Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

Fabrikere superhydrophobic polymere materialer for Biomedical Applications

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

Superhydrophobic materialer, med overflater som innehar permanente eller metastabile ikke-fuktet statene, er av interesse for en rekke biomedisinske og industrielle applikasjoner. Her beskriver vi hvordan electro eller electrospraying en polymerblanding inneholdende et biologisk nedbrytbart, biokompatibelt alifatisk polyester (f.eks, polykaprolakton og poly (lactide- co -glycolide)), som hovedkomponent, dopet med en hydrofob kopolymer sammensatt av polyester og en stearate- modifisert poly (glyserol karbonat) gir en superhydrophobic biomateriale. De fabrikasjonsmetoder for electro eller electrospraying gi forbedret overflateruhet og porøsitet på og i fibrene eller partiklene, respektivt. Bruken av en lav overflateenergi kopolymer dopingsmiddel som blander seg med polyester, og kan bli stabilt elektrospunnede eller electrosprayed gir disse superhydrophobic materialene. Viktige parametere som fiberstørrelse, kopolymer dopant sammensetning og / eller koncentration, og deres virkninger på fukting blir diskutert. Denne kombinasjonen av polymerkjemi og prosessteknikk gir en allsidig måte å utvikle applikasjonsspesifikke materialer ved bruk av skalerbare teknikker, som sannsynligvis generaliseres til en bredere klasse av polymerer for en rekke anvendelser.

Introduction

Superhydrophobic overflater er generelt kategorisert som utviser tilsynelatende vannkontakten vinkler større enn 150 ° med lav kontaktvinkel hysterese. Disse flater er fremstilt ved å innføre høye overflateruhet på lave overflateenergi materialer for å etablere en resulterende luft-væske-faststoffgrenseflaten som motstår fukting 1-6. Avhengig av fremstillingsmetoden, tynne eller flerlags superhydrophobic overflater, flerlags superhydrophobic substrat belegg, eller til og med bulk superhydrophobic strukturer kan fremstilles. Dette permanent eller semi-permanent vannavstøtning er en nyttig egenskap som er anvendt for å fremstille selvrensende overflater 7, microfluidic anordninger 8, anti-fouling celle / protein flater 9,10, drag-reduserende overflater 11 og medikamentavleveringssystemer 12- 15. Nylig er stimuli-responsive superhydrophobic materialer beskrevet hvor den ikke-fuktede å fuktet tilstand er utløst av kjemiske, fysiskeEller miljømessige signaler (for eksempel lys, pH, temperatur, ultralyd, og anvendt elektrisk potensial / strøm) 14,16-20, og disse materialene er å finne bruk for flere programmer 21-25.

De første syntetiske superhydrophobic overflater ble fremstilt ved behandling av materialoverflater med methyldihalogenosilanes 26, og var av begrenset verdi for biomedisinske anvendelser, som anvendte materialer var ikke egnet for in vivo bruk. Heri vi beskriver fremstilling av flate og bulk superhydrophobic materiale fra biokompatible polymerer. Vår tilnærming medfører elektrospinning eller electrospraying en polymerblanding inneholdende et biologisk nedbrytbart, biokompatibelt alifatisk polyester som hovedkomponent, dopet med en hydrofob kopolymer sammensatt av polyester og et stearat-modifisert poly (glycerol karbonat) 27-30. Den fabrikasjonsteknikker gir forbedret overflateruhet og porøsitet på og innenfor fibers eller partiklene, respektivt, mens bruken av en kopolymer dopemiddel gir en lav overflateenergi polymer som blandes med polyesteren og kan bli stabilt elektrospunnede eller electrosprayed 27,31,32.

Alifatiske bionedbrytbare polyestere slik som poly (melkesyre) (PLA), poly (glykolsyre) (PGA), poly (melke syre-ko -glycolic syre) (PLGA), og polykaprolakton (PCL) er polymerene som anvendes i klinisk godkjente enheter og prominent i biomedisinsk forskning materialer på grunn av deres ikke-toksisitet, biologisk nedbrytbarhet og enkel syntese 33. PGA og PLGA debuterte i klinikken som bioresorberbare sting i 1960-tallet og tidlig på 1970-tallet, henholdsvis 34-37. Siden da, har disse poly (hydroksysyrer) blitt behandlet i en rekke av andre applikasjonsspesifikke formfaktorer, slik som mikro- og nanopartikler 40,41 38,39, wafers / plater 42, 27,43 nett, skum 44, og filmer 45

Alifatiske polyestere, så vel som andre polymerer av biomedisinsk interesse, kan elektrospunnede for å produsere nanostrukturer eller mikrofiberduker som har et høyt overflateareal og porøsitet, så vel som strekkstyrke. Tabell 1 viser den syntetiske polymerer elektrospunnede for forskjellige biomedisinske anvendelser og deres korresponderende referanser. Electro og electrospraying er raske og kommersielt skalerbare teknikker. Disse to lignende teknikker er avhengige av å anvende høy spenning (elektrostatiske avstøtning) for å overvinne overflatespenningen av en polymerløsning / smelte i en sprøytepumpe oppsett som det er rettet mot en jordet mål 46,47. Ved denne teknikken blir brukt i forbindelse med lav overflate energi polymerer (hydrofobe polymerer så som poly (caprolactone- co -glycerol monostearat)), den resulterende materialer framviser superhydrophobicity.

For å illustrere denne generelle syntetiske og materialer behandlingen tilnærmingå konstruere superhydrophobic materiale fra biomedisinsk polymerer, beskriver vi syntesen av superhydrophobic polycaprolactone- og poly (lactide- co -glycolide) -baserte materialer som representative eksempler. De respektive copolymer dopingsmidler poly (caprolactone- co -glycerol-monostearat), og poly (lactide- co -glycerol-monostearat) blir først fremstilt, deretter blandet med polykaprolakton og poly (lactide- co -glycolide), henholdsvis, og til slutt elektrospunnede eller electrosprayed. De resulterende materialene er kjennetegnet ved SEM avbildning og kontaktvinkel goniometry, og testet for in vitro og in vivo biokompatibilitet. Endelig er bulk tisse gjennom tredimensjonale superhydrophobic maskene undersøkt ved hjelp av kontrastforsterket microcomputed tomografi.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

1. syntetisere Functionalizable poly (1,3-glycerol carbonate- co -caprolactone) 29 og poly (1,3-glycerol carbonate- co -lactide) 27,28.

  1. Monomer syntese.
    1. Oppløs cis-2-fenyl-1,3-dioksan-5-ol (50 g, 0,28 mol, 1 ekv.) I 500 ml tørr tetrahydrofuran (THF) og omrørt på is under nitrogen. Legg kaliumhydroksid (33,5 g, 0,84 mol, 3 ekv.), Finknust med en morter og pistill. Plasser kolbe i isbad.
    2. Legg 49,6 ml benzylbromid (71,32 g, 0,42 mol, 1,5 ekv.) Dråpevis under omrøring på is. Tillat reaksjonsblandingen å oppvarmes til romtemperatur under omrøring i 24 timer, under nitrogen.
    3. Legg 150 ml destillert vann for å oppløse kaliumhydroksyd og fjern THF ved roterende fordampning.
    4. Ekstraher det gjenværende materiale med 200 ml diklormetan (DCM) i en 1-L skilletrakt. Gjenta utvinning to ganger.
    5. Tørk den organiske fase over natriumsulfat.
    6. Utkrystallisereproduktet ved tilsetning av 600 ml absolutt etanol til oppløsningen, blande godt, og lagring over natten ved -20 ° C. Produktet kan lagres ved -20 ° C i flere dager før det utføres påfølgende trinn.
    7. Isoler produktet ved vakuumfiltrering gjennom en Buchner-trakt og tørke på høy-vakuum. Produktet kan lagres i flere dager før det utføres påfølgende trinn. En typisk utbytte for dette trinnet er ~ 80%.
    8. I en 1-liter rundbunnet flaske, suspen produktet oppnådd i trinn 1.1.7. i metanol (300 ml). Legg 150 ml 2 N saltsyre. Tilbakeløp ved 80 ° C i 2 timer.
    9. Fordamp løsningsmidlet og plassere under høy-vakuum i 24 timer. Utbyttet for dette trinnet er vanligvis> 98%.
    10. Oppløs produktet i 1.1.9 i THF (650 ml) og overfør til en 2-liter rundbunnet kolbe. Plassere kolben på et isbad og omrørt under nitrogen. Legg 22,4 ml etylklorformat (25,6 g, 0,29 mol, 2 ekv.) For å kolbe under nitrogen.
    11. Legg 32,8 ml trietylamin (0,29 mol, 2 ekv.) To en tilsetningstrakt. Bland med et like stort volum av THF. Plasser tilsetningstrakt på rundkolbe og holde under nitrogen.
    12. Under kraftig omrøring, forsiktig dispensere trietylamin / THF blanding dråpevis til rundbunnet flaske på is. FORSIKTIG: Dette er en eksoterm reaksjon. For å forhindre rask temperaturøkning, legge trietylaminet / THF løsning raskere enn en dråpe per sekund. Etter tilsetning av hele volumet, omrør reaksjonsblandingen i 4 timer, oppvarming til romtemperatur, eller i 24 timer.
    13. Filtrere ut trietylaminhydroklorid salt under anvendelse av en Buchner-trakt. Fordamp løsningsmidlet på en rotasjonsfordamper.
    14. Legg diklormetan (200 ml) til kolben og varmes forsiktig til residuet oppløst. Legg 120 ml dietyleter under virvling. Oppbevar ved -20 ° C over natten for å krystallisere produktet.
    15. Filtrer monomer krystaller og re-krystall før polymerisering. Monomeren Produktet kan lagres lukket ved romtemperatur i 2 uker eller ved -206 C ubestemt tid. Bekreft produkt ved 1H NMR, massespektroskopi og elementanalyse. Et typisk utbytte for siste trinn i syntesen monomer er mellom 40-60%.
  2. Kopolymerisering av D, L-laktid / ε-kaprolakton med 5-benzyloksy-1,3-dioksan-2-on.
    1. Varmesilikon oljebad til 140 ° C.
    2. Mål 2,1 g 5-benzyloxy-1,3-dioksan-2-on (fremstilt i 1,1) og legge den til en tørr 100 ml rundbunnet kolbe. Hvis kopolymerisere D, L -lactide, måle ut 5,7 g og legge til kolben nå. Legg til en magnetisk rørestav og forsegle kolben med en gummipropp.
      1. Måle også 240 mg (et overskudd) av tinn (II) etylheksanoat i en liten pæreformet kolbe. Denne polymerisasjon vil resultere i en 20 mol% glycerol-karbonat monomerblanding. Juster massene av monomerer å oppnå ulike monomer komposisjoner.
    3. Skylle begge flasker med nitrogen på en Schlenk manifold for 5 min og tilsett 4,24 ml ε-caprolactone under nitrogen. Evakuere kolber 'atmosfære ved å bruke høy-vakuum (300 mTorr) i 15 min for å fjerne spor vann.
    4. Lad kolbene 'atmosfære med nitrogen; gjenta denne syklusen to ganger mer.
    5. Bland 500 ul tørr toluen med tinn-katalysator under nitrogen.
    6. Sett monomer kolbe i 140 ° C oljebad og tilsett katalysator når alle faste stoffene har smeltet. Det totale volum av katalysatorblandingen avgitt bør være ~ 100 ul. Hold ved 140 ° C i mer enn 24 timer, og deretter kjøle smeltet polymer til romtemperatur. Utfør de påfølgende trinnene umiddelbart eller minst 24 timer senere.
    7. Oppløse polymeren i diklormetan (50 ml) og felles ut i kald metanol (200 ml). Dekanter supernatanten og til tørrhet under høyt vakuum. De etterfølgende trinn kan utføres umiddelbart eller på noe punkt. Oppbevar polymerer i fryseren inntil videre bruk. Den typiske polymerisasjonsutbytte / konvertering er mellom 80-95%.
    8. Utfør enH NMR-analyse for å bestemme de ko-monomer molforhold. Oppløse polymeren i deuterert kloroform (CDCI3), og integrere det benzyliske proton forskyvning av karbonat-monomer ved 4,58 til 4,68 ppm; sammenligne dette toppareal med at av metylengruppen topp på 2,3 ppm (PCL) og metyn topp på 5,2 ppm (PLGA).
  3. Polymer modifikasjon: deproteksjon og poding.
    1. Oppløs polymer (~ 7 g) i 120 ml tetrahydrofuran (THF) i en høytrykks-hydrogeneringsbeholder. Vei og tilsett palladium-karbon-katalysator (~ 2 g).
    2. Legg hydrogen til fartøyet ved hjelp av en hydrogeneringsapparat. Hydrogener ved 50 psi i 4 timer. FORSIKTIG: hydrogengass er ekstremt brannfarlig. Be om hjelp fra personer som har erfaring med denne prosedyren, og alltid inspisere forsyningslinjer for mulige lekkasjer før du utfører dette eksperimentet.
    3. Filtrer ut palladium-karbon-katalysator ved hjelp av et pakket sjikt av diatoméjord. Konsentrer polymeren til ~ 50 ml under roterende fordampning og Precipitate i kald metanol. FORSIKTIG: Tørre palladium partikler kan spontant antennes. Hold et vått håndkle i nærheten i tilfelle av en blusse opp for kvalte flammene. Tilsett vann til palladium / karbon-filterkake for å holde det klumpet seg og for å forhindre dens antennelse. Be om hjelp fra personer som har erfaring med denne prosedyren.
    4. Dekanter supernatanten og tørk under høyt vakuum. Bekrefte total omdannelse til fri hydroksylgruppe ved å merke seg toppen forsvinningen ved 4,65 ppm (1H NMR i CDCI3). Disse polymerer kan brukes umiddelbart eller lagres for senere bruk. Rentene for dette trinnet er> 90%.
    5. Oppløse polymeren og stearinsyre (1,5 ekv.) I 500 ml tørr diklormetan (DCM). Legg N, N'-dicykloheksylkarbodiimid (DCC, 2,0 ekv.) Og 3 flak av 4-dimetylaminopyridin. Omrør under nitrogen ved romtemperatur i 24 timer.
    6. Fjerne uoppløselig N, N'-dicyclohexylcarbourea gjennom en serie av gjentatte filtreringer og konsentrasjoner. Ved slutten Konsentrerløsning til 50 ml.
    7. Utfelle polymeren til kald metanol (~ 175 ml), og dekanter supernatanten. Tørk polymeren under høyt vakuum over natten. Påfølgende bruk av disse polymerer kan utføres når som helst, men holder polymerer i fryseren for langtidslagring. Utbyttet for denne siste endringen trinnet er vanligvis mellom 85-90%.

2. Karakter det syntetiserte Kopolymerer

  1. Vei opp ~ 10 mg polymer (rekord selve massen) og legge til aluminium prøvepanne, deretter hermetisk forsegle det. Last prøve pan og en ubelastet (referanse) pannen inn i kalorimeter.
  2. Program en temperatur rampe og avkjøling ("varme / kjøle / varme") syklus: 1) Varmen fra 20 ° C til 225 ° C ved 10 ° C / min, 2) avkjøles til -75 ° C ved 5 ° C / min, 3) varme til 225 ° C ved 10 ° C / min.
  3. Bestemme smeltepunktet (T m), krystallisering (<em> T c) og glasstemperaturer (T g), og smeltevarme (AH f) fra term spor (hvis aktuelt).
  4. Oppløs hver syntetisert kopolymer i THF (1 mg / ml) og filtreres gjennom et 0,02 um PTFE-filter. Injisere oppløsningen i en gelpermeasjonskromatografi system og sammenligne retensjonstiden i forhold til en rekke av polystyrenstandarder.

3. Forberede Polymer Løsninger for electro / electrospraying 27,31

  1. Oppløs polymer (er) på 10 til 40 vekt% i egnet løsningsmiddel, slik som kloroform / metanol (5: 1) for PCL eller tetrahydrofuran / N, N-dimetylformamid (7: 3) for PLGA, over natten. Massen av polymer som kreves for dette trinnet vil være avhengig av dimensjonene av den ønskede mesh.
    Merk: For eksempel, for å produsere en 10 cm x 10 cm netting av omtrent 300 mikron tykkelse, vil en gram vanligvis være nødvendig. Det er verdt å merke seg at materielle tapes kan forekomme i påfølgende trinn av denne protokollen, for eksempel under løsning overføring til sprøyten (spesielt for viskøse oppløsninger), og fra dødvolumer til stede i den alternative koblingsrøret og nålhuset i seg selv, noe som vil redusere utbyttet av elektrospinning prosessen . Disse reduksjoner i utbytte kan resultere i opp til 20% tap av materiale, og det anbefales å skalere opp 1,5 ganger for å forutse disse tap, og også de tap i forbindelse med å optimalisere elektrospinnings parametrene ved forsøk av denne fremgangsmåten for første gang.
    1. Kontrollere fiberstørrelse ved å variere den totale polymerkonsentrasjonen, med større fibere forventes fra mer konsentrerte oppløsninger. For en beskjeden forbedring av hydrofobisiteten, bruker 10% (av totalt polymermasse) superhydrophobic dope. For ekstremt hydrofobe / superhydrophobic materialer, bruke 30-50% dopingsmiddel og / eller redusere den totale polymerkonsentrasjonen (f.eks., Redusere fiberstørrelse). Videre arbeidet med disse løsningene kan PERFORMED neste dag eller innen en uke etterpå.
    2. For electrospraying, fremstille oppløsninger ved lavere konsentrasjoner (dvs. 2-10%) i et egnet løsningsmiddel slik som kloroform. Som elektrospinning, modulerer partikkelstørrelse ved å variere polymerkonsentrasjonen.
  2. Vortex polymerløsning grundig blanding. Tillate store luftbobler å avta (5 min).
  3. Belastningsoppløsning i en glassprøyte. Avhengig av løsningens viskositet, vil det være enklest å fjerne stempelet og helle oppløsningen direkte inn i sprøyten. Et stykke inert, fleksible rør kan hjelpe manøvrerbarhet i electro oppsett. Vend sprøyten for å forskyve luft gjennom slangen / nålsammenstilling.

4. electro / electrospraying Polymer Solutions

  1. Belastningssprøyte på sprøytepumpe, sett totalt volum (for eksempel 4,5 ml) og hastigheten (for eksempel 5 ml / time) ved å dispensere denne løsningen.
  2. Dekk kollektorplaten med enLuminum folie for å lette etterfølgende fjerning og transport. Fest folie med maskeringstape langs ytterkantene.
  3. Fest høyspent DC (HVDC) forsyningen ledningen til nålespissen. Avstanden av denne nålespissen til samleren er en viktig variabel for å vurdere fordi det 1) påvirker det elektriske feltet ved en gitt spenning, og 2) påvirker fordampning av løsningsmiddelet og påfølgende tørking av fibrene under sin samling.
    1. Som et første forsøk, bruk en spiss-til-samleren avstand på 15 cm. FORSIKTIG: Høye spenninger og brannfarlige løsemidler er involvert i electro / electrospraying. Sørg for tilstrekkelig ventilasjon til utenfor eksos, og rør aldri sprøyte / nål eller åpne kabinettet før helt sikker på HVDC forsyningen er slått av.
  4. Hvis electro / electrospraying et stort dekningsområde, slå på roterende og sette samler trommelen. Ellers går du videre til neste trinn.
  5. Start sprøytepumpe.
  6. Slå på og justere høy voltalder kildekode for å oppnå en akseptabel Taylor Cone. Hvis den løsningen ved nålespissen er sagging, øke spenningen. Hvis flere jets er forming, redusere spenningen. I tillegg til disse justeringer, kan det være nødvendig å justere spiss-til-kollektor avstand Hvis fibrene / partikler synes våt eller justering av spenningen ikke tilstrekkelig løser en dra dråpe på nålespissen.
    Merk: For detaljert feilsøking, kan du se den omfattende electrooptimaliseringsprosessen av Leach og medarbeidere 47. Electrospraying vil vanligvis innebære høyere spenninger og lavere konsentrasjoner enn electro løsning.
  7. Slå av høyspenningskilde og deretter sprøytepumpen og motorisert trommel (hvis aktuelt). La electro kabinettet for å fortsette ventilasjon i 30 min.
  8. Fjern maskene / belegg fra samleren. Tillat sporløsemidler fordampe i en hette over natten. Materialer som kan lagres ved romtemperatur i minst to uker (PLGA) eller tomåneder (PCL). Trinn 04.05 til 04.08 kan utføres i den rekkefølgen.

5. karakteriserer Fiber og partikkelstørrelse ved Lys og Scanning elektronmikroskopi

  1. Lysmikroskopi
    1. Hvis produsere en elektrospunnede mesh, klippe og montere tynne deler av den på et objektglass.
    2. Observere fiber diameter, node egenskaper (blobs eller diskrete), og fiber form (dvs. beaded, flat, straight / bølget). Ideelle elektrospunnede mesh fiber er uniform, rett eller bølget, og perle-fri.
  2. Scanning elektronmikroskopi (SEM)
    1. Klippe og montere nett eller malte overflater på aluminium SEM stubber som bruker ledende kobber tape. Elektrospunnede fibre og electrosprayed belegg kan også observeres ved SEM ved direkte avsetning av fibre / partikler på båndet på forhånd.
    2. Coat maskene / belegg med en tynn (~ 4 nm) lag av Au / Pd gjennom frese belegg.
    3. Last stubber i SEM kammer og observere på 1-2 keV. En 250X magnificasjon gir en generell topografisk vurdering av materialet, mens høyere forstørrelser avsløre flere fiber og partikkel funksjoner som hierarkiske mønstre for ekstremt superhydrophobic fiber og tilkoblinger for partikkelbelegg.

6. Bestemme ikke-fuktende egenskaper

  1. Fremme og viker vann kontaktvinkelmålinger ved hjelp av volumvariasjon metode
    1. Skjær tynne (0,5 cm x 5 cm) strimler av netting eller belagte materialet (hvis mulig) og plass på scenen av en kontaktvinkel goniometer.
    2. Fange vann dråpe profil mens utleverings det (fra en 24 AWG sprøytespissen) på materialoverflaten.
      1. For å gjøre dette, start med en omtrentlig 5-ul slipp, og ta kontakt med materialoverflaten. Fortsett å sakte legge volum (20-25 mL) og fange dråpen bilde, som representerer den utrusende vann-kontakten vinkel. Nålespissen bør være liten i forhold til dråpen, og the kapillær lengde bør være større enn dråpen for å minimere forvrengning av dråpeform.
    3. Trekke dette samme slipp samtidig fange denne dråpe profil. Gjenta på diskrete overflate steder av flere utvalg for å rapportere en gjennomsnittsverdi-typisk, 10 målinger av både fremme og viker kontakt vinkler er tilstrekkelig til å karakterisere disse materialene.
  2. Bestemme kritiske overflatespenning av materialer ved å modifisere prober væsker.
    1. Fremstille oppløsninger som varierer i etanol, propylenglykol eller etylenglykol-innhold, da disse blandinger har kjent overflatespenninger 99-101.
      1. Alternativt kan løsemidler med varierende overflatespenning, for eksempel, vann (72 mN / m), glycerol (64 mN / m), dimetylsulfoksid (44 mN / m), benzylalkohol (39 mN / m), 1,4- dioksan (33 mN / m), 1-oktanol (28 mN / m), og aceton (25 mN / m). Det er viktig å bruke oppløsningsmidler som ikke vil oppløse polymerene, da disse vilforvirre resultater. I tillegg er det viktig å merke seg at i tillegg til overflatespenning, disse væskene har forskjellige viskositeter, noe som kan påvirke kontaktvinkelmålinger, og er en begrensning av denne teknikk.
      2. Måle kontaktvinkelen av disse løsningene probet på materialoverflaten. Plot kontaktvinkelen som en funksjon av overflatespenning.

7. Oppdager Bulk Wetting av Meshes 31

  1. Observere vann infiltrasjon i 3D maskene ved hjelp av mikro-computertomografi (μCT).
    1. Forbered en 80 mg / ml oppløsning av Ioxaglate (en joderte kontrastmiddel) i vann.
    2. Senk maskene i disse løsningene og inkuberes ved 37 ° C; periodisk å måle kontrastmiddel (vann) infiltrasjon av μCT (18 mikrometer 3 voxel-oppløsning) ved hjelp av en 70 kVp rørspenning, 114 uA strøm, og en 300 ms integrasjonstid.
    3. Ved hjelp av bildebehandlingsprogramvare, måle piksel intenshet gjennom hele tykkelsen av maskenett, hvor lyse piksler representere vanninfiltrasjon. Velge en pixel terskelverdi (~ 1500) hvor det høyere intensitet representerer vanninfiltrasjon.

8. Testing de mekaniske egenskapene til Meshes

  1. Cut maskene til 1 cm x 7 cm og sted mellom grep av en strekkprøveapparat. Måler den nøyaktige bredde, lengde og tykkelse.
  2. Utfør en ramp test av forlengelse på tre prøver. Plott en stress-belastningskurve ved hjelp av disse data for å bestemme elastisitetsmodul, strekkfasthet, forlengelse og-ved-brudd.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Gjennom en serie av kjemiske omdannelser, er den funksjonelle monomer karbonat 5-benzyloksy-1,3-dioksan-2-on syntetisert som et hvitt, krystallinsk fast stoff (figur 1A). 1H NMR bekrefter strukturen (figur 1B) og massespektrometri og elementanalyse bekrefter sammensetningen. Dette faste stoffet blir deretter kopolymerisert med enten D, L -lactide eller ε-kaprolakton ved anvendelse av en tinn-katalysert ringåpningsreaksjon ved 140 ° C. Etter rensing ved utfelling, er polymerblandingen bestemt ved bruk av 1H-NMR-analyse ved å integrere det benzyliske proton kjemisk skift på 4,58 til 4,68 ppm, og det karakteristiske metylen toppen av kaprolakton eller metyn toppen av laktid (2,3 eller 5,2 ppm, henholdsvis). Selektiv fjerning av benzyl-beskyttelsesgruppen oppnås ved å Pd / C-katalysert hydrogenolyse. Fullstendig avbeskyttelse bekreftes ved å observere forsvinningen av benzyl toppen i 1H-NMR-spektra. Subsequent poding av stearinsyre inn på gratis hydroksylgruppen gjengir de endelige kopolymerer hydrofobe. Disse kopolymerer er hvite faste stoffer ved romtemperatur (figur 1C), og de ​​er i stand til å kunne bearbeides til filmer, elektrospunnede maskene, og electrosprayed belegg (figur 1D).

Kopolymeren sammensetning (dvs. laktid / kaprolakton til glycerol karbonat) blir innstilt ved å variere de tilsvarende monomer mateforhold. Å variere sammensetningen gir et middel for å syntetisere kopolymerer med en rekke termiske og / eller mekaniske egenskaper. For eksempel, termisk analyse ved hjelp av differensial scanning kalorimetri (DSC) viser at PLA-PGC 18 polymerer inneholdende 10, 20, 30 eller 40 mol% PGC 18 monomer gradvis bli mer krystallinsk med økt PGC mol%. De termiske egenskapene til PCL-PGC 18 og PLA-PGC 18 kopolymerer er oppsummert i tabell 2.

Poly (glycerol-monostearate) -baserte kopolymerer har lavere overflateenergi enn sine tilsvarende PCL eller PLGA kolleger, som bestemmes ved hjelp av kontaktvinkelmålinger på glatte støpte filmer (Figur 2A). Mens PCL besitter en fremrykkende vannkontakt vinkel på 84 °, den utrusende kontaktvinkel for PCL-PGC 18 (80:20) er ~ 120 °. Likeledes besitter PLGA en fremrykkende kontaktvinkel på 71 °, mens PLA-PGC 18 (90:10) og PLA-PGC 18 (60:40) utstillings fremme kontaktvinkler på 99 ° og 105 °, henholdsvis. Blending PCL eller PLGA med tilhørende kopolymerarmer dopingsmidler resulterer i fremmarsj kontakt vinkelverdier mellom de som er oppnådd for rene polymerer og kopolymerer, og gir en lettvinte måte å tune hydrofobisiteten (figur 2B). I dette tilfelle, både kopolymer dopemiddelkonsentrasjon (dvs. 10% eller 30% vekt / vekt) og kopolymerblanding (dvs. PLA-PGC 18 (90:10) eller PLA-PGC 18 (60: 40) arter) påvirker hydrofobisiteten, med større PGC 18 innhold givende høyere kontaktvinkler.

Doping de syntetiserte kopolymerer inn i en oppløsning av PCL eller PLGA og deretter electro blandingene oppnår fibrøse nett med avstembar hydrofobisitet. 3A illustrerer hvordan doping i 30% PCL-PGC 18 eller PLA-PGC 18 overganger maskene fra hydrofob til superhydrophobic. Superhydrophobicity er definert som en tilsynelatende vannkontakt vinkel ≥ 150 ° med en liten kontaktvinkel hysterese definert som differansen mellom fremme og viker vann kontaktvinkelmålinger. Den økte overflateruhet av elektrospunnede masker øker også den tilsynelatende vannkontaktvinkel på disse materialer i forhold til glatte filmer. Fuktbarhet er innstilt ved å variere konsentrasjonen av kopolymeren dopemiddel. For eksempel maskene med ~ 7 mikrometer i diameter fibrene har en tilsynelatende kontakt ang elektrospunnede ren PCLle av 123 °, mens maskene dopet med 10, 30 og 50% (vekt / vekt) PCL-PGC 18 oppviser åpenbare kontaktvinkler på 143 °, 150 ° og 160 ° ved sammenlignbare fiberdiameter, henholdsvis (figur 3B). Fuktbarhet styres også ved valget av kopolymeren dope arter. I dette tilfelle står i inngrep 6,5 til 7,5-um PLGA fiber som er dopet med 30% PLA-PGC 18 (90:10) og 30% PLA-PGC 18 (60:40) oppviser åpenbare kontaktvinkel på 133 ° eller 154 °, henholdsvis ( Figur 3C). Endring (dvs. redusere) den fiberstørrelsen forbedrer også hydrofobitet uavhengige av dopemiddelvalg og / eller konsentrasjon. Denne avhengighet av tilsynelatende kontaktvinkel på fiberdiameter er vist for både PCL og PLGA i Figur 3D. I likhet med electro, electrosprayed PCL og dopet-PCL belegg også vise kontaktvinkler som øker med doping prosent, og enda høyere kontaktvinkler enn de som oppnås ved hjelp av elektro eroppnås med denne teknikken (figur 3E). Ved sondering mesh overflaten med forskjellige væsker (som utviser ulike overflatespenninger) og rapportering kontaktvinkelen, en kritisk overflatespenningsverdi ved hvilken mesh hurtig tisser blir bestemt. Figur 3F er en modifisert Zisman kurve som viser de kritiske overflatespenning studier for PLGA maskene dopet med 30% PLA-PGC 18 (60:40) og PCL maskene dopet med 30% PCL-PGC 18.

SEM avbildning viser at maskene er et resultat av sammenfiltrede mikrofibre. Denne teknikken er også nyttig for å bestemme fiber- eller partikkelstørrelse, homogenitet, og sammenkopling. Figur 4A viser PCL + 30% PCL-PGC 18 masker med fiberdiameter på 1-2 um og 4-5 um, mens figur 4B viser PLGA + 10 % PLA-PGC 18 maskene som varierer i fiber størrelse fra ~ 3 mikrometer til ~ 7 mikrometer. Electrosprayed belegg av PCL og PCL + 50% PCL-PGC 18 er vist i figur 4C, mens electrosprayed belegg av PCL + 30% PCL-PGC 18 av varierende partikkelstørrelse er vist i figur 4D.

Superhydrophobic PCL- og PLGA-baserte nett er ikke-cytotoksisk mot NIH / 3T3-fibroblaster (figur 5A), og er godt tolerert i C57BL / 6-mus, med beskjeden fibrøs innkapsling. Sammenlignet med ikke-porøse filmer (ikke vist), står i inngrep viser en større grad av cellulær infiltrasjon (dvs. makrofager) etter 4 ukers implantering (figur 5B-E) 27. Mens cytocompatibility / biokompatibilitet superhydrophobic maskene ligner ikke-superhydrophobic maskene, kan in vitro ytelsen superhydrophobic maskene være overlegen i medikamentleverings applikasjoner. På grunn av deres langsomme fukting, superhydrophobic maskene er i stand til å opprettholde medikament-frigjøring for vesentlig lengre varigheter enn ikke-superhydrofobisk maskene, siden narkotika utgivelse ikke kan skje uten vann kontakt. De in vitro medikamentfrigjøringseffektstudier som demonstrerer dette prinsippet er beskrevet andre steder 12,13.

Den fukting av elektrospunnede maskene kan følges ikke-destruktivt over tid ved hjelp microcomputed tomografi og kommersielt tilgjengelige joderte kontrastmiddel Ioxaglate. Maskene er plassert i en vandig oppløsning inneholdende kontrastmiddel og avbildes over tid. Som vist i figur 6A ren PCL mesh hurtig fuktet av vannet som trenger inn i massegodset i den første dagen. I motsetning til dette, idet maskene er dopet med 30% PCL-PGC 18 forbli ikke-fuktede i> 75 dager, med luft igjen i bulk struktur (figur 6B). Disse resultatene illustrerer betydningen av superhydrophobic bulkmaterialer for ikke-fuktende anvendelser.

Endelig er de mekaniske egenskaper av elektrospunnede masker bestemmesstrekkprøve. Tabell 3 viser representative mekaniske data for PCL, PLGA, og deres respektive dopede fiber masker (size = 7 mikrometer for alle masker) oppnådd fra deres spenningsbelastningskurver. Ettersom prosentandelen av doping øker, elastisitetsmoduler (E) og endelige strekkfasthet av maskene har en tendens til å avta.

Figur 1
. Figur 1. Monomer / polymer-syntese, karakterisering, og påfølgende behandling til filmer, elektrospunnede maskene, og electrosprayed belegg (A) Renset monomer er et hvitt, krystallinsk fast stoff ved romtemperatur; (B) tilsvarende en H-NMR-spektra for monomer; (C) fotografi av rensede polymerer PLA-PGC 18 (til venstre) og PCL-PGC 18 (høyre); (D) fotografi av PCL dopet med 30% (vekt / vekt) PCL-PGC 18 og bearbeides til et (fra venstre mot høyre): film, elektrospunnede mesh, og electrosprayed belegg.

Figur 2
Figur 2. Advancing og viker vann kontaktvinkler på polymer / kopolymerpartiklene filmer (A) Advancing og viker vann kontaktvinkelmålinger for undoped PCL og PLGA glatte filmer sammenlignet med dem for ren PCL-PGC 18 og ren PLA-PGC 18 glatte filmer.; (B) fremme og viker kontaktvinkelmålinger for dopet PCL og PLGA filmer. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figur 3
Figur 3. De prosesser av elektrospinningog electrospraying generere grove overflater som ytterligere forbedrer hydrofobisiteten PCL og PLGA (A) Kontakt vinkel for elektrospunnede PCL og PCL maskene dopet med 30% PCL-PGC 18 (80:20) masker (fiber diameter ≈ 2,5 mikrometer).; PLGA maskene og PLGA maskene dopet med 30% PLA-PGC 18 (60:40) masker (fiber diameter ≈ 6,5 mikrometer), med begge systemene viser en overgang fra hydrofob til superhydrophobic; (B) kontaktvinkler for PCL inngrep som en funksjon av økende dopingsmiddel kopolymer-konsentrasjonen; (C) kontaktvinkler for PLGA maskene på ~ 6,5 mikrometer i diameter som en funksjon av kopolymer sammensetningen; (D) fukteevne som en funksjon av fiberdiameter for PCL (600 nm og 2,5 um) og PLGA-baserte masker (2,5 og 6,5 um); (E) kontaktvinkler for electrosprayed PCL-baserte belegg som funksjon av kopolymer dopingkonsentrasjon; (F) modifisert Zisman kurverviser kritiske overflatespenning studier for PLGA maskene dopet med 30% PLA-PGC 18 (60:40) (sirkler med stiplet forbindelseslinjen) og PCL maskene dopet med 30% PCL-PGC 18 (firkanter med solid forbindelseslinje). Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figur 4
Figur 4. SEM avbildning av elektrospunnede masker og electrosprayed belegg avslører fiber / partikkelstørrelse og morfologi. (A) Small-diameter PCL + 30% PCL-PGC 18 fibre (1-2 mm) og tilsvarende stor diameter microfiber (4-5 mikrometer) mesh (til venstre og høyre, henholdsvis), skala bar = 10 mikrometer; (B) med liten diameter PLGA + 10% PLA-PGC 18 (90:10) (2,5 til 3,5 um) mikrofiber og stor diameter (6,5 til 7,5 um) Microfiber masker (til venstre og høyre, henholdsvis; skala bar = 10 mikrometer); (C) electrosprayed partikler som består av ren PCL (til venstre), PCL + 50% PCL-PGC 18 (til høyre), skala bar = 20 mikrometer; (D) electrosprayed PCL + 30% PCL-PGC 18 partikler av små (til venstre) og store (til høyre) radier (skala bar = 2 mikrometer). Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figur 5
Figur 5. In vitro og in vivo celleviabilitet / biokompatibilitet av elektrospunnede superhydrophobic masker (A) In vitro-celleanalyse av NIH / 3T3 fibroblast levedyktighet ved 24-timers inkubering med PCL, PLGA, og dopede masker.; (B og C) histologiske (H & E) prøver av in vivo fremmedlegemerespons til superhydrophobic PLGA + 30 vekt% PLA-PGC 18 (60:40) elektrospunnede griper etter 4 ukers subkutan implantasjon i C57BL / 6 mus ved 10X (B) og 40X (C) forstørrelse; (D og E) respons på implantert ren PLGA elektrospunnede maskene på 10X (D) og 40X (E) forstørrelse. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figur 6
Figur 6. Kontrastforsterket microcomputed tomografi (μCT) karakterisering av bulk fukting av superhydrophobic masker. Det joderte CT kontrastmiddel Ioxaglate (80 mgI / ml) i water tjener som en ikke-invasiv markør for vann infiltrerende (A) ikke-superhydrophobic PCL masker og (B) superhydrophobic PCL + 30% PCL-PGC 18 masker. Farger indikerer ikke-fuktet mesh som rødt og overgangen fra gult til grønt til blått / lilla som fukting skrider fram. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Elektrospunnede syntetiske polymerer: Referansen (e):
Poly (laktidet-koglykolid) 27,36,43,48-52
Polyglykolid 52,53
Poly (laktid-ko-kaprolakton) 54-57
Polykaprolakton 13,58-66
Polylactide 52,67
Poly (vinylalkohol) 68-71 </ td>
Poly (etylenglykol) / blokk-kopolymerer 72,73
Poly (ester uretan) s 74-78
Poly (trimetylenkarbonat) 79
Poly (dimetylsiloksan) 80,81
Poly (etylen-ko-vinylacetat) 82
Polyvinylpyrrolidon 83
Polyamid (s) 84-86
Polyhydroxybutryate 87,88
Polyfosfazen (s) 89,90
Poly (propylenkarbonat) 91-93
Polyethyleneimine 94,95
Poly (γ-glutaminsyre) 96
Silikat 97,98

Tabell 1: Eksempler på syntetiske polymerer som biomedisinskehar blitt elektrospunnede for biomedisinske applikasjoner, med tilhørende referanser.

Copolymer Konvertering (%) Laktid en Glyserol en M n (g / mol) b Mw / Mn T g (° C) c T m (° C) T c (° C) AH = f (J / g)
PLA-PGC 18 (90:10) 92 89 11 12512 1.5 28 - - -
PLA-PGC 18 (80:20) 96 78 23 10979 1.5 17 33 11 3
PLA-PGC 18 (70:30) 90 66 34 17305 1.5 * 40 17 23
PLA-PGC 18 (60:40) 86 54 47 13226 1.6 * 43 27 32
PCL-PGC 18 (80:20) 99 (kaprolakton) 81 19 21100 1.7 -53 31 19 55

Tabell 2: Karakterisering av syntetiserte kopolymerer et mol-%, b, bestemt ved størrelse-eksklusjonskromatografi (THF, 1,0 ml / min); Mn = antallsmidlere molekylvekt, Mw / Mn = c T g = glass dispersitet.. Overgangen temperatur; T m = smeltetemperatur, T c = krystallisasjonstemperatur; Δ H f = smeltevarme. D Ingen Tg ble observert for disse semikrystallinske polymerer over temperaturområdet fra -75 ° C til 225 ° C.

Mesh Sammensetning Elastisitetsmodul (E) (MPa) Ultimate strekkfasthet (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:.. Representative strekkegenskaper av elektrospunnede maskene en Fiber størrelse for PCL og PCL-baserte masker ≈ 7 mikrometer b Fiber størrelse for PLGA og PLGA-baserte masker ≈ 7 mikrometer.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Vår tilnærming til å konstruere superhydrophobic materiale fra biomedisinsk polymerer kombinerer syntetisk polymerkjemi med polymer behandlingsteknikker av electro og electrospraying. Disse teknikkene gir enten fibrer eller partikler, henholdsvis. Spesielt er polycaprolakton og poly (lactide- co -glycolide) basert superhydrophobic materialer fremstilt ved bruk av denne strategien. Ved å variere den hydrofobe kopolymerblanding, prosent kopolymer i den endelige polymerblandingen, blir fiber / partikkelstørrelse, samlet polymer vektprosent, og fabrikasjonsforhold, fuktbarheten av de resulterende elektrospunnede / electrosprayed materialer kontrollert. De fremstilt i dette arbeidet materialer er fra ikke-toksiske og biokompatible polymerer, og har en metastabil luftbarriere i nærvær av vann.

De kritiske trinn i denne protokollen innebærer 1) syntetisere kopolymerer hjelp ringåpningspolymerisasjon, 2) electro eller elektrosprøyting disse kopolymerer med en tilsvarende biomedisinsk polymer, så som PCL eller PLGA; og 3) å karakterisere deres morfologi, ikke-fuktende egenskaper / hydrofobisitet, mekaniske egenskaper, og in vitro / in vivo biokompatibilitet. Hvis problemer med polymer syntese, modifikasjon, og / eller electro er oppstått, vil følgende teknikker bidra til å identifisere og løse disse problemene.

Det er viktig å sikre renheten av monomerene, og at de ikke inneholder spor vann, slik som det som fra atmosfæren. Nærvær av vann kan forhindre eller terminere polymeriseringen, resultere i lav molekylære polymerer eller polymerer med flyte ekstremt brede molekylvektfordelinger. Alltid evakuere innholdet av polymerisasjons-fartøy og fylle med tørr nitrogen eller argon, og utføre alle tilsetninger (monomerer og katalysatorer) under tørr, inert atmosfære. Hvis polymeriseringen synes ufullstendig eller ikke lykkes, kan det være nødvendig å tørkereagensene ved destillasjon eller re-krystallisere monomerene til å forbedre renheten. Dersom de-benzylering av den resulterende kopolymer vises mislykket (som observert ved påfølgende 1H NMR-analyse), kan det være nødvendig å tilsette mer katalysator eller bruke et annet katalysator reagens. Vi spesielt merke seg her at mislykket deproteksjon har blitt observert med visse Pd / C katalysatorer, og det er best å bruke den som er oppført i tabellen for materialteknologi.

Flere tekniske problemer kan oppstå i løpet av electro og electrospraying prosess. Hvis den løsningen ved nålespissen er sagging, øke spenningen. Hvis flere jets er forming, redusere spenningen. I tillegg til disse justeringer, kan det være nødvendig å justere spiss-til-kollektor avstand Hvis fibrene / partikler synes våt (i dette tilfellet øke innsamling avstand), eller hvis justering av spenningen ikke tilstrekkelig løser en dra dråpe ved nålespissen, redusere samlingen distance. Hvis fibrene ikke er dannet, kan det være nødvendig å øke viskositeten av oppløsningen ved å øke polymerkonsentrasjonen; det samme gjelder hvis fibrene synes å ha en vulst-på-streng morfologi. Hvis problemene gjenstår, kan det være nødvendig å bytte til et annet elektrospinning løsningsmiddel. For mer feilsøking, Leach og kolleger 47 gir en omfattende feilsøking guide til electro.

Mens electro og electrospraying er nyttige teknikker for fabrikasjon biomedisinske materialer, de har begrensninger. Først disse teknikkene er avhengige av en jordet mål å samle fibre eller partikler, slik at elektrisk ledningsevne er en viktig parameter for å vurdere. Det kan være vanskelig å electrospin eller elektrospray materialer som er spesielt gode elektriske isolatorer, ettersom polymeren stråle, kan være mer tiltrukket områder rundt disse substratene. En mulig løsning er å sikre mindre ledende materialer til conductive kobber tape. I tillegg, mens vi har vært vellykket i electro masker opp til 1 mm tykt, kan fremstillingen av meget tykke maske bli hindret på grunn av den isolerende art av polymerbelegg på kollektoren. På dette punktet, kan maskene økning i overflateareal uten særlig økning i total tykkelse. For det andre, avhengig av størrelsen av maske ønskelig, blir en betydelig mengde materiale som kreves for å oppnå tilstrekkelig oppløsning viskositet (som er nødvendig for elektrospinning, som kjedesammenfiltring er nødvendig for fiberdannelse). Derfor kan electro ikke være et egnet alternativ for edle materialer; electrospraying benytter vanligvis lavere konsentrasjoner, og dermed er mindre krevende med hensyn til den nødvendige mengde materiale. Hvis prøvemengde er meget begrenset, kan det være mulig å redusere materialtapet ved å utelate koblingsrøret (som ellers bidrar til den totale dødvolum). Endelig bestemmelse av kritiske overflatespenning er avhengigbruk av ulike Verifiserer væsker, som også har forskjellige viskositeter. Som sådan har denne metoden en potensiell begrensning ved at viskositeten er også en medvirkende årsak til disse resultatene.

Superhydrophobic materialer er en spennende klasse av biomaterialer, som er å finne økt bruk for en rekke applikasjoner i levering av legemidler, tissue engineering, sårheling, og bunnstoff. Flere teknikker finnes for å styrke overflateruhet til materialer for biomimetic og ikke-fuktende programmer, for eksempel lag-på-lag montering 15, micropatterning / microtexturing 102, electro 1,5,13 og electrospraying 32. Av disse metodene, electro og electrospraying er spesielt attraktive metoder på grunn av sin skalerbarhet og generell kompatibilitet med underliggende underlag. I konklusjonen, er denne strategien kombinere polymerkjemi og prosessteknikk en allsidig og generell en som vil gjøre det mulig annetforskere til å forberede seg, karakterisere og studere nye biomaterialer hvor fukting av materialet er 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

Bioteknologi electro electrospraying polykaprolakton poly (lactide- microfiber nanofiber mikropartikler superhydrophobic biomaterialer stoffet levering biologisk nedbrytbare overflatebelegg.
Fabrikere superhydrophobic polymere materialer for Biomedical Applications
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