhao, P., Zhu, K. Fabrication and characterization of zein-based nanofibrous scaffolds by an electrospinning method. Macromol. Biosci. 7, 517-525 (2007).
  61. Zhang, Y. Z., Venugopal, J., Huang, Z. M., Lim, C. T., Ramakrishna, S. Characterization of the surface biocompatibility of the electrospun PCL-collagen nanofibers using fibroblasts. Biomacromolecules. 6, 2583-2589 (2005).
  62. Jiang, H., Hu, Y., Zhao, P., Li, Y., Zhu, K. Modulation of protein release from biodegradable core-shell structured fibers prepared by coaxial electrospinning. J. Biomed. Mater. Res., Part B: Appl. Biomat. 79, 50-57 (2006).
  63. Jiang, H., et al. A facile technique to prepare biodegradable coaxial electrospun nanofibers for controlled release of bioactive agents. J. Control. Release. 108, 237-243 (2005).
  64. Zhang, Y. Z., et al. Coaxial electrospinning of (fluorescein isothiocyanate-conjugated bovine serum albumin)-encapsulated poly(epsilon-caprolactone) nanofibers for sustained release. Biomacromolecules. 7, 1049-1057 (2006).
  65. Schnell, E., et al. Guidance of glial cell migration and axonal growth on electrospun nanofibers of poly-epsilon-caprolactone and a collagen/poly-epsilon-caprolactone blend. Biomaterials. 28, 3012-3025 (2007).
  66. Ma, Z., He, W., Yong, T., Ramakrishna, S. Grafting of gelatin on electrospun poly(caprolactone) nanofibers to improve endothelial cell spreading and proliferation and to control cell Orientation. Tissue Eng. 11, 1149-1158 (2005).
  67. Peesan, M., Rujiravanit, R., Supaphol, P. Electrospinning of hexanoyl chitosan/polylactide blends. J. Biomater. Sci., Polym. Ed. 17, 547-565 (2006).
  68. Jia, Y. -T., et al. Fabrication and characterization of poly (vinyl alcohol)/chitosan blend nanofibers produced by electrospinning method. Carbohydr. Polym. 67, 403-409 (2007).
  69. Kenawy, E. -R., Abdel-Hay, F. I., El-Newehy, M. H., Wnek, G. E. Controlled release of ketoprofen from electrospun poly(vinyl alcohol) nanofibers. Mater. Sci. Eng., A. 459, 390-396 (2007).
  70. Zhang, C., Yuan, X., Wu, L., Han, Y., Sheng, J. Study on morphology of electrospun poly(vinyl alcohol) mats. Eur. Polym. J. 41, 423-432 (2005).
  71. Hong, K. H. Preparation and properties of electrospun poly(vinyl alcohol)/silver fiber web as wound dressings. Polym. Eng. Sci. 47, 43-49 (2007).
  72. Bhattarai, S. R., et al. Novel biodegradable electrospun membrane: scaffold for tissue engineering. Biomaterials. 25, 2595-2602 (2004).
  73. Grafahrend, D., et al. Biofunctionalized poly(ethylene glycol)-block-poly(ε-caprolactone) nanofibers for tissue engineering. J. Mater. Sci.: Mater. Med. 19, 1479-1484 (2008).
  74. Riboldi, S. A., Sampaolesi, M., Neuenschwander, P., Cossu, G., Mantero, S. Electrospun degradable polyesterurethane membranes: potential scaffolds for skeletal muscle tissue engineering. Biomaterials. 26, 4606-4615 (2005).
  75. Gugerell, A., et al. Electrospun poly(ester-urethane)- and poly(ester-urethane-urea) fleeces as promising tissue engineering scaffolds for adipose-derived stem cells. PLoS ONE. 9, e90676 (2014).
  76. Nair, P. A., Ramesh, P. Electrospun biodegradable calcium containing poly(ester-urethane)urea: synthesis, fabrication, in vitro degradation, and biocompatibility evaluation. J. Biomed. Mater. Res., Part A. 101, 1876-1887 (2013).
  77. Caracciolo, P., Thomas, V., Vohra, Y., Buffa, F., Abraham, G. Electrospinning of novel biodegradable poly(ester urethane)s and poly(ester urethane urea)s for soft tissue-engineering applications. J. Mater. Sci.: Mater. Med. 20, 2129-2137 (2009).
  78. Hong, Y., et al. A small diameter, fibrous vascular conduit generated from a poly(ester urethane)urea and phospholipid polymer blend. Biomaterials. 30, 2457-2467 (2009).
  79. Pego, A. P., et al. Preparation of degradable porous structures based on 1,3-trimethylene carbonate and D,L-lactide (co)polymers for heart tissue engineering. Tissue Eng. 9, 981-994 (2003).
  80. Niu, H., Wang, H., Zhou, H., Lin, T. Ultrafine PDMS fibers: preparation from in situ curing-electrospinning and mechanical characterization. RSC Adv. 4, 11782-11787 (2014).
  81. Kim, Y. B., Cho, D., Park, W. H. Electrospinning of poly(dimethyl siloxane) by sol–gel method. J. Appl. Polym. Sci. 114, 3870-3874 (2009).
  82. Kenawy, E. -R., et al. Release of tetracycline hydrochloride from electrospun poly(ethylene-co-vinylacetate), poly(lactic acid), and a blend. J. Control. Release. 81, 57-64 (2002).
  83. Uykun, N., et al. Electrospun antibacterial nanofibrous polyvinylpyrrolidone/cetyltrimethylammonium bromide membranes for biomedical applications. J. Bioact. Compat. Polym. 29, 382-397 (2014).
  84. Panthi, G., et al. Preparation and characterization of nylon-6/gelatin composite nanofibers via electrospinning for biomedical applications. Fibers Polym. 14, 718-723 (2013).
  85. Pant, H. R., et al. Chitin butyrate coated electrospun nylon-6 fibers for biomedical applications. Appl. Surf. Sci., Part B. 285, 538-544 (2013).
  86. Pant, H. R., Kim, C. S. Electrospun gelatin/nylon-6 composite nanofibers for biomedical applications. Polym. Int. 62, 1008-1013 (2013).
  87. Correia, D. M., et al. Influence of electrospinning parameters on poly(hydroxybutyrate) electrospun membranes fiber size and distribution. Polym. Eng. Sci. 54, 1608-1617 (2014).
  88. Tong, H. -W., Wang, M. Electrospinning of poly(hydroxybutyrate-co-hydroxyvalerate) fibrous tissue engineering scaffolds in two different electric fields. Polym. Eng. Sci. 51, 1325-1338 (2011).
  89. Carampin, P., et al. Electrospun polyphosphazene nanofibers for in vitro rat endothelial cells proliferation. J. Biomed. Mater. Res., Part A. 80, 661-668 (2007).
  90. Lin, Y. -J., et al. Effect of solvent on surface wettability of electrospun polyphosphazene nanofibers. J. Appl. Polym. Sci. 115, 3393-3400 (2010).
  91. Zhang, J., et al. Engineering of vascular grafts with genetically modified bone marrow mesenchymal stem cells on poly (propylene carbonate) graft. Artif. Organs. 30, 898-905 (2006).
  92. Nagiah, N., Sivagnanam, U. T., Mohan, R., Srinivasan, N. T., Sehgal, P. K. Development and characterization of electropsun poly(propylene carbonate) ultrathin fibers as tissue engineering scaffolds. Adv. Eng. Mater. 14, B138-B148 (2012).
  93. Welle, A., et al. Electrospun aliphatic polycarbonates as tailored tissue scaffold materials. Biomaterials. 28, 2211-2219 (2007).
  94. Khanam, N., Mikoryak, C., Draper, R. K., Balkus, K. J. Electrospun linear polyethyleneimine scaffolds for cell growth. Acta Biomater. 3, 1050-1059 (2007).
  95. Xu, X., Zhang, J. -F., Fan, Y. Fabrication of cross-linked polyethyleneimine microfibers by reactive electrospinning with in situ photo-cross-linking by UV radiation. Biomacromolecules. 11, 2283-2289 (2010).
  96. Wang, S., et al. Fabrication and morphology control of electrospun poly(Γ-glutamic acid) nanofibers for biomedical applications. Colloids Surf. B. 89, 254-264 (2012).
  97. Sakai, S., Yamada, Y., Yamaguchi, T., Kawakami, K. Prospective use of electrospun ultra-fine silicate fibers for bone tissue engineering. Biotechnol. J. 1, 958-962 (2006).
  98. Yamaguchi, T., Sakai, S., Kawakami, K. Application of silicate electrospun nanofibers for cell culture. J. Sol-Gel Sci. Technol. 48, 350-355 (2008).
  99. Vazquez, G., Alvarez, E., Navaza, J. M. Surface-tension of alcohol plus water from 20-degrees C to 50-degrees. C. J. Chem. Eng. Data. 40, 611-614 (1995).
  100. Hoke, B. C., Patton, E. F. Surface tensions of propylene glycol water. J. Chem. Eng. Data. 37, 331-333 (1992).
  101. Azizian, S., Hemmati, M. Surface tension of binary mixtures of ethanol + ethylene glycol from 20 to 50. C. J. Chem. Eng. Data. 48, 662-663 (2003).
  102. Nayak, B. K., Caffrey, P. O., Speck, C. R., Gupta, M. C. Superhydrophobic surfaces by replication of micro/nano-structures fabricated by ultrafast-laser-microtexturing. Appl. Surf. Sci. 266, 27-32 (2013).

Tags

Bioteknik Electro elektros polykaprolakton poly (lactide- microfiber nanofiber mikropartiklar superhydrofoba biomaterial drug delivery biologiskt nedbrytbara ytbeläggningar.
Fabricating superhydrofoba Polymera material för biomedicinska tillämpningar
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Kaplan, J., Grinstaff, M.… More

Kaplan, J., Grinstaff, M. Fabricating Superhydrophobic Polymeric Materials for Biomedical Applications. J. Vis. Exp. (102), e53117, doi:10.3791/53117 (2015).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter