Funding was provided in part by BU and the NIH R01CA149561. The authors wish to thank the electrospinning/electrospraying team including Stefan Yohe, Eric Falde, Joseph Hersey, and Julia Wang for their helpful discussions and contributions to the preparation and characterization of superhydrophobic biomaterials.

1. Sintetização functionalizable poli (1,3-glicerol carbonate- co-caprolactona) e 29 de poli (1,3-glicerol -lactide carbonate- co) 27,28. <ol><li> A síntese de monómeros. <ol><li> Dissolver cis-2-fenil-1,3-dioxan-5-ol (50 g, 0,28 mol, 1 eq.) Em 500 ml de tetra-hidrofurano seco (THF) e agita-se em gelo sob atmosfera de azoto. Adiciona-se hidróxido de potássio (33,5 g, 0,84 mol, 3 eq.), Finamente trituradas com um almofariz e pilão. Coloque balão em banho de gelo. </li><li> Adicionar 49,6 ml de brometo de benzilo (71,32 g, 0,42 mol, 1,5 eq.) Gota a gota com agitação sobre gelo. Deixar a reacção aquecer até à temperatura ambiente com agitação durante 24 h, sob azoto. </li><li> Adicionar 150 ml de água para dissolver o hidróxido de potássio e remover o THF por evaporação rotativa destilada. </li><li> Extrair o material restante com 200 ml de diclorometano (DCM), em um 1-G funil de separação. Repetir a extracção duas vezes. </li><li> Seca-se a fase orgânica sobre sulfato de sódio. </li><li> Cristalizaro produto através da adição de 600 ml de etanol absoluto à solução, misturando bem, e armazenar durante a noite a -20 ° C. O produto pode ser armazenado a -20 ° C durante vários dias antes de realizar os passos subsequentes. </li><li> Isolar o produto por vácuo por meio de filtração através de um funil de Buchner e seco em alto vácuo. O produto pode ser armazenado durante vários dias antes de realizar os passos subsequentes. Um rendimento típico para este passo é de ~ 80%. </li><li> Em um balão de vidro de fundo redondo de 1 L, suspender o produto obtido no passo 1.1.7. em metanol (300 mL). Adicionar 150 ml de ácido clorídrico 2 N. Refluxo a 80 ° C durante 2 horas. </li><li> Evapora-se o solvente e coloca-se sob alto vácuo durante 24 h. O rendimento para este passo é tipicamente&gt; 98%. </li><li> Dissolve-se o produto de 1.1.9 em THF (650 ml) e transferir para um balão de fundo redondo de 2 L. Colocar o balão em banho de gelo e agita-se sob atmosfera de azoto. Adicionar 22,4 ml de cloroformato de etilo (25,6 g, 0,29 mol, 2 eq.) Ao balão sob atmosfera de azoto. </li><li> Adicionar 32,8 ml de trietilamina (0,29 mol, 2 eq.) TO um funil de adição. Misturar com um volume igual de THF. Coloque um funil de adição no balão de fundo redondo e manter sob azoto. </li><li> Com agitação vigorosa, dispensam cuidadosamente trietilamina / THF mistura gota a gota para o balão de fundo redondo em gelo. CUIDADO: esta é uma reacção exotérmica. Para evitar o aumento da temperatura rápido, adicione a trietilamina não mais do que uma gota por segundo solução / THF. Após a adição de todo o volume, agitar a reacção durante 4 horas, aquecendo até à temperatura ambiente, ou durante 24 h. </li><li> Filtrar o sal cloridrato de trietilamina usando um funil de Buchner. Evapora-se o solvente num evaporador rotativo. </li><li> Adiciona-se diclorometano (200 ml) ao balão e aquecer suavemente até o resíduo estar dissolvido. Adicionar 120 ml de éter dietílico enquanto agita. Armazenar a -20 ° C durante a noite para cristalizar o produto. </li><li> Cristais de monômero de filtros e re-cristalizar antes da polimerização. O produto pode ser armazenado monómero selado à temperatura ambiente durante 2 semanas ou a -206; C indefinidamente. Confirmar produto por 1H RMN, espectrometria de massa, e análise elementar. Um rendimento típico para este passo final na síntese do monómero situa-se entre 40-60%. </li></ol></li><li> Copolimerização de D, L-lactido / ε-caprolactona com 5-benziloxi-1,3-dioxan-2-ona. <ol><li> Banho de óleo de silicone de aquecimento para 140 ° C. </li><li> Medir 2,1 g de 5-benziloxi-1,3-dioxan-2-ona (preparada no ponto 1.1) e adicioná-lo para um balão de fundo redondo de 100 ml seco. Se copolimerizando D, L -lactide, medir 5,7 g e adicionar no balão agora. Adicionar uma barra de agitação magnética e vedar o balão com uma rolha de borracha. <ol><li> Também medir 240 mg (excesso) de estanho (II) etil-hexanoato, num balão em forma de pêra pequena. Esta polimerização resultará num% de glicerol composição de monómero de carbonato de 20 mol. Ajustar as massas de monómeros para obter diferentes composições de monómero. </li></ol></li><li> Lave ambos os frascos com azoto sobre um colector de Schlenk durante 5 minutos e adicionar 4,24 ml ε-caprolactom sob azoto. Evacuar a atmosfera através da aplicação de &#39;frascos de alto vácuo (300 mTorr) durante 15 min para remover os vestígios de água. </li><li> Recarregue atmosfera dos frascos com azoto; repetir este ciclo mais duas vezes. </li><li> Misturar 500 mL de tolueno seco com o catalisador de estanho, sob azoto. </li><li> Colocar o balão no monômero C banho de óleo de 140 ° e adicionar catalisador uma vez que todos os sólidos ter derretido. O volume total da mistura de catalisador deve ser entregue ~ 100 uL. Manter a 140 ° C durante não mais do que 24 h, depois arrefecer o polímero fundido até à temperatura ambiente. Execute as etapas subseqüentes imediatamente ou, pelo menos, 24 horas mais tarde. </li><li> Dissolve-se o polímero em diclorometano (50 ml) e precipitado em metanol frio (200 mL). Decantar o sobrenadante e seca-se sob alto vácuo. Os passos subsequentes podem ser realizados imediatamente ou em qualquer ponto. Loja polímeros no congelador até à sua utilização. O típico de polimerização de rendimento / conversão é entre 80-95%. </li><li> Execute umAnálise da &#39;H-NMR para determinar as proporções molares de co-monómero. Dissolve-se polímero em clorofórmio deuterado (CDCl3) e de integrar a mudança de protões benzílicos do monómero de carbonato a 4,58-4,68 ppm; comparar esta com a área de pico que o pico de 2,3 ppm de metileno a (PCL) e o pico a 5,2 ppm metino (PLGA). </li></ol></li><li> Modificação de polímeros: desprotecção e enxertia. <ol><li> Dissolve-se polímero (~ 7 g) em 120 ml de tetra-hidrofurano (THF) num recipiente de hidrogenação de alta pressão. Pesar e adicionar catalisador de paládio-carbono (~ 2 g). </li><li> Adicionar ao vaso de hidrogénio usando um aparelho de hidrogenação. Hidrogenar a 50 psi durante 4 h. CUIDADO: o gás hidrogênio é extremamente inflamável. Procurar ajuda de pessoas familiarizadas com este procedimento e sempre inspecionar as linhas de abastecimento para possíveis vazamentos antes de realizar esta experiência. </li><li> Filtre catalisador de paládio-carbono, usando um leito empacotado de terra diatomácea. Concentra-se o polímero a ~ 50 ml sob evaporação rotativa e o precipitate em metanol frio. CUIDADO: partículas de paládio secos podem inflamar espontaneamente. Mantenha uma toalha molhada nas proximidades em caso de um flare-up para sufocar as chamas. Adicionar água ao bolo do filtro de paládio / carbono a mantê-lo-se agregados e para evitar a sua ignição. Procurar ajuda de pessoas familiarizadas com este procedimento. </li><li> Decantar o sobrenadante e seca-se sob alto vácuo. Confirmar total de conversão em hidroxilo livre, observando o desaparecimento do pico a 4,65 ppm (1H RMN em CDCI3). Estes polímeros pode ser utilizada imediatamente ou guardadas para uso posterior. Os rendimentos para este passo são&gt; 90%. </li><li> Dissolve-se o polímero e ácido esteárico (1,5 eq.) Em 500 ml de diclorometano seco (DCM). Adiciona-se N, N&#39;-diciclo-hexilcarbodiimida (DCC, 2,0 eq.) E 3 flocos de 4-dimetilaminopiridina. Agita-se sob atmosfera de azoto à temperatura ambiente durante 24 h. </li><li> Remover insolúvel N, N&#39;-dicyclohexylcarbourea através de uma série de filtrações e concentrações utilizadas. No final, concentra-se osolução a 50 ml. </li><li> Precipitar polímero em metanol frio (~ 175 ml) e decantar o sobrenadante. Seca-se o polímero durante a noite sob alto vácuo. Utilização subsequente destes polímeros pode ser realizada em qualquer momento, mas manter polímeros no congelador para armazenamento a longo prazo. O rendimento para este passo final modificação é geralmente entre 85-90%. </li></ol></li></ol> 2. Caracterização dos copolímeros sintetizados <ol><li> Pesar ~ 10 mg de polímero (record a massa real) e adicione à panela de alumínio da amostra, em seguida, hermeticamente selá-lo. Prato de amostra de carga e um (referência) pan descarregado na calorimetria exploratória diferencial. </li><li> Programa de uma rampa de temperatura e de arrefecimento (&quot;calor / frio / calor&quot;) ciclo: 1) aquecimento de 20 ° C a 225 ° C a 10 ° C / min, 2) arrefecer a -75 ° C a 5 ° C / min, 3) de calor a 225 ° C a 10 ° C / min. </li><li> Determinar o ponto de fusão (Tm), a cristalização (&lt;em&gt; t C) e temperaturas de transição vítrea (Tg), e calor de fusão (AH f) a partir de vestígios térmicos (se aplicável). </li><li> Dissolve-se cada um copolímero sintetizado em THF (1 mg / ml) e filtrar através de um filtro de PTFE de 0,02 mícrons. Injectar a solução num sistema de cromatografia de permeação em gel e comparar o tempo de retenção em comparação com um conjunto de padrões de poliestireno. </li></ol> 3. Preparar soluções de polímeros para Electrospinning / electrospraying 27,31 <ol><li> Dissolve-se polímero (s) a 10-40% em peso em solvente adequado, tal como clorofórmio / metanol (5: 1) para PCL ou tetra-hidrofurano / N, N-dimetilformamida (7: 3) para PLGA, durante a noite. A massa de polímero necessário para este passo irá depender das dimensões da malha desejado. Nota: Por exemplo, para produzir uma 10 cm x 10 cm de espessura de malha de cerca de 300 micra, 1 grama irá tipicamente ser necessária. Vale a pena notar que a perda de materialES pode ocorrer em passos subsequentes deste protocolo, tais como durante a transferência de solução para a seringa (especialmente para soluções viscosas), e a partir de volumes mortos presentes no tubo conector opcional e o próprio invólucro de agulha, a qual irá reduzir o rendimento do processo de electrospinning . Estas reduções no rendimento pode resultar em até 20% de perda de material, e recomenda-se a intensificar as 1,5 vezes a antecipar estas perdas, e também as perdas associadas com a otimização dos parâmetros electrospinning quando tentar este procedimento pela primeira vez. <ol><li> Controlar o tamanho da fibra através da variação da concentração total do polímero, com fibras maiores esperados a partir de soluções mais concentradas. Para uma melhoria modesta de hidrofobia, use 10% (em massa total de polímero) dopante hidrofóbicas. Para materiais extremamente hidrofóbicos / hidrofóbicas, utilizar 30-50% de dopante e / ou reduzir a concentração total do polímero (isto é., Reduzir o tamanho da fibra). Os trabalhos posteriores com estas soluções podem ser performada no dia seguinte, ou no prazo de uma semana depois disso. </li><li> Para electrospraying, preparar soluções a concentrações mais baixas (isto é, 2-10%) num solvente adequado tal como clorofórmio. Como electrospinning, modular a dimensão das partículas através da variação da concentração de polímero. </li></ol></li><li> Solução de polímero Vortex para misturar bem. Permitir grandes bolhas de ar para diminuir (5 min). </li><li> Solução de carga em uma seringa de vidro. Dependendo da viscosidade da solução, pode ser mais fácil de remover o êmbolo e verter a solução directamente para dentro da seringa. Um pedaço de inerte, tubos flexíveis podem ajudar a capacidade de manobra dentro da instalação electrospinning. Inverta a seringa para deslocar ar através do conjunto de mangueira / agulha. </li></ol> 4. Electrospinning / electrospraying Polymer Solutions <ol><li> Carregar uma bomba de seringa para seringa, ajustar o volume total (por exemplo, 4,5 ml) e a taxa (por exemplo, 5 ml / h) na qual se deseja dispensar esta solução. </li><li> Cubra o prato coletor com umfolha luminum para facilitar a remoção e transporte subsequente. Fixe a folha com fita adesiva ao longo das bordas externas. </li><li> Fixe o DC (HVDC) de fio de alta tensão a ponta da agulha. A distância deste agulha ponta para o coletor é uma variável importante a considerar, porque 1) afeta o campo elétrico em um determinado tensão, e 2) impactos da evaporação do solvente e secagem consequente de fibras durante a sua recolha. <ol><li> Como uma primeira tentativa, use uma distância ponta-a-coletor de 15 cm. CUIDADO: altas tensões e solventes inflamáveis ​​estão envolvidos em electrospinning / electrospraying. Fornecer ventilação adequada para escape fora, e nunca tocar a seringa / agulha ou abrir o gabinete até que absolutamente certo o fornecimento HVDC está desligado. </li></ol></li><li> Se eletrofiação / electrospraying uma grande área de cobertura, ligue girar e traduzir tambor colecionador. Caso contrário, prossiga para a próxima etapa. </li><li> Comece a bomba de seringa. </li><li> Ligue e ajuste a alta voltfonte idade para conseguir uma aceitável Taylor Cone. Se a solução na ponta da agulha está flacidez, aumentar a tensão. Se vários jatos estão se formando, reduzir a tensão. Em adição a estes ajustamentos, pode ser necessário ajustar a distância da ponta-a-colector se as fibras / partículas aparecer húmida ou se ajustando a tensão não resolve adequadamente uma gotícula arrastando na ponta da agulha. Nota: Para solução de problemas detalhadas, consulte o processo de otimização electrospinning abrangente por Leach e colegas de trabalho 47. Electrospraying irá geralmente envolver a tensões mais elevadas e mais baixas do que concentrações de solução electrospinning. </li><li> Desligue a fonte de alta tensão e, em seguida, a bomba de seringa e tambor motorizado (se aplicável). Permitir que o gabinete electrospinning para continuar ventilação durante 30 minutos. </li><li> Remover malhas / revestimentos de colecionador. Permitir solventes de rastreamento para evaporar em um capuz durante a noite. Os materiais podem ser armazenados à temperatura ambiente durante pelo menos duas semanas (PLGA) ou doismeses (PCL). Passos 4,5-4,8 pode ser feita em qualquer ordem. </li></ol> 5. Caracterizar fibra e de partículas Tamanho pela Light e Microscopia Eletrônica de Varredura <ol><li> A microscopia de luz <ol><li> Se a produção de uma malha electrospun, cortar e montar partes finas do que em uma lâmina de vidro. </li><li> Observar diâmetro da fibra, características do nó (gotas ou discretos), e forma de fibra (isto é, com cercadura, plana, em linha reta / ondulado). Fibras de malha electrospun ideais são uniformes, lisos ou ondulados, e sem talão. </li></ol></li><li> Microscopia eletrônica de varredura (MEV) <ol><li> Cortar e montar as malhas ou superfícies revestidas em topos de alumínio SEM utilizando fita de cobre condutora. Electrospun fibras e revestimentos electrosprayed também pode ser observado por SEM directamente por deposição de fibras / partículas na fita com antecedência. </li><li> Brasão das malhas / revestimentos com um (~ 4 nm) camada fina de Au / Pd por meio de revestimento por pulverização. </li><li> Carregar tocos em SEM câmara e observar a 1-2 keV. A magnifica 250Xção fornece uma avaliação topográfica geral do material, enquanto ampliações revelar características de fibra e de partículas adicionais, tais como padrões hierárquicos para fibras extremamente hidrofóbicas e interconectividade para revestimentos de partículas. </li></ol></li></ol> 6. determinação das propriedades não-umectantes <ol><li> Avançando e recuando medidas de ângulo de contato com água utilizando o método de variação de volume <ol><li> Cortar finas (0,5 cm x 5 cm) tiras de malha ou material revestido (se possível) e lugar no palco de um goniômetro ângulo de contato. </li><li> Capturar o perfil de distribuição de gota de água, enquanto que (a partir de uma agulha de seringa de 24 AWG) sobre a superfície do material. <ol><li> Para fazer isso, começar com uma queda de 5-ul aproximado, e fazer contato com a superfície do material. Continuar a gota imagem, que representa o ângulo de contacto da água de avançar para adicionar lentamente o volume (20-25 mL) e capturar. A ponta da agulha deve ser pequena em comparação com a gota, e THe comprimento do capilar deve ser maior do que a gotícula para minimizar a distorção da forma de gotículas. </li></ol></li><li> Retirar essa mesma queda, ao mesmo tempo capturar o seu perfil de queda. Repita em locais de superfície discretos de várias amostras para relatar uma média valor-normalmente, 10 medições de ambos os ângulos de contacto de avanço e recuo são suficientes para caracterizar esses materiais. </li></ol></li><li> Determine a tensão superficial crítica de materiais, modificando líquidos de sondagem. <ol><li> Prepare soluções que variam em etanol, propileno glicol, etileno glicol ou conteúdo, uma vez que estas misturas têm conhecido tensões superficiais 99-101. <ol><li> Alternativamente, usar solventes com diferentes tensões superficiais-para exemplo, água (72 mN / m), glicerol (64 mN / m), sulfóxido de dimetilo (44 mN / m), álcool benzílico (39 mN / m), 1,4- dioxano (33 mN / m), 1-octanol (28 mN / m), e acetona (25 mN / m). É importante a utilização de solventes que não se dissolvem os polímeros, uma vez que estes vontadeconfundir os resultados. Além disso, é importante notar que, em adição à tensão superficial, estes líquidos possuem diferentes viscosidades, que podem afectar as medições do ângulo de contacto e é uma limitação desta técnica. </li><li> Medir o ângulo de contacto destas soluções sondadas na superfície do material. Lote ângulo de contacto em função da tensão de superfície. </li></ol></li></ol></li></ol> 7. Detecção de massa umectante de malhas 31 <ol><li> Observe a infiltração de água em malhas 3D usando micro-tomografia computadorizada (μCT). <ol><li> Prepara-se uma solução de 80 mg / ml de ioxaglato (um agente de contraste iodado) em água. </li><li> Submerge malhas nestas soluções e incuba-se a 37 ° C; medir periodicamente agente de contraste (água) infiltração por μCT (18 mm 3 resolução voxel), utilizando um tubo de 70 kVp de tensão, corrente 114 mA, e um tempo de integração 300 ms. </li><li> Usando o software de processamento de imagem, medir intens de pixeldade em toda a espessura da malha, em que os pixels brilhantes representam a infiltração de água. Selecione um valor limiar de pixel (~ 1500) para o qual maior intensidade representa a infiltração de água. </li></ol></li></ol> 8. ensaios de propriedades mecânicas de Malhas <ol><li> Cut malhas de 1 cm x 7 cm e coloque entre as garras de um aparelho de ensaio de tração. Medir a exacta largura, comprimento e espessura. </li><li> Realizar um teste de rampa de extensão em três amostras. Desenhar uma curva de tensão-deformação usando esses dados para determinar o módulo de elasticidade, resistência à tração e alongamento-à-break. </li></ol>

The authors declare that they have no competing financial interests.

Nossa abordagem para a construção de materiais hidrofóbicas a partir de polímeros biomédicos combina química polímero sintético com as técnicas de processamento de polímeros de eletrofiação e electrospraying. Estas técnicas proporcionam tanto fibras ou partículas, respectivamente. Especificamente, policaprolactona e poli (lactido-co -glycolide) baseado materiais hidrofóbicas são preparados usando esta estratégia. Através da variação da composição de copolímero hidrófobo, por cento de cop...

Superfícies hidrofóbicas são geralmente classificados como apresentando aparente contato com a água ângulos superiores a 150 ° com ângulo de contacto baixo histerese. Estas superfícies são fabricadas mediante a introdução de alta rugosidade da superfície em materiais de baixa energia de superfície para estabelecer uma interface ar-líquido-sólido resultante que resiste à molhagem 1-6. Dependendo do método de fabricação, ou várias camadas finas superfícies hidrofóbicas, revestimentos em camadas múltiplas de substratos hidrofóbicas, ou estruturas hidrofóbicas, mesmo a granel pode ser preparado. Este repelência permanente ou semi-permanente de água é uma propriedade útil que é utilizado na preparação de superfícies auto-limpantes, 7 microcanais 8, anti-incrustantes superfícies de células / proteína 9,10, superfícies de redução de arrasto 11, e dispositivos de entrega de drogas 12- 15. Recentemente, estímulos materiais sensíveis hidrofóbicas são descritos em que a não-humedecido para estado molhado é desencadeada por agentes químicos, físicosOu estímulos ambientais (por exemplo, luz, pH, temperatura, ultra-som e aplicado potencial eléctrico / corrente) 14,16-20, e estes materiais estão encontrando uso em aplicações adicionais 21-25. As primeiras superfícies hidrofóbicas sintéticas foram preparados por tratamento de superfícies de materiais com methyldihalogenosilanes 26, e eram de valor limitado para aplicações biomédicas, como os materiais utilizados não eram adequados para a utilização in vivo. Aqui, descrevemos a preparação de superfície e materiais hidrofóbicas em massa a partir de polímeros biocompatíveis. A nossa abordagem implica electrospinning electrospraying ou uma mistura de polímeros contendo, um poliéster alifático biodegradável e biocompatível como o componente principal, dopado com um copolímero hidrofóbico composto do poliéster e um poli (carbonato de glicerol) modificado com estearato de 27-30. As técnicas de fabricação de proporcionar a rugosidade da superfície e a porosidade melhorada e dentro do fibeRS ou as partículas, respectivamente, enquanto o uso de um dopante copolímero proporciona um polímero de baixa energia superficial que se mistura com o poliéster e pode ser estavelmente ou electrospun electrosprayed 27,31,32. Poliésteres alifáticos biodegradáveis, tais como poli (ácido láctico) (PLA), poli (ácido glicólico) (PGA), poli (ácido láctico ácido-co -glycolic) (PLGA) e policaprolactona (PCL) polímeros são utilizados em dispositivos clinicamente aprovados e proeminente na pesquisa biomédica materiais por causa de sua não-toxicidade, biodegradabilidade e facilidade de síntese 33. PGA e PLGA estreou na clínica como suturas reabsorvíveis na década de 1960 e início dos anos 1970, respectivamente 34-37. Desde então, estes poli (hidroxiácidos) tenham sido transformados em uma variedade de outros fatores de forma específicas de aplicativos, tais como micro e nanopartículas 40,41 38,39, bolachas / 42 discos, malhas 27,43, espumas 44, e 45 filmes </sup&gt;. Poliésteres alifáticos, bem como outros polímeros de interesse biomédico, pode ser electrospun para produzir nano- ou de malha de microfibras estruturas possuindo uma elevada área superficial e a porosidade, bem como a resistência à tracção. A Tabela 1 lista o electrospun polímeros sintéticos para diversas aplicações biomédicas e os seus correspondentes referências. Electrospinning e electrospraying são técnicas rápidas e comercialmente escaláveis. Estas duas técnicas semelhantes confiar na aplicação de alta tensão (repulsão electrostática) para vencer a tensão superficial de uma solução de polímero / derreter numa configuração de bomba de seringa em que é dirigido para um alvo ligado à terra 46,47. Quando esta técnica é utilizada em conjunção com polímeros de baixa energia superficial (polímeros hidrófobos, tais como poli (co caprolactone- -glicerol monoestearato)), o superhydrophobicity materiais exibem resultante. Para ilustrar esta abordagem geral de processamento de materiais sintéticos epara a construção de polímeros de materiais biomédicos hidrofóbicas, que descrevem a síntese de polycaprolactone- hidrofóbicas e poli (lactido-co -glycolide) baseados em materiais como exemplos representativos. O respectivo poli dopantes copolímero (co caprolactone- -glicerol monoestearato) e poli (lactido-co-glicerol monoestearato) são sintetizados em primeiro lugar, em seguida, misturado com policaprolactona e poli (lactido-co -glycolide), respectivamente, e, finalmente, electrospun ou electrosprayed. Os materiais resultantes são caracterizados por SEM de imagem e o ângulo de contacto goniometria, e testados in vitro e in vivo em biocompatibilidade. Finalmente, molhamento massa através de malhas hidrofóbicas tridimensionais é examinada por meio de tomografia microcomputed com contraste.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0">
	<tbody>
		<tr>
			<td>Silicone oil</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>85409</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Cis-2-Phenyl-1,3-dioxan-5-ol</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">13468</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Benzyl bromide</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>B17905</td>
			<td>Toxic, lacrymator/eye irritant, use in chemical fume hood</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Potassium hydroxide</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">221473</td>
			<td>Corrosive</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Rotary evaporator</td>
			<td>Buchi</td>
			<td>R-124</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>High-vacuum pump</td>
			<td>Welch</td>
			<td align="right">8907</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Nitrogen, ultra high purity</td>
			<td>Airgas</td>
			<td>NI UHP300</td>
			<td>Compressed gas</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Tetrahydrofuran, stabilized with BHT</td>
			<td>Pharmaco-Aaper</td>
			<td align="right">346000</td>
			<td>Flammable. Dried through column of XXX</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dichloromethane</td>
			<td>Pharmaco-Aaper</td>
			<td align="right">313000</td>
			<td>Flammable, toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Separatory funnel (1 L)</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>13-678-606</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Sodium sulfate</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">239313</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ethanol, absolute</td>
			<td>Pharmaco-Aaper</td>
			<td>111USP200</td>
			<td>Flammable, toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Buchner funnel</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>FB-966-F</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Methanol</td>
			<td>Pharmaco-Aaper</td>
			<td>339000ACS</td>
			<td>Flammable, toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Hydrochloric acid</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">320331</td>
			<td>Corrosive. Diluted to 2N in distilled water.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ethyl chloroformate, 97%</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">185892</td>
			<td>Toxic, flammable, harmful to environment</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Triethylamine (anhydrous)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">471283</td>
			<td>Toxic, flammable, harmful to environment</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Diethyl ether</td>
			<td>Pharmaco-Aaper</td>
			<td>373ANHACS</td>
			<td>Highly flammable. Purified through XXX column.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>3,6-Dimethyl-1,4-dioxane-2,5-dione (D,L-lactide)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">303143</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Tin (II) ethylhexanoate</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>S3252</td>
			<td>Toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>&#949;-caprolactone (97%)</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">704067</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Toluene, anhydrous</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">244511</td>
			<td>Flammable, toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Glass syringe</td>
			<td>Hamilton Company</td>
			<td>1700-series</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Deuterated chloroform</td>
			<td>Cambridge Isotopes Laboratories, Inc.</td>
			<td>DLM-29-10</td>
			<td>Toxic</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Nuclear magnetic resonance instrument</td>
			<td>Varian</td>
			<td>V400</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Palladium on carbon catalyst</td>
			<td>Strem Chemicals, Inc.</td>
			<td>46-1707</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Hydrogenator unit</td>
			<td>Parr</td>
			<td align="right">3911</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Hydrogenator shaker vessel</td>
			<td>Parr</td>
			<td>66CA</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Hydrogen</td>
			<td>Airgas</td>
			<td>HY HP300</td>
			<td>Highly flammable.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Diatomaceous earth</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">22140</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>2H,2H,3H,3H-perflurononanoic acid</td>
			<td>Oakwood Products, Inc.</td>
			<td align="right">10519</td>
			<td>Toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Stearic acid</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>S4751</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>N,N&#8217;-dicyclohexylcarbodiimide</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>D80002</td>
			<td>Toxic, irritant.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>4-(dimethylamino) pyridine</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">107700</td>
			<td>Toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Hexanes</td>
			<td>Pharmaco-Aaper</td>
			<td>359000ACS</td>
			<td>Toxic, flammable.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Gel permeation chromatography (GPC) system</td>
			<td>Rainin</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>GPC column</td>
			<td>Waters</td>
			<td>WAT044228</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Differential scanning calorimeter</td>
			<td>TA Instruments</td>
			<td>Q100</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Chloroform</td>
			<td>Pharmaco-Aaper</td>
			<td>309000ACS</td>
			<td>Toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>N,N-dimethylformamide</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">227056</td>
			<td>Toxic, flammable.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Polycaprolactone, MW 70-90 kg/mol</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">440744</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Poly(lactide-co-glycolide), MW 136 kg/mol</td>
			<td>Evonik Industries</td>
			<td>LP-712</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>10-mL glass syringe</td>
			<td>Hamilton Company</td>
			<td align="right">81620</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>18 AWG blunt needle</td>
			<td>BRICO Medical Supplies</td>
			<td>BN1815</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Electrospinner enclosure box</td>
			<td>Custom-built</td>
			<td>N/A</td>
			<td>Made of acrylic panels</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>High voltage DC supply</td>
			<td>Glassman High Voltage, Inc.</td>
			<td>PS/EL30R01.5</td>
			<td>High voltages, electrocution hazard</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Linear (translating) stage</td>
			<td>Servo Systems Co.</td>
			<td>LPS-12-20-0.2</td>
			<td>Optional</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Programmable motor &#38; power supply</td>
			<td>Intelligent Motion Systems, Inc.</td>
			<td>MDrive23 Plus</td>
			<td>Optional</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>24V DC motor &#38; power supply</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td>6331K32</td>
			<td>Optional</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Aluminum collector drum</td>
			<td>Custom-built</td>
			<td></td>
			<td>Optional</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Syringe pump</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>78-0100I</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Inverted optical microscope</td>
			<td>Olympus</td>
			<td>IX70</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Scanning electron microscope</td>
			<td>Carl Zeiss</td>
			<td>Supra V55</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Conductive copper tape</td>
			<td>3M</td>
			<td align="right">16072</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Aluminum SEM stubs</td>
			<td>Electron Microscopy Sciences</td>
			<td align="right">75200</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Contact angle goniometer</td>
			<td>Kruss</td>
			<td>DSA100</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Propylene glycol</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td>W294004</td>
			<td>Toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ethylene glycol</td>
			<td>Sigma-Aldrich</td>
			<td align="right">324558</td>
			<td>Toxic.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ioxaglate</td>
			<td>Guerbet</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Fetal bovine serum</td>
			<td>American Type Culture Collection</td>
			<td>30-2020</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Micro-computed tomography instrument</td>
			<td>Scanco</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Image analysis software (Analyze)</td>
			<td>Mayo Clinic</td>
			<td></td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Tensile tester</td>
			<td>Instron</td>
			<td align="right">5848</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Micrometer</td>
			<td>Multitoyo</td>
			<td>293-340</td>
			<td></td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Calipers</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>14-648-17</td>
			<td></td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

fabricating superhydrophobic polymeric materials for biomedical applications

Materiais hidrofóbicas, com superfícies que possuam Estados não-permanentes molhada ou metaestáveis, são de interesse para um número de aplicações biomédicas e industriais. Aqui descrevemos como electrospinning electrospraying ou uma mistura contendo um polímero biodegradável, biocompatível poliéster alifático (por exemplo, policaprolactona e poli (lactido-co -glycolide)), como o componente principal, dopado com um copolímero hidrofóbico composto do poliéster e uma stearate- poli modificadas (carbonato de glicerol) proporciona um biomaterial hidrofóbicas. As técnicas de fabricação de electrospinning ou electrospraying proporcionar a rugosidade da superfície reforçada e porosidade no e no interior das fibras ou das partículas, respectivamente. A utilização de um copolímero de baixa energia de superfície dopante que se mistura com o poliéster e pode ser estavelmente ou electrospun electrosprayed proporciona estes materiais hidrofóbicas. Os parâmetros importantes, tais como o tamanho da fibra, composição de copolímero de dopante e / ou concentration, e os seus efeitos sobre a capacidade de humedecimento são discutidos. Esta combinação de química de polímeros e engenharia de processo proporciona um método versátil para desenvolver materiais específicos da aplicação usando técnicas escaláveis, que são susceptíveis generalizáveis ​​a uma classe mais ampla de polímeros para uma variedade de aplicações.

Através de uma série de transformações químicas, o monómero funcional carbonato de 5-benziloxi-1,3-dioxan-2-ona é sintetizada na forma de um sólido cristalino branco (Figura 1A). 1H RMN confirma a estrutura (Figura 1B) e a espectrometria de massa e análise elementar confirma a composição. Este sólido é então copolimerizado com qualquer um de D, L ou -lactide ε-caprolactona usando uma reacção de abertura do anel catalisada-estanho a 140 ° C. Após pu...

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Fabricating Superhydrophobic Polymeric Materials for Biomedical Applications

Two- and three-dimensional superhydrophobic polymeric materials are prepared by electrospinning or electrospraying biodegradable polymers blended with a lower surface energy polymer of similar composition.

Fabricação de super-hidrofóbicas Materiais Poliméricos para aplicações biomédicas

Superhydrophobic materials, with surfaces possessing permanent or metastable non-wetted states, are of interest for a number of biomedical and industrial ...

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19.0K visualizações.  Boston University. Two- and three-dimensional superhydrophobic polymeric materials are prepared by electrospinning or electrospraying biodegradable polymers blended with a lower surface energy polymer of similar composition. 

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Graphene Coatings for Biomedical Implants

Atomically smooth graphene as a surface coating has potential to improve implant properties. This demonstrates a method for coating nitinol alloys with nanometer thick layers of graphene for applications as a stent material. Graphene was grown on copper substrates via chemical vapor deposition and then transferred onto nitinol substrates. In order to understand how the graphene coating could change biological response, cell viability of rat aortic endothelial cells and rat aortic smooth muscle cells was investigated. Moreover, the effect of graphene-coatings on cell adhesion and morphology was examined with fluorescent confocal microscopy. Cells were stained for actin and nuclei, and there were noticeable differences between pristine nitinol samples compared to graphene-coated samples. Total actin expression from rat aortic smooth muscle cells was found using western blot. Protein adsorption characteristics, an indicator for potential thrombogenicity, were determined for serum albumin and fibrinogen with gel electrophoresis. Moreover, the transfer of charge from fibrinogen to substrate was deduced using Raman spectroscopy. It was found that graphene coating on nitinol substrates met the functional requirements for a stent material and improved the biological response compared to uncoated nitinol. Thus, graphene-coated nitinol is a viable candidate for a stent material.

Graphene offers potential as a coating material for biomedical implants. In this study we demonstrate a method for coating nitinol alloys with nanometer thick layers of graphene and determine how graphene may influence implant response.

Revestimentos de grafeno para implantes biomédicos

Atomically smooth graphene as a surface coating has potential to improve implant properties. This demonstrates a method for coating nitinol alloys with ...

Bioengenharia

Designing Silk-silk Protein Alloy Materials for Biomedical Applications

Fibrous proteins display different sequences and structures that have been used for various applications in biomedical fields such as biosensors, nanomedicine, tissue regeneration, and drug delivery. Designing materials based on the molecular-scale interactions between these proteins will help generate new multifunctional protein alloy biomaterials with tunable properties. Such alloy material systems also provide advantages in comparison to traditional synthetic polymers due to the materials biodegradability, biocompatibility, and tenability in the body. This article used the protein blends of wild tussah silk (Antheraea pernyi) and domestic mulberry silk (Bombyx mori) as an example to provide useful protocols regarding these topics, including how to predict protein-protein interactions by computational methods, how to produce protein alloy solutions, how to verify alloy systems by thermal analysis, and how to fabricate variable alloy materials including optical materials with diffraction gratings, electric materials with circuits coatings, and pharmaceutical materials for drug release and delivery. These methods can provide important information for designing the next generation multifunctional biomaterials based on different protein alloys.

Blending is an efficient approach to generate biomaterials with a broad range of properties and combined features. By predicting the molecular interactions between different natural silk proteins, new silk-silk protein alloy platforms with tunable mechanical resiliency, electrical response, optical transparency, chemical processability, biodegradability, or thermal stability can be designed.

Projetando proteína de seda-seda liga Materiais para aplicações biomédicas

Fibrous proteins display different sequences and structures that have been used for various applications in biomedical fields such as biosensors, ...

Fabrication of Mechanically Tunable and Bioactive Metal Scaffolds for Biomedical Applications

Biometal systems have been widely used for biomedical applications, in particular, as load-bearing materials. However, major challenges are high stiffness and low bioactivity of metals. In this study, we have developed a new method towards fabricating a new type of bioactive and mechanically reliable porous metal scaffolds-densified porous Ti scaffolds. The method consists of two fabrication processes, 1) the fabrication of porous Ti scaffolds by dynamic freeze casting, and 2) coating and densification of the porous scaffolds. The dynamic freeze casting method to fabricate porous Ti scaffolds allowed the densification of porous scaffolds by minimizing the chemical contamination and structural defects. The densification process is distinctive for three reasons. First, the densification process is simple, because it requires a control of only one parameter (degree of densification). Second, it is effective, as it achieves mechanical enhancement and sustainable release of biomolecules from porous scaffolds. Third, it has broad applications, as it is also applicable to the fabrication of functionally graded porous scaffolds by spatially varied strain during densification.

Bioactive and mechanically reliable metal scaffolds have been fabricated through a method which consists of two processes, dynamic freeze casting for the fabrication of porous Ti, and coating and densification of the Ti scaffolds. The densification process is simple, effective and applicable to the fabrication of functionally graded scaffolds.

Fabricação de Mecanicamente Tunable e Bioativos metal andaimes para aplicações biomédicas

Biometal systems have been widely used for biomedical applications, in particular, as load-bearing materials. However, major challenges are high stiffness ...

Fabricating Cotton Analytical Devices

A robust, low-cost analytical device should be user-friendly, rapid, and affordable. Such devices should also be able to operate with scarce samples and provide information for follow-up treatment. Here, we demonstrate the development of a cotton-based urinalysis (i.e., nitrite, total protein, and urobilinogen assays) analytical device that employs a lateral flow-based format, and is inexpensive, easily fabricated, rapid, and can be used to conduct multiple tests without cross-contamination worries. Cotton is composed of cellulose fibers with natural absorptive properties that can be leveraged for flow-based analysis. The simple but elegant fabrication process of our cotton-based analytical device is described in this study. The arrangement of the cotton structure and test pad takes advantage of the hydrophobicity and absorptive strength of each material. Because of these physical characteristics, colorimetric results can persistently adhere to the test pad. This device enables physicians to receive clinical information in a timely manner and shows great potential as a tool for early intervention.

To investigate simple fabrication approaches for multiple assay needs, we created a fluid-absorbing channel system made of cotton material. This device was used to establish a multiple detection platform, and solve contamination issues that commonly affect lateral flow-based biomedical devices, for clinical urinalysis of nitrite, total protein, and urobilinogen.

Fabricação de algodão dispositivos analíticos

A robust, low-cost analytical device should be user-friendly, rapid, and affordable. Such devices should also be able to operate with scarce samples and ...

The Synthesis of RGD-functionalized Hydrogels as a Tool for Therapeutic Applications

The use of polymers as biomaterials has provided significant advantages in therapeutic applications. In particular, the possibility to modify and functionalize polymer chains with compounds that are able to improve biocompatibility, mechanical properties, or cell viability allows the design of novel materials to meet new challenges in the biomedical field. With the polymer functionalization strategies, click chemistry is a powerful tool to improve cell-compatibility and drug delivery properties of polymeric devices. Similarly, the fundamental need of biomedicine to use sterile tools to avoid potential adverse-side effects, such as toxicity or contamination of the biological environment, gives rise to increasing interest in the microwave-assisted strategy.
The combination of click chemistry and the microwave-assisted method is suitable to produce biocompatible hydrogels with desired functionalities and improved performances in biomedical applications. This work aims to synthesize RGD-functionalized hydrogels. RGD (arginylglycylaspartic acid) is a tripeptide that can mimic cell adhesion proteins and bind to cell-surface receptors, creating a hospitable microenvironment for cells within the 3D polymeric network of the hydrogels. RGD functionalization occurs through Huisgen 1,3-dipolar cycloaddition. Some PAA carboxyl groups are modified with an alkyne moiety, whereas RGD is functionalized with azido acid as the terminal residue of the peptide sequence. Finally, both products are used in a copper catalyzed click reaction to permanently link the peptide to PAA. This modified polymer is used with carbomer, agarose and polyethylene glycol (PEG) to synthesize a hydrogel matrix. The 3D structure is formed due to an esterification reaction involving carboxyl groups from PAA and carbomer and hydroxyl groups from agarose and PEG through microwave-assisted polycondensation. The efficiency of the gelation mechanism ensures a high degree of RGD functionalization. In addition, the procedure to load therapeutic compounds or biological tools within this functionalized network is very simple and reproducible.

We present a protocol for the synthesis of RGD-functionalized hydrogels as devices for cell and drug delivery. The procedure involves copper catalyzed alkyne-azide cycloaddition (CuAAC) between alkyne-modified polyacrylic acid (PAA) and a RGD-azide derivative. The hydrogels are formed using microwave-assisted polycondensation and their physicochemical properties are investigated.

A Síntese de hidrogéis RGD-funcionalizado como uma ferramenta para aplicações terapêuticas

The use of polymers as biomaterials has provided significant advantages in therapeutic applications. In particular, the possibility to modify and ...

Light-mediated Formation and Patterning of Hydrogels for Cell Culture Applications

Click chemistries have been investigated for use in numerous biomaterials applications, including drug delivery, tissue engineering, and cell culture. In particular, light-mediated click reactions, such as photoinitiated thiol&#8722;ene and thiol&#8722;yne reactions, afford spatiotemporal control over material properties and allow the design of systems with a high degree of user-directed property control. Fabrication and modification of hydrogel-based biomaterials using the precision afforded by light and the versatility offered by these thiol&#8722;X photoclick chemistries are of growing interest, particularly for the culture of cells within well-defined, biomimetic microenvironments. Here, we describe methods for the photoencapsulation of cells and subsequent photopatterning of biochemical cues within hydrogel matrices using versatile and modular building blocks polymerized by a thiol&#8722;ene photoclick reaction. Specifically, an approach is presented for constructing hydrogels from allyloxycarbonyl (Alloc)-functionalized peptide crosslinks and pendant peptide moieties and thiol-functionalized poly(ethylene glycol) (PEG) that rapidly polymerize in the presence of lithium acylphosphinate photoinitiator and cytocompatible doses of long wavelength ultraviolet (UV) light. Facile techniques to visualize photopatterning and quantify the concentration of peptides added are described. Additionally, methods are established for encapsulating cells, specifically human mesenchymal stem cells, and determining their viability and activity. While the formation and initial patterning of thiol-alloc hydrogels are shown here, these techniques broadly may be applied to a number of other light and radical-initiated material systems (e.g., thiol-norbornene, thiol-acrylate) to generate patterned substrates.

We describe a sequential process for light-mediated formation and subsequent biochemical patterning of synthetic hydrogel matrices for three-dimensional cell culture applications. The construction and modification of hydrogels with cytocompatible photoclick chemistry is demonstrated. Additionally, facile techniques to quantify and observe patterns and determine cell viability within these hydrogels are presented.

Formação Light-mediada e padronização de hidrogéis para aplicações de cultura celular

Click chemistries have been investigated for use in numerous biomaterials applications, including drug delivery, tissue engineering, and cell culture. In ...

Extraction of Plant-based Capsules for Microencapsulation Applications

Microcapsules derived from plant-based spores or pollen provide a robust platform for a diverse range of microencapsulation applications. Sporopollenin exine capsules (SECs) are obtained when spores or pollen are processed so as to remove the internal sporoplasmic contents. The resulting hollow microcapsules exhibit a high degree of micromeritic uniformity and retain intricate microstructural features related to the particular plant species. Herein, we demonstrate a streamlined process for the production of SECs from Lycopodium clavatum spores and for the loading of hydrophilic compounds into these SECs. The current SEC isolation procedure has been recently optimized to significantly reduce the processing requirements which are conventionally used in SEC isolation, and to ensure the production of intact microcapsules. Natural L. clavatum spores are defatted with acetone, treated with phosphoric acid, and extensively washed to remove sporoplasmic contents. After acetone defatting, a single processing step using 85% phosphoric acid has been shown to remove all sporoplasmic contents. By limiting the acid processing time to 30 hr, it is possible to isolate clean SECs and avoid SEC fracturing, which has been shown to occur with prolonged processing time. Extensive washing with water, dilute acids, dilute bases, and solvents ensures that all sporoplasmic material and chemical residues are adequately removed. The vacuum loading technique is utilized to load a model protein (Bovine Serum Albumin) as a representative hydrophilic compound. Vacuum loading provides a simple technique to load various compounds without the need for harsh solvents or undesirable chemicals which are often required in other microencapsulation protocols. Based on these isolation and loading protocols, SECs provide a promising material for use in a diverse range of microencapsulation applications, such as, therapeutics, foods, cosmetics, and personal care products.

This protocol/manuscript describes a streamlined process for the production of sporopollenin exine capsules (SECs) from Lycopodium clavatum spores and for the loading of hydrophilic compounds into these SECs.

Cápsulas à base de plantas de extração de para aplicações de microencapsulação

Microcapsules derived from plant-based spores or pollen provide a robust platform for a diverse range of microencapsulation applications. Sporopollenin ...

Rapid Mix Preparation of Bioinspired Nanoscale Hydroxyapatite for Biomedical Applications

Hydroxyapatite (HA) has been widely used as a medical ceramic due to its good biocompatibility and osteoconductivity. Recently there has been interest regarding the use of bioinspired nanoscale hydroxyapatite (nHA). However, biological apatite is known to be calcium-deficient and carbonate-substituted with a nanoscale platelet-like morphology. Bioinspired nHA has the potential to stimulate optimal bone tissue regeneration due to its similarity to bone and tooth enamel mineral. Many of the methods currently used to fabricate nHA both in the laboratory and commercially, involve lengthy processes and complex equipment. Therefore, the aim of this study was to develop a rapid and reliable method to prepare high quality bioinspired nHA. The rapid mixing method developed was based upon an acid-base reaction involving calcium hydroxide and phosphoric acid. Briefly, a phosphoric acid solution was poured into a calcium hydroxide solution followed by stirring, washing and drying stages. Part of the batch was sintered at 1,000 &#176;C for 2 h in order to investigate the products&#39; high temperature stability. X-ray diffraction analysis showed the successful formation of HA, which showed thermal decomposition to &#946;-tricalcium phosphate after high temperature processing, which is typical for calcium-deficient HA. Fourier transform infrared spectroscopy showed the presence of carbonate groups in the precipitated product. The nHA particles had a low aspect ratio with approximate dimensions of 50 x 30 nm, close to the dimensions of biological apatite. The material was also calcium deficient with a Ca:P molar ratio of 1.63, which like biological apatite is lower than the stoichiometric HA ratio of 1.67. This new method is therefore a reliable and far more convenient process for the manufacture of bioinspired nHA, overcoming the need for lengthy titrations and complex equipment. The resulting bioinspired HA product is suitable for use in a wide variety of medical and consumer health applications.

This paper describes a novel method for the rapid manufacture of high quality bioinspired nanoscale hydroxyapatite. This biomaterial is of great significance in the manufacture of a wide range of innovative medical devices for clinical applications in orthopedics, craniofacial surgery and dentistry.

Rápido Mix Preparação de Bioinspirada Nanoscale hidroxiapatita para aplicações biomédicas

Hydroxyapatite (HA) has been widely used as a medical ceramic due to its good biocompatibility and osteoconductivity. Recently there has been interest ...

Melt Electrospinning Writing of Three-dimensional Poly(&#949;-caprolactone) Scaffolds with Controllable Morphologies for Tissue Engineering Applications

This tutorial reflects on the fundamental principles and guidelines for electrospinning writing with polymer melts, an additive manufacturing technology with great potential for biomedical applications. The technique facilitates the direct deposition of biocompatible polymer fibers to fabricate well-ordered scaffolds in the sub-micron to micro scale range. The establishment of a stable, viscoelastic, polymer jet between a spinneret and a collector is achieved using an applied voltage and can be direct-written. A significant benefit of a typical porous scaffold is a high surface-to-volume ratio which provides increased effective adhesion sites for cell attachment and growth. Controlling the printing process by fine-tuning the system parameters enables high reproducibility in the quality of the printed scaffolds. It also provides a flexible manufacturing platform for users to tailor the morphological structures of the scaffolds to their specific requirements. For this purpose, we present a protocol to obtain different fiber diameters using melt electrospinning writing (MEW) with a guided amendment of the parameters, including flow rate, voltage and collection speed. Furthermore, we demonstrate how to optimize the jet, discuss often experienced technical challenges, explain troubleshooting techniques and showcase a wide range of printable scaffold architectures.

This protocol serves as a comprehensive guideline to fabricate scaffolds via electrospinning with polymer melts in a direct writing mode. We systematically outline the process and define the appropriate parameter settings for achieving targeted scaffold architectures.

Derreter a eletrofiação escrita de andaimes Poly(ε-caprolactone) tridimensional com morfologias controláveis para aplicações de engenharia de tecidos

This tutorial reflects on the fundamental principles and guidelines for electrospinning writing with polymer melts, an additive manufacturing technology ...

Three-dimensional Printing of Thermoplastic Materials to Create Automated Syringe Pumps with Feedback Control for Microfluidic Applications

Microfluidics has become a critical tool in research across the biological, chemical, and physical sciences. One important component of microfluidic experimentation is a stable fluid handling system capable of accurately providing an inlet flow rate or inlet pressure. Here, we have developed a syringe pump system capable of controlling and regulating the inlet fluid pressure delivered to a microfluidic device. This system was designed using low-cost materials and additive manufacturing principles, leveraging three-dimensional (3D) printing of thermoplastic materials and off-the-shelf components whenever possible. This system is composed of three main components: a syringe pump, a pressure transducer, and a programmable microcontroller. Within this paper, we detail a set of protocols for fabricating, assembling, and programming this syringe pump system. Furthermore, we have included representative results that demonstrate high-fidelity, feedback control of inlet pressure using this system. We expect this protocol will allow researchers to fabricate low-cost syringe pump systems, lowering the entry barrier for the use of microfluidics in biomedical, chemical, and materials research.

Here we present a protocol to construct a pressure-controlled syringe pump to be used in microfluidic applications. This syringe pump is made from an&#160;additively manufactured body, off-the-shelf hardware, and open-source electronics. The resulting system is low-cost, straightforward to build, and delivers well-regulated fluid flow to enable rapid microfluidic research.

Tridimensional de impressão de materiais termoplásticos para criar automatizado bombas de seringa com controle de gabarito para aplicações microfluídicos

Microfluidics has become a critical tool in research across the biological, chemical, and physical sciences. One important component of microfluidic ...