POLITECHNIKA WARSZAWSKA › docstore › download...5 Abstract: The aim of this study was to...

67
POLITECHNIKA WARSZAWSKA WYDZIAŁ INŻYNIERII MATERIAŁOWEJ PRACA DYPLOMOWA INŻYNIERSKA Karolina Korzeb Wytworzenie, ocena właściwości mechanicznych i profilu degradacji kompozytów polimerowo-ceramicznych. Fabrication and evaluation of mechanical properties and degradation profile of polymer-ceramic composites. Nr albumu: 227308 Promotor: dr hab. inż. Wojciech Święszkowski Warszawa, styczeń 2013

Transcript of POLITECHNIKA WARSZAWSKA › docstore › download...5 Abstract: The aim of this study was to...

  • POLITECHNIKA WARSZAWSKA

    WYDZIAŁ INŻYNIERII MATERIAŁOWEJ

    PRACA DYPLOMOWA

    INŻYNIERSKA

    Karolina Korzeb

    Wytworzenie, ocena właściwości mechanicznych i profilu degradacji

    kompozytów polimerowo-ceramicznych.

    Fabrication and evaluation of mechanical properties and degradation profile

    of polymer-ceramic composites.

    Nr albumu: 227308

    Promotor: dr hab. inż. Wojciech Święszkowski

    Warszawa, styczeń 2013

  • 2

    Praca realizowana w ramach projektu „Bioimplanty dla potrzeb leczenia ubytków tkanki

    kostnej u chorych onkologicznie” finansowanego z Programu Operacyjnego Innowacyjna

    Gospodarka.

  • 3

    Pragnę złożyć serdeczne podziękowania

    Szanownemu Panu dr hab. inż. Wojciechowi Święszkowskiemu,

    Rodzicom oraz wszystkim osobom, którzy służąc swoją

    pomocą i radami przyczynili się do powstania niniejszej pracy.

  • 4

    Streszczenie: Celem poniższej pracy była ocena właściwości mechanicznych i profilu

    degradacji kompozytów polimerowo-ceramicznych. Materiały kompozytowe przygotowano

    metodą odlewania z roztworu. Włókna i trójwymiarowe rusztowania wytworzono za pomocą

    techniki szybkiego prototypowania. Badania przeprowadzono w trzech etapach. Etap

    pierwszy miał na celu określenie wpływu rozmiaru cząstek napełniacza na właściwości

    mechaniczne kompozytów. W tym celu wytworzono kompozyty podwójne zawierające mikro-

    i nanocząstki trójfosforanu wapnia (β-TCP). Włókna poddano statycznej próbie rozciągania.

    Otrzymane wyniki odniesiono do materiału referencyjnego jakim był czysty polikaprolakton

    (PCL). Na podstawie otrzymanych wyników do dalszych badań wybrano mikrocząstki TCP.

    W drugim etapie wytworzono kompozyt trójskładnikowy zawierający dodatkowo 20% wag.

    poli(d,l-laktydu-ko-glikolidu) (PLGA). Kolejno zbadano wpływ obecności drugiego polimeru na

    właściwości mechaniczne kompozytów potrójnych. Trzecim etapem badań było wytworzenie

    z powyższych kompozytów dwu- i trójskładnikowych rusztowań stosowanych do regeneracji

    ubytków tkanki kostnej w organizmie człowieka oraz przeprowadzenie 5-miesięcznej

    degradacji rusztowań w roztworze soli fizjologicnej (PBS). Dokonano oceny profilu degradacji

    rusztowań poprzez obserwację zmian morfologii powierzchni (skaningowa mikroskopia

    elektronowa, SEM), adsorpcji wody i zmian masy rusztowań (waga analityczna), zawartości

    fazy krystalicznej (skaningowa kalorymetria różnicowa, DSC), zmian średniej masy

    cząsteczkowej (chromatografia żelowa, GPC) oraz zmian pH PBS (pH-metr).

    Podsumowując, mikrocząstki TCP okazały się mieć korzystniejszy wpływ na właściwości

    mechaniczne kompozytów o osnowie PCL. Faza PLGA dodatkowo zwiększyła parametry

    wytrzymałościowe i przyspieszyła szybkość degradacji badanych materiałów.

    Słowa kluczowe: polikaprolakton (PCL), trójfosforan wapnia, poli(d,l-laktyd-ko-glikolid)

    (PLGA), metoda szybkiego prototypowania, inżynieria tkankowa, rusztowanie

    biodegradowalne.

  • 5

    Abstract: The aim of this study was to evaluate the mechanical properties and degradation

    profile of polymer-ceramic binary and ternary composites. Poly(ε-caprolactone), PCL, was

    used as a polymer matrix and tricalcium phosphate (β-TCP) particles of various size (nano-

    and microparticles) were used as the ceramic filler. Additionally, poly(d,l-lactide-co-glycolide)

    was used for the ternary composites. The test materials were prepared by combined solvent

    casting technique and rapid prototyping method and tested in three stages. In the first stage

    of the study an effect of size of filler particles on mechanical properties of the binary

    composite was investigated. In order to evaluate the effect, a static tensile test was carried

    out on binary composites containing nano- and micro-TCP. The results were compared to

    the reference material which was neat PCL. Based on the results of the tensile test the TCP

    microparticles were selected to produce a ternary composites, which contained 20 wt.% of

    PLGA (second stage). Then, the effect of addition of the PLGA on the tensile properties of

    ternary composite was determined. In the third stage of this study three dimensional

    scaffolds were fabricated from binary and ternary composites and exposed to 5-month

    degradation in phosphate buffered saline (PBS). Profile of the degradation was evaluated by

    investigation of changes of surface morphology of the scaffolds (scanning electron

    microscopy, SEM), changes in absorption of water and mass of scaffolds (analytical

    balance), changes in the crystallinity of the materials (differential scanning calorimetry, DSC),

    changes in the average molecular weight (gel chromatography, GPC) change in pH of the

    PBS (pH-meter). To summarize, microparticles had better effect on mechanical properties of

    PCL-based composites. PLGA further increased stiffness and strength and accelerated the

    rate of degradation of the tested material.

    Key words: poly(ε-caprolactone), calcium triphosphate (TCP), poli(d,l-lactide-co-glicolide),

    rapid prototyping, tissue engineering, biodegradable scaffold.

  • 6

    Spis treści

    1. Wstęp .............................................................................................................................................. 8

    2. Biomateriały .................................................................................................................................... 9

    2.1. Polikaprolakton ....................................................................................................................... 9

    2.2. Poli(d,l-laktyd-ko-glikolid) ..................................................................................................... 10

    2.3. Trójfosforan wapnia .............................................................................................................. 11

    2.4. Kompozyty polimerowo-ceramiczne w zastosowaniach medycznych ................................. 12

    3. Kośd ............................................................................................................................................... 14

    4. Inżynieria tkankowa ...................................................................................................................... 16

    5. Rusztowania do regeneracji tkanki kostnej ................................................................................... 19

    5.1. Techniki szybkiego prototypowania ...................................................................................... 20

    6. Cel i zakres pracy ........................................................................................................................... 22

    7. Materiały i metodyka badao ......................................................................................................... 23

    7.1. Materiały ............................................................................................................................... 23

    7.1.1. PCL ................................................................................................................................. 23

    7.1.2. PLGA .............................................................................................................................. 23

    7.1.3. TCP ................................................................................................................................. 23

    7.2. Wytwarzanie kompozytów .................................................................................................... 24

    7.3. Wytwarzanie włókien oraz trójwymiarowych rusztowao ..................................................... 25

    7.3.1. Wytwarzanie włókien .................................................................................................... 26

    7.3.2. Wytwarzanie trójwymiarowych rusztowao .................................................................. 28

    7.4. Metody badao wytworzonych materiałów ........................................................................... 28

    7.4.1. Statyczna próba rozciągania .......................................................................................... 32

    7.4.2. Badanie degradacji ........................................................................................................ 33

    7.4.2.1. Zmiany pH roztworu .................................................................................................. 35

    7.4.2.2. Absorpcja wody i zmiany masy ................................................................................. 36

    7.4.3. Skaningowa mikroskopia elektronowa (SEM) ............................................................... 37

    7.4.4. Chromatografia żelowa (GPC) ....................................................................................... 38

    7.4.5. Skaningowa kalorymetria różnicowa (DSC) ................................................................... 40

    8. Wyniki badao i ich dyskusja ............................................................................................................... 42

    8.1. Wybór napełniacza do kompozytu trójskładnikowego .............................................................. 42

    8.1.1. Skaningowa mikroskopia elektronowa (SEM) ..................................................................... 42

    8.1.1. Statyczna próba rozciągania ................................................................................................ 44

  • 7

    8.2. Charakteryzacja włókien z kompozytów trójskładnikowych ...................................................... 48

    8.2.1. Skaningowa mikroskopia elektronowa (SEM) ..................................................................... 48

    8.2.2. Statyczna próba rozciągania ................................................................................................ 50

    8.3. Profil degradacji osnowy wytworzonych rusztowao kostnych .................................................. 52

    8.3.1. Absorpcja wody i zmiany masy ........................................................................................... 52

    8.3.2. Zmiany pH roztworu ............................................................................................................ 54

    8.3.3. Skaningowa mikroskopia elektronowa (SEM) ..................................................................... 55

    8.3.4. Chromatografia żelowa (GPC) ............................................................................................. 59

    8.3.5. Skaningowa kalorymetria różnicowa (DSC) ......................................................................... 60

    9. Podsumowanie .................................................................................................................................. 62

    10. Wnioski ............................................................................................................................................ 65

    Literatura ............................................................................................................................................... 66

  • 8

    1. Wstęp

    Współczesny świat zmaga się z problemem chorób nowotworowych. Według danych

    Departamentu Badań Demograficznych Głównego Urzędu Statystycznego z dnia 28 stycznia

    2011 roku liczba zgonów spowodowanych chorobami nowotworowymi wciąż rośnie i w 2009

    roku stanowiła 24% ogółu wszystkich zgonów. Jednym z przypadków chorób

    nowotworowych są nowotwory występujące w układzie kostnym człowieka. Naruszają one

    strukturę tkanek i prowadzą do powstania ubytków kostnych u pacjentów. Na rysunku 1

    po lewej przedstawiono zdrową strukturę kości, a po prawej ognisko ubytku kostnego.

    Rys.1. (a) Zdrowa struktura kostna; (b) ognisko ubytku kostnego [1].

    Dla pacjentów ze stwierdzoną resekcją zmienionej nowotworowo tkanki, szansę

    wyleczenia stwarza inżynieria tkankowa. Zajmuje się ona regeneracją i naprawą

    uszkodzonych oraz całkowicie zniszczonych tkanek. Poprzez zastosowanie działań inżynierii

    tkankowej u chorego pacjenta następuje przywrócenie zdrowej tkanki [2].

    Ubytki kostne mogą być zastąpione rusztowaniami kostnymi (z ang. scaffolds).

    Rusztowania te powinny być wykonane z materiałów funkcjonalnych. Mają stanowić podłoże

    do rozmnażania tkanek i zastępować miazgę kostną. Powinny być również porowate w celu

    umożliwienia dyfuzji płynów ustrojowych [2,3].

    Rusztowania kostne zazwyczaj należałoby wytwarzać z materiałów bioresorbowalnych.

    W miarę upływu czasu pożądane byłoby, aby ulegały samoistnej degradacji. Produktami

    degradacji powinny być nieszkodliwe produkty uboczne naturalnie występujące w organizmie

    człowieka [2].

    W poniższej pracy przedstawiono właściwości mechaniczne włókien kompozytowych

    o osnowie poli(ε-kaprolaktonu) oraz profil degradacji trójwymiarowych rusztowań

    kompozytowych wytworzonych za pomocą techniki szybkiego prototypowania, w celu doboru

    najlepszych materiałów do aplikacji medycznych.

    a) b)

  • 9

    2. Biomateriały

    Biomateriały to grupa materiałów o różnorodnym składzie, budowie i właściwościach,

    akceptowalna przez organizm ludzki lub trwale łącząca się z żywą tkanką i biorąca udział

    w jej regeneracji [4].

    Jedną z klasyfikacji biomateriałów jest podział ze względu na ich reakcję w organizmie

    człowieka:

    a) materiały obojętne – nie wywołują reakcji otaczającej tkanki lub wywołana reakcja

    jest niewielka;

    b) materiały aktywne – wiążą się z otaczającą tkanką, a następnie stymulują rozwój

    zregenerowanego organu;

    c) materiały resorbowalne – ulegają rozkładowi w środowisku organizmu ludzkiego,

    rozpuszczając się w otaczającej tkance po określonym czasie, a następnie zostają

    przez nią wchłonięte;

    Biomateriały należące do grup materiałów obojętnych to głównie metale i ceramiki,

    np. stale austenityczne, stopy na osnowie kobaltu, tytan i jego stopy, tantal i materiały

    z pamięcią kształtu [4, 5, 6].

    Do materiałów aktywnych w szczególności zaliczamy ceramiki, np. hydroksyapatyt,

    bioszkła oraz ceramiki na bazie fosforanów wapnia. Posiadają one podobny skład chemiczny

    do ludzkiej kości. β-trójfosforan wapnia jest wchłaniany przez komórki uczestniczące

    w ciągłej przebudowie ludzkiej kości, czyli osteoklasty [4, 5].

    Natomiast grupę materiałów resorbowalnych reprezentują odpowiednie gatunki

    polimerów [4]. Możemy je podzielić na polimery naturalne i syntetyczne. Polimery te

    zazwyczaj są degradowane w wyniku reakcji hydrolizy. Polimery naturalne, takie jak kolagen,

    ulegają procesowi hydrolizy katalizowanej przez enzymy. Polimery syntetyczne posiadają

    w swojej budowie grupy funkcyjne podatne do hydrolizy, np. grupy estrowe lub uretanowe.

    Przykładami takich polimerów są poliestry, poliuretany, poliortoestry, polibezwodniki, czy też

    pseudopoliaminokwasy [4, 5, 7].

    2.1. Polikaprolakton

    Poli(ε-kaprolakton), PCL, to semikrystaliczny, hydrofobowy poliester alifatyczny

    (rys.2), który jest łatwy do przetwarzania. Charakteryzuję się niską temperaturą zeszklenia,

  • 10

    Tg (-60⁰C) i niską temperaturą topnienia, Tm (59-64⁰C). Jest biozgodny oraz biodegradowalny

    [8].

    Rys.2. Wzór strukturalny polikaprolaktonu.

    PCL łatwo rozpuszcza się w chloroformie, dichlorometanie, benzenie oraz toluenie

    w temperaturze pokojowej. Posiada niską rozpuszczalność w acetonie. Nie rozpuszcza się

    w alkoholu i eterze naftowym [9]. Charakteryzuje się niską wytrzymałością na rozciąganie

    (ok. 23 MPa) przy ogromnej wartości wydłużenia przy zerwaniu (4700%) [10].

    Całkowita degradacja PCL trwa od 2 do 4 lat. Czas degradacji zależy między innymi

    od początkowej masy cząsteczkowej polimeru i jego zwilżalności. Materiały hydrofobowe

    ulegają wolniejszej degradacji niż materiały hydrofilowe. PCL w obecności wody ulega

    hydrolizie do kwasu i zostaje usunięty z organizmu człowieka w cyklu Krebsa [8].

    2.2. Poli(d,l-laktyd-ko-glikolid)

    Poli(d,l-laktyd-ko-glikolid) (PLGA) to kopolimer biodegradowalny (rys.3). Pochodzi

    z grupy poliestrów. Komórki wykazują dobrą przyczepność do jego cząstek [7].

    Rys.3. Wzór strukturalny poli(d,l-laktydu-ko-glikolidu).

    PLGA składa się z cząsteczek kwasu glikolowego (GA) i kwasu mlekowego (LA) ((L)-

    lub (D,L)-laktyd). PLGA jest amorficzny przy zawartości od 25% do 75% (L)- i (D,L)-laktydu.

    Podobnie jak PCL ulega degradacji w wyniku hydrolizy wiązań estrowych. Szybkość

    degradacji PLGA zależy m.in. od masy cząsteczkowej i stosunku molowego LA:GA.

    W przypadku stosunku 50:50 degradacja trwa od 1 do 2 miesięcy, a gdy stosunek molowy

  • 11

    LA:GA wynosi 75:25 degradacja wydłuża się od 4 do 5 miesięcy. Natomiast materiał

    składający się z 85% DL-laktydu i 15% glikolidu ulega degradacji w czasie od 5 do 6

    miesięcy [7].

    2.3. Trójfosforan wapnia

    Trójfosforan wapnia (TCP) jest solą kwasu ortofosforowego H3PO4. Pochodzi

    z układu równowagi CaO-P2O5, w którym występują m.in. cztery związki znajdujące się

    w obszarze zainteresowań biomedycyny (rys.4). Jednym z nich jest ortofosforan (V) wapnia

    o oznaczeniu skrótowym TCP (z ang. Tri-Calcium-Phosphate) lub C3P, nazwie

    mineralogicznej – whitlockit, wzorze chemicznym Ca3(PO4)2 i składzie tlenowym 3CaO·P2O5

    [6].

    Rys.4 Układ równowagi CaO-P2O5 [6].

  • 12

    TCP jest ceramiką występującą w dwóch odmianach polimorficznych:

    αTCP – jest odmianą wysokotemperaturową, charakteryzującą się dużo większą szybkością

    rozpuszczania. Trwała do 1430⁰C, gdzie przechodzi w α’TCP i w temperaturze 1777⁰C ulega

    stopieniu.

    βTCP – to odmiana niskotemperaturowa o mniejszej niż αTCP szybkości rozpuszczania.

    Jest trwała do 1125⁰C [6].

    TCP cechuje się wysoką biozgodnością. Produkty jego degradacji mogą uczestniczyć

    w procesie przebudowy nowej kości. Syntetyczny βTCP składa się w 54,3% mas. z CaO

    i 45,7% mas. z P2O5. Stosunek molowy Ca/P w TCP wynosi 1,5 i jest zbliżony do stosunku

    molowego kości wynoszącej 1,70 (wg Le Geros [6]). Fosforany wapnia ulegają degradacji,

    trwającej nawet do roku czasu. Podczas degradacji TCP, w środowisku symulującym płyny

    ustrojowe SBF (z ang. Simulated Body Fluid), ceramika zostaje pokryta warstwą

    hydroksyapatytu [6]. Warstwa może powstać na dwa sposoby. W pierwszym przypadku

    poprzez rozpuszczanie βTCP i wytrącanie jonów wapnia oraz fosforanowych. Drugim

    sposobem powstania warstwy hydroksyapatytowej jest jej powstanie na drodze hydrolizy

    βTCP.

    βTCP po wszczepieniu w ubytki kostne ulega pochłonięciu przez makrofagi i komórki

    olbrzymie. Duży wpływ na procesy degradacji i wchłaniania ma udział objętościowy mikro

    i makroporów ceramiki. Badania in vivo przeprowadzone na królikach wykazały ubytek masy

    βTCP po 3 miesiącach degradacji wynoszący 15 ± 6% dla ceramiki o 30% obj. udziale

    makroporów. W przypadku ceramiki o dodatkowym udziale 40% obj. mikroporów ubytek TCP

    po 3 miesięcznej degradacji wzrósł do 30 ± 4% [6].

    2.4. Kompozyty polimerowo-ceramiczne w zastosowaniach medycznych

    PCL jest często stosowany do wytwarzania rusztowań ze względu na jego łatwą

    przetwarzalność. Jednak rusztowania wykonane z czystego PCL nie mają wysokich

    właściwości mechanicznych. Trójwymiarowe struktury wytworzone z takich polimerów można

    stosować do przedklinicznych i klinicznych aplikacji w inżynierii tkankowej [11]. Aktualne

    badania pokazują, że w celu polepszenia właściwości mechanicznych rusztowań

    do regeneracji tkanki kostnej wykonanych z PCL i poprawy ich interakcji z tkanką do

    polimeru dodaje się ceramik nieorganicznych. W ten sposób otrzymuje się bioaktywne

  • 13

    rusztowania kompozytowe [3]. Bioaktywność jest to zdolność bezpośredniego przylegania

    powierzchni implantu do tkanki miękkiej lub twardej, bez tworzenia warstwy pośredniej ze

    zmodyfikowanej tkanki [6]. Mechaniczne właściwości kompozytów PCL-TCP są podobne do

    właściwości kości gąbczastej [12]. Stosowane są również modyfikacje polimerowej osnowy

    kompozytów m.in. w celu sterowania okresem degradacji macierzy. Wprowadza się takie

    polimery jak m.in. poliestry, poliuretany [7]. W przypadku poliestru PLGA wytwarza się

    rusztowania z polimeru o różnym stosunku LA/GA, przez co możliwe jest sterowanie

    szybkością degradacji [3]. Zarówno rusztowania wytworzone z PCL oraz rusztowania

    wyprodukowane z PLGA wykazują biozgodność. Implanty wykonane z powyższych

    materiałów również przyczyniły się do udanej regeneracji kości piszczelowych królika

    w czasie 12 tygodniowego badania [13]. Kość charakteryzuje się większą sztywnością

    w porównaniu do obecnie dostępnych rusztowań [3]. W związku z tym, celem wielu

    z obecnie prowadzonych badań jest opracowanie odpowiednich połączeń materiałowych,

    które można by było wykorzystać w aplikacjach medycznych.

  • 14

    3. Kość

    Szkielet to układ kości i stawów. Jest to rusztowanie podtrzymujące i nadające kształt

    ciału człowieka. Kości stanowią miejsca przyczepu mięśni, osłaniają struktury organizmu,

    m.in. mózg, rdzeń kręgowy.

    Rys.5. Przekrój kości zbitej [14].

    Tkanka kostna to rodzaj tkanki łącznej. Jej zewnętrzną warstwę stanowi okostna. Jest

    to cienka błonka zbudowana z tkanki łącznej. Zawiera w swojej strukturze naczynia

    krwionośne i nerwy penetrujące kość. Pod okostną leży kość zbita (rys.5). Jej przekrój

    przedstawiono na rysunku 5. Kość zbita posiada niejednorodną strukturę. Jej podstawowym

    elementem jest osteon. Osteon posiada budowę perforowanego walca o długości kilku

    milimetrów i średnicy 200 µm. W jego kanałach, tzw. kanałach Haversa, znajdują się

    naczynia nerwowe i krwionośne biegnące wzdłuż kości. Wokół każdego kanału ułożone są

    blaszki kostne. Wśród blaszek kostnych występują równomiernie rozłożone komórki kostne

    osteocyty. Osteocyty powstają z komórek kościotwórczych tzw. osteoblastów. Wewnętrzną

    warstwę kości stanowi lekka kość gąbczasta. Jest ona porowata i cechuje się rzadszą

    strukturą.

    Typy kości możemy podzielić ze względu na ich kształt. Wyróżniamy:

    1. Kości długie – ich długość przewyższa znacznie szerokość i grubość. Zazwyczaj

    służą jako dźwignie i miejsca przyczepu mięśni. Łagodzą wstrząsy i naprężenia.

    W swojej budowie posiadają jamy szpikowe. Przykładem tego typu kości są kości

    kończyn górnych i dolnych.

  • 15

    2. Kości płaskie – ich długość i szerokość znacznie przewyższa grubość. Służą jako

    osłony. W swojej budowie posiadają szpik czerwony, dzięki czemu pełnią funkcję

    krwiotwórczą. Przykładami kości płaskich są kości biodrowe, sklepienia czaszki

    i łopatki.

    3. Kości krótkie – posiadają podobne wymiary długości, szerokości i grubości. Są

    masywne i pełnią rolę sprężystych osłon i sklepień. Przykład kości krótkich to kości

    nadgarstka i stopy.

    4. Kości różnokształtne – posiadają inny wymiar niż powyższe trzy typy. Przykładem

    kości różnokształtnych są kości podniebienia oraz kręgi.

    5. Kości pneumatyczne – posiadają w swojej budowie wypełnione powietrzem jamy.

    Wnętrze jam pokryte jest błoną śluzową. Występują w czaszce. Przykładem tego typu

    kości jest kość czołowa lub szczęka [14].

  • 16

    4. Inżynieria tkankowa

    Inżynieria tkankowa według definicji polega na wykorzystaniu podstaw i metod inżynierii,

    biotechnologii oraz medycyny klinicznej. Jest stosowana w celu regeneracji uszkodzonych

    lub usuniętych tkanek i narządów wewnętrznych, oraz wytworzenia nowych tkanek [6].

    W inżynierii tkankowej można wyróżnić podstawowe technologie :

    1) Projektowanie i wytwarzanie rusztowań (podłoży) umożliwiających proliferację

    i różnicowanie komórek, zwykle macierzystych oraz zapewnienie stabilizacji obszaru

    dla odbudowujących się tkanek;

    2) Izolację, hodowlę i zasiedlanie komórkami;

    3) Projektowanie i wytwarzanie systemów dostarczania czynników biologicznych;

    Połączenie powyższych technologii jest w stanie przyspieszyć regenerację i umożliwić

    odbudowę częściowo lub całkowicie uszkodzonej tkanki [2].

    Czynnikami odgrywającymi podstawową rolę w inżynierii tkankowej są komórki, czynniki

    wzrostu oraz sztuczne macierze pozakomórkowe (rusztowania) dla komórek. Jako komórki

    najczęściej wykorzystuje się komórki macierzyste pobierane ze szpiku kostnego pacjenta.

    Mają one wysoką zdolność odnawiania się. Mogą także różnicować się w niektóre tkanki

    (kostną, chrzęstną i ścięgnową). Czynnikami wzrostu są proteiny i białka. Mają one zdolność

    do łączenia się z receptorami komórek, dzięki czemu indukują ich proliferację, czyli

    mnożenie. Trójwymiarowe macierze strukturalne są wykonywane z biomateriałów. Mają na

    celu zapewnienie struktury nośnej dla komórek oraz umożliwienie przyczepienia i wzrostu

    komórki [6].

    W inżynierii tkankowej wykorzystuje się między innymi materiały biodegradowalne,

    które powinny spełniać poniższe wymagania:

    nie wywoływać stanów zapalnych w organizmie,

    posiadać czas degradacji odpowiedni do tempa regeneracji tkanki,

    posiadać właściwości mechaniczne dopasowane do aplikacji i czasu degradacji,

    nie być toksyczne oraz nie uwalniać toksycznych składników podczas degradacji,

    być otrzymywane w sposób powtarzalny [7].

    Polimery bioresorbowalne są materiałami, które głównie w wyniku hydrolizy

    degradują w środowisku biologicznie czynnym do nieszkodliwych produktów ubocznych [6].

  • 17

    Polimery, które ulegają szybszej degradacji hydrolitycznej zawierają w swojej

    budowie grupy funkcyjne podatne na proces hydrolizy, m.in. grupy estrowe, węglany, grupy

    amidowe, moczniki, grupy uretanowe [7].

    Proces degradacji polimerów syntetycznych może przebiegać w całej objętości materiału

    lub na jego powierzchni. Degradacja składa się z następujących etapów:

    a) adsorpcji cieczy na powierzchni materiału i jej dyfuzji w głąb objętości,

    b) hydrolizy wiązań występujących w polimerze,

    c) spadku masy cząsteczkowej i obniżeniu właściwości mechanicznych w wyniku

    hydrolitycznej fragmentacji łańcucha polimerowego,

    d) rozpuszczeniu produktów degradacji, które uległy dyfuzji do powierzchni materiału

    oraz fagocytowaniu mniejszych fragmentów,

    e) eliminacji produktów degradacji w cyklu Krebsa.

    Rys.6. Schemat degradacji PCL [8].

    Na rysunku 6 przedstawiono przykładowy schemat degradacji PCL. Początkowo

    w wyniku degradacji następuje adsorpcja wody przez polimer. Następnie, w wyniku reakcji

    chemicznej materiału z płynami ustrojowymi dochodzi do hydrolizy łańcuchów poliestrowych.

    Kolejno następuje uwolnienie cząsteczek monomerów i oligomerów, które są eliminowane

    z organizmu w cyklu Krebsa [6].

    Cykl Krebsa jest to cykl reakcji enzymatycznych w mitochondriach, który stanowi

    podstawę oddychania komórkowego. Dostarcza on energii w postaci kwasu

    adezynotrójfosforowego (ATP) i substancji potrzebnych do dalszych przemian

    metabolicznych. W wyniku tego procesu wydziela się energia, CO2 i H2O [15].

    Podatność materiału na degradację zależy od szybkości adsorpcji i dyfuzji wody

    w materiale. Na proces degradacji wpływa również środowisko biologicznie aktywne. Mogą

    w nim występować odziaływania chemiczne i mechaniczne. Powyższe oddziaływania

  • 18

    prowadzą do zmian materiałowych, np. obniżenia masy cząsteczkowej, spadku właściwości

    mechanicznych, a w konsekwencji utraty funkcjonalności. Na proces degradacji wpływają

    enzymy, lipidy, śladowe ilości jonów metali oraz aktywne makrofagi. Mogą one wywołać

    reakcje ogólnoustrojowe w przypadku przeniesienia produktów degradacji z dala od miejsca

    implantacji. Produkty degradacji mogą być przenoszone aktywnie przez makrofagi

    i pasywnie przez tkanki oraz układ krążenia. Natomiast zbyt szybki proces degradacji może

    prowadzić do przedwczesnej utraty właściwości mechanicznych. Ponadto nagłe uwolnienie

    dużej ilości kwaśnych produktów hydrolizy może wywołać rozwój stanu zapalnego. Szybkość

    degradacji materiału powinna być współzależna z procesem gojenia się uszkodzonej tkanki

    [6].

  • 19

    5. Rusztowania do regeneracji tkanki kostnej

    Rusztowania do zastosowań w inżynierii tkankowej są trójwymiarowymi, porowatymi

    obiektami wytworzonymi z biodegradowalnego materiału, których celem jest zapewnienie

    tymczasowej stabilizacji regenerującej się tkance. Pełnią one funkcję podłoża do adhezji,

    migracji, proliferacji oraz różnicowania komórek. Rusztowania powinny być biozgodne

    i nietoksyczne, aby zostały zaakceptowane przez organizm. Ich właściwości mechaniczne

    należy odpowiednio dobrać do aplikacji i czasu degradacji. Zaleca się, aby podłoża były

    łatwo sterylizowane, aby zapobiegać zakażeniu. Ważna jest również ich porowata struktura

    umożliwiająca dyfuzję płynów ustrojowych. Pory powinny posiadać średnicę, co najmniej

    100 µm, aby nastąpiła prawidłowa penetracja komórek. Dodatkowo rusztowania nie powinny

    być produkowane z kosztownych materiałów. Proces wytwarzania powinien być prosty, tani

    i szybki, aby ich produkcja była opłacalna [3].

    Rys.7. Schemat ideowy regeneracji tkanki kostnej z zastosowaniem inżynierii tkankowej [2].

    Istnieją dwa sposoby aplikacji rusztowania w organizmie ludzkim. Pierwszy z nich

    polega na pobraniu komórek od chorego pacjenta podczas biopsji. Komórki zostają

    rozmnożone na macierzy w kontrolowanych warunkach in vitro (rys.7). Następnie zasiedlone

    podłoże zostaje wszczepione do zmienionego chorobowo miejsca podczas operacji.

    Rusztowania po wykonaniu swojego zadania zostają usunięte z organizmu. Nie jest

    potrzebna kolejna operacja, aby usunąć implanty. Oszczędza to bólu pacjentowi i obniża

    koszty zabiegów medycznych. Drugie podejście polega na bezpośrednim wszczepieniu

    rusztowania do organizmu człowieka. Wówczas komórki migrują do macierzy

    z sąsiadujących tkanek i go zasiedlają. Następnie komórki zaczynają się rozmnażać

    i różnicować na implancie. Dzieje się to w ludzkim organizmie. Zaletą drugiego podejścia jest

    możliwość natychmiastowego użycia rusztowania oraz zmniejszenie liczby zabiegów

    pacjenta [2, 3].

  • 20

    5.1. Techniki szybkiego prototypowania

    Techniki szybkiego prototypowania (z ang. Rapid Prototyping, RP) polegają na wytworzeniu

    trójwymiarowych obiektów fizycznych. Obiekty wytwarza się przyrostowo warstwa

    po warstwie bezpośrednio z modeli komputerowych przy użyciu oprogramowania CAD [16].

    Najbardziej popularne metody szybkiego prototypowania to:

    Stereolitografia (z ang. Stereolithography, SL) – polega na lokalnym warstwowym

    utwardzaniu ciekłego fotopolimeru za pomocą wiązki laserowej;

    Wytwarzanie strumieniem kropli fotopolimeru (z ang. Jetted Photopolymer, JP) –

    polega na nanoszeniu fotopolimeru za pomocą głowic drukujących;

    Selektywne spiekanie laserowe (z ang. Selective Laser Sintering, SLS) – polega

    na spajaniu warstwowym proszków poprzez ich spiekanie wiązką lasera;

    Wytwarzanie przez nakładanie warstw materiału (z ang. Laminated Object

    Manufacturing, LOM) – polega na wycinaniu laserowym obrysu modelu i sklejaniu go

    do poprzedniej warstwy materiału;

    Modelowanie uplastycznionym polimerem (z ang. Fused Deposition Modeling, FDM)

    – polega na formowaniu obiektu poprzez warstwowe osadzanie uplastycznionego

    materiału, jest kontrolowane za pomocą sterowania numerycznego;

    Trójwymiarowe drukowanie (z ang. Three Dimensional Printing, 3DP) – polega na

    sklejaniu proszku za pomocą lepiszcza przy użyciu dwóch głowic drukujących [16].

    W tabeli.1. przedstawiono wady i zalety powyższych metod RP.

    Tab.1. Zalety i wady metod RP.

    Metoda Zalety Wady

    SL Duży rozmiar części

    Duża dokładność

    Wysokie wymogi BHP

    Duży koszt

    JP Duża dokładność

    Szybkość procesu wytwarzania

    Mała wielkość obiektu

    Niska waga obiektu

    SLS Duża dokładność

    Brak dodatkowych obróbek

    Długi czas wytwarzania elementu

    Wysoki koszt systemu

    LOM Niski koszt

    Nieograniczony wymiar modelu

    Niedokładne wykończenie

    Anizotropia właściwości

    FDM Niski koszt

    Otrzymujemy gotowe elementy

    Długi czas wytwarzania elementu

    Niska jakość powierzchni

    3DP Szybki czas powstawania elementu

    Niski koszt

    Mała dokładność

    Niska jakość powierzchni

  • 21

    Wiodącą metodą RP wykorzystywaną do produkcji rusztowań jest metoda FDM.

    Geometryczne modele rusztowań można otrzymać nie tylko przy użyciu programów

    graficznych typu CAD 3D. Mogą one również pochodzić ze skanów tomografii komputerowej

    i skanów rezonansu magnetycznego.

    Podstawowy proces powstania modelu FDM składa się z następujących etapów:

    a) odwzorowaniu medycznym przyszłego modelu,

    b) projektowaniu modelu w programie komputerowym CAD,

    c) importu danych modelu z programu CAD do pliku w formacie STL i wprowadzeniu

    danych do drukarki,

    d) wirtualnym „pocięciu” modelu na przekroje poprzeczne,

    e) procesu wytwarzania modelu FDM,

    W procesie wytwarzania FDM, przy stałych, kontrolowanych parametrach

    temperatury i ciśnienia, następuje wytłaczanie materiału w postaci włókien na podłoże

    i formowanie trójwymiarowego obiektu [8].

  • 22

    6. Cel i zakres pracy

    Celem pracy była ocena wpływu różnych rodzajów napełniaczy na właściwości

    mechaniczne oraz profil degradacji kompozytów polimerowo-ceramicznych. Wpływ

    powyższych czynników na właściwości mechaniczne zbadano na kompozytach w postaci

    włókien. Natomiast profil degradacji osnowy wyznaczono badając rusztowania

    trójwymiarowe.

    Zarówno włókna, jak i rusztowania zostały wytworzone metodą odlewania z roztworu

    połączoną z techniką szybkiego prototypowania.

    Rolę osnowy w kompozytach pełnił polikaprolakton (PCL). Jako napełniacza użyto

    10% wag. nano- lub mikro- cząstek trójfosforanu wapnia (β-TCP). W przypadku kompozytów

    trójskładnikowych dodatkowo do osnowy wprowadzono poli(d,l-laktyd-ko-glikolid) (PLGA).

    Początkowym etapem badań było określenie wpływu rozmiaru cząstek TCP

    na właściwości mechaniczne kompozytów. W tym celu wytworzono dwa rodzaje włókien

    kompozytów dwuskładnikowych zawierających 10% wag. nanocząstek oraz mikrocząstek

    TCP. Włókna te poddano statycznej próbie rozciągania. Napełniacz nadający wyższą

    sztywnością użyto do wytworzenia kompozytu potrójnego z dodatkiem 20% wag. PLGA.

    Wpływ obecności drugiego polimeru na właściwości mechaniczne zbadano również

    za pomocą statycznej próby rozciągania.

    W kolejnym etapie badań wyznaczono profil degradacji kompozytów. W tym celu

    wytworzono rusztowania z kompozytów dwuskładnikowych, zbrojonych nano-

    i mikrocząstkami TCP, jak również z kompozytu trójskładnikowego PCL-TCP-PLGA.

    Przeprowadzono 5- miesięczną degradację trójwymiarowych macierzy w roztworze soli

    fizjologicznej (z ang. Phosphate Buffered Saline PBS). Podczas procesu degradacji badano

    zmianę masy rusztowań, absorpcję wody oraz zmiany średniej masy cząsteczkowej,

    zawartości fazy krystalicznej, morfologii powierzchni i pH PBS. Wszystkie otrzymane wyniki

    odniesiono do materiału referencyjnego jakim był czysty PCL.

  • 23

    7. Materiały i metodyka badań

    7.1. Materiały

    Do wytworzenia rusztowań wykorzystano polikaprolakton jako osnowę kompozytów,

    oraz mikro- i nano- cząstki trójfosforanu wapnia jako napełniacz. W kompozytach potrójnych

    użyto dodatkowej fazy polimerowej, jaką był poli(d,l-laktyd-ko-glikolid).

    7.1.1. PCL

    Polikaprolakton został zakupiony od firmy SIGMA ALDRICH (Wielka Brytania).

    Producent oszacował wartość jego masy molowej na 70 000- 90 000 g/mol. Polimer miał

    postać białych granulek o średnicy około 3 mm.

    7.1.2. PLGA

    Poli(d,l-laktyd-ko-glikolid) (RESOMER®RG 504H) został wyprodukowany przez firmę

    Boehringer-Ingelheim (Niemcy). Według producenta kopolimer posiada stosunek molowy

    D,L-laktydu do glikolidu wynoszący od 48:52 do 52:48, a lepkość materiału w 0,1%

    chloroformie w temp. 25 ⁰C wynosi 0,45-0,6 dl/g.

    7.1.3. TCP

    Mikro cząstki trójfosforanu wapnia (nanoXIM-TCP201) o rozmiarze 2,5 ± 0,5 µm

    zostały przekazane przez firmę FLUIDINOVA (Portugalia), w postaci białego proszku

    o geometrii zbliżonej do sferoidalnych cząstek. Natomiast nano cząstki trójfosforanu wapnia

    zakupiono w firmie SIGMA ALDRICH (USA). Cząstki miały postać białego proszku. Według

    producenta rozmiar cząstek proszku nano TCP wynosi poniżej 100 nm, a ich geometria jest

    zbliżona do sferoidalnych cząstek.

  • 24

    7.2. Wytwarzanie kompozytów

    Materiały o składzie przedstawionym w tabeli 2 zostały wytworzone metodą

    odlewania z roztworu.

    Tab.2. Skład wytworzonych materiałów.

    Nazwa materiału Skład kompozytu [wag. %]

    PCL PLGA Nano - TCP Mikro - TCP

    PCL 100 - - -

    PCL-TCP nano 90 - 10 -

    PCL-TCP mikro 90 - - 10

    PCL-PLGA-TCP mikro 70 20 - 10

    Czysty PCL (w przypadku materiału referencyjnego), mieszanina PCL z 10% wag.

    dodatkiem TCP (w przypadku kompozytów dwuskładnikowych) lub mieszanina PCL z PLGA

    wraz z 10% wag. dodatkiem TCP (w przypadku kompozytów trójskładnikowych) zostały

    rozpuszczone w dichlorometanie (czystość 99,8%; POCH, Polska) przez 2 godziny.

    Następnie poddano je ultrasonikacji pulsacyjnej przez 5 min w temperaturze 25⁰C, po czym

    mieszano na mieszadle magnetycznym przez 24 godziny.

    Rys.8. Film PCL. Rys.9. Suszarka próżniowa (Memmert, Niemcy).

    Kolejno roztwory wylano na szalkę Petriego i pozostawiono na 24 godziny

    do wyschnięcia. Uzyskano film, widoczny na rysunku 8. Film suszono w suszarkach

  • 25

    próżniowych (rys.9.) w temperaturze 45⁰C przez okres 48 godzin i temperaturze 25⁰C,

    przy ciśnieniu 50 mbar, przez okres 24 godzin.

    7.3. Wytwarzanie włókien oraz trójwymiarowych rusztowań

    Wysuszone filmy pocięto na kawałki o wymiarach około 5 x 5 mm, które kolejno wsypano

    do zbiornika Bioscaffoldera (Syseng, Niemcy).

    Rys.10. (a) Stanowisko obsługi drukarki 3D typu Bioscaffolder; (b) głowica drukująca

    urządzenia Bioscaffolder.

  • 26

    Na rysunku 10a przedstawiono stanowisko do obsługi drukarki 3D typu Bioscaffolder.

    Natomiast na rysunku 10b widzimy głowicę drukującą urządzenia. Materiał, w skutek

    wytworzonego w zbiorniku ciśnienia, trafia do metalowej formy. Zarówno zbiornik jak i forma

    są ogrzewane przy pomocy grzałki oporowej pozwalającej utrzymać zadaną temperaturę.

    Materiał jest podgrzewany do temperatury płynięcia polimeru w celu jego uplastycznienia.

    Kolejno w wyniku wytworzonego ciśnienia materiał jest podawany do śruby ślimakowej.

    Śruba wytłacza materiał przez igłę tworząc włókno. Wytworzone włókno układane jest na

    stoliku i tworzy warstwa po warstwie trójwymiarowe rusztowanie.

    Tab.3. Parametry procesu wytwarzania.

    Nazwa materiału Temperatura

    [⁰C]

    Ciśnienie

    [MPa]

    PCL 100 0,5

    PCL-TCP nano 115 0,6

    PCL-TCP mikro 100 0,5

    PCL-PLGA-TCP mikro 105 0,6

    Wszystkie materiały zostały wytworzone przy pomocy techniki FDM przy parametrach

    ciśnienia i temperatury zestawionych w tabeli 3.

    7.3.1. Wytwarzanie włókien

    W programie komputerowym typu CAD (Solid Works) zaprojektowano prostopadłościan

    o wymiarach 50 x 100 mm. Kolejno zapisano te dane w postaci pliku STL i zaimportowano je

    do programu PrimCAM, który steruje pracą drukarki 3D. Podczas drukowania włókien

    zadano następujące parametry procesu:

    prędkość przemieszczania się igły w płaszczyźnie XY:100 mm/min,

    prędkość przemieszczania się igły w osi Z: 400 mm/min,

    użyta igła: G25 o średnicy wewnętrznej 250 µm (rys.11.).

    Włókna zostały drukowane na specjalnym podłożu składającym się z tekturowej

    podkładki (rys.12). Na podkładce umieszczono dwa prostokątne paski dodatkowej tektury,

    które stanowiły podporę dla wytwarzanych włókien. Odległość między środkami podpór

    wynosiła 5 cm. Na podpory naklejono taśmę dwustronną w celu lepszego przymocowania

  • 27

    drukowanych włókien. Powyższe rozwiązanie umożliwiło otrzymanie włókien o powtarzalnej

    średnicy, które były drukowane „w powietrzu” (uniknięto kontaktu włókna z podłożem po

    opuszczeniu materiału przez igłę). Schemat wytwarzania włókien na specjalnym podłożu

    przedstawiono na rysunku 12.

    Rys.11. Igła G25 użyta do produkcji próbek.

    Rys.12. Schemat produkcji włókien na specjalnie zaprojektowanym podłożu.

    Po zakończeniu procesu produkcji i wystygnięciu włókien zostały one odcięte

    skalpelem, tak aby usunąć części pokryte klejem pochodzącym z folii dwustronnej.

  • 28

    7.3.2. Wytwarzanie trójwymiarowych rusztowań

    W celu wytworzenia rusztowań kostnych w programie komputerowym, typu CAD

    o nazwie Solid Works, zaprojektowano sześcian o boku długości 5 mm (rys.13.).

    Rys.13. Model rusztowania kostnego w programie typu CAD.

    Następnie zaimportowano dane modelu do pliku w formacie *.STL. Wprowadzono je

    do programu PrimCAM. Model został „wirtualnie pocięty” na 27 warstw w postaci przekrojów

    poprzecznych. Ustawiono następujące parametry procesu wytwarzania rusztowań kostnych:

    prędkość przemieszczania się igły w płaszczyźnie XY:100 mm/min,

    prędkość przemieszczania się igły w osi Z: 400 mm/min,

    grubość warstwy: 0,190 mm,

    odległość między kolejnymi warstwami:0,555 mm,

    kąt ułożenia włókien w kolejnych warstwach w rusztowaniu: 90⁰,

    użyta igła: G25 o średnicy włókna 250 µm.

    7.4. Metody badań wytworzonych materiałów

    Wszystkie próbki przed badaniami zostały poddane płukaniu w izopropanolu. Proces

    oczyszczania polegał na umieszczeniu włókien (na okres 15 minut) i rusztowań kostnych

    (na okres 30 minut) w izopropanolu. Nie rozpuszcza on PCL i PLGA [7, 9]. Następnie próbki

    umieszczono w płuczce ultradźwiękowej (rys.14.) na 1 minutę przy pulsacyjnym charakterze

    pracy w temperaturze 25⁰C.

  • 29

    Rys.14. Płuczka ultradźwiękowa.

    Oznaczenie próbek włókien użytych do badań przedstawiono w tabeli 4. Natomiast

    próbek rusztowań kostnych w tabeli 5.

    Tab.4. Oznaczenie próbek włókien użytych w badaniach.

    Materiał Oznaczenie próbki Metody badawcze

    PCL A.1; A.2; A.3; A.4; A.5;

    A.6;

    SEM; Statyczna próba

    rozciągania;

    PCL-TCP mikro B.1; B.2; B.3; B.4; B.5;

    B.6;

    SEM; Statyczna próba

    rozciągania;

    PCL-TCP nano C.1; C.2; C.3; C.4; C.5;

    C.6;

    SEM; Statyczna próba

    rozciągania;

    PCL-PLGA-TCP mikro D.1; D.2; D.3; D.4; D.5;

    D.6;

    SEM; Statyczna próba

    rozciągania;

    Tab.5. Oznaczenie próbek rusztowań kostnych użytych w badaniach.

    Materiał PCL

    Lp. Tydzień degradacji

    Oznaczenie próbki

    Metoda badawcza

    1 W0 A0 SEM

    2 B0 DSC

    3 A0, B0, C0 GPC

  • 30

    4 W4 A4 SEM

    5 B4 DSC

    6 A4, B4, C4 GPC

    7 W8 A8 SEM

    8 B8 DSC

    9 A8, B8, C8 GPC

    10 W12 A12 SEM

    11 B12 DSC

    12 A12, B12, C12 GPC

    13 W16 A16 SEM

    14 B16 DSC

    15 A16, B16, C16 GPC

    16 W20 A20 SEM

    17 B20 DSC

    18 A20, B20, C20 GPC

    Materiał PCL-TCP mikro

    Lp. Tydzień degradacji

    Oznaczenie próbki

    Metoda badawcza

    19 W0 D0 SEM

    20 E0 DSC

    21 D0, E0, F0 GPC

    22 W2 D2 SEM

    23 E2 DSC

    24 D2, E2, F2 GPC

    25 W4 D4 SEM

    26 E4 DSC

    27 D4, E4, F4 GPC

    28 W6 D6 SEM

    29 E6 DSC

    30 D6, E6, F6 GPC

    31 W8 D8 SEM

    32 E8 DSC

    33 D8, E8, F8 GPC

    34 W12 D12 SEM

    35 E12 DSC

    36 D12, E12, F12 GPC

  • 31

    37 W16 D16 SEM

    38 E16 DSC

    39 D16, E16, F16 GPC

    40 W20 D20 SEM

    41 E20 DSC

    42 D20, E20, F20 GPC

    Materiał PCL-TCP nano

    Lp. Tydzień degradacji

    Oznaczenie próbki

    Metoda badawcza

    43 W0 G0 SEM

    44 H0 DSC

    45 G0, H0, I0 GPC

    46 W2 G2 SEM

    47 H2 DSC

    48 G2, H2, I2 GPC

    49 W4 G4 SEM

    50 H4 DSC

    51 G4, H4, I4 GPC

    52 W6 G6 SEM

    53 H6 DSC

    54 G6, H6, I6 GPC

    55 W8 G8 SEM

    56 H8 DSC

    57 G0, H8, I8 GPC

    58 W12 G12 SEM

    59 H12 DSC

    60 G12, H12, I12 GPC

    61 W16 G16 SEM

    62 H16 DSC

    63 G16, H16, I16 GPC

    64 W20 G20 SEM

    65 H20 DSC

    66 G20, H20, I20 GPC

    Materiał PCL-PLGA-TCP mikro

    Lp. Tydzień degradacji

    Oznaczenie próbki

    Metoda badawcza

  • 32

    67 W0 J0 SEM

    68 K0 DSC

    69 J0, K0,L0 GPC

    70 W2 J2 SEM

    71 K2 DSC

    72 J2, K2,L2 GPC

    73 W4 J4 SEM

    74 K4 DSC

    75 J4, K4,L4 GPC

    76 W6 J6 SEM

    77 K6 DSC

    78 J6, K6,L6 GPC

    79 W8 J8 SEM

    80 K8 DSC

    81 J8, K8,L8 GPC

    82 W12 J12 SEM

    83 K12 DSC

    84 J12, K12,L12 GPC

    85 W16 J16 SEM

    86 K16 DSC

    87 J16, K16,L16 GPC

    88 W20 J20 SEM

    89 K20 DSC

    90 J20, K20,L20 GPC

    Dodatkowo na wszystkich degradowanych rusztowaniach przeprowadzono badanie

    absorpcji wody i zmian masy. Wykonano również pomiar pH medium użytego do procesu

    degradacji.

    7.4.1. Statyczna próba rozciągania

    Statyczna próba rozciągania pojedynczych włókien tekstylnych jest opisana w normie

    ASTM (z ang. American Society for Testing and Materials) D 3822 – 01. Według powyższej

    normy próbka rozciągana powinna mieć długość początkową co najmniej 10 mm. Szybkość

    rozciągania użyta podczas próby jest zależna od szacunkowej wartości wydłużenia przy

  • 33

    zerwaniu dla badanego materiału. W przypadku próbek o długości początkowej Lo=10 mm

    wyróżniamy następujące wartości szybkości rozciągania: 1 mm/min dla materiałów

    o wydłużeniu przy zerwaniu poniżej 8%; 6 mm/min dla materiałów o wydłużeniu przy

    zerwaniu pomiędzy 8 a 100%; 24 mm/min dla materiałów o wydłużeniu przy zerwaniu

    powyżej 100% [17].

    Oceny właściwości mechanicznych dokonano na wytworzonych włóknach. Próbę

    rozciągania włókien przeprowadzono na maszynie wytrzymałościowej Tytron 250 (MTS,

    USA). Sześć włókien każdego z wytworzonych materiałów (PCL; PCL-TCP mikro; PCL-TCP

    nano; PCL-PLGA-TCP mikro) o początkowej długości Lo=20 mm rozciągano z szybkością

    V=48 mm/min, ponieważ PCL charakteryzuje się wydłużeniem przy zerwaniu na poziomie

    4700% [10]. Następnie wyznaczono moduł Younga i umowną granicę plastyczności

    materiałów. Moduł Younga, określający sztywność, wyznaczono jako tangens kąta

    nachylenia liniowego zakresu krzywej naprężenie – odkształcenie, gdzie obowiązuje prawo

    Hookea. Natomiast umowną granicę plastyczności obliczono jako naprężenie występujące

    przy 1% odkształceniu trwałym [18].

    Statyczną próbę rozciągania kompozytów dwuskładnikowych przeprowadzono w celu

    wyznaczenia napełniacza zapewniającego najlepsze właściwości mechaniczne. Napełniacz

    ten użyto następnie do produkcji kompozytów trójskładnikowych. Badanie to

    przeprowadzono również na kompozycie trójskładnikowym w celu zbadania wpływu

    dodatkowego polimeru na jego właściwości mechaniczne.

    7.4.2. Badanie degradacji

    Norma ISO 10993-13 przewiduje metodę badań degradacji w czasie przyspieszonym

    i w czasie rzeczywistym. Obydwie metody degradacji odbywają się w temperaturze 37⁰C

    w buforach o pH od 1,0 do 10,5. Metody różnią się jedynie czasem prowadzenia

    eksperymentu degradacji. Gdy przewidywany czas kontaktu implantu z tkankami wynosi

    poniżej 30 dni, ocena degradacji w czasie przyspieszonym powinna się odbyć po 2 i 7

    dniach. W przypadku przewidywanego czasu kontaktu implantów z tkankami wynoszącego

    powyżej 30 dni, ocenę degradacji powinno przeprowadzać się po 2 i 60 dniach. W przypadku

    degradacji w czasie rzeczywistym, dla implantów będących w kontakcie z tkankami poniżej

    30 dni, ocena degradacji przypada na 4 terminy wraz z 30 dniem. Natomiast przy degradacji

    rzeczywistej implantów, których zakładany czas kontaktu z tkankami wynosi powyżej 30 dni,

    ocenę degradacji winno się przeprowadzać po 1, 3, 6 i 12 miesiącach lub do utraty

    integralności wyrobu [6].

  • 34

    Ocenę postępu degradacji przeprowadza się między innymi poprzez pomiar zmian

    masy implantów (waga analityczna), zmian masy cząsteczkowej (chromatografia żelowa)

    i właściwości termicznych (różnicowa kalorymetria skaningowa) [6].

    Rys.15. Cieplarka w której inkubowano próbki podczas degradacji.

    Rys.16. Komora laminarna.

    Degradację materiałów przeprowadzono w roztworze PBS. Ze względu

    na ograniczony czas pracy dyplomowej degradacja była prowadzona przez okres 20 tygodni.

    Badaniu poddano rusztowania kostne każdego wytworzonego materiału (PCL; PCL-TCP

    mikro; PCL-TCP nano; PCL-PLGA-TCP mikro). Początkowo wszystkie próbki umieszczono

    w szalkach i zalano 10ml roztworu PBS. Podczas procesu degradacji próbki przebywały

  • 35

    w cieplarce (rys.15.) o temperaturze 37⁰C, która jest zbliżona do temperatury ludzkiego

    organizmu. W cieplarce inkubowane próbki były delikatnie wytrząsane. Półka cieplarki była

    wprowadzona w ruch obrotowy z prędkością 100 rpm.

    PBS był wymieniany co 2 tygodnie, aż do wyjęcia każdej z degradowanych próbek.

    Zmiana PBS odbywała się w komorze laminarnej (rys.16.). Przed każdą wymianą medium

    komora była odkażana roztworem 70% alkoholu etylowego.

    Rusztowania wykonane z materiału referencyjnego, jakim był PCL wyjmowano w 4, 8,

    12, 16 i 20 tygodniu degradacji. Natomiast macierze kompozytów zostały wyjęte w 2, 4, 6, 8,

    12, 16 i 20 tygodniu degradacji. W każdym punkcie pomiarowym badano po 3 rusztowania

    dla danego materiału.

    7.4.2.1. Zmiany pH roztworu

    Po wyjęciu próbki z PBS mierzono jego pH. Pomiary dokonano w roztworze PBS po

    wyjęciu próbek w 4, 6, 8, 12, 16 i 20 tygodniu degradacji.

    Rys.17. pH metr. Rys.18. Waga analityczna.

    Wartości pH zostały zmierzone na pH-metrze Mettler Toledo (rys.17.). Profil zmian pH

    PBS podczas degradacji wyznaczono dla każdego z badanych materiałów.

  • 36

    7.4.2.2. Absorpcja wody i zmiany masy

    Profil degradacji materiałów wyznaczono na podstawie zmian masy badanych

    rusztowań oraz absorbowania przez nie wody. Każda degradowana próbka, po wyjęciu

    z roztworu PBS, została opłukana wodą demineralizowaną w celu usunięcia ewentualnych

    resztek soli. Następnie, za pomocą sączka filtracyjnego, z próbek usunięto możliwie

    najwięcej niezabsorbowanej wody i zważono je na wadze analitycznej (rys.18.).

    Kolejno próbkę suszono najpierw w temperaturze otoczenia i pod ciśnieniem

    atmosferycznym przez 24 godziny, a następnie w suszarce próżniowej o temperaturze 25⁰C,

    przy ciśnieniu 50 mb przez 14 dni. Po całkowitym osuszeniu próbek dokonano pomiaru ich

    wagi. Z różnicy masy próbki „mokrej” i „suchej” wyznaczono absorpcję wody przez

    rusztowaniach dla każdego z materiałów. Absorpcję wody obliczono na podstawie

    poniższego wzoru:

    (1),

    gdzie:

    X – absorpcja wody;

    – masa mokrego rusztowania;

    – masa suchego rusztowania.

    Masę próbek po degradacji ( ) wyznaczono jako procent masy początkowej według

    poniższego wzoru:

    (2),

    gdzie:

    – masa rusztowania przed procesem degradacji

    – masa suchego rusztowania

    Próbki, po zbadaniu absorpcji wody i masy po degradacji, zostały użyte do kolejnych

    badań, jakimi były: skaningowa mikroskopia elektronowa, chromatografia żelowa

    i skaningowa kalorymetria różnicowa.

  • 37

    7.4.3. Skaningowa mikroskopia elektronowa (SEM)

    W celu obserwacji morfologii powierzchni badanych materiałów użyto skaningowego

    mikroskopu elektronowego. Schemat budowy takiego mikroskopu przedstawiono na rysunku

    19. Mikroskop Elektronowy składa się z działa elektronowego, gdzie wytwarzana jest wiązka

    elektronów. Kolejnym elementem budowy tego urządzenia jest kolumna, w której wiązka

    elektronów jest przyspieszana i ogniskowana. Tak uformowana wiązka elektronów trafia

    do komory próbki, gdzie następuje pobudzenie powierzchni badanej próbki przez wiązkę

    elektronów. Mikroskop ten zwykle posiada zestaw detektorów odbierających różne sygnały

    emitowane przez próbkę. Należą do nich: detektor niskoenergetycznych elektronów

    wtórnych (z ang. Secondary Electrons, SE), jak również detektor elektronów wstecznie

    rozproszonych (z ang. Back Scattered Electrons, BSE). Ostatnim elementem jest system

    przetwarzania sygnałów pochodzących od poszczególnych detektorów na obraz

    obserwowany na monitorze komputera.

    Rys.19. Schemat budowy skaningowego mikroskopu elektronowego [19].

    Obserwacje badanych próbek zostały przeprowadzone na skaningowym mikroskopie

    elektronowym TM 3000 w trybie BSE, przy napięciu przyspieszającym wiązkę elektronów

    równym 15 kV i powiększeniach 100x, 500x, 1000x i 1500x. Badaniu poddano wszystkie

    włókna przeznaczone do próby rozciągania w celu wyznaczenia ich średnicy i obserwacji

    morfologii powierzchni, oraz rozłożeniu zbrojenia w kompozytach. Badaniu poddano również

    rusztowania wytworzone z każdego badanego materiału (PCL; PCL-TCP mikro; PCL-TCP

  • 38

    nano; PCL-PLGA-TCP mikro), które pochodziły z wszystkich punktów pomiarowych

    (tygodnie: 0, 2, 4, 6, 8, 12, 16, 20). Tydzień zerowy obserwowano w celu określenia jakości

    wytworzonego rusztowania. Natomiast na macierzach pochodzących z pozostałych punktów

    pomiarowych obserwowano zmiany morfologii powierzchni w czasie degradacji.

    7.4.4. Chromatografia żelowa (GPC)

    W celu oznaczenia średniej wartości masy cząsteczkowej użyto chromatografii

    żelowej (z ang. Gel Permeation Chromatography, GPC). Polimery to mieszanina łańcuchów

    polimerowych o różnej długości, a co za tym idzie różnej masie cząsteczkowej.

    Chromatograf GPC wykorzystany do badań składał się z dwóch połączonych

    szeregowo kolumn chromatograficznych wypełnionych ziarnami nierozpuszczalnego

    polimeru (poli(styren-ko-diwinylobenzen)), w postaci żelu posiadającego pory o określonej

    wielkości. Badanie GPC polega na podaniu na kolumnę roztworu polimeru i jego rozdziale

    ze względu na długość łańcucha. Łańcuchy o małych rozmiarach wnikają do porów ziaren,

    przez co przebyta przez nie droga, a co za tym idzie czas elucji, są dłuższe. Cząsteczki

    o największej masie cząsteczkowej i średnicy większej niż pory ziaren nie wnikają do porów,

    mają więc krótszą drogę do pokonania w kolumnie i opuszczają ją jako pierwsze.

    Na podstawie pomiaru GPC możemy otrzymać informacje o liczbowo średniej masie

    molowej ( ̅̅ ̅̅ ).

    ̅̅ ̅̅

    ( ) ̅̅ ̅̅

    ( )

    ( ),

    gdzie:

    – masa molowa makrocząsteczki [g/mol],

    liczba makrocząsteczek o masie molowej ,

    masa wszystkich makrocząsteczek o masie molowej [g].

    Właściwości polimerów zależne od liczby cząsteczek, czyli od ̅̅ ̅̅ to właściwości

    koligatywne. Zależą one od stężenia, a nie rodzaju substancji rozpuszczonej. Przykładami

    właściwości koligatywnych zależnych od ̅̅ ̅̅ są: ebuliometria, czyli podwyższenie

    temperatury wrzenia; kriometria, czyli obniżenie temperatury zamarzania; ciśnienie

    osmotyczne oraz zmniejszenie ciśnienia pary nad roztworem [20].

    Na podstawie pomiaru GPC określa się również wartości masowo (wagowo) średniej

    masy molowej ( ̅̅ ̅̅̅).

  • 39

    ̅̅ ̅̅̅

    ( ) ̅̅ ̅̅̅

    ( ),

    gdzie:

    – masa molowa makrocząsteczki [g/mol],

    liczba makrocząsteczek o masie molowej ,

    masa wszystkich makrocząsteczek o masie molowej [g].

    Właściwości polimerów zależne od wielkości cząsteczek, czyli od ̅̅ ̅̅̅ to

    przykładowo: rozpuszczalność; lepkość w stanie stopionym i w roztworze; przetwarzalność;

    temperatury: kruchości, zeszklenia i topnienia; zdolność do krystalizacji; zdolność

    do formowania błon i włókien; plastyczność; odporność chemiczna i termiczna. ̅̅ ̅̅̅ wpływa

    również na właściwości mechaniczne, takie jak: moduł sprężystości czy wytrzymałość

    na rozciąganie. Wyższe wartości ̅̅ ̅̅̅ zwiększają wytrzymałość na rozciąganie do pewnej

    wartości granicznej. Powyżej wartości granicznej wpływ ̅̅ ̅̅̅ jest nieistotny [20].

    Rys.20. Chromatograf żelowy.

    W celu przygotowania próbek do badania na chromatografie żelowym rusztowania

    rozpuszczano przez 24 godzin w chloroformie o czystości HPLC (POCH S.A.; Polska).

    Stosunek rozpuszczonej masy rusztowania do objętości 1 ml chloroformu wynosił 1:3.

    Następnie w przypadku próbek kompozytowych odwirowano ceramikę z prędkością

  • 40

    10 000 rpm przez 10 minut. Kolejno roztwór polimeru został przefiltrowany przez teflonowy

    filtr strzykawkowy o średnicy porów 0,2 µm i umieszczony w fiolce przeznaczonej do badania

    na chromatografie żelowym.

    Za pomocą modułowego chromatografu żelowego serii 1200 Agilent, widocznego na

    rysunku 20, wyznaczono liczbowo i wagowo średnią masę cząsteczkową badanych próbek.

    Analizie GPC poddano po 3 rusztowania wytworzone z każdego badanego materiału (PCL;

    PCL-TCP mikro; PCL-TCP nano; PCL-PLGA-TCP mikro), które pochodziły z wszystkich

    punktów pomiarowych (tygodnie: 0, 2, 4, 6, 8, 12, 16, 20). Badanie to miało na celu

    określenie zmian wartości liczbowo i wagowo średniej masy cząsteczkowej podczas procesu

    degradacji.

    7.4.5. Skaningowa kalorymetria różnicowa (DSC)

    Jedną z metod analizy termicznej jest skaningowa kalorymetria różnicowa (z ang.

    Differential Scanning Calorimetry, DSC). DSC stosowana jest w analizie fazowej, pomiarze

    ciepła przemian fazowych i reakcji chemicznych, wyznaczaniu ciepła właściwego substancji,

    oznaczaniu składu chemicznego i czystości, wyznaczaniu parametrów kinetycznych reakcji

    [21]. Metoda polega na pomiarze zmiany różnicy strumienia cieplnego powstającego

    podczas programu temperaturowego między próbką badaną i referencyjną. Podczas

    badania umieszcza się próbkę badaną i referencyjną w piecu grzewczym. Następnie próbki

    zostają ogrzane lub chłodzone w jednakowych warunkach, najczęściej ze stałą szybkością

    nagrzewania lub chłodzenia. W próbce odniesienia podczas ogrzewania i chłodzenia nie

    zachodzą żadne przemiany [22]. Kolejno rejestrujemy pomiar pochłanianego

    lub wydzielanego ciepła podczas zmiany temperatur zachodzących podczas reakcji

    w badanej próbce. Można również zmierzyć różnice strumienia cieplnego w funkcji czasu

    w przypadku pomiaru izotermicznego. W badanej próbce podczas ogrzewania możemy

    zaobserwować przemianę egzotermiczną, gdy następuje spadek entalpii. Przemianę

    endotermiczną obserwujemy, gdy następuje wzrost entalpi próbki. Dzięki krzywej DSC

    możemy wyznaczyć temperaturę oraz entalpię topnienia i krystalizacji materiału, określić

    temperaturę przejścia szklistego Tg, jak również wyznaczyć wartość ciepła właściwego

    i energię aktywacji procesu krystalizacji. Zaletami metody DSC są: niewielka ilość materiału

    potrzebnego do przeprowadzenia badania; możliwość badania substancji zarówno

    organicznych, jak i nieorganicznych, w stałym i ciekłym stanie skupienia; uzyskaniu analizy

    termicznej zarówno podczas ogrzewania jak i chłodzenia.

  • 41

    Rys.21. Skaningowy kalorymetr różnicowy Q2000 (TA Instruments).

    Analizę termiczną badanych próbek przeprowadzono na różnicowym kalorymetrze

    skaningowym Q2000 (TA Instruments, USA) widocznym na rysunku 21. Próbki podczas

    badania dwukrotnie chłodzono do temperatury -80⁰C, a następnie grzano do temperatury

    200⁰C z prędkością 10⁰C/min.

    Kolejno, z otrzymanego wykresu zmian ciepła właściwego w zależności od temperatury

    (drugie grzanie próbki), wyznaczono entalpię topnienia badanej próbki, Odniesiono ją

    do entalpii topnienia 100% krystalicznego PCL wynoszącej 139,4 J/g [23]. Następnie

    z poniższego wzoru [24] obliczono zawartość fazy krystalicznej.

    [ ] ( ),

    gdzie:

    k – zawartość fazy krystalicznej,

    f – współczynnik uwzględniający wagowy udział PCL,

    ΔH – entalpia topnienia badanej próbki [J/g],

    ΔHm – entalpia topnienia 100% krystalicznej fazy odniesienia [J/g].

    Badaniu poddano rusztowania kostne każdego wytworzonego materiału (PCL; PCL-TCP

    mikro; PCL-TCP nano; PCL-PLGA-TCP mikro), które pochodziły z wszystkich punktów

    pomiarowych (tygodnie: 0, 2, 4, 6, 8, 12, 16, 20), w celu określenia zmian zawartości fazy

    krystalicznej podczas procesu degradacji.

  • 42

    8. Wyniki badań i ich dyskusja

    8.1. Wybór napełniacza do kompozytu trójskładnikowego

    8.1.1. Skaningowa mikroskopia elektronowa (SEM)

    Poniżej przedstawiono zdjęcia SEM morfologii powierzchni wytworzonych włókien:

    polimerowych i kompozytów dwuskładnikowych (rys. 22-24.) oraz wykres uśrednionych

    wartości średnic włókien (rys. 25.).

    Rys.22. Zdjęcie SEM włókna wytworzonego z 100%PCL, próbka A.1.

    Rys.23. Zdjęcie SEM włókna wytworzonego z kompozytu o składzie wagowym 90%PCL-

    10%TCP (cząstki w postaci mikro), próbka B.1.

  • 43

    Rys.24. Zdjęcie SEM włókna wytworzonego z kompozytu o składzie wagowym 90%PCL-

    10%TCP (cząstki w postaci nano), próbka C.1.

    Rys.25. Uśrednione średnice rozciąganych włókien PCL i kompozytów dwuskładnikowych.

    Na rysunku 22 przedstawiono przykładowe włókno materiału referencyjnego.

    Obserwowano gładką, jednolitą powierzchnię. Włókno posiadało równoległe do siebie

    krawędzie. Pojedyncze równoległe wgłębienia na powierzchni włókna były pozostałościami

    pochodzącymi z procesu produkcyjnego. Na rysunku 23 przedstawiono morfologię

    powierzchni przykładowego włókna kompozytowego dwuskładnikowego wytworzonego

    z dodatkiem 10% wag. TCP w postaci mikro. Włókno również posiada równoległe krawędzie.

    Na powierzchni włókna zauważono równomiernie rozłożony napełniacz, jakim był TCP,

    w postaci białych nieregularnych cząsteczek. Na rysunku 24 dostrzeżono morfologię

    powierzchni włókna kompozytowego dwuskładnikowego wytworzonego z dodatkiem

    10% wag. TCP w postaci nano. Na powierzchni włókna zauważono dość równomiernie

    rozłożony napełniacz w postaci białych, cząsteczek, które swoją geometrią były zbliżone do

    221 205 204

    0

    50

    100

    150

    200

    250

    MateriałUśr

    edn

    ion

    a śr

    edn

    ica

    *µm

    +

    PCL PCL-TCP mikro PCL-TCP nano

  • 44

    cząstek sferoidalnych. Można było zaobserwować również pojedyncze obszary

    zaglomerowanego napełniacza. Były to obszary, gdzie kilka cząstek przylega bezpośrednio

    do siebie. Włókno posiadało równoległe krawędzie. Jednak jego powierzchnia nie była

    gładka, charakteryzowała się fałdami. Włókno posiadało przy krawędziach miejsca

    cechujące się postrzępioną rozwiniętą powierzchnią, wytworzoną podczas procesu

    produkcyjnego. Powyższe cechy mogą rzutować na właściwości mechaniczne badanych

    włókien.

    Na podstawie obserwacji SEM wyznaczono dla każdego włókna wartość średnicy

    (pomiar średnicy w sześciu różnych miejscach każdego z włókien). Kolejno średnice sześciu

    włókien pochodzących z każdego badanego materiału uśredniono i przedstawiono jako

    średnią i odchylenie standardowe (rys. 25). Wszystkie włókna były wytwarzane za pomocą

    tej samej igły, o średnicy wewnętrznej równej 250 µm. Otrzymane włókna charakteryzowały

    się mniejszymi średnicami niż średnica igły, co mogło być wynikiem skurczu polimeru po

    etapie produkcyjnym [25]. Mogło to być również związane z wyższą lepkością polimeru.

    Dodatek cząstek napełniacza zwiększa lepkość i zmniejsza szybkość płynięcia polimerów

    [26].

    8.1.1. Statyczna próba rozciągania

    Na podstawie wykresów naprężenie-odkształcenie wyznaczono moduł Younga oraz

    umowną granicę plastyczności wytworzonych włókien. Wartości zestawiono w tabeli 6.

    Dokonano weryfikacji napełniaczy mikro- i nano- TCP do wytworzenia kompozytów

    trójskładnikowych. Odpowiedniejszym napełniaczem okazały się cząstki TCP w postaci

    mikro, które charakteryzowały się wyższymi parametrami opisującymi właściwości

    mechaniczne.

    Moduł Younga dla włókien polimerowych wynosił 408 MPa, a dla włókien

    kompozytowych zbrojonych cząsteczkami TCP w postaci mikro i nano odpowiednio 612

    i 503 MPa. Analizując wpływ napełniacza na moduł Younga zauważono, że w przypadku

    cząstek TCP w postaci nano wystąpił około 25% wzrost sztywności w odniesieniu do włókna

    wytworzonego z czystego polimeru. Natomiast w przypadku użycia w produkcji kompozytów

    dwuskładnikowych cząstek TCP w postaci mikro obserwowano około 50% wzrost sztywności

    w odniesieniu do włókna czystego PCL. Umowna granica plastyczności dla materiału

    referencyjnego wynosiła 15,3 MPa. Natomiast w przypadku zbrojenia cząstkami TCP

    w postaci mikro dostrzeżono wzrost umownej granicy plastyczności do wartości 18,2 MPa,

    a w przypadku zbrojenia cząstkami TCP w postaci nano obserwowano wzrost wartości do

  • 45

    17,2 MPa. Teoretycznie napełniacz w postaci nano powinien w większym stopniu polepszyć

    wartości parametrów wytrzymałościowych kompozytów. W przypadku badanych

    kompozytów nie dostrzeżono takiej zależności. Wyższe parametry wytrzymałościowe

    mikrokompozytów mogą być spowodowane morfologią ich powierzchni. W przypadku zdjęcia

    SEM kompozytów z napełniaczem TCP w postaci nano (rys. 24) dostrzeżono nierówności na

    powierzchni włókna, które mogły być koncentratorami naprężeń zmniejszającymi wartości

    parametrów mechanicznych włókien.

    Tab.6. Porównanie średnich wartości modułu Younga i umownej granicy plastyczności dla

    wytworzonych włókien.

    Materiał E [MPa] R1 [MPa]

    100% PCL 408 ± 31 15,3 ± 1,4

    90% PCL – 10% TCP mikro 612 ± 142 18,2 ± 3,1

    90% PCL – 10% TCP nano 503 ± 35 17,2 ± 1,4

    Rys.26. Krzywe naprężenie-odkształcenie dla włókien wytworzonych z 100% PCL.

    0

    5

    10

    15

    20

    25

    0 2 4 6 8 10 12 14

    Nap

    ręże

    nie

    σ [

    MPa

    ]

    Odkształcenie ε [%]

    A.1 A.2 A.3 A.4 A.5 A.6

  • 46

    Rys.27. Krzywe naprężenie-odkształcenie dla kompozytów o składzie wagowym 90%PCL-

    10%TCP (mikrocząstki).

    Rys.28. Krzywe naprężenie-odkształcenie dla kompozytów o składzie wagowym 90%PCL-

    10%TCP (nanocząstki).

    0

    5

    10

    15

    20

    25

    30

    0 1 2 3 4 5 6 7

    Nap

    ręże

    nie

    σ [

    MPa

    ]

    Odkształcenie ε [%] B.1 B.2 B.3 B.4 B.5 B.6

    0

    5

    10

    15

    20

    25

    0 2 4 6 8 10 12

    Nap

    ręże

    nie

    σ [

    MPa

    ]

    Odkształcenie ε [%] C.1 C.2 C.3 C.4 C.5 C.6

  • 47

    Na rys.26-28 przedstawiono krzywe naprężenie-odkształcenie dla wytworzonych

    włókien. Krzywe włókien z nanocząstkami charakteryzowały się podobnym przebiegiem, co

    wykazuje na równomierne rozmieszczenie napełniacza w objętości kompozytów oraz

    powtarzalności procesu wytwarzania tych włókien. Krzywe kompozytów z mikrocząstkami

    posiadały podobny przebieg. Krzywa B.2 charakteryzowała się większymi wartościami

    naprężeń. Spowodowała dość duży rozrzut wyników, co wpłynęło na wysoki błąd

    otrzymanych parametrów wytrzymałościowych. Jednak zachowywała cały czas analogiczny

    przebieg w porównaniu do pozostałych badanych włókien.

    Rys.29. Krzywa naprężenie-odkształcenie dla próbki C.2.

    Na rysunku 29 przedstawiono niebieską krzywą naprężenie-odkształcenie dla próbki

    C.2 kompozytu z nanocząstkami. Kolorem czarnym zaznaczono zakres prostoliniowy

    krzywej naprężenie-odkształcenie, w którym obowiązuje prawo Hookea. Moduł Younga

    wyznaczono jako tangens kąta nachylenia liniowego zakresu krzywej naprężenie-

    odkształcenie. W przypadku próbki C.2 moduł Younga wynosił 488 MPa. Badany materiał

    nie wykazywał widocznej granicy plastyczności. W takim przypadku wprowadza się umowną

    granicę plastyczności. Obliczona się ją jako naprężenie występujące przy 1% odkształceniu

    trwałym [18] w przypadku tworzyw sztucznych. Kolorem czerwonym oznaczono odcinek

    odpowiadający odkształceniu 1%, biegnący równolegle do zakresu prostoliniowego krzywej

    naprężenie-odkształcenie. Przecięcie odcinka czerwonego z krzywą naprężenie-

    odkształcenie odpowiada wartości umownej granicy plastyczności, wynoszącej 17,5 MPa dla

    próbki C.2.

    17,5 MPa

    0

    5

    10

    15

    20

    25

    0 2 4 6 8 10 12

    Nap

    ręże

    nie

    𝜎 [

    MPa

    ]

    Odkształcenie ε [%]

  • 48

    8.2. Charakteryzacja włókien z kompozytów trójskładnikowych

    8.2.1. Skaningowa mikroskopia elektronowa (SEM)

    Na poniższym zdjęciu SEM (rys.30) przedstawiono morfologię powierzchni włókna

    kompozytu trójskładnikowego wytworzonego z 70% wag. PCL, 20% wag. PLGA i 10% wag.

    mikrocząstek TCP.

    Rys.30. Zdjęcie SEM włókna wytworzonego z kompozytu o składzie wagowym 70%PCL-

    20%PLGA-10%TCP (mikrocząstki TCP), próbka D.1.

    Na rysunku 31 SEM porównano morfologię powierzchni kompozytów zbrojonych

    mikrocząstkami (kompozyt dwuskładnikowy i trójskładnikowy).

    Włókno kompozytu trójskładnikowego charakteryzowało się równoległymi do siebie

    brzegami (rys.30). Na powierzchni można było dostrzec równomiernie rozłożone, drobne,

    białe, nieregularne cząstki TCP, jak również równomiernie rozłożone sferoidalne, nieco

    większe cząstki (mikroinkluzje) zaznaczone na rysunku 31b. W przypadku zdjęć włókien

    kompozytów dwuskładnikowych z mikrocząstkami TCP (rys.31a) nie zaobserwowano

    powyższych mikroinkluzji. Kompozyt dwuskładnikowy i trójskładnikowy różnił się tylko

    dodatkową fazą polimerową PLGA. Sferoidalne cząstki w postaci mikoinkluzji występujące w

    kompozycie trójskładnikowym były to prawdopodobnie cząsteczki PLGA.

  • 49

    Rys.31. Zdjęcie SEM włókien wytworzonych z kompozytów z mikrocząstkami:

    dwuskładnikowego (a) i trójskładnikowego (b), próbki B.1, D.1.

    Rys.32. Uśrednione średnice wszystkich rozciąganych włókien.

    Uśredniona średnica w przypadku włókien kompozytów trójskładnikowych wynosiła

    188 µm. Pomiaru średnicy dokonano analogicznie jak w przypadku kompozytów

    dwuskładnikowych. Włókna kompozytów trójskładnikowych również były wytwarzane za

    pomocą igły o średnicy wewnętrznej 250 µm, którą wytworzono włókna PCL i włókna

    kompozytów dwuskładnikowych. Otrzymane włókna charakteryzowały się jeszcze mniejszą

    średnicą (rys.32), co mogło być wynikiem skurczu polimerowego i zwiększonej lepkości

    kompozytu. Jak powszechnie wiadomo, dodatek cząstek napełniacza zmniejsza szybkość

    płynięcia polimerów [26].

    221 205 204 188

    0

    50

    100

    150

    200

    250

    Materiał

    Uśr

    edn

    ion

    a śr

    edn

    ica

    *µm

    +

    PCL PCL-TCP mikro PCL-TCP nano PCL-PLGA-TCP mikro

  • 50

    8.2.2. Statyczna próba rozciągania

    W celu charakteryzacji właściwości mechanicznych kompozytu trójskładnikowego,

    analogiczne jak w przypadku kompozytów dwuskładnikowych, wyznaczono moduł Younga

    oraz umowną granicę plastyczności na podstawie krzywych naprężenie-odkształcenie.

    Stwierdzono, że dodatek trzeciej fazy zwiększył parametry wytrzymałościowe kompozytu

    trójskładnikowego w porównaniu do kompozytów dwuskładnikowych.

    Wyznaczona średnią wartość modułu Younga dla kompozytu trójskładnikowego,

    która wynosiła 926 ± 138 MPa, a średnia wartość umownej granicy plastyczności

    odpowiadała 18,8 ± 3,0 MPa. Analizując krzywą naprężenie-odkształcenie (rys.33) dla

    kompozytu trójskładnikowego zauważamy podobny przebieg krzywych dla pięciu z sześciu

    badanych włókien. Jedynie krzywa D.3 charakteryzowała się większymi wartościami

    naprężeń, ale zachowała analogiczny przebieg w porównaniu do pozostałych badanych

    włókien. Oznacza to, że proces produkcji kompozytów trójskładnikowych jest powtarzalny

    i może być stosowany na większą skalę.

    Rys.33. Krzywe naprężenie-odkształcenie dla kompozytów o składzie wagowym 70%PCL-

    20%PLGA-10%TCP (mikrocząstki).

    0

    5

    10

    15

    20

    25

    30

    0 1 2 3 4 5

    Nap

    ręże

    nie

    σ [

    MPa

    ]

    Odkształcenie ε [%] D.1 D.2 D.3 D.4 D.5 D.6

  • 51

    Rys.34. Porównanie średniego modułu Younga wytworzonych włókien.

    Rys.35. Porównanie średniej umownej granicy plastyczności wytworzonych włókien.

    Na rysunku 34 przedstawiono średnie wartości modułu Younga, a na rysunku 35

    średnie wartości umownej granicy plastyczności dla wszystkich badanych kompozytów.

    Dodatek PLGA spowodował ponad dwukrotny wzrost sztywności w odniesieniu do materiału

    408

    612 503

    926

    0

    200

    400

    600

    800

    1000

    1200

    Materiał

    Mo

    du

    ł Yo

    un

    ga E

    *M

    Pa+

    PCL PCL-TCP mikro PCL-TCP nano PCL-PLGA-TCPmikro

    15,3 18,2 17,2

    18,8

    0

    5

    10

    15

    20

    25

    MateriałUm

    ow

    na

    gran

    ica

    pla

    styc

    zno

    ści R

    1 [

    MPa

    ]

    PCL PCL-TCP mikro PCL-TCP nano PCL-PLGA-TCPmikro

  • 52

    referencyjnego, oraz 30% wzrost sztywności w porównaniu do kompozytu

    dwuskładnikowego wytworzonego z takim samym napełniaczem. Obserwowano również

    wzrost umownej granicy plastyczności dla kompozytów trójskładnikowych do wartości 18,8

    MPa. Wzrost parametrów wytrzymałościowych dla kompozytów trójskładnikowych był

    związany z ich strukturą. Obserwując zdjęcie SEM (rys.30) kompozytu zawierającego

    dodatkową fazę polimerową zaobserwowano na powierzchni zarówno cząstki TCP, jak

    i mikroinkluzje PLGA przedstawione na rys.31b, które stanowiły zbrojenie umacniające

    kompozyt. PLGA jest polimerem o wysokim module Younga 1,4-2,8 GPa [3], co wpłynęło na

    większą sztywność kompozytu trójskładnikowego.

    8.3. Profil degradacji osnowy wytworzonych rusztowań kostnych

    8.3.1. Absorpcja wody i zmiany masy

    Największą absorpcją wody i zmianą masy charakteryzowały się rusztowania kostne

    wytworzone z kompozytu trójskładnikowego. Oznacza to, że osnowa z dodatkiem trzeciej

    fazy, w postaci PLGA znacząco przyspiesza szybkość degradacji badanych rusztowań.

    Rys.36. Zmiany absorpcji wody wytworzonych rusztowań w czasie 20 tygodniowej

    degradacji w PBS.

    Analizując zmiany absorpcji wody badanych rusztowań (rys.36) dostrzeżono,

    że rusztowania wytworzone z kompozytów dwuskładnikowych charakteryzowały się podobną

    absorbcją wody od około 28 do 57% w trakcie degradacji. Posiadały one wartości nieco

    0

    20

    40

    60

    80

    100

    120

    140

    160

    2 4 6 8 12 16 20

    Ab

    sorb

    cja

    wo

    dy

    X [

    %]

    Tydzieo

    PCL PCL-TCP mikro PCL-TCP nano PCL-PLGA-TCP mikro

  • 53

    wyższe niż rusztowania wykonane z materiału referencyjnego, którym odpowiadała

    absorpcja wody na poziomie 14-48%. Natomiast w przypadku implantów wytworzonych

    z kompozytów trójskładnikowych absorpcja wody była znacząco wyższa od pozostałych

    badanych rusztowań kostnych. W pierwszych sześciu tygodniach degradacji wynosiła

    od około 55 do 69%, a od 8 do 20 tygodnia wzrosła od 86 do 111%.

    Rys.37. Zmiany masy rusztowań w czasie 20 tygodniowej degradacji w PBS.

    W przypadku rusztowań wykonanych z materiału polimerowego oraz z kompozytów

    dwuskładnikowych masa rusztowań pozostała po degradacji (rys.37) nie uległa dużej

    zmianie (nie przekroczyła 1%) podczas 20 tygodniowej degradacji. Natomiast kompozyt

    trójskładnikowy charakteryzował się postępującym ubytkiem masy w trakcie degradacji. Już

    po 2 tygodniach inkubacji masa rusztowania wyniosła 95% masy początkowej i spadała

    liniowo do 6 tygodnia, osiągając wartość około 82% masy początkowej. Po ośmiu tygodniach

    inkubacji wartość masy rusztowań trójskładnikowych zmalała do wartości około 80% masy

    początkowej i utrzymała się na tym poziomie do końca eksperymentu.

    0

    20

    40

    60

    80

    100

    120

    2 4 6 8 12 16 20

    Zmia

    ny

    mas

    y m

    p [

    %]

    Tydzieo

    PCL PCL-TCP mikro PCL-TCP nano PCL-PLGA-TCP mikro

  • 54

    8.3.2. Zmiany pH roztworu

    Obserwując zmiany pH PBS (rys.38), w którym zostały degradowane materiały,

    dostrzeżono bezpieczny zakres wartości pH buforu imitującego ludzkie płyny ustrojowe.

    Analizując wartości zmian pH PBS zauważono, że dodatek cząstek TCP w kompozytach

    dwuskładnikowych nie wpłynął na wartość pH medium. Zarówno w przypadku PBS, w którym

    degradowano rusztowania wykonane z polimeru, jak również z kompozytów

    dwuskładnikowych do 16 tygodnia degradacji obserwowano stałe wartości pH PBS

    wynoszące około 7,4, co odpowiada początkowemu pH PBS.

    Rys.38. Zmiany pH PBS w czasie 20 tygodniowej degradacji wytworzonych rusztowań.

    W przypadku degradacji kompozytu trójskładnikowego już w pierwszych sześciu

    tygodniach obserwowano znaczący spadek wartości pH PBS do wartości około 6,5. Kolejno

    po ósmym tygodniu inkubacji nastąpił wzrost pH do wartości ok 7, a po 12 i 16 tygodniach

    degradacji pH PBS osiągnęło wartość odpowiadającą pH PBS, w którym inkubowano

    macierze polimerowe i implanty wykonane z kompozytów dwuskładnikowych. Dopiero po 20

    tygodniach degradacji obserwowano wartość pH PBS równą 7,1 dla wszystkich badanych

    materiałów. Gwałtowny spadek pH PBS w przypadku kompozytów trójskładnikowych

    w początkowych tygodniach degradacji był spowodowany hydrolizą szybko degradującego

    PLGA (uwolnienie kwaśnych produktów hydrolizy). Wartości pH dla wszystkich badanych

    rusztowań oscylowały w zakresie bezpiecznym dla organizmu ludzkiego.

    5,00

    5,50

    6,00

    6,50

    7,00

    7,50

    8,00

    8,50

    9,00

    4 6 8 12 16 20

    pH

    Tydzieo

    PCL PCL-TCP mikro PCL-TCP nano PCL-PLGA-TCP mikro

  • 55

    8.3.3. Skaningowa mikroskopia elektronowa (SEM)

    Poniżej przedstawiono zdjęcia morfologii powierzchni wytworzonych rusztowań

    (rys.39) z materiału referencyjnego (rys.39a-b), kompozytów dwuskładnikowych (rys.39c-f)

    oraz kompozytów trójskładnikowych (rys.39g-h). Na rysunkach 39a,c,e,g obserwowano

    matryce bezpośrednio po wytworzeniu. Włókna tworzące rusztowania były ułożone

    równolegle w poszczególnych warstwach obserwowanych na zdjęciach. Charakteryzowały

    się również prostymi krawędziami. Oznacza to, że proces produkcyjny był powtarzalny.

    W przypadku kompozytów dwuskładnikowych i trójskładnikowych z mikrocząstkami

    dostrzeżono równomiernie rozłożone cząstki napełniacza na całej powierzchni każdego

    z włókien tworzącego rusztowanie. W kompozytach dwuskładnikowych z nanocząstkami

    napełniacz był również rozłożony równomiernie, jednak obserwowano niewielkie pojedyncze

    skupiska TCP na powierzchni rusztowania. Na rysunkach 39b,d,f,h obserwowano

    rusztowania po 20 tygodniach degradacji. W przypadku wszystkich rusztowań kostnych

    pochodzących z kolejnych etapów degradacji obserwowano włókna ułożone równolegle w

    każdej z warstw podłoża komórkowego. Włókna posiadały proste krawędzie. Były

    odpowiednio przytwierdzone, czyli nie odklejały się od siebie w czasie degradacji, co

    oznacza, że mogą stanowić stabilną podstawę do rozrostu tkanek w ludzkim organizmie.

    Na rusztowaniach bezpośrednio po wytworzeniu zmierzono również średnicę włókien.

    Pomiaru średnicy dokonano analogicznie jak w przypadku badanych włókien. Uśrednione

    średnicę rusztowań wynosiły odpowiednio: 257 µm (rusztowania polimerowe), 212 µm

    (rusztowania kompozytu dwuskładnikowego z mikrocząstkami), 213 µm (rusztowania

    kompozytu dwuskładnikowego z nanocząstkami) i 247 µm (rusztowania kompozytu

    trójskładnikowego). Macierze również były wytwarzane za pomocą igły o średnicy

    wewnętrznej 250 µm, którą wytworzono włókna. Otrzymane rusztowania charakteryzowały

    się większą średnicą od badanych włókien, co mogło być wynikiem różnic w lepkości

    materiałów. Dodatkowo w rusztowaniach włókna były na siebie nakładane, przez co uległy

    spłaszczeniu na stykach. Powierzchnię włókien rusztowań wykonanych z kompozytów

    dwuskładnikowych z nanocząstkami bezpośrednio po wytworzeniu przedstawiono

    na rysunku 40. Tak samo jak w przypadku wcześniej badanych włókien (rys.24)

    powierzchnia charakteryzowała się fałdami oraz postrzępioną rozwiniętą powierzchnią.

    Świadczy to o problemach z produkcją nanokompozytów.

  • 56

    Rys.39. Zdjęcia SEM rusztowań (a, b) polimerowych, (c, d) kompozytów dwuskładnikowych

    (mikrocząstki), (e,f) kompozytów dwuskładnikowych (nanocząstki), (g,h) kompozytów

    trójskładnikowych – (a, c ,e, g) bezpośrednio po wytworzeniu oraz po (b, d, f, h) 20 tygodniu

    degradacji; kolejno próbki: A0, A20, D0, D20, G0, G20, J0, J20; (x100).

  • 57

    Rys.40. Zdjęcie SEM rusztowania kompozytu o składzie wagowym 90%PCL-10%TCP

    (nanocząstki) bezpośrednio po wytworzeniu (x1500); próbka G0.

    Rys.41. Zdjęcia SEM rusztowań kompozytów dwuskładnikowych o składzie wagowym

    90%PCL-10%TCP z cząstkami w postaci (a, c, e) mikro i (b, d, f) nano, (a,b) bezp