BIOMATERIAŁY. Ćwiczenie 4. Badania degradacji biomateriałów w sztucznym. środowisku biologicznym. Magdalena Bartkowiak-Jowsa

Transkrypt

1 BIOMATERIAŁY Ćwiczenie 4 Badania degradacji biomateriałów w sztucznym środowisku biologicznym Magdalena Bartkowiak-Jowsa

2 1. Wprowadzenie 1.1 Definicja i budowa polimeru Polimery (gr. polymeres - wieloczęściowy, zbudowany z wielu części) to związki chemiczny zawierający duŝą liczbę powtarzających się elementów budowy, zwanych merami. Monomer prosty związek zdolny do reakcji polimeryzacji Homopolimer polimer zbudowany z identycznych monomerów Heteropolimer polimer zbudowany z róŝnych monomerów Polimeryzacja łączenie mniejszych cząsteczek(merów) w związki wielocząsteczkowe Polimer związek chemiczny składający się z wielu mniejszych cząsteczek, o wysokiej masie cząsteczkowej - makrocząsteczka Monomery łączą się ze sobą mocnymi wiązaniami kowalencyjnymi, które nie ulegają łatwemu zerwaniu. Natomiast łańcuchy złoŝone z merów łączą się między sobą słabymi, drugorzędowymi wiązaniami Van der Waalsa, wiązaniami wodorowymi bądź kowalencyjnymi wiązaniami poprzecznymi, tworzącymi sieci. W zaleŝności od budowy wyróŝniamy polimery o strukturze liniowej, rozgałęzionej oraz usieciowionej (rys.1) a) b) c) Rys.1 Schemat polimerów o strukturze a)liniowej b)rozgałęzionej c)usieciowionej.

3 1.2 Parmetry charakteryzujące polimery Masa cząsteczkowa określająca wagę jednej cząsteczki polimeru związana jest ze stopniem polimeryzacji określającym ilość powtórzeń merów w związku wielocząsteczkowym: P = gdzie : P stopień polimeryzacji M średnia liczbowo masa cząsteczkowa M M masa cząsteczkowa monomeru Jednostki masy cząsteczkowej uŝywane w przypadku polimerów to daltony. Parametr ten ma istotny wpływ na właściwości tworzywa, gdyŝ ten sam polimer w zaleŝności od masy cząsteczkowej cechuje się róŝną wytrzymałością oraz zdolnością do dalszego przetwórstwa. Wraz ze wzrostem rośnie równieŝ wytrzymałość polimeru, ze względu na tworzące się drugorzędowe wiązania pomiędzy łańcuchami i zagęszczenie struktury. Jednocześnie degradacja przebiega wolniej, ze względu na zwiększenie liczby wiązań. Polidyspersja jest to statystyczny rozrzut masy cząsteczkowej w masie polimeru, związana z istnieniem w jego strukturze cząsteczek o róŝnej masie cząsteczkowej. Jej miarą jest współczynnik polidyspersji, który określa się jako stosunek średniej wagowo masy cząsteczkowej od średniej liczbowo masy cząsteczkowej. Niski współczynnik polidyspersji sprzyja poprawie właściwości mechanicznych i uŝytkowych polimeru, pozwala lepiej przewidzieć czas i przebieg degradacji, która zazwyczaj przebiega szybciej dla duŝych wartości współczynnika. Pod określeniem stopień krystaliczności rozumie się stosunek masy części krystalicznej do całkowitej masy polimeru, a więc stopień uporządkowania jego struktury wewnętrznej. Polimery nigdy nie są nigdy całkowicie skrystalizowane, oprócz fragmentów o uporządkowanej sieci krystalicznej występują fragmenty bezpostaciowe (amorficzne) (rysunek 2).

4 Rys.2 Struktura wewnętrzna polimeru krystalicznego. WyŜszy stopień krystaliczności wskazuje na regularność łańcuchów sieci krystalicznej i jest związany ze wzrostem gęstości, twardości, wytrzymałości i sztywności materiału. Wpływa ona takŝe na szybkość procesu degradacji, która zwiększa się wraz z obniŝeniem stopnia krystaliczności. Na rysunku 3 przedstawiono trzy stany fizyczne w których moŝna znajdować się polimer: szklisty, elastyczny oraz plastyczny. Temperatura zeszklenia o umownym oznaczeniu T g to temperatura, przy której na skutek gwałtownej zmiany lepkości następuje zmiana stanu ze stanu szklistego do elastycznego lub odwrotnie. Stan szklisty charakteryzuje się, kruchością i twardością materiału. Temperatura zeszklenia nie jest wartością stałą, ale zaleŝy od szybkości zmian temperatury.polimer amorficzny w stanie szklistym wykazuje pewien stopień uporządkowania sąsiadujących cząsteczek nie jest to jednak tak uporządkowana struktura jak w przypadku polimerów krystalicznych. Temperatura topnienia (T p ) określająca przedział temperatur w których materiał zmienia postać w płynną i powyŝej którego przyłoŝona siła powoduje trwałe odkształcenia. Pod względem uŝytkowym, polimery moŝna podzielić na elastomery, wykazujące duŝe odkształcenia przy małych napręŝeniach, natomiast temperatura ich zeszklenia znajduje się poniŝej temperatury pokojowej. Druga grupa to plastomery, które ulegają mniejszym odkształceniom, a w przebiegu ich krzywych napręŝeniowo odkształceniowych wyróŝnić moŝna obszar odkształceń plastycznych. W ich przypadku temperatura zeszklenia jest wyŝsza niŝ temperatura pokojowa.

5 . Rys. 3 Stany fizyczne polimerów: A-stan szklisty, B-stan elastyczny (lepkospręŝysty), C-stan plastyczny. 1.3 Podział polimerów A) Polimery pochodzenia naturalnego (biopolimery) Przykładyy biopolimerów: celuloza kwas alginiowy alginiany chityna chitozan kwas hialuronowy kolagen soja fibrynogen B) Polimery syntetyczne, otrzymane na drodze syntezy chemicznej Polimery biostabilne nie ulegają degradacji w środowisku ludzkiego organizmu.materiały te wykazują duŝą odporność na działanie środowiska biologicznie czynnego przy czym Ŝadne z dostępnych obecnie tworzyww nie jest całkowicie odporne na jego działanie, kaŝde w pewnym stopniu ulega degradacji w trakcie kontaktu z tkanką.

6 Przykłady biostabilnych polimerów syntetycznych: polietylen polisulfon polipropylen politetrafluoroetylen (PTFE) poliamidy poliuretany silikony poliwęglany politereftalan etylu polimery akrylowe Polimery bioresorbowalne i biodegradowalne w środowisku biologicznie czynnym degradują do nieszodliwych produktów ubocznych które występują w organiźmie jako produkty przemiany materii (polimery bioresorbowalne) lub są dla niego nieszkodliwe (polimery biodegradowalne). Przykłady biodegradowalnych polimerów syntetycznych: polilaktyd (PLA) poliglkolid (PGA) polilaktyd (PLLA) poliglikolid (PLGA) poli (kaprolakton) poli (dioksan) węglan trójmetylenowy poli (ß-hydroksymaślan) poli (g-etyloglutaminian) poli (DTH iminowęglan) poli (biofenolaiminowęglan) poli (ortoester) poli (cyjanoakrylan) poli (fosfazen) 1.4 Przykłady zastosowań polimerów w medycynie A) Polimery naturalne: Kolagen: składnik tkanki łącznej, ulega bioresorpcji, stosowany w klejach, porowatych strukturach w inŝynierii tkankowej, wypełniaczach ubytków kostnych i ubytków tkanki miękkiej, przemyśle kosmetycznym.

7 Kwas hialuronowy: bioresorbowalny, występuje w takiej samej postaci u wszystkich organizmów, dzięki czemu otrzymywanie go jest stosunkowo łatwe (obecnie izoluje się go ze szczepów bakterii stretto koków), ma zastosowanie w leczeniu zachowawczym przy zespole suchego oka, w chirurgicznym leczeniu zaćmy, leczeniu choroby zwyrodnieniowej stawów, Ŝele na bazie kwasu hialuronowego są uŝywane do produkcji implantów stosowanych do powiększania piersi, ust oraz uzupełniania zmarszczek. Kwas alginowy, alginiany: materiały bioresorbowalne, otrzymywane przemysłowo z brązowych alg morskich posiadają zdolność do Ŝelowania datego znajdują zastosowanie przy pokrywaniu ran skóry (nie przylegają do wysiąkających ran, absorbują wysięk, utrzymują wilgoć i przyspieszają gojenie) a takŝe w nośnikach dla kontrolowanego uwalniania leków, inŝynierii tkankowej, konstrukcji sztucznej trzustki (powłoki ochronne dla komórek Langerhansa). Chityna (chitozan): chityna to najpowszechniej występujący polimer naturalny, składnik powłoki m.in. skorupiaków, insektów, po jej deacetylacji uzyskujemy chitozan Materiały wykorzystuje się jako gąbki do tamowania krwi, protezy naczyniowe, membrany do plazmoferezy, folie do pokrywania ran,elementy sztucznej skóry, pokrycia soczewek kontaktowych, struktury porowate w inŝynierii tkankowej. B) Polimery syntetyczne - biostabilne Polietylen (PE), polipropylen(pph,ppr): monomerem jest etylen otrzymywany w procesie przetwarzania ropy naftowej, masę cząsteczkową, polidyspersyjność oraz strukturę kontroluje się zmieniając temperaturę, ciśnienie i rodzaj inicjatora polimeryzacji. MoŜliwe jest uzyskanie materiałów o ultra wysokich masach cząsteczkowych w przedziale 1x10 5 6x10 6. Materiały cechuje duŝa odporność na działanie czynników chemicznych i wilgoci. Zastosowania: łączniki, trójniki i rozgałęziacze do przewodów i drenów, proste i kątowe kraniki, zatyczki, korki, rękawiczki foliowe, naczynia, strzykawki, cewniki donaczyniowe, panewki endoprotez, nici chirurgiczne. Politetrafluoroetylen (PTFE, teflon): produkt polimeryzacji tetrafluoroetylenu, masy cząsteczkowe zawierają się w przedziale 4x10 5 do 9x10 6, stopień krystaliczności przekracza

8 90%. Materiał charakteryzuje się najniŝszym współczynnikiem tarcia na wszystkich ciałach stałych. Wykazuje odporność na ekstremalnie wysokie i niskie temperatury oraz działanie większości odczynników chemicznych, posiada duŝą wytrzymałość mechaniczną i spręŝystość, odporność na ścieranie, cechuje go równieŝ wysoka biozgodność. Zastosowania: hematologia (np. w dializatorach nerek), sztuczna nerka (enkapsulacja komórek prekursorowych trzustki ), pokrycia narzędzi chirurgicznych, protetyka stomatologiczna. Poliuretany: są wielkocząsteczkowymi związkami, w których powtarzającym się segmentem, złączonym z róŝnymi innymi ugrupowaniami, jest człon uretanowy. Ich właściwości modelować moŝna przez dobór odpowiednich wyjściowych komponentów lub ich wzajemny stosunek, bez stosowania dodatkowych substancji, takich jak utwardzacze lub plastyfikatory. Właściwości fizyczne i chemiczne poliuretanów zaleŝą od ich składu i masy cząsteczkowej, charakteryzują się duŝą odpornością na rozciąganie i pękanie, odkształcalnością która w zaleŝności od budowy moŝe sięgać 800%, znakomitą odpornością na ścieranie, doskonałą obrabialnością. Zastosowania: budowa protez naczyniowych, pomp krwi, balonów wewnątrznaczyniowych, implantów sutka, przełyku i tchawicy, moczowodów i jajowodów oraz powłok membranowych do związania miękkich tkanek. Wytwarzane są z nich szwy i wiązadła, spoiwa, opatrunki. Stosowane są teŝ do wyrobu cewników, woreczków do przechowywania krwi, membran do dializy krwi itd, elementy sztucznego serca. Polimery krzemoorganiczne(silikony): otrzymywane przez polikondensację nietrwałych siloksanoli, są lepkimi cieczami lub ciałami stałymi. Wykazują duŝą odporność termiczną, odporność na utlenianie, doskonałe własności elektroizolacyjne i antyadhezyjne oraz hydrofobowość. Jednocześnie mają stosunkowo małą wytrzymałość mechaniczną. Są to polimery bezpostaciowe zachowujące praktycznie niezmienione właściwości w przedziale temperatur -50 C do 250 C. Elastomery silikonowe posiadają wysoką zdolność przepuszczania powietrza, jest ona 10 do 20 razy większa od przepuszczalności innych elastomerów organicznych.

9 Zastosowania: Pokrycia implantów piersi, sztuczne stawy paliczków, soczewki kontaktowe, soczewki wewnątrzgałkowe, cewniki urologiczne, przetoki tętniczo-ŝylne, protezy ścięgien. Poliwęglany: poliestry kwasu węglowego, charakteryzują się małą absorpcją wody, odpornością na działanie promieniowania jonizującego. Posiadają dobre właściwości mechaniczne oraz są obojętne biologicznie. Cechują się dobrą wytrzymałością mechaniczną, przezroczystością i moŝliwością prowadzenia sterylizacji. Zastosowania: komora sztucznego serca, pierścienie i uchwyty będące elementami sztucznych, płatkowych zastawek serca, elementy elementów aparatów do dializy i natleniania krwi, wyrób szkieł optycznych, szkieł kontaktowych. B) Polimery syntetyczne - biodegradowalne W tabeli 1 przedstawiono najpopularniejsze polimery biodegradowalne stosowane w medycynie wraz z informacjami na temat substratów do ich produkcji oraz produktami degradacji. Tab. 1 Polimery biodegradowalne stosowane w medycynie. (PGLA) Poli(ε-kaprolakton) (PCL) Polimer Monomer Produkt degradacji Polilaktyd (PLA): L-laktyd Kwas mlekowy PLLA poli(l-laktyd) PDLA poli(d-laktyd) PDLLA poli(d,l-laktyd) PLLA/PDLA D-laktyd L-laktyd+D-laktyd Poliglikolid (PGA) α-glikolid Kwas glikolowy Poli(laktydo-ko-glikolid) L-laktyd/D-laktyd/D,L- Kwas mlekowy laktyd + α-glikolid ε-kaprolakton (otrzymywany z cykloheksanonu i kwasu nadoctowego) Kwas glikolowy Kwas kapronowy Polidioxanon (PDS) p-dioxanon Kwas glioksalowy Poli(węglan węglan trimetylenu Węglan trimetylenu trójmetylenu) (PTMC) Poli(β-hydroksymaślan) (PHB) kwas hydroksymasłowy Kwas hydroksymasłowy

10 Polimery na bazie kwasu mlekowego Polimery oparte na kwasie mlekowym, w zaleŝności od sposobu polimeryzacji moŝna podzielić na dwie zasadnicze grupy. Pierwszą stanowią polikwasy mlekowe powstające w wyniku procesu polikondensacji cyklicznych estrów kwasu mlekowego. Otrzymane w ten sposób substancje cechują się niską masą cząsteczkową (ok 1,6 x 10 4 Da) oraz niskimi właściwościami mechanicznymi. Rys. 4 Proces polimeryzacji polilaktydu z otwarciem pierścienia Drugą grupę polimerów na basie kwasu mlekowego stanowią tzw. polilaktydy. Substratem w procesie ich wytwarzania są laktydy bądź dwulaktydy, poddawane polimeryzacji kationowej z otwarciem pierścienia. Metoda ta pozwala na uzyskanie wyŝszych mas cząsteczkowych w granicach 2 x 10 4 do 6,8 x 10 5 daltonów zaś powstający polimer róŝni się od monomeru tylko wielkością cząsteczki. Istnieją trzy odmiany polilaktydów, w zaleŝności od zastosowanej odmiany laktydu uzyskuje się poli(l-laktyd) wytworzony z L-laktydu, poli(d-laktyd) z D-laktydu oraz amorficzny poli(d,l)laktyd wytworzony laktydu o równej ilości cząsteczek D i L. Polilaktydy są materiałami o bardzo dobrych właściwościach mechanicznych, forma wysokokrystaliczna poli(l-laktydu)(pla) posiada moduł spręŝystości sięgający 4,8 GPa, wytrzymałość na rozciąganie moŝe wynosić nawet 100MPa zaś na zginanie 145 MPa. Zarówno wytrzymałość jak i moduł spręŝystości zaleŝą od zastosowanych składników polimeru i rosną wraz ze wzrostem masy cząsteczkowej. Hydrolityczna degradacja PLLA, ze względu na istniejące domeny krystaliczne, następuje nie wcześniej niŝ po 40-tu tygodniach a całkowita resorpcja polimeru w warunkach in vivo moŝe trwać nawet 2-6 lat. Tak wolna

11 degradacja sprawia, iŝ polimer długo (nawet ponad 12 miesięcy) zachowuje swoje własności mechaniczne. Zastosowania: ortopedia, chirurgia szczękowa, zespalanie i regeneracja tkanek, elementy zespalające kości (śruby, gwoźdxie), śruby interferencyjne do rekonstrukcji więzadeł (Pl-Fix, Arthrex), biodegradowalne szwy (DePuy), stabilizatory wewnętrzne, scaffoldy. Rys. 5 Przykłady zastosowań PLLA w ortopedii. Amorficzny poli(d,l-laktyd) (PDLLA), cechuje się wolniejszą niŝ poli(l-laktyd) degradacją i obniŝoną wytrzymałością. Moduł spręŝystości wynosi ok. 1,7GPa-1,9GPa a wytrzymałość ok. 40MPa. Materiał traci wytrzymałość po 1-2 miesiącach natomiast całkowitej degradacji ulega po ok miesiącach. Ze względu na gorsze niŝ poli(l-laktyd) właściwości mechaniczne oraz szybszą degradację niedomieszkowany polimer znajduje zastosowanie głównie w nośnikach leków, scaffoldach dla regeneracji tkanek hodowlach komórkowych, czy materiałach bioaktywnych. Materiał próbuje się takŝe wykorzystywać elementów stosowanych w ortopedii takich jak śruby interferencyjne (Bio Screw, Phusiline) bądź płytki do zespalania kości. Podobnie jak PLLA, poli(d,l-latyd) jest materiałem sztywnym i wytrzymałym, o charakterystyce napręŝeniowo-odkształceniowej typowej tworzywa kruchego. Polimery na bazie kwasu glikolowego Poliglikolidy (PGA) są polimerami kwasu glikolowego (który występuje naturalnie np. w trzcinie cukrowej), który poddany polikondensacji tworzy α-glikolid który następnie jest poddawany procesowi polimeryzacji (rys. 6)

12 Rys. 6 Proces polimeryzacji poliglikolidu z otwarciem pierścienia Niedomieszkowane poliglikolidy są polimerami średnio i wysoko krystalicznymi, które charakteryzuje ciasne upakowanie łańcuchów dzięki czemu cechują się dobrymi właściwościami mechanicznymi. Forma wysokokrystaliczna cechuje się modułem spręŝystości w granicach 6,8-12,5 GPa oraz wytrzymałością MPa, jest to więc materiał o największej sztywności i wytrzymałości spośród gamy biodegradowalnych polihydroksykwasów. Materiał jest bardzo wraŝliwy na degradację hydrolityczną oraz bardziej kruchy niŝ PLA. Utrata właściwości mechanicznych następuje juŝŝ po 1-2 miesiącach, zaś całkowita degradacja ok miesięcy, produkty rozpadu PGA są metabolizowane w oraniźmie człowieka. Zastosowania: doskonałe moŝliwości tworzenia włókien o dobrych właściwościach mechanicznych (niezbędne są dodatki kopolimeru plastyfikującego), szwy chirurgiczne (dexon, surucryl, polysorb), unieruchamianie kości długich (biofix), regeneracja oraz zespalanie tkanek, np. opon twardych w neurochirurgii, scaffoldy. Kopolimery polilaktydów i poliglikolidów Grupą materiałów dających moŝliwości uzyskania szerokiego zakresu właściwości mechanicznych fizycznych i chemicznych są kopolimery laktydów (zarówno l-laktydu jak i d,l-laktydu) oraz glikolidów (PGLA, PDGLA) (rys.7). W zaleŝności od udziału procentowego poszczególnych składników produkt końcowy róŝni się właściwościami oraz czasem degradacji który moŝe wynosić od jednego do kilku lub kilkunastu miesięcy. Najczęściej stosowane mieszanki obejmują stosunki monomerów laktydu do glikolidu 90/10, 80/20, 85/15 lub 75/25, warto jednak zaznaczyć, Ŝe zmiana właściwości fizykochemicznych

13 nie jest liniową funkcją stosunku udziału poszczególnych składników w końcowych produkcie. Najprościej ujmując, udział monomerów polilaktydu (PLA) w kopolimerzee skutkuje poprawą właściwości spręŝystych, natomiast PGA pozwala na poprawę właściwości mechanicznych oraz skrócenie czasu degradacji. NaleŜy jednak pamiętać, Ŝe końcowe właściwości materiału zaleŝą od jego krystaliczności, masy cząsteczkowej oraz sposobu przetwórstwa. Dobór składu kopolimeru pozwala uzyskać szeroki zakres właściwości takich jak czas degradacji, temperatura przemian fazowych, wytrzymałość czy odkształcalność materiału. Kopolimery cechują się niŝszymi niŝ czysty polilaktyd oraz poliglikolid właściwościami mechanicznymi, jednocześnie jest są najbardziej odkształcalne spośród polihydroksykwasów. Zastosowania: regeneraty kostne, podłoŝa tkankowe (ze względu na dobre właściwości adhezyjne, Cytoplast Resorbs) ), scaffoldy, nośniki do dostarczania leków, szwy (Petcryl 910, Vicryl, Panacryl) i inne elementy do zespalania tkanek. Materiały te nie są stosowane w ortopedii oraz innych elementach przenoszących obciąŝenia. Poli(e-kaprolakton) (PC Rys. 7 Monomer opolimeru polilaktyd i poliglikolidu CL) to biodegradowalny poliester alifatyczny, plastyczny, gumopodobny, średniokrystaliczny, który wytwarza się podczas polimeryzacji monomerów ε- kaprolaktonu (rys.8). Wytrzymałość tego materiału jest niewielka (ok. 20 MPa), odkształcalność moŝe sięgaćć nawet 700%, zaś moduł spręŝystości przy ściskaniu moŝe wynosi ok. 300MPa. Czysty polimer cechują bardzo dobre moŝliwości przetwórcze, jest on takŝe najbardziej elastyczny spośród polimerów biodegradowalnych. PCL bardzo dobrze tworzy mieszanki z innymi polimerami oraz z lekami, w ten sposób moŝna uzyskać róŝnorodne właściwości materiału. Kopolimeryzacja z polilaktydami pozwala na uzyskanie materiału o szybszej degradacji. Z kolei dodatek poliglikolidu poprawia właściwości mechaniczne kompozytu.

14 Polimer cechuje się najwolniejszą degradacją spośród wszystkich polimerów. Czas ten jest bardzo długi i przekracza 34 miesiące. Produkt degradacji to całkowicie nietoksyczny kwas kapronowy. Bardzo długi czas degradacji oraz świetna biozgodność sprawiają Ŝe jest idealny do dostarczania leków, scaffoldów oraz inŝynierii tkankowej. Polimer znalazł zastosowanie w degradowalnych wyrobach medycznych, zwłaszcza długotrwałych (zszywki, opatrunki). Stosowany jako plastyfikator, posiada zdolność do obniŝania modułu spręŝystości. Rys. 8 Struktura chemiczna meru łańcucha polikaprolaktonu Polidioxanon (PDS) to średniokrystaliczny materiał, wytwarzany z merów p-dioxanonu. Moduł spręŝystości wynosi ok. 1,5GPa, co jest wartością niską w porównaniu do PGA czy PLA. W zaleŝności od stopnia krystaliczności czas degradacji jest średni lub długi, jednak spadek właściwości mechanicznych następuje juŝ w 1-2 miesiącu, a całkowita degradacja po ok. 12 miesiącach. Produktem degradacji jest kwas glioksalowy. Polimer jako pierwszy zastosowano do wytwarzania nici chirurgicznych z pojedynczego włókna, ze względu na gorsze niŝ te uzyskiwane dla polilaktydów właściwości mechaniczne materiał stosuje się głównie w inŝynierii tkankowej. Poli(węglan trimetylenu) (PTMC) jest materiałem uzyskiwanym podczas polimeryzacji węglanu trimetylenu z otwarciem pierścienia, o wysokiej masie cząsteczkowej, duŝej elastyczności ale miskich właściwościach mechanicznych. Te cechy sprawiają iŝ materiał jest stosowany w dostarczaniu leków oraz regeneracji tkanek. Poli(β-hydroksymaślan) to polimer kwasu hydroksymasłowego (rys.9), wytwarzany przez mikroorganizmy. Rodzinę materiałów cechuje wysoka krystaliczność i sztywność, jednak stopień odkształcalności oraz wytrzymałość tych materiałów są niŝsze niŝ dla polilaktydów. Degradacja PHB trwa do kilku lat a sztywność moŝe być utrzymana nawet 500 dni. Produktem degradacji jest kwas hydroksymasłowy, będący składnikiem krwi. Materiał znajduje zastosowanie w kontrolowanym dostarczaniu leków, szwach chirurgicznych,

15 elementach sztucznej skóry oraz aplikacjach ortopedycznych (ze względu na duŝą sztywność oraz właściwości piezoelektryczne pobudzające tkankę kostną do wzrostu). Rys. 9 Struktura chemiczna meru łańcucha polikwasu hydromaślanowego Tab.2 Właściwości mechaniczne oraz termiczne najczęściej stosowanych w medycynie polimerów biodegradowalnych. Materiał E [GPa ] 3,4-4,8 1,7-2,4 6,8-12,5 σ [MPa] ε [%] Temp. zeszklenia ( C) Temp. topnienia ( C) Utrata wł. mech (m-ce) Całkowita degradacja (m-ce) min PLLA Poli(l-laktyd) DLPLA Poli(d,l-laktyd) PLG Poligilkolid DLPLG Poli(d,l-laktydoko-glikolid) DL/PLG 85/15-50/50 PCL Poli(εkaprolakton) PDS Polidioxanon PHB Poli(βhydroksymaślan) 0,3-0, ,8 >34 1, , Kilka lat

16 1.5 Wymagania stawiane polimerom do zastosowań medycznych Polimery do zastosowań medycznych, ze względu na ciągły kontakt stentu ze środowiskiem organizmu muszą spełniać bardzo rygorystyczne wymagania, przede wszystkich w kwestii biozgodności i biotolerancji. A) tworzywa muszą być wytwarzane z monomerów o wysokiej czystości, struktura chemiczna i molekularna stabilna podczas przetwarzania na wyroby końcowe oraz sterylizacji, B) właściwości mechaniczne, fizycznych i chemiczne materiałów muszą być dopasowane do funkcji jaka mają pełnić wykonane z niego wyroby, C) materiały nie mogą wywoływać uczuleń, reakcji alergicznych i toksycznych, stanu zapalnego i odczynu na ciało obce, jak równieŝ zmian nowotworowych, D) implanty w kontakcie z krwią nie powinny wywolywać zmian w składnikach krwi, wywoływać trombozy, wpływać na prawidłowe procesy regeneracji otaczających tkanek, E) środowisko biologicznie czynne nie powinno wpływać na własności fizyczne,chemiczne i mechaniczne implantów (polimery biostabilne) F) czas degradacji powinien być dopasowany do czasu regeneracji tkanki (polimery biodegradowalne). G) pkt.c i D dotyczą równieŝ produktów degradacji polimerów resorbowalnych 1.6 Proces degradacji polimerów Zarówno w przypadku polimerów syntetycznych jak i naturalnych, biostabilnych czy biodegradowalnych, z biegiem czasu następuje stopniowa utrata pierwotnych właściwości fizykochemicznych tych związków. Starzenie biostabilnych materiałów polimerowych W przypadku tworzyw biostabilnych, procesy takie nazywamy procesem starzenia. Pod wpływem czynników takich jak światło, ciepło, wilgotność, powietrze, działające obciąŝenia, mikroorganizmy, aktywne związki chemiczne i substancje organiczne, w strukturze materiału

17 zachodzą nieodwracalne zmiany które działają w kierunku zmniejszenia długości łańcuchów makrocząsteczek oraz obniŝenia masy cząsteczkowej. Wpływa to na własności takie jak: lepkość, wytrzymałość mechaniczna, elastyczność, struktura powierzchni, stan skupienia, temperatura topnienia, i powoduje pogorszenie funkcjonalności, trwałości i niezawodności. Zmiany te odbywają się zarówno na drodze przemian chemicznych jak i fizycznych, wywoływanych przetwórstwem, magazynowaniem czy eksploatacją. Starzeniu polimerów towarzyszą reakcje rozkładu: Destrukcja nieregularny rozpad polimerów do związków małocząsteczkowych, odmiennych od monomeru Degradacja - zmniejszenie masy cząsteczkowej przez rozkład polimeru nie na produkty małocząsteczkowe lecz na fragmenty o duŝych, chociaŝ mniejszych od wyjściowego polimeru cięŝarach cząsteczkowych (np. poprzez mechaniczne oddziaływanie walcowanie) Depolimeryzacja - rozkład polimerów na monomery lub oligomery. Biodegradacja resorbowalnych materiałów polimerowych W przypadku tworzyw degradowanych przeznaczonych na implanty tymczasowe, biodegradacja jest procesem poŝądanym, który pozwala na uniknięcie konieczności powtórnej interwencji chirurgicznej (w celu usunięcia trwałego implantu). Dodatkowo, zastosowanie tworzyw degradowanych pozwala uniknąć komplikacji związanych z długoterminowym okresem interakcji implant-tkanka. Tworzywa degradowane w środowisku biologicznie czynnym degradują do prostych związków, takich jak kwas mlekowy czy glikolowy. Proces biodegradacji odbywa się na skutek zrywania wiązań chemicznych pod wpływem środowiska wodnego (degradacja hydrolityczna) bądź/oraz oddziaływania substancji biologicznych takich jak enzymy czy mikroorganizmy. Produkty degradacji mogą występować w organizmie jako produkty przemiany materii (polimery bioresorbowalne, bioabsorbowalne) lub być dla niego jedynie nieszkodliwe (polimery biodegradowalne).

18 Pojęcie bioerozji obejmuje całość procesów fizycznych (np. rozkład), chemicznych (np. zrywanie wiązań między merami) oraz biologicznych (np. aktywność enzymów) prowadzących do degradacji materiału. Degradacja chemiczna - hydrolityczna degradacja poliestrów następuje na powierzchni oraz w całej masie polimeru. W pierwszym etapie cząsteczki cieczy otaczającej implant są absorbowane na jego powierzchni, a następnie dyfundują do jego wnętrza. Następuje zerwanie wiązań drugorzędowych (wodorowych, van der Waalsa) między łańcuchami. Dalsza reakcja płynu z materiałem skutkuje pękaniem wiązań kowalencyjnych między monomerami, co obniŝa masę cząsteczkową materiału oraz jego właściwości mechaniczne. Powstaje mieszanina monomerów i oligomerów które rozpuszczone w hydrolizującym medium mogą opuścić materiał.

19 Hydroliza kowalencyjnych wiązań estrowych. Degradacja fizyczna - widocznym gołym okiem skutkiem degradacji jest modyfikacja powierzchni polimeru objawiająca się zmatowieniem powierzchni, spękaniem czy zmianą koloru, następuje obniŝenie masy cząsteczkowej polimeru, zmiana masy, obniŝenie wytrzymałości, wreszcie utrata spójności. Degradacja biologiczna - produkty degradacji ulegają przemieszczeniu na powierzchnię materiału gdzie są rozpuszczane, te niewielkie cząsteczki poddawane są oddziaływaniu enzymów oraz fagocytozie. Degradacja wiąŝe się z makroskopowymi zmianami w wyglądzie implantu, zmianami fizykochemicznymi, pęcznieniem i deformacją, dezintegracją strukturalną, utratą masy oraz utratą funkcji. W zaleŝności od wymiarów geometrycznych próbki rozróŝnia się degradację powierzchniową oraz degradację w masie. Dla próbek o grubości < µm produkty degradacji są uwalniane zaraz po rozpuszczeniu (degradacja powierzchniowa). W przypadku tego typu degradacji, elementy zmniejszają swoje wymiary zewnętrzne wraz z jej postępem, przy zachowaniu integralności struktury przez większość okresu degradacji. W celu uzyskania degradacji powierzchniowej w elementach o grubości większej niŝ 200µm, stosuje się tworzywa o silnie hydrofobowych własnościach powierzchni. Obecnie istnieje niewiele materiałów które cechują się takimi własnościami, są to np. poliortoestry. Dla próbek o grubości > µm produkty degradacji gromadzą się wewnątrz materiału i działają autokatalitycznie przyśpieszając proces degradacji (degradacja w masie). W typowej degradacji objętościowej (w masie), w materiale mogą pojawiać się pęknięcia i szczeliny, prowadzące do jego fragmentacji. Ze względu na fakt iŝ elementy takie mają tendencję do rozpadu, w przypadku niektórych zastosowań medycznych (np. implantów w kontakcie z przepływająca krwią) moŝe to stanowić istotną wadę.

20 1.7 Czynniki wpływające na szybkość degradacji Czas degradacji materiału uzaleŝniony jest od wielu czynników, naleŝą do nich: A) Chemiczna stabilność grup wraŝliwych na degradację hydrolityczną jest to jeden z najwaŝniejszych parametrów determinujących czas degradacji materiału, ogólnie rzecz biorąc, bezwodniki kwasowe hydrolizują szybciej niŝ wiązania estrowe, które z kolei hydrolizują szybciej niŝ wiązania amidowe. Zatem znając skład chemiczny materiału moŝemy w pewnym stopniu przewidzieć czas jego degradacji, przy czym, ze względu na mnogość czynników wpływających na degradację będzie to jedynie wartośc przybliŝóna. B) Hydrofobowość/hydrofilowość opisują zdolność do absorpcji wody i jej przenikania do wnętrza materiału. Dla przykładu, poliglikolid degraduje znacznie szybciej niŝ hydrofobowy polilaktyd, mimo iŝ oba te materiały posiadają wiązania estrowe o zbliŝonej reaktywności względem wody. C) Morfologia polimeru w stanie krystalicznej łańcuchy polimeru są ciasno upakowane, zaś penetracja wody do ich wnętrza jest utrudniona i spowalnia degradację, która w pierwszej kolejności nastąpi w regionach amorficznych oraz na powierzchni. Przykład stanowi degradacja poli(l-laktydu) oraz poli(d,l-laktydu). Tworzywa te mają podobną hydrofobowość oraz posiadają w swej strukturze identyczne wiązania chemiczne, mimo to poli(d,l-laktyd) degraduje znacznie szybciej niŝ poli(l-laktyd). Jest to związane z faktem iŝ poli(l-laktyd) jest tworzywem średniokrystalicznym, zaś poli(d,l-laktyd), amorficznym co sprzyja szybszej absorpcji wody. D) Inne parametry wpływające na szybkość degradacji to początkowa masa cząsteczkowa, dyspersja masy, procesy przetwórcze którym poddano tworzywo, obecność katalizatorów, dodatków, plastyfikatorów, geometria implantu. W przypadku kompozytów bardzo istotny jest czas degradacji fazy wzmacniającej. NaleŜy zatem pamiętać, Ŝe czas degradacji polimeru nie jest wielkością stałą i go charakteryzującą, a zaleŝy od szeregu czynników, które naleŝy wziąć pod rozwagę dobierając materiał do konkretnego zastosowania lub projektując nowe tworzywo polimerowe.

21 1.8 Metody pomiaru dynamiki degradacji polimerów biodegradowalnych A) badania zmian ph płynu inkubacyjnego ocena ilości produktów degradacji uwalnianych do środowiska (ich wysokie stęŝenie moŝe inicjować powstanie stanów zapalnych) B) badania zmian przewodności elektrycznej płynu inkubacyjnego ocena ilości jonów uwalnianych do środowiska podczas degradacji C) badania zmian właściwości mechanicznych, reologicznych, termicznych, chemicznych na róŝnych etapach degradacji D) badania zmian masy próbek - ocena struktury materiału (mikroskopia świetlna, SEM) na róŝnych etapach degradacji Stosowane płyny inkubacyjne: Woda destylowana Roztwór Ringera: roztwór chlorku sodu, chlorku potasu, chlorku wapnia i wody, ph= 7-7,5 Roztwór symulujący płyn ustrojowy człowieka (Simulated Body Fluid SBF), ph=7,2-7,4 Nominalna koncentracja jonów w SBF i ludzkiej plazmie krwi Jon Koncentracja jonów (mm) Plazma krwi SBF Na + 142,0 142,0 K + 5,0 5,0 Mg 2+ 1,5 1,5 Ca 2+ 2,5 2,5 Cl - 103,0 103,0 - HCO 3 27,0 27,0 2- HPO 4 2- SO 4 1,0 1,0 0,5 0,5 ph 7,2-7,4 7,2-7,4

22 2. Przebieg ćwiczenia Przeprowadzenie badań dynamiki degradacji dwóćh tworzyw polimerowych: poli(llaktydu) oraz kompozytu na bazie poli(l-laktydu) z dodatkiem włókien alginianowych (CaAlg), inkubowanych w wodzie destylowanej. 1. Pomiar zmian ph płynu inkubacyjnego dla dwóch rodzajów tworzyw, na róznych etapach degradacji (próba odniesienia woda destylowana, 1h inkubacji, kilka tygodni inkubacji) 2. Pomiar zmian przewodności elektrycznej płynu inkubacyjnego dla dwóch rodzajów tworzyw, na róznych etapach degradacji (próba odniesienia woda destylowana, 1h inkubacji, kilka tygodni inkubacji) 3. Pomiar zmian masy próbek wykonanych z dwóch rodzajów tworzyw, na róznych etapach degradacji (próbka nieinkubowana, 1h inkubacji, kilka tygodni inkubacji) 4. Badania właściwości mechanicznych próbek wykonanych z dwóch rodzajów tworzyw, na róznych etapach degradacji test jednoosiowego rozciągania (próbka nieinkubowana, 1h inkubacji, kilka tygodni inkubacji) 5. Ocena struktury materiałów (mikroskop stereoskopowy): struktura i wymiary włókien, struktura powierzchni. 3. Źródła BłaŜewicz S., Stoch L., Biomateriały. Tom 4, Exit, 2004 Chłopek J., Szaraniec B., Pitak A, Wołowska-Czapnik D., Sobczak A., Polimerowe kompozyty gradientowe o kontrolowanym czasie resorpcji, InŜynieria Biomateriałów, 58-60: , Gunatillake P.A., Adhikari R., Biodegradable synthetic polymers for tissue engineering, European Cells and Materials, 5:1-16, Lim I.A.,, Biocompatibility of Stent Materials, MIT Undergrad. Res. J. 11:33 37, Sodengard A., Stolt M., Properties of lactic acid based polymers and their correlation with composition Progress in Polymer Science, 6: , The Spine Journal, Volume 3, Issue 3, Pages %20instrukcja.pdf

23 Czas inkubacji Nieinkubowana/woda 1 godzina Kilka tygodni Czas inkubacji Nieinkubowana/woda 1 godzina Kilka tygodni Poli(l-laktyd) Przewodność ph elektryczna [µs/cm] Poli(l-laktyd) + NaAlg Przewodność ph elektryczna [µs/cm] Masa [g] Masa [g] Czas inkubacji Nieinkubowana/woda 1 godzina Kilka tygodni Czas inkubacji Nieinkubowana/woda 1 godzina Kilka tygodni Poli(l-laktyd) Grubość próbki [mm] Poli(l-laktyd) + NaAlg Grubość próbki [mm]

24 PLA woda PLA+CaAlg woda Próbka 3 3 odniesienia 1h inkubacji 3 3 Kilka tygodni inkubacji 3 3 Próbka odniesienia ph/przew/masa Wł.mech mikroskop 1 1 1