Embed Size (px)
Citation preview
1
POLITECHNIKA WARSZAWSKA
WYDZIAŁ
INŻYNIERII MATERIAŁOWEJ
PRACA DYPLOMOWA
MAGISTERSKA
Monika Auguścik
„Poliuretany i kompozyty poliuretanowe z Bioglassem® przeznaczone
do hodowli komórkowych.”
„Polyurethanes and polyurethane composites with Bioglass®
designed for cells growth.”
Nr albumu: 193157
Promotor: dr inż. Joanna Ryszkowska
2
Warszawa, grudzień 2010
Składam serdeczne podziękowania Pani promotor
dr inż. Joannie Ryszkowskiej
za opiekę merytoryczną, życzliwość i wyrozumiałość.
3
Abstract
„Polyurethanes and polyurethane composites with Bioglass® designed for cells growth.”
One of the tasks of tissue engineering is fabricating a material/tissue composite which, after being
implanted in the human body, could temporarily replace and facilitate the regeneration of damaged
tissues or could take over the functions of a given organ. Scaffolds used in bone tissue engineering
have to meet many requirements both in respect of widely construed bioconformity and mechanical
properties.
In the investigations carried out so far in numerous centres worldwide it was impossible to obtain
material that could satisfy all the requirements for usage in tissue engineering. Also, in the Faculty
of Material Engineering at Warsaw University of Technology investigations on biodegradable
polyurethanes have been conducted for many years for application in three dimensional substrate.
They have resulted in confirming high bioconformity and favourable mechanical properties but a
need for quicker degradation and better bioactivity of the materials has been pointed out. In order to
improve polyurethenes’ properties it was decided to manufacture a composite with a bioactive glass
filler.
The aim of the work was to produce composite materials of higher bioactivity, strength and quicker
degradation than in the polyurethanes examined earlier. Also, the purpose was to check the
influence of hard segments’ share in polyurethanes on PURs usefulness for applications in bone
tissue engineering.
Within the framework of the work polyurethenes were fabricated with different hard segments’
share and composites with 45S5 Bioglass® with different matrices and different amount of filler.
The structure and properties of these materials were assessed.
Basing on the investigations it can be stated that the obtained structure of the substrates and the
quality of materials applied to produce them make them possible to be used as scaffolds for bone
tissue culture. The introduction of bioactive ceramics (Bioglass®) into biodegradable polyurethane
increases its bioactivity, accelerates its degradation and the obtained materials exhibit a higher
conservative modulus of elasticity.
4
Spis treści
1. Wprowadzenie……………………………………………………………………………………..6
2. Cel pracy…………………………………………………………………………………………...7
3. Przegląd literatury ………………………………………………………………………………...8
3.1 Wstęp…………..…………………………………………………………………………………8
3.2 Kość i jej uszkodzenia……………………………………………………………………………9
3.3. Inżynieria tkankowa……………………………………………………………………………11
3.3.1. Wymagania stawiane rusztowaniom………………………………………………………..12
3.3.2 Materiały stosowane do przygotowania podłoży……………………………………………..13
3.3.3 Techniki wytwarzania polimerowych rusztowań……………………………………………..15
3.4 Poliuretany………………………………………………………………………………………19
3.4.1. Budowa poliuretanów ……………………………………………………………………….20
3.4.2. Substraty do otrzymywania poliuretanów……………………………………………………21
3.4.3. Otrzymywanie poliuretanów…………………………………………………………………25
3.5. Polikaprolakton…………………………………………………………………………………28
3.6. Bioceramika…………………………………………………………………………………….29
3.6.1. Bioglass………………………………………………………………………………………30
3.7. Metody badań podłoży do hodowli tkanek…………………………………………………….31
3.7.1. Skaningowy mikroskop elektronowy (SEM)………………………………………………...31
3.7.2. Analiza termograwimetryczna………………………………………………………………..31
3.7.3. Różnicowa kalorymetria skaningowa………………………………………………………...32
3.7.4. Termiczna analiza dynamiczna właściwości mechanicznych………………………………..32
3.7.5. Spektroskopia w podczerwieni z transformatą Fouriera……………………………………..33
3.7.6. Ubytek masy………………………………………………………………………………….34
4. Część doświadczalna……………………………………………………………………………..35
5
4.1. Zakres pracy……………………………………………………………………………………35
4.2. Materiały do badań……………………………………………………………………………..35
4.2.1 Substraty………………………………………………………………………………………35
4.2.2. Synteza materiału…………………………………………………………………………….36
4.2.3. Wytworzenie konstrukcji trójwymiarowych…………………………………………………37
4.2.4. Sterylizacja próbek…………………………………………………………………………...37
4.2.5 Przygotowanie roztworu SBF…………………………………………………………………37
4.3. Metodyka badań……………………………………………………………………………….39
4.4. Wyniki badań…………………………………………………………………………………..41
4.4.1. Materiały lite…………………………………………………………………………………41
4.4.1.1. Wyniki obserwacji mikroskopowych………………………………………………………42
4.4.1.2. Wyniki obserwacji przy pomocy mikroskopii sił atomowych……………………………..43
4.4.1.3. Wyniki badania gęstości oraz kąta zwilżania………………………………………………43
4.4.1.4. Badanie za pomocą spektroskopii w podczerwieni………………………………………...44
4.3.2. Trójwymiarowe rusztowania…………………………………………………………………46
4.3.2.1. Wyniki obserwacji z zastosowaniem skaningowej mikroskopii elektronowej…………….46
4.3.2.3. Wyniki badań tomografii komputerowej…………………………………………………...53
4.3.2.4.Wyniki badań z zastosowaniem różnicowej kalorymetrii skaningowej…………………….56
4.3.2.5. Termiczna analiza dynamiczna właściwości mechanicznych……………………………...58
4.3.2.6. Analiza termograwimetryczna ……………………………………………………………..59
4.3.2.7. Ubytek masy………………………………………………………………………………..63
4.2.3.7.Analiza FTIR………………………………………………………………………………..64
4.3. Podsumowanie………………………………………………………………………………….66
4.4. Wnioski…………………………………………………………………………………………67
5. Spis literatury……………………………………………………………………………………..68
6. Załączniki ………………………………………………………………………………………..70
6
1. Wprowadzenie
Zadaniem implantów oprócz zespalania lub zastępowania uszkodzonych tkanek jest
wspomaganie ich regeneracji. Aby implanty mogły realizować takie zadania do ich wytwarzania
stosuje się materiały zawierające w swoim składzie pierwiastki lub związki chemiczne obecne w
naturalnych tkankach, które mogą ułatwiać proces odbudowy tkanki poprzez dostarczanie
pierwiastków tkankotwórczych. Implanty można też wytwarzać dzięki zastosowaniu odpowiednich
komórek, które zasiedla się na porowatych, korzystnie biodegradowalnych podłożach. Komórki na
podłożach namnażają się i dochodzi do odbudowy tkanek. Przedmiotem badań w ramach niniejszej
pracy są materiały do wytwarzania implantów drugą z metod.
Zapotrzebowanie na substytuty kości systematycznie rośnie. Dotychczas nie opracowano materiału,
który spełniałby wszystkie wymagania stawiane przez inżynierię tkankową materiałom na podłoża
do hodowli tkanek kostnych, aby możliwe było wytworzenie z ich zastosowaniem substytutów
kości. Dlatego wiele ośrodków naukowych prowadzi badania w tym zakresie. Badania materiałów
na podłoża do hodowli tkanek kostnych od kilku lat prowadzi się także na Wydziale Inżynierii
Materiałowej Politechniki Warszawskiej. W badanej grupie materiałów były poliuretany (PUR).
Dotychczasowe wyniki ich badań wskazują na możliwość uzyskania pozytywnych efektów hodowli
komórkowych na porowatych podłożach z nich wytworzonych. Jednakże aby osiągnąć korzystny
efekt prac badawczych umożliwiający wytworzenie konstrukcji podłoży, które będzie można
przekazać zainteresowanym ośrodkom do prób klinicznych konieczne jest zwiększenie
wytrzymałości konstrukcji i bioaktywności materiału, z jakiego została wytworzona.
Aby zrealizować obydwie funkcje zaproponowano modyfikację materiału konstrukcji dodatkiem
napełniacza ceramicznego o znacznej bioaktywności.
W ramach pracy zaproponowano zastosowanie jako napełniacza bioszkła o nazwie handlowej
Bioglass ®.
W ramach pracy wytworzono poliuretany o różnym udziale segmentów sztywnych z poliolu o
jednakowej masie molowej. Do poliuretanów tych dodano bioszkło. Do wybranego poliuretanu
wprowadzano zmienną ilość napełniacza.
Aby ocenić cechy wytworzonych materiałów zbadano je za pomocą następujących technik
badawczych: spektroskopii w podczerwieni z transformatą Fouriera (FT-IR), różnicowej
kalorymetrii skaningowej (DSC), termicznej analizy dynamicznej właściwości mechanicznych
(DMA), analizy termograwimetrycznej (TGA), skaningowej mikroskopii elektronowej (SEM),
mikroskopii sił atomowych (AFM), mikrotomografii komputerowej (uCT), porozymetrii rtęciowej.
Oceniono też porowatość całkowitą (Pc), kąt zwilżania, zmianę masy oraz właściwości po
ekspozycji w SBF, wykonano też testy bioaktywności poliuretanów i kompozytów poliuretanowych
z Bioglassem®
7
2. Cel pracy
Celem niniejszej pracy było wytworzenie porowatych struktur poliuretanowych oraz
kompozytowych przeznaczonych do zastosowania jako rusztowania do hodowli tkanek kostnych.
Kolejnym celem było poznanie wpływu:
- udziału segmentów sztywnych w poliuretanach na właściwości wytwarzanych z nich
podłoży,
- napełniacza na właściwości kompozytów o różnej osnowie poliuretanowej,
- udziału napełniacza na właściwości kompozytów o wybranej poliuretanowej osnowie.
3. Przegląd literatury
3.1 Wstęp
Aplikacje, w których obecnie stosowane są biomateriały znacznie różnią się od tych sprzed
dziesięciu lat. Choć tradycyjne implanty nadal zajmują pierwsze miejsce pod względem
liczby zastosowań, wzrasta znaczenie najnowocześniejszych technologii medycznych w
zakresie systemów przenoszenia genów i leków, inżynierii tkanek i terapii komórkowych,
drukowania narządów i odwzorowywania komórek, nanotechnologii tworzenia obrazów,
systemów diagnostycznych i mikroelektroniki. Technologie te wykorzystują oczywiście
materiały metaliczne, ceramikę i polimery, ale coraz szerzej stosuje się biopolimery,
samoorganizujące się systemy, nanocząstki, nanorurki węglowe. Odkrywanie nowych
technologii oraz materiałów powoduje także zmianę naszych oczekiwań co do ich działania.
Coraz częściej dochodzi się do wniosku, że wiele substancji, które dotychczas nie były
postrzegane jako biomateriały powinny być jako takie traktowane. Aktualnie obok
tradycyjnych biomateriałów strukturalnych, mamy substancje, które zostały zaprojektowane
do pełnienia zadań w organizmie ludzkim, gdzie ich skuteczność jest bezpośrednio
kontrolowana przez interakcje z tkankami oraz składnikami tkankowymi. Należą do nich
inżynieria tkanek, komórek, narządów, a nawet wirusów. Zmiany jakie poczynione zostały
w zakresie szeroko pojętych badań nad materiałami dla medycyny sprawiają, że definicja
biomateriału ewoluuje i przybiera nieco inną formę [1,2].
Bardzo interesującymi dla naukowców biomateriałami są materiały wspomagające
regenerację tkanek a w tym zwłaszcza biodegradowalne materiały polimerowe[3] .
W ciągu ostatnich dziesięciu lat obserwuje się szybki rozwój nowych strategii w
zakresie projektowania biodegradowalnych związków wielkocząsteczkowych, o
odpowiednio dostosowanej architekturze i właściwościach, które wykorzystuje się w
aplikacjach wspomagających regenerację tkanek. Ze względu na niewydolność tkanek lub
całych narządów spowodowaną przez wady wrodzone lub uszkodzenia powstałe w wyniku
wypadku lub choroby ich regeneracja jest jednym z ważniejszych i przy tym bardzo
kosztownych problemów w ochronie zdrowia człowieka. W celu pomocy pacjentom
opracowano różne strategie takie jak: wszczepianie sztucznych substytutów tkanek i
narządów, przeszczepy autogenne lub allogeniczne. Niedobór narządów dawcy,
nieprzewidywalne reakcje ciała ludzkiego na wszczep i poważne powikłania pozostają
głównymi przeszkodami do przeszczepów narządów. Ponadto przekazywane tkanki często
nie posiadają dokładnej zgodności, co może prowadzić do komplikacji i w konsekwencji
odrzucenia narządu. W odniesieniu do innych materiałów biologicznych mogą wystąpić
problemy takie, jak infekcja, brak biokompatybilności i trwałości. Z tych powodów,
komórki macierzyste, inżynieria tkankowa (IT) i organogeneza stały się obiecującymi
obszarami badań mogącymi oferować tkanki i narządy do przeszczepów, ale także tworzące
nowe perspektywy w leczeniu chorób [1, 4, 5, 6].
3.2 Kość i jej uszkodzenia
Szkielet zbudowany jest przede wszystkim z tkanek łącznych, do których można zaliczyć
tkanki chrzęstne i kostne [7].
Tkanka kostna zbudowana jest z komórek podstawowych zwanych osteocytami oraz
z substancji w skład której wchodzą sole wapnia, związki organiczne i woda. Strukturę
międzykomórkową kości tworzą blaszki kostne zbudowane z pęczków włókien
kolagenowych zespolonych substancją podstawową zawierającą sole mineralne. W
strukturze kości (rys. 1) możemy wyróżnić warstwę zbitą (korowa) oraz gąbczastą. Osteon
jest podstawową jednostką strukturalną warstwy korowej kości zbitej i cechuje się kształtem
walcowym [7,8].
Tkankę gąbczastą kości tworzą różnokierunkowo układające się beleczki, pomiędzy
którymi znajduje się szpik. Poszczególne składniki struktury kości mają zróżnicowaną
budowę i spełniają określone funkcje biofizyczne .
Rys. 1. Budowa kości długiej [7]
Komórki kostne tworzące tkankę kostną to: osteoblasty – komórki kościotwórcze,
osteocyty – uformowane komórki kostne oraz osteoklasty – komórki resorbujące kość.
Substancja międzykomórkowa składa się z substancji organicznych i nieorganicznych.
Substancja organiczna składa się z substancji podstawowej, zawierającej sole wapnia,
związki organiczne i wodę oraz z włókien kolagenowych (90%). Zanurzone są one w
substancji podstawowej i ulegają stwardnieniu na skutek krystalizujących w nich soli
wapniowych. Substancja nieorganiczna stanowi ok. 70% substancji międzykomórkowej i
jest odpowiedzialna za sztywność oraz odpowiednią wytrzymałość mechaniczną kości.
Tworzą ją w większości kryształy hydroksyapatytu Ca10(PO4)6(OH)2. Pozostała część to
między innymi Ca9(PO4)6H(OH)2 i apatyt węglanowy- podolit Ca10(PO4)6CO3 [7].
Kość jest żywą tkanką, która stale odbudowuje swoją strukturę. Proces odbudowy
nazywany jest remodelingiem [9]. Dzięki możliwości spontanicznej regeneracji, większość
uszkodzeń, takich jak złamania można leczyć przy niewielkiej pomocy konwencjonalnej
medycyny. Jednak w przypadku dużych ubytków kostnych i wad wrodzonych, przeszczep
kości lub wypełnienie ubytku jest potrzebne do odzyskania sprawności. Tkanki kostne mogą
leczyć się same jeśli wada jest niewielka, jeśli jednak jest większa komórki kości potrzebują
stymulacji. Leczenie chirurgiczne rozległych ubytków kostnych obejmuje szereg metod.
Wśród tych metod jest osteogeneza dystrakcyjna (wydłużanie kości), w trakcie której,
wykorzystuje się możliwości regeneracji tkanki kostnej. Zastosowanie tej metody pozwala
na uniknięcie ingerencji chirurgicznej, jednak sama procedura jest bardzo uciążliwa dla
pacjenta, wymaga długiego okresu rekonwalescencji, związana jest też z wysokim
odsetkiem powikłań [1, 2].
Inną z metod leczenia dużych ubytków jest autoprzeszczep. W trakcie leczenia
pobierana jest tkanka kostna z ciała pacjenta (np. kości biodrowej ) i przeszczepiana w
miejsce ubytku. Alternatywnie stosuje się też transplantacje allogeniczne (od
niespokrewnionych genetycznie osobników). W trakcie stosowania tej metody istnieje
możliwość występowania szeregu powikłań (np. ryzyko przeniesienia choroby,
uwarunkowania anatomiczne lub odrzucenie przeszczepu przy wykorzystaniu komórek
dawcy niespokrewnionego).
Alternatywą dla transplantacji allogenicznych są syntetyczne substytuty kości,
najczęściej wykonane z metalu lub ceramiki. Niestety wszczepy takie również nie są
pozbawione wad [2].
Najlepszym rozwiązaniem są zatem materiały biozgodne o dobrej poręczności
chirurgicznej, które mogą posłużyć jako szablon (rusztowanie). [9] Rusztowania te powinny
też pobudzać mechanizmy regeneracyjne organizmu. Liczne wymagania jakie stawia się
materiałom na rusztowania sprawiają, że jak dotąd nie opracowano idealnego biomateriału
do tego zastosowania.
3.3. Inżynieria tkankowa
Inżynieria tkankowa (IT) pełni istotną rolę w rozwoju medycyny regeneracyjnej, stwarzając
nowe możliwości pacjentom cierpiącym z powodu chorób i urazów, umożliwia ona
przywrócenie funkcji uszkodzonych tkanek i narządów. Produkty inżynierii tkankowej
znajdują zastosowanie przy regenerowaniu ubytków powstałych na skutek usunięcia torbieli
kostnych i nowotworowych ognisk układu kostnego, przy wszczepianiu endoprotez, w
osteotomiach korygujących zniekształcenia osi kończyn, po urazach zmiażdżeniowych,
uszkodzeniach trzonu kręgów oraz w niektórych przypadkach zmian zwyrodnieniowych.
Mimo iż IT jest jeszcze słabo rozwinięta, już zaczyna dawać praktyczne wyniki kliniczne. W
różnych ośrodkach naukowych na całym świecie podejmowane są starania, aby opracować
substytuty różnych tkanek, w tym kości, chrząstki, nerwów, naczyń krwionośnych, skóry,
tkanek układu moczowo-płciowego i systemów związanych z układem pokarmowym [1].
Jedna z pierwszych definicji inżynierii tkankowej powstała w 1993 roku, opracowali
ją Langer i Vacantiwhodefined. Stwierdza ona, że IT to „interdyscyplinarna dziedzina, która
stosuje zasady inżynierii i nauk przyrodniczych do rozwoju biologicznych substytutów,
przywrócenia, utrzymania lub poprawy funkcji tkanki lub narządu”. W IT zastosowanie
znajdują biomateriały, które umożliwiają naprawę lub wymianę chorych lub uszkodzonych
tkanek, z wykorzystaniem trójwymiarowej architektury rusztowania (matrycy, podłoża), na
które przed wszczepieniem posiewane są komórki biorcy. Obecnie IT ma na celu stworzenie
lub indukowanie tworzenia określonej tkanki w określonej lokalizacji poprzez odpowiednią
manipulację na komórkach, matrycach i przy zastosowaniu bodźców biologicznych.
Konstrukcja składająca się z matrycy i komórek powinna być funkcjonalnie, strukturalnie i
mechanicznie porównywalna do tkanki, którą ma zastąpić. Celem w IT jest opracowanie
biodegradowalnej matrycy (rusztowania), która równocześnie z naprawą i regeneracją
tkanek docelowych będzie ulegała resorpcji w organizmie. Pożądane jest również, aby
rusztowanie wspomagało kolonizację komórek, ich migrację, wzrost i różnicowanie, a
czasami aby służyło jako system podawania leków [1,10].
Rusztowanie, wykonane z polimerów, materiałów ceramicznych lub
kompozytowych, musi posiadać szczególne cechy, w tym odpowiednią otwartą porowatość,
odpowiednią wytrzymałość, określony kształt 3D i podatności na biodegradację. Materiały
stosowane do wytwarzania rusztowań mogą być naturalne lub syntetyczne. Do ich
wytwarzania mogą być wykorzystane różne techniki dobrane tak by można było uzyskać
wymagane cechy rusztowania.
Inżynieria tkankowa jest dziedziną, która łączy dyscypliny naukowe takie jak
biologia, inżynieria materiałowa i inżynieria biomedyczna, ułatwia tworzenie kompozytów
(tkanka – materiał), które mogą być przydatne w szerokiej gamie zastosowań klinicznych.
Nie dziwi więc fakt ogromnego zainteresowania tą dziedziną nauki jednostek naukowych z
całego świata [10, 11].
3.3.1. Wymagania stawiane rusztowaniom
W IT kluczowym elementem jest rusztowanie, które służy jako szablon dla komórek do
odnowienia uszkodzonej tkanki. Tymczasowe rusztowanie 3D naśladując fizjologiczne
funkcje pierwotnej tkanki ma kluczowe znaczenie dla zachowania zdolności komórek do
różnicowania się i musi stanowić strukturalny szablon do odnowienia określonego kształtu.
Rusztowania powinny być nietoksyczne, biokompatybilne i łatwo ulegające biodegradacji.
Właściwości strukturalne rusztowania wpływają nie tylko na przeżycie komórek, ich wzrost,
rozmnażanie i reorganizację, ale odgrywają ważną rolę w modelowaniu kształtu komórek
oraz zachowania rodzimych fenotypów. Rusztowania powinny posiadać odpowiednią
otwartą porowatość, co pozwoli na równomierne rozmieszczenie komórek przed wszczepem
i dostarczenie składników niezbędnych do wzrostu nowej tkanki w ciele pacjenta. Łączność
porów bezpośrednio wpływa na dyfuzję gazów fizjologicznych, składników odżywczych do
komórek i jak usuwanie odpadów przemiany materii i produktów ubocznych z komórek.
Zróżnicowany charakter architektury tkanki wymaga różnych mikrośrodowisk do
regeneracji, w tym uzyskania rusztowania o optymalnej wielkości porów. Materiał musi być
tak zoptymalizowany pod względem wielkości oraz ilości porów, aby umożliwił zarówno
umieszczenie dużej liczby komórek jak i utrzymanie wytrzymałości konstrukcyjnej [1, 2].
Właściwości powierzchni rusztowania (morfologia, hydrofilowości, energia
powierzchniowa) wpływają na adhezję komórek in vitro, migrację, konserwację fenotypów i
sygnalizację wewnątrzkomórkową, jak również in vivo rekrutację komórek i gojenie się
tkanek [1].
Materiały rusztowań muszą być dobrane i zaprojektowane z myślą o szybkości
degradacji i resorpcji. Właściwości mechaniczne rusztowania powinny być takie, żeby
zachować integralności strukturalną rusztowania do czasu odbudowy tkanki gospodarza,
kiedy będzie ona w stanie przenieść obciążenia. W przypadku zbyt szybkiej degradacji
materiału rusztowania może dojść do utraty integralności strukturalnej rusztowania a w jej
wyniku dojdzie do uszkodzenia odbudowujących się tkanek. Z drugiej strony, zbyt wolno
degradujące materiały o wysokiej wytrzymałości mechanicznej mogą hamować proces
regeneracji tkanek. Kolejny aspekt to stężenie produktów degradacji; przy szybkiej
degradacji duże stężenie produktów może się stać szkodliwe dla komórek [1].
3.3.2 Materiały stosowane do przygotowania podłoży
Projektowanie podłoży dla inżynierii tkankowej rozpoczyna się od wyboru materiałów. W
zależności od przeznaczenia podłoży (np. konstrukcja nośna wypełniająca ubytek,
konieczność szybkiego lub powolnego rozkładu, możliwości podawania leków) dobiera się
optymalny materiał i jego skład.
Wiele naturalnych lub syntetycznych polimerów badano pod kątem przydatności do
zastosowania jako rusztowanie do regeneracji kości Wśród tych polimerów niektóre już
znalazły zastosowanie klinicznie (PLGA i PCL, kolagen, fibryny i kwas hialuronowy).
Ponadto, zbadano materiały nieorganiczne, takie jak: fosforany wapnia, bioaktywne szkła i
hydroksyapatyt. Aby wykorzystać ich pozytywne cechy oraz wyeliminować wady
polimerów i materiałów nieorganicznych przebadano również szereg kompozytów
polimerowo-ceramicznych [1].
Polimery pochodzenia naturalnego
W IT kości i chrząstki weryfikowano wiele różnych materiałów naturalnych, ze względu na
rosnące zainteresowanie tą grupa materiałów. Rosnące zainteresowanie polimerami
naturalnymi wynika z ich podatności na biodegradację, niskiej toksyczności oraz niskich
kosztów produkcji. Co więcej, oferują one szeroki zakres korzyści podczas aplikacji w IT.
Problemem w ich zastosowaniu może być zbyt szybka degradacja, co wiąże się z
możliwością utraty właściwości mechanicznych i biologicznych w czasie formułowania
tkanek. W grupie interesujących ze względu na aplikacje w IT należy wymienić:
białka,
kolagen,
włókna jedwabiu
polisacharydy,
kwas hialuronowy,.
alginiany,
materiały na bazie skrobi.
celuloza [5].
Polimery syntetyczne
Polimery te wykazują przewidywalne i powtarzalne właściwości fizyczne, chemiczne i
podatność na degradację. Zespół tych cech pozwala przy odpowiednim dobraniu ich składu
dopasować określony materiał do specyficznych wymagań różnych zastosowań. Ponadto
polimery są łatwe do przetwarzania w pożądane kształty i rozmiary. Różnorodność
kopolimerów, mieszanin polimerów i kompozytów z innymi materiałami, takimi jak
bioceramiki czy bioaktywne materiały naturalne, poszerzają zakres właściwości tej klasy
materiałów. Materiały polimerowe nie są pozbawione wad, mogą być toksyczne,
immunogenne oraz powodować infekcje. Brakuje im również możliwości wysyłania
sygnałów biologicznych, które mogą promować pożądane odpowiedzi komórek [1].
Przykłady polimerów syntetycznych jako możliwych w zastosowaniu w IT:
nasycone alifatyczne poliestry - kwas poliglikolowy (PGA), kwas
polimlekowy (PLLA), kopolimer PGA i PLLA (PLGA), poli ε-kaprolakton (PCL),
kwas polihydroksy masłowy (PHB);
poli (propylen fumaranu);
polifosfazeny Poli (1,4-butylenu bursztynian);
bioresorbowalne poliuretany (PUR).
Bioresorbowalne poliuretany od niedawna są wykorzystywane w IT. Poprzez
zmianę ich składu i parametrów procesu wytwarzania w szerokim zakresie można sterować
ich właściwościami w tym takimi jak: degradacja hydrolityczna i biozgodność, co daje im
przewagę nad tradycyjnymi polimerami biodegradowalnymi. Ponadto PUR można
wytworzyć przez reaktywne formowanie, co czyni je potencjalnie użytecznym w postaci
wstrzyknięć w nieinwazyjnej terapii biomateriałów [1, 12].
Do wytwarzania bioresorbowalnych poliuretanów stosuje się diizocyjaniany
alifatyczne i cykloalifatyczne w miejsce tradycyjnych składników aromatycznych, aby
uniknąć toksycznych i rakotwórczych produktów ich degradacji. Segment giętki tych PUR
jest zazwyczaj wytwarzany z biokompatybilnych poliesterów takich jak PLA, PGA lub PCL
.
Odpowiedni dobór składu molowego substratów do wytwarzania tych PUR
umożliwia uzyskanie materiału o właściwościach mechanicznych umożliwiających
wytworzenie rusztowania o odpowiedniej dla miejsca ubytku tkanek wytrzymałości [1].
Poliuretany cechuje tzw. poręczność chirurgiczna tj. można je łatwo obrabiać
narzędziami chirurgicznymi w trakcie operacji. Łatwość sterowania ich kształtem umożliwia
dostosowanie ich do miejsca wszczepienia. Są to kluczowe czynniki w aplikacjach
związanych z regeneracją tkanek nośnych, takich jak kości i chrząstki.
Dla poprawy osteokonduktywności i innych cech rusztowań zaczęto również
projektować kompozyty PUR z napełniaczami nieorganicznymi, w szczególności
materiałami cechującymi się bioaktywnością [1, 10].
Materiały bioaktywne i materiały kompozytowe
Bioaktywna ceramika, hydroksyapatyt, węglan wapnia są chemicznie i strukturalnie
podobne do fazy mineralnej kości, co może ułatwić łączenie kości z implantem. Badania
wykazały, że krzem sprzyja aktywacji genów i mineralizacji kości, zwrócono szczególną
uwagę na bioszkła. Liczne badania nad tymi materiałami spowodowały możliwość
stosowania ich w praktyce klinicznej. Jako przykład zastosowań można podać, kliniczne
leczenie chorób przyzębia, w trakcie, którego bioszkło stosowane jest jako wypełniacz
kości. W trakcie tej terapii stosowano bioszkło o nazwie handlowej Bioglass ® klasy 45S5,
o składzie 45% SiO2, 24,5% Na2O, 24,5% CaO i 6% masowych P2O5. Materiał ten ma
jednak słabe właściwości mechaniczne, niską odporność na pękanie i wytrzymałość
mechaniczną uniemożliwiającą jego zastosowanie jako rusztowania do hodowli tkanek
kostnych. Natomiast może się on sprawdzić jako napełniacz w kompozycie, powodując
wzrost bioaktywności i zwiększenie wytrzymałości podłoża.
Fosforany wapnia mają podobne właściwości, dlatego również nie mogą być
stosowane w aplikacjach wymagających odporności na obciążenia. Wytrzymałość na
rozciąganie i ściskanie tej ceramiki zależy od obecności ubytków i porów, które tworzą się
podczas spiekania. Ponadto różnią się od naturalnych minerałów kości, tym że mają długi
czas rozkładu w środowisku fizjologicznym, zwykle miesiące lub lata.
Projektowanie materiałów kompozytowych oferuje możliwość uzyskania
rusztowania ze zoptymalizowanymi cechami takimi jak: biodegradacja i aktywność
biologiczna. Można ten cel zrealizować w wyniku połączenia bioabsorbowalnych
polimerów i bioaktywnych materiałów ceramicznych [1, 13].
3.3.3 Techniki wytwarzania polimerowych rusztowań
Procesy przygotowania rusztowań powinny zapewnić wysoki poziom kontroli nad ich
makro-i mikro-strukturą. Pozwoli to spełnić podstawowe wymagania ich konkretnych
aplikacji. Zaproponowana technika wytwarzania rusztowania powinna umożliwiać na
uzyskanie jednorodnej geometrii w skali 3D, tak aby możliwe było odtworzenie ubytków
organów. Zaletą zastosowanej techniki jest możliwość otrzymania jego kształtu
dopasowanego do kształtu ubytku tkanek pacjenta. Rusztowanie powinno też ułatwiać
dystrybucję komórek oraz sterować ich wzrostem w trzech kierunkach. W pracy
przedstawiono kilka technik wytwarzania trójwymiarowych rusztowań [1].
Metoda rozpuszczalnikowa w połączeniu z wymywaniem cząstek
Najczęściej stosowaną metodą otrzymywania rusztowań w IT jest metoda
rozpuszczalnikowa w połączeniu z wymywaniem cząstek. Umożliwia przygotowanie
porowatych struktur o regularnej porowatości, ale o ograniczonej wielkości porów. Technika
ta polega na umieszczeniu polimeru w odpowiednim rozpuszczalniku, dodaniu porogenu i
odlewaniu takiego roztworu do form. Jako porogen stosuje się chlorek sodu, kryształki
sacharozy, żelatyny lub kulki parafiny. Ilość porogenu, a także wielkość jego cząstek
wpływa bezpośrednio na wielkość porów i porowatości rusztowania.
Aby pozbyć się porogenu z formy zanurza się formę z polimerem w kąpieli z cieczy
(woda lub alifatyczny rozpuszczalnik) dobranej do rodzaju zastosowanych cząstek. Po
rozpuszczeniu i wymyciu porogenu uzyskuje się porowatą strukturę. Za pomocą tej techniki
można uzyskać rusztowanie o wysokiej porowatości do 93 % i średnicy porów do 500 m.
Główną zaletą tej metody jest łatwość produkcji, bez konieczności stosowania
specjalistycznego sprzętu. Co więcej, technika ta pozwala na uzyskanie szerokiego zakresu
wielkości porów i niezależną kontrolę zarówno porowatości jak i wielkości porów. Wadą tej
metody jest to, że ze względu na konieczność usuwania rozpuszczalnych cząstek z matrycy
polimerowej, może ona być używana wyłącznie do produkcji stosunkowo małych próbek.
Trudno jest także, zapobiegać aglomeracji cząstek porogenu i osiągać jednorodną zawiesinę.
Inną wadą tej metody jest wykorzystanie rozpuszczalników organicznych, które muszą
zostać usunięte z rusztowania, aby uniknąć ich wpływu na komórki [1, 14].
Metoda liofilizacji
W fazie pierwszej roztwór polimeru z wodą schładza się do niskiej temperatury, w której
cały materiał pozostaje w stanie zamrożonym. W drugiej fazie procesu, rozpuszczalnik jest
usuwany dzięki zastosowaniu ciśnienia niższego niż ciśnienie pary w równowadze
zamrożonego rozpuszczalnika. Gdy zamrożony rozpuszczalnik jest całkowicie
wysublimowany, proces jest kontynuowany przez ogrzanie próbki. Sublimacja kryształków
lodu powoduje, że otrzymujemy porowatą gąbkę. Ostateczna struktura porów zależy od
warunków procesu takich jak: pH, szybkość zamrażania i ciśnienie cząstkowe. Szybki,
niekontrolowany proces mrożenia prowadzi do nierównomiernego zarodkowania i wzrostu
kryształów lodu, a w konsekwencji do morfologiczne zróżnicowanego rusztowania.
Jednolite, porowate podłoża mogą być wytwarzane tą techniką przy użyciu stałej szybkości
chłodzenia roztworu.
Zaletą tej techniki jest to, że nie wymaga stosowania rozpuszczalników
organicznych, które jeśli nie są całkowicie wyeliminowane mogą wpłynąć na biozgodność
rusztowania. Natomiast wadą tej metody jest konieczność ścisłej kontroli parametrów
procesu oraz brak możliwości sterowania wielkością uzyskiwanych porów [1].
Technologia separacji fazowej
Homogeniczny, wieloskładnikowy układ w ustalonych warunkach staje się
termodynamicznie niestabilny i dąży do rozpadu fazowego aby osiągnąć uprzywilejowany
stan energetyczny. Ten proces może być wykorzystany do wytwarzania rusztowań tzw.
metodą separacji fazowej.
W trakcie procesu rozpadu fazowego materiał zostaje rozdzielony na dwie odrębne
fazy. Dla polimerów jest to faza wzbogacona w polimerowy składnik i faza zubożona w ten
składnik. Rozdział faz może być osiągnięty poprzez obniżenie temperatury polimeru tak,
aby wywołać zjawisko krystalizacji w roztworze. Po usunięciu kryształków rozpuszczalnika,
przestrzeń przez nie zajęta staje się porami. Technikę tą stosuje się do wytwarzania
rusztowań z polimerów i kompozytów. W jej wyniku możemy otrzymać pory o rozmiarze
od 1 do 20µm. Sterując warunkami procesu możemy uzyskać różną strukturę porów.
W roztworze polimerów możemy uzyskać ukierunkowany wzrost kryształów w
kształcie prętów (po ich usunięciu powstaje siatka równolegle ułożonych mikrorurek). Tego
typu rusztowanie cechuje się anizotropią właściwości mechanicznych podobnie do tkanek
włóknistych - fibrylarnych i rurkowatych - tubularnych, co ułatwia wzrost tkanek o
kierunkowej zorientowanej strukturze.
Obniżając temperaturę polimeru można zapoczątkować proces separacji faz w stanie
ciekłym. W skutek czego zarówno faza bogata jak i faza zubożona w składnik polimerowy
mają strukturę ciągłą. Powstaje szkielet o otwartych porach. W ten sposób wytwarza się
rusztowania wykonane z polimerów PLLA i PGLA [1].
Elektroprzędzenie
Elektroprzędzenie to proces otrzymywania włókien ze stopionych polimerów lub ich
roztworów. W tej metodzie stosujemy wysokie napięcie. Powstające włókno może mieć od
kilku nanometrów do kilku milimetrów. Elektroprzędzenie z użyciem cylindrycznych
obiektów np. igieł daje możliwość utworzenia struktury przypominającej budową nerwy po
zastosowaniu odpowiednich kultur komórek.
Początkowo rusztowania dla tkanek wytwarzane były z ulegających biodegradacji
włóknistych tkanin polimerowych. Metoda tą wytwarza się obecnie rusztowania z PGA i
PLLA oraz innych semikrystalicznych polimerów. Tego typu rusztowania mogą być
stosowane do odtwarzania chrząstki, ścięgien, moczowodów, naczyń krwionośnych,
zastawek serca.
Ciekawym zastosowaniem elektroprzędzenia jest otrzymywanie tą techniką
nanowłókniny z kopolimeru nanoszonej bezpośrednio na rękę pacjenta. Naniesienie
opatrunku na całą rękę trwa około 30 minut [1].
Technologia ługowania
Metoda ta użyta samodzielnie nie zapewnia wytworzenia porowatych struktur. Łączy się ją z
różnymi metodami porowania np. wypłukiwania cząstek. W metodzie tej mieszaninę
polimeru i mikrocząsteczek żelowych umieszcza się w formie i podgrzewa powyżej
temperatury zeszklenia. Mieszanina ta jest następnie usuwana z formy, a żelowe
mikrocząstki są wypłukiwane przez wodę. Kształt wytworzonego materiału odpowiada
kształtowi formy. Główną zaletą tej metody jest możliwość wytworzenia struktury o
dowolnej porowatości i wielkości porów. Charakteryzuje się ona wysoką powtarzalnością,
możliwa jest automatyzacja tego procesu, cechuje ją duża wydajnością produkcji, w
porównaniu do formowania tłocznego. Wadą tej metody jest wysoka temperatura do jakiej
ogrzewany jest materiał wyjściowy, co wyklucza jej zastosowanie w przypadku materiałów
zawierających łatwo rozpuszczalne składniki [1, 14].
Wytwarzanie rusztowań wspomagane technikami komputerowymi
Problemem w wytwarzaniu rusztowań jest między innymi precyzyjna kontrola kształtu i
wymiarów trójwymiarowej struktury porów. W rozwiązaniu tego problemu użyteczne mogą
być komputerowe metody projektowania i wytwarzania CAD/CAM. W tym celu stosuje się
metody szybkiego prototypowania (rapid prototyping), np. 3D printing, Ink-jet printing,
utwardzanie płynnych warstw (fused deposition modeling FDM) czy stereolitografię.
Techniki te pozwalają na uzyskanie przy minimalnych wymaganiach co do siły
roboczej, bardzo dokładnej i zgodnej z oczekiwaniami morfologii porów. Ich wadą jest
zależnie od użytej od techniki przetwarzania: wykorzystywanie rozpuszczalników
organicznych, wysokiej temperatury, mała wytrzymałość mechaniczna produktu,
ograniczony zakres materiałów, z których można wytwarzać rusztowania, niewielkie
rozmiary porów oraz niedrożność znacznej części porów [1, 10].
3.4 Poliuretany
Przyjęto, że poliuretany to polimery zawierające wiązanie uretanowe. Nazwa „poliuretany”
(PUR) w rzeczywistości jest skrótem myślowym i może być myląca, gdyż w tej grupie
polimerów są nie tylko polimery z wiązaniem uretanowym. Są to polimery, w których skład
zależnie od zastosowanych surowców i warunków reakcji mogą wchodzić nie tylko grupy
uretanowe, lecz także eterowe, estrowe, mocznikowe, allofanianowe, biuretowe,
karbodiimidowe, pierścienie izocyjanuranowe, aromatyczne, łańcuchy węglowodorowe i
inne [15].
Poliuretany stanowią bardzo liczną grupę polimerów i wyróżniają się
prawdopodobnie najbardziej wszechstronnymi właściwościami użytkowymi oraz
najszerszym wachlarzem praktycznych zastosowań. Ich cechy fizykochemiczne i zalety
użytkowe są zróżnicowane, w zależności od proporcji i rodzaju składników w recepturach,
ale również w zależności od warunków, w jakich przebiegają reakcje chemiczne. W efekcie
bardzo trudno jest je jednoznacznie zdefiniować. Właściwości poliuretanów zależą od
giętkości segmentów, wielkości segmentów giętkich i sztywnych, wiązań wodorowych, sił
van der Waalsa, symetrii i wielkości pierścieni aromatycznych, splątania łańcuchów,
orientacji segmentów, rozdziału mikrofazowego, wiązań sieciujących czy krystalizacji.
Polimery te skutecznie zastępują inne materiały, a nawet w niektórych przypadkach
pozostają niezastąpione. Ich uniwersalność przekłada się na wachlarz zastosowań. Są łatwe
w montażu jako wyroby finalne lub części składowe systemów technologicznych, maszyn i
urządzeń [15, 16].
W 2008 roku w Unii Europejskiej łącznie z Norwegią i Szwajcarią wyprodukowano
48,5 mln ton tworzyw sztucznych, w tym grup tworzyw wysokotonażowych: polietylen
(obejmujący 3 gatunki, tj. polietylen wysokociśnieniowy (LDPE), polietylen
wysokociśnieniowy liniowy (LLDPE) i polietylen niskociśnieniowy (HDPE)), polipropylen
(PP), polichlorek winylu (PVC), polistyren stały (PS) i spieniany (EPS) oraz politereftalan
etylenu (PET). Tworzywa te pokrywają 75% europejskiego zapotrzebowania na wszystkie
tworzywa sztuczne, poza nimi tylko poliuretany stanowią znaczący odsetek stosowanych
materiałów (rys. 2.). Ich produkcja wynosiła w 2008 roku ok. 3,4 mln ton [17].
Rys. 2. Europejskie zapotrzebowanie na tworzywa sztuczne w 2008 roku [17]
3.4. Budowa poliuretanów
Makrocząsteczki poliuretanów zbudowane są na przemian z segmentów sztywnych i
segmentów giętkich. Segmenty sztywne powstają w wyniku reakcji małocząsteczkowych
substratów (środków wydłużających zawierających grupy –OH lub –NH2) z
diizocyjanianami, zaś segmenty giętkie powstają w wyniku reakcji oligodioli lub oligoamin
z diizocyjanianami. Schemat budowy segmentowej makrocząsteczek poliuretanow
przedstawiono na rys. 3. Można też otrzymać również poliuretany niesegmentowe, jednakże
nie mają one praktycznego zastosowania. [17]
Rys. 3. Schemat budowy łańcucha PUR
Segmenty giętkie PUR różnią się od sztywnych polarnością lub zróżnicowaniem sił
kohezji poszczególnych wiązań, co powoduje segregację tych segmentów. W konsekwencji
powstają struktury domenowe zbudowane z domen miękkich i twardych. Budowa taka
decyduje o właściwościach użytkowych poliuretanów.
Poprzez regulowanie rodzaju i stosunku ilościowego reagentów możemy uzyskać
pożądane dla konkretnej aplikacji właściwości. Segmenty giętkie nadają tworzywu cechy
elastomeru, odporność w niskich temperaturach i duże wydłużenie przy zerwaniu. Segmenty
sztywne natomiast wpływają na wytrzymałość mechaniczną i termiczną oraz wysoki moduł
sprężystości [17, 19].
3.4.2. Substraty do otrzymywania poliuretanów
Surowce jakich używa się do otrzymywania poliuretanów to: wieloizocyjaniany,
oligomeryczne alkohole wielowodorotlenowe (oligomerole) o długim łańcuchu
elastycznym, przedłużacze (glikole i diaminy), katalizatory reakcji i polireakcji a także
środki spieniające takie jak np.: woda lub chlorowcowęglowodory, środki powierzchniowo
czynne, napełniacze, antypireny i inne środki pomocnicze [17].
Izocyjaniany
Izocyjaniany (IC) są podstawowym składnikiem poliuretanów. Najczęściej stosowanym IC
jest diizocyjanian toluilenu (TDI) otrzymywany zazwyczaj w postaci mieszaniny izomerów
2,4- i 2,6-. Drugim ważnym izocyjanianem jest 4,4-diizocyjanian difenylenometanu (MDI)
(rys.4). Najczęściej stosowany w medycynie jest 4,4’-diizocyjanian dicykloheksylometanu
(HMDI) [17].
Rys. 4. Schemat budowy diizocyjanianu MDI [20]
Izocyjaniany zawierają grupę izocyjanianową -NCO, która posiada dwa
skumulowane wiązania podwójne i jest bardzo reaktywna. Grupa ta występuje w kilku
postaciach mezomerycznych. Wyróżnia się trzy typy reakcji grup –NCO: reakcje
izocyjanianów ze związkami zawierającymi aktywne atomy wodoru oraz reakcje ze
związkami nie zawierającymi aktywnych atomów wodoru oraz reakcje samych grup
izocyjanianowych. Izocyjaniany stosowane do wytwarzania PUR dzielimy na aromatyczne,
alifatyczne i cykloalifatyczne. IC aromatyczne stanowią zdecydowaną większość produkcji
światowej diizocyjanianów. Alifatyczne i cykloalifatyczne izocyjaniany to również ważne
elementy składowe materiałów poliuretanowych, ale stosowane w mniejszych ilościach.
Mniejsze ich użycie spowodowane jest tym, że związane alifatyczne i cykloalifatyczne
izocyjaniany są o mniej reaktywne niż aromatyczne. Po drugie, izocyjaniany aromatyczne są
bardziej ekonomiczne w użyciu. Jednak izocyjaniany aromatyczne tworzą poliuretany
żółknące pod wpływem światła. Aby polepszyć reaktywność IC alifatycznych stosuje się
odpowiednie katalizatory będące związkami Bi, Pb, Fe, Co i inne [17].
Najczęściej stosowanym izocyjanianem aromatycznym jest diizocyjanian toluilenu
(TDI). TDI jest substancją, która w kontakcie z zasadami może ulegać niekontrolowanej
polimeryzacji, w kontakcie z wodą wydziela CO2, a podgrzewana dimeryzuje i zabarwia się
tym szybciej im wyższa jest temperatura. TDI należy przechowywać w temperaturze 21-
30ºC i nie wyższej niż 43ºC, gdyż wtedy zaczyna ulegać dimeryzacji i staje się
bezużyteczny [21].
Kolejnym izocyjanianem stosowanym do otrzymywania PUR jest 4,4`-diizocyjanian
difenylenometanu (MDI), który jest substancją stałą o temperaturze topnienia równej 38-
39ºC. Dimeryzuje powoli, nawet przechowywany w postaci stałej. Trudności z
przechowywaniem MDI sprawiają, że najczęściej stosuje się MDI w postaci prepolimerów
lub pseudoprepolimerów z alkoholami wielowodorotlenowymi. Takie prepolimery są ciekłe
i stabilne w temperaturze pokojowej. MDI jest mniej lotny niż TDI oraz tworzy PUR o dużo
większej wytrzymałości dzięki symetrycznej budowie cząsteczki. MDI otrzymuje się
poprzez kondensację aniliny z formaldehydem do mieszaniny I i II-rz. amin, które następnie
izomeryzuje się przez ogrzewanie z nadmiarem aniliny do mieszaniny amin I-rz. Czysty
MDI uzyskuje się przez destylację z mieszaniny z polimerycznym MDI. Zawiera on przede
wszystkim izomer 4,4’ [17, 21].
Najczęściej stosowanym izocyjanianem alifatycznym jest 4,4’-diizocyjanian
dicykloheksylenometanu (HMDI) (rys. 5).
Rys. 5. Schemat budowy cząsteczki HMDI
HMDI jest mieszaniną trzech stereoizomerów, otrzymuje się go z uwodornionego
4,4’-diaminodifenylometanu. HMDI jest obecnie najczęściej stosowanym izocyjanianem w
dziedzinie medycyny, zastąpił używany wcześniej do tego zastosowania TDI. W trakcie
degradacji poliuretanów wykonanych z TDI powstają aromatyczne aminy, które są silnie
rakotwórcze. Z tego względu izocyjanian ten nie jest już stosowany do celów medycznych
[17].
Oligomerole
Oligomerole są to związki o długich, elastycznych łańcuchach, masie molowej 1000-6000
g/mol, zakończonymi, co najmniej dwoma grupami hydroksylowymi. Stanowią zwykle ok.
2/3 składu PUR, nadając mu elastyczność (zwłaszcza w niskich temperaturach) i miękkość
oraz odporność na niskie temperatury [17].
Do syntezy PUR stosowane są oligomerole takie jak: oligoestrole, oligoeterole,
oligowęglowodorole i polimerole.
Oligoestrole to pochodne kwasów dikarboksylowych (najczęściej adypinowego) i
alkoholi wielowodorotlenowych (glikolu etylenowego, propylenowego, butylenowego,
gliceryny, trimetylopropanu), zakończonymi grupami hydroksylowymi. PUR syntetyzowane
z oligoestroli mają relatywnie dobre właściwości fizyczne. Jednakże, są to materiały podatne
na hydrolizę w wyniku, której rozrywane są wiązania estrowe. Zwykle są ciałami stałymi o
konsystencji woskowatej lub cieczami o dużej lepkości. Otrzymywane są w reakcji
polikondensacji kwasów z alkoholami, poliaddycję bezwodników kwasowych do tlenków
alkienowych lub polimeryzację laktonów (kaprolaktonu). W wyniku polimeryzacji
kaprolaktonu otrzymuje się oligokaprolaktonodiol, który z uwagi na bardzo korzystne
właściwości, znalazł zastosowanie w produkcji materiałów dla medycyny [17, 22].
W aplikacjach przy których wymagana jest stabilności hydrolityczna stosuje się PUR
na bazie oligoeteroli. Trzeba jednak pamiętać, że polieterouretany, mają niższe właściwości
wytrzymałościowe, co poliesterouretany. Oligoeterole to oligomery tlenków alkilenowych
polimeryzowanych na alkoholach i glikolach o większej liczbie grup hydroksylowych.
Oligoeterole oprócz odporności na hydrolizę charakteryzują się małą odpornością na
utlenianie zwłaszcza w podwyższonych temperaturach. Większość oligoeteroli
otrzymywana jest z tlenku propylenu lub z kopolimerów tlenku propylenu i tlenku etylenu
[17].
Oligowęglowodorole są zakończone wiązaniami hydroksylowymi i cechują je słabe
właściwości wytrzymałościowe. Otrzymuje się je przez ozonolizę polimeru zawierającego w
łańcuchu wiązania podwójne.
Właściwości PUR zmieniają się od cech takich jak twardych tworzyw sztucznych do
giętkich jak elastomerów wraz ze wzrostem udziału segmentów giętkich. Poliuretany z
polieteroli i poliestroli o wysokiej masie molowej będą miały lepsze właściwości
mechaniczne przy rozciąganiu, niż ich odpowiedniki o niskiej masie. PUR zawierające
poliol o wysokiej masie molowej mają zwiększoną twardość w niskich temperaturach, co
spowodowane jest krystalizacją segmentów giętkich [17,19].
Przedłużacze i środki sieciujące
Segmenty sztywne, powstają w wyniku reakcji małocząsteczkowych związków jakimi są
przedłużacze łańcuchów z użytymi diizocyjanianami i wieloizocyjanianami lub
prepolimerami uretanowymi o łańcuchach zakończonych grupami izocyjanianowymi.
Wykorzystanie przedłużaczy łańcuchów w syntezie poliuretanów w istotny sposób wpływa
więc na właściwości poliuretanów, mimo że ich udział masowy jest niewielki. W praktyce
jako przedłużacze łańcuchów wykorzystywane są małocząsteczkowe dwufunkcyjne
związki, które posiadają grupy z aktywnymi atomami wodoru (głównie diole i diaminy).
Natomiast związki trój- lub wielofunkcyjne określa się jako środki sieciujące lub
rozgałęziające. Typowe przedłużacze to glikol etylenowy, butylenowi i diaminy
aromatyczne, natomiast do środków sieciujących należy między innymi gliceryna i
melamina [17, 21].
Katalizatory
Katalizatory są to substancje wpływające na szybkość powstawania polimeru, zmieniają
względną szybkość poszczególnych reakcji, umożliwiają regulowanie budowy oraz
właściwości gotowego produktu. Katalizatory warunkują przebieg określonych reakcji,
sterują szybkością wzrostu łańcucha, szybkością spieniania, a także utwardzania
poliuretanu. Umożliwia to otrzymywanie, przy danym składzie, polimerów o optymalnych
właściwościach z ekonomicznie uzasadnioną szybkością. Często w praktyce stosuje się
mieszaniny katalizatorów. Najczęściej wykorzystywane katalizatorami reakcji
izocyjanianów są:
4. aminy III-rzędowe np. trietylenodiamina (diazabicyklooktan w skrócie
DABCO), które silnie katalizują reakcje grup izocyjanianowych z wodą
5. związki metaloorganiczne – przede wszystkim związki cyny dwu- i
czterowartościowej (kaprylany i lauryniany cyny oraz dibutylocyny), które silnie
katalizują reakcje izocyjanianów z grupami hydroksylowymi
6. trialkilofosfiny oraz sole takich metali, jak: Bi, Fe, Sn, Co, Cd, Zn, Pb, Ti, Sb
[17, 21].
3.4.3. Otrzymywanie poliuretanów
Makrocząsteczki poliuretanów otrzymuje się w wyniku reakcji łączenia cząsteczek dwóch
lub trzech wyjściowych substratów. Warunkiem zajścia reakcji jest posiadanie przez
substraty przynajmniej dwóch grup funkcyjnych zdolnych do reagowania ze sobą. Muszą
być też zapewnione odpowiednie warunki reakcji takie jak: temperatura i ciśnienie,
umożliwiające przebieg reakcji [17].
Grupy uretanowe powstają w wyniku poliaddycji substratów zawierających
izocyjanianowe grupy funkcyjne z substratami zawierającymi grupy hydroksylowe.
Wytwarzanie tą metodą nazywamy polimeryzacją addycyjną. Poliaddycja jest to reakcja
zachodząca pomiędzy dwoma różnymi substratami, bez wydzielania produktów ubocznych.
Polega na tym, że grupy funkcyjne jednego substratu oddają ruchliwe atomy wodoru, a
grupy funkcyjne drugiego substratu przyłączają je. Zazwyczaj substratami są dwu- lub
więcej funkcyjne organiczne izocyjaniany oraz dwu- lub więcej funkcyjne związki
zawierające grupy wodorotlenowe połączone z alifatycznymi atomami węgla. W wyniku
przeskoków ruchliwych atomów wodoru powstają makrocząsteczki, które mogą mieć różną
konfigurację (liniową, rozgałęzioną lub usieciowaną). Gęstość usieciowania polimeru jest
tym większa im większa jest funkcyjność substratów [15, 17, 19].
Reakcja między substratami przebiega stopniowo i dość szybko według schematu
przedstawionego poniżej (rys. 6) :
A + B → AB
AB + AB → (AB)2
…............................
(AB)x + (AB)x → (AB)n
Rys. 6. Schemat przebiegu reakcji stopniowej
Reakcja zaczyna się już w momencie zmieszania ciekłych substratów i powoduje
wzrost lepkości mieszanki i jest zazwyczaj egzotermiczna. Podczas otrzymywania
poliuretanów o dużej masie molowej ważne jest ścisłe przestrzeganie stechiometrii grup
funkcyjnych obu reagentów. Nadmiar jednego z nich prowadzi do spadku masy molowej
polimeru [17, 23].
Proces otrzymywania poliuretanów odbywa się zazwyczaj w masie lub w
rozpuszczalnikach.
Polireakcje w masie mogą być polireakcjami łańcuchowymi lub stopniowymi.
Polireakcja stopniowa jest najbardziej uniwersalnym sposobem prowadzenia procesu
poliaddycji i polikondensacji. Polega na zmieszaniu ciekłych lub stopieniu stałych
substratów, ogrzewaniu ich w odpowiednio wysokiej temperaturze z lub bez obecności
katalizatora. Czasami stosuje się przepływ gazu obojętnego, obniżone ciśnienie.
Podstawową zaletą tej metody jest możliwość bezpośredniego wykorzystania stopu
polimeru do formowania konkretnego produktu, bądź półproduktu.
Polireakcję stopniową można przeprowadzać również w stopie w obecności
obojętnego chemicznie napełniacza. W metodzie tej mogą być otrzymywane jedynie
polimery o dużej odporności cieplnej i stabilności termicznej.
Polireakcje w rozpuszczalnikach mogą być łańcuchowe lub stopniowe. Polireakcja
łańcuchowa polega na rozcieńczeniu monomeru odpowiednim rozpuszczalnikiem lub
mieszaniną rozpuszczalników, dzięki czemu znacznie wolniej rośnie lepkość układu w
porównaniu do metody polireakcji w masie oraz łatwiejsza jest kontrola temperatury układu.
Zaletą tej metody wykorzystanie roztworu polimeru do otrzymywania gotowego wyrobu w
postaci włókna, folii lub kleju. Wadą zaś jest problem związany z dużą ilością
rozpuszczalników i ich usuwaniem [23].
Poliuretany można otrzymywać zarówno metoda jedno- jak i dwuetapową, przy
czym ta druga mimo dłuższego czasu pozwala na otrzymanie bardziej uporządkowanej
struktury poliuretanu. W metodzie jednoetapowej wszystkie reagenty: poliol, izocyjanian
oraz środki wydłużające i sieciujące są mieszane, wylane do form, w których następuje
polimeryzacja. W metodzie dwuetapowej prowadzi się reakcję oligodiolu z nadmiarem
izocyjanianu, w wyniku czego otrzymuje się prepolimer. W drugim prepolimer łączy się z
przedłużaczem łańcucha i/lub środkiem sieciującym, następnie mieszaninę rozlewa się do
form [17, 19, 23].
Przykładową reakcję wytwarzania poliuretanu przedstawiono na rys. 7.
Rys. 7. Schemat reakcji otrzymywania poliuretanu metoda dwuetapową [24]
3.5. Polikaprolakton
Poli (kaprolakton) PCL jest ważnym materiałem w rodzinie alifatycznych poliestrów,
otrzymywanych z odpowiednich, cyklicznych laktonów w reakcji ich polimeryzacji. Jest to
temperaturze zeszklenia -
Surowcem do otrzymywania poli(ε-kaprolaktonu) jest monomer - ε-kaprolakton
(epsilon-caprolactone, 6-hexanolactone, 2-oxepanone). Jest to cykliczny ester o pierścieniu
7 członowym. W warunkach normalnych, jest to bezbarwna, ruchliwa ciecz, która miesza
się dobrze z wieloma rozpuszczalnikami węglowodorowymi. W kontakcie z wodą, dosyć
wolno przekształca się w kwas 6-hydroksyheksenowy. ε-kaprolakton otrzymywany jest na
skalę przemysłową poprzez wykorzystanie reakcji typu utleniania Baeyer-Villager z
cykloheksanonu i kwasu nadoctowego (surowce otrzymywane syntetycznie) [1, 22].
Jak podano wcześniej, poli(ε-kaprolakton) otrzymuje się na drodze polimeryzacji ε-
kaprolaktonu, z wykorzystaniem jej szczególnego rodzaju, zwanego polimeryzacją z
otwarciem pierścienia, wychodząc z cyklicznego laktonu (rys. 8).
Reakcja ta przebiega w roztworze, a do jej zapoczątkowania niezbędne jest
zapewnienie odpowiedniej temperatury oraz odpowiedniego inicjatora (np.: alkoholu
benzylowego). Reakcja polimeryzacji ε-kaprolaktonu przebiega kilkuetapowo. W
pierwszym etapie następuje zainicjowanie reakcji. W kolejnym etapie, po dostarczeniu
odpowiedniej ilości monomeru oraz katalizatora, następuje dalszy wzrost łańcucha
polimerowego, aż do uzyskania pożądanego ciężaru cząsteczkowego polimeru [22].
Rys. 8. Schemat reakcji otrzymywania poli(ε-kaprolaktonu) [22]
Zastosowanie poli(ε-kaprolaktonu) jest dosyć szerokie. Stosuje się go jako surowiec
do otrzymywania wyrobów w procesach: wtrysku, wytłaczania, wytłaczania z rozdmuchem,
poprzez otrzymywanie włókien i nici, ale również jako kompatybilizator w mieszaninach,
modyfikator adhezji, a także jako jeden ze składników wielu kompozycji polimerowych.
Odrębną, ważną grupą zastosowań PCL są aplikacje medyczne, szczególnie
specjalnego rodzaju degradowalnych (poprzez powolną hydrolizę) biomateriałowych
implantów z poli(ε-kaprolaktonu). Innymi dziedzinami zastosowań medycznych PCL są:
powłoki w kapsułkach leków (drażetek) z kontrolowanym, stopniowym uwalnianiem leku w
organizmie, bioresorbowalne nici chirurgiczne, czy też w odontologii i dentystyce - składnik
żywic do wypełniania kanałów zębowych (np.: kompozycje Resilon) [1,22].
Szczególnym zastosowaniem PCL jest wykorzystywanie go, jako jednego ze
składników systemów otrzymywania tworzyw poliuretanowych (jako składnik poliolowy),
lub jako modyfikator ich struktury wewnętrznej a w konsekwencji właściwości. Ze względu
na swoje właściwości biodegradowalne, poli(ε-kaprolakton) stanowi interesujący materiał,
do wielu zastosowań.
Gdy cząsteczkę PCL w procesie syntezy zakończymy wprowadzając na jej końce
grupy OH otrzymamy poliol, który może być wykorzystany do wytworzenia PUR. W
ramach pracy do otrzymania PUR wykorzystano ten rodzaj poliolu [1, 22].
3.6. Bioceramika
Biomateriały ceramiczne są szeroką grupą materiałów ceramicznych znajdujących
zastosowanie w aplikacjach biomedycznych. Możemy wśród nich wyróżnić: tworzywa
tlenkowe (cyrkonowe, korundowe), gipsowe, aragonitowe, materiały oparte na fosforanach
wapnia, kompozyty zawierające fazę ceramiczną oraz bioszkła i tworzywa szkło ceramiczne
[13].
Tworzywa ceramiczne posiadają cechy potrzebne w aplikacjach medycznych, takie
jak dobra biozgodność (a tym samym łatwość adaptacji w organizmie i duża stabilność w
tkankach żywych), odporność chemiczna, nierakotwórczość, są niedrażniące dla tkanek, a
także można je sterylizować różnymi metodami. W związku z tym ceramika znajduje
zastosowanie w ortopedii, chirurgii szczękowo- twarzowej, traumatologii, stomatologii i
innych dziedzinach medycyny. Większość zastosowań wiąże się z przywracaniem funkcji
układu kostnego. Wśród materiałów bioceramicznych można wyróżnić:
materiały inertne – nie wywołują odpowiedzi organizmu lub ta
odpowiedź jest bardzo mała; są to tworzywa korundowe, cyrkonowe i niektóre
biomateriały węglowe
materiały bioaktywne – posiadają zdolność do trwałego, chemicznego
łączenia z przylegającą tkanką; są to materiały takie jak hydroksyapatyt, bioszkła,
bioaktywne tworzywa szkło ceramiczne
materiały bioresorbowalne – ulegają stopniowemu (całkowitemu lub
częściowemu) zresorbowaniu po określonym czasie, który w przypadku wszczepów
kostnych powinien być zgodny z odbudowywaniem się tkanki kostnej naturalnej
[13] .
3.6.1. Bioglass
Bioszkła, których przedstawicielem jest Bioglass należą do grupy materiałów bioaktywnych,
które charakteryzują się specyficznym oddziaływaniem względem białek i komórek – mają
zdolność wzbudzania z góry zaplanowanych reakcji ze strony biorcy implantu. Bioszkła o
określonych składach chemicznych należą do grupy materiałów osteokonduktywnych,
których cechą jest zdolność do reagowania na poziomie komórkowym i sprzyjanie
proliferacji (pobudzanie procesów kościotwórczych). Uważa się, że historia szkieł
bioaktywnych zaczęła się w 1967 roku, kiedy to profesor Larry Hench dowiedział się o
problemie dużej ilości zranień odniesionych w Wietnamie, które skutkowały ubytkami kości
oraz amputacjami. Pojawiła się zatem potrzeba rozwoju w dziedzinie materiałów, które
pomogłyby w naprawie tkanek poprzez tworzenie z nimi bezpośrednich wiązań. We
wczesnych latach 70 – tych Hench i współpracownicy wykazali, że poszczególne składy
układów Na2O – CaO – P2O5 – SiO2 z dodatkiem B2O3 i CaF2 tworzą silne, spójne wiązania
z kością. Wykres fazy równowagi dla Na2O – CaO – SiO2 pokazuje potrójną eutektykę
blisko 45 S 5 składu (45 reprezentujące 45% udziału SiO2, S – tworząca sieć, a 5 –
reprezentującą stosunek CaO do P2O5). Układ ten stanowił początkową bazę do selekcji
badawczej. Testy in vitro wykazały, że skład 45 S 5 Bioglass® przechodzi szybko
zachodzącą reakcję powierzchniową. Reakcja powierzchniowa jest skomplikowanym
wieloetapowym procesem, którego wynikiem jest tworzenie się warstwy biologicznie
aktywnej fazy HCA, która jest chemicznie i strukturalnie podobna do fazy mineralnej w
kości i stąd dostarcza ona bezpośredniego wiązania, łączącego tkankę gospodarza z
implantem. Prace Hencha pozwoliły na zrozumienie zachowania bioaktywnych materiałów
w implantach. Zdefiniował on dwie klasy materiałów bioaktywnych (A i B), które
charakteryzują się znaczną szybkością regeneracji kości. Klasę A tworzą materiały, które
prowadzą do osteokondukcji oraz osteoprodukcji jako rezultatu szybkiej reakcji na
powierzchni implantu. Bioaktywność klasy B zachodzi, kiedy występuje osteokondukcja. W
1981 roku dr June Wilson odkryła, że oprócz tworzenia się wiązania z kością także miękkie
tkanki tworzą wiązanie z Bioglassem [13, 25, 26].
3.7. Metody badań podłoży do hodowli tkanek
Do opisu właściwości materiałów stosowanych jako podłoża do hodowli tkanek wykorzystuje
się między innymi następujące metody badań: obserwacje mikroskopowe z zastosowaniem
skaningowej mikroskopii elektronowej, analizy termograwimetrycznej (TGA), różnicowej
kalorymetrii skaningowej (DSC), termicznej analizy dynamicznej właściwości mechanicznych
(DMA), spektroskopii w podczerwieni (FTIR), czy ocena ubytku masy.
3.7.1. Skaningowy mikroskop elektronowy (SEM)
Skaningowa mikroskopia elektronowa jest powszechnie stosowaną metodą badawczą, służącą
do określania składu ilościowego i jakościowego faz występujących w materiale. Istotą badania jest
skanowanie powierzchni próbki nanometrową wiązką elektronów, którą wytwarza układ
elektronooptyczny mikroskopu. Wiązkę formuje układ soczewek elektronowych. Próbki są
skanowane wiązką elektronów odchylaną przez cewki. Odchylanie wiązki tworzącej obraz na
monitorze zsynchronizowane jest z odchylaniem wiązki skanującej próbkę. Sygnał z powierzchni
próbki (elektrony wtórne lub odbite) dociera do detektora. Następnie dochodzi do przekształcania
energii elektronów wtórnych w impulsy świetlne. Sygnał wychodzący z detektora steruje jasnością
obrazu. Powiększenie mikroskopu skaningowego uzyskujemy z relacji wielkości obszarów
skanowanych na próbce i na monitorze [27, 28]. Obrazy mikroskopowe pozwalają ocenić przebieg
degradacji materiału rusztowania i narastanie na podłożu warstw apatytów.
3.7.2. Analiza termograwimetryczna
Analiza termograwimetryczna jest metodą analizy termicznej która umożliwia określenie
stabilności termicznej i szybkości degradacji termicznej badanych materiałów. Metoda ta stosowana
jest do badania próbek wykazujących zmianę masy podczas ogrzewania, zachodzącą na skutek
przemian egzotermicznych lub endotermicznych: reakcji chemicznej (rozkładu, utleniania, redukcji)
lub przemiany fizycznej (parowania, sublimacji, desorpcji). Istotą analizy termograwimetrycznej
jest badanie zmiany masy w funkcji temperatury (termograwimetria dynamiczna) lub czasu
(termograwimetria izotermiczna). Pomiary TGA zwykle prowadzi się w atmosferze utleniającej
(O2 lub w powietrzu) lub w atmosferze gazu obojętnego (N2 lub Ar).
Wynikiem pomiaru jest wykres zależności masy próbki od temperatury oraz jej pierwszej
pochodnej. Urządzenie do analizy termograwimetrycznej składa się z bardzo dokładnej wagi, pieca
umożliwiającego ogrzewanie próbki do wysokich temperatur, układu dozowania gazów
omywających próbkę, układu programowania i kontroli temperatury oraz komputera.
W odniesieniu do materiałów na rusztowania TGA pozwala ocenić zmiany ich
charakterystyki termicznej spowodowane przebiegiem degradacji oraz masę narastających na
powierzchni apatytów ocenianą na podstawie pozostałości masy po degradacji termicznej [29, 30].
3.7.3. Różnicowa kalorymetria skaningowa
Różnicowa kalorymetria skaningowa (DSC) jest metodą analizy termicznej, której celem jest
badanie efektów cieplnych towarzyszących przemianom zachodzącym podczas ogrzewania badanej
próbki. Kalorymetr różnicowy jest wykorzystywany do pomiarów efektów cieplnych przemian
egzotermicznych lub endotermicznych różnego typu, reakcji chemicznych (rozkładu, utleniania)
oraz przemian fazowych (krystalizacji, topnienia). Umożliwia wyznaczanie wielkości
charakterystycznych dla badanej substancji – ciepła (entalpii) przemiany, ciepła właściwego oraz
temperatur przemian fazowych I i II rzędu. Pomiary można prowadzić w zakresie temperatur -
100°C do 550°C w atmosferze otoczenia lub gazu obojętnego. Osiąganie niskich temperatur
wymaga odpowiedniego chłodzenia. Badanie odbywa się metodą pomiaru strumienia ciepła,
mierząc różnice temperatur pomiędzy kapsułką z próbką a pustą kapsułką traktowaną jako
odnośnik.
W trakcie degradacji materiałów rusztowań dochodzi do zmian temperatur
charakterystycznych opisujących te materiały, analiza DSC pozwala ocenić przebieg ich zmian [29,
30].
3.7.4. Termiczna analiza dynamiczna właściwości mechanicznych
Termiczna analiza dynamiczna właściwości mechanicznych (DMA) jest metodą badawczą za
pomocą której można zarejestrować zachowanie materiału, poddanego zmiennym obciążeniom
mechanicznym w funkcji określonych parametrów. Dzięki tej metodzie mierzy się reakcję próbki na
zmieniającą się periodycznie siłę. Próbki mogą być poddane rozciąganiu, zginaniu, ściskaniu,
ścinaniu, poddane próbie pełzania. Analiza ta służy do wyznaczania zmian modułów tych
materiałów oraz podatności na pełzanie czy relaksację naprężeń, służy też do opisu przemian
relaksacyjnych w obszarze zeszklenia oraz przemian wynikających z drgań różnych grup
makrocząsteczek badanych polimerów. Istnieje również możliwość wyznaczenia zmian
właściwości badanych materiałów powstałych na skutek zmiany wielu parametrów pomiarowych
(np. temperatury, czasu, częstotliwości). Badania można wykonywać w zakresie temperatur -150°C
do +600°C .W
W badaniach materiałów rusztowań DMA pozwala określić zmiany ich cech
wytrzymałościowych przy zmiennych cyklach obciążania, co korzystne jest np. przy ocenie
implantów kostnych do zastosowania w kończynach dolnych [29, 30].
3.7.5. Spektroskopia w podczerwieni z transformatą Fouriera
Spektroskopia IR - rodzaj spektroskopii, w której stosuje się promieniowanie podczerwone.
Najpowszechniej stosowaną techniką IR jest absorpcyjna spektroskopia IR, która służy do
otrzymywania widm oscylacyjnych (w zakresie dalekiej podczerwieni także przejścia rotacyjne).
Przy pomocy spektroskopii IR można ustalić jakie grupy funkcyjne obecne są w analizowanym
materiale.
Spektroskopia w podczerwieni umożliwia analizę zarówno struktury cząsteczek jak i ich
oddziaływania z otoczeniem. Jest jedną z podstawowych metod stosowanych w badaniu wiązań
wodorowych. Spektroskopia w podczerwieni (IR) to metoda analityczna wykorzystującą absorpcję
lub emisję promieniowania ze środkowego zakresu podczerwieni (o długości fali 2,5-50µm).
Najwięcej informacji uzyskujemy z zakresu promieniowania od 4000 cm-1
do 400 cm-1
(2,5-20µm).
Wszystkie cząsteczki wykazują drgania charakterystyczne, które można przypisać do
określonych wiązań lub grup funkcyjnych. Metoda ta dotyczy zmian energetycznych zachodzących
w wiązaniach na skutek ich deformacji (zmiana kątów między wiązaniami) i oscylacji (wydłużania
i skracania). Zmiany te zwązane są z pochłanianiem kwantu energii czyli zdolnością absorpcji
promieniowania o ściśle określonej długości fali. W widmie obserwujemy to w postaci pasm
walencyjnych i deformacyjnych. Cząstki mogą także wykazywać ruchy będące połączeniem
deformacji i oscylacji, wtedy pochłonięty zostaje inny kwant energii a w widmie pojawiają się
pasma kombinacyjne. Analiza takich pasm daje informacje o poszczególnych elementach
mikrostruktury. Spektroskopia IR jest wykorzystywana zarówno do identyfikacji substancji
(zwłaszcza związków organicznych), jak i do oznaczania ich zawartości.
Widmo FTIR można podzielić na dwie części. W pierwszej (4000-2000 cm-1
) są pasma
związane ze zmianami energii drgań walencyjnych (rozciągających) podstawowych podstawników:
grup OH, CH, NH2, SH itp. W drugiej części widma (2000-400 cm-1
) obserwujemy pasma związane
z drganiami deformacyjnymi, a także pasma pochodzące od drgań walencyjnych np. wiązań C=O,
C=C, C-N, C-Cl, C-C. W praktyce identyfikację pasm możę utrudniać to, że w cząsteczce
występują wszystkie opisane drgania jednocześnie,
Przy interpretacji wyników wykorzystuje się tablice opisujące miejsce występowania i
charakterystykę poszczególnych pasm drgań deformacyjnych i walencyjnych konkretnego
wiązania. Na tej podstawie określa się ilość wiązań i grup występujących w badanym materiale oraz
dokonuje się analizy jakościowej badanej próbki.
W odniesieniu do materiałów rusztowań spektroskopia w podczerwieni jest jednym z narzędzi
pozwalających oceniać zmiany w ich budowie pozwalające określić szybkość degradacji różnych
wiązań [30, 31].
3.7.6. Ubytek masy
Ubytek masy wyznacza się, aby określić stopień degradacji materiału po określonym czasie
ekspozycji w SBF. Ubytek masy wyznacza się porównując masę próbki wyjściowej z masą próbki
po ekspozycji w SBF. Obliczenia wykonuje się ze wzoru:
Um= m0−m1 /m0⋅100
Gdzie: Um - ubytek masy, m0 – masa próbki wyjściowej, m1 – masa próbki po ekspozycji w
SBF [31]
4. Część doświadczalna
4.1. Zakres pracy
Zakres wykonywanej pracy obejmował:
-syntezę poliuretanów o różnym udziale segmentów sztywnych
-syntezę kompozytów poliuretanowych z różnym udziałem segmentów sztywnych w
osnowie zawierających jednakową ilość Bioglassu®,
-syntezę kompozytów poliuretanowych z wybranej osnowy z różną zawartością
Bioglassu,
-ocenę struktury i właściwości materiałów litych (SEM, AFM, gęstość, kąt zwilżania)
-wytworzenie konstrukcji trójwymiarowych,
-sterylizację wykonanych materiałów,
-ocenę struktury i właściwości rusztowań (SEM, AFM, TGA, DSC, DMA, FTIR,
µCT),
-ekspozycję materiałów w roztworze SBF przez 2, 4, 8 i 12 tygodni,
-ocenę zmian w strukturze i właściwościach materiałów po ekspozycji w roztworze
SBF (ocena ubytku masy, SEM, TGA, DSC, DMA, FTIR, µCT).
4.2 . Materiały do badań
4.2.1 Substraty
Do syntezy materiałów użyto następujących substratów:
Izocyjanian: 4,4’-diizocyjanian dicykloheksylenometan (HMDI) o nazwie
handlowej 4.-4 Methylenbis (cyclohexyl isocyanate) 90% of isomers (Aldrich
Chemical Co).
Oligomerol: Polikaprolakton (PCL) o nazwie handlowej Polikaprolakton diol o
masie molowej ok. 2000 g/mol (Aldrich Chemical Co).
Przedłużacz łańcucha: Glikol etylenowy (GE) (POCH Gliwice)
Katalizator: Dilaurynian dibutylocyny (95%) (Aldrich Chemical Co)
Napełniacz 45S5 Bioglass® o średniej wielkości ziarna <10 μm
4.2.2. Synteza materiału
Syntezę materiałów przeprowadzono z zastosowaniem metody prepolimerowej z
wykorzystaniem reaktora próżniowego. Po odwodnieniu PCL, lub w przypadku
kompozytów - wcześniej przygotowanej mieszanki PCL z Bioglassem, w
temperaturze 120°C dodano HMDI. W przypadku poliuretanów bez napełniacza
dodawany był również katalizator w ilości 0,01%(mas.) w stosunku do masy poliolu.
Po wymieszaniu substratów w temperaturze 60°C wprowadzono GE i całość
wymieszano. Po odlaniu do foremnika materiał był utwardzany w temperaturze 110°C
przez 8h.
Z opisanych substratów i w opisany sposób wykonano serię poliuretanów
zawierających segmenty sztywne o różnej długości. Opis budowy poliuretanów
zestawiono w tabeli 1.
Tabela 1. Opis wykonanych materiałów
Opis
materiału
Skład
molowy
poliuretanu
PCL:HMDI:
GE
Udział
napełniacza,
% mas.
Masa molowa
segmentu
sztywnego,
g/mol
A 1:2:1 - 425
B 2:3:1 - 586
C 1:3:2 - 910
D 1:4:3 - 1234
E 1:5:4 - 1560
A20 1:2:1 20 425
B5 2:3:1 5 586
B10 2:3:1 10 586
B20 2:3:1 20 586
E20 1:5:4 20 1560
4.2.3. Wytworzenie konstrukcji trójwymiarowych
Trójwymiarowa struktura podłoży kształtowana była w procesie koagulacji kompozytów z
roztworu za pomocą nie rozpuszczalnika, połączonym z wymywaniem cząstek NaCl. Aby
wytworzyć podłoża, lite materiały zmielono za pomocą młynka laboratoryjnego. Tak przygotowany
materiał rozpuszczono w N-metylo-pirolidonie (NMP) przygotowując 15% roztwór PUR. Z tego
roztworu wykonano mieszaninę zawierającą 87% NaCl o rozmiarze cząstek 300-
Mieszaninę wylano do form teflonowych i zanurzono w wodzie destylowanej, która była nie
rozpuszczalnikiem w tym układzie. W wyniku wytrącania uzyskana została stała frakcja polimeru.
Po wyjęciu próbek z form płukano je przez 3 dni w wodzie destylowanej o temperaturze 23ºC ,
wymieniając wodę kilkakrotnie w ciągu dnia, aby usunąć pozostałości NaCl i resztki
rozpuszczalnika. Następnie próbki suszono przez 2 dni pod obniżonym ciśnieniem w temperaturze
37ºC. Przy zastosowaniu opisanego sposobu wytwarzania oraz zastosowanego stężenia roztworu
PUR w NMP z materiału litego E20 nie wytworzono rusztowanie bardzo kruche, nie nadające się
do zastosowania jako podłoże do hodowli tkanek.
4.2.4. Sterylizacja próbek
Przygotowanie materiałów do badań obejmowało również sterylizację próbek w celu
usunięcia wszelkich bakterii i drobnoustrojów. Przed sterylizacją próbki zostały umyte w wodzie
destylowanej, wysuszone, a następnie zważone. Tak przygotowane próbki poddano sterylizacji
radiacyjnej w Instytucie Chemii i Techniki Jądrowej w Warszawie w akceleratorze Elektronika
10/10. Próbki zostały wysterylizowane dawką 25 kGy.
4.2.5. Przygotowanie roztworu SBF
W celu zbadania bioaktywności wytworzonych materiałów przygotowano płyn SBF.
Najpierw odważono wszystkie potrzebne składniki w następujących ilościach (tab.2):
Tabela 2. Skład SBF
kolejność składnik 1000 mL
#0 Woda destylowana 750 mL
#1 NaCl 7.996 g
#2 NaHCO3 0.350 g
#3 KCl 0.224 g
#4 K2HPO4*3H2O 0.228 g
#5 MgCl2*6H2O 0.305 g
#6 1 kmol/m3 HCl 40 cm
3
#7 CaCl2 0.278 g
#8 Na2SO4 0.071 g
#9 (CH2OH)3CNH2 6.057 g
#10 1 kmol/m3 HCl do ustabilizowania pH
Do przygotowanego uprzednio polietylenowego pojemnika wlano 750ml wody destylowanej
po czym podgrzewano ją na mieszadle magnetycznym z podgrzewaczem do temperatury 37oC.
Następnie dodawano kolejne składniki, cały czas mieszając i utrzymując stałą temperaturę wody. Po
wymieszaniu składników, sprawdzano pH otrzymanego roztworu i w razie potrzeby dodawano HCl
po kropli tak, by pH roztworu wynosiło ok. 7,25 – 7,30. Przygotowany roztwór umieszczano w
lodówce w temperaturze ok. 5oC do czasu wykorzystania go do badań.
Wysterylizowane wcześniej próbki przeznaczone do badań w SBF umieszczano w
wysterylizowanych pojemnikach i zalewano roztworem SBF w stosunku wagowym 1:100. Z uwagi
na bardzo małą masę zalewanych próbek pojemniki umieszczano w suszarce pod próżnią aby
spowodować pełne zanurzenie próbek w roztworze. Następnie pojemniki z próbkami umieszczane
były na różne okresy czasu w cieplarce o temperaturze 37oC. Czasy na jakie próbki były zanurzane
w roztworze SBF to : 2, 4, 8 i 12 tygodni.
Po wyjęciu z roztworu SBF próbki przemywane były wodą destylowaną, a następnie
umieszczane w suszarce o temperaturze 37oC pod próżnią aż do uzyskania stałej masy tzn. stanu
4.3. Metodyka badań
Spektroskopia w podczerwieni z transformatą Fouriera (FT-IR)
Badanie przeprowadzono wykorzystując urządzenie firmy Thermo Electron model Nicolet
6700). Widma uzyskano wykorzystując metodę osłabionego całkowitego odbicia (ATR). Próbki
były skanowane 64 razy w zakresie częstotliwości 4000 – 400 cm-1
.
Spektroskopia w podczerwieni pozwala na uzyskanie informacji o wiązaniach znajdujących
się w materiale, dzięki czemu można monitorować przebieg degradacji. W poliuretanach ważne jest
też, żeby w otrzymanym PUR nie pozostały nieprzereagowane (wolne) grupy –NCO, co można
stwierdzić analizując widma FTIR.
Analiza termograwimetryczna (TGA)
Badanie wykonano przy pomocy urządzenia TGAQ500 firmy TA Instruments. Test polegał na
nagrzaniu próbki o masie około 10 mg do 600°C z prędkością 10º/min. Badanie przeprowadzano w
atmosferze azotu.
Krzywe uzyskane z badań pozwoliły na uzyskanie informacji na temat kolejnych etapów degradacji
termicznej. Na ich podstawie wyznaczono temperaturę 2 oraz 5% ubytku masy, określono też
Różnicowa kalorymetria skaningowa (DSC)
Badanie wykonano za pomocą urządzenia MDSC Q 1000 firmy TA Instruments. Badano próbki o
masie około 10mg zamknięte w hermetycznych szalkach. Badanie przeprowadzono w atmosferze
helu. Test polegał na kolejnym grzaniu, chłodzeniu i grzaniu próbek w zakresie temperatur -80 do
250 ºC, z prędkością 10ºC / min, przy amplitudzie 1ºC i okresie 40s. Dzięki tej technice uzyskano
informacje o przemianach zachodzących w materiale w czasie trwania eksperymentu.
Termiczna analiza dynamiczna właściwości mechanicznych (DMA)
Badanie wykonano na urządzeniu firmy Thermal Instruments model DMA Q800. Ściskaniu
poddano próbki o kształcie sześcianu o boku 3 mm. Użyto częstotliwości w zakresie 4,5 - 9 Hz.
Test prowadzono w stałej temperaturze 37°C, używają siły 0.01 N. Otrzymano wykres
przedstawiający zachowawczy moduł sprężystości (E’) w funkcji częstotliwości. Wyznaczono z
niego wartości modułu dla ściskania przy częstotliwości występującej w kości podczas chodzenia.
Skaningowa Mikroskopia Elektronowa (SEM)
Obserwacje mikroskopowe wykonano w Instytucie Wysokich Ciśnień PAN z zastosowaniem
wysokorozdzielczego mikroskopu skaningowego. Próbki zostały pokryte warstewką złota za
pomocą próżniowej napylarki (Polaron SC7640).
Porozymetria rtęciowa
Badanie przeprowadzono przy użyciu urządzenia Micromeritics Autopore II 9220. Test miał na celu
wyznaczenie wartości porowatości otwartej (Po) próbek porowatych.
Kąt zwilżania
Badanie przeprowadzono na próbkach litych metodą kropli kładzionej. Test przeprowadzono w
temperaturze pokojowej przy użyciu goniometru PGX (Fibro System AB).
Porowatość całkowita (Pc)
Obliczono ją na podstawie wzoru:
PC= 1−ρrusztowania
ρpo limeru/kompozytu
⋅ 100
gdzie: ρrusztowania - gęstość próbki porowatej obliczona na podstawie masy oraz rozmiarów próbki;
ρpo limeru /kompozytu - gęstość poliuretanu lub kompozytu PUR/Bioglass
Testy bioaktywności PUR i kompozytów PUR/ Bioglass
Próbki zostały zanurzone w SBF (Simulated Body Fluid - roztwór o stężeniu jonów soli
nieorganicznych zbliżonym do stężenia w osoczu krwi ludzkiej opracowany przez Kokubo).
Stosunek masy próbki do roztworu wynosił 1:100. Pojemniczki trzymano w temperaturze 37ºC. Po
2, 4, 8 i 12 tygodniach ekspozycji, próbki wyjmowano, przemywano wodą destylowaną i suszono
pod próżnią. Następnie materiały zostały poddane obserwacjom z zastosowaniem SEM oraz
badaniom DSC, TGA, DMA, μCT.
Ubytek masy po ekspozycji w SBF
W celu zbadania ubytku masy porowate próbki były dokładnie ważone przed umieszczeniem ich w
roztworze SBF i po wyjęciu z niego. Ubytek masy obliczano ze wzoru:
Δm=mt− mo
mo
⋅ 100
gdzie: mo - masa próbki przed włożeniem do SBF, mt - masa próbki po wyjęciu z SBF.
Badaniu poddano po 5 próbek z każdego materiału, ostateczny wynik jest średnią arytmetyczną
wyników tych pomiarów. Próbkę zarówno przed włożeniem do SBF jak i po wyjęciu dokładnie
suszono w temperaturze
Obserwacje z zastosowaniem mikroskopii sił atomowych (AFM)
Do obserwacji użyto urządzenia Multimode NanoScope Va (Digital Instruments, Santa Barbara,
CA). Obrazy topografii uzyskano przy użyciu trybu Tapping Mode. Przekroje próbek litych
przygotowano używając microtomu RM 2165 (Leica).
Mikrotomografia komputerowa (uCT)
Badanie przeprowadzono wykorzystując urządzenie SkyScan 1172. Badano próbki przed i po
ekspozycji w SBF, a następnie porównywano ich obrazy.
4.4. Wyniki badań
Wyniki badań materiałów będących przedmiotem pracy przedstawiono w dwóch podrozdziałach. W
pierwszym opisano materiały lite zarówno poliuretanowe jak i kompozyty, w kolejnym rusztowania
poliuretanowe oraz kompozytowe poliuretan/ Bioglass.
4.4.1. Materiały lite
W ramach pracy przeprowadzono tylko wybrane badania materiałów litych, były to spektroskopia
w podczerwieni, aby określić m.in. czy materiał nie zawiera nieprzereagowanych grup NCO
(FTIR). W celu określenia rozmieszczenia Bioglassu® w osnowie przeprowadzono obserwacje
SEM i AFM. Oceniono także ich gęstość i kąt zwilżania.
4.4.1.1. Wyniki obserwacji mikroskopowych
Wyniki obserwacji mikroskopowych kompozytów zawierających 20 % Bioglassu ® pokazano na
rys. 9, a kompozytów B5 i B10 na rys. 10.
a) b) c)
Rys. 9. Obrazy mikroskopowe SEM kompozytów: a) A20, b) B20, c) E20
a) b)
Rys. 10. Obrazy mikroskopowe SEM kompozytów: a) B5 i b) B10
Obserwacje mikroskopowe pozwalają zauważyć, że napełniacz jest stosunkowo dobrze
rozmieszczony w osnowie, ale występują również jego aglomeraty. Zauważono, że w zależności od
zastosowanej osnowy występują różnice w wielkości aglomeratów napełniacza i różne jest
połączenie napełniacza z osnową.
4.4.1.2. Wyniki obserwacji przy pomocy mikroskopii sił atomowych
Technika AFM została wykorzystana do oceny rozkładu napełniacza w kompozytach
poliuretanowych z Bioglassem. Obrazowanie z zastosowaniem AFM prowadzono w trybie Tapping
Mode. Analiza prowadzona w tym trybie pozwala uzyskać informacje na temat zmian sztywność
powierzchni badanych próbek, a tym samym zmian modułu Younga. Na rys. 11 przedstawiono
obrazy AFM powierzchni przekrojów kompozytów B5 i B10.
Rys. 11. Obrazy powierzchni przekroju materiałów B5 i B10
Uzyskane obrazy wyraźnie przedstawiają, dwufazową morfologię, na którą składają się
jasne obiekty (cząstki Bioglassu) oraz ciemniejsza matryca. Bioglass tworzy duże aglomeraty o
rozmiarze około 5 μm i znacznie mniejsze o rozmiarze około 100-300 nm. Obrazy powierzchni
kompozytów pozwalają stwierdzić, że cząstki Bioglassu®
nie są dobrze połączone z poliuretanową
osnową.
4.4.1.3. Wyniki badania gęstości oraz kąta zwilżania
Wyznaczone wartości gęstości i kąta zwilżania przedstawia tabelka 3.
Tab. 3.Wartości kąta zwilżania oraz gęstości
Próbki A B C D E A20 B5 B10 B20 E20
75 71 73 72 75 69 72 67 69 74
d
[ g/cm3]
1,1
4 1,05 1,09 1,09 1,11 1,24 1,13 1,17 1,26 1,15
Statyczne pomiary kąta zwilżania dla polimerowych próbek potwierdziły hydrofilowy charakter
polimerów i kompozytów. Warto zauważyć, że kąty na wszystkich próbkach są niższe niż kąty
zwilżania poliuretanów stosowanych komercyjnie (75-80 º) i polistyrenu stosowanego jako
odnośnik w hodowlach komórkowych 80-85 º.
4.4.1.4. Badanie za pomocą spektroskopii w podczerwieni
W celu analizy wiązań chemicznych występujących w materiale zastosowano spektroskopię w
podczerwieni. Na rys. 12 przedstawiono widma materiałów polimerowych o różnym udziale
segmentów sztywnych.
* *5lity
* *1,5lity
* *2lity
* *3lity
* *4lity
0,00
0,05
0,10
0,15
0,20
0,25
0,30
0,35
0,40
0,45
Ab
so
rb
an
cja
500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000
Liczby falowe (cm-1)
Rys. 12. Widma FTIR materiałów A, B, C, D, E
W tabeli 4 zebrano wartości liczb falowych odpowiadające poszczególnym wiązaniom
występującym w badanych materiałach.
Pasmo
(cm-1
)
Opis pasma
3330 - 3450 rozciągające N–H ( nie związane)
2934, 2916 rozciągające C–H
CH2 asymetryczne rozciągające
1463,1419, 1396,
1365, 1295
-CH2 asymetryczne rozciągające
1722-1690 Amidowe I
1522 Amidowe II
1225-1239 Amidowe III
1039-1044 –C-O-C-
3369, 3420 rozciągające N–H ( związane)
1740-1600 C=O
1698, 1721 rozciągające C=O związane
Piki charakterystyczne dla segmentów giętkich występują przy częstotliwości: 2934 cm-1
, 2850 cm-
1, 1449 cm
-1 oraz 1463 cm-1. Wartości w zakresie 1164 cm-1 i 1096 cm-1 są związane z drganiami
grup wiązania estrowego. Na żadnym z widm nie obserwowano występowania pasma 2250 cm-1
charakterystycznego dla drgań grupy – NCO, co wskazuje, że w materiałach tych nie pozostały
nieprzereagowane, wolne grupy izocyjanianowe.
Na rys. 13 zestawiono widma kompozytów z Bioglassem®. Piki charakterystyczne dla
Bioglassu® to pik przy częstotliwości 1440 cm-1
pochodzący od grupy (-CO2-3
) oraz pik przy
częstotliwości 1031 cm-1
wynikający z drgań grupy (-PO3- 4
).
* *1,5+20 lity
* *2+5 lity
* *2+5bd lity
* *2+10 lity
* *2+20 lity
* *5+20 lita
0,05
0,10
0,15
0,20
0,25
0,30
0,35
0,40
0,45
0,50
0,55
Ab
so
rb
an
cja
500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000
Liczby falowe (cm-1)
Rys. 13. Widmo FTIR materiałów A20, B5, B10, B20, E20
4.3.2. Trójwymiarowe rusztowania
4.3.2.1. Wyniki obserwacji z zastosowaniem skaningowej mikroskopii elektronowej
Zdjęcia ze skaningowego mikroskopu elektronowego przedstawione na rys. 16 - 22 obrazują
zróżnicowaną architekturę wytworzonych rusztowań.
Rys. 14. Obrazy SEM rusztowań z poliuretanu A
Rys. 15. Obrazy SEM rusztowań B
Rys. 16. Obrazy SEM rusztowanń C
Rys. 17. Obrazy SEM rusztowań D
Rys. 18. Obrazy SEM rusztowań E
Rys. 19. Obrazy SEM rusztowań A20
Rys. 20 Obrazy SEM rusztowań B5
Rys. 21 Obrazy SEM rusztowań B10
Rys. 22 Obrazy SEM rusztowań B20
Przedstawione na rys. 16 – 22 rusztowania charakteryzują się bardzo zróżnicowana
architekturą, przy czym pory wytworzone w materiałach bez napełniacza charakteryzują się
większą regularnością. Można także zauważyć, że ściany materiałów kompozytowych są grubsze
od ścian materiałów bez napełniacza. We wszystkich wytworzonych rusztowaniach znajdują się
nieregularne, lekko zaokrąglone makropory oraz rozmieszczone, głównie w ścianach, mniejsze
pory. Na wszystkich obrazach podłoży widoczne są makropory połączone ze sobą. Ta cecha
kwalifikuje wytworzone rusztowania dla zastosowania w inżynierii tkankowej kości.
Dla sprawdzenia bioaktywności wytworzonych rusztowań wytworzone materiały
eksponowano na działanie SBF. Przeprowadzono obserwacje materiałów rusztowań po ekspozycji
w SBF, ich obrazy SEM przedstawiono na rys. 23 - 31.
a) b) c)
Rys. 23. Poliuretan A przed (a) i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF (b,c)
a) b) c)
Rys. 24. Poliuretan A20 przed (a) i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF (b,c)
a) b) c)
Rys. 25. Poliuretan B przed (a) i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF (b,c)
a) b) c)
Rys. 26. Kompozyt B5 przed (a) i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF (b,c)
a) b) c)
Rys. 27. Kompozyt B10 przed (a) i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF (b,c)
a) b) c)
Rys. 28. Kompozyt B20 przed (a) i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF (b,c)
a) b) c)
Rys. 29. Poliuretan C przed (a) i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF (b,c)
a) b) c)
Rys. 30. Poliuretan D przed (a) i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF (b,c)
a) b) c)
Rys. 31. Poliuretan E przed (a) i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF (b,c)
Zdjęcia SEM ( rys.23 – 31) pokazują zmiany w porowatej strukturze poliuretanów i
kompozytów jakie zaszły po 12 tygodniach degradacji w SBF.
Przebieg degradacji materiałów polimerowych zależy między innymi od postaci materiału.
W przypadku wszystkich semikrystalicznych polimerów w pierwszej kolejności degradują obszary
amorficzne. W badanych materiałach występuje faza krystaliczna utworzona przez segmenty
giętkie. Krystality tej fazy tworzą struktury nadcząsteczkowe w postaci sferolitów. Sferolity to
struktury, których szkielet tworzy faza krystaliczna powstała z lamel. Szkielet sferolitów jest
wypełniony fazą amorficzną.
Na obrazach poliuretanu A po degradacji obserwujemy wyraźną zmianę jego struktury (rys.
23b, c). Na zdjęciu o większym powiększeniu widać miejsca o kształcie szkieletu sferolitów, który
pozostał po degradacji fazy amorficznej. Dla pozostałych poliuretanów na ich powierzchni
zaobserwowano występowanie pojedynczych płytek i małych ich zgrupowań osadzonych z
roztworu SBF ( rys. 25, 29, 30, 31). Natomiast na powierzchniach kompozytów zaobserwowano
występowanie kul apatytów złożonych z płytek (rys. 24, 26, 27, 28). Przy czym im większy udział
napełniacza w kompozycie o osnowie z poliuretanu B, tym więcej apatytów obserwuje się na
powierzchni kompozytu.
4.3.2.2. Wyniki badań uzyskane przy zastosowaniu porozymetrii rtęciowej
W wyniku badań wykonanych z zastosowaniem porozymetrii rtęciowej określono wielkości makro
i mikroporów wytworzonych rusztowań, które zestawiono w tabeli 5.
Wyniki uzyskane w porozymetrii rtęciowej potwierdzają obecność małych porów w
ściankach i otwartokomórkową strukturę rusztowania. Wielkość makroporów wynosi 230 – 340 μm
i mieści się w granicy jaka jest pożądana dla rusztowań stosowanych do hodowli tkanek kostnych.
Na obrazach rusztowań widoczne były dwa rodzaje mikroporów łączących makropory o rozmiarze
w zakresie od 10 do 90 μm i znacznie mniejsze o rozmiarze poniżej 10 μm. Na podstawie badań
obliczono średnią wielkość porów stwierdzono, że mieści się ona w zakresie od 4,3 do 28,4 μm.
Tabela 5. Wyniki analiz z zastosowaniem porozymetrii rtęciowej
Próbka
Średnia
wielkość
makroporów
[μm]
Wielkość
mikroporów I
połączonych
[μm]
Wielkość
mikroporów II
połączonych
[μm]
Średnia wielkość
porów
[μm]
A 340 50-90 <10 5
A20 230 20-40 <10 4.3
B 300 10-60 <10 15.9
B5 270 15-40 <10 7.7
B10 300 15-40 <10 14.3
B20 330 20-40 <10 7.3
C 300 20-40 <10 11,7
D 310 15-60 <10 28,4
E 340 20-60 <10 12,1
4.3.2.3. Wyniki badań tomografii komputerowej
przed i po 12
tygodniowej ekspozycji w SBF. Na rys. 32 – przedstawiono obrazy struktur rusztowań uzyskane w
wyniku obróbki wyników z mikrotomografu. Okazało się że kompozyty charakteryzują się
strukturą o większej zawartości porów od materiałów bez napełniacza. Korzystając z metody
tomografii komputerowej skupiono się przede wszystkim nad różnicami pomiędzy poliuretanem a
kompozytem o tej samej osnowie.
Rys. 3
Rys. 33. Obraz uzyskany w uCT dla materiału B20
Na podstawie wyników z mikrotomografu opisano porowatości rusztowań, co
przedstawiono w tab. 6.
2 mm 2 mm
Tabela 6. Wyniki analizy porowatości z zastosowaniem mikrotomografii
Próbka Pt
[%]
P
[%]
P1
[%]
D
[μm]
D1
[μm]
C
[%]
C1
[%]
A 88.1 65.0 68.0
A20 81.2 76.5 64.5 158 142 34 41
B 66.9 61.5 75.5
B5 79.6 72.5 48.5 243 112 36 56
B10 86.5 80.5 77.5 248 202 14 20
B20 81.8 70.0 78.0 135 190 39 21
Gdzie: Pt- porowatość całkowita; P, P1- Porowatość przed i po inkubacji w SBF; D, D1-
największy rozmiar porów występujących w materiale przed i po ekspozycji w SBF
C,C1- zawartość procentowa porów o wielkości <100µm dla materiałów przed i po ekspozycji w
SBF
Wszystkie wykonane rusztowania wykazują wysoką porowatość w zakresie 50 – 80 % obj.
Całkowita porowatość podłoży poliuretanowych kształtuje się na poziomie ok. 60-65%, podłoża z
kompozytów mają wyższą porowatość niż w przypadku poliuretanu, wynosi ona ok. 80 – 86%.
Wyniki uzyskane przy pomocy mikrotomografii komputerowej, porozymetrii rtęciowej oraz
zdjęcia SEM pozwalają w pełni scharakteryzować porowatość zarówno materiałów przed jak i po
ekspozycji w SBF.
Średnia wielkość porów dla wszystkich wytworzonych rusztowań jest większa niż 100 m,
przyjmuje się że optymalna wielkość porów rusztowań dla inżynierii tkankowej powinna wynosić
od 100-400um. Można więc stwierdzić, że wytworzone rusztowania spełniają wymagania
dotyczące porowatości stawiane podłożom do hodowli tkanek kostnych.
4.3.2.5.Wyniki badań z zastosowaniem różnicowej kalorymetrii skaningowej
Badania z zastosowaniem różnicowej kalorymetrii skaningowej zostały wykonane aby
scharakteryzować materiały rusztowań, w tym ocenić zawartość fazy krystalicznej. Jest to istotne,
gdyż faza krystaliczna może spowodować spowolnienie degradacji materiału. Ponadto wyniki tej
analizy pozwolą ocenić, jak dodatek napełniacza wpłynie na organizację makrocząsteczek.
Na rys.35 przedstawiono zestawienia przykładowych krzywych pozwalające na
porównanie materiału oraz materiałów z różną zawartością napełniacza przed
ekspozycją w SBF a na rys. 36 po ekspozycji w SBF. W tabeli 7 zestawiono wartości
parametrów charakterystycznych wyznaczone na podstawie wyników badania z
zastosowaniem DSC dla materiałów zarówno przed jak i po ekspozycji w SBF.
Rys. 35. Termogramy DSC materiałów rusztowań B, B5, B10 oraz B20 materiałów przed
ekspozycją w SBF
Rys. 36. Termogramy DSC materiałów rusztowań B, B5, B10 oraz B20 po 12 tygodniach
ekspozycji w SBF.
Tabela 7. Zestawienie parametrów charakterystycznych badanych materiałów przed i po ekspozycji
w SBF wyznaczone na podstawie termogramów
Materiał
rusztowania
Tg
[˚C]
Tg1
[˚C]
Tm
[˚C]
Tm1
[˚C]
ΔHm
[J/g]
ΔHm1
[J/g]
A -47,7 -45,7 42,8 42,9 42,9 46,9
A20 -46,5 -44,6 49,5 49,6 35,2 37,8
B -47,9 -46,1 45,5 48,5 31,6 32,9
B5 -45,2 -42,0 44,1 49,4 35,5 35,2
B10 -41,6 -42,6 46,5 50,4 34,2 34,4
B20 -42,0 -34,9 47,2 51,7 34,3 39.6
C -50,7 -46,5 44,6 54,7 16,4 17,9
D -50,8 -51,9 47,7 56,9 3,9 9,4
E -52,5 -53,3 47,3 48,5 0,7 3,3
Gdzie: Tg, Tg1 – temperatura zeszklenia materiałów porowatych przed i po 12 tygodniach
ekspozycji w SBF; Tm, Tm1 – temperatura topnienia materiałów porowatych przed i po 12
tygodniach ekspozycji w SBF; ΔHm,ΔHm1 – zawartość fazy krystalicznej materiałów porowatych
przed i po 12 tygodniach ekspozycji w SBF
Temperatura zeszklenia segmentów miękkich (Tg) wzrastała wraz ze wzrostem udziału
segmentów sztywnych w PUR oraz wraz ze zwiększaniem ilości Bioglassu w poliuretanowej
osnowie. Po ekspozycji w SBF temperatura zeszklenia fazy miękkiej poliuretanów wzrasta, co
wskazuje, że spadła giętkość segmentów giętkich makrocząsteczek PUR. Spadek giętkości tych
segmentów może być wynikiem usieciowania zachodzącego w wyniku procesów degradacji oraz
narastania na powierzchni rusztowań sztywnych warstw apatytów.
Na krzywych DSC zaobserwowano temperatury topnienia materiałów w zakresie temperatur
43- 50 ˚C. Temperatury topnienia miękkich segmentów wzrastały wraz ze wzrostem zawartości
napełniacza, dla kompozytów B5 względem poliuretanu B okazała się niższa. Po ekspozycji w SBF
wzrastają temperatury topnienia fazy krystalicznej fazy miękkiej poliuretanów, przyczyny takich
zmian są podobne do przyczyn zmian Tg.
Entalpia topnienia poliuretanów zmniejsza się ze wzrostem udziału segmentów sztywnych w
osnowie poliuretanów, co wskazuje, ze spada zawartość fazy krystalicznej w fazie miękkiej. Po
ekspozycji w SBF wzrasta entalpia topnienia wszystkich badanych rusztowań, co wskazuje, że w
materiałach tych jest więcej fazy krystalicznej i/lub zaszły takie zmiany w materiale rusztowań,
które powodują, że do przemiany tej potrzeba więcej energii. Przyczyną omawianych zmian są
takie same jak przyczyny zmian Tg i Tm.
Entalpia topnienia dla kompozytu A20 okazała się niższa niż dla samej osnowy A, co
wskazuje, że wprowadzenie napełniacza do tej osnowy ogranicza zdolność osnowy do krystalizacji.
Dla kompozytów B entalpia topnienia była wyższa niż osnowy. Takie zmiany wskazują, że
napełniacz zmienia przebieg krystalizacji fazy miękkiej poliuretanów.
Wzrost entalpii przemiany po ekspozycji w SBF dla kompozytów jest podobny jak dla
materiałów osnowy, co wskazuje, że w materiałach tych zaszły podobne zjawiska.
Największe zmiany po ekspozycji w SBF obserwowano dla kompozytu B20.
4.3.2.6. Termiczna analiza dynamiczna właściwości mechanicznych
Analizę z zastosowaniem DMA wykonano w zakresie częstotliwości dobranym do chodu
człowieka, przyjmując, ze badane materiały będą służyły do hodowli tkanek na implanty w
kończynach dolnych. Człowiek chodzi z prędkością v = 2,5 m / s ,długość jego kroku d = 0,65 m
(mężczyźni) i 0,5 m (kobiety). Chód człowieka można przełożyć na częstotliwości f zgodnie z
równaniem f = v / d, co daje nam wynik 4,5 Hz . W trakcie szybkiego marszu wzrasta częstotliwość
do ok. 10Hz. Dlatego też przyjęto, że materiały rusztowań będą obciążane przy częstotliwości z
zakresu 4 – 10Hz.
Krzywe uzyskane w trakcie analiz DMA przedstawiono na rys. 37.
Rys. 37. Wykres zmian zachowawczego modułu sprężystości próbek B, B5, B10, B20 uzyskane w
badaniu DMA
Tabela 8. Zachowawczy moduł sprężystości wyznaczony przy częstotliwości 4,5Hz
Materiał
rusztowania
E’
[MPa]
E’1
[MPa]
A 0.12 0.36
A20 0.78 0.52
B 0.17 0.52
B5 0.48 0.46
B10 0.69 0.29
B20 0.81 0.14
C 0,2 0,5
D 0,25 0,63
E 0,38 0,65
Gdzie: E’, E’1 – zachowawczy moduł sprężystości materiałów porowatych przed i po 12 tygodniach
ekspozycji w SBF
Zachowawczy moduł sprężystości wyznaczony przy częstotliwości 4,5Hz dla kompozytów
wzrasta wraz ze wzrostem zawartości napełniacza. Dla kompozytów A20 moduł jest 6,5 razy
wyższy niż w przypadku poliuretanu A, zaś dla kompozytów B5, B10, B20 jest odpowiednio 2,8
razy, 4,1 razy i 4,8 razy wyższy niż w przypadku materiału B.
Po 8 tygodniach zanurzenia w SBF moduł sprężystości kompozytów wzrósł, jednak po 12
tygodniach spadł, dla kompozytów A20, B5, B10, B20 spadek wyniósł kolejno 30%, 4%, 60%,
83%. Takie zmiany modułu rusztowań wskazują, że z masy rusztowań ubywa napełniacza, który go
zwiększał.
Dla materiałów bez napełniacza zauważono wzrost modułu sprężystości po inkubacji w
SBF, co wskazuje, że mogło dojść do usieciowania makrocząsteczek po degradacji i/lub pokrycia
ich powierzchni apatytami.
4.3.2.6. Analiza termograwimetryczna
Zmiany w materiałach rusztowań spowodowane degradacją w SBF, można ocenić też poprzez
wykonanie analizy termograwimetrycznej. Przykładowe krzywe uzyskane w trakcie analizy TGA
przedstawiono na rys. 38.
Rys. 38. Wykres zmiany masy w funkcji temperatury dla materiałów B i D przed i po 12 tygodniach
ekspozycji w SBF
Na podstawie termogramów TGA badanych materiałów rusztowań przed i po ekspozycji w
SBF wyznaczono temperatury maksymalnej szybkości degradacji poszczególnych etapów ich
degradacji oraz określenie ilości pozostałości masy po badaniu do temperatury 600°C, wyznaczone
wartości zestawiono w tabeli 9.
Poliuretany należą do materiałów stosunkowo niestabilnych termicznie temperatura
rozkładu różnych wiązań tych materiałów zależy od struktury poliuretanu. W trakcie degradacji
mogą występować trzy mechanizmy rozkładu: dysocjacja do izocyjanianu i alkoholu, tworzenie
pierwotnych aminy i olefin oraz tworzenia wtórnych aminy i dwutlenku węgla. W trakcie
degradacji termicznej poliuretanu zachodzą następujące procesy: rozpad wiązań uretanowych,
degradacja segmentów giętkich i uwalnianie składników lotnych.
Przyjmuje się, że po ulotnieniu się produktów lotnych z PUR w temperaturach poniżej 200
ºC dalszy proces degradacji PUR przebiega w dwóch etapach. W pierwszym etapie rozkładu w
zakresie temperatur od 200 do 370 ºC następuje proces rozkładu segmentów sztywnych. W drugim
etapie między 370 a 500º C następuje degradacja segmentów giętkich.
Tabela 9. Zestawienie wyników analizy TGA materiałów rusztowań
Materiał
rusztowania
T1
[˚C]
T2
[˚C]
T1'
[˚C]
T2'
[˚C]
T3'
[˚C]
P1 550˚C
[%]
P2 550˚C
[%]
A 354 351 1,02 1,83
A20 292 327 312 377 407 13,08 11,7
B 343 349 2,66 4,99
B5 291 319 309 382 410 3,99 9,33
B10 305 369 303 340 405 4,95 5,58
B20 293 324 334 383 15,74 14,97
C 350 341 1,45 4,65
D 334 339 2,65 3,03
E 333 325 0,89 1,55
Gdzie: T1, T2 – temperatury maksymalnej szybkości degradacji poszczególnych etapów degradacji
materiałów rusztowań; T1', T2' , T3' - temperatury maksymalnej szybkości poszczególnych etapów
degradacji materiałów rusztowań po 12 tygodniach ekspozycji w SBF, P1 550˚C, - pozostałość masy
po degradacji w temperaturze 550°C, P2 550˚C, - pozostałość masy po degradacji w temperaturze
550°C po 12 tygodniach ekspozycji w SBF
W wyniku obserwacji z zastosowaniem skaningowego mikroskopu elektronowego stwierdzono, że
na materiałach osadzają się apatyty. Wykonanie badania TGA próbek przed i po ekspozycji w SBF,
pozwoliło na porównanie zmian w ilości pozostałej masy po kolejnych czasach moczenia w
sztucznym osoczu. Przykładowy wykres (rys. 38) wykazuje, że nawet w materiałach bez
napełniacza różnica pomiędzy próbką wyjściową i tą po 12 tygodniach ekspozycji jest znaczna.
Wynik ten potwierdza osadzanie się osadów mineralnych (apatytów) na powierzchni materiału.
W przypadku kompozytów B5 oraz B10 zaobserwowano wzrost pozostałości masy
po 12 tygodniach ekspozycji w SBF. Kompozyty A20 i B20 charakteryzowały się nieznacznie
niższą wartością pozostałości masy po degradacji w temperaturze 550°C, jest to spowodowane
przechodzeniem Bioglassu do roztworu. Zmiany przebiegu degradacji materiału A20 przedstawia
rys. 39.
Rys. 39. Wykres zmiany masy w funkcji temperatury dla materiału A20 przed i po 2, 4, 8 oraz 12
tygodniach ekspozycji w SBF
4.3.2.7. Ubytek masy
Przebieg degradacji obserwowano analizując zmianę masy próbek porowatych w trakcie ekspozycji
w SBF, wyniki analiz dla próbek poliuretanowych przedstawiono na rys.39 a kompozytowych na
rys. 40. Degradacja PUR 4 i 5 przebiega szybciej niż degradacja pozostałych materiałów najwolniej
degradował PUR 3. Takie zmiany w szybkości degradacji wynikają z różnic w ilości fazy
krystalicznej w tych materiałach, o czym świadczy wartość ich ΔHm’, zawartości segmentów
sztywnych i różnicy w porowatości rusztowań. Jednakże całkowita zmiana masy badanych PUR po
12 tygodniach ekspozycji w SBF (Δm) wzrasta wraz ze wzrostem długości ich segmentu
sztywnego. Wartość ta jest wynikiem procesu degradacji PUR i tworzenia się warstwy apatytów na
ich powierzchni.
-2
-1
0
1
2
3
4
5
0 2 4 6 8 10 12 14
Czas ekspozycji w SBF, tygodnie
Ub
yte
k m
asy,
% 1
2
3
4
5
Rys. 39. Wyniki analizy ubytku masy w trakcie ekspozycji w SBF poliuretanów: 1) A, 2) B, 3) C, 4)
D, 5) E
Rys. 40. Wynik badań degradacji kompozytów o osnowie B
Analizując przebieg degradacji materiałów kompozytowych wykonanych z poliuretanu B
można stwierdzić, że ich degradacja przebiega w sposób zróżnicowany. Największy ubytek masy
stwierdzono, dla kompozytu B20, co może wynikać z ubytku Bioglassu w trakcie ekspozycji w
SBF.
4.2.3.7.Analiza FTIR
Jedną z częściej używanych do analizy przebiegu degradacji polimerów i ich kompozytów technik
jest spektroskopia w podczerwieni. Na rys.41 przedstawiono widma kompozytu B20 po kolejnych
etapach ekspozycji w SBF.
Rys.
41. Widma FTIR kompozytu B20 po kolejnych etapach ekspozycji w SBF
Pasmo 1292 cm-1
pochodzi od drgań rozciągających grup -NH-CN, ich intensywność spada
ze wzrostem czasu ekspozycji. Spada też intensywność pasma przy 2927 cm-1
pochodzącego od
drgań rozciągających grupy C-H grupy metylowej. Oznacza to, że degradacja tej grupy
poliuretanów zachodzi w wyniku hydrolizy wiązania uretanowego zawierającego twarde i miękkie
segmenty. Jeśli chodzi o twarde segmenty, zmiany następują w intensywności piku w 1522 cm-1
.
Jednocześnie hydroliza uretanu sprawia, że osłabia się pik 1725 cm-1
. Nowy pik 3186 cm-1
może
pochodzić z C-NH powstającego w wyniku hydrolizy.
Postęp degradacji PUR wiąże się ze zmianą stopnia rozdziału faz. Wyniki FT-IR
potwierdzają zmiany wykazane w innych badaniach wytworzonych w ramach pracy materiałów.
Poliuretany i kompozyty po zanurzeniu w SBF charakteryzują się słabszymi wiązaniami
charakterystycznymi dla PCL w 1242, 1165, 1096 i 1040 cm-1. 1165 cm-1
i 1084 cm-
1 pochodzącymi od drgań rozciągających grupy C(O)-O?? i grupy O-C miękkich
segmentów.
Widma kompozytów B20 po 12 tygodniu inkubacji wykazały, że szczyt intensywności
pasma przy 1165 cm-1
i 1084 cm-1
znacznie się zmniejszył w porównaniu z próbkami nie
poddanymi ekspozycji. Zmniejszenie intensywności tych pików po 12 tygodniach zanurzenia w
SBF można przypisać hydrolizie estru przy powierzchni rusztowań.
Po zanurzeniu w SBF na 12 tygodni kompozytów ujawnia się wiele nowych pasm takich
jak: 3762 cm-1
[92] i 3661 cm-1
[93,94], które pochodzą od drgań rozciągających grup
krzemianowych Si-OH, dwa od drgań antysymetrycznych rozciągających grup OH (3635 cm-1
) i od
drgań symetrycznie rozciągających (3550 cm-1
), 3186 cm-1
(-CO3)2-
. Pasma absorpcji od drgań
grupy fosforanowej na 603 i 565 cm-1
wraz z pasmem absorpcji grupy węglanowej w 1448 cm-1
, są
zgodne z pikami z widm FTIR biologicznie aktywnych apatytów .
Po zanurzeniu w SBF na powierzchni podłoży kompozytowych powstały osady z degradacji
Bioglassu, które zawierają jony Si-OH, Ca2+
, PO4 3-
i CO3 2-
.
Na powierzchni kompozytów B20 stwierdzono słabe sygnały w 1514 cm-1
, 1448 cm-1
, 1414
cm-1
, 870 cm-1
, które mogą być związane z powstaniem syntetycznego hydroksyapatytu.
4.3. Podsumowanie
Analiza obrazów AFM i SEM wskazuje, że dyspersja Bioglassu w osnowie poliuretanowej
jest dość dobra, a występujące w osnowie aglomeraty nie są zbyt duże. Cząstki Bioglassu nie są
dobrze połączone z osnową.
Z PUR i kompozytów wytworzono przy użyciu tych samych parametrów dla wszystkich
materiałów porowate podłoża. Podłoże wytworzone z kompozytu E 20 było bardzo kruche.
Wytworzone podłoża charakteryzowały się porowatością powyżej 70%, co jest wystarczające
dla inżynierii tkankowej. Rusztowania poliuretanowe oraz kompozytowe miały otwarte makropory
połączone siecią mikroporów. Rozmiary makroporów rusztowań wahają się w zakresie od 100 do
350μm, a mikroporów są mniejsze niż 100 mikrometrów.
Na procesu formowania struktury porowatej wpływ mają:: zawartość segmentów sztywnych
w poliuretanowej osnowie, jej stopień krystaliczności oraz udział Bioglassu.
Właściwości mechaniczne podłoży zmieniają się wraz ze zmiana cech PUR i udziału
Bioglassu w kompozytach. Moduł rusztowania może ułatwić rozprzestrzenianie komórek
kościotwórczych i wspomóc regenerację kości. Wartości modułu dla rusztowań według doniesień
literaturowych powinna wynosić od 0,08 do 3,4 MPa. Poliuretany i kompozyty w niniejszej pracy
wykazywały się modułem sprężystości od 0,12 do 0,81 MPa czyli mieściły się w zakresie
wymaganym dla rusztowań do hodowli tkanek kostnych.
Analiza FTIR wykazała, że w badanych materiałach rusztowań degradacji ulegają zarówno
twarde jak i miękkie segmenty.
Obrazy SEM pokazują, że na powierzchni podłoża osadziły się płytki i aglomeraty osadów
apatytowych i / lub hydroksyapatytu. Wyniki te wskazują, że kompozyty wykazują możliwość
zainicjowania tworzenia HA.
Wyniki analizy z zastosowaniem mikrotomografii komputerowej dopełniły informacji na
temat struktury porów przed i po inkubacji. Spadek rozmiaru porów po inkubacji w SBF wskazuje,
że na materiałach rusztowań z kompozytów A20, B5 i B10 osadziły się apatyty.
4.4. Wnioski
Na podstawie otrzymanych badań można stwierdzić, że wytworzone materiały spełniają
podstawowe wymagania inżynierii tkankowej:
otrzymane podłoża charakteryzują się hydrofilowością, porowatością całkowitą oraz otwartą
podobnymi do innych materiałów stosowanych do hodowli komórkowych,
badania rusztowań po ekspozycji w SBF wykazały, że dochodzi do zmian struktury wskutek
procesów degradacji materiałów z których je wykonano,
wprowadzenie napełniacza powoduje wzrost sztywności rusztowań i aktywizuje procesy narastania
na ich powierzchni apatytów.
5. Spis literatury
1.D. Puppi, F. Chiellini, A.M. Piras, E. Chiellini, Polymeric materials for bone and cartilage repair,
Progress in Polymer Science 35 (2010) 403–440
2.H. H. Lu, S. D. Subramony, M. K. Boushell, and X. Zhang, Tissue Engineering Strategies for the
Regeneration of Orthopedic Interfaces, Annals of Biomedical Engineering, Vol. 38, No. 6, June
2010 ( 2010) pp. 2142–2154
3.L. G. Griffith, polymeric biomaterials, Acta mater. 48 (2000) 263±277
4.S. M. Warren, K. D. Fong, R. P. Nacamuli, MD, H. M. Song, T. D. Fang and M. T. Longaker,
Biomaterials for skin and bone replacement, Operative Techniques in Plastic and
Reconstructive Surgery, Vol 9, No 1: pp IO-15
5.K. H. Karlsson, L. Hupa, Thirty-five years of guided tissue engineering, Journal of Non-
Crystalline Solids 354 (2008) 717–721
6.M. Nałęcz ,,Biocybernetyka i Inżynieria Biomedyczna 2000” Tom 4, S. Błażewicz, L. Stoch
,,Biomateriały” Akademicka Oficyna Wydawnicza EXIT, Warszawa 2003
7.J. Marciniak ,,Biomateriały” Wydawnictwo Politechniki Śląskiej, Gliwice, 2002
8.S.C. Mendes, J.D.De Bruijn, C.A. Van Blitterswijk ,,Cultured bone on biomaterial substrates”.
W: ,,Polymer based systems on tissue engineering, replacement and regeneration”, edited by
Rui L. Reis and Daniel Cohn, Kluwer Academic Publishers, Dordrecht, 2002, NATO Science
Series, II Mathematics, Physics and Chemistry – Vol. 86, 265-298
9.J. Płonimski, K. Kwiatkowski, Przeszczepy kostne
10.A. Kaźnica, R. Joachimiak, T. Drewa, T. Rawo, J. Deszczyński, Nowe trendy w inżynierii
tkankowej, Artroskopia i Chirurgia Stawów, 2007; 3(3): 11-16
11.Maria Magdalena Grolik, Sylwia Fiejdasz, Materiały dla inżynierii tkankowej, Majówka
Młodych Biomechaników, Ustron, 2008
12.P. X. Ma, Scaffolds for tissue fabrication, Materials Today, May 2004
13.Z. Jaegermann, Gęsta i porowata bioceramika korundowa w zastosowaniach medycznych ,
Kraków : AGH Uczelniane Wydawnictwa Naukowo-Dydaktyczne,2007
14.ME Gomes, A Salado, RL Reis ,,Bone tissue engineering using starch based scaffolds obtained
by different methods” edited by Rui L. Reis and Daniel Cohn, Dordrecht, Kluwer Academic
Publishers, 2002, NATO Science Series, II Mathematics, Physics and Chemistry – Vol. 86, 221-
249
15.http://www.izolacje.com.pl/index.phpoption=com_content&view=article&id=46:zastosowanie-
poliuretanow-w-budownictwie&catid=77:chemia-budowlana&Itemid=35&limitstart=6
16.I. Gruin, J. Ryszkowska, B. Markiewicz ,,Materiały polimerowe” Oficyna Wydawnicza
Politechniki Warszawskiej, Warszawa, 1996
17.Z. Wirpsza ,,Poliuretany. Chemia, technologia, zastosowanie” Wydawnictwo Naukowo-
Techniczne, Warszawa, 1991
18.http://www.plasticseurope.pl/UserFiles/File/20091214/Fakty_o_tworzywach_2009.pdf
19.Z. Florjańczyk, S. Penczek (pod red.) ,,Chemia polimerów tom II” Oficyna Wydawnicza
Politechniki Warszawskiej, Warszawa, 1997
20.http://en.wikipedia.org/wiki/Methylene_diphenyl_diisocyanate
21.http://en.wikipedia.org/wiki/Polyurethane
22.http://en.wikipedia.org/wiki/polycaprolactone
23.I. Hyla ,, Tworzywa sztuczne” Wydawnictwo Politechniki Śląskiej, Gliwice, 2000
24.M. Bil, Poliuretanowe podłoża do hodowli tkanki kostnej, Rozprawa doktorska 2009
25.L. L. Hench, Biomaterials:a forecast for the future, Biomaterials 19 (1998) 1419Ð1423
26.http://en.wikipedia.org/wiki/Bioglass
27.A. Barbacki (pod red.) ,,Mikroskopia elektronowa” Wydawnictwo Politechniki Poznańskiej,
Poznań, 2003
28.A. Oleś ,,Metody doświadczalne fizyki ciała stałego” Wydawnictwa Naukowo-Techniczne,
Warszawa, 1998
29.http://netzsch.com.pl
30.T. Broniewski, J. Kapko, W. Płaczek, J. Thomalla ,,Metody badań i ocena właściwości tworzyw
sztucznych” Wydawnictwo Naukowo-Techniczne, Warszawa, 2000
31.N.L. Alpert, W.E. Kaiser, H.A. Szymanski ,,Spektroskopia w podczerwieni” Państwowe
Wydawnictwo Naukowe, Warszawa, 1974
