POLITECHNIKA SZCZECIŃSKA INSTYTUT POLIMERÓW ZAKŁAD BIOMATERIAŁÓW I TECHNOLOGII MIKROBIOLOGICZNYCH

Instrukcja do ćwiczeń laboratoryjnych z

BIOMATERIAŁY I BIOMIMETYKA

Mikroskopowa analiza jakościowa i ilościowa biomimetycznych warstw hydroksyapatytu (HAP)

Ćwiczenie opracowała:

mgr Magdalena Paturej

1. Cel ćwiczenia

Celem ćwiczenia jest przeprowadzenie analizy ilościowej i jakościowej biomimetycznych warstw hydroksyapatytu (HAP), powstałych na materiałach polimerowych i ich mieszankach zawierających ceramikę, za pomocą mikroskopu optycznego.

2. Wstęp teoretyczny

2.1. Symulowany roztwór fizjologiczny

SBF- symulowany płyn fizjologiczny

• Skład podobny do plazmy krwi człowieka

• Znane są różne rodzaje tego roztworu:

-SBF- w składzie różni się od plazmy zawartością Cl^- i HCO₃^- oraz posiada bufor Tris HCl

-jonowy SBF

-modyfikowany SBF

-ulepszony SBF o składzie chemicznym takim samym jak plazma, zawiera jednak bufor, którego w niej nie ma. Jest niestabilny i traci węglany, dlatego stosuje się go w zamkniętych pojemnikach

Tab 1. Składniki potrzebne do sporządzenia SBF

skład	zawartość(g/l)
NaCl	7.996
NaHCO3	0.350
KCl	0.224
K2HPO4* 3H2O	0.228
MgCl2* 6H2O	0.305
1N HCl	40ml (35-37ml)
CaCl2 * 2H2O	0.278
Na2SO4	0.071
(CH2OH)3CNH2	6.057

W 750 ml (800ml) wody rozpuścić sole, zbuforować do pH 7,25 przy pomocy 1N HCl w temperaturze 37 ⁰C, uzupełnić wodą do 1 litra.

2.2. Krystalizacja polimerów ze stopu

2.2.1. Polimery krystaliczne

Makrocząsteczki łańcuchowe o dostatecznie regularnej budowie, podobnie jak substancje małocząsteczkowe, mogą tworzyć obszary krystaliczne o trójwymiarowym uporządkowaniu. Zdolność polimeru do krystalizacji zależy od chemicznej i geometrycznej budowy makrocząsteczki oraz od wielkości sił międzycząsteczkowych. Im prostsza i bardziej regularna jest budowa cząsteczek i im większe są siły międzycząsteczkowe, tym polimer łatwiej krystalizuje.

Polimery o budowie krystalicznej mają większą gęstość, sztywność i wyższą temperaturę mięknięcia w stosunku do polimerów bezpostaciowych i wykazują dużą wytrzymałość na rozciąganie. Od stopnia krystalizacji zależy plastyczność; im wyższa krystaliczność, tym polimer jest bardziej sztywny i mniej plastyczny. W procesie krystalizacji istotna jest ruchliwość atomów lub grup atomów. W przeciwieństwie do metali i związków małocząsteczkowych, w polimerach ruchliwość atomów tworzących łańcuch jest ograniczona. Każdy atom makrocząsteczki związany jest z sąsiednimi atomami i nie może poruszać się samodzielnie. Ponadto w stopie polimerowym charakteryzującym się dużą lepkością ruchliwość jest znacznie mniejsza niż w stopie metalicznym. Uwidacznia się to we wpływie przechłodzenia stopu na proces krystalizacji. Szybkie oziębienie stopu polimerowego do temperatury znacznie niższej od temperatury topnienia powoduje, że ruchliwość łańcuchów jest zbyt mała, żeby mogły one utworzyć obszary o maksymalnym uporządkowaniu, co prowadzi do częściowej tylko krystaliczności. Natomiast małe przechłodzenie stopu sprzyja powstawaniu struktur bardziej uporządkowanych.
Procesy krystalizacji polimerów prowadzą do powstawania układów metastabilnych (nierównowagowych), charakteryzujących się częściową krystalicznością. Zwiększenie ruchliwości łańcuchów podczas dalszego wygrzewania polimeru prowadzi do powstania struktur bardziej uporządkowanych. W odróżnieniu od metali, wygrzewanie polimerów powoduje większe zmiany krystaliczności. Nawet długie wygrzewanie nie prowadzi jednakże do całkowitej krystalizacji polimeru. Polimer krystaliczny, zgodnie z koncepcją dwufazowej budowy polimerów, oprócz pewnej ilości krystalitów (fazy stałej) zawiera jeszcze polimer amorficzny o charakterze cieczy. Konsekwencją powstawania układów częściowo krystalicznych (semikrystalicznych), w których poszczególne krystality mają różną wielkość i różny stopień doskonałości, jest złożona struktura tych polimerów.

Na pełną charakterystykę struktury krystalicznej polimerów składają się:
• budowa sieci przestrzennej krystalitów, tj. rodzaj i wielkość komórki elementarnej;
• wymiary krystalitów i innych form morfologicznych (sferolitów, fibryl);
• orientacja przestrzenna krystalitów;
• stopień krystaliczności polimeru, czyli ułamek wagowy, lub objętościowy fazy krystalicznej.

Schemat 1. Stan krystaliczny

2.2.2. Elementy struktury nadcząsteczkowej

Elementy struktury nadcząsteczkowej polimeru to: globule, fibryle, monokryształy, sferolity. Nieregularne łańcuchy polimerów amorficznych tworzą układy bardziej homogeniczne niż stereoregularne łańcuchy polimerów krystalicznych. Monokryształy można otrzymać przez krystalizację polimeru z rozcieńczonego roztworu (o stężeniu poniżej 0,1% obj.), a także, wyjątkowo, w postaci izolowanej, z niektórych stopów w temperaturze poniżej temperatury topnienia.
Na morfologię kryształów ma wpływ podłoże, na którym one nukleują. Wcześniej krystalizują frakcje o większej masie cząsteczkowej, a do przestrzeni pomiędzy powstającymi lamelami są wykluczane cząsteczki o mniejszej masie, które krystalizują w późniejszym czasie. Grubość monokryształu może być zwiększona, gdy krystalizacje prowadzi się w wyższej temperaturze (rośnie wykładniczo ze wzrostem temp). Kształt kryształu odzwierciedla typ komórki elementarnej, ale w dużym stopniu zależy od szybkości krystalizacji. Krystality w formie włókien (wydłużone) są nazywane fibrylami.
Podczas krystalizacji polimerów z roztworów stężonych i stopów nie istnieją warunki sprzyjające powstawaniu monokrystalicznych lamel. Wprawdzie wtedy także makro-cząsteczki składają się, tworząc lamele, ale nie są one idealnie rozwinięte. Po wyjściu często ze wspólnego zarodka nukleacji, tworzą one struktury polikrystaliczne - hedryty i sferolity.

Hedryty, zwane także aksjalitami, powstają podczas powolnej krystalizacji niektórych polimerów (poniżej temperatury topnienia). Mają one kształt wielościanów, a składają się z lamel rozchodzących się na zewnątrz od wspólnego odcinka prostej (osi) albo układających się równolegle na dwie strony wspólnej płaszczyzny, jak kartki dwóch książek złączonych grzbietami.

Sferolity są najbardziej powszechną formą, w jakiej krystalizują polimery ze stężonych

roztworów i stopów. Szybkość wzrostu sferolitów, w zależności od temperatury, wykazuje maksimum w temperaturze leżącej blisko środka pomiędzy temperaturą zeszklenia a temperaturą topnienia. Kształt granicy między dwoma sferolitami zależy od szybkości wzrostu sferolitów, położeń zarodków i czasów ich powstania. Do momentu wzajemnego zetknięcia się sferolity mają symetrię kulistą, a ich promień rośnie liniowo z czasem. Po wzajemnym zetknięciu się sferolity stają się wielościanami. Sferolit jest agregatem kryształów lamelarnych rozchodzących się promieniście, począwszy od zarodka, którym jest monokryształ. Morfologia sferolitu zależy od struktury makrocząsteczek polimeru oraz od warunków krystalizacji. Wielkość sferolitu jest, w najczęściej występującej nukleacji heterogenicznej, odwrotnie proporcjonalna do stężenia zarodków krystalizacji. W przemysłowych polimerach sferolity są małe, gdyż wzrost ich jest ograniczony dużą liczbą centrów nukleacji. Wewnętrzna morfologia sferolitu jest związana głównie z szybkością dyfuzji i krystalizacji. Podczas powolnej krystalizacji powstają sferolity doskonale rozwinięte, złożone z dużych lamel. Podczas krystalizacji przebiegającej w polu sił, np. podczas orientacji stopu, tworzą się kryształy anizotropowe (włókna). Ten typ krystalizacji występuje w praktyce podczas przędzenia lub formowania folii z roztworu lub stopu.

Schemat 2. Struktura sferolitu

2.2.3. Zdolność polimerów do krystalizacji

Zasadniczym warunkiem krystalizacji polimeru jest regularność budowy łańcucha. Jeżeli atomy w łańcuchu związane są tak, jak w liniowym polietylenie (-CH₂-CH₂-CH₂-), to możliwe jest regularne ułożenie atomów węgla i wodoru w sieć krystaliczną. Jednakże, gdy skład łańcucha polimerowego jest nieregularny lub łańcuch jest ataktyczny to regularność łańcucha jest mniejsza i krystaliczność niższa. Krystalizację ułatwia symetryczność podstawników. Obecność rozgałęzień w łańcuchu obniża zdolność do krystalizacji. Znaczenie ma także wielkość grup bocznych.

2.2.4. Stopień krystaliczności

Stopień krystaliczności (x) to stosunek masy części krystalicznej (m_k) polimeru do masy całkowitej (m_c).

Stopień amorficzności (y) to stosunek masy części amorficznej (m_a) polimeru do masy całkowitej (m_c).

Wraz ze wzrostem stopnia krystaliczności wzrasta:

• twardość

• gęstość

• odporność na ścieranie

• sztywność materiału

Wraz ze zmniejszaniem stopnia krystaliczności zwiększa się:

• rozszerzalność cieplna

• przezroczystość

• chłonność wody i innych rozpuszczalników

• wytrzymałość zmęczeniowa

• udarność (odporność na uderzenia)

2.2.5. Nukleacja i wzrost fazy krystalicznej

Krystalizacja jest to proces powstawania i wzrostu kryształów. Aby nastąpiła krystalizacja, muszą najpierw powstać pierwsze, bardzo małe kryształki. Krystalizacja w polimerach przebiega poprzez proces nukleacji, to jest powstawania termodynamicznie stabilnych zarodków oraz poprzez proces wzrostu fazy krystalicznej.
Nukleacja, inaczej zarodkowanie, to proces powstawania najmniejszych kryształów substancji rozpuszczonej, jakie są stabilne termodynamicznie w kontakcie z przesyconym roztworem macierzystym. Kryształy te noszą nazwę zarodków. Proces nukleacji jest jednorodny jeśli w stopie lub roztworze polimeru w chwili rozpoczęcia procesu nie ma żadnych zarodków krystalizacji. W nukleacji niejednorodnej krystalizacja zachodzi na domieszkach ciał obcych, pęcherzykach gazu oraz na granicach powierzchni, np. na ściankach naczynia. Jej przyczyną mogą być również oddziaływania zewnętrzne, np. elektryczne, magnetyczne czy mechaniczne. Jeśli natomiast proces nukleacji jest wywołany obecnością w stopie lub roztworze małych kryształów polimeru o identycznej budowie chemicznej, jak krystalizujący polimer, to proces taki nazywamy samozarodkowaniem lub samonukleacją.

Rozróżnia się także nukleację:

- pierwotną (oznacza powstawanie zarodków krystalicznych wewnątrz przechłodzonego stopu polimerowego lub roztworu polimeru

• wtórną - tworzenie się zarodków nowych na powierzchni innych, powstałych już wcześniej

• trzeciorzędową.

Wprowadzono także pojęcie nukleacji termicznej, zachodzącej w czasie, atermiczna przebiega zaś wówczas, gdy wszystkie zarodki powstają natychmiast, w tym samym czasie, po osiągnięciu temperatury krystalizacji.

Rozpatrując proces krystalizacji z termodynamicznego punktu widzenia możemy zapisać:

ΔG = G_kryształ - G_stop

Krystalizacja staje się możliwa, jeżeli ΔG (entalpia swobodna procesu krystalizacji) przyjmuje wartości ujemne.

Badania wykazały, że krystalizacja przebiega w temperaturze niższej niż temperatura topnienia, to znaczy przy przechłodzeniu stopu polimerowego. Kryształy rosną znacznie szybciej na powstałych wcześniej zarodkach niż równomiernie z całej bezpostaciowej fazy. Powstanie w procesie wzrostu dowolnego kryształu zapoczątkowane jest wcześniejszym powstaniem zarodka posiadającego dużą powierzchnię w stosunku do jego masy.
Zanim zarodek osiągnie rozmiary, dla których staje się termodynamicznie stabilny, przechodzi on przez stadium dodatnich wartości ΔG. Zarodki o rozmiarach mniejszych od r (krytycznego) są niestabilne. Te zaś, które osiągną wymiary krytyczne, stają się zarodkami pierwotnymi i mogą wzrastać ze zmniejszeniem entalpii swobodnej. Gdy ΔG < O stają się one zarodkami stabilnymi, na których będzie przebiegał wzrost kryształów. Początek krystalizacji związany jest zatem z przekroczeniem bariery entalpii swobodnej zarodkowania. Jest to możliwe w wyniku lokalnych fluktuacji i zmian w uporządkowaniu cząsteczek polimeru. Im większe powinny być rozmiary zarodka dla przekroczenia bariery entalpii swobodnej krystalizacji, tym dłużej trwa tworzenie się zarodków.
Ogólnie uważa się, że przyczyną powstawania zarodków są termiczne fluktuacje konformacyjne łańcuchów w stopie lub roztworze, prowadzące do ciągłego tworzenia się i rozpadania uporządkowanych ugrupowań cząsteczek lub częściej fragmentów cząsteczek.

Zarodki mogą przybierać różne kształty. Klasyczna teoria Gibbsa powstawania zarodków w czasie krystalizacji związków małocząsteczkowych zakładała tworzenie się zarodków kulistych. W polimerach natomiast powstające zarodki są asymetryczne, najczęściej przyjmują one kształty prostopadłościanów lub cylindrów. Z punktu widzenia konformacji łańcuchów wyróżnić można dwa rodzaje zarodków. Pierwszy, w którym łańcuchy są wyprostowane i wychodzą z zarodka, tworząc frędzle (teoria frędzlowa), oraz drugie, w których łańcuchy ulegają sfałdowaniu, a powstałe wstęgi przylegają do siebie powierzchniami bocznymi (teoria lamelarna). Maksimum szybkości nukleacji (N_max) występuje na ogół w temperaturze krystalizacji (T_k) równej 0,83 T_t - temperatury topnienia (rys. 2)

N_max dla T_k = 0,83 T_t

Wzrost fazy krystalicznej zachodzi po procesie nukleacji i kontrolowany jest giętkością łańcucha i jego ruchliwością w temperaturze krystalizacji. Krystalizacja zachodzi w obszarze temperatur pomiędzy temperaturą zeszklenia (T_g) a temperaturą topnienia (T_t) z określoną szybkością. Jeżeli proces krystalizacji prowadzimy w temperaturach bliższych T_g, wówczas ze względu na małą szybkość wzrostu fazy krystalicznej a dużą szybkość nukleacji, powstaje duża ilość drobnych krystalitów. Przeciwnie, krystalizując w temperaturach bliskich T_t, uzyskuje się małą ilość dużych krystalitów.

2.2.6. Efekty nukleacji polimerów

Głównym efektem nukleacji jest modyfikacja morfologii polimerów, prowadząca aż do zaniku sferolitów i tworzenia obszarów dowolnie ułożonych lamel (dla znacznych stężeń nukleantów). Innym jest zmiana układu krystalograficznego polimeru, jak to ma miejsce w przypadku polipropylenu izotaktycznego (IPP) oraz wzrost temperatury krystalizacji polimeru (wzrost ten może wynieść nawet do 20°C w stosunku do polimeru niepoddanego procesowi nukleacji). Nukleacja powoduje też zmniejszenie stopnia zamglenia i odpowiednio wzrost przezroczystości związany ze zwiększeniem przepuszczalności światła przez polimer. Drobnokrystaliczna struktura polimeru nukleowanego redukuje odbicia i absorpcję, a tym samym zwiększa przepuszczalność światła i zmniejsza stopień zamglenia. Nukleacja polepsza również właściwości mechaniczne polimeru - podwyższa wytrzymałość i sztywność produktu.
2.3. Bioceramika

Wśród nowoczesnych materiałów implantacyjnych szczególne miejsce zajmują tworzywa oparte o fosforany wapnia, a zwłaszcza bioceramika hydroksyapatytowa HAp- Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ oraz whitlochitowa -tworzywo
TCP-
Ca₃(PO₄)₂.

Hydroksyapatyt jest ortofosforanem wapnia o stosunku molowym Ca/P równym 1,667 zawierającym grupy wodorotlenowe (OH^-). Bioceramika hydroksyapatytowa z uwagi na swe chemiczne i mineralogiczne podobieństwo do substancji nieorganicznej kości i zębów, nie wykazuje po zaimplantowaniu żadnych efektów cytologicznych, ani rakotwórczych. Odznacza się natomiast duża biozgodnością, zarówno w stosunku do tkanek twardych jak i miękkich. Dzięki swej bioaktywności implanty hydroksyapatytowe mogą łączyć się bezpośrednio z kością. HAp jest materiałem osteokonduktywnym. Wiele badań klinicznych, popartych badaniami histologicznymi, potwierdza pełna biotolerancję i korzystne działanie HAp w procesie gojenia się i odbudowy kości oraz jego dużą zdolność do osteogenezy. Zaletami ceramiki hydroksyapatytowej są ponadto: wysoka czystość chemiczna, niezmienność w czasie sterylizacji, dobra akceptacja w organizmie. Wadami natomiast są niezadowalające parametry wytrzymałościowe i niska niezawodność wykonanych z niego implantów, co ograniczą zakres zastosowań HAp do miejsc nie przenoszących znacznych obciążeń mechanicznych.

2.3.1. Gęsta bioceramika HAp

Parametry gęstej ceramiki HAp zależą nie tylko od techniki formowania i spiekania próbek (temperatura maksymalna, szybkość jej wzrostu podczas podgrzewania i spadku podczas schładzania, czas i atmosfera), ale również od charakterystyki wyjściowych proszków. Istotny jest tu rozkład wielkości, stosunek molowy Ca/P, porowatość, kształt ziaren, trwałość tworzących się aglomeratów oraz rodzaj i ilość podstawień w strukturze hydroksyapatytu w wyjściowych prekursorach proszkowych.

Tab 2. Właściwości mechaniczne gęstej ceramiki HAp

Właściwości	Gęste tworzywo HAp	Porowate tworzywo HAp
Wytrzymałość na zginanie [MPa]	40-300^a) 38-250^b) 113-196^c) 200-1000^b)*	2-11^b)
Wytrzymałość na ściskanie [MPa]	300-900^a) 120-900^b) 308-509^d)	2-100^b)
Wytrzymałość na rozciąganie [MPa]	40-300^a) 38-300^b)	3^b)
Wytrzymałość na skręcanie[MPa]	50-76^d)	-
Krytyczna wartość intensywności naprężeń KIc [MPa*m^1/2]	0,6-1,0^a) 0,8-1,2^b) 0,69-1,16^c)	-
Energia pękania [J*m^-2]	2,3-20^a)b)	-
Moduł Younga [GPa]	80-120^a) 35-120^b) 34,5-112^c)	-
^a)Ravaglioli i Krajewski ^b)Sucharek i Yoshimura ^c)Aoki i Akao ^d)Jaroch ^*monokryształy HAp

Tab 3. Właściwości mechaniczne kości zbitej, gąbczastej, zębiny i szkliwa zębowego

Właściwości	Kość zbita	Kość gąbczasta	Zębina	Szkliwo zębowe
Wytrzymałość na zginanie [MPa]	160^b) 160-180^c)	15,8^c)	245-268b)	76b)
Wytrzymałość na rozciąganie [MPa]	60-160^a) 124-174^b)(p) 49^b) (n)	-	50-60^a) 21-53^b) 51,7^c)	10-70^a) 10^b) 10,3^c)
Wytrzymałość na ściskanie [MPa]	170-193^b) 133^b)(n)	1,9-7,0^c)	300-380^a) 250-350^b) 295^c)	250-550^a) 95-370^b) 384^c)
Wytrzymałość na ścinanie[MPa]	54^b)(p)	-	69-147^b)	64-93^b)
Krytyczna wartość intensywności naprężeń KIc [MPa*m^1/2]	2-12^a)b)	-	-	-
Energia pękania [J*m^-2]	390-560^a) 6000(niska szybkość odkształcania)^b) 98(wysoka szybkość odkształcania)^b)	-	-	-
Moduł Younga przy zginaniu[GPa]	3-30^a) 17-19^b) 15,8^c)	0,18-0,33^c)	15-20^a) 12^b) 18,2^c)	10-90^a) 131^b) 82,4^c)
^a)Ravaglioli i Krajewski ^b)Sucharek i Yoshimura ^c)Aoki p-kierunek równoległy do osi kości; n-kierunek prostopadły do osi kości

Znaczny rozrzut zaprezentowanych wyników, jest spowodowany różną procedurą przygotowywania próbek, silnie rzutująca na przebieg i efekty spiekania, jak i zróżnicowaną techniką i warunkami przeprowadzania samych pomiarów. Niska wartość K_Ic (0,6-1,2 MPa*m^1/2) i zbyt wysoki moduł Younga (do 120GPa) wraz z wysoką skłonnością do powolnego rozwoju pęknięć (zwłaszcza w warunkach wilgotnych) sugerują niską niezawodność implantów HAp. To zadecydowało, że pomimo wspaniałej biozgodności i bioaktywności znalazły dotychczas zastosowanie w substytucji ubytków kostnych w miejscach nie przenoszących znacznych obciążeń mechanicznych-zaś w miejscach obciążonych - jedynie jako pokrycia na implantach metalicznych lub węglowych.

2.3.2. Porowata bioceramika HAp

Bioceramika hydroksyapatytowa znalazła do chwili obecnej najszersze zastosowanie jako substytut kości w formie kształtek i granulek. Porowaty syntetyczny HAp silnie wiąże się z kością, gdyż obok wiązania chemicznego może dojść, dzięki wrastaniu tkanki żywej w pory implantu, do powstawania tzw. połączenia biologicznego. Umożliwia to stabilne zamocowanie implantu w ubytku, chroniąc implant przed obluzowaniem. Aby tkanka żywa modła wrastać w pory biomateriału i zachować swą żywotność pory muszą mieć odpowiednio duże rozmiary i stosowną architekturę. Porowatość tworzywa HAp ma duży wpływ na wytrzymałość. Wraz ze wzrostem porowatości całkowitej wytrzymałość na ściskanie obniża się wykładniczo. Natomiast wytrzymałość na rozciąganie silnie zależy od objętości mikroporów. Stwierdzono, że jeśli całkowita porowatość tworzywa hydroksyapatytowego przekroczy 70-80%, jego wytrzymałość mechaniczna drastycznie się obniża. Na wytrzymałość bioceramiki HAp o porowatości 20-60% znaczący wpływ ma nie tylko wartość porowatości całkowitej, ale również i rozmiar porów. Krytyczna wartość intensywności naprężeń K_Ic również obniża się prawie liniowo ze wzrostem porowatości. Porowate tworzywo charakteryzuje się też niższą odpornością zmęczeniową w stosunku do gęstego. Parametry mechaniczne zaimpalantowanego porowatego biomateriału HAp ulegają polepszeniu po przerośnięciu naturalną tkanka kostną.

Parametry wytrzymałościowe porowatego hydroksyapatytu można poprawić tworząc kompozyty złożone z HAp osnowy wzmacnianej włóknami również hydroksyapatytowymi. W odróżnieniu od gęstego, porowate tworzywo HAp podlega powolnej (kilka % w ciągu roku) biodegradacji. Porowata bioceramika hydroksyapatytowa jest szeroko stosowana w medycynie do wypełniania ubytków kostnych w stomatologii i ortopedii oraz w charakterze nośnika leków. W tej grupie implantów perspektywiczne wydają się być hydroksyapatytowe implanty dwuwarstwowe zbudowane z porowatej warstwy powierzchniowej i gęstego, bardziej wytrzymałego mechanicznie trzonu. Ze względu na negatywny wpływ porowatości na wytrzymałość, z drugiej zaś jej pozytywna rola w kształtowaniu biologicznego połączenia implantów z kością parametr ten musi pozostać pod ścisłą kontrolą w czasie produkcji. Dobór porowatości zależy od miejsca implantacji.

2.3.4. Reakcja tkankowa na implanty hydroksyapatytowe, łączenie bioceramiki HAp z kością.

Rozróżnia się cztery podstawowe rodzaje reakcji tkanek na zaimplantowany biomateriał

- jeśli materiał jest toksyczny-otaczająca tkanka obumiera

- jeśli materiał jest nietoksyczny i biologicznie nieaktywny (prawie inertny) wokół implantu powstaje otoczka różnej grubości tkanki włóknistej

- jeśli materiał jest nietoksyczny i biologicznie aktywny (bioaktywny) tworzy się wiązanie na granicy implant-tkanka żywa

- jeśli materiał jest nietoksyczny i rozpuszcza się- zostaje on zresorbowany i zastąpiony przez otaczającą tkankę

Bioceramika hydroksyapatytowa należy do materiałów wysoce biozgodnych, z minimalna skłonnością do resorpcji i bioaktywnych. Implanty hydroksyapatytowe odznaczają się bardzo wysoka zgodnością biologiczną zarówno względem tkanek twardych, jak i miękkich. Nie powodują działania rakotwórczego, cytologicznego, drażniącego, ani alergicznego. Po wszczepieniu nie wywołują stanów zapalnych, dobrze adoptują się w żywym organizmie. Wykazują przez długi okres stabilność fizyczną i chemiczną, dobrze znoszą sterylizację, zarówno w autoklawie, jak i termiczna na sucho. Wszczepy HAp podlegają jedynie w minimalny sposób resorpcji i biodegradacji. Bardziej podatne na przebieg tych procesów są implanty porowate. Szybkość resorpcji w przypadku HAp zależy od stosunku molowego Ca/P wyjściowego proszku użytego do wytwarzania implantów. Niski stopień krystaliczności również sprzyja większej resorpcji (HAp o krystaliczności powyżej 98% uważany jest za materiał nieresorbowalny w warunkach in vivo).

Przebieg procesów prowadzących do powstawania fizykochemicznego wiązania pomiędzy wszczepami HAp a kością nie został jeszcze do końca wyjaśniony. Jeden z zaproponowanych modeli wskazuje na znaczny w nich udział zjawisk fizycznego rozpuszczania i wytrącania oraz wymiany jonowej. Zgodnie z powyższą propozycją na powierzchni wszczepu, natychmiast po jego zaimplantowaniu, na skutek działalności komórkowej i wyprodukowanych enzymów, wytwarza się środowisko kwaśne. Powoduje to częściowe rozpuszczenie HAp i uwolnienie jonów Ca²⁺, HPO₄^2- i PO₄^3- oraz wzrost przesycenia tymi jonami w mikrośrodowisku, wokół implantu. Po częściowym rozpuszczeniu, któremu towarzyszy zmiana charakterystyki powierzchni implantu, następuje ponowne wytrącanie się na tej powierzchni kryształów apatytowych. Z otaczających płynów ustrojowych wbudowane są do sieci krystalicznej nowoutworzonej warstwy apatytowej jony CO₃^2- , Mg²⁺ i inne. Dzięki wymianie jonowej i procesom dyfuzji zachodzi przebudowa struktury warstwy granicznej. Pobudzona zostaje aktywność komórkowa. Komórki wykazują zwiększoną przyczepność do bioaktywnej powierzchni ceramiki, zachodzi ich proliferacja i różnicowanie się - tworzy się matryca pozakomórkowa. Wytworzone kryształy apatytowe łączą się z kolagenem osnową organiczną, po czym zostaje do niej wcielone.

Bioceramika hydroksyapatytowa jest materiałem osteokondukcyjnym - tzn jej skład chemiczny i struktura umożliwiają tworzenie nowej kości w obrębie istniejącej. Aby osteokondukcja mogła zachodzić niezbędna jest obecność w środowisku komórek związanych z tworzeniem kości. Powstanie nowej kości in situ przebiega równolegle z procesami resorpcji.

2.3.5. Zastosowanie bioceramiki opartej o HAp

Syntetyczny hydroksyapatyt jest stosowany między innymi

w formie proszku:

-do leczenia biologicznego miazgi zęba,

• w leczeniu nadwrażliwości zębiny w okolicy obnażonych szyjek zębowych,

• w leczeniu ubytków histoplastycznych szkliwa

• w leczeniu starć patologicznych zębów,

• do leczenia sperformowanych kanałów korzeniowych,

• jako uszczelniacz kanałowy,

• jako dodatek do cementów dentystycznych,

• do wytwarzania pomocniczych środków do czyszczenia z ębów,

• do wytwarzania pokryć na implantach dentystycznych i ortopedycznych.

w formie granul

• w leczeniu głębokich kieszonek kostnych,

• do powiększania zanikłej krawędzi kości wyrostka zębodołowego,

• do uzupełniania ubytków kości do zabiegach hemisekcji, radektomii, amputacji korzenia zęba lub po operacji cyst korzeniowych,

• w chirurgii szczękowo-twarzowej do wypełnień ubytków kostnych po usuniętych torbielach i guzach lub powstałych w wyniku urazów,

• do wypełnień ubytków kostnych w ortopedii

w formie kształtek porowatych

• do wypełniania poekstrakcyjnych zębodołów,

• do wypełnień ubytków kostnych w ortopedii,

• jako nośnik leków,

• jako podłoża do hodowli komórek

w formie kształtek gęstych

• jako implanty kostne dna oczodołu,

• w ortolaryngologii jako implanty ucha środkowego,

• jako tzw. implanty podskórne PD (Percutaneous Device) stanowiące fragment np. zestawu do dializy metodą otrzewną,

• w inżynierii tkankowej jako podłoża do hodowli tkanek

3. Opracowanie wyników

Po wykonaniu ćwiczenia student zobowiązany jest opracować sprawozdanie z jego przebiegu. Sprawozdanie powinno zawierać:

1. Opis materiału zastosowanego do badań

2. Sposób przygotowania SBF

3. Opis ilościowy i jakościowy uzyskanych warstw hydroksyapatytowych

4. Dokumentację fotograficzną obrazów mikroskopowych polimerów poddanych krystalizacji ze stopu.

5. Analizę porównawczą warstw hydroksyapatytowych wytworzonych na podłożach polimerowych zawierających ceramikę i bez jej udziału.

6. Wnioski

LITERATURA:

[1] Narębska A.: Podstawy chemii i fizykochemii polimerów, Wydawnictwo Uniwersytetu Mikołaja Kopernika, Toruń 1984.
[2] Galina H.: Fizykochemia polimerów, Oficyna Wydawnicza Politechniki Rzeszowskiej, Rzeszów 1998.

[3] Piórkowska E.: Krystalizacja sferolityczna polimerów - modelowanie i symulacja komputerowa, Polimery 2001, 46, s. 323.
[4] Piórkowska E., Gałęski A.: Polimery 1994, 39, s. 333.
[6] Chmielewski P., Jezierski A.: Chemia. Słownik encyklopedyczny, Wydawnictwo Europa, Wrocław 1999.
[7] Koszkul J.: Stosowane i przetwórstwo materiałów polimerowych, Wydawnictwo Politechniki Częstochowskiej, Częstochowa 1998.

[8] Błażewicz S., Stoch L.: Biocybernetyka i inżynieria medyczna 2000, Biomateriały, Akademicka Oficyna Wydawnicza Exit

2

---