UNIVERZITA KARLOVA V PRAZE FARMACEUTICKÁ FAKULTA V HRADCI KRÁLOVÉ VISKOZITA A POVRCHOVÁ AKTIVITA ROZTOKŮ POLYESTEROVÝCH NOSIČŮ

Transkript

1 UNIVERZITA KARLOVA V PRAZE FARMACEUTICKÁ FAKULTA V HRADCI KRÁLOVÉ KATEDRA FARMACEUTICKÉ TECHNOLOGIE VISKOZITA A POVRCHOVÁ AKTIVITA ROZTOKŮ POLYESTEROVÝCH NOSIČŮ Diplomová práce Hradec Králové, 2008 Zpracovala: Martina Šanderová Vedoucí diplomové práce: Doc. RNDr. Milan Dittrich, CSc.

2 Děkuji Doc. RNDr. Milanu Dittrichovi, CSc.za odborné konzultace a rady poskytované během diplomové práce. Prohlašuji, že jsem diplomovou práci vypracovala samostatně za použití níže uvedené literatury. 2

3 Abstrakt Viskozita a povrchová aktivita roztoků polyesterových nosičů Student: Martina Šanderová Vedoucí diplomové práce: Doc. RNDr. Milan Dittrich, CSc. Katedra farmaceutické technologie, Farmaceutická fakulta v Hradci Králové, Univerzita Karlova v Praze, Česká republika Diplomová práce je zaměřena na studium viskozity a povrchové aktivity roztoků polyesterových nosičů léčiv. V teoretické části je pojednáno obecně o viskozitě, povrchovém a mezipovrchovém napětí, biodegradabilních polymerech a polyesterech alifatických hydroxykyselin. V experimentální části byla měřena a hodnocena kinematická viskozita a mezipovrchové napětí různě koncentrovaných roztoků lineárních kopolymerů kyselin glykolové a D,L-mléčné nebo větvených terpolymerů kyselin glykolové a D,L-mléčné. Větvícími sloučeninami byly mannitol a tři pentaerytritoly s násobným počtem jednotek. Rozpouštědlem byl chloroform. Pro měření mezipovrchového napětí byla použita metoda měření platinovou destičkou podle Wilhelmy. Výsledky budou mít využití při optimalizaci formulace biodegradabilních přípravků monolitického nebo částicového typu. Summary Viscosity and surface activity of the solutions of polyester carriers Student: Martina Šanderová Tutor: Assoc. Prof. Dr. Milan Dittrich, PhD. Department of Pharmaceutical Technology, Faculty of Pharmacy in Hradec Kralove, Charles University in Prague, Czech Republic This dissertation targets the viscosity research and the surface activity research of the solutions of polyester pharmaceutical carriers. In the theoretic part of this work we generaly disserted upon the viscosity, upon the surface and the intersurface tension, upon the biodegradable polymers and polyesters of aliphatic hydroxyacids. In the experimental part of this persuit we disserted on measurement and on evaluation of kinematic viscosity and the intersurface tension of different concentrated solutions of linear copolymers of the glycolic acid and D,L-lactic acid or of branched terpolymers of the glycolic acid and D,L-lactic acid. The forked adduckts were mannitol and three pentaerytritols with multiply units of quantity. Chloroform was used as solvent. For measurement of the intersurface tension was used the measuring method with using the platinum plate in accordance with Wilhelm. The results will may be used at the formulation optimalization of biodegradable preparations of the monolithic or particulate type. 3

4 OBSAH SEZNAM ZKRATEK...6 ÚVOD Teoretická část Viskozita roztoků polymerů Povrchové napětí roztoků Biodegradabilní polymery Historie Faktory ovlivňující výběr polymeru Faktory ovlivňující uvolňování léku Hlavní typy bioabsorpčních polymerů a způsoby možné absorpce Ve vodě rozpustné polymery Modifikované ve vodě rozpustné polymery Depolymerizovatelné polymery Běžné třídy biologicky odbouratelných polymerů Polyestery Polyanhydridy Polyorthoestery Syntetické biochemicky absorbovatelné polymery Absorpční gelové polymery a jejich použití jako nosiče Polyestery alifatických hydroxykyselin Metody syntézy Přímá polykondenzační reakce Polymerace za otevření kruhu Fyzikální vlastnosti roztoků polymerů Viskozita roztoků Povrchové napětí roztoků polymerů Chemické vlastnosti degradace Využití PLA v technologii Cíl práce

5 3. Experimentální část Použité přístroje Použité suroviny Metodika přípravy Příprava roztoků polymerů Měření kinematické viskozity Měření mezipovrchového napětí Výsledky Diskuse K tématu práce Ke kinematické viskozitě roztoků K povrchové aktivitě roztoků Závěry Literatura

6 SEZNAM ZKRATEK PVC PE PLA PGA PLG HD CHDM DETHF PDS PVA DP polyvinylchlorid polyethylen kyselina poly-d,l-mléčná kyselina polyglykolová kopolymer kyseliny poly-d,l-mléčné a glykolové 1,6-hexandiol cis/trans-1,4-cyklohexan dimethanol diethoxy tetrahydrofuran poly-p-dioxanon polyvinylalkohol stupeň polymerace 6

7 ÚVOD Polymery jsou nejběžněji užívaná skupina materiálů pro biomedicíncké aplikace. Polymery jsou používány od krevních vaků a chirurgických rukavic, až po kardiovaskulární a ortopedické implantáty. Výhody polymerů, jak syntetických tak přírodních, spočívají v jejich vynikajících fyzikálních a chemických vlastnostech. Polymery mohou být zpracovány různými výrobními technikami. Polymery používané v lékařských aplikacích mohou být klasifikovány jako degradabilní a nedegradabilní. Typické příklady nedegradabilních polymerů zahrnují PVC, PE, polyuretan, Nylon, Teflon, atd. Tyto polymery jsou důležité v mnoha klinických aplikacích zahrnujících kyčelní implantáty, umělé oční čočky, cévní štěpy, katétry, atd. Biodegradabilní polymery jsou vytvořeny z dlouhých řetězců štěpících se na malé rozpustné oligomery nebo monomery. Degradace může probíhat biologickým aktivním procesem nebo pasivním hydrolytickým štěpením. Biodegradabilní polymery mohou být zpracovány na vzorek různého degradačního stupně a chemických vlastností. Polymer může degradovat a uvolnit inkorporované léčivo regulovanou rychlostí. Biodegradabilní polymery mají mimořádně rozmanité mechanické vlastnosti. 7

8 1. Teoretická část 1.1. Viskozita roztoků polymerů Charakteristickou vlastností kapalin je jejich tok. Rychlost toku je z fyzikálního hlediska závislá na velikosti přitažlivých sil mezi částicemi, jejich rozměrech a tvaru a rozdělení nábojů. Malé a symetrické částice, mezi nimiž působí slabé přitažlivé síly po sobě obrazně řečeno kloužou lépe než dlouhé řetězce či asymetrické agregáty. 1 Dokonale tekutá kapalina by neměla klást vůči svému toku žádný odpor, skutečné čili reálné kapaliny se však vždy vyznačují určitým vnitřním třením, odporem vnitřních sil proti vzájemnému posouvání jednotlivých vrstev kapaliny. 2 Vnitřní tření kapalin je charakterizováno veličinou zvanou viskozita. Čím je viskozita vyšší, tím kapalina hůř teče. Viskozita závisí hlavně na vlastnostech kapalin a na teplotě. S rostoucí teplotou viskozita zpravidla klesá. Pokud zvýšení teploty urychluje chemické reakce v kapalinách, může se viskozita s teplotou za určitých podmínek zvyšovat (např. síťování polymerů). 1 Kapaliny jsou látky, které se účinkem i malé vnější síly trvale deformují tečou. Rychlost toku kapaliny je tím větší, čím větší je vnější síla a čím menší jsou vnitřní síly, které působí proti toku. Při malých rychlostech proudění (laminární proudění) se tok kapalin uskutečňuje jako smyková deformace. 3 Tokové vlastnosti ideálně viskózní kapaliny přitom vyjadřuje Newtonova rovnice dv dy kde τ je tečné napětí mezi dvěma přiléhajícími tenkými vrstvami kapaliny s příčnou vzdáleností dy, dν je rozdíl rychlosti pohybu těchto vrstev. Koeficient úměrnosti η je dynamická viskozita dané kapaliny. 2 Hlavní jednotkou dynamické viskozity je N.s.m -2, hlavní jednotkou kinematické viskozity je m 2.s Roztoky makromolekulárních látek jsou soustavy tvořené rozpouštědlem (disperzním prostředím spojitá fáze) a makromolekulami (disperzním podílem rozptýlená fáze). 8

9 Soustavy, které obsahují alespoň dvě fáze nebo složky, se označují jako disperzní soustavy. Podle velikosti částic je možné roztoky makromolekulárních látek zařadit mezi koloidní disperzní systémy ( m). Z hlediska jejich chování při toku patří roztoky makromolekulárních látek mezi nenewtonské kapaliny. Pro vystižení odlišností od newtonského chování se při popisování viskozity disperzních soustav užívají tyto veličiny: relativní viskozita η r v případě koloidních disperzí je η r >1: r 0 kde je η viskozita disperzní soustavy [Pa.s], η 0 viskozita disperzního prostředí [Pa.s] specifická viskozita η sp udává poměrný přírůstek viskozity: 3 sp 0 r 1 0 Viskozita disperzních soustav se liší od viskozity čistého disperzního prostředí, což je způsobeno přítomností disperzního podílu (částic), rozměry jehož molekul jsou větší než rozměry molekul disperzního prostředí. 3 Viskozita disperzních soustav roste s rostoucí molekulovou hmotností disperzního podílu. Závislost viskozity, tedy limitního viskozitního čísla, na molekulové hmotnosti popisuje např. tzv. Mark-Houwinkova rovnice: [η] = K. M r α kde jsou K a α konstanty Mark-Houwinkovy rovnice, M r relativní molekulová hmotnost. Konstanty K a α platí pouze pro danou soustavu rozpouštědlo-polymer při určité teplotě. Tyto konstanty se stanovují pomocí jiných absolutních měření veličiny molární hmotnosti, např. osmoticky. 3 9

10 Velikost makromolekul se charakterizuje molekulovou hmotností. Molekulová hmotnost polymeru podstatně ovlivňuje jeho vlastnosti. S rostoucím polymeračním stupněm roste pevnost v tahu a houževnatost. Také stoupá viskozita taveniny polymeru, což ztěžuje jeho zpracování. 4 Viskozita roztoků je ovlivněna také afinitou makromolekulární látky k rozpouštědlu, viskozita roste se zvětšujícím se objemem klubka. U dobrých rozpouštědel je viskozita zředěných roztoků makromolekulárních látek vyšší než ve špatných rozpouštědlech. V dobrém rozpouštědle je totiž makromolekula co nejvíce rozvinuta, aby byla co nejvíce v kontaktu s rozpouštědlem, velikost klubka se zvětšuje viskozita vzrůstá. Ve špatném rozpouštědle je klubko co nejvíce svinuté, dochází spíše k vytváření interakcí uvnitř makromolekuly než s molekulami rozpouštědla, viskozita je nižší. Částice mohou svůj objem zvětšovat také adsorpcí molekul rozpouštědla na povrchu a vytvořením solvátového obalu, který se pohybuje s částicí. 3 Na rozdíl od zředěných systémů je viskozita roztoků polymerů ve špatných rozpouštědlech větší než v dobrých, neboť jsou zde podporovány asociace mezi jednotlivými makromolekulami a vytvářejí se větší agregáty. 5 V koncentrovaných roztocích jsou jednotlivé segmenty makromolekul ve vzájemném styku a jednotlivé řetězce jsou propleteny. K asociacím molekul (doným agregátům) v koncentrovaných roztocích dochází tím více, čím je menší afinita makromolekul k rozpouštědlu. Doné agregáty mohou být anizometrické nebo mohou mezi sebou zadržovat molekuly disperzního prostředí, což přispívá ke zvýšení viskozity. V méně koncentrovaných roztocích jsou tyto asociace krátkodobé a jsou přerušovány tepelným pohybem. Struktury doných agregátů se působením vyšších smykových napětí mohou rozpadat jejich velikost a množství klesá s rostoucím napětím, s čímž klesá i viskozita. 3 Změny tvaru makromolekuly se projevují výrazně u polyelektrolytů. Proto viskozita roztoků polyelektrolytů silně závisí na koncentraci polymeru, na ionizačním stupni, kdy elektrostatické síly skupin mohou bránit sbalení řetězce, a také na přítomnosti a druhu malých iontů, které ionizaci ovlivňují. 6 10

11 1.2. Povrchové napětí roztoků Každou fázi látkového systému odděluje od sousední fáze určitá hraniční plocha, neboli fázové rozhraní. Mezi jevy na fázových rozhraních kapalin patří především povrchové napětí na rozhraní kapaliny se vzduchem a mezipovrchové napětí na rozhraní dvou nemísitelných. 7 Povrchové napětí je efekt, při kterém se povrch tekutin chová jako elastická fólie a snaží se dosáhnout co možná nejhladšího povrchu s minimálním rozpětím. To znamená, že se povrch tekutiny snaží dosáhnout stavu s nejnižší energií. Povrchové napětí je výsledkem vzájemné interakce přitažlivých sil molekul nebo atomů, z nichž se skládá povrchová vrstva. 8 Silové působení částic v objemu kapaliny je navzájem vykompenzováno obklopujícími částicemi. Jinak je tomu ale na povrchu (fázovém rozhraní), kde jsou částice přitahovány jen z jedné strany. Důsledkem toho je snaha kapaliny zaujmout při daném objemu co nejmenší povrch. 1 Povrchové napětí kapaliny je podíl uvedené povrchové síly a délky, na niž tato síla působí: Hlavní jednotkou povrchového napětí γ je N.m F l Povrchové napětí roztoků závisí na vlastnostech a vzájemných interakcích jednotlivých složek. S rostoucí teplotou povrchové napětí kapalin obecně klesá, tak jak tepelný pohyb molekul oslabuje působení mezimolekulových sil. 7 Protože povrchová síla se snaží povrch kapaliny co nejvíce zmenšit, povrchové napětí souně udává práci, potřebnou na zvětšení povrchu kapaliny o jednotkovou plochu. Tato práce se označuje jako měrná povrchová energie. Mezipovrchová a povrchová energie je technologicky významná u disperzních systémů s velkou plochou fázových rozhraní, jako jsou fázové koloidy, suspenze, emulze a pěny. Mimořádně velká plocha energeticky bohatých fázových rozhraní je také hlavní příčinou termodynamické nestability uvedených disperzí. 7 Na posunutí molekuly z vnitřku kapaliny do její povrchové vrstvy je třeba vykonat práci. Proto mají molekuly povrchové vrstvy větší potenciální energii ve srovnání s molekulami uvnitř kapaliny. Rozdíl mezi potenciální 11

12 energií, kterou mají molekuly v její povrchové vrstvě a potenciální energií, kterou by měly tytéž molekuly uvnitř kapaliny vzhledem k sousedním molekulám, se nazývá povrchová energie kapaliny. Je jednou ze složek vnitřní energie kapaliny. 9 Mezipovrchové napětí se projevuje na fázovém rozhraní (mezipovrchu) dvou omezeně mísitelných kapalin v důsledku nerovnosti kohezních a adhezních sil. Většina kapalin je však aspoň částečně mísitelná a při kontaktu se jedna druhou navzájem nasytí, čímž se jejich mezipovrchové napětí poněkud sníží. Pro mezipovrchové napětí γ AB mezi navzájem nasycenými kapalinami A, B platí přibližně Antonovovo pravidlo γ AB = γ A γ B kde γ A, γ B jsou povrchová napětí navzájem nasycených kapalin A, B, měřené na rozhraní se vzduchem, a kapalina A má přitom větší povrchové napětí. Mezipovrchové napětí některých dvojic kapalin je větší, ale ne menší, než uvádí Antonovovo pravidlo. Jestliže se vzájemná mísitelnost dvojice kapalin s teplotou zvětšuje, pak při stoupání teploty jejich mezipovrchové napětí vzájemným rozpouštěním klesá. 7 Povrchové (mezifázové) napětí je pro určité aplikace záměrně ovlivněno. Např. přídavek tzv. povrchově aktivní látky do kapaliny způsobí jeho snížení tím, že tyto látky se hromadí v povrchové vrstvě kapaliny a mění tím její složení Biodegradabilní polymery Termín bioabsorpční polymery se používá pro označení všech přechodných polymerových materiálů, bez ohledu na jejich chemický typ, původ a způsob odstranění nebo absorpci z místa aplikace.bioabsorpční polymery mohou být odvozeny od přirozeně se vyskytujících polysacharidů a proteinů, od plně syntetických polymerů nebo kombinací přírodních a syntetických komponentů a z místa aplikace mohou být odstraněny následujícími způsoby: 1) rozpuštěním a následnou difúzí, s nebo bez jednoduchých procesů výměny iontů pro dosažení rozpustnosti, 2) rozpadem chemických řetězců nerozpustných materiálů a jejich přeměnou na malé částice vhodné 12

13 k fagocytóze nebo na rozpustné fragmenty řetězce, které mohou být též zpracovány metabolismem, 3) enzymatickým rozkladem nerozpustných polymerů na rozpustné podíly. 10 Polymery, které jsou za fyziologických podmínek schopny se rozložit do biologicky kompatibilních komponentů, tím pádem nabízí mnohem atraktivnější alternativu pro přípravu systému dodávání léků. Při používání biologicky odbouratelných polymerů je vyloučena potřeba vyjmutí po ukončení uvolňování léčiva, a tedy i potenciální komplikace spojené s používáním neodbouratelných systémů. K odbourání může dojít různými mechanismy, i když většinou jde o rozpad nebo chemické změny na polymeru. K odbourání rozpadem dochází většinou u přípravků, jež jsou zhotoveny z rozpustných polymerů. V jiných případech je odbourání následkem chemických změn na polymeru včetně např. rozštěpení kovalentních vazeb nebo ionizace. 11,12 Mezi nejstudovanější biologicky odbouratelné polymery patří ty, které prochází chemickým rozložením pomocí náhodné hydrolýzy kovalentních vazeb, z kterých sestává hlavní řetězec polymerových řetězců. Náhodné rozštěpení řetězců má za následek redukci molekulové hmotnosti polymeru. Jak tento proces pokračuje, polymerové řetězce se em stávají kratší, což vede k tomu, že v jednom okamžiku ztratí mechanickou integritu v aplikovaném přípravku. Dále tento proces degradace pokračuje do té doby, až jsou polymerové fragmenty rozložené na rozpustné oligomery nebo individuální monomery. Nutností u tohoto procesu je, aby biologicky odbouratelné polymery a jejich degradační produkty byly biologicky kompatibilní a netoxické. Takže typické monomery, které se používají pro přípravu biologicky odbouratelných polymerů jsou to molekuly, které jsou endogenní v biologických systémech. Nejběžnější skupinou biologicky odbouratelných polymerů jsou hydrolyticky nestálé polymery připravené z kyseliny mléčné, kyseliny glykolové nebo kombinací těchto dvou molekul. Polymery připravené z těchto jednotlivých monomerů jsou PLA, PGA a PLG. 13 Polymery prokázaly úspěšnou použitelnost pro aplikace na dlouhodobou distribuci léku. Biologicky odbouratelné polymery jsou pro tyto situace velmi vhodné, protože v těle degradují na biologicky neutrální a kompatibilní molekuly. Při zabudování léku do biologicky odbouratelných polymerů mohou být dávkovací formule, které uvolňují lék 13

14 po delší ové období, vyrobeny v nejrůznějších velikostech a tvarech. Po uplynutí dávkovacího období nejsou potřeba žádné další chirurgické zákroky, protože aplikovaný přípravek se v těle rozloží a vstřebá. Biologicky odbouratelné polymery tedy nabízí nový přístup pro vývoj systémů na uvolňování léku, které jsou jednoduché a příjemné pro pacienta Historie Používání biologicky odbouratelných polymerů v aplikacích na distribuci léků vyvstalo z potřeby polymerů, které by mohly být používány jako rozložitelné materiály na chirurgické šití. Nejdříve byly v 50. letech vyvinuty syntetické polymery jako kyselina polyglykolová. 14 Kvůli své malé hydrolytické stálosti nebyly vhodné pro trvalé použití. Díky této vlastnosti jsou ovšem vhodné pro použití u stehů, kdy se dá využít jejich schopnost rozložit se ve vlhkém prostředí. 15,16 Jako příklady uveďme vlákna Dexon a Vicryl zhotovené z kyseliny polyglykolové, respektive s kopolymeru kyseliny mléčné a glykolové. 15,17 V poslední době vedl rozvoj biotechnologie k objevení řady makromolekulárních léků na proteinové nebo genové bázi. Zůstává však nadále problém, jak tyto léky dodat tělu účinným způsobem bez snížení kvality života pacienta. Gastrické proteázy a malá propustnost epitelu gastrointestinálního traktu znamenají, že makromolekulární léky jsou velmi málo biologicky dostupné orální cestou. Místo toho jsou léky běžně dávkovány injekčně. Avšak krátká biologická životnost těchto molekul vyžaduje vysokou frekvenci těchto injekcí, aby byla dodržena účinnost léčby Přes tyto problémy se podařilo dosáhnout významných úspěchů při výzkumu biologicky odbouratelných systémů distribuce pro proteiny a především bioaktivní peptidy. Největšího komerčního úspěchu bylo v posledním desetiletí dosaženo používáním polyesteru PLA a různých kopolymerů PLG. Bylo vyvinuto několik biologicky odbouratelných systémů distribuce pro syntetické verze luteinizačního hormonu

15 Faktory ovlivňující výběr polymeru Jak syntetické polymery, tak polymery získávané z přírodních zdrojů byly hodnoceny pro použitelnost na biologicky odbouratelné aplikace pro distribuci léků. Existuje řada vlastností a rysů, kterými je nutno se při výběru biologicky odbouratelného polymeru řídit. Jedním z nejkritičtějších hledisek je požadavek na určitou aplikaci. Pokud nějaká aplikace vyžaduje rychlý vývoj, pak se s největší pravděpodobností sáhne po polymeru, který patří mezi již schválené polyestery. Dalším faktorem ke zvážení je, zda použít homopolymery složené z jedné opakující se monomerické jednotky, nebo kopolymery obsahující různé typy monomerů. Pokud použijeme kopolymery, pak můžeme měnit relativní poměr různých monomerů, abychom získali polymer jiných vlastností. 22,23 Na výběr polymeru mají vliv také teplotní vlastnosti polymeru vyjádřené teplotou skelného přechodu (T g ) a teplotou tání (T m ). Přítomnost zbytkových rozpouštědel nebo rozpuštěných roztoků obsahujících lék nebo další přísady, bude vést k nižší hodnotě T g. Naopak vlastnosti, které brání segmentální pohyblivosti polymeru, jako větší pevnost řetězce, velké postranní skupiny, by měly tendenci zvyšovat hodnotu T g. Konečně přítomnost ionizovaných skupin v polymeru může také ovlivnit uvolňování léku z přípravku. 22, Faktory ovlivňující uvolňování léku Bez ohledu na fyzikálně chemické vlastnosti polymeru existují další faktory, které mohou mít vliv na uvolňování léku a výslednou kvalitu konkrétního přípravku. Přípravky mohou být vyrobeny v nepřeberném množství tvarů a fyzikálních forem a velikostí. Vhodný výběr záleží na požadované distribuční cestě, trvání a uvolňování léku a stabilitě při výrobních podmínkách. Také stupeň a mechanismus rozpadu polymeru může též ovlivnit uvolňování léku a případně i stabilitu po podání. Pokud je to nutné, systémy mohou být navrženy tak, aby bylo uvolňování léku ukončeno před tím, než může rozpad polymeru začít ovlivňovat soudržnost dávkovací formule. Stejně tak může být dávkovací formule naopak navržena tak, aby rozpad polymeru i rozklad přípravku přispívaly k uvolňování léku

16 Na základě výše uvedených důvodů byly vyvinuty polymery s různými degradačními hodnotami a mechanismy, avšak dominantním mechanismem degradace u polymerů stále zůstává hydrolýza. Mnoho polymerů náchylných k hydrolýze, jako např. polyestery PLA a PLG, se rozkládají náhodnou hydrolýzou, která se odehrává homogenně v celém objemu polymerového přípravku. Naproti tomu některé třídy polymerů jako např. polyanhydridy a polyorthoestery byly vyvinuty tak, aby dovolily hydrolýzu pouze na vnějším povrchu přípravku, který je přímo vystaven přístupu vody. Když je dosaženo tzv. povrchové eroze, předpokládá se, že k hydrolýze dochází heterogenním způsobem a polymerový přípravek se rozpadá z vnějšku směrem do středu Hlavní typy bioabsorpčních polymerů a způsoby možné absorpce Chemická struktura molekulových řetězců je hlavní faktor ovlivňující způsob absorpce. Před zhruba dvěma desítkami let byla většina bioabsorpčních polymerů přírodní polymery nebo jejich odvozeniny. Od počátku sedmdesátých let značně vzrostl vědecký zájem o plně syntetické bioabsorpční polymery z důvodu jejich relativně malé reakce, již vyvolávají u tkáně, a také z důvodu jejich více předvídatelných vlastností při použití v porovnání s přírodními materiály. Polymery můžeme rozdělit do tří hlavních skupin: rozpustné ve vodě, rozpustné ve vodě po modifikaci a depolymerizovatelné Ve vodě rozpustné polymery Rozpustné řetězce molekul jsou většinou přírodní, upravené přírodní nebo syntetické materiály rozpustné ve vodě. Tyto polymery jsou charakteristické vodíkovými vazbami a polárními skupinami, které jsou zodpovědné za jejich rozpustnost ve vodě a transport v biologickém prostředí. Rozpustnost těchto polymerů závisí do značné míry na typu těchto polárních skupin (hydroxyl, karboxyl, amid nebo amin) a na umístění v řetězci (jako část hlavního řetězce nebo postranní skupiny). Molekulární hmotnost 10 a rozvětvení řetězce hrají také klíčovou roli v ovlivnění rozpustnosti polymeru

17 Modifikované ve vodě rozpustné polymery Druhá skupina bioabsorpčních polymerů může být považována za deriváty ve vodě rozpustných polymerů nebo jako podskupina depolymerizovatelných rozpustných polymerů. Rozpustitelné makromolekuly mohou být nerozpustné soli vápníku nebo hořčíku karboxylových nebo sulfonových kyselin obsahující syntetické řetězce, které podlehnou rozpuštění v organismu kationtovou výměnou s alkalickými solemi kovu. Od tohoto okamžiku probíhá bioabsorpce těchto materiálů stejným způsobem jako u ve vodě rozpustných polymerů. Navíc rozpustitelný polymer může být syntetickou nerozpustnou makromolekulou, u které dochází k omezeným štěpením uvnitř řetězce nebo u postranních řetězců, aby vznikly ve vodě rozpustné frakce s nižší molekulovou hmotností. Například polyeter-ester kopolymer polyetylen glykol diolu s kyselinou glykolovou se může hydrolýzou přeměnit na ve vodě rozpustný polyetylenoxid a fragmenty polyesteru s nízkou molekulovou hmotností, které se další hydrolýzou přemění na ve vodě rozpustné druhy monomerů Depolymerizovatelné polymery Třetí skupinou bioabsorpčních polymerů jsou ty, které se depolymerací rozloží v živém organismu na jednoduché organické složky. K depolymeraci může dojít rozštěpením řetězců polymeru katalyzovaným enzymaticky nebo navozeným chemicky, jako v případě kolagenu nebo kyseliny polyglykolové. Většina enzymaticky depolymerizovatelných polymerů jsou v přírodě se vyskytující řetězce jako kolagen nebo produkty fermentace. 26 Enzymaticky rozložitelné polymery mohou být rozpustné ve vodě (želatina, pektin, kyselina hyaluronová a protamin sulfát) nebo nerozpustné ve vodě (kolagen). V závislosti na jejich molekulové hmotnosti může k pohybu přes biologickou membránu docházet pasivní difúzí (řetězce s nízkou molekulovou hmotností) nebo endocytózou (řetězce s vysokou molekulovou hmotností). Ve většině případů ovšem dojde k enzymaticky katalyzovanému rozpadu řetězce na monomerní jednotky, které mohou být dále metabolizovány nebo vyloučeny. Ve vodě nerozpustné depolymerizovatelné polymery jsou zastoupeny třemi hlavními v přírodě se 17

18 vyskytujícími polymery a jejich deriváty. Nejběžnějšími typy ve vodě nerozpustných depolymerizovatelných polymerů jsou ty, které jsou složené z přírodních proteinů jako je kolagen a jeho deriváty. Ty jsou degradovány kolagenázou na rozpustné molekulární nebo monomerní jednotky, které se dají vyloučit nebo dále metabolizovat na amoniak nebo CO 2. Chitin (polysacharid) a jeho deacylovaný derivát chitosan reprezentují druhou důležitou skupinu nerozpustných enzymaticky rozložitelných polymerů. Kyselina poly-β-hydroxymáselná a kopolymery kyselina β-hydroxymáselná a β- hydroxyvalerová, reprezentují třetí typ relativně nových, ve vodě nerozpustných, enzymaticky depolymerizovatelných polymerů Běžné třídy biologicky odbouratelných polymerů Polyestery Bylo hodnoceno množství hydrolyticky nestálých polyesterů pro distribuci léků. Z nich je však nejběžnější volbou kyselina polyglykolová, polymléčná a různé kopolymery kyseliny polyglykolové a polymléčné z důvodu jejich potvrzené bezpečnosti a netoxicity, širokého spektra fyzikálné-chemických vlastností a flexibility v možnosti zhotovení různých tvarů dávkovacích formulí. Tyto polymery a kopolymery se připravují anionickou reakcí. Protože monomer kyseliny mléčné obsahuje dva chirální uhlíky, k polymerizaci může dojít za pomoci D,D-cyklického dimeru, L,L-cyklického dimeru nebo D,L-cyklického dimeru. Syntéza PLA se však většinou provádí kopolymerizací směsi D- a L-laktidových monomerů. 30 Homopolymery mají tendenci být semikrystalické. Následkem toho je transport vody do těchto polymerů pomalý. Z důvodu pomalého vstřebávání vody jsou hodnoty rozpadu těchto polymerů relativně nízké (18-24 měsíců). 30 Naproti tomu PLA je amorfní a degraduje o něco rychleji (12-16 měsíců). Nejrychlejší hodnota rozpadu (2 měsíce) je pozorována u kopolymerů PLG obsahujících 50% glykolidu Při vystavení vodnému prostředí polyestery degradují pomocí hydrolýzy, ke které dochází rovnoměrně v celém objemu polymerového preparátu. Přípravky zhotovené z amorfních polyesterů včetně PLA a 75:25 PLG vykazují zvýšenou degradaci uvnitř 18

19 preparátu. 33 Tento fenomén se připisuje hydrolýze polymeru katalyzované kyselinou, k čemuž dojde nakupením kyselých oligomerů a monomerů během procesu degradace. 34, Polyanhydridy V minulosti byly polyanhydridy vyvinuty v textilním průmyslu během první poloviny 20. století jako alternativní vlákna. 36,37 Avšak moderní polyanhydridy, které se nyní zkoumají pro distribuci léků, reprezentují zcela novou skupinu polymerů, která byla na rozdíl od polyesterů vyvinuta speciálně pro biologicky odbouratelné aplikace. Tyto polyanhydridy byly speciálně vytvořeny pro výrobu léčivých přípravků s povrchovou erozí. Anhydridové vazby těchto polymerů jsou obecně více hydrolyticky nestálé než polyesterové vazby. Aby se dosáhlo mechanismu povrchové eroze, vyrábí se polymery z velmi hydrofobních monomerů, aby se minimalizovalo pronikání vody do materiálu preparátu. Tím se hydrolýza nestálých anhydridových vazeb omezí pouze na vnější povrch polymerového preparátu. Na přípravu polyanhydridových polymerů s povrchovou erozí bylo použito široké spektrum alifatických a aromatických monomerů. Alifatické polyanhydridy se vyrábějí z dikarboxylových kyselin, jako je kyselina adipová, dodekanová a fumarová. Polymery s vyšší hydrofobicitou mohou být připraveny z aromatických monomerů, jako je kyselina ftalová a různé karboxyfenoxyalkany Polyorthoestery Od roku 1970 se pracuje na vývoji několika polyorthoesterů s cílem zhotovit biologicky odbouratelné polymery s povrchovou erozí speciálně pro uvolňování léčiv. První hydrolyticky nestálé polyorthoestery byly vytvořeny polykondenzací diolu (HD, CHDM) s orthoesterem (DETHF)

20 Syntetické biochemicky absorbovatelné polymery Do 60. let dominovaly na poli absorpčních polymerů chirurgické produkty na kolagenové bázi. Avšak několik nežádoucích vlastností spojených s přírodním původem těchto produktů motivoval oblast zdravotnictví k vyvinutí syntetických vstřebatelných polymerů s lepšími vlastnostmi. V posledních dvou desetiletích byly zavedeny čtyři hlavní syntetické bioabsorpční polymery. Jsou to PGA, PLG, PDS a kopolymery polytrimethylen karbonátu a glykolidu Další formy laktid-laktid-glykolidových kopolymerů a jejich směsí byly změněny na absorbovatelné. 45,46 Syntetické bioabsorpční polymery, které nejsou vyrobeny převážně z glykolidu, laktidu nebo p-dioxanonu, byly popsány v patentové literatuře. 27,47-50 Dominantní mezi těmito polymery jsou polyoxaláty 27,49,50, poly(karbalkoxyalkyl-2-kyanoakryláty) 51, polyanhydridy 52,53 a absorpční organokovové nebo anorganické polymery jako polyfosfazeny. 54 Tyto polymery byly označeny jako vhodné pro výrobu chirurgických implantátů a povrchových lubrikantů Absorpční gelové polymery a jejich použití jako nosiče Rostoucí zájem o vyvinutí absorpčních chirurgických produktů, které degradují v biologickém prostředí na bezpečné vedlejší produkty a nezanechávají na místě aplikace žádnou zbytkovou hmotu 55-61, byl záminkou pro hledání nových absorpčních gelů. 62 Byl popsán zcela nový gel, založený na absorpčních kopolymerech, které se po hydrataci mění na hydrogely, které jsou stabilizovány vazbami hydrofilní polyesterové složky, vyrobené z polyethylenu. Polyesterová složka je vyrobená z bezpečných polymerů, jako je p-dioxanon, ε-kaprolakton, laktid a jejich směsi. 63 Nový hydrogel nevyžaduje užití rozpouštědel. Dříve známé systémy jsou pevné implantáty, které mohou vyvolat mechanickou inkompatibilitu a potíže u pacienta. 62 Použití absorpčních gelů může vést k jedněm z nejdůležitějších uplatnění absorpčních polymerů ve farmaceutickém a biomedicínckém průmyslu. Mezi poslední aktivity v této oblasti patří aplikace gelů v: 1) periodontální aplikace antibiotik; 2) antibiotické formule 20

21 na osteomyelitidu; 3) intraokulární distribuce léku; 4) léčení ran a krvácení; 5) řízení uvolňování inzulínu; 6) intravaginální řízená distribuce misoprostolu; a 7) zacelení mikroporézních cévních implantátů Polyestery alifatických hydroxykyselin Metody syntézy Polymerace PLA vyžaduje monomer vysoké čistoty. Nečistoty zasahují do běhu reakce a snižují kvalitu polymeru. Funkční skupiny (hydroxyl, karboxyl, voda) mohou být považovány za nečistoty. 64 Hydroxylové nečistoty působí v průběhu reakcí jako přenašeče řetězců a způsobují transesterifikaci. Karboxylové nečistoty způsobují deaktivaci reakce tvořením komplexu s katalyzátorem a redukují rychlost polymerace. Neprokazuje to ale žádný významný efekt na molekulovou hmotnost finálního polymeru. Obecně existují čtyři metody používané pro syntézu PLA Přímá polykondenzační reakce Kyselina mléčná je polymerizována za přítomnosti katalyzátoru a sníženého tlaku. Získaný polymer má nízkou molekulovou hmotnost, protože je těžké kompletně odstranit vodu z vysoce viskózní reakční směsi. Polymer o nízké molekulové hmotnosti je hlavní nevýhoda přímé polykondenzační reakce a omezuje to jeho použití. Navíc stereoregularita během průběhu polymerace nemůže být regulována. Polymer tak má horší mechanické vlastnosti. Tato metoda je použitelná pouze, jestliže je požadován polymer s nízkou molekulovou hmotností. Polymer o vysoké molekulové hmotnosti může být získán použitím vazebných skupin v řetězci. Samotná kondenzace kyseliny mléčné má za následek nízkomolekulární polymer s ekvimolární koncentrací hydroxylových a karboxylových koncových skupin. Vazebné skupiny přednostně reagují buď s hydroxylovými nebo karboxylovými koncovými skupinami polymeru. Koncový hydroxyl PLA může být syntetizován polymerací kyseliny mléčné v přítomnosti malého množství bi/multi-funkčních hydroxylových sloučenin (2-butan- 21

22 1,4-diol, glycerol nebo 1,4-butandiol), které zastupují preferenční hydroxylové koncové skupiny. Stejná představa může být použita na syntézu PLA ukončenou karboxylem, za použití bi/multi-funkčních karboxylových kyselin (maleinová, jantarová nebo adipová), vedoucí k polymeru se všemi koncovými karboxylovými skupinami Polymerace za otevření kruhu Tato metoda je obvykle používána pro syntézu polymeru o vysoké molekulové hmotnosti s vysokým stupněm stereoregularity. Touto metodou může být připraven polylaktid z příslušných cyklických dimerů. Laktid je připravovám tepelným štěpením nízkomolekulárních oligomerů PLA za vysoké teploty a nízkého tlaku v přítomnosti katalyzátoru. Surový laktid obsahuje nečistoty, jako je voda, kyselina mléčná a oligomery. Tyto nečistoty mohou zasahovat do polymerační reakce a vést k formulaci polymeru s nízkou molekulovou hmotností a vysokým stupněm racemizace. Polymeraci za otevření kruhu můžeme rozdělit na několik typů: aniontové polymerace, kationtové polymerace a mechanismy koordinačního vložení. 68, Fyzikální vlastnosti roztoků polymerů Viskozita roztoků Roztoky polymerů rozpustných ve vodě, např. PVA, jsou obecně velmi zředěné a mohou se projevovat významně thixotropně. 70 Viskozita vodných roztoků PVA vzrůstá s molekulovou hmotností a koncentrací. Závislost viskozity roztoku na stupni polymerace, koncentraci, hydrolýze a teplotě je uvedena na obr. A,B. 71,72 Viskozita klesá s rostoucí teplotou a je přímo úměrná stupni polymerace (obr. A). Stupeň polymerace a koncentrace mají silnější účinek na viskozitu než teplota a stupeň hydrolýzy (obr. A, B). Tento výsledek ukazuje na to, že vodíkové vazeby jsou ovlivněny více stupněm polymerace a koncentrací. Teplota a procento hydrolýzy mají slabší účinek na viskozitu roztoku

23 Obr. A: Viskozita roztoku jako funkce teploty. A, DP = 2200; B, DP = 1500; C, DP = 550; D, DP = Obr. B: Viskozita roztoku při 60 C jako funkce koncentrace

24 Povrchové napětí roztoků polymerů Přídavek mnoha hydrofilních polymerů, např. PVA do vody efektivně snižuje povrchové napětí. 71 Povrchové napětí klesá s rostoucí koncentrací PVA. Povrchové napětí vodného roztoku PVA se mění s molekulovou hmotností nebo stupněm polymerace, procentem hydrolýzy a koncentrací. 71 Při konstantním stupni polymerace povrchové napětí vzrůstá s rostoucí úrovní hydrolýzy. Podobně při konstantní úrovni hydrolýzy povrchové napětí vzrůstá se stupněm polymerace. 73,74 Přísady v roztoku mohou změnit hodnoty povrchového napětí. Přidávání NaCl do roztoku polymeru zvyšuje povrchovou aktivitu. Povrchové napětí vodného roztoku PVA klesá významně s rostoucí koncentrací NaCl Chemické vlastnosti degradace Kyselina polymléčná (PLA) je ve vodě nerozpustná, jestliže je její molekulová hmotnost dostatečně vysoká. Ale když je PLA podrobena degradaci, voda penetruje do polymerní matrice a hydrolýza esterových skupin probíhá přednostně napadáním chemických vazeb v amorfní fázi. Dlouhé polymerní řetězce se mění na kratší a nakonec až na nízkomolekulární ve vodě rozpustné oligomery a monomery. 75 Vodou rozpustné oligomery tak unikají z matrice do okolního vodného prostředí. Mechanismy hydrolýzy a chování PLA jsou ovlivněny počtem faktorů, zahrnujících materiály a hydrolytická prostředí. V polylaktidech závisí difúzní koeficient rozpustných oligomerů v první řadě na faktorech, jako je molární hmotnost, stupeň bobtnání matrice, makromolekulární konformace, rigidita, chemická struktura, stereochemie, pohyblivost řetězce a krystalinita. Krystalická oblast je více rezistentní k degradaci než amorfní. Hydrofobní a hydrofilní charakter polymerního řetězce nápadně ovlivňuje biodegradační proces

25 Využití PLA v technologii PLA je biodegradabilní termoplast a pro jeho dobré mechanické vlastnosti, biodegradabilitu a netoxické degradační produkty, je používán v mnoha biomedicínckých aplikacích. S příchodem molekulární biologie, mohly být proteiny vyrobeny synteticky a vloženy do buněk. PLA a její kopolymery se používají v aplikacích jako jsou systémy uvolňující léčivo, proteinová enkapsulace, vývoj mikrosfér a hydrogely. 77 PLA může být použita jako biodegradabilní vláknitý materiál pro lékařské aplikace, ortopedické šrouby, atd. Komerčně dostupné prostředky jsou BioScerw, PHUSILINE a SYSORB ; BIOFIX a PL-FIX. Další biomedicíncké aplikace PLA zahrnují biokompozitní materiál, švy, protézy, atd. Nízkomolekulární PLA je používána v tkáňovém inženýrství

26 2. Cíl práce V rámci vlastností biodegradabilních polyesterů a oligoesterů alifatických kyselin s větvenou konstitucí molekul relevantních při formulaci potenciálních léků bylo cílem změřit viskozitu a mezipovrchovou aktivitu řady roztoků těchto sloučenin v chloroformu. Roztoky těchto nosičů léčiv s různými parametry molekulové hmotnosti a s různým stupněm větvení měly mít koncentraci, která je adekvátní běžným postupům přípravy mikročástic a nanočástic dispergační emulzní metodou. Z naměřených dat bylo záměrem vyvozovat na výhodnost nebo nevýhodnost některých typů nosičů a jejich koncentrace při přípravě částicových systémů z hlediska co nejnižších hodnot viskozity a mezipovrchového napětí. Dalším cílem bylo pokusit se naměřená data dát do souvislostí s některými strukturálními rysy, jako je stupeň větvení nebo polydisperzita stupně větvení jednotlivých zástupců ve studovaném souboru biodegradabilních nosičů. 26

27 3. Experimentální část 3.1. Použité přístroje Digitální váhy KERN N (max. 400 g, d = 0,01 g) Digitální váhy KERN (max g, d = 1 g) Digitální stopky DS 35 PRAGOTRON Tenziometr KRÜSS K100 Ubelohdeho viskozimetr U-0a-0,46-ČSN , K = 0, Ubelohdeho viskozimetr U-0a-0,46-ČSN , K = 0, Použité suroviny Destilovaná voda (FaF UK Hradec Králové) Chloroform p.a stabilizovaný ~ 1% ethylalkoholu (Penta ) Oligoesterové nosiče - ternální směsi složené z ekvimolárního podílu kyseliny DL-mléčné a kyseliny glykolové doplněné mannitolem, pentaerytritolem, dipentaerytritolem nebo tripentaerytritolem v koncentraci 1, 3 nebo 5 % (připraveny na katedře farmaceutické technologie FaF UK; jejich charakteristika je uvedena v Tab. č. 0) 27

28 Tab. č. 0: Charakteristiky použitých nosičů NOSIČ M n M w MP Mz Mz+1 M w /M n T g (ºC) PLGA 5/ ,23 17,0 PLGA 3/ ,32 23,4 M ,5 23,7 P ,86 26,6 P ,14 22,2 P ,68 12,7 D ,81 16,1 D ,5 27,3 D ,2 16,3 T ,18 25,3 T ,97 21,7 T ,84 17,2 PLGA.kopolymer kyseliny mléčné a glykolové M mannitol P.pentaerytritol D dipentaerytritol T.tripentaerytrtol M n...číselně střední molekulová hmotnost M w..hmotnostně střední molekulová hmotnost MP..charakteristika v místě píku Mz...molekulová hmotnost velkých molekul Mz+1...molekulová hmotnost extrémně velkých molekul M w /M n stupeň polydisperzity T g teplota skelného přechodu Molekulové hmotnosti stanoveny metodou CPC-MALLS, hodnota T g metodou DSC. 28

29 3.3. Metodika přípravy Byly připraveny roztoky polymerů, změřeno jejich mezipovrchové napětí a dynamická viskozita Příprava roztoků polymerů Připravili jsme tři sady roztoků polymerů o 1%, 3% a 5% koncentraci. Pro přípravu 1% a 3% roztoků jsme použili polymery T3, M3, D5, D3, P3, T5 a PLGA 5/5. U 5% roztoků jsme použili navíc ještě polymery PLGA 3/7, D1, T1, P1 a P5. 1% roztoky: navážili jsme 2,00 g příslušného polymeru a přidali 196 g chloroformu 3% roztoky: navážili jsme 6,00 g příslušného polymeru a přidali 194 g chloroformu 5% roztoky: navážili jsme 10,00 g příslušného polymeru a přidali 190 g chloroformu Za obného protřepání jsme nechali polymer rozpustit. Vzniklý produkt jsme rozdělili na dvě části: První vzorek jsme použili na změření dynamické viskozity a u druhého vzorku jsme zjišťovali mezipovrchové napětí oproti vodě nasycené chloroformem Měření kinematické viskozity Stanovení viskozity jsme prováděli kapilárním viskozimetrem Ubbelohdeho typu 0A s konstantou viskozimetru 0,003 mm 2.s -2. Viskozita se stanovuje při teplotě (20 ± 0,1) ºC, proto jsme měření prováděli ve vodní lázni temperované na tuto teplotu. Viskozimetr jsme naplnili roztokem polymeru. Ponořili jsme ho ve svislé poloze do vodní lázně a nechali jsme zkoušenou kapalinu 30 minut temperovat. Poté jsme kapalinu ve viskozimetru nasáli stříkačkou nad horní rysku viskozimetru a měřili jsme potřebný k tomu, aby hladina kapaliny klesla od jedné rysky ke druhé. Čas jsme měřili stopkami s přesností na jednu pětinu sekundy. Z naměřených hodnot jsme vypočítali kinematickou viskozitu podle vzorce ν = k.t 29

30 kde k je konstanta viskozimetru a t je doba průtoku zkoušené kapaliny v sekundách. Každý vzorek jsme měřili dvakrát Měření mezipovrchového napětí Měřili jsme mezipovrchové napětí roztoků polymerů v chloroformu oproti vodě. Při měření mezifázového napětí je jedna fáze vždy mírně rozpustná ve druhé fázi. Proto by měla být každá z kapalin nasycena druhou kapalinou. Pro měření jsme proto použili roztok chloroformu ve vodě: cca 1% aqua chloroformiata: do 3 l vody jsme přidali cca 50 g chloroformu; roztok jsme intenzivně protřepali a obě fáze jsme nechali 24 hodin ustálit; poté jsme odebírali horní vodnou vrstvu pro měření mezipovrchového napětí Měření jsme prováděli na přístroji Krüss 100. Zvolili jsme metodu měření destičkou. Destička je vyrobena ze zdrsněné platiny. Před vlastním měřením jsme v počítači zadali parametry těžší a lehčí fáze. V našem případě těžší fázi představoval roztok polymeru v chloroformu a lehčí byla voda sycená chloroformem. Měření mezifázového napětí se provádělo ve dvou krocích. Platinovou destičku jsme nejdříve vytárovali v lehčí fázi. Misku o průměru 70 mm jsme naplnili vodnou fází tak, aby destička byla zcela ponořena (minimální požadovaná hloubka je 13 mm). Provedli jsme měření s vodnou fází. Poté jsme destičku i misku vyžíhali nad plamenem propan butanu, aby byly odstraněny všechny nečistoty. V dalším kroku jsme do misky nalili těžší fázi (roztok polymeru v chloroformu) a znovu jsme provedli měření. Po tomto měření jsme vzorek nechali v misce a vyžíhali jsme pouze platinovou destičku. Těžší fázi v misce jsme pak opatrně převrstvili pomocí pipety lehčí vodnou fází. Převrstvení probíhalo pomalu, kapalinu z pipety jsme nechali stékat po stěnách misky, aby nedošlo ke smísení fází a porušení mezifázového rozhraní. Poté počítač provedl proměření samotného mezifázového napětí. Každý vzorek jsme měřili dvakrát. 30

31 4. Výsledky Tab. č. 1: Mezipovrchové napětí polymeru T3 v 1% roztoku oproti vodě při teplotě 23,7 ºC (měření č. 1) a 23,3 ºC (měření č. 2) číslo T3-1%-A síla napětí T3-1%-B síla měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,03 0, ,3445 1,03 0, , ,02 0, ,7346 7,04 0,608 15, ,04 0, , ,03 0, , ,04 0,657 16, ,03 0, , ,05 0, , ,14 0, , ,02 0, ,076 34,03 0,556 13, ,02 0, , ,15 0, , ,08 0, , ,03 0, , ,04 0, , ,04 0, , ,02 0, , ,03 0, ,4658 napětí Tab. č. 2: Mezipovrchové napětí polymeru M3 v1% roztoku oproti vodě při teplotě 23,3 ºC (měření č. 1) a 23,3 ºC (měření č. 2) číslo M3-1%-A síla napětí M3-1%-B síla měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,03 0, ,1736 1,02 0, , ,04 0,608 15,1246 7,03 0, , ,03 0, , ,1 0, , ,03 0, ,222 21,04 0, , ,14 0, , ,02 0, , ,03 0,556 13, ,03 0, , ,15 0, , ,15 0, , ,03 0, , ,03 0, , ,04 0, ,539 54,04 0, , ,03 0, , ,03 0, ,0267 napětí 31

32 Tab. č. 3: Mezipovrchové napětí polymeru D5 v 1% roztoku oproti vodě při teplotě 21,5 ºC (měření č. 1) a 23,1 ºC (měření č. 2) číslo D5-1%-A síla napětí D5-1%-B síla měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,02 0,2667 6,6353 1,03 0,3423 8, ,08 0,2667 6,6353 7,03 0,3403 8, ,09 0,2667 6, ,03 0,3373 8, ,02 0,2638 6, ,03 0,3315 8, ,05 0,2638 6, ,13 0,3266 8, ,02 0,2609 6, ,06 0,3236 8, ,02 0,2599 6, ,06 0,3197 7, ,02 0,2579 6, ,03 0,3168 7, ,12 0,2579 6, ,03 0,3128 7, ,02 0,2569 6, ,03 0,3109 7,7331 napětí Tab. č. 4: Mezipovrchové napětí polymeru D3 v 1% roztoku oproti vodě při teplotě 21,8 ºC (měření č. 1) a 22,7 ºC (měření č. 2) číslo D3-1%-A síla napětí D3-1%-B síla měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,02 0, ,4661 1,03 0, , ,06 0, ,466 7,02 0, , ,02 0, , ,19 0, , ,07 0, , ,02 0, , ,06 0,558 13, ,15 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,05 0, , ,02 0, , ,12 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,03 0,66 16, ,02 0, , ,02 0,658 16,3687 napětí 32

33 Tab. č. 5: Mezipovrchové napětí polymeru P3 v 1% roztoku oproti vodě při teplotě 22,3 ºC (měření č. 1) a 23,0 ºC (měření č. 2) číslo P3-1%-A síla napětí P3-1%-B síla měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,02 0, ,8075 1,02 0, , ,02 0, ,6855 7,04 0, , ,04 0, , ,05 0, , ,03 0, ,466 21,03 0, , ,16 0, , ,19 0, , ,02 0, , ,09 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,14 0, ,222 47,02 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,03 0, , ,02 0, ,1494 napětí Tab. č. 6: Mezipovrchové napětí polymeru T5 v 1% roztoku oproti vodě při teplotě 22,4 ºC (měření č. 1) a 23,1 ºC (měření č. 2) číslo T5-1%-A síla napětí T5-1%-B síla měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,03 0, ,5879 1,03 0, , ,1 0, ,7829 7,18 0, , ,03 0, , ,13 0,556 13, ,03 0, , ,04 0, , ,03 0, , ,16 0, , ,03 0, , ,03 0, , ,03 0, , ,03 0, , ,03 0, , ,03 0, , ,04 0, ,295 54,03 0, , ,03 0, ,295 60,03 0, ,5878 napětí 33

34 Tab. č. 7: Mezipovrchové napětí polymeru PLGA 5/5 v 1% roztoku oproti vodě při teplotě 23,4 ºC (měření č. 1) a 23,1 ºC (měření č. 2) číslo PLGA 5/5-1%-A síla napětí PLGA 5/5-1%-B síla napětí měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,02 0, ,7838 1,02 0,661 16, ,14 0, ,5398 7,03 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,03 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,08 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,07 0, , ,07 0, , ,02 0, , ,07 0, , ,04 0, , ,02 0, , ,05 0,711 17,686 60,02 0, ,2466 Tab. č. 8: Mezipovrchové napětí polymeru T3 v 3% roztoku oproti vodě při teplotě 25,7 ºC (měření č. 1) a 23,5 ºC (měření č. 2) číslo T3-3%-A síla napětí T3-3%-B síla měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,02 0, ,0514 1,02 0, , ,11 0, ,0269 7,14 0, , ,02 0, , ,02 0,506 12, ,03 0, , ,04 0, , ,17 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,11 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,14 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,02 0, , ,06 0, ,5874 napětí 34

35 Tab. č. 9: Mezipovrchové napětí polymeru M3 v 3% roztoku oproti vodě při teplotě 25,5 ºC (měření č. 1) a 25,9 ºC (měření č. 2) číslo M3-3%-A síla napětí M3-3%-B síla měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,03 0,3197 7,9526 1,02 0, , ,09 0,302 7,5135 7,13 0,406 10, ,11 0,3011 7, ,21 0, , ,03 0,3011 7, ,02 0,4011 9, ,15 0,3011 7, ,11 0,3991 9, ,09 0,3001 7, ,02 0,3981 9, ,08 0,2991 7, ,02 0,3972 9, ,03 0,2991 7, ,02 0,3962 9, ,03 0,3001 7, ,2 0,3952 9, ,03 0,3001 7, ,02 0,3942 9,8066 napětí Tab. č. 10: Mezipovrchové napětí polymeru D5 v 3% roztoku oproti vodě při teplotě 26,2 ºC (měření č. 1) a 24,1 ºC (měření č. 2) číslo D5-3%-A síla napětí D5-3%-B síla měření [s] [mn] [mn/m] [s] [mn] [mn/m] 1 1,02 0,2383 5,9279 1,02 0,1736 4, ,06 0,2432 6,0498 7,02 0,1697 4, ,02 0,2461 6,123 14,02 0,1687 4, ,23 0,2471 6, ,05 0,1657 4, ,02 0,2481 6, ,05 0,1648 4, ,12 0,2481 6, ,02 0,1648 4, ,04 0,2481 6, ,02 0,1638 4, ,03 0,2491 6, ,16 0,1638 4, ,02 0,2471 6, ,02 0,1618 4, ,04 0,2481 6, ,02 0,1628 4,0495 napětí 35