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