Seminární práce Předmět: Biokompatibilní materiály Kniha: Bioceramics: Properties, Characterizations, and Applications Joon Park, University of Iowa, Biomedical and mechanical engeneering, Iowa city, IA 52242 1414, USA Kapitoly: 12. 3. COMPOSITE SCAFFOLDS (Kompozitové stavební struktury) 12. 4. FABRICATION OF BONE SCAFFOLDS (Výroba stavební struktury kosti) Strany: 274-284 Vypracovala: Alena Soumarová Dne: 12. 4. 2011
12. 3. Kompozitové struktury (stavební struktury) Stavební struktury jsou nutné pro tkáňové inženýrství při pěstování buněk in vitro a in vivo [64,92,107,132]. Jsou vyrobeny ze vstřebatelných (bioabsorpčních nebo odbouratelných) polymerů Obrázek 12.22. Mikrostruktury uhlovodíků uložené ve fluidním loži. (A) granulovaný uhlík se zřetelnými růstovými vlastnostmi. (B) Izotropní uhlík bez růstových vlastností. Oba pod polarizovaným světlem, 240x. Přetištěno se svolením [16]. Copyright 1972, Marcel Dekker. (C) umělé srdce, Robert K. Jarvik, 1982, ilustrace. Upravený Smithsonian Visual Timeline of Invention, Národní muzeum americké historie, s. 60, Smithsonian Institute, 1994. a jejich kompozitů s keramikou (převážně HA). Stavební struktura by měla mít vlastnosti podobné jako spongiózní struktura kosti (viz obr. 12.14.): (1), měla by mít póry a propojovací chodby, (2) velikost pórů by měla být dost velké na to, aby se v nich mohla usadit buňka (osteony), (3) její produkty rozkladu by neměly mít žádné škodlivé účinky na funkci buňky a buněčného životního prostředí a (4) rychlost rozkladu by měla odpovídat výši regenerace buněk in vitro a in vivo. Tabulka 12. 12 ukazuje výčet aplikací stavebních struktur v tkáňovém inženýrství; tabulka 12. 13 uvádí příklady matic, buněk a regulátorů užívaných v tkáňovém inženýrství a tabulka 12. 14 ukazuje
strukturální faktory vztahující se k biodegradaci řízené polymerem. Degradovatelnost (rozložitelnost) takové keramiky jako jsou sloučeniny fosforečnanu vápenatého ve spojení s biologicky degradovatelnými Tabulka 12.11. Vlastnosti Carbonem zesílené UHMWPE Přetištěno se svolením [136]. Copyright c 1973, Wiley. Obrázek 12.23. Histologický pohled na tkáň psí kůže přiléhající k perkutánnímu zařízení z hydroxyapatitu a silikonové pryže, 3 měsíce po implantaci. Poznámka: malá epidermální vrstva dole na implantátu HA, což naznačuje další příznivé tkáňové reakce (100x zvětšeno). Přetištěno se svolením [6]. Copyright c 1987, Kluwer Academic. polymery není známá. Lepší pochopení režimu, kinetiky a dynamiky biologického rozkladu keramicko - polymerních kompozitů, s ohledem na velikost pórů a distribuci, by umožnilo výrobu větších a lepších stavebních struktur. Vedlejší produkty rozkladu je třeba pečlivě prostudovat, protože mohou ovlivnit funkci buněk. Čtenáři je doporučeno, aby si prostudoval teorii v kapitole o tkáňovém inženýrství kosti [str. 74]. Alvis a jeho kolegové *5+ publikují osteoindukci kolagenu minerálních materiálů v kombinaci s autologní kostní dření v podkoží testovaných potkanů. Další skupina pak publikovala indukované heterotopické osteogenese v porézní keramice dřeně *115+.
Kromě toho, jak již bylo uvedeno dříve, má HA široké využití při regeneraci kostí [51,66,67,116,128,144,156]. Tabulka 12.12. Některé aplikace Tkáňové inženýrství Aplikace Produkce buněk Extra tělesná zařízení (umělé orgány) Růst a obnova tkání in - situ Implantabilní prostředky Příklady in - vivo produkované buňky kostního morku Umělá játra Regenerace nervů Umělá kůže Kosti a chrupavky Krevní cévy Endotherializální cévní štěp Kostní a chrupavkové implantáty Umělé ostrůvky pankreatu Regeneraci pokožky (šablony) Upraveno s povolením *46+. Copyright c 1991, Butterworth - Heinemann ve sdružení se společností Biologicko - inženýrskou. Poměr mezi charakteristickou časovou konstantou pro biodegradaci podkladu implantátu v místě tkáně (t b ) a časovou konstantou pro syntézu nových tkání uvnitř implantátu (t h ) je označován jako O(1): Pokud je tento poměr blízký jedné, může substrát sloužit svému účelu správně. Dalším důležitým aspektem podkladového materiálu je hloubka, ve které buňky mohou přijímat adekvátní výživu difúzí. To může být kvantifikováno, pokud jde o kritické vzdálenosti l c, pro které buňka nemůže migrovat výživu od místa jejího zdroje. Tento výpočet lze provést pomocí hodnoty lifeline S, které je nekonečně malé. Hodnota S vyjadřuje relativní význam reakcí, které spotřebovávají a šíří živiny. Difúzní délka l je vzdálenost, na níž jsou živiny rozptýleny ve tkáni. Míra spotřeby živin je r (mol/cm3/s), difuzivita živin v médiu implantátu je D (moles/cm2/s) a koncentrace živin u povrchu, nebo těsně pod povrchem implantátu je c 0 (mol/cm3): Když se S blíží k 1, l přibližně odpovídá l c. Za těchto podmínek buňky migrují z tkání hostitele do implantované šablony bez vyšší koncentrace živin, než je dodávána difúzí. Proto rovnice. (12.7) lze použít pro výpočet tloušťky (pro koncentraci odpovídající polovině maximální koncentrace živin) implantátu, pro který buňky vyžadují přítomnost kapilár pro adekvátní dopravu živin. I když tyto rovnice byly vyvinuty s požadavkem na regeneraci pokožky na šabloně, můžou být použity při analýze
příkladů buněčné migrace a vývoji růstu šablony (např. nervová migrace a růst kolenního menisku) [92]. Tabulka 12.13. Příklady Matic, buněk a regulátorů použitých v tkáňovém inženýrství A. Matice (porézní struktury) a. Absorbovatelné 1. Přírodní polymery Kolagen (typ I, II, III, IV) Kolagen-glykosaminoglykan kopolymer Fibrin Poly (hydroxybutylen), PHB Poly (hydroxyvalerická kyselina), PHV Alginát sodný Chitin a chitosan 2. Syntetické polymery Kyselina polymléčná Kyseliny polyglykolová Poly (ε-kaprolakton) Ployanhydrid Poly (ortho estery) 3. Kompozity Částice kosti / přírodní nebo syntetické polymery 4. Přírodní minerály Anorganické kosti (lidské a hovězí) Přepracované kosti (celé) Anorganické minerály Hydroxyapatit * b. Neabsorbovatelné 1. Syntetické polymery Polytetrafluorethylen 2. Syntetické keramiky Hydroxyapatitu (syntetického nebo přírodního) Fosforečnan vápenatý (mono-, di-, tri-, tetra a CaP) Sklokeramika (BioglassR) Síran vápenatý (sádra) B. Buňky a. Autologní buňky parenchymu b. Alogenní buňky parenchymu c. Stromální kmenové buňky kostní dřeně C. Rozpustné regulátory a. Růstové faktory (polypeptid mitogenu) b. Diferenciační faktory (např. kostní morfogenetické proteiny) Upravené s povolením [139]. Copyright c 1999, kvintesence Publishing.
Existují tři základní mechanismy chemické degradace biopolymerů, jak je znázorněno na obrázku 12.24. Všechny mechanismy zahrnují přeměny vodné nerozpustné složky na vodnou rozpustnou složku. Štěpením můstků mezi řetězci vodou rozpustných polymerů Tabulka 12.14. Strukturální faktory, které řídí biologické degradace polymerů Faktory Molekulární struktura Krystalický / agregátní stav Ovládání Chemické vazby hlavního řetězce, boční a funkční skupiny, Polymerová směs, zpracování, kopolymerizace Hromadné stavy Vlákno, film, kompozit Stav povrchu prostor Velikost pórů, pórovitost, distribuce velikosti pórů Hydrofilní / hydrofobní rovnováha Kopolymerace, zavedení funkčních skupin Upraveno s povolením *46+. Copyright c 1991, Butterworth-Heinemann ve sdružení se společností biologicko inženýrskou. Obrázek 12.24. Mechanismus chemické degradace polymerů. Přetištěno se svolením [83]. Copyright c 1996, Academic Press. (Mechanismus I), transformace nebo rozštěpení jedné strany skupin, což vede ke vzniku polárních nebo stranově značených skupin (mechanismus II), nebo štěpení vazeb hlavní struktury řetězce mezi opakujícími se jednotkami (Mechanismus lll). Fyzikální degradace polymerů zahrnuje povrchové nebo prostorové (volně ložené) procesy, někdy je použita jejich kombinace. Hromadný rozklad vyplývá ze skutečnosti, že absorpce vody je rychlejší než rychlost přeměny polymeru na vodou rozpustný materiál. Vzhledem k tomu, že hromadná degradace probíhá v celém objemu materiálu, ke konečnému zhroucení může dojít náhle. Hydrofilní polymery toto chování vykazují často. Hydrofobní polymery můžeme nechat degradovat nejprve na povrchu, při netknuté vnitřní struktuře (viz Obr. 12,25). Tento postup je snadnější pro kontrolu rychlosti povrchové degradace polymerů. Podrobnější informace o typech polymerů používaných v tkáňovém inženýrství jsou dostupné v literatuře *83, 120].
Obrázek 12.25. Schematické znázornění dvou typů degradace polymeru: prostorové / volně ložené (nahoře) a povrchové (Dole). Obrázek 12.26. Gradientní velikost pórů fibrinové houby. Velikosti pórů jsou (b) 76.3 ± 16,2 μm, (c) 100,7 ± 18,2 μm, (d) 182,0 ± 30,0 μm, (e) 221.3 ± 40,6 μm, (f) 260,3 ± 75,9 μm. Měřítkové čáry na obrázku jsou 10 mm (pro obr. a) a 0,5 mm (pro obr. B - f). Přetištěno se svolením *76]. Copyright c 2005, Butterworth-Heinemann. V barevné sekci naleznete tento obrázek v plných barvách (12.26a). Přírodní polymery (např. kolagen) jsou předmětem enzymatické degradace. Kolagen má jako implantabilní materiál určité nevýhody. Struktura a vlastnosti těchto přírodních kolagenových
materiálů tkáně jsou druhově specifické, a proto je obtížné získat jednotlivé suroviny (viz Obr. 12.26). Pokud jde o syntetické materiály, jelikož může imunogenní činnosti přetrvat i po rozsáhlém zpracování, může být obtížné naleznout adekvátní proces získávání surovin s jednotnými vlastnostmi. Metody zpracování jsou založeny na vytlačování taveniny, což vyžaduje zvýšené teploty. Některé přírodní biokompatibilní polymery jsou na tyto teploty strukturálně citlivé. Naproti tomu syntetické polymery, jako polyglykolové kyseliny, mají opačné vlastnosti. Jejich hlavní nevýhodou však je, že jejich degradované produkty nejsou tak kompatibilní, jako přírodní polymery, i když existují výjimky. Obrázek 12.27. Prototypy, vyrobené s použitím 3D Ink Jet Printing tiskárny, s různou porézností [(a) 61%, (b) 49%, (c) 48%, (d) 35%]. Poréznost odpovídá prasečím tkáním *běžně používaný čelistní kloub (TMJ); rekonstrukce zvířecího modelu]. Velikost 20 x 20 x 20 mm. Přetištěno s povolením [105]. Copyright c 2004, Elsevier Science. 12.4. Výroba stavební struktury kostní tkáně Existuje mnoho tradičních způsobů zhotovení kostní struktury (viz tabulka 12.15). Nevýhodou konvenčních výrobních technik je pracnost, časová náročnost a špatná reprodukovatelnost výrobního procesu. Kromě toho ještě nedostatečná pórovitost, nízká schopnost propojení a nedostatečné odstraňování rozpouštědla může mít za následek reziduální toxicitu nebo tenké stěny jednotlivých struktur. Jedna z novějších technik zhotovení kostní struktury je založena převážně na asistenci PC program Solid Freedom Fabrication (SFF). Další nové metody jsou předmětem výzkumů, včetně třídimenzionálního
Tabulka 12.15. Konvenční metody pro výrobu struktury kostní tkáně Metody Technika Typické výsledky Reference dosazení roztoků PLGA + Chloroform, za přidání Pórovitost závisí na možství roztoku, [134] (Solution casting) mathanolu který se rozpustí louhování částic v Přidáme částice soli do roztoku Pórovitost závisí na velikosti soli [112] rozpouštědle a vytvoří se homogenní suspenze. a její distribuce Po odpaření rozpouštědla je kompozit ponořen do vody, aby byla zbylá sůl rozpuštěna a odstraněna. Zbyde vytvořená porézní struktura Pěnění plynu Vystavíme nasycené CO2 vysokému Velikost pórů je od 100 do 500 μm, [113] tlaku, rapidně nám klesá jeho pouze 10-30 % je mezi sebou rozpustnost. Dochází k nucleaci propojeno. a růstu CO2 bublin. Vlákno - smyčka/ Jednotlivá oka vláken jsou zakotvena Woven 3D vzoru: následkem [40] Vlákno - lepidlo v HA, pak dochází k výluhu, nebo jsou silně propojené póry. Velká plocha (Fiber-mesh/ vypálení. pro mobilní připojení a rychlé šíření fiber-bonding) živin.obtížné kontrolovat pórovitost. Melt modelování Vyplňte formu práškem a mikrosférou, Velikosti pórů závisí na [145] teplo udržte nad Tg pro příslušný tlak, želatinové mikrosféře. dojde ke splynutí částic. Vylouhované mikrokuličky směřují k hladině. Krátká HA vlákna jsou pak do nich začleněna. Vymrazovací emulze K naší emulzi přidáme vodu, Pórovitost závisí na [152] suché mražení což způsobí tvorbu oleje. vodné fázi emulze Následuje hašení v tekutém N2, což znamená: mražení nasucho. Suché mražení Emulzi rozpusťte v kyselině Pórovitost závisí na disperzi [155] octové nebo benzenu. zmrzlé vody. Dále použijte mráz a suchý mráz. Přetištěno se svolením [131]. Copyright c 2003, Evropská články a materiály. tisku (Three Dimensional 3DP), stereolitografie (SLA), fuseddeposition modelování (FDM), a 3D vykreslování (3D Plotting, 3DP) [131]. Některé typické architektury jsou znázorněny na obrázku 12.27. Tabulka 12.16 uvádí keramicko - polymerní kompozity používané ve struktuře kosti a v tabulce 12.17 jsou prezentovány keramiky používané pro výrobu struktur. Hledání lepších typů struktur [1,82,110]. Společné pro všechny struktury může být významný účinek produktu rozkladu. Vedlejší produkty mohou být kyseliny např. PLA nebo PLGA, které mohou významně snížit ph kultivačního média. Degradace také snižuje pevnost struktur, která může zapříčinit nepříznivé účinky na buňky a tkáně a inhibovat proliferaci.
Tabulka 12.16. Keramicko polymerní kompozity pro výrobu kostní struktury HA = Hydroxyapatite; β-tcp = β -tricalcium phosphate; BG = bioslol (keramické sklo); PLA = poly(l - lactide); PLGA = poly(lactide-co-glycolide); S = slinutí; FD = suché mražení; LS = louhování soli, PS = fázová separace. Přetištěno se volením [131]. Tabulka 12.17. Keramiky používané pro výrobu kostní struktury POZN: Všechny jsou slinuté s výjimkou (*) HA: Hydroxyapatite, TCP: Tricalcium phosphate, CMP: Calcium metaphosphate, Sc: struktury/lešení, Bl: kvádr, Cy: Válec, Pt: Particle, Pl: Pellet, R: Rod, HMC: Human mandibular condyle. Přetištěno se svolením [76]. Některé z řešení těchto problémů začínají dosahovat předběžné výsledky *34,77+. Kromě toho, lepší pochopení vlastností struktury pomocí třídimenzionální techniky může vést k lepšímu návrhu takovýchto struktur [82]. Další důležitou otázkou je nalezení optimálních podmínek, za kterých bude materiál buněčné struktury interagovat z hlediska povrchu, chemických, mechanických a elektrických vlastností, což nám také může pomoct urychlit vývoj lepších struktur [57].
Příklad 12.8 Vypočítejte procentuální nárůst ploch, jestliže se změní jedna mikročástice (průměr 100 µm) na nanočástice (průměr 100 nm). Poměr celkových změn povrchu k objemu (kde n představuje nano a m mikrosféry) je: Tato 999x zvýšení plochy činí chování nanočástic odlišné od mikrosféry. Povrchová energie se také zvyšuje 999x. Hořčíkové světlo může být vytvořeno oxidací prášku skutečně spontánně. Mnohé z těchto nanočástice mají být uchovávány v inertní atmosféře nebo ve vakuu.