Aktualne zagadnienia technologii materiałów Redakcja: Zbigniew Czyż Kamil Maciąg Lublin 2017
Monika Budnicka 1, Agnieszka Gadomska-Gajadhur 2, Paweł Ruśkowski 3 Wytwarzanie polimerowych substytutów kości 1. Wprowadzenie Krytyczne defekty kostne nie leczą się samoistnie. Standardowym leczeniem jest wykonanieprzeszczepu autogenicznego w celu zapoczątkowania regeneracji uszkodzonej tkanki kostnej [1]. Polega on na przeniesieniu własnej tkanki pacjenta z jednego miejsca (często z grzebienia kości biodrowej) na drugie (miejsce defektu). Przeszczepy zawierają elementy o właściwościach kościotwórczych jak: osteoblasty, komórki macierzyste, macierz pozakomórkową oraz czynniki wzrostu.wspomniane leczenie pomimo powszechnej praktyki, niesie ze sobą ryzyko zakażenia miejsca przeszczepu, krwotoku lub uszkodzenia nerwów. Nowoczesnym rozwiązaniem jest zastosowanie substytutów kości, których implantacja będzie promowała ich regenerację. Przeprowadzono wiele badań in vitro oraz in vivo w poszukiwaniu idealnego substytutu oraz odpowiednich warunków do kontrolowanej regeneracji kości. Sukces zastosowania takiego implantu zależy od eliminacji niechcianych tkanek i komórek z miejsca defektu, dzięki czemu udostępnia się miejsce nowo formującej się kości.kluczowe jest wprowadzenie autogenicznych czynników wzrostu wewnątrz obszaru leczenia [2, 3]. Zaszczepienie komórek autogenicznych tzn. pochodzących od leczonego pacjenta, wewnątrz odpowiedniegorusztowania pozwala na stworzenie dogodnego środowiska wzrostu nowej kości. Nowa metoda leczenia w stosunku do tradycyjnego przeszczepu obejmuje pobranie komórek macierzystych pacjenta ze szpiku kostnego, namnożenie ich poza organizmem człowieka, a następnie zaszczepienie ich na odpowiednim rusztowaniu (skafoldzie). Taki substytut, składający się z rusztowania oraz komórek podlega wszczepieniu w miejsce defektu (Rysunek 1). 1 mbudnicka@ch.pw.edu.pl, Laboratorium Procesów Technologicznych, Wydział Chemiczny, Politechnika Warszawska, lpt.ch.pw.edu.pl 2 agnieszka.gadomska@ch.pw.edu.pl 3 pawel.ruskowski@ch.pw.edu.pl 147
Monika Budnicka, Agnieszka Gadomska-Gajadhur, Paweł Ruśkowski Rysunek 1. Metoda leczenia defektów kostnych za pomocą polimerowego substytutu kości, opracowanie własne na podstawie [4] Substytuty kości mogą być użyte doleczenia defektów kostnych, złamań spowodowanych osteoporozą, wrodzonych defektów kostnych, ubytków powstałych po usunięciu nowotworu oraz do łączenia stawów. Na modelach zwierzęcych przetestowano już z powodzeniem różne formy substytutów, m.in.: mikrosfery, granulki, gąbki. Zbadano wiele materiałów resorbowalnych i nieresorbowanych pochodzenia organicznego oraz nieorganicznego służących kontrolowanej regeneracji kości [5, 6]. Materiały resorbowalne (tj. ceramika i polimery wchłanialne)zdobywają przewagę, ponieważ są stopniowo zastępowane przez kość gospodarza i nie ma potrzeby ponownej operacji.ze względu na swoje właściwości, w tym elastyczność, biozgodność i mały ciężar implantu poliestry zajmują ważną pozycję wśród polimerów stosowanychw regeneracji kości [7]. Polimery te zastosowano z pozytywnym rezultatem nie tylko w badaniach przedklinicznych na zwierzętach, lecz również w badaniach klinicznych na ludziach [8]. Kwestią do rozwiązania pozostaje ich mała wytrzymałość mechaniczna. Niniejsza praca wskazuje wymagania jakie powinny spełniać substytuty kości oraz stanowi przegląd literatury na temat metod wytwarzania porowatych polimerowych substytutów kości. 2. Wymagania stawiane substytutom kości Podczas projektowania polimerowego rusztowania do regeneracji tkanki kostnej należy wziąć pod uwagę szereg wymagań (rysunek 2) [9]. Każdy materiał stosowany w medycynie musi spełniać minimalne wymagania jak: nietoksyczność, efektywność (funkcjonalność, wydajność, trwałość w warunkach użytkowania), możliwość poddania sterylizacji [10]. 148
Wytwarzanie polimerowych substytutów kości Rysunek 2. Wymagania dla implantów kostnych W inżynierii tkankowej niezbędna jest biozgodność. Oznacza to zdolność do podtrzymywania aktywności komórkowejbez wywoływania lokalnej lub systemowej reakcji immunologicznej organizmu [11]. Materiały polimerowe nie mogą działać kancerogennie, teratogennie, wywoływać reakcji alergicznych ani stanów zapalnych. Substytut kości powinien być osteokondukcyjny (umożliwiać adhezję, namnażanie oraz formowanie macierzy zewnątrzkomórkowej na powierzchni oraz wewnątrz rusztowania). Jego zadaniem jest indukowanie wzrostu nowej kości, co określa się mianem osteoindukcyjności. W idealnym wypadku implant umożliwia przerastanie przez jego strukturę wewnętrzną sieci naczyń krwionośnych.umożliwia to efektywny transport składników odżywczych, tlenu i metabolitów. Pożądaną cechą, ale nie bezwzględnie wymaganą, w kontrolowanym procesie regeneracji kości jest biodegradowalność implantu. Materiałpowinien rozkładać się do nietoksycznych produktów, wydalanych z organizmu. Istotna jest możliwość kontroli szybkości degradacji materiału, w celu odpowiedniego dopasowania czasu rozkładu rusztowania do czasuregeneracji tkanki. Czas degradacji skafolduzależy od jego zastosowania oraz indywidualnych cech pacjenta. Jednym z kryteriów jest wiek pacjenta. Degradacja tego samego implantu u dziecka powinna trwać około 3 miesięcy, natomiast u osoby starszej już blisko 9 miesięcy. Istotne jest również miejsce przeszczepu. U dorosłego człowieka czas degradacji substytutu w regeneracji kości kręgosłupa powinien wynosić 9 miesięcy, a regeneracji kości twarzoczaszki 3-6 miesięcy [12, 13]. 149
Monika Budnicka, Agnieszka Gadomska-Gajadhur, Paweł Ruśkowski Implant kostny musi posiadać odpowiednią odporność mechaniczną, zapewniająca prawidłową strukturę tkanki. Właściwości mechaniczne kości różnią się w przypadku kości gąbczastej i zbitej. Moduł Younga kości zbitej mieści się w zakresie 15-20 GPa, natomiast kości gąbczastej 0,1-2 GPa. Odporność na ściskanie wynosi 100-200 MPa (kość zbita) oraz 2-20 MPa (kość gąbczasta). Różnice we właściwościach mechanicznych oraz geometrii kości (płaskie, długie) powodują trudności w zaprojektowaniu uniwersalnego substytutu kości [13]. Substytuty kostne powinna charakteryzować duża porowatość otwarta, umożlwiająca migrację składników odżywczych do wnętrza rusztowania oraz metabolitów komórek na zewnątrz. Rozmiar porów nie powinien być mniejszy niż 100 µm. Uważa się jednak, że zakres wielkości porów powinien leżeć w obszarze 200-350 µm, co umożliwia optymalną regenerację tkanki kostnej [14]. Zauważono również pozytywny wpływ makro- oraz mikroporowatości [15]. Niestety wysoka porowatość osłabia właściwości mechaniczne rusztowania. Odporność mechaniczna porowatych implantów ceramicznych odpowiada kości zbitej, polimerowych natomiast kości gąbczastej. Kompozyty polimerowo-ceramiczne są jednak zwykle słabsze od kości zbitej. Porowate skafoldy metaliczne spełniają warunek wytrzymałości mechanicznej, ale problem stanowi tu brak integracji z resztą tkanki oraz wymywanie jonów metalu. 2.1. Metody wytwarzania porowatych rusztowań kostnych Istnieje wiele metod wytwarzania porowatych polimerowych struktur 3D. Istnieją tradycyjne techniki takie jak spienianie gazem, inwersja faz, czy ługowanie solą oraz nowoczesne techniki szybkiego prototypowania wspomagane komputerowym projektowaniem modelowym (CAD) [16]. W pracy przedstawiono metody najczęściej stosowane do wytwarzania polimerowych rusztowań kostnych. 2.2. Tradycyjne techniki wytwarzania porowatych rusztowań kostnych 2.2.1. Inwersja faz Rozdzielenie (inwersja) faz to proces, w którym homogeniczny roztwór polimeru (lub polimerów) przechodzi w żel tworząc polimerową sieć makrocząsteczek z rozproszoną fazą ciekłą [17]. Wyróżniamy metody rozdzielania faz: metoda sucha, metoda mokra, termicznie indukowana inwersja oraz metoda freeze extraction. Do wytwarzania trójwymiarowych rusztowań kostnych często stosuje się dwa ostatnie warianty. Często łączy poszczególne warianty inwersji faz w jedną metodę wytwarzania. Metoda z odparowaniem rozpuszczalnika sucha Rusztowanie otrzymuje się z trójskładnikowego układu zawierającego polimer, jego rozpuszczalnik i nierozpuszczalnik. Po wylaniu mieszaniny do formy (np. teflonowej) następuje odparowanie rozpuszczalnika, powodując wzrost stężenia polimeru. Następnie zachodzi żelowanie roztworu. Struktura żelu jest determinowana obecnością najmniej lotnego nierozpuszczalnika. Na strukturę rusztowaniamająwpływ takie czynniki jak: stężenie polimeru w roztworze, rodzaj rozpuszczalnika, nierozpusz- 150
Wytwarzanie polimerowych substytutów kości czalnika, stosunek masowy rozpuszczalnik-nierozpuszczalnik, prężność par rozpuszczalnika i nierozpuszczalnika oraz warunki żelowania tj. temperatura, stężenie par rozpuszczalnika, ewentualna obecność par innego nierozpuszczalnika (np. wody) [17]. Metody tej nie stosuje się samodzielnie do wytwarzania rusztowań kostnych, ale często stanowi podstawę innych technik. Metoda żelowania nierozpuszczlanikiem mokra Roztwór polimeru w rozpuszczalniku, stanowiący mieszaninęmembranotwórczą wylewa się do formy. Może następować żelowanie wstępne poprzez odparowanie rozpuszczalnika, w wyniku którego tworzy się cienka warstwa powierzchniowa o podwyższonym stężeniu polimeru. Stanowi ona zalążek tworzącej warstwy naskórkowej. Następnie warstwa polimerowa zanurzana jest w kąpieli żelującej (w nierozpuszczalniku dla polimeru), gdzie zachodzi właściwy proces żelowania. Zachodzi wymiana cząsteczek rozpuszczalnika na nierozpuszczalnik polimeru, dzięki czemu następuje jego wykrystalizowanie.tą metodą otrzymuje się częstorusztowania płaskie. W wyniku żelowania powstaje asymetryczna membrana z warstwą naskórkową [17 19]. Termicznieindukowanainwersjafaz (ang. thermally induced fhase separation, TIPS) Początkowo wariant ten stosowano do wytwarzania rusztowań płaskich. Obecnie często wykorzystuje się TIPS do otrzymywania rusztowań 3D. W tym wariancie polimer rozpuszcza się w rozpuszczalniku w podwyższonej temperaturze (Rysunek 3). Opcjonalny jest dodatek nierozpuszczalnika polimeru. Rozdział faz jest zapoczątkowany obniżeniem temperatury. Po wytrąceniu polimeru rozpuszczalnik usuwa się za pomocą liofilizacji lub kąpieli żelującej [17, 20]. Rysunek 3. Wytwarzanie rusztowania polimerowego za pomocą termicznej inwersji faz. Wodę zastosowano jako nierozpuszczalnik polimeru, opracowanie własne Morfologia polimeru zależy tu od rodzaju zastosowanego polimeru, jego stężenia w rozpuszczalniku i temperatury wylewanego roztworu. Istotne znaczenie ma gradient uzyskanych temperatur, dzięki czemu można uzyskać różną wielkość porów i ich zróżnicowaną wielkość. Metoda ta generuje pory zwykle w granicach 10-100 µm, co nie jest dobre w przypadku wzrostu komórek kości. Dużą zaletą metodyjest możliwość sterowania morfologią porów w zależności od warunków procesu (Rysunek 4). 151
Monika Budnicka, Agnieszka Gadomska-Gajadhur, Paweł Ruśkowski Rysunek 4. Obrazy SEM skafoldów z poli-d,l-laktydu otrzymanych metodą termicznej inwersji faz w: ciekłym azocie (a,d), -40 C (b,e), -15 C (c, f). Zastosowano 10% (w/v) roztwór polimeru w dioksanie. Stosunek objętościowy dioksan/woda (rozpuszczalnik/nierozpuszczalnik) wynosił: 87:13 (a,b,c), 90:10 (d,e,f) [21] Możliwe jest uzyskanie porów o wielkości 50-500 µm. Otrzymuje się substytuty o wysokiej porowatości (80-90%) i stosunkowo dobrych właściwościach mechanicznych [21]. Metoda jest ograniczona do polimerów niewrażliwych na podwyższone temperatury, ale można ją z powodzeniem zastosować do polimerów jak polilaktyd, kolagen, chitozan, poli(glikol etylenowy), poli(kwas glikolowy). Freezeextraction Polimer rozpuszcza się w odpowiednim rozpuszczalniku z dodatkiem substancji porotwórczej [20, 22]. Poroforem mogą być tu inne polimery, węglowodany, parafina. Roztwór wylewa się do formy i umieszcza w chłodni w celu zamrożenia rozpuszczalnika. Następnie, rozpuszczalnik wymywa się w stanie zamrożenia stosując nierozpuszczalnik polimeru (kąpiel żelująca) (Rysunek 5). Rysunek 5. Metoda inwersji faz z wariantem freezeextraction, opracowanie własne Tą metodą można otrzymywać rusztowania płaskie jak i trójwymiarowe [20, 23]. Na wielkość otrzymywanych porów wpływa: stosunek porofor/polimer, ciężar cząsteczkowy polimeru, stężenie polimeru w rozpuszczalniku organicznym oraz objętość i skład kąpieli żelującej [17]. Zaletą metody jest możliwość otrzymania mikro- i makroporowatej struktury porów. Uzyskuje się otwarte, połączone ze sobą pory orozmiarach mieszczących się w granicach 40-80 µm oraz 200-400 µm. Substytuty wykazujądużą porowatość (ok. 86%). 152
Wytwarzanie polimerowych substytutów kości 2.2.2. Ługowanie solą Metodę stosuje się najczęściej w połączeniu z innymi technikami takimi jak inwersja faz. Do roztworu polimeru w rozpuszczalniku dodaje się substancję porotwórczą, którą są kryształysoli (np. chlorek sodu, cytrynian sodu). Roztwór polimeru wraz z poroforem przeprowadza się w postać żelu. Rozpuszczalnik usuwa się przez odparowanie, wymycie w kąpieli lub liofilizację.uformowane rusztowaniepłucze się wodąw celu usunięcia kryształów soli z jego struktury (Rysunek 6). Rysunek 6. Otrzymywanie polimerowych rusztowań metodą ługowania solą. Rozpuszczalnik usunięto przez odparowanie, opracowanie własne W tej technice porowatość oraz rozmiar porów mogą być łatwo sterowane przez zmianę ilości i wielkości kryształówsoli (Rysunek 7)[24]. Rysunek 7. Substytut z poli-l-laktydu otrzymany metodą ługowania solą [25] Niestety pomimo dodatkowego etapu płukania wodą istnieje problem z całkowitym usunięciem porofora, szczególnie z wnętrzarusztowania. Za tym idzie trudność w otrzymaniu rusztowania trójwymiarowego. Metoda ogranicza się do rusztowań o grubości 0,5-2 mm [26]. Pozostałości porofora mogą być szkodliwe i/lub nie pozwolą uzyskać porowatej struktury. Często otrzymuje się zamkniętą strukturę porów. Uzyskuje się również gorsze właściwości mechaniczne (kruchość) w porównaniu do np. termicznej inwersji faz lub freezeextraction. 2.2.3. Metoda emulsyjna z liofilizacją Do roztworu polimeru w rozpuszczalniku dodaje się substancję porotwórczą, którą jest woda. Zamrożoną wodę sublimuje się bezpośrednio do fazy gazowej, co prowadzi do formowania się porów (Rysunek 8). 153
Monika Budnicka, Agnieszka Gadomska-Gajadhur, Paweł Ruśkowski Rysunek 8. Otrzymywanie porowatego rusztowania poprzez liofilizację, opracowanie własne Porowatość i wielkości porów wytworzonych rusztowań zależy od stosunku ilości wody do roztworu polimeru oraz temperatury zamarzania. Zaletą tej techniki jest eliminacja etapów płukania, które są wymagane przy ługowaniu solą. Rozproszoną wodę oraz rozpuszczalniki organiczne bezpośrednio usuwa się, dzięki czemu nie ma ryzyka wystąpienia ich pozostałości w strukturze rusztowania [27]. Uzyskane rusztowaniamają dużą porowatość (>90%), rozmiar porów 20-200 µm. Niestety rusztowania te charakteryzują się zamkniętą strukturą porów (Rysunek 9). Rysunek 9. Skafold z chitozanu otrzymany metodą emulsyjną z liofilizacją [28] 2.2.4. Spienianie gazem Technika ta polega na nasyceniu polimeru obojętnym gazem (np. ditlenkiem węgla, azotem) pod wysokim ciśnieniem.gwałtowne obniżenie ciśnienia w układzie do atmosferycznego powodujenukleację i wzrost pęcherzyków gazu w polimerze oraz formowanie porów (Rysunek10). 154
Wytwarzanie polimerowych substytutów kości Rysunek 10. Aparatura do spieniania gazem: 1) butla z CO 2, 2) wskaźnik ciśnienia, 3) pompa wysokociśnieniowa, 4) reaktor, opracowanie własne Proces prowadzi się w niskich temperaturach, dlatego nie ma ryzyka degradacji polimeru podczas formowania rusztowania. Metoda nie wymaga użycia rozpuszczalników organicznych. Za pomocą tej techniki otrzymuje się rusztowania o porowatości do 93%.Wadą metody jest uzyskiwanie nieporowatej powierzchni, zamkniętej struktury porów (tylko 10-30% połączonych porów). Osiągana wielkośćporów to najwyżej 100 μm [29]. Wysokie ciśnienie gazu w procesie (14 MPa) może spowodować zniszczenie struktury porów (Rysunek 11). Ograniczone jest równieżwytwarzanie kompozytów polimerowych z dodatkami zwiększającymi twardość (np. hydroksyapatyt powyżej 5% wag ). a) b) Rysunek 11. Skafoldy z poli-d,l-laktydu z dodatkiem hydroksyapatytu otrzymane metodą spieniania gazem pod ciśnieniem a) 10 MPa, b) 14 MPa [30] 2.2.5. Elektroprzędzenie Stopiony polimer lub jego roztwór umieszcza się w strzykawce zakończonej dyszą.do dyszy przykłada się napięcie w celu wytworzenia różnicy potencjału. Przekroczenie krytycznego napięcia elektrycznego i nierównomierny rozkład ładunków pokonują napięcie powierzchniowe roztworu, cowywołuje przesuwanie się 155
Monika Budnicka, Agnieszka Gadomska-Gajadhur, Paweł Ruśkowski powstającego włókna polimeru między dyszą, a uziemionym kolektorem.osadzające się na kolektorze włókna polimerowe oddają ładunek elektryczny. W międzyczasie przesuwania się włókien następuje odparowanie rozpuszczalnika lub zestalanie stopionego polimeru. W konsekwencji formuje się struktura włóknista tworząca rusztowanie (Rysunek 12) [31, 32]. Rysunek 12. Schematyczne przedstawienie procesu elektrospiningu, opracowanie własne Średnica powstających włókien może być kontrolowana przez zmianę stężenia polimeru, szybkości przepływu roztworu i zmiany odległości między dyszą, a kolektorem. Rusztowania wytworzone tą metodą charakteryzują się dużąporowatością, a tym samym dużą powierzchnią właściwą. Możliwe jest stosunkowo łatwe powiększenie skali procesu. Należy zauważyć, że w rusztowaniu nie powstają pory, a przestrzenie między włóknami o wymiarach od kilku do kilkunastu mikrometrów, co nie jest korzystne w regeneracji kości (Rysunek 13). Rysunek 13. Włókna z polikaprolaktonu [32] W elektroprzędzeniu istnieje trudność w otrzymaniu trójwymiarowych rusztowań, co ogranicza zastosowanie tej metody w implantologii kostnej. 2.3. Techniki szybkiego prototypowania do wytwarzania porowatych rusztowań kostnych Techniki szybkiego prototypowania (drukowania 3D) polegają na tworzeniu skomplikowanych struktur na bazie danych opracowanych w komputerowych programach 3D-CAD, bez użycia form odlewniczych (Rysunek 14). 156
Wytwarzanie polimerowych substytutów kości a) b) Rysunek 14. a) komputerowy model implantu, b) wydrukowany implant z poli(kwasu glikolowego) [33] Do druku 3D wykorzystuje się specjalne drukarki, wspomagane komputerowym oprogramowaniem 3D-CAD. Program ten umożliwia tworzenie skomplikowanych kształtów 3D, o wysokiej rozdzielczości i kontrolowanych strukturach wewnętrznych. W ogólnym przypadku metody te polegają nadrukowaniu kolejnych warstw materiału, prowadząc do tworzenia modeli 3D.W tradycyjnym druku 3D implantu polimerowego, zgodnie z plikiem CAD, z głowicy drukarki nastrzykiwane są krople rozpuszczalnika na sproszkowany polimer. Głowica porusza się w kierunkach osi X-Y. Gdy rozpuszczalnik odparuje i warstwa polimeru zestali się, nanoszona jest następna warstwa proszku i rozpuszczalnika, aż do utworzenia całego implantu (Rysunek 15). Rysunek 15. Schematyczne przedstawienie druku 3D [34] Istnieją liczne technologie drukowania 3D jak stereolitografia (SLA), selektywne spiekanie laserowe (SLS), osadzanie topionego materiału (FDM) [35]. W stereolitografii stosuje się wiązkę lasera ultrafioletowego do zapoczątkowania fotopolimeryzacji ciekłego monomeru, co umożliwia utwardzanie kolejnych warstw. SLS wykorzystuje światło laserowe z zakresu podczerwieni do zestalania warstw proszku. W technice FDM głowica drukarki tłoczy półstały polimer w celu uzyskania zadanej architektury implantu. Teoretycznie druk 3D umożliwia dobrą kontrolę rozmiaru, morfologii porów i porowatości matrycy. W rzeczywistości istnieje problem z rozdzielczością i odwzoro- 157
Monika Budnicka, Agnieszka Gadomska-Gajadhur, Paweł Ruśkowski waniem modelu z programu CAD. Często wielkość porów i struktura istotnie różnią się od modelu. Otrzymuje się małą porowatość kształtek. Dlatego w przypadku implantów polimerowych, drukarki 3D wymagają badań i pracy nad ich konstrukcją. Dobre odwzorowanie modelu komputerowego zapewnia technika FDM [36]. Jednakże jest ona ograniczona do polimerów odpornych termicznie. Otrzymuje się również sztywną strukturę wielowarstwowej siatki, nie mającej zastosowania do kości gąbczastej. Możliwe jest użycie tej metody w regeneracji kości zbitej, jednakże po zastosowaniu materiału o odpowiednich właściwościach mechanicznych. Ogólnie podwyższona temperatura w technikach druku 3D niesie ryzyko zmiany właściwości polimeru. 3. Podsumowanie Inżynieria tkankowa daje możliwość poprawy leczenia defektów kostnych. Dzieje się to za sprawą zastosowania odpowiednich rusztowań, na których zaszczepia się komórki odpowiedzialne za regenerację tkanki. W badaniach klinicznych testowano już implanty metaliczne, ceramiczne i polimerowe. Wśród nich materiały resorbowalne są korzystne, ze względu na brak ponownej operacji. Dzięki cechom jak elastyczność, biozgodność, dużą uwagę przykuwają polimery resorbowalne. Istnieje wiele technik wytwarzania polimerowych rusztowań do regeneracji kości. Ze względu na wymagania jak duża porowatość, odpowiednia wielkość porów, struktura połączonych porów, określone właściwości mechaniczne, wybór ogranicza się do zastosowania metod inwersji faz. Wśród nich na uwagę zasługują termiczna inwersja faz oraz inwersja faz z wariantem freezeextraction. Pomimo atrakcyjności metod drukowania 3D, ich zastosowanie do wytwarzania polimerowych substytutów kości jest ograniczone. Należy wziąć pod uwagę zmianę właściwości polimeru podczas długotrwałego ogrzewania i problem z odwzorowaniem modelu komputerowego. Podziękowania Badania zostały sfinansowanie w ramach działalności statutowej Laboratorium Procesów Technologicznych Wydziału Chemicznego Politechniki Warszawskiej (504/P/1021/0444/000). Literatura 1. Ip W. Y., Gogolewski S. Clinical Application of Resorbable Polymers in Guided Bone Regeneration, Macromolecular Symposia., 253 (2007), s. 139-146 2. Avera S. P., Stampleg W. A., McAllister B. S., Histologic and clinical observation of resorbable and non resorbable barrier membranes used in maxillary sinus graft containment, The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants, 12 (1997), s. 88-90 3. Blanco J. K., Alcanso A., Sanz M., Long term results and survival rate of implants treated with guided bone regeneration: a 5 year cases series prospective study, Clinical Oral Implants Research, 16 (2005), s. 294-301 4. Bianco P., Gehron Robey P., Regeneration of two-dimensional (skin) and threedimensional (bone) tissues using stem cells, Nature, 414 (2001), s. 118-121 158
Wytwarzanie polimerowych substytutów kości 5. Pretzl B., Kim T. S., Holle R., Eickholz P., Long-term results of guided tissue regeneration therapy with non-resorbable and bioabsorbable barriers. A case series of infrabony defects after 10 years, Journal of Periodontology, 79 (2008), s. 1491-1499 6. Fugazzotto P. A., GBR using borine bone matrix and resorbable and non resorbable membrane. Part 2: clinical results, The International Journal of Periodontics and Restorative Dentistry, 23 (2003), s. 599-605 7. Slomkowski S., Biodegradable Polyesters for Tissue Engineering, Macromolecular Symposia, 253 (2007), s. 47 58 8. Ficek K., Filipek J., Wojciechowski P., Kopec K., Stodolak-Zych E., Blazewicz S. A bioresorbable polylactide implant used in bone cyst filling, Journal of Material Sciences: Materials in Medicine, 27 (2016), s.33 9. Ma P. X., Scaffolds for tissue fabrication, Materials Today, 7 (2004), s. 30-40 10. Ikada Y., Tsuji H., Biodegradable polyesters for medical and ecological applications, Macromolecules. RapidCommunication, 21 (2000), s. 117-132 11. Williams D. F., On the mechanisms of biocompatibility, Biomaterials, 29 (2008), s. 2941-2953 12. Bose S., Roy M., Bandyopadhyay A., Recent advances in bone tissue engineering scaffolds, Trends in Biotechnology, 30 (2012), s. 546-554 13. Olszta M. J., Cheng X., Jee S. S., Kumar R., Kim Y. Y., Kaufman M. J., Douglas E. P., Gouer L. B., Bone structure and formation: A new perspective, Materials Science and Engineering.R: Reports, 58 (2007), s. 77-116 14. Murphy C. M.,Haugh M. G, O'Brien F. J., The effect of mean pore size on cell attachment, proliferation and migration in collagen glycosaminoglycan scaffolds for bone tissue engineering, Biomaterials, 31 (2010), s. 461-466 15. Woodard J. R., Hilldore A. J., Lan S. K., Park C. J., Morgan A. W., Eurell J. A., Clark S. G, Wheeler M. B, Jamison R. D., Wagoner Johnson A. J., The mechanical properties and osteoconductivity of hydroxyapatite bone scaffolds with multi-scale porosity, Biomaterials, 28 (2007), s. 45-54 16. Loh Q. L., Eng B., Choong C., Three-Dimensional Scaffolds for Tissue Engineering Applications: Role of Porosity and Pore Size, Tissue Engineering Part B, 19 (2013), s. 485-502 17. Chwojnowski A., Półprzepuszczalne membrany polisulfonowe, Sposoby otrzymywania i modyfikacje, Instytut Biocybernetyki i inżynierii biomedycznej im. Macieja Nałęcza Polskiej Akademii Nauk, Warszawa, 2011 18. Kruk A., Gadomska-Gajadhur A., Ruśkowski P.,Chwojnowski, A., Dulnik J., Synoradzki L., Preparation of biodegradablesemi-permeablemembranes as 3D scaffolds for cellcultures, Desalination and WaterTreatment, 64 (2017), s. 317-323 19. Kruk A., Gadomska-Gajadhur A., Ruśkowski P., Malinowska I., Chwojnowski A., Synoradzki L., The influence of the molecularweight of polymer on the morphology of polylactide-basedmembranes for tissue engineering,monogrphy, Institute for Sustainable Technologies National Research Institute, 2016, s. 60-71 20. Buzarovska A., Gualandi C., Parrilli A., Scandola M., Effect of TiO 2 nanoparticle loading on Poly(L-lactic acid) porous scaffolds fabricated by TIPS, Composites Part B, 81 (2015), s. 189-195 21. Nam Y. S., Park T. G., Porous biodegradable polymeric scaffolds prepared by thermally induced phase separation, Journal of Biomedical Material Research, 47 (1999), s. 8-17 159
Monika Budnicka, Agnieszka Gadomska-Gajadhur, Paweł Ruśkowski 22. Budyanto L., Goh Y. Q., Ooi C. P., Fabrication of porous poly(l-lactide) (PLLA) scaffolds for tissue engineering using liquid liquid phase separation and freeze extraction, Journal of Material Sciences: Materials in Medicine, 20 (2009), s. 105-111 23. Kruk A., Gadomska-Gajadhur A., Ruśkowski P., Chwojnowski A., Synoradzki L., Otrzymywanie polilaktydowych rusztowań komórkowych o strukturze gąbczastej badania wstępne i optymalizacja, Polimery, 62 (2017), s. 118-126 24. Lee S. B., Kim Y. H., Chong M. S., Hong S. H., Lee Y. M., Study of gelatin-containing artificial skin V: fabrication of gelatin scaffolds using a salt-leaching method, Biomaterials, 26(2005), s. 1961-1968 25. Gogolewski S., Pennings A. J., Resorbable materials of poly(l-lactide), Colloid & Polymer Science, 261 (1983), s. 477-484 26. Liu X., Ma P. X., Polymeric Scaffolds for Bone Tissue Engineering, Annals of Biomedical Engineering, 32 (2004), s. 477-486 27. Kong L., Gao Y., Cao W., Gong Y., Zhao N., Zhang X., Preparation and characterization of nano-hydroxyapatite/chitosan composite scaffolds, Journal of Biomedical Materials Research, 75A (2005), s. 275 282 28. Levengood S. L., Zhang M., Chitosan-based scaffolds for bone tissue engineering, Journal of Material Chemistry B, 2 (2014), s. 3161-3184 29. Montjovent M. O., Mathieu L., Hinz B., Applegate L. L., Bourban P. E., Zambelli P. Y., Manson J. A., Pioletti D. P., Biocompatibility of Bioresorbable Poly(L-lactic acid) Composite Scaffolds Obtained by Supercritical Gas Foaming with Human Fetal Bone Cells, Tissue Engineering, 11 (2006), 1640-1649 30. Teng X., Ren J., Gu S., Preparation and Characterization of Porous PDLLA/HA Composite Foams by Supercritical Carbon Dioxide Technology, Journal of Biomedical Material Research Part B: Applied Biomaterials, 81B (2007), s. 185-193 31. Kołbuk D., Wpływ warunków elektroprzędzenia na strukturę i właściwości jednoi dwuskładnikowych nanowłókien polimerowych stosowanych w inżynierii tkankowej, Rozprawa doktorska, Instytut Podstawowych Problemów Techniki Polskiej Akademii Nauk, Warszawa, 2012 32. Jang J. H.,Castano O., Kim H. W., Electrospun materials as potential platforms for bone tissue engenieering, Advanced Drug Delivery Reviews, 61 (2009), s.1065-1083 33. Lee M., Dunn J., Wu B., Scaffolds fabrication by indirect three-dimensional printing, Biomaterials, 26 (2005), s. 4281-4289 34. Bose S., Roy M., Bandyopadhyay A., Recent advances in bone tissue engineering scaffolds, Trends in Biotechnology, 30 (2012), s. 546-554 35. Liu V., Bhatia S. N., Three-dimensional tissue fabrication, Advanced Drug Delivery Reviews, 56 (2004), s. 1635-1646 36. Zein I., Hutmacherb D. W., Tanc K.C., Teoha S.H.Fused deposition modeling of novel scaffold architectures for tissue engineering applications, Biomaterials, 23 (2002), s. 1169-1185 160
Wytwarzanie polimerowych substytutów kości Wytwarzanie polimerowych substytutów kości Inżynieria tkankowa daje szansę poprawy leczenia defektów kostnych. Substytuty kości zawierające czynniki wzrostu nowej tkankieliminują ryzyko, jakie niesie ze sobą tradycyjny przeszczep tkanki. W pracy opisano wymagania jakie muszą spełniać implanty kostne, tj. odpowiedniewłaściwości mechaniczne, morfologia wewnętrzna, oddziaływanie z tkanką pacjenta. Wskazano, że nie można stworzyć jednego uniwersalnego substytutu kości, ze względu na zróżnicowanie właściwości kości zbitej i gąbczastej. Praca stanowi przegląd metod stosowanych do wytwarzania polimerowych porowatych substytutów kości, z wyszczególnieniem ich wad i zalet. Stwierdzono, że metody inwersji faz umożliwiają otrzymanie rusztowań, spełniających wymagania dla implantów kostnych. Słowa kluczowe:wymagania dla implantów kostnych, inwersja faz, ługowanie solą, spienianie gazem, drukowanie 3D Polymeric bone scaffolds preparation Tissue engineering provides an opportunity to improve the treatment of bone defects. Bone substitutes containing growth factors eliminate the risk of traditional tissue transplantation. The work describes the bone implants requirements, ie appropriate mechanical properties, internal morphology, interaction with the patient's tissue. It was noted that one universal bone substitute cannot be created, due to the differentiation of bone properties. The work reviews the polymeric porous bone substitutes preparation methods, detailing their disadvantages and advantages. It was found that the phase inversion methods enable to obtain scaffolds which meet the requirements for bone implants. Keywords: bone implant requirements, phase inversion, salt leaching, gas foaming, 3D printing 161