BUDAPESTI MŰSZAKI ÉS GAZDASÁGTUDOMÁNYI EGYETEM Fizikai Kémia és Anyagtudományi Tanszék Műanyag- és Gumiipari Laboratórium
TDK dolgozat Poli(ε-kaprolakton) alapú porózus vázanyagok fejlesztése szövettenyésztés céljára
Készítette: Tuboly Virág Témavezető: Dr. Imre Balázs Konzulens: Kirschweng Balázs
2014
Tartalomjegyzék 1. Bevezetés ............................................................................................................................... 1 2. Irodalmi összefoglaló............................................................................................................ 4 2.1 Az ideális vázanyag ........................................................................................................................... 4 2.1.1. Legfontosabb jellemzők ....................................................................................................... 4 2.1.2. A legújabb eredmények........................................................................................................ 5 2.1.3. Számszerű követelmények ................................................................................................... 6 2.2 Vázanyagok leggyakoribb alapanyagai ............................................................................................. 6 2.2.1 Poli-(ε-kaprolakton)(PCL) .................................................................................................... 6 2.2.2 Termoplasztikus keményítő (TPS) ........................................................................................ 9 2.2.3 Lignin, lignoszulfonát (LS) ................................................................................................. 10 2.2.4 Politejsav (PLA) .................................................................................................................. 11 2.2.5 Cellulóz ............................................................................................................................... 12 2.2.6 Kitozán ................................................................................................................................ 14 2.2.7 Polihidroxibutirát (PHB) ..................................................................................................... 15 2.3 Vázanyagok előállításának módszerei ............................................................................................. 16 2.3.1 Valamely komponens szelektív kioldása ............................................................................ 16 2.3.2 Termikus indukált fázisszeparáció (Thermally Induced Phase Separation, TIPS) ............. 18 2.3.3 Folyadék-folyadék fázisszeparációs technika ..................................................................... 18 2.3.4 Fagyasztva szárítás .............................................................................................................. 19 2.3.5 Habosítás ............................................................................................................................. 19 2.3.6 Elektrosztatikus szálképzés ................................................................................................. 20 2.3.7 Prototípusgyártás (Rapid Prototyping, RPT) ...................................................................... 21 2.3.8 A technikák összehasonlítása .............................................................................................. 23 2.4 Polimer keverékek ........................................................................................................................... 25 2.4.1 Elegyedés, fázisdiagram ...................................................................................................... 25 2.4.2 A polimer keverékek termodinamikai jellemzése ............................................................... 27 2.4.3 A Flory-Huggins elmélet..................................................................................................... 29
2.4.4 Az elegyíthetőség vizsgálatára alkalmas módszerek........................................................... 30 2.4.5 A kölcsönhatási paraméter meghatározása az oldhatósági paraméterből............................ 30 2.4.6 Az üvegesedési hőmérséklet (Tg) mérése............................................................................ 32 2.4.7 Az összeférhetőség vizsgálatára használatos egyéb módszerek.......................................... 33 2.4.8 Az összeférhetőség, a szerkezet és a tulajdonságok kapcsolata .......................................... 34 2.4.9 Egymásba hatoló fázisszerkezet .......................................................................................... 35
3. Kísérletek, módszerek ........................................................................................................ 38 3.1 Mintakészítés ................................................................................................................................... 38 3.1.1 Felhasznált anyagok ............................................................................................................ 38 3.1.2 Alapanyagok előkészítése ................................................................................................... 38 3.1.3 Keverékkészítés................................................................................................................... 39 3.1.4 Kioldás ................................................................................................................................ 39 3.2 Vizsgálati módszerek ...................................................................................................................... 40 3.2.1 Folyadékáteresztés .............................................................................................................. 40 3.2.2 Dinamikus mechanikai termikus analízis (DMTA) ............................................................ 40 3.2.3 Differenciális pásztázó kalorimetria (DSC) ........................................................................ 41 3.2.4 Rotációs viszkozimetria ...................................................................................................... 41 3.2.5 Pásztázó elektronmikroszkópia (SEM) ............................................................................... 42 3.2.6 Mechanikai vizsgálat ........................................................................................................... 43
4. Eredmények és értékelésük ............................................................................................... 44 4.1 A kölcsönhatások vizsgálata............................................................................................................ 44 4.1.1 Dinamikus mechanikai termikus analízis (DMTA) ............................................................ 44 4.1.2 Differenciális pásztázó kalorimetria (DSC) ........................................................................ 47 4.2 Szerkezet jellemzése........................................................................................................................ 51 4.2.1. Rotációs viszkozimetria ..................................................................................................... 51 4.2.2. Kioldás ............................................................................................................................... 53 4.2.3. Folyadékáteresztés ............................................................................................................. 54 4.2.4. Pásztázó elektronmikroszkópia (SEM) .............................................................................. 55 4.3 Makroszkopikus tulajdonságok ....................................................................................................... 59
4.3.1. Mechanikai jellemzők ........................................................................................................ 59 4.3.2. Összeférhetőség.................................................................................................................. 62
5. Összefoglalás ....................................................................................................................... 66 6. Irodalomjegyzék ................................................................................................................. 69
1. Bevezetés A gyógyítás egyik legnagyobb kihívása a sérülés vagy betegség következtében funkciójukat ellátni képtelen szervek pótlása, helyettesítése. Mivel a transzplantációs beavatkozások számos komplikációval járhatnak, illetve a rendelkezésre álló szervek száma is erősen korlátozott, az orvoslásban évek óta jelentős figyelmet szentelnek a szövettenyésztésnek (tissue engineering vagy TE) [1]. A mesterséges szövettenyésztés feltételei a sejtek, a sejtműködést és -szaporodást elősegítő anyagok, illetve a vázanyag, más néven scaffold megléte. Utóbbi valamilyen porózus anyag, mely biztosítja, hogy a szövet három dimenzióban növekedhessen (ld. például 1. ábra).
1. ábra Vázanyag emberi fül létrehozására [2] A hagyományos értelemben vett szövettenyésztés a vázanyag sejtekkel történő beoltását és - még a testbe építést megelőzően - a scaffold természetes szövetté alakulását foglalja magában (ez az in vitro TE). Vannak azonban esetek, mikor már a köztes lépést kihagyva, a scaffoldot közvetlenül a gazdatestbe építik, bioreaktorként használva azt. Ez lehetővé teszi, hogy egyetlen sebészeti beavatkozás elegendő legyen a vázanyag beoltásához és beültetéséhez. További előrelépés az előző, in vivo módszernek az a változata, melynél a scaffoldot sejtek nélkül juttatják a szervezetbe, és a regenerálódás a sejtek vázanyagra jutására és az extracelluláris mátrix (ECM) lerakódásra támaszkodik. Napjainkban már számos szövet, illetve szerv gyógyítására igyekeznek használni ezen megközelítések valamelyikét, amit a 2. ábra foglal össze, a teljesség igénye nélkül [3].
1
Általános elképzelés, hogy az ideális vázanyag megfelelően átjárható, összefüggő pórusszerkezettel, megfelelő pórusmérettel, porozitással és mechanikai tulajdonságokkal rendelkezik. Az ideális szerkezet kialakítására az irodalomban számos eljárást találhatunk, közülük sok azonban bonyolult, számos technológiai lépést tartalmaz, és/vagy szerves oldószer alkalmazását követeli meg. Az egyik legegyszerűbb, és ezért talán legnépszerűbb ezek közül a porogén kioldásos metódus, mely azon alapul, hogy a mátrix polimerbe valamilyen szemcsés anyagot kevernek, majd a szerkezet rögzítése után kioldják azt.
2. ábra A mesterséges szövettenyésztés metódusai, illetve a főbb területek, melyek a kutatások homlokterében állnak [3] Az általunk alkalmazott módszer is a kioldáson alapult, ám munkánk során polimer keverékeket készítettünk, amikből aztán az egyik komponenst oldottuk ki. A polimer keverékek szerkezetének egyik gyakori típusa az egymásba hatoló, gyakorlatilag folytonos fázisokkal rendelkező szerkezet, ami bizonyos összetételeknél alakulhat ki [4]. Módszerünk alapja, hogy amennyiben kialakul ez a szerkezet bizonyos összetételeknél, az oldható fázist teljes
2
egészében képesek vagyunk eltávolítani a rendszerből, létrehozva ezzel egy nyíltpórusú vázat, mely ilyen formában már alkalmas lehet szövettenyésztésre. Jelen dolgozat poli(ε-kaprolakton) (PCL) alapú nyíltpórusú szerkezetek polimer keverékekből
szelektív
kioldással
történő
előállíthatóságának
lehetőségét
vizsgálja.
Termoplasztikus keményítővel (TPS), illetve a nátrium-lignoszulfonáttal (LS) kevert PCL-t hoztunk létre a teljes összetételi tartományban, kerestük az egymásba hatoló fázisszerkezetet mutató összetételeket, majd megkíséreltük a TPS, illetve az LS kioldását, létrehozva így a kívánt vázanyag-szerkezetet. Termikus, mechanikai, reológiai, áteresztéses és mikroszkópiás mérésekkel jellemeztük a komponensek között kialakuló kölcsönhatások erősségét, a kialakuló szerkezetet és a módszer sikerességét.
3
2. Irodalmi összefoglaló 2.1 Az ideális vázanyag 2.1.1. Legfontosabb jellemzők A sérült, esetleg elhalt szövetek és szervek pótlásának, helyettesítésének egy, a korábbi megoldásoknál (például a szervátültetés) sok szempontból előnyösebb alternatíváját kínálja a mesterséges szövettenyésztés, mely napjaink egyik rendkívül népszerű kutatási területe. A szövettenyésztés egyik legfontosabb kelléke a megfelelő tulajdonságokkal rendelkező vázanyag, azt azonban, mit is jelent esetünkben a megfelelő, meglehetősen nehéz definiálni. A scaffold valamilyen porózus anyag, mely biztosítja, hogy a szövetet három dimenzióban tudjuk növeszteni. Ezeket a szerkezeteket nem csak szövettenyésztésre használják, hanem kontrollált fehérje-, DNS- és hatóanyag-bevitelre is [5]. A szövettenyésztésre alkalmas vázanyag jellemzői az alábbiak [6]: Biokompatibilitás, azaz
elősegíti a sejtek megtapadását;
megfelelő folyadék-áteresztéssel rendelkezik, ami biztosítja a tápanyagok megfelelő áramlását, illetve a sejtek túlélését, elburjánzását, differenciálódását;
élő szervezeten belül minimális gyulladást okoz, nem toxikus;
Biofunkcionalitás: azaz az anyag képes betölteni a neki szánt biológiai funkciót, ami a következőket jelenti:
megfelelő mechanikai, fizikai, kémiai, termikus és biológiai tulajdonságokkal rendelkezik,
könnyen kezelhető,
sterilizálható,
raktározható,
engedélyezett [7].
4
Amennyiben a felhasználás megköveteli a biodegradálhatóságot, szabályozható a scaffold lebomlási ideje, ugyanakkor biztosítja az adott tenyésztési körülmények között a szövet megfelelő kialakulását. Összességében azok a tulajdonságok, amelyek egy polimert értékessé tesznek a biológiai felhasználás szempontjából - amennyiben korlátozott ideig, in vivo szeretnénk azt alkalmazni, az a biokompatibilitás és a biofunkcionalitás [7]. Az elkészült vázanyagok tulajdonságai minden esetben két tényezőtől függnek: az előállítás módjától, illetve az alapanyagoktól. Az alapanyag legtöbbször keverék, az ezekhez leggyakrabban alkalmazott polimerek: politejsav (PLA), poli(ε-kaprolakton) (PCL), cellulóz, keményítő, kitozán, polihidroxibutirát (PHB), poliglikolsav (PGA); ezek mellett gyakran valamilyen izocianátot adagolnak - különféle célokkal.
2.1.2. A legújabb eredmények Az eddig említettek képezik a vázanyagkészítés alapjait, azonban manapság egyre több törekvés irányul arra, hogy a létrehozott szerkezet minél inkább biomimetikus (“biológiából ellesett megoldásokat alkalmazó”) is legyen, azaz minél inkább hasonlítson a rendszerre, melyet helyettesíteni szeretnénk vele. Azok a mesterséges vázanyagok, melyeket sejt- és szövettenyésztésre alakítottak ki, tulajdonságaikat tekintve korábban kizárólag makroszkopikus szinten feleltek meg az adott szervnek – annak nanostruktúrájával nem törődtek a kialakítás során [8], ma már azonban ismeretes, hogy a nanoszintű szerkezet is fontos szerepet játszik a sejtek és szövetek létrehozásában. Ez annak köszönhető, hogy a kötőszöveti sejteket körülvevő hálózat, az extracelluláris mátrix (ECM), nem csak szerkezeti, mechanikai funkciót lát el (mikor valóban csak a makroszkopikus felépítés számít), hanem egyéb folyamatokban is részt vesz, mint pl. a gyulladás, sebgyógyulás vagy a sejtek megfelelő fejlődése, mely funkciók ellátásának feltétele a jól definiált nanoszerkezet [9]. Az ECM-et fehérjék és szénhidrátok építik fel, azonban felépítése sokféle lehet szövettől és fejlődési fázistól függően [10], alapja minden esetben kollagénváz, melyhez glikoproteinek, elasztinek, proteoglikánok és adhéziós proteinek kapcsolódnak [11]. A szer5
kezet komplexitásának köszönhető, hogy egyelőre az ECM funkcionális lemásolása nem sikerült teljes egészében, azonban a bio- és nanotechnológiai kutatások egyre több eredménnyel szolgának ezen a téren is. További kutatások azt mutatják, hogy az előzőekben említettek mellett a felület topográfiájának is nagy szerepe van abban, hogy a kívánt szövet megfelelően fejlődjön; illetve hogy csontszövet létrehozásánál a nanoszálas, például elektrosztatikus szálképzéssel (eletrospinning) létrehozott rendszerek a nagyobb fajlagos felület, porozitás és a több rendelkezésre álló kötőhely hatására jobban működnek scaffoldokként, mint a mikropórusos vagy a mikroszálas vázanyagok [9, 12, 13].
2.1.3. Számszerű követelmények A scaffoldnak minden esetben meg kell felelnie a fent leírt alapkövetelményeknek (biokompatibilitás, biofunkcionalitás, stb.), azonban a felhasználás különböző területei miatt jelentős eltérések mutatkozhatnak a tulajdonságokban. Általános elvárás azonban velük szemben az összefüggő, átjárható pórusszerkezet, megfelelő pórusmérettel és mechanikai tulajdonságokkal [14]. Az adott sejtek megtapadása és burjánzása szempontjából ideális porozitás és pórusméret számszerű meghatározása nehézkes, többek között amiatt, hogy számos paraméter befolyásolja a vázanyag és a sejtek interakcióját. Ilyenek például az alapanyag(ok) mechanikai, fizikai-kémiai tulajdonságai, a felület érdessége, és a szerkezet átjárhatósága [1]. Csontszövet növesztésére jellemzően 50 és 400 μm közötti, míg más szövetekhez ennél kisebb, 90-120 μm-es pórusokkal rendelkező scaffoldokat alkalmaznak, a megjelenő publikációk azonban az említett okok miatt a konkrét értékekben jelentős eltéréseket mutatnak [15].
2.2 Vázanyagok leggyakoribb alapanyagai 2.2.1 Poli-(ε-kaprolakton)(PCL) Az anyag tulajdonságai A poli(ε-kaprolakton), vagy röviden csak polikaprolakton (PCL) (3. ábra) egy olyan poliészter, melyet először az 1930-as években állítottak elő [16]. Tömeges használata a ’70-es 6
években kezdődött, mikor a különböző biopolimerek előtérbe kerültek. A kezdeti sikerek után erős visszaesés volt tapasztalható, köszönhetően ez elsősorban a PCL lassú bomlásának; a modern orvostudományi alkalmazások megjelenésével azonban (ide tartozik a tissue engineering is) ismét az érdeklődés középpontjába került [17].
3. ábra A polikaprolakton A polikaprolakton hidrofób, szemikristályos polimer, melynek olvadáspontja (Tm) 59 és 64 °C közötti, üvegesedési hőmérséklete pedig (Tg) -60 °C [16]. Jellemző rá a jó termikus stabilitás és magas, 350 °C-os bomlási hőmérséklet [17,18, 19], azonban a merevsége meglehetősen kicsi (1. táblázat), így önmagában történő felhasználása nem feltétlenül célravezető [20]. Kiváló reológiai és viszkoelasztikus tulajdonságai miatt a PCL jól alakítható, valamint keverékkészítésre is alkalmas. Az ütésállóság növelésére gyakran cellulózszármazékokkal, az irányított
hatóanyag-leadás
fejlesztésére
pedig
politejsav/poli(tejsav-ko-glikolsav)
(PLA/PLGA) polimerekkel keverik [21]. 1. táblázat A politejsav (PLA), a poliglikolsav (PGA), a PCL és kopolimerjeik tulajdonságai [20] Tm
Tg
Degradációs idő
Modulus
(°C)
(°C)
(hónap)
(GPa)
PLA
173-178
55-65
6-12
2,7
PGA
225-230
35-40
>24
7
PCL
60-65
-60
>24
0,4
PLGA 85/15
amorf
50-55
5-6
2,4
PLGA 50/50
amorf
45-50
1-2
2
Polimer
Biodegradálhatóság Baktériumok és gombák bontják a polikaprolaktont, az emberi és állati szervezetekben viszont az ehhez szükséges enzimek nem találhatóak meg. Ilyen környezetben bomlása hidro7
lízissel történik [7]. Ennek két esete lehetséges: felületi és tömbben történő lebomlás. Előbbi a kontrollált, kívánatos eset, míg utóbbinál vízmolekulák diffundálnak a tömb belsejébe, random lánctördelődés megy végbe, és héjszerkezet alakul ki. A polimer lebomlásának ideje a tapasztalatok szerint, a kezdő molekulatömegtől függően 2-4 év. Patkányokon végzett kísérletek [22] során például 66.000 g/mol-os kiinduló móltömegű implantátum 3 év alatt 8.000 g/mol-osra csökkent. Hasonlóan Sun és munkatársai által végzett másik kísérletben tríciumszármazékokat 3.000 g/mol-os PCL-be történő „becsomagolással” igyekeztek a polimer bomlását vizsgálni. Ebben az esetben 15 nap elteltével már érzékelhető volt a radioaktív sugárzás, 135 nap elteltével a tríciumszármazék 92%-a kiürült. Biokompatibilitás, biofunkcionalitás A PCL-nél és a hozzá hasonlóan lassan lebomló polimereknél megfigyelték, hogy biokompatibilitásuk erősen függ a degradálódás mértékétől. Ez a gyakorlatban annyit jelent, hogy az ilyen anyagokból készülő implantátumok bizonyos idő után elveszíthetik biokompatibilitásukat, aminek következtében a beültetett polimer rész cseréje, azaz újabb műtét válik szükségessé [16]. Hutmacher és társai vizsgálták a PCL és a PCL-kompozitok biokompatibilitását, amiről több publikációjukban is olvashatunk, viszont a 15 héttől 2 évig tartó vizsgálataik során ők nem tapasztaltak problémát ezekkel az anyagokkal [23-26].
4. ábra Néhány polimer sejtszaporítási hatásfoka [27]
8
A scaffoldok egyik legfontosabb tulajdonsága a sejtszaporítási képesség. A különböző polimereket összehasonlítva meglehetősen nagy eltéréseket tapasztalhatunk erre vonatkozóan. A 4. ábrán látható, hogy a PCL rendelkezik a legalacsonyabb sejtszaporítási értékkel a vizsgált anyagok közül [27]. A kutatók azt állapították meg, hogy a gyenge hidrofilitás az oka annak (legalábbis az electrospinninggel előállított vázanyagoknál), hogy a sejtadhézió, migráció, -szaporodás kevésbé jó ezeken a polimereken [28, 29]. A hidrofilitás javítását különböző polimerkeverékek készítésével kísérlik meg, pl. poli(vinil-alkohol) (PVA), illetve zselatin adagolásával. Feldolgozás, módosíthatóság A szövettenyésztés területén alkalmazott lényegében összes módszer [30] alkalmas a PCL feldolgozására: mind a konvencionális (kioldásos technikák, fázisszeparáció, szuperkritikus CO2 habosítás), mind a szilárd fázisú formázásos (pl. electrospinning), mind pedig a gyors prototípusgyártási módszerek. Ahogy már szó esett róla, a polikaprolakton felületének módosítása nagyban javíthatja felhasználhatóságát. Például reaktív amin réteg felületre felhordása nagyban megnöveli annak megkötő képességét [31], PCL-ditiolt előállítva nagyban megnövelhető a vízben való stabilitás [32], NaOH-val kezelve a scaffold fiziológiás hatásokra való válasza intenzívebb és gyorsabb lesz [33], a karboxil-csoportra apatit kristályokat kapcsolva alkalmas lesz az anyag csontszövetek tenyésztésére [34].
2.2.2 Termoplasztikus keményítő (TPS) A keményítő α-D-glükózegységekből felépülő poliszacharid, melyek spirális amilóz,(5. ábra) és elágazó láncú amilopektin molekulákká rendeződnek (6. ábra). Szemikristályos polimer, melyből termoplasztikus keményítőt hozhatunk létre valamilyen lágyítószer adagolásával. A lágyító hidrogén-kötés kialakítására képes anyag, általában víz vagy glicerin [35].
9
A keményítő és a lágyító keverése után a TPS-t műanyagfeldolgozási eljárással könynyedén feldolgozhatjuk. Hasonlóan viselkedik, mint egy hagyományos termoplasztikus polimer, olvadási hőmérséklete 250-260 °C közé tehető, ahol megömlik az anyag [35]. További, jelen esetben előnyös tulajdonsága, hogy vízoldható.
5. ábra Az amilóz felépítése
6. ábra Az amilopektin szerkezete
2.2.3 Lignin, lignoszulfonát (LS) A lignin nem-toxikus, nagy mennyiségben rendelkezésre álló természetes polimer, mely három monomerből felépülő amorf anyag, mely vízoldható és biodegradálható. A három építőmolekula (ld. 7. ábra) a koniferil, a szinapil és a p-kumaril alkohol, melyek különböző éter- és szén-szén-kötésekkel kapcsolódnak egymáshoz, így kialakítva egy komplex, heterogén szerkezetet. A szerkezetet nem csak az határozza meg, milyen növényből nyertük ki az anyagot, hanem az is, hogy milyen eljárást alkalmaztunk a cellulóztól való elválasztásra, ennek köszönhetően a rendelkezésre álló ligninek tulajdonságai is jelentősen eltérhetnek egymástól [36].
10
7. ábra A lignin építőelemei [37] A kereskedelmi forgalomban kapható lignineket két csoportba sorolhatjuk: vannak ként tartalmazók (pl. lignoszulfonát), illetve ként nem tartalmazók. Előbbiből rendkívül nagy mennyiség áll rendelkezésre, lignoszulfonátból pl. évente több millió tonnát termelnek ki [36]. A lignint előnyös tulajdonságainak köszönhetően sok területen alkalmazzák, többek között biodegradálhatóságát felhasználva, különféle polimer kompozitokat állítanak elő belőle. Keverték már polipropilénnel, és lebomló anyagok létrehozására már politejsavval, PCLlel, és más biodegradálható polimerekkel is [37].
2.2.4 Politejsav (PLA) A politejsav biodegradálható, alifás poliészter, melyet tejsavból állítanak elő. A tejsavnak két eltérő optikai aktivitású sztereoizomerje van: a D-(─)- és az L-(+)-tejsav (8. ábra). Az L-tejsavból készülő politejsav kristályos, melyre lassú kristályosodás jellemző. Emiatt – főként a gyors hűtést alkalmazó feldolgozási módszereknél – amorf terméket kapunk. A PLA üvegesedési hőmérséklete 60-70 °C, melynek ez határozza meg a z alkalmazhatóság felső határát; olvadási hőmérséklete pedig körülbelül 180 °C [38]. A politejsav üveges, nagy modulusszal rendelkező termoplasztikus polimer, melynek tulajdonságai leginkább a polisztiroléhoz hasonlóak. Ennek köszönhetően egyre nagyobb mennyiségben használják fel, elsősorban a csomagolóiparban. További területeken történő felhasználásának elterjedését néhány egyéb tényező hátráltatja, ilyenek például a feldolgozás nehézségei, az alacsony hőállóság, a kis ütésállóság, azonban a scaffoldokhoz például gyakran alkalmazott alapanyag [19, 38-40]. 11
O
O
HO
HO OH
H3C
OH H
H
CH3
D-tejsav
L-tejsav
8. ábra A tejsav két sztereoizomerje
2.2.5 Cellulóz Az anyag tulajdonságai A cellulóz (9. ábra) β-D-glükóz egységekből álló poliszacharid. Előnyös tulajdonságai közé tartozik, hogy könnyen elérhető és megújuló anyag, biológiailag lebontható és biokompatibilis. Továbbá alkalmas mind nano-, mind mikro- és makroméretű struktúrák kialakítására [41]. Származása alapján megkülönböztethetünk növényi és bakteriális cellulózt. Előbbi orvosi felhasználásra alapvetően nem alkalmas, mivel tisztasága nem megfelelő: lignint, hemicellulózt és egyéb molekulákat tartalmazhat. Ilyen célokra ezért jellemzően az úgynevezett bakteriális cellulózt használják, melyet leggyakrabban az Acetobacter xylinium baktérium segítségével állítanak elő [42].
9. ábra A cellulóz szerkezete Valószínűleg épp a nem megfelelő tisztaság, az előre nehezen megjósolható szerkezet és tulajdonságok miatt arról, hogy a természetes eredetű cellulózok orvosi felhasználásra 12
mennyire alkalmasak, a publikációkban nem nyilatkoznak. A bakteriális cellulóz (BC) előnye ezzel szemben, hogy tiszta, fizikai és kémiai szerkezete kontrollálható, illetve morfológiája ahogy a kollagéné is - bizonyos mértékben hasonlít az extracelluláris mátrixhoz [43]. Biodegradálhatóság, biokompatibilitás A cellulóz degradációja hidrolízissel történik. Kompakt szerkezete miatt az emberi és állati szervezetekben igen ellenálló a degradáció e formája ellen. Bár erről korábban nem készült tanulmány, Petersen és társai [43] úgy vélik, az emberi szervezetbe beépített cellulóz alapú implantátumok esetén kismértékű, spontán hidrolízissel történő lebomlásra számítani lehet. A fizikai stabilitásnak és a kismértékű lebomlásnak köszönhetően a testbe építendő vázanyagokként történő felhasználás problémákba ütközhet, így a későbbiekben mindenképp szükség lesz a cellulóz biodegradálhatóságának és annak irányíthatóságának ismeretére [44]. A cellulóz biokompatibilitását számos tanulmány bizonyítja [45, 46], például Helenius és társai in vivo, patkányokon végzett kísérletekei [47]. Feldolgozás, módosíthatóság A cellulóz hátránya, hogy nem hozható ömledék állapotba az erős inter- és intramolekuláris hidrogénkötések jelenléte miatt – ez feldolgozását jelentősen megnehezíti. A tiszta cellulózzal való munkát az oldatból történő feldolgozás könnyítheti meg [49]. Elektrosztatikus szálképzéshez felhasznált oldószerek különbözőek lehetnek [50, 51, 7]. A probléma ezekkel, hogy kicsi az illékonyságuk, így az elektrosztatikus szálképzést követően az ionok (pl. lítium-, illetve kloridionok) maradéktalan eltávolítása meglehetősen nehéz [51]. A bakteriális cellulózt alapvetően kétféleképpen módosítják. Egyik a szerkezet módosítása, például foszforilezés [52], acetilezés [53], NaOO-os előkezelés [54], pentafluorbenzilezés [55]. A másik mód a felület impregnálása: az ezüst bevonat például antimikrobiális felületet idéz elő [56], esetleg valamilyen hatóanyag bevitele a rendszerbe annak fokozatos felszívódását teszi lehetővé (pl. nizint tartalmazó antibiotikum) [57]. Kompozitok előállítása is tovább javíthatja a tulajdonságokat, a biokompatibilitást. Wang és társai [58] zselatin/cellulóz kompozitot, Cai és munkatársai [59] kollagén/BC 13
kompozitokat készítettek, míg pl. Kim és társai [60] a kitozán/BC párral kísérleteztek. A cellulózalapú kompozitokkal kapcsolatos egyik legújabb kutatás Pooyan és társai [61] nevéhez fűződik, ők egy ígéretes, teljesen természetes alapú vázanyagot hoztak létre: cellulóz nanoszálakat (nanowhiskers) (CNWs) ágyaztak cellulóz-acetát-propionát (CAP) mátrixba.
2.2.6 Kitozán Az anyag tulajdonságai A kitozán egy lineáris poliszacharid (10. ábra), melyben random β-(1-4) Dglükózaminok és N-acetil-D-glükózaminok kapcsolódnak egymáshoz. A vegyület savas közegben oldódik, így számos területen alkalmazzák oldatok, gélek, filmek és szálak formájában [62]. Bizonyítottan biodegradálható és biokompatibilis [63], ennek köszönhetően az orvoslásban is felhasználják, például sebfedésnél, kontrollált hatóanyag leadásnál és szövettenyészésnél [64, 65, 66]. Széles körben vizsgálták a csontszövettenyésztéshez alkalmazott kitozán vázanyagokat, mely azt mutatta, hogy ezek mind in vitro [67], mind in vivo [68] segítik a csontképződést. A kitozán Tg-je kb. 94 °C [69], ám erre ettől jelentősen eltérő adatok is jelentek meg [70]; a Tm-je pedig közelítőleg 270 °C.
10. ábra A kitozán szerkezete Feldolgozás, módosíthatóság A kitozán és származékainak reaktivitása és feldolgozhatósága nem éri el a hagyományos szintetikus polimerekét [71, 72], ennek ellenére az utóbbi években sikerrel állítottak már elő kitozánalapú scaffoldokat, többek között fagyasztva szárítással [73]; illetve poli(vinilalkohol)-lal (PVA) [74] és poli(etilén-oxid)-dal (PEO) [75, 76] elektrosztatikus szálképzés segítségével. Ezekkel a vázanyagokkal azonban in vivo alkalmazásoknál komoly problémák 14
léphetnek fel – a nanoszálas mátrix az emberi testben található vizes közegben ugyanis gyorsan (40 térfogat% PEO-dal készített scaffold esetén akár néhány nap alatt) elveszítheti biológiai funkcionalitását és a szerkezeti integritását [76]. Tudjuk, hogy a sejtadhézió, -migráció, -szaporodás és -leválás javul a vázanyag hidrofilitásával [28, 29]. A kitozánt hidrofil jellegének köszönhetően alkalmazzák az említetteken kívül hidrofób anyagok ilyen tulajdonságainak javítására is, így például a poli(3hidroxi-butirát-4-hidroxi-butirát), vagy röviden P(3HB-ko-4HB) hidrofilitásának javítására is [77].
2.2.7 Polihidroxibutirát (PHB) Az anyag tulajdonságai A poli(hidroxi-alkanoát)-ok (PHA) lebomló polimerek, melyek egyes baktériumok raktározó vegyületei, tehát létrejönnek a természetben: leggyakrabban a poli(hidroxi-butirát) (PHB) és a poli(hidroxi-valerát) (PHV). A Tg csökkenésének sorrendjében a legjellemzőbb vegyületek (szerkezeti képletek a 11. ábrán [78]): poli(3-hidroxibutirát), poli(3-hidroxibutirát3-hidroxivalerát), poli(4-hidroxibutirát). PHA-k előállítása történhet in vitro, enzimek segítségével, mikrobiális sejtek nélkül; mikrobiális fermentációval; illetve rekombináns növények használatával. Előbbi kettő drágább, mint a petróleumból történő előállítás; legolcsóbban növényekből nyerhetjük ki a PHAkat – ez utóbbi azonban nem biztosítja azt a molekuláris sokoldalúságot, amit az enzimes és mikrobiális módszerrekkel készítettek [79]. A PHA-kra jó biokompatibilitás és biodegradálhatóság jellemző, ezért előszeretettel állítanak elő belőlük lebomló implantátumokat. Közülük a PHB-re jellemző leginkább, hogy biokompatibilis különböző sejtekkel [80].
15
A PHB egyik hátránya a vázanyagoknál történő alkalmazásoknál, hogy hidrofób jellegű. Ahogy arról korábban már szó volt, hidrofil polimerrel történő keverék készítése megoldás lehet erre a problémára, a kitozán pl. alkalmasnak tűnik erre a célra [77]. CH3 CH3
O
O
O
H
H O
OH n
poli((R)-3-hidroxibutirát)
O O
OH n
H
poli( 3-hidroxivalerát)
OH n poli( 4-hidroxibutirát)
11. ábra A PHA-k szerkezete [78]
2.3 Vázanyagok előállításának módszerei 2.3.1 Valamely komponens szelektív kioldása Egyszerű kivitelezhetősége a szelektív kioldásos módszert az egyik legnépszerűbb vázanyag-előállítási technikává teszi. Ennek során az alapul szolgáló polimerbe valamilyen módon bepréselik a porogént (szemcsés anyag), rögzítik a szerkezetet, végül kioldják a porogént (egy ilyen szerkezetet mutat be a 12. ábra).
12. ábra Kioldásos módszerrel készült scaffold A legegyszerűbb módszerek közé tartozik a NaCl-os, kivitelezésére azonban két eltérő megoldást alkalmaznak:
van, amikor a polimer tömény oldatát keverik a porogénnel, majd préselik [81, 82], 16
máskor a polimert a porogénnel együtt keverik és darálják, és csak ezt követően préselik [83].
Ezek után (szükség esetén) eltávolítják az oldószert valamilyen módon, majd kioldják a porogént, és szárítják. A megfelelő módszer nyilván attól is függ, milyen alapanyagból dolgozunk. Előbbi hátránya, hogy valamilyen - jellemzően szerves - oldószerre van szükségünk, hogy elő tudjuk állítani a polimer oldatot. Ennek teljes eltávolítása problémás lehet, és a legtöbbször alkalmazott szerek egészségkárosító hatásúak is (pl. kloroform, aceton) [81, 82, 83]. Ennek kiküszöbölésére alkalmazzák az említett, második módszert: itt nincs szerves oldószer, a préselés után a vízoldható komponenseket kioldják, így alakul ki a megfelelő morfológia. A sokkal inkább környezetbarát megoldásra egy példa a poli(uretán-urea) (PUU) + poli(etilén-glikol) (PEG) + NaCl rendszer alkalmazása [83]. A PEG itt a második porogén szerepét tölti be, mivel a NaCl-os megoldásnak két főbb hátránya is van, amennyiben egyedüli porogénként alkalmazzuk. Több, a NaCl-os módszerrel foglalkozó publikáció is leírja, hogy 70%-os sótartalom alatt nem lehet scaffoldot készíteni, mivel nem megoldható a konyhasó kioldása a keletkező rendszerből [84, 85]; illetve a vizsgálatok azt mutatják [83], hogy az így kialakuló morfológia sem tökéletes. Ezek kiküszöbölésére tehát kifejlesztettek egy második porogénes módszert, aminek alapja, hogy a PUU+PEG+NaCl komponenseket keverés, darálás és szitálás után préselték, majd kioldották a PEG-et és a konyhasót. A technika nagy előnye az előzőekkel szemben, hogy a PEG is vízoldható, nincs szükség tehát szerves oldószerekre, és megfigyeléseik szerint a pórusszerkezet is homogénebb, mint a NaCl-os esetben. Felvetődhet ezek után, hogy ha a konyhasó és a PEG együttes alkalmazása annyival jobb, a PEG önálló alkalmazása mint porogén, milyen eredményekkel szolgálna. Mivel a tisztán NaCl-ot alkalmazó megoldás nem ad megfelelő eredményt, helyette egy másik (lehetőleg vízben) könnyen oldható porogén alkalmazása lenne célszerű. A vizsgálatok azt mutatták [83], hogy önállóan nem lehet a PEG-et erre a célra használni, mert nem megfelelő a kapott pórusmorfológia. (Valójában nem mindig teljesen összefüggő pórusszerkezet jött létre a NaCl+PEG együttes alkalmazásánál sem.)
17
A kioldásos módszernél nem csak konyhasót alkalmaznak, elég gyakori a cukor hasonló alkalmazása is, mivel vízben jól oldódik, azonban a források szerint az ilyen scaffoldokat is szerves oldószer használatával készítik [19]. Egy további lehetőség a paraffin porogénként történő alkalmazása [82]. Ennek hátránya szintén az oldószer (aceton, n-pentán) alkalmazása. Acetont a PLGA (poli(D,L-tejsav-koglikolsav)) oldására, míg n-pentánt a paraffin kioldására használták. A módszer további hátránya, hogy a paraffinból előbb gömböket kell készíteni, ami meglehetősen problémás.
2.3.2 Termikus indukált fázisszeparáció (Thermally Induced Phase Separation, TIPS) A termikusan indukált fázisszeparáció vagy TIPS alacsony olvadáspontú oldószerrel dolgozik, melyet könnyen szublimáltathatunk. A scaffold alapjául szolgáló polimert oldják, egy másik oldószert kis mennyiségben adagolva pedig biztosítják a fázisszeparációt. Ezt követően általában az oldószer olvadáspontja alatt, vákuumban szárítják az elegyet néhány napig. Ennek egyik változatával készítettek Pavia és társai [86] PLLA/PLA vázanyagokat. Ezekkel a keverékekkel 30-70 mikrométeres pórusokat hoztak létre, dioxán-víz rendszerben. A módszer alapvető problémái a szerves oldószer használata, illetve az eljárás bonyolultsága. Utóbbihoz tartozik pl. az oldószerpár kiválasztása, annak megfelelő összetételének meghatározása az adott polimerhez, polimer párhoz, polimer összetételhez; és a módszer pontos kialakítása (hogy ne maradjon oldószer, megfelelő legyen a kapott szerkezet, stb.).
2.3.3 Folyadék-folyadék fázisszeparációs technika Az előzőhöz hasonló módszer – szintén szerves oldószerekkel, ám itt nem alkalmaznak fagyasztásos lépést. Egy, a PUU feldolgozására alkalmas módszer, melynek során azt 100 °C-on oldják dimetil-szulfoxidban (DMSO), majd vizet adagolnak cseppenként, míg zavaros nem lesz, ezután pedig vákuumban szárítják. Így 75%-os porozitást értek el, ami az adott anyagra kisebb érték, mint a fagyasztva szárítós technikával elért [83]. CL-blokk kopolimereket is dolgoztak fel így [87]. 18
A módszer alkalmazása viszonylag gyakori, ám hátránya, hogy nem környezetbarát, a szerves oldószer kezelése, eltávolítása problémás, így ennek alkalmazását lehetőség szerint kerülni kell.
2.3.4 Fagyasztva szárítás A fagyasztva szárítás szintén egy szerves oldószert alkalmazó technika, melynek során a létrehozott szerkezetet fagyáspont alatt rögzítik, majd az oldószert szublimáltatják. Ez a technika nem olyan elterjedt, egyrészt mivel az alkalmazott oldószer általában nem környezetbarát, nehéz eltávolítani, másrészt a módszer sok időt vesz igénybe. Shokrolahi és társai [83] PUU-t DMSO-ban oldottak, amit először -10 °C-on szárították 10 órán át, majd 10 °C-on további három napig az oldószer teljes eltávolításához. Jellemző volt, hogy minél hígabb oldatot alkalmaztak, annál nagyobb pórusokat kaptak. A porozitás ebben az esetben nagyobb lett, mint a szételegyedést vagy szelektív kioldást alkalmazó módszereknél, ugyanebből az anyagból. A fagyasztva szárítással állítólag van olyan alapanyag, amivel akár 98%-os porozitást is el lehet érni [88].
2.3.5 Habosítás A habosítással létrehozott scaffoldok közös tulajdonsága, hogy az elkészítés során valamilyen módon – fizikai vagy kémiai – habosítással alakítják ki a kívánt szerkezetet. Kémiai habosítást pl. sav és ammónium-bikarbonát adagolásával lehet elérni [89], míg fizikai habosítást valamilyen gáz vagy folyadék (melyből aztán gáz keletkezik) közvetlen bevitelével. Utóbbi csoport legjelentősebb képviselői a CO2-ot alkalmazó módszerek [90, 91]. A szuperkritikus széndioxiddal (scCO2) történő habosításnál nincs szükség szerves oldószer alkalmazására, így nagy iránta az érdeklődés [92]. A scCO2, nagy diffúziósebességének köszönhetően, sok polimer habosítására képes [90], ám fontos megjegyeznünk, hogy a kialakuló szerkezetre az alkalmazott hőmérséklet és nyomás rendkívül nagy hatással van – 19
akárcsak a többi habosításos módszernél. A nyomás befolyásolja a kristályosságot is [92]. Adott anyagra kimérhető az elérni kívánt szerkezethez szükséges nyomás és hőmérséklet, ahol a hab még nem esik össze, ám megfelelő morfológia jön létre. PCL-re például kimérték, hogy az ideális nyomás a 17 MPa, az alkalmazandó hőmérséklet pedig 35 °C – lassú dekompresszióval [92]. A scCO2-os habosítás viszonylag egyszerűen kivitelezhető, nem szükséges oldószer, a módszerrel összevonható a scaffoldok kialakítása és azok felületének bevonása (impregnálása) is [92], így egy ígéretes lehetőség ilyen vázanyagok előállítására.
2.3.6 Elektrosztatikus szálképzés Az elektrosztatikus szálképzés (electrospinning) egy természetes és szintetikus szálak előállítására gyakran használt technológia, mely polimer oldatból (ritkábban ömledékből) elektromos áram segítségével állít elő szubmikronos méretű szálakat. A berendezés három fő részből áll: a nagyfeszültségű tápegységből, a hozzá kapcsolódó fémes csővégből és a földelt gyűjtőlemezből [93, 94]. Működésének alapja, hogy a kapilláris fémes végén megjelenő polimer csepp kúpos alakot vesz fel (ún. Taylor-kúp) a feltöltődés hatására. Amikor a kúpfelszínen összegyűlt töltések által kifejtett taszító erő meghaladja a felületi feszültségből adódó visszatartó erőt, egy feltöltött folyadéksugár lép ki a kúp hegyéről a földelt gyűjtőlemez felé. Ez a kilépő sugár a felületi töltések hatására annyira megnyúlik, hogy szubmikronos méretű lesz, és az oldószer pillanatszerűen elpárolog. Két típusa terjedt el: a vertikális és a horizontális elrendezésű elektrosztatikus szálképző egység [93, 94]. Többek között a scaffoldok előállításához is előszeretettel alkalmazzák az elektrosztatikus szálképzést (így készült scaffoldokat ld. a 13. ábrán), PCL/zselatin kompozitokat pl. többen készítettek ilyen módon. Az alkalmazott oldószer általában valamilyen fluoroalkohol, legtöbbször hexafluor-2-propanol (HFP) [95] vagy trifluoretanol (TFE) [96], ezek azonban drágák, és az egészségre is károsak, kezelésük problémás, így Gautam és társai [97] egy ezeknél újabb, olcsóbb és talán kevésbé káros megoldással álltak elő: kloroform/metanol (3:1) keverék a PCL oldására és (80%) ecetsav a zselatinhoz.
20
13. ábra Electrospinninggel készített vázanyagok szerkezete [95] Az utóbbi években egyre nagyobb érdeklődésre tesznek szert az ún. bioaktív scaffoldok. Ezek bioaktív molekulák és scaffoldok kombinációjával jönnek létre, melyek a „hagyományos” vázanyagokhoz képest azzal a plusz tulajdonsággal rendelkeznek, hogy a szövetek regenerációját a bioaktív molekulákkal szabályozzák. Ilyen scaffoldokat is például elektrosztatikus szálképzéssel lehet előállítani [98].
2.3.7 Prototípusgyártás (Rapid Prototyping, RPT) Annak ellenére, hogy több bevett módszer van (ld. kioldásos módszer vagy habosítás), melyet gyakrabban alkalmaznak a scaffoldok előállítására, azokkal általában nem megfelelően összefüggő pórusszerkezetet kapunk, illetve nem lehet kellő mértékben befolyásolni a porozitást, melyek azonban rendkívül fontos tulajdonságok a vázanyagok felhasználásánál. Ezek lehetséges alternatívái a gyors prototípusgyártás (RPT) különböző típusai [99, 100]. A rapid prototyping fizikai modellek és prototípus alkatrészek gyártása, 3D-s CADmodellek, CT- vagy MRI-képek közvetlen felhasználásával. Az ilyen eljárásoknál az adott modell vékony, vízszintes keresztmetszeteit építjük össze – rétegről rétegre alakítjuk ki a terméket [99]. Többféle csoportosítás lehetséges: anyag és alakadás szerint is nagyon sok különböző technikát különíthetünk el. Ide sorolhatjuk a mikroextrúziót (bár ez nem a klasszikus 21
RPT-k közé tartozik), a 3D nyomtatást, a szelektív lézeres szinterezést és pl. az FDM-et– ezek scaffoldok előállítására is használatosak. A mikroextrúziós berendezés valójában egy 3D-s pozicionálóval ellátott extruder. Előnye, hogy jól kontrollálható a kialakuló szerkezet, a porozitás és a pórusméret is, mivel rétegenként építi fel a kívánt szövetet. A vázat előre megtervezhetjük: akár CT-, MRI-kép vagy más 3D-s modell alapján is dolgozhatunk [18, 101]. A berendezés hátránya azonban a viszonylag nagy tartózkodási idő, ami az alapanyag degradációját okozhatja. Az elérhető méret berendezésfüggő, átlagos értékek a (200mm x 150mm x 90 mm)-es munkatér és a ± 25 μm-es pontosság [102]. Az olvasztott leválasztás modellezés (Fused deposition modeling, FDM) [100] egy felle (Z irányba) mozgatható asztalból és egy X-Y irányba mozgatható ömlesztő fejből áll, direkt 3D technika, pontonként alakítja ki a terméket. Egyik leggyakrabban alkalmazott fajtájánál a fejbe polimerszálat adagolnak, mely ott megömlik, és azt megfelelő pozícióban ismét megszilárdítva alakítják ki a terméket. Van azonban az FDM-nek egy scaffoldgyártásra is gyakran használt változata, az ún. 3D fiber deposition (3DF) technológia [100, 103], amelynél a beadagolás granulátum formájában történik. Igen népszerű technika manapság az ún. 3D nyomtatás; polimer porból és kötőanyagból nyomtatnak termékeket ilyen módszerrel [104]. Népszerűségét annak köszönheti, hogy szinte bármilyen anyagot felhasználhatunk, nincsenek támasztóelemek, egyszerű és megbízható eljárás. Hátrányai közé tartozik azonban, hogy utólagos keményítés szükséges (5-30 perc), korlátozott a pontossága, és az így kialakított terménél a belső felülethez nem lehet hozzáférni. A kialakított termék felületi minőségét a tervezés pontossága, illetve a gép adottságai szabják meg. A szelektív lézeres szinterezés (SLS) por alapanyagból állít elő terméket lézersugárzással. Az eljárás során [105] egy terítőhenger adagolja a szinterezetlen port a munkatérbe, ahol a lézer a megfelelő részeket szinterezi. Az eljárás során bármilyen port felhasználhatunk, mely melegítés hatására „kilágyul”, csökken a viszkozitása, így alkalmaznak pl. poliamidot (üvegszálasat is), polikarbonátot, precíziós öntészeti viaszt, kerámia- és fémporokat is. Ezzel a
22
módszerrel sikerrel előállítottak már pl. poli(éter-éter-keton)-hidroxiapatit (PEEK-HA) keverékekből scaffoldot [106].
2.3.8 A technikák összehasonlítása Scaffoldok előállítására használhatunk tehát „hagyományos”, illetve speciális berendezést igénylő módszereket. Mindkettőnek vannak előnyei, a hagyományos módszerekhez nem szükséges a speciális berendezés beszerzése, viszonylag olcsón megvalósíthatók ezáltal, azonban az így készülő vázanyagok átjárhatósága, porozitása, pórusmérete, mechanikai tulajdonságai nehezebben kontrollálhatók. A 14. ábrán látható a különbség a két módszer között. Ezek alapján a technikák összehasonlításának is a két csoportra külön van több információtartalma. A kioldásos, fagyasztva szárítós és szételegyedéses módszerekkel készített termékek tulajdonságait a 2. táblázat foglalja össze. Látható, hogy a módszerek többségével el lehet érni a kívánt 90%-os porozitást, a többi tulajdonságban azonban jelentős eltérések mutatkoznak. Nyilván ezt a technikák és az alkalmazott anyagok különbözősége adja.
14. ábra Egy „hagyományos” (balra) és egy RPT-vel (jobbra) létrehozott scaffold [107] A sokkal jobban kontrollálható szerkezetet kialakító RPT technikákról, illetve az electrospinninggel és a mikroextrúzióval kialakított scaffoldok tulajdonságairól már kevesebb adatot közölnek. Jellemzőjük azonban, hogy az adott gép pontossága (esetleg az alapanyag) és a tervezés azok, amik a tulajdonságokat befolyásolják. Néhány mikroextrudált vázanyag jellemzőit tartalmazza a 3. táblázat.
23
A két csoport eljárásai közötti további különbséget adja még a termelékenység. Az RPT technikák is eltérő előkészítést, illetve utómunkát igényelnek (ezekre korábban kitértem), azonban így is jóval gyorsabbak, mint a legtöbb „hagyományos” módszer. A TIPS például 3 napig [86], a fagyasztva szárítás akár 4 napig [83], a habosítás pedig (az adott eljárástól függően) akár még tovább is tarthat.
2. táblázat Különböző módszerekkel előállított scaffoldok tulajdonságai Módszer
Szét-
Fa-
Szelektív
Szelektív
Szelektív
Szelektív
ele-
gyasztva
kioldás
kioldás
kioldás
kioldás
gyedé
szárítás
PUU
PDLLA,
PLLA
PLGA
ses Anyag
PUU
PUU
PLGA Porozitás
75
85-90
77-87
95
93-96
80-97
Pórusméret
28 +/- 10
141-176
100-450
200-500
335-450
(μm)
54 +/- 25 1,5*106-
2*106-
105-
2*105
4,5*106
22*106
3*106
0,8-
0,1*106-
2*103-
1,3*106
106
105
(%)
Nyomó
7100
2400-700
modulus (Pa) Nyomó
1920
400-233
szilárdság (Pa) Megj.
DMS
DMSO
NaCl,
NaCl,
cukor,
paraffin,
O
[83]
PEG
kloro-
kloro-
aceton
[83]
form
form [19]
[82]
o.sz. [83]
[81]
24
3. táblázat Mikroextrúzióval kialakított scaffoldok jellemzői Módszer
Mikroextr.
Mikroextr.
Anyag
PCL
PCL
hidroxiapatit Porozitás (%)
60-70
98
Pórusméret (μm)
450
200-300
Nyomó modulus (MPa)
75-85
-
Megj.
[18]
90 °C [101]
2.4 Polimer keverékek 2.4.1 Elegyedés, fázisdiagram Kis molekulatömegű komponensek elegyítésekor a kialakuló keverék többféle módon is viselkedhet. Bizonyos anyagok egymással korlátlanul elegyednek, míg más vegyületpárok csak bizonyos összetétel- és/vagy hőmérsékleti tartományban képeznek homogén elegyet. Más esetekben a komponensek két fázist képeznek függetlenül az összetételtől és a hőmérséklettől. Hasonló viselkedés érvényes a polimerekre is: lehetnek teljesen vagy részlegesen elegyíthetőek, de képezhetnek többfázisú keveréket is. A kialakuló keverék fázisviszonyainak jellemzése a fázisdiagram (15. ábra) segítségével lehetséges. Az ábrán látható tartományokat alulról az üvegesedési hőmérséklet, felülről a bomlási hőmérséklet zárja le [108]. A Tg alatt a polimer lánc szegmenseinek mozgása megszűnik, az egyensúly nem alakul ki, emiatt a fázisviszonyok jellemzése nem lehetséges; a bomlási hőmérséklet felett pedig a polimer kémiai szerkezete változik meg, ami hatással van a fázisviszonyokra. Egyensúlyi állapot a két határhőmérséklet között alakulhat ki. A komponensek általában akkor alkotnak homogén elegyet, ha valamilyen specifikus kölcsönhatás alakul ki. Ennek erőssége általában csökken a hőmérséklet emelésével, ami szételegyedéshez vezet. Azt a kritikus hőmérsékletet, ahol elkezdődik a szételegyedés, felső kritikus szételegyedési hőmérsékletnek nevezzük (LCST) [109]. 25
15. ábra Polimerekre jellemző fázisdiagram [108] Szételegyedéshez vezethet ugyanakkor a hőmérséklet csökkentése is. A hűtés során molekulák egyre közelebb kerülnek egymáshoz, végül a taszító erők nagysága meghaladja a specifikus kölcsönhatásokét, és bekövetkezik a szételegyedés. Ezt a kritikus hőmérsékletet alsó kritikus szételegyedési hőmérsékletnek (UCST) nevezzük [109]. Az elegyedési szabadentalpia és a fázisdiagram közötti összefüggést a 16. ábra mutatja be. Az elegyítési szabadentalpia görbék szélső értékeket és inflexiós pontokat mutatnak, amelyek a fázisviszonyok alakulását jellemzik. Az elegyíthetőség feltétele a szabadentalpia csökkenése. Ha a szabadentalpia nő, heterogén keveréket kapunk, szételegyedés következik be. A szételegyedés a szabadentalpia-változás összetétel szerinti második deriváltjának megfelelő összetételeknél és hőmérsékleten következik be ((1) egyenlet). Ezekből a pontokból épül fel az úgynevezett spinodális görbe.
2 G 0 2 2 p ,T
(1)
Az első derivált adja meg a binodális görbét – (2)-es számú egyenlet, ami a szabadentalpia összetételfüggésének szélső értékeihez tartozó pontok összessége.
26
G 0 2 p ,T
(2)
A spinodális görbe által bezárt területre eső keverékek kétfázisúak, míg a binodális és spinodális görbék által határolt területen a keverék metastabilis állapotban van. A keverék ebben a tartományban általában hosszú ideig eltartható szételegyedés nélkül. A gyakorlatban jellemzően a fázisdiagramot határozzák meg, és nem magát a szabadentalpiát vagy annak változását [110, 111].
16. ábra Az elegyedési szabadentalpia és a fázisdiagram kapcsolata
2.4.2 A polimer keverékek termodinamikai jellemzése Termodinamikai értelemben vett elegyíthetőségről akkor beszélhetünk, ha egy keverékben teljesen homogén szerkezet alakul ki és a komponensek molekuláris szinten keverednek egymással. Nem elegyedő polimerek heterogén szerkezetű keveréket eredményeznek. A komponensek közötti kölcsönhatás típusa befolyásolja az elegyíthetőséget, ami meghatározza a kialakuló fázisok számát, a keverék szerkezetét és tulajdonságait. Az elegyíthetőség elsőd27
leges feltétele az elegyítési szabadentalpia-változás negatív értéke. A szabadentalpia változása az elegyítési entrópia és entalpia változásának eredménye: ΔGM = ΔHM – T ΔSM
(3)
,ahol ΔHM az elegyítési entalpia, ΔSM az elegyítési entrópia, a T pedig a hőmérséklet. Az elegyítési entalpiaváltozás a komponensek közötti kölcsönhatással van kapcsolatban, az entrópiaváltozás pedig a keverékkészítés során a rendezetlenségben bekövetkező változással. Kis mólsúlyú anyagok alkotta keverékek esetén az elegyedési entrópiaváltozás általában önmagában elég nagy ahhoz, hogy spontán elegyedés jöjjön létre. Ezzel szemben polimer keverékek esetén az elegyedési entrópiaváltozás több nagyságrenddel kisebb érték. Ennek következében a polimerek általában csak akkor elegyíthetők, ha a kölcsönhatás a két különböző komponens között erősebb, mint az azonos típusú molekulák között, és így a ΔHM értéke negatív lesz. Mivel az entalpiaváltozás és az entrópiaváltozás egyaránt függ a hőmérséklettől és az összetételtől, általában ezek a polimer párok is csak bizonyos hőmérséklet és összetétel tartományban elegyíthetők. A körülmények megváltoztatásával az addig homogén elegy szételegyedik és heterogén szerkezet alakul ki. A fázisszeparáció mechanizmusa és a kialakuló szerkezet jellege attól függ, hogy a keverék a körülmények megváltozásával az instabil, vagy metastabil állapotba került [112]. Speciális kölcsönhatások hiányában a polimer keverékek komponensei tehát termodinamikai értelemben véve általában nem elegyíthetőek, jellemzésükre ezért gyakrabban alkalmaznak egy technológiai fogalmat, az összeférhetőséget. Összeférhetőek annak a polimer keveréknek a komponensei, amely gyakorlati szempontból vonzó tulajdonságokkal rendelkezik. Különböző polimerekből a tulajdonságok széles skálájával rendelkező keverékek állíthatók elő, a keverékek szerkezetét és tulajdonságait a két komponens között fellépő kölcsönhatás, az összetétel, a szerkezet és a komponensek tulajdonságai határozzák meg.
28
2.4.3 A Flory-Huggins elmélet Az elegyíthetőség vizsgálatára és előrejelzésére leggyakrabban a Flory-Huggins rácselméletet használják. Az elméletet egymástól függetlenül Flory és Huggins dolgozta ki polimer oldatok és keverékek termodinamikai jellemzésére. Az elmélet kitér mind az elegyítési entalpia, mind az entrópia meghatározására, alapja egy rács feltételezése, amelynek pontjaiban a makromolekulák atomjai helyezkednek el. Az elhelyezkedés módja az entrópiát, a rácselemek közti kölcsönhatás pedig az entalpiát határozza meg, illetve ezek mennyiségi megváltozását a keverékkészítés során. Egy makromolekula nem egy, hanem több rácselemet foglal el, melyek kapcsolatban vannak egymással, ami korlátozza a lehetséges elrendezések számát. Ezt az elegyítési entrópia számításánál figyelembe kell venni. Az elegyítési entrópia számításához Flory a következő feltételezéseket alkalmazta [113]:
Csak az első szomszédok szerepe jelentős, számuk rögzített, 6 és 12 között van (koordinációs szám: z = 6-12).
Ugyanaz a rács használható tiszta anyagokra és oldatokra.
Polimerek esetében a rácselemben a szegmensek foglalnak helyet, és ezek határozzák meg az elegyítési entrópiát.
A szegmensek mérete összemérhető (megegyezik) az oldószer molekula méretével és a szegmensek száma (x) egyenlő az oldott anyag és az oldószer molekula moláris térfogatának arányával.
A polimer molekulák mindegyike egyforma.
Ha feltételezzük, hogy az oldás két lépésben játszódik le, akkor az entrópia két részre osztható, a dezorientációs (kristályok megolvadása) és az oldási entrópiára. Amorf polimerek esetén a dezorientációs entrópiaváltozás figyelmen kívül hagyható. Az oldási entrópiaváltozás az alábbi összefüggéssel számolható [113]: ΔSm = -k(N1lnϕ1 + N2lnϕ2),
(4)
ahol N1 és N2 a komponensek molekuláinak száma, ϕ1 és ϕ2 a megfelelő térfogattörtek, k a Boltzmann állandó. Az elegyítési entalpiaváltozást a szomszédos idegen molekulák közötti kölcsönhatás relatív nagysága (Δε12) adja meg: Δε12 = ε12 – 0,5(ε11 + ε22), 29
(5)
ahol ε12 két idegen molekula közötti, ε11 és ε22 pedig két-két azonos molekula közötti kölcsönhatás nagysága. Ennek birtokában az elegyedési entalpiaváltozás a következő módon számolható a teljes rácsra: ΔHm = N1zΔε12ϕ2 ,
(6)
ahol z a szomszédos molekulák száma. Ezek alapján az elegyítési szabadentalpia változása: ΔGm = kT(N1lnϕ1 + N2lnϕ2 + N1ϕ2χ12),
(7)
ahol bevezetésre került a Flory-Huggins féle kölcsönhatási paraméter: χ12 = zΔε12 / kT
(8)
2.4.4 Az elegyíthetőség vizsgálatára alkalmas módszerek Az elegyíthetőség, a szerkezet és a tulajdonságok között szoros kapcsolat áll fenn, ezért nagyon fontos a polimerek elegyíthetőségének jellemzése. Több módszert is használnak, amelyek kisebb-nagyobb pontossággal lehetővé teszik az elegyíthetőség közvetlen vagy közvetett jellemzését, azonban minden rendszerre alkalmazható, általános módszer nem létezik.
2.4.5 A kölcsönhatási paraméter meghatározása az oldhatósági paraméterből A keverék komponensei közötti kölcsönhatásokat legegyszerűbben az oldhatósági paraméter segítségével lehet feltérképezni. Az oldhatósági paramétert először Hildebrand alkalmazta egyszerű folyadékok kölcsönhatásának leírására. A kísérleti eredmények igazolták hasznosságát, ezért megkísérelték polimer oldatokra és keverékekre is alkalmazni a módszert. Az oldhatósági paraméter térfogategységnyi anyag elpárologtatásához szükséges energia négyzetgyöke [114], ennek megfelelően δ arányos a komponensek között fellépő vonzóerővel:
E v V
1/ 2
és 2 CED ,
ahol ΔEv a párolgáshő, CED a kohéziós energia sűrűség. 30
(9)
Kis molekulatömegű anyagok esetében a párolgáshő kalorimetrikusan mérhető, ilyen módon az oldhatósági paraméter könnyen meghatározható. Mivel a nagy molekulatömegű anyagok elpárologtatása nehézkes, a polimerek oldhatósági paraméterének meghatározására más módszereket dolgoztak ki. Small [115] a polimerek ismétlődő egységeihez additív csoportjárulékokat rendelt, ezek összegzésével mérés nélkül meghatározható a kölcsönhatási paraméter:
Fi M
,
(10)
ahol ρ a polimer sűrűsége, Fi a csoportjárulék, M az ismétlődő egység molekulatömege. Az oldhatósági paraméter a diszperziós, poláris és hidrogén hidas komponensek kiszámításával is meghatározható, méghozzá a következő egyenletek szerint [116]: ∑
√∑
√∑
√ ahol Fdi és Fpi a megfelelő csoportjárulékok, δd, δp és δh az oldhatósági paraméter egyes komponensei, δ pedig a teljes oldhatósági paraméter, Ehi a hidrogén kötési energiája, V pedig az ismétlődő egység móltérfogata. Az oldhatósági paraméterek felhasználásával egyszerűen meghatározható a FloryHuggins kölcsönhatási paraméter [117]:
12
Vs 1 2 2 , RT
31
(11)
ahol R az egyetemes gázállandó, δ1 és δ2 a komponensek oldhatósági paramétere és Vs az ismétlődő egység moláris térfogata. Az elmélet szerint két komponens között akkor jó a kölcsönhatás, ha az oldhatósági paramétereik közötti különbség kicsi. A módszer gyengesége, hogy nem veszi figyelembe a specifikus kölcsönhatásokat, de egyszerűsége miatt mégis gyakran alkalmazzák. Az összefüggés használatával becsülhető a komponensek közötti kölcsönhatás erőssége.
2.4.6 Az üvegesedési hőmérséklet (Tg) mérése Az üvegesedési hőmérséklet mérése az egyik leggyakoribb módszer a polimerek öszszeférhetőségének meghatározására. A korlátlanul elegyedő polimerek egyfázisú, molekuláris szinten homogén rendszerek, ezért ezek a keverékek egyetlen Tg-vel rendelkeznek, ami a két polimer Tg-je között található, az összetételtől függően. A heterogén polimer keverékek ezzel szemben két Tg-vel rendelkeznek, melyek az egyes fázisokra jellemzőek. Az összetétel függvényében a két fázis üvegesedési hőmérséklete közeledik egymáshoz. Az eltolódás mértéke a komponensek között fennálló kölcsönhatások erősségétől függ, ami alapján meghatározható az elegyíthetőség. A leíró modellt Kim és Burns dolgozta ki [118], mely akkor alkalmazható, ha a két komponens üvegesedési hőmérséklete között legalább 20°C eltérés van, különben a fázisok üvegesedési átmenetei nem fognak elválni egymástól, és így az eltolódás sem állapítható meg. A Tg meghatározására alkalmas módszerek:
kalorimetria (DSC),
mechanikai spektroszkópia (DMTA),
dielektromos spektroszkópia,
dilatometria,
az olvadási hőmérséklet (Tm) csökkenésének mérése. Kristályos polimerek elegyíthetőségének meghatározására alkalmas a Nishi és Wang [119] által kidolgozott módszer. Kristályos polimerek esetén az elegyedés általában csak az amorf fázisok között valósul meg, a folyamat ugyanakkor hatással van a kristályos fázis olvadáspontjára, méghozzá csökkenti azt. A jelenség hasonló a kis mólsúlyú anyagok híg oldatai-
32
nak olvadáspont csökkenéséhez. A kapcsolatot a kölcsönhatási paraméter és az olvadáspont között a következő egyenlet írja le:
m
(
m
) ,
(12)
ahol Tm a keverék olvadási hőmérséklete, Tm0 a tiszta kristályos polimer egyensúlyi olvadási hőmérséklete, R az univerzális gázállandó, V1 és V2 a komponensek ismétlődő egységeinek moláris térfogata, ΔH2 a 100%-ban kristályos polimer olvadáshője, χ12 a kölcsönhatási paraméter, φ2 pedig a kristályos polimer térfogattörtje. A módszer csak olyan keverékek esetében alkalmazható, amelyek legalább egyik komponense kristályos polimer, több kristályos komponens esetében pedig az olvadási hőmérsékleteknek elválaszthatóaknak kell lenniük egymástól. A kristályos polimerek olvadási hőmérséklete kalorimetriás módszerrel határozható meg a legegyszerűbben.
2.4.7 Az összeférhetőség vizsgálatára használatos egyéb módszerek Az üvegesedési és olvadási hőmérsékletek meghatározása mellett lehetőség van a polimer keverékek szerkezetének mikroszkópiás vizsgálatára is, a legelterjedtebb módszerek a fénymikroszkópia és az elektronmikroszkópia. Ezekben az esetekben a megfelelő nagyítású és mélységélességű felvételek elkészítéséhez gondosan előkészített minták szükségesek, az előkészítés módja ugyanakkor befolyásolja az eredményt. A szórási mérések közé tartozik a fényszórás, neutronszórás és a röntgenszórás. Azonban az előbb felsorolt technikák bonyolult berendezéseket és minta előkészítést igényelnek. Ezenkívül használatosak a zavarosodási, az inverz gázkromatográfiás mérések (IGC), az oldószer felvételen alapuló és az azonos oldószerben való oldás módszerek.
33
2.4.8 Az összeférhetőség, a szerkezet és a tulajdonságok kapcsolata A tulajdonságok összetételfüggését leíró modellek használatával következtetni lehet a szerkezetre is, mivel a modellek többsége valamilyen szerkezeti feltételezést tartalmaz. A legtöbb modell a rugalmassági modulus összetételfüggésének leírására alkalmas. A modulust elméletileg nulla deformációnál határozzák meg, így a lineáris rugalmasságtan törvényszerűségei alkalmazhatók. A keverékekre kevés modell alkalmazható, mivel ezek nem képesek figyelembe venni a fázisinverziót. A nagyobb deformációknál mért jellemzők összetételfüggését még kevesebb modell jellemzi, ezek is jellemzően félmpirikus vagy fenomenológiai összefüggések. A legegyszerűbb ilyen modellt Nicolais és Narkis dolgozta ki töltőanyagot tartalmazó rendszerre [120]:
y y 0 1 1,21 2 / 3 ,
(13)
ahol σy a kompozit, σy0 a mátrix folyási feszültsége és φ a töltőanyag, illetve a diszpergált fázis térfogattörtje. A zárójelen belüli kifejezés a mátrix által elfoglalt keresztmetszet. A modell feltételezi - ez egyben a modell hiányossága is -, hogy a diszpergált fázis részecskéi bizonyos geometriai elrendezés szerint helyezkednek el a mátrixban, és a mátrix viseli a teljes terhelést. Az egyenlet csak bizonyos esetekben alkalmazható keverékekre, hiszen ha kölcsönhatás alakul ki a két komponens között, akkor mindkettő rész vesz a terhelés viselésében, ám ezzel a modell nem számol. Figyelembe veszi a kölcsönhatásokat viszont a Pukánszky-Turcsányi-Tüdős modell, a B paraméter bevezetésével, amely a kölcsönhatás erősségével kapcsolatos paraméter. Az egyenletet töltőanyagot tartalmazó polimerekre alkották meg, de alkalmazható polimer keverékekre is. A modell leírja a folyási feszültség összetételfüggését [121]:
y yo
1 exp( B y ) , 1 2,5
(14)
de bizonyos tényezők figyelembevételével a szakítószilárdságét is:
T T 0 n
1 exp( BT ) , 1 2,5
34
(15)
ahol a tört kifejezés adja meg a mátrix effektív keresztmetszetét, az exponenciális tag a kölcsönhatás mértékét, illetve a diszperz fázis által viselt terhelés nagyságát, σT a valódi szakítószilárdság (σT = σλ és λ = L/L0) és n az orientációs szilárdságnövekedés mértékét jellemző paraméter. A többi tag megegyezik a folyási feszültség képletében szereplő mennyiségekkel. A valódi szilárdság bevezetésének oka, hogy nagy nyújtások a minta keresztmetszetének csökkenését okozzák. A λn az orientáció hatását veszi figyelembe, mivel ekkor szilárdságnövekedés következik be. Ezen tényezőknek nagy nyúlások esetén van jelentőségük. A modell nem veszi figyelembe a fázisinverziót, és csak diszpergált szerkezetre érvényes. A tulajdonságok előrejelzésére a modell nem használható, mivel a B paramétert nem lehet a komponensek jellemzőiből számolni, csak a mérési eredményekből határozható meg, illesztéssel. A diszpergált fázis által viselt terhelés a (16)-es egyenlettel adható meg:
B = ln CT d , 0
(16)
ahol σd a diszpergált fázis, σ0 pedig a mátrix megfelelő tulajdonsága és CσT a feszültségátvitelt jellemző arányossági tényező. A CσT paraméter és a Flory-Huggins kölcsönhatási paraméter között fordított arányosság áll fenn: C~
1
(17)
2.4.9 Egymásba hatoló fázisszerkezet Polimer keverékek készítése új, kiemelkedő tulajdonságú anyagok létrehozásának egy gazdaságos és viszonylag gyors módja, a létrehozott morfológia azonban kulcskérdés a tulajdonságok beállítása szempontjából [122]. A keverékek morfológiáját régóta vizsgálják. A következő tényezők befolyásolják, milyen lesz a kialakuló szerkezet: a hőmérséklet, a keverés ideje, a kevertetés intenzitása, az összetétel, a viszkozitási viszonyok, a modulus és a határfelületi feszültség [4]. A sok befolyásoló tényezőnek köszönhetően még mindig vannak a területen tisztázatlan kérdések, abban azonban a kutatók egyet értenek, hogy kétfajta szerkezettel találkozhatunk az esetek döntő többségében, a diszpergált cseppeket tartalmazóval és az egymásba hatoló fázisokkal rendelkezővel (angolul „co-continuous” szerkezet) [4, 122-124].
35
Az egymásba hatoló fázisszerkezet különösen érdekes, itt ugyanis mindkét komponens gyakorlatilag folytonos fázist alkot, ezzel egy „egymásba hatoló hálót” létrehozva, aminek hatására mindkét polimer teljes mértékben hozzá tud járulni a tulajdonságok alakulásához, esetenként szinergetikus hatást elérve a mechanikai és más tulajdonságokra nézve [122].
17. ábra Polimer keverékek szerkezete a keverési idő és a hőmérséklet függvényében (belső keverős feldolgozás);ahol az „A” polimer olvadáspontja alacsonyabb[4] A „co-continuous” szerkezet létrejöttét többféle módon lehet vizsgálni [123]:
gyakori módszer a pásztázó (esetleg transzmissziós) elektronmikroszkópos felvételek elemzése, ám az eredmények nem mindig egyértelműek.
az egyik fázis oldószeres extrakciója: ezzel a fázis folytonosságát lehet számszerűsíteni,
reológiai mérések: esetenként alacsony frekvenciánál a tárolási modulus-összetétel összefüggés két maximum ponttal rendelkező görbét alkot az egymásba hatoló hálós szerkezet tartományában.
dinamikus mechanikai termikus analízis: a tárolási modulus a hőmérséklet függvényében diszpergált szerkezet esetén a mátrix nagyobb hozzájárulását mutatja, míg egymásba hatoló fázisok esetén mindkét komponens behatása jelentős,
differenciális pásztázó kalorimetria: a polimerek kristályosodásának változásának nyomon követésével következtetni lehet az egymásba hatoló hálós szerkezet kialakulására. 36
Egy korábban megválaszolatlan, ugyanakkor rendkívül érdekes kérdésre, hogy mi történik a keverő berendezésekben a keverékek morfológiájával, Lee és munkatársai adták meg a választ [4]. Megállapították, hogy a co-continuous szerkezet valójában nem stabil: akár amorf, akár kristályos polimereket dolgoznak fel belső keverőben, adott hőmérséklet és keverési idő szükséges az egymásba hatoló fázisos szerkezet kialakulásához. A 17. ábrán megfigyelhető, hogyan is jön ez létre, és hogyan alakul ki belőle ismét diszpergált szerkezet.
37
3. Kísérletek, módszerek 3.1 Mintakészítés 3.1.1 Felhasznált anyagok
-
Glicerin (99,5%)
-
Keményítő: Hungramid F natív kukoricakeményítő
-
Nátrium-Lignoszulfonát (LS, később gyakran „lignin”): Bretax SRO2
-
Poli(ε-kaprolakton) (PCL): Capa 6800 típus, M=80000 g/mol
3.1.2 Alapanyagok előkészítése Mind a keményítőt, mind a PCL-t felhasználás előtti napon kiszárítottuk (ld. az 4. táblázatot), mivel a feldolgozás körülményei között a víz degradálja fenti komponenseket. Az anyagokat a megadott időtartam letelte után a megadott nyomáson hagytuk kihűlni, csak ezt követően vettük ki azokat a szárítószekrényből. A kiszárított keményítőt és a glicerint Henschel FM/A10 típusú gyorskeverőben homogenizáltuk, majd a kapott 36% glicerin tartalmú termoplasztikus keményítőt (TPS) kétcsigás extruderen dolgoztuk fel és granuláltuk. A lignoszulfonát-tartalmú keverékek előállítása során is problémát jelent a víz jelenléte, emiatt a lignint is szárítottuk a feldolgozást megelőzően. 4. táblázat A keményítő és a PCL szárítási körülményei Anyag neve
Hőmérséklet (°C) Nyomás (mbar) Időtartam (h)
Keményítő
105
1000
24
PCL
50
200
12
Lignoszulfonát
105
200
24
38
3.1.3 Keverékkészítés Az előkészítés után 0-100 V/V% TPS tartalom között, 10 V/V%-os lépésközzel, Brabender Plastograph gyúrókamrában elkészítettük a TPS-PCL keverékeket. Az IPN szerkezet kialakulását 50 V/V%-os összetétel környezetében vártuk, ezért 45 és 55 V/V%-os összetételű mintákat is készítettünk a hatások könnyebb követéséért. A mintakészítés 160 °C-on, 50 1/perc sebességgel, 12 percig történt. A PCL-LS keverékeket szintén Brabender Plastograph gyúrókamrában készítettük el 0 és 70 V/V%-os lignintartalom között, 10 V/V%-os lépésközzel. A mintakészítés a lignin roszszabb homogenizálhatósága miatt 180 °C-on történt, 50 1/perc sebességgel, 12 percig. A gyúrt mintákat Fontijne SRA 100 laboratóriumi présen préseltük. A 3 perc előmelegítés és 2 perc préselési idő alatt, 180 °C-on ~1 mm vastag lapokat készítettünk. A préselési idő lejárta után a présnyomás megtartása mellett hagytuk kihűlni a mintát. A lapokat ezután megcímkézve exszikkátorba helyeztük.
3.1.4 Kioldás A PCL-TPS keverékek termoplasztikus keményítő tartalmát 1M töménységű HCloldattal oldottuk ki. Az optimalizált folyamat 3 napig tartott, mely során végig kevertettük, és 40-45 °C között tartottuk a rendszert. 250 ml sósavat használtunk a kioldáshoz, amit naponta egyszer cseréltünk. A kioldás hatásosságát a minták liofilizálásos szárítása után, tömegmérés alapján állapítottuk meg. A lignin tartalmú minták esetében desztillált vizet használtunk kioldó közegként, az optimális időtartam szintén 3 nap lett.
39
3.2 Vizsgálati módszerek 3.2.1 Folyadékáteresztés Ahogy már szó esett róla, a pórusszerkezet nyíltsága rendkívül fontos a későbbi, vázanyagként történő felhasználás szempontjából. Az alkalmazott módszer feltételezi, hogy bizonyos összetételeknél, ahol kialakul az egymásba hatoló fázisszerkezet, és a kioldás is sikeres, a
létrejövő
szerkezet
nyílt
pórusú
lesz.
Ennek
ellenőrzésére
alkalmaztuk
a
folyadékáteresztéses vizsgálatot, mely azon alapul, hogy a préselt lapból vágott, kioldott mintákat ismert nyomású folyadék útjába helyezzük, majd mérjük az adott idő alatt átfolyó folyadék mennyiségét. Ehhez a vizsgálathoz egy 1/4" 2420 - PRU - High pressure típusú nyomáscsökkentő eszközt használtunk, amivel stabilan be tudtuk állítani a mintán átáramoltatni kívánt folyadék nyomását, továbbá precízen hangolhattuk is azt. Mivel a készülék fix átmérővel rendelkezik, a behelyezett minta geometriája nem, csak a benne kialakított pórusok szerkezete és az alkalmazott folyadéknyomás szabja meg a mintán időegység alatt átáramló folyadék mennyiségét. 0,06 és 0,1 bar víznyomás mellett analitikai mérlegen mértük az egyes kioldáson átesett mintákon 4 perc alatt átáramló folyadék mennyiségét.
3.2.2 Dinamikus mechanikai termikus analízis (DMTA) A DMTA egy kényszeroszcillációt alkalmazó berendezés, mely a termomechanikai görbe felvételére alkalmas oly módon, hogy adott periodikus deformációt (bemenő függvény) állítunk be a szilárd mintához, majd mérjük a feszültség (válaszfüggvény) amplitúdóját és a fáziskésést. Ezekből számítjuk a komplex modulus komponenseit, illetve a veszteségi tényezőt. Utóbbi a veszteségi és a tárolási modulus hányadosa. A DMA mérések a különféle relaxációs átmenetek meghatározására alkalmasak. A vizsgálat paraméterei: -
készülék típusa: Perkin Elmer Pyris Diamond DMA,
-
mérési frekvencia: 1 Hz, 40
-
fűtési sebesség: 2 °C/perc,
-
mérési hőmérséklet: -80 – 60 °C,
-
igénybevétel: húzás.
3.2.3 Differenciális pásztázó kalorimetria (DSC) A differenciális pásztázó kalorimetria alapja, hogy a vizsgálandó anyag és a referencia anyag hőmérsékletét azonos értéken tartjuk, függetlenül a mintában lezajló különböző hőszínezetű folyamatoktól. Az ehhez szükséges hőáramot regisztráljuk, mely így nyilvánvalóan a fajlagos hőkapacitással arányos jelet ad. A DSC készülék két geometriailag azonos cellát tartalmaz, melyek egymástól és a környezettől is termodinamikailag függetlenek, esetünkben egyik a minta tárolására szolgált, a másik üres cella volt. 3-5 mg tömegű mintákat vizsgáltunk, melyen aztán az általunk beállított fűtési és hűtési programok mellett végezhetjük el a kalorimetriás vizsgálatot. A keverékek termikus tulajdonságainak jellemzésén keresztül a komponensek közötti kölcsönhatásról igyekeztünk többet megtudni. Perkin Elmer DSC 7-es készüléken két felfűtési és egy lehűtési program mellett, 20-200 °C között, 10 °C/perces fűtési és hűtési sebességgel vizsgáltuk a PCL kristályosodási jellemzőinek alakulását a TPS-, illetve a lignintartalom növekedése mellett.
3.2.4 Rotációs viszkozimetria A rotációs viszkozimetriás mérés párhuzamos síklapok közötti folyás elvén alapul, ezzel a módszerrel az általános viszkozitásgörbe felső szakaszán végezhetünk méréseket. Több mérési elrendezés és mód ismert, mi lap-lap elrendezés alkalmazásával oszcillációs mérést végeztünk. Ebben a mérési módban a mintát ömledék állapotban szinuszosan változó deformációnak tesszük ki, majd mérjük a létrejövő feszültséget. Így megkaphatjuk a tárolási és veszteségi modulus, illetve a komplex viszkozitás frekvencia függését.
41
A mérés során alkalmazott körülmények: -
berendezés típusa: Anton Paar MCR 301,
-
feltét: CTD450L + PP250
-
hőmérséklet: 180 °C,
-
előmelegítési idő: 4 perc,
-
mérőegység: 25 mm átmérőjű lap-lap,
-
deformáció: 0,1 %,
-
deformációsebesség: 0,1 – 600 s-1.
3.2.5 Pásztázó elektronmikroszkópia (SEM) A pásztázó elektronmikroszkóp működési elve, hogy egy vékony, irányított elektronsugárral végigpásztázza az adott tárgy felületét, majd az elektronnyaláb és a tárgy kölcsönhatásából származó jeleket detektálva a felületről képet hoz létre. A SEM vizsgálatot a készített polimer keverékek szerkezetének tanulmányozására alkalmaztuk. A mintakészítés során először fagyasztva tört felület vizsgálatát végeztük el, azonban a törés nem minden esetben volt rideg, helyette így folyékony nitrogénes hűtés mellett, -80 °Con, Leica mikrotóm segítségével készítettük el a mintákat, melyek elemzését tartalmazza jelen dolgozat is. A felvételeket minden esetben felületen mart mintákról készítettük, melyeket ezt megelőzően más mérésnek nem vetettünk alá. A minták felületét közvetlenül a felvételek készítése előtt arany réteggel vontuk be a megfelelő vezetést elősegítendő. A felületekről több (100-5000-szeres) nagyításban készítettünk felvételeket annak érdekében, hogy minél pontosabb képet kapjunk a valódi szerkezetről. Alkalmazott készülék típusa: JEOL JSM-6380 LA. A vizsgálat egyrészt információval szolgál a kialakuló szerkezetről, morfológiáról, másrészt a kialakuló szemcsék nagyságáról. Utóbbit a készített képekből mennyiségileg is elemeztük szemcseméret-analízissel.
42
3.2.6 Mechanikai vizsgálat A keverékek mechanikai tulajdonságait szakítóvizsgálattal jellemeztük. A szakítóvizsgálathoz ISO 527 szabvány alapján próbatesteket készítettünk, melyeket aztán adott húzási sebességgel elszakítottunk. Regisztráltuk a megnyúlást és a fellépő erőt, melyből aztán feszültséget és relatív megnyúlást kaptunk. Ezekből felvettük a szakítógörbéket, melyekből rugalmassági modulust, (ahol lehetett) folyási feszültséget és nyúlást, illetve szakadási nyúlást és szakítószilárdságot határoztunk meg. A mérés körülményei: -
berendezés típusa: Instron 5566,
-
befogási távolság: 50 mm,
-
szakítási sebesség: 10 mm/perc,
-
húzási sebesség a modulusmérés alatt (0,5%-os deformációig): 0,5 mm/perc,
-
próbatest keresztmetszete: 1 x 4 mm.
43
4. Eredmények és értékelésük 4.1 A kölcsönhatások vizsgálata 4.1.1 Dinamikus mechanikai termikus analízis (DMTA) A DMTA-s vizsgálatok során meghatároztuk mindkét sorozat veszteségi és tárolási moduluszát -80 és 60 °C között, és számítottuk a veszteségi tényezőt (tanδ). A PCL görbéin (18. ábra) látszik, hogy egyedül -50 °C környékén van egy relaxációs átmenet, mely az anyagot jellemzi; a tiszta TPS-nél (19. ábra) egy „váll” látható 60 °C körül, illetve a PCL-hez hasonló módon, kapunk egy csúcsot -50 °C környékén is. Utóbbi a keményítőhöz kevert glicerin jele, melyet így a keverékekben a kaprolaktonnal azonos helyen észlelünk, tehát nem vonhatunk le következtetéseket a kölcsönhatásra vonatkozóan a csúcs elmozdulásából. A „váll” számszerű kiértékelése meglehetősen nehéz, az összes veszteségi tényezőt tartalmazó diagramon (20. ábra) ellenben látható, hogy a csúcs a TPS-tartalommal valóban nő.
1
10
0,16
PCL-TPS 0%
0,14
E' 0
0,12 0,10 E"
-1
0,08
10
0,06 -2
0,04
10
tan
0,02
-3
0,00
10
-80
tan (-)
Modulus (GPa)
10
-60
-40
-20
0
20
40
60
Hőmérséklet (°C)
18. ábra Tiszta PCL DMTA spektruma A PCL-lignin veszteségi görbéken (21. ábra) az látható, hogy a PCL üvegesedési hőmérséklete ─ a relaxációs átmenet -40 és -60 °C között ─ egyre nő a lignintartalom növekedésével; illetve 50 °C környékén 70%-os lignintartalomnál már megjelenik egy kisebb váll, ami a ligninhez tartozó átmenet, de magasabb lignintartalmú minták hiányában ennek kiértékelése sem lehetséges. 44
1
1,2
10
PCL-TPS 100%
1,1
E'
1,0 0
0,9 0,8
E"
0,7
-1
0,6
10
0,5 0,4 -2
tan (-)
Modulus (GPa)
10
0,3
10
tan
0,2 0,1
-3
0,0
10
-80
-60
-40
-20
0
20
40
60
80
Hőmérséklet (°C)
19. ábra Tiszta TPS DMTA spektruma
1,0
0,8
tan (-)
0,6
0% TPS 10% TPS 20% TPS 30% TPS 40% TPS 45% TPS 50% TPS 55% TPS 60% TPS 70% TPS 80% TPS 90% TPS 100% TPS
0,4
0,2
0,0 -80
-60
-40
-20
0
20
40
60
Hőmérséklet (°C)
20. ábra A veszteségi tényező és a hőmérséklet összefüggése, PCL-TPS mintákra A PCL üvegesedési hőmérsékletének változásából (22. ábra) arra következtethetnénk, hogy a termoplasztikus keményítő és a PCL között gyenge, a lignoszulfonát és a PCL között erős kölcsönhatás ébred. A DMTA által szolgáltatott eredmények kiértékelése jelen esetben azonban, az említett problémák miatt nehéz. Mivel nem azonosítható sem a TPS, sem a lignin
45
üvegesdési hőmérséklete a mérés alapján, a Kim és Burns által kidolgozott modell a kölcsönhatási paraméter becslésére itt csak nehezen, vagy egyáltalán nem oldható meg.
0,20
0% Lignin 10% Lignin 20% Lignin 30% Lignin 40% Lignin 50% Lignin 60% Lignin 70% Lignin
0,18 0,16 0,14
tan (-)
0,12 0,10 0,08 0,06 0,04 0,02 0,00 -80
-60
-40
-20
0
20
40
60
Hőmérséklet (°C)
21. ábra A veszteségi tényező a hőmérséklet függvényében, PCL-lignin mintákra
Üvegesedési hőmérséklet (°C)
-30
PCL-TPS PCL-lignin
-35 -40 -45 -50 -55 -60 0
20
40
60
80
100
Töltőanyagtartalom (%)
22. ábra Az üvegesedési hőmérséklet alakulása PCL-TPS és PCL-LS keverékekre A kölcsönhatás becslésének egy jóval egyszerűbb módja az irodalmi részben bemutatott oldhatósági paraméter csoportjárulékokból való meghatározása. 46
A PCL, TPS és lignoszulfonát esetén is irodalmi adatokra támaszkodtunk az oldhatósági paraméterek meghatározásához. Az irodalmi értékek és a (11). egyenlet alapján azokból kiszámolt kölcsönhatási paraméterek az 5. táblázatban találhatók. A TPS esetén a kukoricakeményítő és a glicerin oldhatósági paraméterét is figyelembe vettük a számításoknál. Az eredmények alapján sem a PCL-TPS, sem a PCL-LS rendszerekben nem várunk erős kölcsönhatást. 5. táblázat A számított kölcsönhatási paraméterek PCL-re, TPS-re és LS-re Anyag
Oldhatósági paraméter
Referencia
(MPa1/2)
Számolt kölcsönhatási paraméter PCL-re nézve
PCL
19,7
[126]
-
TPS*
28,0
[127,128]
2,749
LS
29,5
[129,130]
3,858
*: A TPS oldhatósági paraméterét a keményítő 23,4 MPa1/2 és a glicerin 36,1 MPa1/2 oldhatósági paramétereiből számoltuk.
4.1.2 Differenciális pásztázó kalorimetria (DSC)
62 PCL-TPS PCL-lignin
Olvadási hőmérséklet (°C)
61 60 59 58 57 56 55 54 0
10 20 30 40 50
60 70 80 90 100
Térfogatszázalék (V/V%)
23. ábra PCL-TPS és PCL-lignin mintákban mért olvadási hőmérséklet az összetétel függvényében 47
A kalorimetriás mérést mindkét sorozatra elvégeztük, majd vizsgáltuk a második felfűtésből kapott olvadáspontok értékeinek összetételfüggését (23. ábra). Azért nem az első felfűtéssel számoltunk, mert annak értékeit a termikus előélet is jelentősen befolyásolja, a második ilyen szakasznál ezek hatása már nem figyelhető meg. A kölcsönhatás erősségének becslésére szolgáló további lehetséges módszer Nishi és Wang modellje, mely a kristályos polimer komponens olvadási hőmérsékletének eltolódásán alapul. A (12) egyenlet átrendezésével, illetve a kölcsönhatási energiasűrűség (B) bevezetésével a következő képlethez jutunk: (
(18)
) m
m
m
(19)
Az olvadási hőmérsékletben beállt változást a fenti egyenletnek megfelelően ábrázolva egy egyenest kapunk a módszer alapján, amelynek meredekségéből B és következésképpen χ12 meghatározható. A szemléltetés érdekében mindkét tengely értékeit 103 értékkel megszorozva mutatjuk be. A modellhez szükséges egyensúlyi PCL kristályosodási hőmérsékletet 64 °C-nak [131], a tökéletes PCL kristály olvadáshőjét pedig 139,5 J/g [132] értéknek vettük, irodalmi adatok alapján. A termoplasztikus keményítőt tartalmazó minták olvadási hőmérséklete maximumos görbét ír le az összetétel függvényében, ahogy ez a 23. ábrán látható. Ez a viselkedés nem szokványos a polimer keverékek esetében, feltételezésünk szerint a rendszerben található glicerin okozza ezt a viselkedést. Az eredmények alapján az összetétel tartomány két szélére külön egyenest illesztettünk (24. ábra) azt feltételezve, hogy a TPS, és ezzel a glicerin menynyiségének növelésével és kimigrálásával megváltoznak az anyagban fázis- és kölcsönhatási viszonyok. Észre kell venni azonban azt is, hogy az egyes minták olvadási hőmérsékletei egy 3 °C-os tartományban változnak csupán, ami nem nevezhető markáns különbségnek. Igazolást a termoplasztikus keményítő glicerintartalmának növelésével nyerhetünk. Ebben az esetben ugyanis a glicerin feltehetően nagyobb mennyiségben migrál ki a keményítőből, és már alacsonyabb TPS tartalom mellett is változást eredményezhet a fázisviszonyokban.
48
0,6 PCL-TPS
1/(1/Tm-1/Tm0)
0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0,0 0,0
0,5
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
/Tm
24. ábra PCL-TPS keverékek, Nishi-Wang modell
1,0
PCL-LS
0,9 0,8
1/(1/Tm-1/Tm0)
0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0,0 0,0
0,5
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
/Tm
25. ábra PCL-lignin keverékek, Nishi-Wang modell A PCL-LS rendszerben a PCL olvadáspontja a 23. ábrán látható módon minimálisan változott csupán, ezért az adatokra való illesztéskor (25. ábra) számos pontot figyelmen kívül kellett hagyjunk. Az illesztett egyenesek meredekségei, és az azokból kiszámolt kölcsönhatási paraméterek a 6. táblázatban olvashatók. Meg kell jegyeznünk továbbá, hogy a modell alapján elméletileg negatív meredekségű egyenesek illesztése volna lehetséges, ha az olvadáspont 49
csökken az összetétel függvényében. Az adatok esetünkben látható alakulása mindenképpen gyenge kölcsönhatásokra enged következtetni a komponensek között, a pozitív meredekségű egyenesek illesztését az összehasonlítás céljából végeztük el. 6. táblázat Az illesztett egyenesek meredekségei Anyag
illesztett egyenes meredeksége
Kölcsönhatási paraméter
PCL-TPS 1. szakasz
-0,15046
0,0078
PCL-TPS 2. szakasz
0,02386
-0,00124
PCL-LS
-0,19188
0,0129
A Nishi-Wang módszerrel meghatározott kölcsönhatási paraméterek jóval alacsonyabb értéket mutatnak, mint a csoportjárulékok alapján, számítással meghatározott értékek. Az eltérés egyik fő oka a csoportjárulékokból való számításos modell pontatlansága, illetve az a tény, hogy a csoportjárulékok meghatározása mind a TPS, mind az LS esetében nehézkes. A termoplasztikus keményítő molekuláinak helikális szerkezetét fenntartó intramolekuláris hidrogén hidakat a modell nem képes figyelembe venni, ahogy a glicerin adagolásával bekövetkező szerkezeti változásokat sem. A lignoszulfonát esetében sem várhatunk pontos eredményt a csoportjárulékoktól, hiszen ez az anyag is heterogén rendszer, továbbá egzakt szerkezeti képlete sem ismert. A másik meghatározó ok az olvadáspont változását alapul vevő modell felépítése, ami elvileg csak negatív kölcsönhatási paraméterek meghatározását teszi lehetővé. A csoportjárulékokból meghatározott kölcsönhatási paraméterekből azt a következtetést a modell pontatlansága ellenére levonhatjuk, hogy nagy valószínűség szerint gyenge a kölcsönhatás a PCL és a TPS, illetve LS között. A PCL kristályos fázisának olvadáspont csökkenéséből meghatározott kölcsönhatási paramétereket is fenntartással kell kezelni, hiszen kevesebb, mint 3 °C változás állt be az olvadáspontokban a keményítőt tartalmazó minták esetében, míg a lignint tartalmazó mintáknál ez az érték alig volt 1 °C. A (6)-(8) egyenletekből következik, hogy minél alacsonyabb a kölcsönhatási paraméter értéke, annál jobbak a kölcsönhatási viszonyok a keverék komponensei között. Ugyanak50
kor negatív entalpiaváltozás, és ezzel specifikus kölcsönhatás kiépülését negatív kölcsönhatási paraméter érték kell, hogy kísérje. Ennek fényében elmondható, hogy a PCL és a TPS között erősebb kölcsönhatás alakul ki, mint a PCL és a lignin között, amelyet a SEM felvételek alapján meghatározott átlagos szemcseméretek is alátámasztanak.
4.2 Szerkezet jellemzése 4.2.1. Rotációs viszkozimetria Ezekből a mérésekből többek között a minták viszkozitásait lehet összehasonlítani. A viszkozitás legnagyobb részben a molekulatömegtől függ, ám a kölcsönhatások és a szerkezet is befolyásolják. Nagyobb viszkozitást okoz egyrészt a nagyobb móltömeg, másrészt az erősebb kölcsönhatások és a szerkezetben a kisebb diszpergált cseppek is.
7
Komplex viszkozitás (Pas)
1x10
Frekvencia: 10 s
-1
PCL-TPS PCL-lignin
6
1x10
5
1x10
4
1x10
3
1x10
0
20
40
60
80
100
Összetétel (V/V%)
26. ábra A komplex viszkozitás összetételfüggése PCL-TPS és PCL-LS keverékekre Az elvégzett mérésekből megkaptuk többek között mindkét sorozat mintáira a komplex viszkozitás frekvencia-függését. Mivel a maximális newtoni viszkozitás meghatározása különböző szerkezeti hatások miatt kevéssé lenne pontos, illetve a mérés bizonytalansága is nagyobb a kezdeti szakaszon, meghatározott, 10 s-1-os frekvencián olvastuk le minden minta 51
viszkozitás értékeit (26. ábra), majd ezeket összehasonlítottuk. Ez a frekvenciaérték az általános viszkozitásgörbe legfelső szakaszán van, így nagyon hasonló tendencia várható, mint amit a maximális newtoni viszkozitásnál kapnánk. A PCL-TPS viszkozitás-összetétel függvényt vizsgálva látható, hogy 0-tól 20%-ig gyakorlatilag nincs változás, 30-nál egy átmeneti állapotot kapunk, 40%-tól 100%-ig pedig ismét alig változik a komplex viszkozitás. A primer görbéken is 30%-nál következik be a változás, a viszkozitás-frekvencia összefüggésnél, kis frekvenciáknál a görbe a legelejétől kezdve folyamatosan csökken, nincs kezdeti vízszintes szakasz. Ez arra enged következtetni, hogy a glicerin kimigrál a TPS-ből (a feldolgozás és a tárolás alatt), és ezt a PCL felveszi. 20%-ig ilyen hatás nem mérhető, 30-tól viszont, a PCL telítődése után, a glicerin elkezd harmadik fázist alkotni. Ezek alapján 40%-nál a harmadik fázis már képes vékony határréteg kialakítására a mérőfejen, ami miatt az csúszkálni kezd. Ugyanakkor a komplex modulus (27. ábra) két
Modulus, G', G" (Pa)
összetevője 30%-nál helyet cserél, hagyományos blendekre ilyen viselkedés nem jellemző.
10
6
10
5
10
4
Frekvencia: 10 s
-1
PCL-TPS keverékek
10
Tárolási modulus, G' Veszteségi modulus, G"
3
0
20
40
60
80
100
TPS-tartalom (V/V%)
27. ábra A tárolási és a veszteségi modulus PCL-TPS keverékekre A 26. ábrán látható az is, hogy a PCL-lignin keverékek viszkozitása a teljes összetételi tartományon magasabb, mint a PCL-TPS mintáké. A korábbi modellszámítások megmutatták, hogy a ligninnel kialakuló kölcsönhatás gyengébb, így a viszkozitás különbség oka valószínű52
leg az, hogy a lignin eleve nagyobb viszkozitással rendelkezik, mint a TPS; utóbbi tartalmaz lágyítót, előbbi nem. Ezen keverékeknél nem cserél helyet a tárolási és a veszteségi modulus. A ligninnel kialakított gyengébb kölcsönhatások hatására azt várjuk, hogy a SEM felvételeken
Modulus, G', G" (Pa)
nagyobb diszpergált cseppeket lehet majd látni, mint a PCL-TPS esetén.
10
7
10
6
10
5
10
4
Frekvencia: 10 s
-1
PCL-lignin keverékek Tárolási modulus, G' Veszteségi modulus, G"
10
3
0
20
40
60
80
100
Lignintartalom (V/V%)
28. ábra A komplex modulus összetevői PCLlignin keverékekre Irodalmi források [123] szerint a tárolási modulus-összetétel összefüggés két maximumot ad, emennyiben kialakul a co-continuous szerkezet, ezt a PCL-TPS keveréken figyelhetjük meg, míg a 28. ábrán nem látható maximum. Elmondhatjuk tehát, hogy a reológiai mérések azt sugallják, a PCL-TPS rendszerben kialakul kb. 50 és 90% között, míg eszerint a PCL-LS rendszerben nem jön létre ez a szerkezet.
4.2.2. Kioldás A keverékekből a nyílt pórusokat kioldással igyekeztünk létrehozni, nem mérgező oldószer használatával. Az optimális kioldási időt és körülményeket oly módon választottuk, hogy tömegméréssel vizsgáltuk, adott oldószer, adott hőmérsékleten, adott ideig mennyi anyag kioldására képes, majd ezeket összevetettük, és kiválasztottuk a legmegfelelőbbnek adódót. PCL-TPS rendszerre az 1 M HCl alkalmazása bizonyult optimálisnak, 40-50 °C-on; 53
míg PCL-LS-re 3 nap desztillált vizes kioldást találtunk megfelelőnek. A TPS-es sorozat optimalizálási adatai közül néhányat a 29. diagramon szemléltettünk. A mérések és a tapasztalatok azt mutatták, hogy minden összetételnél marad TPS, illetve lignin a mintákban. Ez két lehetőséget vet fel: vagy még az elméletileg nyíltpórusú rendszerek is rendelkeznek a folyadék számára hozzáférhetetlen helyekkel, vagy a kioldhatatlan részek kémiailag kötöttek. Utóbbi kevésbé valószínű, mert az a tulajdonságokban is megmutatkozna.
1,0
Relatív tömegcsökkenés 1 napos kioldás 2 napos kioldás 3 napos kioldás 6 napos kioldás
Relatív tömegcsökkenés (-)
0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0,0 0
10 20 30 40 50
60 70 80 90 100
TPS-tartalom (V/V%)
29. ábra Relatív tömegcsökkenés a TPStartalom függvényében, 1 M HCl-at alkalmazva
4.2.3. Folyadékáteresztés A mérést a keményítős mintákon elvégezve azt tapasztaltuk, hogy 50%-os TPStartalomig nem volt áteresztés, tehát nem alakult ki nyílt pórusszerkezet, ezt követően pedig a minta rögtön átszakadt, így erre a sorozatra nem kaptunk értékelhető eredményt. Tapasztalataink szerint ennek oka az, hogy a sósavas kioldás során nem csak a keményítő oldódott ki, hanem a PCL is degradálódott, ami a nyomószilárdságát nagymértékben csökkentette.
A PCL-lignin korongok:
50%-ig nem eresztettek át, azaz a kioldás nem hozott létre nyílt pórusokat,
60 és 70%-nál a 30. ábrán ábrázolt áteresztéseket mértük, 54
a 80% lignint tartalmazó mintából kioldva a lignint, a kapott szerkezetnek nem volt megfelelő a teherbírása a mérés elvégzéséhez.
PCL-lignin keverékből tehát létre lehet hozni nyílt pórusos PCL-t, már 3 napos vizes kioldással. Ez arra enged következtetni, hogy 60-70% környékén alakul ki az egymásba hatoló fázisszerkezet.
14
0,06 bar 0,1 bar
Áterszetett mennyiség (g)
12 10 8 6 4 2 0
0
20
40
60
80
100
Lignintartalom (%)
30. ábra PCL-lignin minták folyadékáteresztése, 4 perces átfolyás
4.2.4. Pásztázó elektronmikroszkópia (SEM) Mindkét sorozatról készítettünk pásztázó elektronmikroszkópos felvételeket (31. és 32. ábra), majd számítottuk az átlagos szemcseméreteket (33. ábra). A PCL-TPS keverékek képein, és a szemcseméret-analízisen is látható, hogy a diszpergált cseppek mérete lényegében nem változott az összetétellel. 50% után azonban egymásba hatoló fázisos szerkezetet figyelhetünk meg. 70% felett a kioldással elkészített minták már nem voltak megfelelően masszívak, róluk nem tudtunk felvételeket készíteni, tehát ott nem tudjuk, kialakul-e ilyen szerkezet. A kívánt morfológia tehát a képek alapján kialakult 60 és 70%-nál, ami valamelyest egybevág a reológiából következő megállapításainkkal.
55
31. ábra PCL-TPS keverékekről készített SEM felvételek 56
32. ábra PCL-lignin keverékekről készített SEM felvételek A PCL-LS keverékekben a lignintartalom növekedésével egészen 40%-ig csökken a pórusméret, ezt követően az 50, 60 és 70%-os mintáknál egymásba hatoló fázisos szerkezet kialakulása látható, a 60-as és 70-es minták láthatóan jóval nagyobb pórusokkal rendelkeznek. Ennek köszönhető valószínűleg, amit a folyadékáteresztésnél mértünk: hogy csak a 60-as és 70-es minták eresztettek át folyadékot, ugyanakkor ellentétes a reológiai mérésnél tapasztal57
takkal, mivel ott nem utaltak eredmények arra, hogy kialakul valahol az egymásba hatoló folytonos fázisos szerkezet. A PCL-TPS és a PCL-lignin szemcseméreteket összehasonlítva láthatjuk, hogy a lignines fázis jóval nagyobb diszpergált cseppeket képez a PCL mátrixban, ennek oka például a kevésbé jó kölcsönhatás lehet, ahogy arra korábban bemutatott számításaink is utaltak.
50
PCL-TPS PCL-lignin
Pórusátmérő (m)
40
30
20
10
0
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
TPS-, illetve lignintartalom (V/V%)
33. ábra A pórusátmérő az összetétel függvényében, PCL-TPS és PCL-lignin keverékekre A SEM felvételek tehát azt mutatják, hogy minkét keveréknél képes kialakulni a kívánt morfológia, emiatt ennek a szerkezetnek a további elemzésére, az adott szakaszokon további összetételi pontokat szeretnénk felvenni, így pontosabban jellemezve a co-continuous szerkezetet. Jövőbeli terveink között szerepel ugyanakkor, hogy folyadékáteresztéssel igazoljuk a nyílt pórusszerkezetet meglétét a PCL-TPS keverékeknél is, egy másik oldószert alkalmazva kioldó közegként, mely nem degradálja a PCL-t ilyen mértékben.
58
4.3 Makroszkopikus tulajdonságok 4.3.1. Mechanikai jellemzők A keverékek mechanikai tulajdonságainál arra számítottunk, hogy a modulus a két összetevő tulajdonságainak megfelelően csökkenő, illetve növekedő tendenciát fog mutatni, mivel ilyen kis deformációknál a szerkezet hatása még minimális, nem történik meg a határfelületek elválása, szinte kizárólag a komponensek tulajdonságai befolyásolják a modulus értékeit. A szakadási jellemzők azonban már jelentősen függnek a szerkezettől és a kölcsönhatásoktól is, így a morfológián megfigyelt tendenciákat vártuk. PCL-TPS esetben (34-36. ábrák) megfigyelhető, hogy a 30%-ig az anyag viszonylag nagy nyúlást szenved, ezt követően azonban a szakadási nyúlás gyakorlatilag nulla lesz; két nagyságrendnyi változás következik be az értékében, ami feltehetően valamilyen jelentős szerkezeti változásra lenne visszavezethető. A szakítószilárdságoknál azt láthatjuk, hogy körülbelül 40%-nál áll be itt is egy értékre a szilárdság: tehát a reológiai mérésekkel összhangban elmondhatjuk, hogy 30% még egy átmeneti állapot, 40%-nál pedig kialakul a teljesen új szerkezet. Feltehetően egy „telített” állapotot érünk el ilyen összetételnél.
900
Szakadási nyúlás (%)
800 700 600 500 400 300 200 100 0 0
20
40
60
80
100
TPS-tartalom (V/V%)
34. ábra A szakadási nyúlás összetételfüggése PCL-TPS keverékekre 59
80
Szakítószilárdság (MPa)
70 60 50 40 30 20 10 0 0
20
40
60
80
100
TPS-tartalom (V/V%)
35. ábra A szakítószilárdság az összetétel függvényében, PCL-TPS keverékekre
0,7
Young modulus (GPa)
0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0,0 0
20
40
60
80
100
TPS-tartalom (V/V%)
36. ábra A rugalmassági modulus összetételfüggése PCL-TPS keverékekre A PCL-lignines görbéken (37-39. ábra) az látható, hogy az LS-tartalom növekedésével a szilárdság és a szakadási nyúlás is csökken, míg a modulus nő, egy S-alakú görbe szerint. Mivel a lignin töltőanyagként viselkedik, a modulusnak töretlenül növekednie kellene. A lignin annyira merev, hogy az egymásba hatoló fázisok kialakulásakor is a PCL viseli a terhelést, a lignin ugyanis nem képes mátrixot képezni. 60
80
Szakítószilárdság (MPa)
70 60 50 40 30 20 10 0 0
20
40
60
80
100
Lignintartalom (V/V%)
37. ábra A szakítószilárdság az összetétel függvényében, PCL-lignin keverékekre
900
Szakadási nyúlás (%)
750 600 450 300 150 0 0
20
40
60
80
100
Lignintartalom (V/V%)
38. ábra A szakadási nyúlás és a lignintartalom függvénye (PCL-lignin)
61
3,0
Young modulus (GPa)
2,5 2,0 1,5 1,0 0,5 0,0 0
20
40
60
80
100
Lignintartalom (V/V%)
39. ábra A modulus összetételfüggése, PCLlignin keverékek
4.3.2. Összeférhetőség Az előzőek alapján belátható, hogy szoros összefüggés áll fenn a kölcsönhatás, a szerkezet és a tulajdonságok között. A (15) egyenlet átrendezésével a szakadási nyúlások alapján illesztéssel meghatározható a B paraméter, ami a diszpergált fázis teherviselési képességét jellemzi. A B paraméter a (16) egyenletnek megfelelően is kifejezhető, ahol a bevezetésre kerülő C paraméter a fázisok közötti feszültség átadást jellemzi. A mátrix és a diszpergált fázis közötti terhelésmegosztás mértékét meghatározza a komponensek közötti kölcsönhatás, a C paraméter pedig fordítottan arányos a kölcsönhatási paraméterrel. A B paraméter meghatározásához szükséges egyenes illesztés a 40. diagramon látható a PCL-TPS rendszer esetére. Mivel a modell feltételezi egy mátrix és egy diszpergált fázis meglétét, külön illesztést kell elvégezni arra az esetre, mikor a PCL és arra, amikor a TPS alkotja a mátrixot. A két illesztésből két B, ezekből pedig két C paraméter határozható meg. Ugyanakkor feltételezve a kölcsönhatási viszonyok állandóságát, az egyik, illetve a másik mátrixra vonatkozó C paraméterek általában nem térnek el jelentősen, a rendszer egy közös C értékkel jellemezhető.
62
A PCL-TPS rendszer esetén jelentős eltérés mutatkozik a C paraméter értékében, attól függően, hogy a PCL vagy a TPS a mátrixot alkotó komponens. A jelenség összhangban áll a kölcsönhatási paraméter meghatározásakor tapasztaltakkal. A két komponens közötti gyenge kölcsönhatás miatt szűk fázisinverziós tartományt kell feltételeznünk, amely a szerkezetvizsgálatok eredménye alapján 60-70 V/V% TPS tartalom mellett jelentkezik, így valószínűtlen, hogy 40 V/V% TPS tartalom mellett megindulna a folyamat. Feltételezhető, hogy ezért a hatásért is a glicerin mint harmadik komponens tehető felelőssé.
4,5
ln(redukált szilárdság) (-)
4,0
TPS mátrix B = 4,1 C = 5,3
3,5 3,0 2,5 2,0
PCL mátrix B = 0,8 C = 24,9
1,5 1,0 0,5 0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
TPS-tartalom (V/V%)
40. ábra A redukált szilárdság logaritmusa a TPS-tartalom függvényében Korábbi kutatások eredményeként készült el az alábbi, 41. diagram [133], amely igazolja a C paraméter és a kölcsönhatási paraméter fordított arányosságát: az egyes pontok különböző polimer keverékeket szimbolizálnak. Látható, hogy abban az esetben, ha a PCL a mátrixot alkotó komponens a PCL-TPS keverékben, jól illeszkedik a keverék a többi pont közé. A termoplasztikus keményítőt mátrixnak véve azonban jóval a tendencia alatti értéket kapunk. A PCL-lignin rendszer esetén, szintén a fázisinverzió megkezdődése előtt, változás áll be a szerkezetben, erre enged következtetni a szakadási nyúlás nagymértékű lecsökkenése, és erre utal a redukált szakítószilárdság alakulása is. A lignin azonban nem képes önálló mátrixot alkotni, a fázisinverzióhoz tartozónál magasabb lignintartalmú minták előállítása már nem 63
volt lehetséges, szétporladtak. Ennek megfelelően nem határozható meg B paraméter a magasabb lignin tartalmú mintákra (42. ábra), mert a modell alapfeltételei nem teljesülnek.
80
C paraméter
60
40
PCL/TPS
20
TPS/PCL
0 -2
-1
0
1
2
3
4
Kölcsönhatási paraméter,
41. ábra A C paraméter függése a kölcsönhatási paramétertől különböző keverékekre
ln(redukált szakítószilárdság) (-)
4,0 3,5 3,0 2,5 PCL mátrix B=1,323
2,0 1,5 1,0 0,5 0
20
40
60
80
100
Lignintartalom (V/V%)
42. ábra A redukált szilárdság logaritmusa a lignintartalom függvényében
64
További probléma, hogy a lignin saját szakítószilárdsága sem ismert, csak közelíthető, de tiszta ligninből előállított próbatest hiányában nem mérhető érték, aminek következtében a rendszerre jellemző C paraméter sem határozható meg, még az alacsony lignintartalmú mintákra vonatkozólag sem. A lignintartalmú keverékek esetén jellemzően a C paraméternek a lignin szakítószilárdságával szorzott értékét használják a mechanikai tulajdonságok és a kölcsönhatások viszonyának vizsgálatára, hiszen ez az érték is fordítottan arányos a kölcsönhatási paraméterrel, az összehasonlítást más keverékekkel viszont megnehezíti ez a módszer.
65
5. Összefoglalás Jelen munkánk során nyílt pórusrendszerű poli(ε-kaprolakton) alapú vázanyagok előállítását kíséreltük meg, egymásba hatoló fázisszerkezet kialakításával, majd szelektív kioldással. Kísérleteink során két keveréksorozatot készítettünk belső keverőben: egyet termoplasztikus keményítővel (PCL-TPS), egyet pedig lignoszulfonáttal (PCL-lignin). Különböző mérésekkel és modellekkel jellemeztük a mintákat, és kerestük a scaffold-előállítás szempontjából előnyös szerkezet kialakulásához tartozó összetételeket. Elsőként a kölcsönhatásokat vizsgáltuk a komponensek között DMTA-val és DSC-vel történő mérések alapján, majd a csoportjárulékokból, illetve a PCL olvadási hőmérsékletének eltolódása alapján, a Nishi-Wang modell segítségével igyekeztük meghatározni a kölcsönhatási paramétereket. Ezekből azt kaptuk, hogy egyik komponenspár között sincs jelentős kölcsönhatás, illetve a kölcsönhatások valamivel erősebbek a PCL-TPS rendszerben. Az egyes mintákban kialakuló szerkezetet rotációs viszkozimetriával, a kioldást követő folyadékáteresztési kísérlettel és pásztázó elektronmikroszkópiás felvételek készítésével jellemeztük. A PCL-TPS keverékben a reológiai vizsgálat már 50% TPS tartalomnál jelezte az egymásba hatoló hálós szerkezet kialakulását, ám ezt nem támasztották alá a folyadékáteresztési vizsgálat és a mikroszkópos felvételek sem. Utóbbiak alapján a PCL-TPS keverékben szemcseméret az összetétel függvényében tulajdonképpen nem változik, körülbelül 60%-tól azonban a diszpergált cseppek egybe folynak, létrehozva a co-continuous szerkezetet. Feltételezésünk szerint a reológiai mérések eredményeit befolyásolja a TPS-ből vélhetően kimigráló glicerin, ami a minták felületére kerülve méréstechnikai hibát okozott. A PCLTPS minták folyadék áteresztésének meghatározását lehetetlenné tette a kioldáskor a PCL szerkezetében bekövetkező degradáció, így ezzel a módszerrel nem tudtuk kimutatni a kívánt szerkezet kialakulásához szükséges összetétel tartományt. PCL-lignin keverékek esetében a reológiai vizsgálat nem szolgáltatott eredményt az egymásba hatoló hálós szerkezet kialakulásáról, a minták kioldása ugyanakkor sikeresnek mondható, a folyadék áteresztéses vizsgálat pedig 60 és 70%-nál bizonyította a nyílt pórusrendszert. Az eredményt az elektronmikroszkópos felvételek is alátámasztották.
66
A mechanikai tulajdonságok vizsgálata alapján azt mondhatjuk, hogy mind a PCLTPS, mind a PCL-lignin rendszerekben 40% komponenstartalomnál jelentős szerkezeti változás következik be, amit a reológiai vizsgálatok is alátámasztanak. A hatás feltehetően a kis nyúlásra képes komponensek mennyiségének növekedéséhez köthető. A mátrix komponensre jellemző B paraméterek meghatározásakor is 40% TPS illetve lignin tartalomnál következik be változás a szerkezetben. Összességében tehát megállapíthatjuk, hogy sikerrel készítettünk szövettenyésztésre potenciálisan alkalmazható vázanyagokat, egymásba hatoló fázisszerkezetek előállításával. A PCL-TPS komponensek között kialakuló nagyobb kölcsönhatás miatt szélesebb „hasznos tartomány” jött létre, mint a ligninnel alkotott keverékek esetében, azonban a nem megfelelő oldószer miatt az anyag szilárdsága annyira lecsökkent, hogy a minták a folyadékáteresztés mérésére már alkalmatlanak voltak. Jövőbeli terveink között szerepel, hogy a TPS kioldását egy másik, a polikaprolaktont kevésbé degradáló oldószerrel kíséreljük meg. A két meglévő sorozaton N2-adszorpcióval kívánjuk jellemezni a kialakuló pórusszerkezetet. Ezen kívül más társítóanyag alkalmazása is terveink között szerepel, mely még kioldható, ám kölcsönhatása a PCL-lel jobb, így szélesebb tartományban tudnánk létrehozni a megfelelő szerkezetet, így pontosabban hangolható cocontinuous tartományt kaphatunk.
67
Köszönetnyilvánítás Ezúton szeretném megköszönni mindazoknak, akik önzetlenül segítettek jelen dolgozat megírásában. Köszönöm témavezetőmnek, Dr. Imre Balázsnak, Dr. Pukánszky Bélának, a laboratórium összes munkatársának és természetesen konzulensemnek, Kirschweng Balázsnak, továbbá Kun Dávidnak a SEM és viszkozimetriás mérések elvégzéséért. Köszönettel tartozom továbbá szüleimnek és öcsémnek, akik mindvégig támogattak.
68
6. Irodalomjegyzék 1. Tuboly V, Kirschweng B, Horváth Zs, Dr. Imre B, Dr. Pukánszky B. Biopolimerek az orvostudományban – Lebontható vázanyagok Műanyag és Gumi 51(7) (2014) 2. Glausiusz J. The big idea: organ regeneration National Geographic magazine (2011) 3. Place ES, George JH, Williams CK, Stevens MM. Synthetic polymer scaffolds for tissue engineering Chem. Soc. Rev. 38 1139-1151 (2009) 4. Lee JK, Han CD. Evolution of polymer blend morphology during compounding in an internal mixer Polymer 40 6277-6296 (1999) 5. Dhandayuthapani B, Yoshida Y, Maekawa T, Kumar SD. Polymeric Scaffolds in Tissu Engineering Application: A Review Int J Polym Sci, Article ID 290602 (2011) 6. Langer R, Tirrell, DA. Designing materials for biology and medicine; Nature 428(6982) 487-492 (2004) 7. Vert M. Degradable and bioresorbable polymers in surgery and in pharmacology: beliefs and facts J. Mater. Sci. Mater. Med. 20 437-446 (2009) 8. Ratner BD, Bryant SJ. Biomaterials: Where we have been and where we are going Annu. Rev. Biomed. Eng. 6 41-75 (2004) 9. Stevens MM, George JH. Exploring and engineering the cell surface interface Science 310 1135-1138 (2005) 10. Gullberg D, Ekblom P. Extracellular matrix and its receptors during development Int. J. Dev. Biol. 39(5) 845 (1995) 11. Taipale J, Keski-Oja J. Growth factors in the extracellular matrix FASEB J. 11 51 (1997) 12. Deming TJ. Regenerative medicine: noodle gels for cells Nature Mater. 9 535-536 (2010) 13. Dvir T, Timko BP, Kohane DS, Langer R. Nanotechnoligical strategies for engineering complex tissues Nature Nanotech. 6 13-22 (2011) 14. Shoichet, MS: Polymer scaffolds for biomaterials applications Macromolecules 43 581-591 (2010) 15. Reinwald, Y; Johal, RK; Ghaemmaghami, AM; Rose, FRAJ; Howdle, SM; Shakesheff, KM: Interconnectivity and permeability of supercritical fluid-foamed scaffolds and the effect of their structural properties on cell distribution Polymer 55 435-444 (2014) 69
16. Woodruff MA, Hutmacher DW. The return of a forgotten polymer - Polycaprolactone in the 21st century Prog. Polym. Sci. 35 1217–1256 (2010) 17. Darling AL, Sun W. 3D Microtomographic Characterization of Precision Extruded Poly-ε-caprolactone Scaffolds J. Biomed. Mater. Res. B: Appl. Biomater. 70B 311317 (2004) 18. Shor
L,
Güceri
S,
Sun
W.
Precision
extrusion
deposition
of
polycaprolactone/hydroxyapatite tissue scaffolds Bioengineering Conference 96-101 (2005) 19. Vaquette C, Frochot, C, Rahouadj R, Wang X. An Innovative Method to Obtain Porous PLLA Scaffolds With Highly Spherical and Interconnected Pores J. Biomed. Mater. Res B 86(1) 9-17 (2008) 20. Engelberg I, Kohn J. Physico-mechanical properties of degradable polymers used in medical applications comparative study Biomaterials 12 292-304 (1991) 21. Chandra R, Rustgi R. Biodegradable polymers Prog. Polym. Sci. 23 1273-1335 (1998) 22. Sun H, Mei L, Song C, Cui X, Wang P. The in vivo degradation, absorption and excretion of PCL-based implant Biomaterials 27 1735-1740 (2006) 23. Woodward SC, Brewer PS, Moatamed F, Schindler A, Pitt CG. The intracellular degradation of poly-epsilon-caprolactone J. Biomed. Mater. Res. 19 437-444 (1985) 24. Lam CXF, Hutmcher DW, Schantz J-T, Woodruff MA, Teoh SH. Evaluation of polycaprolactone scaffold degradation for 6 months in vitro and in vivo J. Biomed. Mater. Res. Part A 90 906-919 (2008) 25. Huang MH, Hutmacher DW, Coudane J, Vert M. Degradation characteristics of poly(epsilon-caprolactone)-based copolymers and blends J. Appl. Polym. Sci. 102 1681-1687 (2006) 26. Lam CXF, Teoh SH, Hutmacher DW. Comparison of the degradation of polycaprolactone and polycaprolactone-(beta-tricalcium phosphate) scaffolds in alkaline medium Polym. Int. 56 718-728 (2007) 27. Blanco TM, Mantalaris A, Bismarck A, Panoskaltsis N. The development of a threedimensional scaffold for ex-vivo biomimicry of human acute myeloid leukaemia Biomaterials 31 2243-2251 (2010) 28. Li WJ, Cooper JA Jr, Mauck RL, Tuan RS. Fabrication and characterization of six electrospun poly(alpha-hydrohy ester)-based fibrous scaffolds for tissue engineering applications Acta Biomater. 2(4) 377-385 (2006) 70
29. Kim CH, Khil MS, Kim HY, Lee HU, Jahng KY. An improved hydrophilicity via electrospinning for enhanced cell attachment and proliferation J. Biomed. Mater. Res. B Appl. Biomater. 78 283–290 (2006) 30. Dalton PD, Woodfield T, Hutmacher DW. Publisher’s note: Erratum to: “SnapShot: polymer scaffolds for tissue engineering” [30/4 (2009) 701–702]. Biomaterials 2420 30 (2009) 31. Hu W-W, Elkasabi Y, Chen H-Y, Zhang Y, Lahann J, Hollister SJ, et al. The use of reactive polymer coatings to facilitate gene delivery from poly([var epsilon]caprolactone) scaffolds Biomaterials 30 5785–5792 (2009) 32. Kim E, Yang J, Choi J, Suh JS, Huh YM, Haam S. Synthesis of gold nanorodembedded polymeric nanoparticles by a nanoprecipitation method for use as photothermal agents Nanotechnology 20 1-8 (2009) 33. Serrano M-C, Pagani R, Vallet-Regí M, Pena J, Comas J-V, Portolés MT. Nitric oxide production by endothelial cells derived from blood progenitors cultured on NaOHtreated polycaprolactone films: a biofunctionality study Acta Biomater. 5 2045-2053 (2009) 34. Oyane A, Uchida M, Choong C, Triffitt J, Jones J, Ito A. Simple surface modification of poly([epsilon]-caprolactone) for apatite deposition from simulated body fluid Biomaterials 26 2407-2413 (2005) 35. Shanks R, Kong I: Thermoplastic Starch, Thermoplastic Elastomers, Prof. Adel ElSonbati (Ed.) (2012) 36. Mansouri NEE, Salvadó J: Structural characterization of technical lignins for the production of adhesives: Application of lignosulfonate, kraft, soda-anthraquinone, organosolv and ethanol process lignins, Ind Crops Prod 24 8-16 (2006) 37. Chen L, Tang C, Ning N, Wang C, Fu Q, Zhang Q: Preparation and properties of chitosan/lignin composite films, Chin J Polym Sci 27(5) 739-746 (2009) 38. Ikada Y, Tsuji H: Biodegradable polyesters for medical and ecological applications, Macromol Rapid Comm 21 117 (2000) 39. Martel-Estrada SA, Olivas-Armendáriz I, Mártinez-Pérez CA, Hernández T, AcostaGómez
EI,
Chacón-Nava
JG,
Jiménez-Vega
F,
García-Casillas
PE:
Chitosan/poly(DL,lactide-co-glycolide) scaffolds for tissue engineering, J Mater Sci: Mater Med (2012)
71
40. Milner KR, Siedlecki CA: Fibroblast response is enhanced by poly(L-lactic acid) nanotopography edge density and proximity, Int J Nanomed 2(2) 201-211 (2007) 41. Petersen N, Gatenholm P. Bacterial cellulose-based materials and medical devices: current state and perspectives Appl. Microbiol. Biotechnol. 91 1277–1286 (2011) 42. Jung JY, Khan T, Park JK, Chang HN. Production of bacterial cellulose by Gluconacetobacter hansenii using a novel bioreactor equipped with a spin filter Korean J. Chem. Eng. 24(2) 265–271 (2007) 43. Petersen N, Gatenholm P. Bacterial cellulose-based materials and medical devices: current state and perspectives Appl. Microbiol. Biotechnol. 91 1277-1286 (2011) 44. Torres FG, Commeaux S, Troncoso OP. Biocompatibility of Bacterial Cellulose Based Biomaterials J. Funct. Biomater. 3 864-878 (2012) 45. Miyamoto T, Takahashi S, Ito H, Inagaki H, Noishiki Y. Tissue biocompatibility of cellulose and its derivatives J. Biomed. Mater. Res. 23 125–133 (1989) 46. Martson M, Viljanto J, Hurme T, Laippala P, Saukko P. Is cellulose sponge degradable or stable as implantation material? An in vivo subcutaneous study in the rat Biomaterials 20 1989– 1995 (1999) 47. Helenius G, Bäckdahl H, Bodin A, Nannmark U, Gatenholm P, Risberg B. In vivo biocompatibility of bacterial cellulose J. Biomed. Mater. Res. A 76A 431–438 (2006) 48. Rambo CR, Recouvreux DOS, Carminatti CA, Pitlovanciv AK, Antonio RV, Porto LM. Template assisted synthesis of porous nanofibrous cellulose membranes for tissue engineering Mater. Sci. Eng. C 28 549–554 (2008) 49. Lee KY, Jeong L, Kang YO, Lee SJ, Park WH. Electrospinning of polysaccharides for regenerative medicine Adv. Drug. Deliver. Rev. 61 1020–1032 (2009) 50. Kulpinski P. Cellulose nanofibers prepared by the N-methylmorpholine-Noxidemethod J. Appl. Polym. Sci. 98 1473–1482 (2005) 51. Frey MW. Electrospinning cellulose and cellulose derivatives Polym. Rev. 48 378-391 (2008) 52. Wan YZ, Huang Y, Yuan CD, Raman S, Zhu Y, Jiang HJ, He F, Gao C. Biomimetic synthesis of hydroxyapatite/bacterial cellulose nanocomposites for biomedical applications Mater. Sci. Eng. C 27 855–864 (2007) 53. Barud HS, de Araujo AM, Santos DB, de Assuncao RMN, Meireles CS, Cerqueira DA, Rodrigues G, Ribeiro CA, Messaddeq Y, Ribeiro SJL. Thermal behavior of
72
cellulose acetate produced from homogeneous acetylation of bacterial cellulose Thermochim. Acta 471 61–69 (2008b) 54. Jung H, Yoon HG, Park WJ, Choi C, Wilson DB, Shin DH, Kim YJ. Effect of sodium hydroxide treatment of bacterial cellulose on cellulase activity Cellulose 15 465–471 (2008) 55. Cunha AG, Freire CSR, Silvestre AJD, Neto CP, Gandini A, Orblin E, Fardim P: Highly hydrophobic biopolymers prepared by the surface pentafluorobenzoylation of cellulose substrates Biomacromolecules 8 1347–1352 (2007) 56. Barud HS, Barrios C, Regiani T, Marques RFC, Verelst M, Dexpert- Ghys J, Messaddeq Y, Ribeiro SJL. Self-supported silver nanoparticles containing bacterial cellulose membranes Mater. Sci. Eng. C 28 515–518 (2008a) 57. Nguyen VT, GidleyMJ, Dykes GA. Potential of a nisin-containing bacterial cellulose film to inhibit Listeria monocytogenes on processed meats Food Microbiol. 25 471– 478 (2008) 58. Wang J, Wan YZ, Luo HL, Gao C, Huang Y. Immobilization of gelatin on bacterial cellulose nanofibers surface via crosslinking technique Mater. Sci. Eng. C 32 536-541 (2012) 59. Cai Z, Yang G. Bacterial cellulose/collagen composite: Characterization and first evaluation of cytocompatibility J. Appl. Polym. Sci. 120 2938-2944 (2011) 60. Kim J, Cai Z, Lee HS, Choi GS, Lee DH, Jo C. Preparation and characterization of a bacterial cellulose/Chitosan composite for potential biomedical application J. Polym. Res. 18 739-744 (2011) 61. Pooyan P, Kim IT, Jacob KI, Tannenbaum R, Garmestani H. Design of a cellulosebased nanocomposite as a potential polymeric scaffold in tissue engineering Polym. 54 2105-2114 (2013) 62. Rinaudo M. Chitin and chitosan: Properties and applications Prog. Polym. Sci. 31 603-632 (2006) 63. Kumar MNVR. A review of chitin and chitosan applications React. Funct. Polym. 46 1-27 (2000) 64. Hirano S, Itakura C, Seino H, Akiyama Y, Nonaka I, Kanbara N, et al. Chitosan as an ingredient for domestic-animal feeds J. Agri. Food Chem. 38 1214-1217 (1990)
73
65. Berger J, Reist M, Mayer JM, Felt O, Gurny R. Structure and interactions in chitosan hydrogels formed by complexation or aggregation for biomedical applications Eur. J. Pharm. Biopharm. 57 35-52 (2004) 66. Zhang Y, Zhang MQ. Calcium phosphate/chitosan composite scaffolds for controlled in vitro antibiotic drug release J. Biomed. Mater. Res. 62 378-386 (2002) 67. Klokkevold PR, Vandemark L, Kenney EB, Bernard GW. Osteogenesis enhanced by chitsan (poly-N-acetyl glucosamino-glycan) in vitro J. Periodontol 67 1170-1175 (1996) 68. Malette WG, Quigley H, Adickes ED. Chitin in nature and technology. In: Muzzarelli R, Jeuiaux C, Gooddy GW editors. Chitosan effect in nature and technology New York: Plenum Press 435-442 (1986) 69. Lazaridou A, Biliaderis C. Thermophysical properties of chitosan, chitosan–starch and chitosan–pullulan films near the glass transition, Carbohy. Polym 48(2) 179-190 (2002) 70. Dhawade PP, Jagtap R. Characterization of the glass transition temperature of chitosan and its oligomers by temperature modulated differential scanning calorimetry Adv. Appl. Sci. Res. 3(3) 1372-1382 (2012) 71. Mass WA, Mass A, Tighe B. A review of biodegradable polymers: uses, current developments int he synthesis and characterization of biodegradable polyesters. Blends of biodegradable polymers and recent advances in biodegradation studies Polym. Int. 47 89 (1998) 72. Illum L. Chitosan and its use as pharmaceutical excipient Pharm. Res. 15 1326 (1998) 73. Madihally SV, Matthew HWT. Porous chitosan scaffolds for tissue engineering Biomaterials 20 1133-1142 (1999) 74. Ohkawa K, Cha DI, Kim H, Nishida A, Yamato H. Electrospinning of chitosan Macromol. Rapid Commun. 25 1600-1605 (2004) 75. Duan B, Dong CH, Yuan XY, Yao KD. Electrospinning of chitosan solutions in acetic acid with poly(ethylene-oxide) J. Biomat. Sci.-Polym. E. 15 797-811 (2004) 76. Bhattarai N, Edmondson D, Veiseh O, Matsen FA. Electrospun chitosan-based nanofibers and their cellular compatibility Biomaterials 26 6176-6184 (2005) 77. Rennukka
M,
Amirul
AA.
Fabrication
of
poly(3-hydroxybutyrate-co-4-
hydroxybutyrate)/chitosan blend material: synergistic effects on physical, chemical, thermal and biological properties Polym. Bull. 70 1937-1957 (2013) 74
78. Sudesh
K,
Abe
H,
Doi
Y.
Synthesis,
structure
and
properties
of
polyhydroxyalkanoates: biological polyesters Prog. Polym. Sci. 25(10) 1503-1555 (2000) 79. Gumel AM, Annuar MSM, Chisti Y. Recent Advances in the Production, Recovery and Applications of Polyhydroxyalkanoates J. Polym. Environ. 21 580-605 (2013) 80. Puppi D, Chiellini F, Piras AM, Chiellini E. Polymeric materials for bone and cartilage repair Prog. Polym. Sci. 35(4) 403-440 (2010) 81. Jing D, Wu L, Ding J: Solvent-Assisted Room-Temperature Compression Molding Approach to Fabricate Porous Scaffolds for Tissue Engineering, Macromol Biosci 6 747-757 (2006) 82. Zhang J, Zhang H, Wu L, Ding J: Fabrication of three dimensional polymeric scaffolds with spherical pores, J Mater Sci 41 1723-1731 (2006) 83. Shokrolahi F, Mirzadeh H, Yeganeh H, Daliri M: Fabrication of Poly(urethane urea)based Scaffolsd for Bone Tissue Engineering by a Combined Strategy of Using Compression Moulding and Particulate Leaching Methods, Iranian Polym J 20(8) 645-658 (2011) 84. Tuba F, Oláh L, Nagy P: Characterization of reactively compatibilized poly(D,Llactide)/poly(ε-caprolactone) biodegradable blends by essential work of fracture method, Eng Fract Mech 78(17) 3123-3133 (2011) 85. Hou Q, Grijpma DW, Feijen J: Porous polymeric structures for tissue engineering prepared by a coagulation, compression moulding and salt leaching technique, Biomaterials 24 1937-1947 (2003) 86. Pavia FC, La Carrubba V, Brucato V: Polymeric scaffolds based on blends of poly-Llactic acid (PLLA) with poly-D-L-lactic acid (PLA) prepared via thermally induced phase separation (TIPS): demixing conditions and morphology, Polym Bull 70(2) 563578 (2013) 87. Qiang N, Yang WH, Li LF, Dong P, Zhu JX, Wang T, Zeng CG, Quan DP: Synthesis of pendent carboxyl-containing poly(epsilon-caprolactone-co-beta-malic acid)-blockpoly(L-lactide) copolymers for fabrication of nano-fibrous scaffolds, Polym 53(22) 4993-5001 (2012) 88. Wu X, Liu Y, Li X, Wen P, Zhang Y, Long Y, Wang X, Guo Y, Xing F, Gao J: Preparation of aligned porous gelatin scaffolds by unidirectional freeze-drying method, Acta Biomater 6 1167-1177 (2010) 75
89. Yoon JJ, Park TG: Degradation behaviors of biodegradable macroporous scaffolds prepared by gas foaming of effervescent salts, J Biomed Mater Research 55(3) 401408 (2001) 90. Kiran E: Polymer miscibility, phase separation, morphological modifications and polymorphic transformations in dense fluids, J Supercrit Fluids 47(3) 466–483 (2009) 91. Maio ED, Salerno A, Iannace S: Scaffolds with tubular/isotropic Bi-modal pore structures by gas foaming and fiber templating, Mater Letters 93 157-160 (2013) 92. Fanovich MA, Jaeger P: Sorption and diffusion of compressed carbon-dioxide in polycaprolactone for the development of porous scaffolds, Mater Sci Eng C 32 961968 (2012) 93. Sill, TJ, von Recum HA: Electrospinning: Applications in drug delivery and tissue engineering, Biomater 29 1989-2006 (2008) 94. Bhardwaj N, Kundu SC: Electrospinning: A fascinating fiber fabrication technique, Biotech Adv 28 325-347 (2010) 95. Ghasemi-Mobarakeh L, Prabhakaran MP, Morshed M, Nasr-Esfahani MH, Ramakrishna S: Electrospun poly(epsilon-caprolactone)/gelatin nanofibrous scaffolds for nerve tissue engineering, Biomater 29(34) 4532-4539 (2008) 96. Chong EJ, Phan TT, Lim IJ, Zhang YZ, Bay BH, Ramakrishna S, Lim CT: Evaluation of electrospun PCL/gelatin nanofibrous scaffold for wound healing and layered dermal reconstitution, Acta Biomater 3 321-330 (2007) 97. Gautam S, Dinda AK, Mishra NC: Fabrication and characterization of PCL/gelatin composite nanofibrous scaffold for tissue engineering applications by electrospinning method, Mater Sci Eng C 33 1228-1235 (2013) 98. Ji W, Sun Y, Yang F, van der Beucken JJP, Fan M, Chen Z, Jansen JA: Bioactive Electrospun Scaffolds Delivering Growth Factors and Genes for Tissue Engineering Applications, Pharm Res 28 1259-1272 (2011) 99. Abdelaal O, Darwish SM: Fabrication of Tissue Engineering Scaffolds Using Rapid Prototyping Techiques, W Acad Sci, Engineering and Technology 59 (2011) 100. Yeong WY, Chua CK, Leong F, Chandrasekaran M: Rapid prototyping in tissue engineering: challenges and potential, Biotechnol 22(12) 643-652 (2004) 101. Wang F, Shor L, Darling A, Khalil S, Sun W, Güceri S, Lau A: Precision extruding deposition and characterization of cellular poly-ε-caprolactone tissue scaffolds, Rapid Protot J 10(1) 42-49 (2004) 76
102. Hendrik J: SYSENG Dipl. –Ing., www.syseng.de 103. Moroni L, de Wijn JR, van Blitterswijk CA: 3D fiber-deposited scaffolds for tissue engineering: Influence of pores geometry and architecture on dynamic mechanical properties, Biomater 27 974-985 (2006) 104. http://www.custompartnet.com/wu/3d-printing/ 105. http://www.custompartnet.com/wu/selective-laser-sintering/ 106. Tan KH, Chua CK, Leong KF, Cheah CM, Cheang P, Abu Bakar MS, Cha SW: Scafflod development using selective laser sintering of polyetheretherketonehídroxyapatite biocomposite blends, Biomater 24(18) 3115-3123 (2003) 107. Malda J, Woodfield TBF, van der Vloodt F Wilson C, Martens DE, Tramper J, van Blitterswijk CA, Riesle J: The effect of PEGT/PBT scaffold architecture on the composition of tissue engineered cartilage, Biomater 26(1) 63-72 (2005) 108. Kammer HW, Kresser J, Kummerloewe C: Adv Polym Sci 160 31 (1993) 109. Brinke G, Karasz EF: Lower critical solution temperature behavior in polymer blends: compressibility and directional-specific interactions, Macromol 17 8215-820 (1984) 110. Utracki LA: Commercial polymer blends, Chapman & Hall (1998) 111. Coleman MM, Graf JF, Painter PC: Specific Interactions and the Miscibility of Polymer Blends, Technomic Publishing Company (1991) 112. Olabisi O, Robeson LM, Shaw MT: Polymer-Polymer Miscibility, Academic Press, New York (1979) 113. Flory PJ: Principles of Polymer Chemistry Cornell University Press, Itacha (1953) 114. Hildebrand JH, Scott LR: The Solubility of Non-Electrolyts, Dover Pub., New York (1964) 115. Small PA: Some factors affecting the solubility of polymers, J Appl Chem 3(2) 71 80 (1953) 116. Hoftyzer PJ, Van Krevelen DW: Cohesive properties and solubility in ’Propoerties of polymers’ (ed.: Van Krevelen DW) Elsevier, New York 152-155 (1976) 117. Szabó P, Epacher E, Földes E, Pukánszky B: Miscibility, structure and properties of PP/PIB blends, Mater Sci Eng 383 307-315 (2004) 118. Kim WN, Burns CM: Blends of polycarbonate and poly(methyl methacrylate) and the determination of the polymer-polymer interaction parameter of the two polymers, Macromol 20 18-1882 (1987) 77
119. Nishi T, Wang TT: Melting Point Depression and Kinetic Effects of Cooling on Crystallization in Poly(vinylidene fluoride)-Poly(methyl methacrylate) Mixtures, Macromol 8(6) 909 (1975) 120. Nicolas L, Narkis M: Polym Eng Sci 11 194 (1974) 121. Turcsányi B, Pukánszky B, Tüdős F: Composition dependence of tensile yield stress in filled polymers, J Mat Sci Lett 7(2) 160 (1988) 122. Steinmann S, Gronski W, Friedrich C: Cocontinuous polymer blends: influence of viscosity and elasticity ratios of the constituent polymers on phase inversion, Polymer 42 6619-6629 (2001) 123. Omonov TS, Harrats C, Moldenaers P, Groeninckx G: Phase continuity detection and phase inversion phenomena in immiscible polypropylene/polystyrene blends with different viscosity ratios, Polymer 48 5917-5927 (2007) 124. He J, Bu W, Zeng J: Co-phase continuity in immescible binary polymer blends, Polymer 38 6347-6353 (1997) 125. He B, Yang Y, Zou H, Zhang Q, Fu Q: Fast determination of phase inversion in polmyer blends using ultrasonic technique, Polymer 45 7624-7631 (2005) 126. Bordes C, Fréville V, Ruffin E, Morate P, Gauvrit JY, Briancon S, Lantéri P: Determination of poly(ε-caprolactone) solubility parameters: Application to solvent substitution in a microencapsulation process, Int J Pharm 383 236-243 (2010) 127. Habeych E, Guo X, van Soest J, van der Goot A, Boom R: Ont he applicability of Flory-Huggins theory to ternary starch-water-solute systems, Carbohydr Polym 77 703-712 (2009) 128. Hansen: Solubility Parameters: A User's Handbook, 2nd Edition, Charles M. Hansen, CRC Press, Boca Raton, FL (2007) 129. Ni Y, Hu Q: Alcell® lignin solubility in ethanol-water mixtures, J Appl Polym Sci 57(12) 1441-1446 (1995) 130. Hansen CM, Björkman A: The Ultrastructure of Wood from a Solubility Parameter Point of View, Hozforschung 52 335-344 (1998) 131. Bogdanov B, Vidts A, Schacht E, Berghmans: Isothermal Crystallization of poly(εcaprolactone-ethylene glycol) block copolymers, Macromol 32 721-731 (1999) 132. Alp B, Cesur S, Balkose D: Crystallization control of olycaprolactone (PCL) with inorganic and organic additives, 18th International Symposium on Industrial Crystallization, ISIC18, 12-17 Eylül 2011 78
133. Imre B, Renner K, Pukánszky B: Interactions, structure and properties in poly(lactic acid)/thermoplastic polymer blends, Polym Lett 8(1) 2-14 (2014)
79
