DOPROVODNÝ TEXT K III. VÝUKOVÉMU KURZU

Inovace Ph.D. studia pro biotechnologické aplikace Reg. č.: CZ.1.07/2.2.00/15.0272

DOPROVODNÝ TEXT K III. VÝUKOVÉMU KURZU 16. – 20. 4. 2012 Dolní Dobrouč

Biotechnologická část

1. Transport in Tissues: Topical Application of Drugs Author: Prof. Dr. Paul Debbage Medical University, Innsbruck Targeted drug delivery Topical application Topical application of a drug is an optimal modality allowing extremely high targeting efficiency. Targeting efficiencies can approach 100%. It exerts minimal systemic side-effects. The numerous barriers which separate the body's compartments from one another enable high local drug concentrations to be achieved by use of small amounts of drug. Targeting may be necessary even although the drug is applied locally to the target tissue, because the target cells are often surrounded by non-target cells (for example: adenoma cells, surrounded by normal epithelial cells). Topical application is possible for many diseases located in epithelial tissues, for example: in the skin; in the airway (nasopharynx, trachea, bronchi, bronchial tree in the lung); in the gastrointestinal tract (oral cavity, oesophagus, stomach, duodenum, jejunum and ileum, colon, rectum, though sophisticated technical aids may be necessary to access the jejunum and ileum); in the urethra and bladder; in the female genital tract (vagina, cervix, endometrium). In addition, the eye, the inner lining of the large blood vessels, and some regions of the liver, are accessible to topical application. Where endoscopy is possible, topical application is a potential therapeutic option. Systemic application Systemic application may be unavoidable, for example if the target lesion is within bone, or if metastatic dissemination has seeded tumours into numerous sites in the body. Many important lesions cannot be reached by endoscopy, for example those in the kidney, pancreas, or the gonads. Clinically, systemic application is simpler than topical application because it can be achieved by intravenous injection or by use of a central venous catheter, and because no endoscopy is required. Systemic application brings the drug into the bloodstream, which provides rapid transport around the body: the circulation time is about 10 seconds. The major part of the distance between application site and the target lesion is therefore covered quickly. However, the blood goes everywhere but (with a few exceptions) it does not reach the target site. The last few micrometers are the most difficult, because they contain bloodtissue barriers, each optimized to exclude most blood-borne materials from the tissue compartment. Small molecule drugs are designed to cross these barriers, but this is associated with dose-limiting side-effects. Large molecules generally do not cross the barriers, though some important molecules (albumin, transferrin) have specific receptors and mechanisms allowing them to cross the barriers. Nanoparticlesized materials cannot cross the barriers at all, unless they are designed to utilize the barrier-crossing

mechanisms. Some examples of the blood-tissue barriers are presented here, to aid understanding of the challenges which must be overcome in order to improve the targeting efficiency of drug delivery. Barriers in the organism In the organs of the body, each tissue has a specific function which it carries out in an appropriate chemical milieu. To establish and maintain these tissue-specific environments, most organs exclude most blood-borne materials (macromolecules, particles, cells), using selective transporters to allow essential molecules into their privileged environment, and erecting barriers to exclude other materials. Barrier-free sites exist in the central nervous system for specialized purposes (the "circumventricular organs"), and the liver parenchyma is barrier-free; small resorptive surfaces at sites of bone remodeling are also barrierfree. All other tissues are protected by barriers. There are many types of barrier, and some barriers are more exclusive ("higher") than others. Most barriers are composed of cells and their intercellular junctions, but the placental barrier is a syncytium. In some organs one type of barrier is present throughout the organ (brain, lung), but in other organs there are several distinct barriers at different sites in the organ (the gut, the kidney). One important type of barrier, in microvascular and venous endothelial cells, is regulated by a single type of molecule ("vascular permeability factor", VPF) and local secretion of this cytokine by cells can lower the barrier to facilitate passage of cells across the barrier (such as platelets leaving the bone marrow to enter the bloodstream). In inflammatory conditions, such as rheumatoid arthritis, or during bacterial attack, endothelial barriers are opened and blood-tissue exchanges occur which destroy the specific features of the tissue-specific environment and facilitate migration of cells (leucocytes) into the tissue. Two examples of barriers are presented in the following text. What crosses barriers? For lipophilic small molecules there are no barriers (for example: steroids such as glucocorticoids). Small water-soluble molecules in high enough concentrations cross barriers, and it is possible to adjust the charge properties of small water-soluble molecules to facilitate their crossing of cell membranes. Macromolecules, and colloidal materials such as nanoparticles or viruses, and bacteria and cells do not cross barriers unless they are specially equipped to do so - and then they only cross the particular barriers for which they are equipped, and do not cross other barriers. 1. Gastrointestinal barriers In the gut segments between the stomach and the colon there is a series of different barriers, all variations on a single plan. The basic plan involves a double barrier, one barrier at the basal side of the gastrointestinal epithelium and another at the apical side. At the basal side, the physiological and structural barriers associated with

the micro-blood vessels and their basement membranes are followed by a series of physical barriers including the meshwork of glycosaminoglycans and various fibre types (collagen, reticulin, elastic fibers) embedded in the extracellular matrix (ECM), and the several types of cells located between the blood vessel and the epithelium (including fibroblasts, smooth muscle cells, adipocytes, and cells associated with the immune system such as macrophages and plasma cells). Additionally to these structural barriers, the subepithelial basement membranes represents a spatial and charge barrier, then the epithelial cells themselves form a closed sheet several micrometers thick, and are linked to one another by water-tight intercellular junctions. At the apical side, the cell membranes contain enzymes capable of regulating entry from the gut lumen, and above these membranes lie an inner mucus layer containing IgA antibodies, and then an outer mucus layer containing antibodies and also a range of commensal bacteria which hinder passage of foreign bacteria out of the lumen and promote maintenance of the mucus layers. At both apical and basal sides the cell membranes contain a range of transporter systems which transfer selected molecules in either direction across the barrier. The variations on the basic plan are adapated to the particular functions which each segment of the gastrointestinal tract carries out. In the stomach, the thick layer of apical mucus contains bicarbonate ions secreted there by the enterocytes and protecting the enterocytes against the strong acid in the stomach lumen. Pepsin in the stomach lumen is also prevented from digesting the enterocytes by the thick apical mucus layer, which is impermeable to pepsin. In the duodenum, the mucus barrier is similar to that in the stomach. Unlike the stomach however, the duodenum takes up large amounts of materials from the lumen and transfers them to the bloodstream: for example, this is the major site for uptake of metals such as calcium and iron. Transporters for metal ions are therefore a particular feature of this barrier. In the jejunum and ileum the barrier mediates both uptake and secretion of materials. Glucose and di- and tripeptides resulting from digestive processes are taken up via specific transporters. The brush border of the ileal enterocytes contains enzymes to digest small molecules (sucrase, lactase, maltase). In the terminal ileum, the apical mucus resembles that in the colon, for example in contains commensal bacteria. In the colon the barrier regulates material exchanges between the blood and the fecal compartment. It takes up water and sodium and chloride ions out of the fecal material. It excludes potentially pathogenic bacteria, present in large numbers (~1013) from entering the blood, by expressing anti-microbial peptides such as ßdefensins. This barrier is sketched in the Figure. 2. Blood-brain barrier The characteristic tissue of the central nervous system is the neuropil. Here, the neurons are ensheathed by glial cells (astroglial and oligodendroglial cells) which maintain a specialised chemical milieu around the neurons to permit interneuronal communication and to facilitate passage of nerve signals. The astroglial cells also ensheath the small blood vessels, especially the capillaries, and regulate transport between the blood compartment and the perineuronal compartment. The astroglial cells also

induce the vascular endothelial cells to form especially complex tight junctions, which are the structural basis of the most exclusive blood-tissue barrier in the body, the "blood-brain barrier". For water-soluble materials, the aqueous compartment of the bood and the aqueous compartment of the perineuronal space are entirely separated. Passage between these two aqueous compartments is only possible via transcellular specific transporter systems which transfer selected molecules (e.g. transferrin, albumin) in both directions across this tight barrier. Only at certain special sites (the circumventricular organs) is this barrier absent in the brain tissues. 3. Other barriers Numerous other blood-tissue barriers in the body are of great clinical interest. For example, barriers in gland tissues (breast, prostate) protect some of the malignant cells of adenocarcinomas from the delivery of drugs. The effects of barriers on drug delivery To enter a tissue compartment, a small-molecule water-soluble drug requires an adequate concentration in the bloodstream, to provide a gradient steep enough drive the drug through the bloodtissue barrier of the target tissue. The high concentration in the blood causes the drug to enter other tissue compartments in addition to the target compartment, and this causes undesired side-effects when the drug interacts with cells in these non-target tissue compartments. If the drug concentration in the bloodstream is too low, the dose that enters the target tissue compartment is ineffective. If the drug concentration in the bloodstream is too high, the undesired side-effects may be lethal to the patient. The difference between "too low" and "too high" may be small (this is a "narrow therapeutic window"): the drugs presently used in oncological therapies frequently have narrow therapeutic windows. At the effective tolerated dose, small-molecule drugs usually have a targeting efficiency far below 1%, so that more than 99% of the total applied drug dose is available to cause side-effects. This is true also for "targeted" macromolecules such as monoclonal antibodies, which typically have a targeting efficiency close to 0.01%. Overcoming tissue barriers 1. Physiological mechanisms for crossing blood-tissue barriers In a first type of physiological barrier-crossing mechanism, carrier molecules (e.g. albumin) transport the active agents. Such molecules can bind numerous drugs: albumin is reported to bind more than 300 different types of drug. The carrier molecules cross from the bloodstream into the subendothelial compartment by first entering the endothelial cell at its apical side, by binding to their specific receptor molecules; this induces formation of ~50nm diameter endocytotic vesicles. This process is followed by receptor-mediated transcytosis: the vesicles containing the ligand load cross the cytoplasm to reach the

other (basal) side of the cell, where they unload the ligand load by exocytosis and therefore carry it into the subendothelial space. Transcytosis can occur in both directions, from the apical to the basal side of the cell, or from basal to apical. For drug delivery, apical to basal transport carries the load from the bloodstream into the subendothelial compartment of the tissue. In a second type of physiological barrier-crossing mechanism, macrophages and platelets can pass through the endothelial lining of small blood vessels in order to enter or to exit the bloodstream. For example, platelets are produced in the bone marrow interstitium and each day large numbers of them cross the sinus endothelial wall (from the basal to the apical side) to enter the bloodstream. Macrophages also transit out of the bloodstream into the tissue compartment (apical to basal crossing) and later return into the bloodstream (basal to apical crossing). To achieve crossing of the endothelial blood-tissue barrier these cells secrete small amounts of Vascular Permeability Factor (VPF), which loosens the interendothelial adherens junctions and allows the migrating cells to pass through the cleft between adjacent endothelial cells. Nanoparticles can also cross at sites where the adherens junctions are loosened, but during cellular migration across the endothelial lining the junctions are opened for only a short time. Some sites in the body contain highly permeable blood microvessels in their physiologically normal state. The corpus luteum in the ovary, the circumventricular organs in the central nervous system, and the sites of bone resorption which are an essential feature of bone remodelling in all adults, all contain microvessels which do not maintain a blood-tissue barrier, and at these sites macromolecules and nanoparticles can pass freely between the blood and the tissue compartment. 2. Pathophysiological mechanisms for crossing blood-tissue barriers At sites of inflammation the interendothelial adherens junctions are loosened by leucocytes and macrophages as part of their extravasation into the tissue compartment. The large amounts of VEGF which they release by continuous secretion throughout a period of days have a further effect on the microvascular endothelial cells, by raising the rate at which they produce caveolae and vesicular-vacuolar organelles (VVOs). Caveolae and VVOs are approximately 100 nm diameter and provide transport pathways for macromolecules to leave the blood and enter the subendothelial compartment. VPF was given its name because it attenuates endothelial cells and raises their permeability by inducing VVO/caveolae formation (in higher concentrations it also causes endothelial cells to enter mitosis and begin neo-angiogenesis, so it is also called "Vascular Endothelial Growth Factor", VEGF). VPF/VEGF is produced in large amounts by most tumour cells, and hypoxia within the tumour stimulates the tumour cells to release the VPF/VEGF in raised amounts into the tumour interstitial fluid. Sites of inflammation, and also larger, hypoxic tumours, therefore always contain highly permeable vascular microvessels, which allow macromolecules and nanoparticles to leak into the tissue interstitial compartment.

3. Passive transport across blood-tissue barriers As a result of prolonged exposure to VPF in inflammation sites or in tumours, gaps form in the endothelial cell layer lining the micro-blood vessels. At these gaps, any protected environment that was previously present in the tissue breaks down, and the tissue then contains the same chemical environment as the bloodstream. Any nanoparticles present in the bloodstream now have access to the tissue compartment and can enter it, a process known as "wash-in". The rate at which the nanoparticles leave the tissue compartment ("wash-out") is small. As a result of the large difference between wash-in and wash-out, the nanoparticles acumulate in the tissue compartment, an effect called "enhanced permeability and retention" (EPR). The accumulation of nanoparticles within a permeable lesion is not a true form of targeting, because it does not involve chemical "recognition" of specific molecules within the target tissue. However, EPR boosts the targeting efficiency of nanoparticles to ~2%, which is sufficient to generate a blockbuster formulation such as Abraxane . 

Single-targeting drug delivery Complementary spatial structures within molecules provide the basis for tight specific adhesion of one molecule to a different but spatially complementary molecule. Enzymes, lectins and antibodies all provide examples of this "molecular recognition". By attaching an antibody as a targeting group to a nanoparticle, that is, a particle generally in the size range 1-200 nm diameter, the nanoparticle can be steered to adhere to a tissue structure bearing the specific antigen recognized by the antibody. Since a 100 nm diameter nanoparticle can incorporate several hundred small drug molecules, a significant amplification takes place. By also incorporating a few dozen signalling molecules into the nanoparticle, the distribution of the nanoparticles within the organism can be monitored. Nanoparticles bearing a disease-relevant antibody as targeting group will generally not reach their targets if they are injected into the blood (see sections on blood-tissue barriers, above). Only at sites lacking blood-tissue barriers (the liver, the corpus luteum of the ovary, the circumventricular organs of the brain, and bone resorption sites) would these nanoparticles be able to reach a target from the blood (in most diseases, these sites are not relevant). During disease, if the target lesion contains permeable blood vessels, these nanoparticles will also accumulate there by EPR (see above) and can reach their target molecules. The targeting efficiency however will be in the 2-3% range. However, if these single-targeted nanoparticles are applied topically (see above) they can reach their target molecules and accumulate specifically within the disease lesion. After topical application, the targeting efficiency can be close to 100%. As noted above, such singletargeted nanoparticles offer significant potential for therapies aimed at diseases of the skin, respiratory tract, gastrointestinal tract, urinary bladder, female genital tract, the inner chamber of the eye, the inner lining of large blood vessels, and some regions of the liver.

Multiple-targeting drug delivery In an organ (e.g.: lung), the microvascular endothelial cells express organ-specific molecules (which occur only in that organ (e.g.: in the lung). By purifying caveolae from these endothelial cells it is possible to extract these organ-specific molecules from the endothelial cells. Monoclonal antibodies raised against these molecules can be used as targeting groups to steer nanoparticles from the blood into the barrier-protected tissue compartment of that organ. This targeting has been reported to achieve efficiencies close to 90%. The targeting group used to steer the nanoparticles into the organ's interstitial compartment with such high efficiency are "targeting group #1". If the nanoparticles bear a second antibody targeting group (targeting group #2) which is directed against a disease-specific antigen present in that organ, then after arriving in the organ's interstitial compartment thes nanoparticles will be only a few micrometers distant from the molecules which are the target #2. The principle of double-targeting therefore allows drug delivery to be achieved with high efficiencies after systemic application of nanoparticles. To maximise delivery into the target lesion, the nanoparticles require an outer surface layer (for example, polyethylene glycol molecules, PEG) which reduce their uptake into the liver and their engulfment by macrophages. Furthermore, by matching the dose of nanoparticles to the number of specific target molecules on the target cells in the lesion (usually several thousand molecules per square micrometer on each of the diseased cells), it should be possible to saturate those molecules with bound nanoparticles. After an adequate recycling time has passed, the target molecules will mostly be returned to the surfaces of the diseased cells and a further dose of nanoparticles can be steered onto them. By adjusting dosages and ensuring maximum persistence time in the bloodstream, it should be possible to achieve almost 100% targeting efficiency, which implies a near absence of side-effects. Since certain important classes of drug (such as siRNAs) only function as a drug within their target cells, nanoparticles loaded with those drugs could in principle achieve targeting efficiencies of 100%. Controlled release of active agents The drug should remain incorporated within the nanoparticles until this has become attached to the target cell membrane. This can be achieved by fixing the drug to the nanoparticle matrix by strong chemical bonds. A further possibility is to enclose the nanoparticle matrix within an outer layer of material (such as PEG) which protects the nanoparticle matrix from degradation by enzymes in the blood or in the lesion's micro-environment. Extracellular release of the drug from the nanoparticle matrix will occur if the matrix is sensitive to the micro-environment of the target lesion, for example low pH, or the presence of characteristic enzymes such as matrix metalloproteinases. Disintegration of the nanoparticles then releases the drug into the close vicinity of the target cell, achieving a high concentration there and nowhere else.

Intracellular release of the drug into the target cell is the maximum level of targeting. The binding of the nanoparticle to its specific target molecule on the cell surface will generally stimulate uptake of the nanoparticles into an endocytotic vesicle, which usually deliver their loads into the cell's lysosomal system. Degradation occurs in the lysosomes by enzymatic digestion of the vesicles' loads. If the drug incorporated into the nanoparticle is a lipophilic molecule, then the degradation of the nanoparticle will release it into the lysosomal milieu, and it will enter the internal membrane system of the cell. By diffuse distribution throughout the cell's internal membranes it will reach its receptor and carry out its drug action. If the drug incorporated into the nanoparticle is a water-soluble molecule, it must escape from the lysosomal compartment in order to find its target within the cytoplasm (or cell nucleus). For this, the drug may require the attachment of groups which facilitate exit from the vacuole's membrane.

Nanotechnologická část

1. Příprava mikrovláken jako systému pro řízené uvolňování léčiv Autor: Ing. Jiří Běťák Laboratoř nanobiotechnologických aplikací, CPN spol. s r.o. Abstrakt V rámci této kapitoly je čtenář seznámen s technologiemi přípravy vlákenných materiálů, které svými vlastnostmi mohou nacházet využití v rámci klinických aplikací. Vzhledem k rozsahu textu jsou popisovány pouze základní typy zvlákňovacích technologií. Jsou zde diskutována omezení jednotlivých technologií ve vztahu k možnostem tvorby aktivních vláken s přídavky aditivních látek, mající např. biologické účinky. Vlákenné materiály pro medicínské aplikace Použití vlákenné, či textilní matrice pro distribuci léčiv lze podle způsobu aplikace obecně rozdělit na dvě skupiny: 1. Aplikace topické (vnější) 2. Aplikace vnitřní. Platí, že výběr materiálu pro komerční výrobky je dán pravidlem kompromisu mezi funkčními schopnostmi materiálu a jeho cenou. Toto platí zvláště v situaci, kdy je již daný výrobek na trhu konfrontován s podobnými konkurenčními produkty. Tato situace je již velmi silně rozvinuta právě v oblasti materiálů v rámci první aplikační skupiny, aplikací topických. 1.1. Materiály pro topické (vnější) aplikace Klasickým příkladem produktů této skupiny jsou různé druhy sterilních gáz, polštářků, či dalšího obvazového materiálu, které jsou povrstveny, či nasáknuty aktivním roztokem. Nutnou podmínkou pro výběr textilního materiálu pro vnější aplikace je především jeho dobrá akceptovatelnost ve styku s pokožkou, materiál nesmí být nikterak dráždivý, měl by svými sorpčními vlastnostmi zajišťovat případný odvod hnisu z hojené rány a zároveň by měl zajišťovat dostatečnou bariéru proti kontaminaci rány vnějšími nečistotami, např. prach. Používané materiály pro tyto obvazové prostředky jsou většinou sterilní bavlna, viskóza, algináty, či polyestery [1]. Nároky na textil pro tento typ aplikací jsou tedy z určitého pohledu náročné, nicméně stále nižší než u materiálů ve druhé skupině pro aplikace vnitřní. 1.2. Materiály pro vnitřní užití V případě vlákenných materiálů pro vnitřní aplikace je v současné době výzkum a vývoj značně zacílen na materiály, které podléhají přirozené biodegradaci vlivem spontánních hydrolytických, či enzymatických procesů. Tyto materiály musí být tedy nejen samotné zcela netoxické, ale zároveň i jejich

degradační a metabolické produkty nesmějí nikterak negativně interagovat s organismem a způsobovat zánětlivé, případně jiné nežádoucí reakce. Mezi tyto vhodné materiály patří např. kolagen, materiály založené na derivátech kyseliny polymléčné, či algináty. 2. Vlákno jako základ textilie Základním stavebním elementem jakékoliv textilie je vlákno (monofil), což je silně geometricky anizotropní 2D struktura, kde jeden rozměr (délka) výrazně převládá nad průměrem. Kvalitativní parametry finálního monofilu jsou úzce spojeny s vnitřní chemickou strukturou polymeru, ze kterého je monofil vytvořen. Pevnost finálního vlákna je dále ovlivněna především délkou a vzájemným uspořádáním jednotlivých polymerních řetězců. 2.1. Faktory ovlivňující mechanické vlastnosti Obecně lze říci, že pro tvrobu vláken jsou preferovány polymery s dlouhými lineárními řetězci, které jsou zhuštěny a orientovány podél osy vlákna. Tímto dochází ke zvýšenému uplatnění nekovelentních meziřetězcových interakcí, které jsou zodpovědné za makroskopickou pevnost vlákna.

Obr.1: Závislost tahové pevnosti vláken na molekulové hmotnosti lineárních polymerů Na výše uvedeném obrázku je ilustrována závislost průběhu tahové pevnosti vlákna tvořeného lineárními polymerními řetězci. Je patrné, že tvorba vlákna o určité tahové pevnosti je vymezena určitými kriteriálními požadavky na minimální molekulovou hmotnost výchozího polymeru. Zvlákňování polymerů o nižší délce řetězců, než je prahová hodnota, vede k tvorbě mechanicky velmi nestabilních útvarů, které nelze tahově mechanicky namáhat. Krátké polymerní řetězce nejsou tedy schopné dostatečné vzájemné stabilizace pomocí slabých nekovalentních sil. S postupnou rostoucí délkou polymerních řetězců přibývá množství funkčních skupin na polymeru, které stabilizují jednotlivé řetězce a tedy makroskopická pevnost vlákna roste.

Od určité délky lineárního řetězce, na (Obr.1) označené jako „optimum“, se ovšem začíná uplatňovat efekt vzájemného proplétání řetězců a tvorbě polymerních klubek, dochází tedy ke ztrátě axiální orientovanosti řetězců, proto tedy nárůst tahové pevnosti vlákna tedy již není tak intenzivní. Axiální orientovatelnost a s tím spojená hustota polymerních řetězců je dále silně ovlivněna vzájemným prostorovým uspořádáním jednotlivých funkčních skupin na polymerním řetězci. Detailní popis těchto efektů je možné nalézt např. v odborných publikacích [2], [3]. 2.2. Meziřetězcové stabilizační interakce Často se hovoří o nekovalentních silách jako o slabých interakcích krátkého dosahu. Ve srovnání s vazbami kovalentními se jedná o síly o několik řádů slabší. Tyto interakce ovšem představují základ soudržnosti (koheze) nadmolekulárních struktur, často jsou proto nazývány kohezními silami. Tyto interakce lze obecně rozdělit do tří skupin: 1.

Vodíkové můstky

2.

Polární síly

3.

Disperzní (hydrofobní) síly

2.2.1. Vodíkové můstky Vodíkové můstky jsou považovány za jedny z nejsilnějších nekovalentních interakcí. Jsou uplatňovány mezi skupinami obsahující silně elektronegativní atomy (např. O, N) na které je připojen atom vodíku. Silný elektronakceptorní efekt uvedeného heteroatomu způsobuje silnou polarizaci této vazby až dojde ke vzniku parciálního kladného náboje na atomu vodíku. Tento stav je termodynamicky nestálý a parciálně nabitý vodíkový atom má snahu o nábojovou stabilizaci s vhodným blízkým partnerem, mající volný elektronový pár. Vodíkové můstky silně ovlivňují fyzikálně-chemické vlastnosti molekul, např. bod varu, povrchové napětí, či adsorpční vlastnosti. 2.2.2. Polární síly Jsou poněkud slabší interakce krátkého dosahu než vodíkové můstky a také s kratší dobou života. Uplatňují se především mezi molekulami kde jsou vazby mezi jejich atomy silně polarizované a molekuly tak získávají charakter permanentního dipólu. Důsledkem toho mají jednotlivé molekuly tendenci být vzájemně organizovány ve smyslu atrakce nábojově protikladných částí. V případě interakcí mezi molekulami, které mají permanentní dipól, mluvíme o tzv. Keesomových interakcích. Ovšem i molekuly, které nemají permanentní dipól (nejsou tedy tak silně polarizovány), uplatňují se zde kvazi-dipólové interakce, nazývané silami Debeyovými. 2.2.3. Disperzní (hydrofobní) síly Tyto interakce, mezi něž patří např. tzv. Londonovy síly, patří mezi nejslabší z dříve popisovaných nekovalentních interakcí. Uplatňují se mezi čistě hydrofobními skupinami, např. mezi alifatickými řetězci. Tyto atraktivní síly mají svou podstatu založenu na náhodných fluktuacích elektronů v rámci

hydrofobních molekul. Uplatňuje se zde přitažlivý mechanismus typu „svý ke svému“, kdy hydrofobní části řetězců preferují spíše kontakt sami se sebou než s ostatními polárnějšími částmi řetězců. Detailní informace o popisovaných silách, které se kromě kovalentních vazeb velmi podílejí na soudržnosti jednotlivých polymerních řetězců nejen v případě námi diskutovaných vláknech, lze nalézt např. ve zdroji [4]. 3. Technologie tvorby vláken Oblast tvorby vláken určených nejen pro klinické aplikace sestává z široké škály popsaných technologických postupů. Výběr technologie vždy závisí na fyzikálně-chemickém charakteru zvlákňovaného materiálu, jeho strukturních vlastnostech a v neposlední řadě pak na omezujících kritériích, které jsou dány např. vlastnostmi implementovaných léčivých látek do struktury vlákna. Zde se jedná např. o případy, kdy není možné léčivo zahřívat spolu s nosným polymerem nad určitou teplotu, aby nedocházelo k jeho degradaci a tedy ke ztrátě jeho biologického účinku. Zvlákňovací technologie lze obecně definovat pomocí následujícího základního myšlenkového schematu (Obr.2) Obecně lze říci, že jednotlivé vláknotvorné technologie se nejvýznamněji liší ve dvou procesních krocích výše uvedeného obecného schematu: 1.

Metoda převodu polymeru do tekuté fáze

2.

Metoda zpětné solidifikace

3.1. Zvlákňování z polymerní taveniny Jedná se o velmi rozšířený proces pro přípravu vláken z polymerů, jejichž teplota tání Tm je nižší než teplota, při které dochází k jejich degradaci. Tento proces je v literatuře běžně uváděn pod názvem „Melt-spinning“. Proces tavení polymerního granulátu probíhá striktně

v ochranné

atmosféře,

aby

nedocházelo

k oxidativní

degradaci materiálu za zvýšené teploty. Velkou předností tohoto procesu je jeho celková čistota, vysoké procesní rychlosti a v neposlední řadě fakt, že se jedná o téměř bezodpadní technologii, kdy na rozdíl o jiných procesů není nutné řešit problémy s rozpouštědly. Pomocí této technologie se průmyslově zvlákňují materiály např. typu polyetylen, polypropylen, nebo polystyren.  

Obecně se tedy

jedná o vlákna z hydrofobních polymerů, kde významně uplatňují disperzní typy kohezních sil (viz. oddíl 2.2.3). Jak již bylo naznačeno v předchozím textu, tyto meziřetězcové nekovalentní síly jsou z uvedených nejslabší povahy pro jejich rozrušení postačí pouhé zvýšení teploty. Nutné množství dodané tepelné energie pro dosažení teploty tání polymeru je plně závislé na chemické struktuře taveného polymeru. Vhodnou funkcionalizací základního alifatického řetězce, např. zaváděním aromatických substituentů lze tedy velmi významně měnit termo-mechanické vlastnosti připravených vláken [3]. Proces solidifikace (tuhnutí) polymerní taveniny poté probíhá pouhým zchlazením polymerního pramene jímáním do chladného média, či atmosférickým zchlazením. Pomocí této metody jsou kromě uhlovodíkových polymerů, které nepodléhají biodegradačním procesům, připravována i vlákna na bázi např. kyseliny polymléčné (polylakáty, či její kopolymery s kyselinou polyglykolovou), které jsou naopak plně biodegradabilní a jsou tedy významným materiálem např. pro výrobu vstřebatelných chirurgických nití. Velkou výhodu u těchto materiálů představuje fakt, že vlákna jsou schopna zachovat podstatnou část své mechanické pevnosti i v mokrém stavu, tedy v místě klinické aplikace. Díky tomu mohou být tato vlákna použita jako určitý zpevňující strukturní prvek. Určitou nevýhodou vláken, připravených pomocí této zvlákňovací metody je fakt, že množina léčiv, která jsou schopna přestát teploty nutné k tavení polymerní matrice, je velmi omezená. Z tohoto důvodů je většinou tato metoda označována jako méně vhodná pro produkci vláken a dále textilních materiálů s obsahem biologicky aktivních nízkomolekulárních aditiv. 3.2. Zvlákňování z polymerního roztoku Z názvu technologie je patrné, že pro tvorbu vláken pomocí této metody je nejprve nutné rozpustit polymer do homogenního roztoku. Rozpouštěcí proces lze aplikovat prakticky na všechny kovalentně nezesíťované polymery, proto tento fakt přináší metodě široké možnosti uplatnění a lze ji považovat téměř za univerzální pro tvorbu vláken. Podobně jako v případě dříve popisované technologie zvlákňování z polymerní taveniny je tedy nutné překonat určité nekovalentní kohezní síly, které drží řetězce polymeru v kondenzovaném stavu. Vzhledem k tomu, že je tato technologie tvorby vláken z polymerního roztoku potenciálně vhodná pro tvorbu vláken s aktivními aditivy, rozebereme si tuto tématiku poněkud podrobněji. 3.2.1. Proces rozpouštění polymeru Rozpouštění, jinými slovy solubilizaci polymerů, lze charakterizovat jako převážně fyzikální proces, kdy dochází k zániku převážně slabých nekovalentních vazeb. Po smísení polymerního prášku a rozpouštědla dochází k postupné difuzi rozpouštědla do vnitřních struktur jednotlivých polymerních zrn.

Obr.3: Solvatace polymerních řetězců Jednotlivé řetězce jsou postupně obalovány (solvatovány) nízkomolekulárními molekulami rozpouštědla. Cílem je tedy oddělit jednotlivé makromolekulární řetězce od sebe na takovou vzdálenost aby kohezní meziřetězcové síly již byly mimo svůj akční dosah. Jinými slovy, interakce typu „polymerpolymer“ jsou postupně nahrazovány interakcemi „polymer-rozpouštědlo“. Celkovou kohezní (soudržnou) energii mezi dvěma polymerními řetězci lze definovat jako energii (entalpii), která je nutná k oddělení těchto dvou řetězců na vzdálenost, kde se již řetězce vzájemně nijak neovlivňují, dalo by se říci, že se řetězce již přestávají vzájemně „cítit“. Pokud se blíže zamyslíme nad uvedeným jevem, uvědomíme si, že se tato formulace velmi blíží definici jedné termodynamické veličiny – „vypařovací teplo ΔHvap“. Proces lze tedy v určitém smyslu připodobnit např. k vypařování vody, kde vlivem dodaného tepla dojde k destrukci vodíkových můstků a tedy k následnému úniku jednotlivých molekul vody do prostoru nad roztokem. 3.2.2. Flory-Hugginsova rovnice Jak již bylo zmíněno, polymerní řetězce jsou vzájemně drženy kohezními (soudržnými) silami. Problém rozpouštění polymeru lze tedy prakticky redefinovat do otázky: „Jak a čím překonat tyto kohezní interakce?“. Nyní bude následovat sled jednoduchých logických úvah, nenechte se zde, prosím odradit symbolikou, neboť závěry plynoucí z tohoto odvození jsou velice praktické. Základy rozpouštěcí problematiky byly položeny dvojicí Flory a Huggins v jejich rozpouštěcí teorii, která je detailně popsána např. [5]. Proces rozpouštění (mísení) polymerů byl termodynamicky popsán pomocí obecné Flory-Hugginsovy rovnice.

ΔGM = RT (n1 lnϕ1 + n2 lnϕ2 + χ n1ϕ2 ),

(1)

kde DGM představuje Gibbsovu energii směšovacího procesu, R je plynovou konstantou, T je termodynamická teplota, n1a n2 představují molární množství obou mísených složek, symboly j1 a j2 dále

představují objemové zlomky obou komponent. Důležitým členem je parametr c, nazývaný Hugginsův interakční parametr. Poukazuje na efektivitu vzájemných interakcí „polymer-rozpouštědlo“. Pro spontánně probíhající procesy obecně platí, že jejich změna Gibbsovy energie musí být záporná hodnota. Proto i zde, pokud chceme, aby se polymer spontánně rozpouštěl, hodnota DGM musí být celkově menší než nula. Pokud se detailně podíváme na jednotlivé členy rovnice (1), je patrné, že prvé dva logaritmické členy objemových zlomků (n1 ln(j1) a n2 ln(j2) ) budou menší nebo rovno nule. Ostatní veličiny v rovnici (1) (RT - plynová konstanta (R=8,314) a termodynamická teplota jsou definičně kladná čísla), stejně tak molární množství a objemové zlomky, mohou být především kladné hodnoty, pokud tedy ne nulové (poté bychom ovšem již nemluvili o mísení více složek). Aby tedy byla zachována spontánnost rozpouštěcího procesu tj. celkově DGM < 0, kladná hodnota trojčlenu (c n1j2) by neměla vykompenzovat předchozí záporné členy. Je tedy velmi vhodné, aby se hodnota interakčního parametru c byla co možná nejnižší. Jak již bylo řečeno, interakční parametr je c je vždy definován pro dvojici “polymer-rozpouštědlo“ a lze jej tedy vyjádřit vztahem (2):

χ=

V1 (δ1 − δ 2 )2 + β RT

(2)

kde V1 představuje objem polymerního řetězce, b poté určitou korekci rozpouštěcí neideality, jejíž hodnota se většinou udává okolo 0,35 [5]. Nejvýznamnějšími veličinami v rovnici (2) jsou ovšem proměnné d1 a d2, nazývané Hildebrandovy rozpustnostní parametry polymeru a rozpouštědla. [6]. Tyto parametry dále rozšiřují Flory-Hugginsovu teorii, velmi praktické je, že jsou tyto hodnoty pro polymer i rozpouštědlo běžně tabelovány. Jinými slovy, tyto parciální parametry udávají praktický klíč k výběru vhodného rozpouštědla pro daný typ polymeru. Stojíme-li tedy před problémem volby správného rozpouštědla pro konkrétní polymer, pokusíme se najít nejprve Hildebrandův parametr d1 pro daný polymer, vhodné rozpouštědlo bude poté takové, jehož hodnota d2 bude hodnotě polymeru co nejbližší. Srovnáním s rovnicí (2) a následně s (1) je zřejmé, že v ideálním případě, tj. že d1 = d2 (polymer je zcela ideálně rozpouštěn v daném rozpouštědle), je výsledkem rovnice (2) c = b (tj. c ~ 0,35 ), což je pro Hugginsův parametr minimální hodnota a tedy jeho kladný příspěvek do rovnice (1) je tedy minimální. Tím je zajištěno, že hodnota DGM zůstane záporná a tedy rozpouštění proběhne samovolně. Příklad: Rádi bychom rozpustili polymethylmethakrylát (PMM), v tabulkách si proto najdeme jeho Hildebrandův parametr d1 = 18,0 MPa, vhodné rozpouštědlo by tedy mělo mít co nejbližší hodnotu, tedy například řada látek: Xylen (d2 = 18,2 MPa), Tetrachlormethan (d=18,0MPa), Toluen (d=18,3MPa) nebo

Benzen (d=18,7MPa). V literatuře [6], [7] se uvádí, že maximální odchylka Hildebrandova parametru rozpouštědla od polymeru by se měla pohybovat ± 2 MPa. Bohužel i tento Hildebrandův parametr má své občasné vyjímky. Jednou z takových vyjímek je uváděn např. lněný olej [8], jehož hodnota Hildebrandova parametru je d = 19,1MPa, vhodným rozpouštědlem by tedy měl být aceton (d =19,7MPa), prakticky bohužel nefunguje. 3.2.3. Hansenovy rozpustnostní parametry Tato a další vyjímky byly vysvětleny a překonány Dr. Hansenem, který ve své rozšiřující rozpustnostní teorii [9] rozdělil Hildebrandův parametr na tři samostatné komponenty, které v sobě nesou informace o třech typech kohezních sil, které současně drží rozpouštěný polymer pohromadě.

δ 2 = δ d2 + δ p2 + δ h2 ,

(3)

Celkový Hildebrandův parametr je tedy rozdělen na příspěvek dispezních sil dd, příspěvek polárních sil dp a příspěvek vodíkových můstků dh. Tyto parciální parametry jsou nazývány Hansenovy rozpustnostní parametry (Hansen solubility parameters) a jsou opět tabelované pro širokou škálu polymerů a rozpouštědel. Opět platí, že vhodné rozpouštědlo pro daný polymer by mělo mít všechny tři Hansenovy parametry co nejblíže parametrům rozpouštěného polymeru. Právě tato podmínka nebyla splněna v případě zmiňovaného lněného oleje a acetonu, přestože jejich celkový Hildebrandův parametr byl téměř shodný. Rozpustnostní stav polymeru si lze představit jako kulovitý prostor (Obr.4), jehož středovou polohu v souřadnicovém systému udávají právě jednotlivé parciální Hansenovy parametry dd, dp, dh pro daný polymer. Objem tohoto prostoru, udávající množinu funkčních rozpouštědel, udává akční rozpustnostní rádius R. [6]

Obr. 4: Definice Hansenova rozpustnostního prostoru [6] Nejlepším rozpouštědlem pro vybraný polymer je samozřejmě rozpouštědlo, jehož poloha v „Hansenově kouli“ je co nejblíže středu. Jednotlivé parametry jsou tedy v dobré shodě s parametry polymeru. S rostoucí vzdáleností rozpouštědla od středu poté postupně klesá rozpouštěcí účinnost a naopak zvolna narůstá koagulační (srážecí) účinnost rozpouštědla pro daný polymer.

Pro snadnější orientaci v diagramu se často udává pouze závislost polárního parametru na parametru vodíkových můstků (Obr.5). Parametr disperzních sil, tedy nejslabších sil, je mnohdy možné zanedbat.

Obr. 5: Zobrazení 2D Hansenova prostoru pro polymer methyl metakrylát (MMA) a jednotlivá rozpouštědla. [6] Z výše uvedeného obrázku je patrné, že nejlepším rozpouštědlem pro MMA se jeví být aceton, protože jeho poloha se nachází téměř ve středu MMA kruhu. Na druhou stranu lze předpokládat, že etanol, isopropanol, či metanol, tím že se nacházejí zcela mimo kruh, se budou chovat jako velmi efektivní koagulanty (srážedla) pro vybraný polymer MMA. Pokud se vrátíme zpět k hlavnímu tématu této kapitoly – „Příprava vláken z polymerních roztoků“, je patrné, že jsme si právě vysvětlili celý klíč k úspěchu. Hansenova teorie rozpoustnosti nám tedy podá informaci v jakém rozpouštědle máme zvlákňovaný polymer rozpustit, naznačí nám kromě toho též, v jakém koagulantu je účelné polymerní roztok ve formě úzkého pramínku srazit do pevného vlákna. Velmi praktickým faktem též zůstává, že jednotlivé Hansenovy parametry jsou aditivní a lze tedy připravit téměř ideální rozpouštědlové směsi pro zvolený polymer. Detailnější informace k tomuto tématu je možné čerpat např. zde [10]. Tvorba vlákna z kapalné polymerní fáze Doposud byly zmíněny dva základní principy jak převést na začátku tuhý polymer do kapalné fáze – první technikou byla termická příprava polymerní taveniny (viz. oddíl 3.1.). Druhou, detailněji představenou technikou byla příprava roztoku polymeru, tedy polymer ve směsi s rozpouštědlem (viz. oddíl 3.2.). Vzhledem k tomu, že máme nyní polymer v kapalné fázi, lze do něj v tuto chvíli přimíchat libovolné příměsi, např. biologicky aktivní látky. Jak již bylo zmíněno výše, v případě polymeru ve formě taveniny

musíme ovšem brát v ohled často poměrně vysokou teplotu systému, což může způsobit degradaci implementované látky. Z tohoto důvodu je tedy univerzálnější využít polymeru ve formě roztoku (nikoliv taveniny). Léčivo je možné rozmíchat v přesné navážce. Jsou zde samozřejmě taktéž určitá omezení, je nutné brát ohled, zda nemůže dojít k nějaké chemické reakci mezi dispergovanou (rozpuštěnou i nerozpuštěnou) látkou např. s rozpouštědlem. Podíváme-li se zpět na základní procesní schéma (Obr.2), nacházíme se nyní ve stádiu, kdy můžeme přikročit k extruzi (vytlačování polymerní směsi). Tento proces je téměř identický pro obě zmiňované technologie tvorby vláken. 3.3. Extruze polymeru skrz trysku Polymer (roztok i tavenina) se většinou nachází ve stavu viskózní kapaliny. Působením externího tlaku z dávkovacího systému na polymer dochází k postupnému protlačování tenkého paprsku skrz extruzní trysku. Za níž dochází k solidifikaci (ztuhnutí, či vysrážení) pramínku do formy mechanicky odolného vlákna. Extruzní proces je velmi důležitý z hlediska formování průřezového tvaru vlákna, který je dán geometrií a děrovou velikostí trysky. Tvarovost průřezu vlákna je využívána např. při konstrukci různých funkčních textilií, např. s požadavkem na zvýšený odvod potu z pokožky. Na obrázku (Obr.6) jsou vyobrazeny různé typy trysek umožňující přípravu bikomponentních vláken.. Např. pomocí trysky typu „Sea-island“ je možné připravit vlákna o extrémní jemnosti, která jsou zalita v podpůrné polymerní matrici, která je následně vymyta při post-formingových operacích. Zůstanou tedy pouze jemná vlákénka, která jsou v daném promývacím rozpouštědle nerozpustná.

Obr.6: Extruzní trysky od firmy SOSSNA GmbH, Germany, zveřejněno s laskavým svolením majitele společnosti. [11] 3.4. Solidifikace („tuhnutí“) extrudovaného polymerního paprsku Tento proces je opět charakteristický pro jednotlivé technologie tvorby vláken, které zde tedy dále rozdělíme.

3.4.1. Zvlákňování z polymerní taveniny Již bylo naznačováno v předchozích oddílech, extrudované vlákno ve formě polymerní taveniny je zpevněno pouhým ochlazením. Ochlazení může probíhat buďto jímáním do určitého chladného média, prostým chlazením v inertní atmosféře, či na vzduchu. Podmínky chladnutí vlákna následně velmi silně ovlivňují finální fyzikálně-mechanické vlastnosti produktu. Příliš vysoká rychlost chlazení může následně přispívat k tomu, že finální vlákno je např. křehké. Tento proces je obecně velmi výhodný z ekonomického hlediska i z hlediska čistoty finální vlákna, ze kterého není zapotřebí odstraňovat žádné reziduální solventy. 3.4.2. Zvlákňování z polymerního roztoku Vlákna připravovaná z polymerního roztoku mohou „tuhnout“ v zásadě dvěma mechanismy. 3.4.2.1. Mokrý proces (wet-spinning technology) V případě mokrého procesu je extrudovaný roztok polymeru jímán do koagulačního (srážecího činidla), kde dochází k postupné výměně solventů. Původní rozpouštědlo polymeru je postupně extrahováno do koagulační lázně, čímž dochází ke srážení polymeru ve velkém nadbytku koagulantu. Výběr koagulantu by měl zohledňovat vzájemnou mísitelnost obou činidel (solventu a srážedla). Teoreticky se zde uplatňují opět kompetice přitažlivých sil typů „polymer-solvent“ a „solvent-koagulant“. Pro správnou účinnost koagulantu by druhá zmiňovaná interakce měla značně převažovat. V případě pouze slabé převahy, by byla koagulační rychlost (rychlost solidifikace vlákna) nízká, vlákno by muselo delší dobu pobývat ve srážecí lázni, čímž by se značně snižovala produktivita celého vláknotvorného procesu. V případě zcela nulové vzájemné afinity obou činidel by byl zcela potlačen přestup solventu z polymeru do lázně a vlákno by „netuhlo“. V rámci mokrého procesu tvorby vlákna je umožněna implementace aktivních látek do vlákna, s určitým omezením, které se týká právě koagulačního procesu. Při přestupu solventu z polymeru do koagulační lázně je pravděpodobné, že dojde k částečnému vymývání aditivních látek a tedy k jejich částečné ztrátě. Nicméně, pakliže je zachována konstantní doba pobytu vlákna v koagulační lázni a pokud je tato lázeň kontinuálně čištěná, tzn. nemění se koncentrační gradienty aditiva, pak by měl být zabezpečen konstantní úbytek aditiva po celý průběh zvlákňování. Finální koncentrace aditiva ve vlákně by tedy měly zůstat homogenní po celé délce vlákna. Další úbytek přidané látky lze ještě očekávat v následném promývacím kroku, kdy je z vlákna v některých případech nutné odstranit rezidua koagulačního činidla. Z tohoto důvodu je též vhodné volit takové koagulanty, které jsou netoxické a kdy tedy jejich zbytkový obsah ve finální vlákenném produktu nepůsobí aplikační problémy. 3.4.2.2. Suchý proces (Dry-spinning technology) V tomto případě je polymer rozpuštěn v silně těkavém rozpouštědle, které se z extrudovaného polymerního proudu postupně odpaří. Tento proces nevyžaduje tedy přítomnost koagulačního (srážecího) činidla. Vlákna připravovaný tímto způsobem jsou pravděpodobně nejvhodnější pro implementaci

aktivních látek, protože nedochází k jejich vyplavování při post-formingových operacích. Vlákna jsou též velmi čistá s velmi nízkým obsahem zbytkových rozpouštědel. Tento proces je ovšem nákladnější, vzhledem k nutnosti používat těkavá organická rozpouštědla, zároveň zde narůstají náklady na zajištění bezpečnosti celého procesu. Dry-spinning linku je téměř vždy nutné umístit ve speciálních bezvýbušných prostorách se silnou ventilací. 3.5. Post-formingové procesy Kromě vypíracích procesů, kdy jsou odstraňována reziduální pomocná činidla z povrchu i ze struktury vláken, do této oblasti náleží též problematika úpravy mechanických, fyzikálně-chemických, ale i konfekčních vlastností vlákna působením následného mechanického namáhání. 3.5.1. Dloužení vláken V průběhu extruze dochází za tryskou k silným změnám vnitřních napěťových stavů v extrudovanému proudu. Materiál je v trysce intenzivně tlakově namáhán a naopak za tryskou dochází k silné relaxaci napětí. Tyto procesy způsobují, že čerstvě připravené polymerní vlákno se vyznačuje značně chaotickou vnitřní strukturou. Jednotlivé polymerní řetězce jsou téměř neuspořádané, vlákno je často neuniformní s proměnlivým průřezem a tím s proměnlivými mechanickými vlastnostmi. Povrch těchto čerstvě připravených vláken je často velmi hrubý. Dloužení vláken je nejčastěji prováděno mezi dvěma kladkami, kdy zadní navíjecí kladka se točí rychleji než kladka předchozí. Rozdíl rychlostí kladek definuje tzv. dloužící poměr, hodnoty těchto poměrů se nastavují s ohledem na typ zvlákňovaného materiálu od jednotek po několik desítek procent.

Obr.7: Orientace polymerních řetězců uvnitř vlákna v průběhu dloužícího procesu [12] Na výše uvedeném obrázku jsou naznačeny vnitřní stavy polymerních řetězců při dloužících procesech. Materiál před dloužením (A) je značně neuspořádaný. Dloužením dochází k postupnému uspořádávání polymerních řetězců v ose vlákna a ke vzniku tzv. semi- krystalických fibril (B) a (C).

Dloužením se jednotlivé polymerní řetězce vzájemně dostávají do těsné blízkosti až na vzdálenost, kdy se mezi nimi začnou uplatňovat přitažlivé interakce krátkého dosahu a tím dochází ke značnému mechanickému zpevnění vlákna v axiálním směru.

Obr.7: Vlevo - nedloužené vlákno, vpravo – vlákno dloužené Zvýšení orientovanosti vnitřní polymerní struktury dochází též k ovlivnění např. rozpustnosti vláken. Tento jev lze vysvětlit tím, polymerní řetězce jsou uspořádány ve fibrilách tak těsně, že difúze molekul rozpouštědla do vnitřních struktur vlákna je tím značně zpomalena. Vlákno je tedy z makroskopického pohledu i méně nasákavé. Orientací řetězců se dále též zlepšují i optické a konfekční vlastnosti. 4. Hodnocení mechanických vlastností vláken Jedním ze základních charakteristik vlákna je jeho pevnost v přímém tahu a též pevnost v uzlu. Tyto veličiny jsou měřeny na trhacích zařízeních. Vlákenný vzorek je upnut mezi čelisti a následně kontinuálně natahován konstantní rychlostí až do přetrhu. Testy mechanických vlastností jsou standardně prováděny v klimatizovaných prostorách, vzhledem k tomu, že tyto charakteristiky vlákna jsou značně ovlivněny vlhkostí a teplotou materiálu.

Obr.8: Testování tahové pevnosti vláken Na výše uvedeném obrázku (Obr.8) jsou naznačeny typické tahové křivky vláken, což jsou závislosti tahového namáhání na deformaci materiálu. Úvodní lineární část tahové křivky představuje tzv. elastickou oblast. V rámci této oblasti je v ideálním případě možné vlákno cyklicky zatěžovat bez vzniku vnitřních strukturních poruch. Vlákno se v této elastické oblasti chová jako pružina. Při plánování aplikací daného vlákna je vhodné uvažovat maximální zátěž právě v této elastické oblasti, ideálně však do 75% maximálního elastického zatížení. Při překročení určité prahové hodnoty zatížení dochází ke změně charakteru deformace. Původně vratná (pružná) deformace přechází v deformaci plastickou (nevratnou), materiál začíná pod aplikovanou zátěží postupně „odtékat“. Polymerní řetězce vzájemně po sobě kloužou a dochází ke změně geometrického průřezu vlákna. Tento proces pokračuje až k totální destrukci vlákna. Podrobnější informace mohou být nalezeny např. zde [13].

Obr.9: Typické uspořádání linky pro mokrý vláknící proces [14]

5. Reference: [1] Militký, J.: Textilní materiály v medicíně, Textilní fakulta, Technická univerzita v Liberci [2] Prokopová, I.: Makromolekulární chemie, VŠCHT Praha, 2007, ISBN 978-80-7080-662-3 [3] Lazár, M., Mikulášová, D.: Syntéza a vlastnosti makromolekulových látok, Alfa 1977, ISBN 63037-77 [4] Atkins, P.W.: Physical chemistry, Oxford University Press 1994, ISBN 0-19-855730-2 [5] Pouchlý, J., Fyzikální chemie makromolekulárních a koloidních soustav. 1. ed. 1998: VŠCHT Praha, ISBN 80-7080-331-2 [6] Burke, J., Solubility paremeters, Theory and Applications, T.O.M.o. California, Editor. 1984. [7] Barton, A.F.M., Handbook of solubility paramateres. 1983: CRC Press [8] Feller, R., Stolow, N., Jones, E., On picture varnishes and their solvents. 1985, Washington: National Gallery of art. [9] Hansen, C.M., The three-dimensional solubility parameter and solvent diffusion coefficient. 1967, Copenhagen: Danish Technical Press. [10] Abbott, S., Hansen, Ch., M., Yamamoto, H.: Hansen solubility parameters in practice, Publ. Hansen-solubility, 2008, ISBN 978-0-9551220-2-6 [11] Sossna GmbH, Germany: Sossna spinneretes, propagační brožura. Uveřejněno s laskavým svolením majitele společnosti. [12] Piller, B., Trávníček, Z.: Synthetická vlákna, zpracování a použití v průmyslu, SNTL 1955 [13] Jambrich, M., Pikler, A., Diačik, I.: Fyzika vlákien, Alfa 1988 Bratislava, ISBN 063-017-87 [14] Fourné Polymertechnik GmbH, Germany, Propagační brožura. (Uveřejněno s laskavým svolením zástupců společnosti)

2. Technologický potenciál nanotechnologií Autor: Ing. Marek Pokorný, Ph.D. Laboratoř nanobiotechnologických aplikací, CPN spol. s r.o. 1. Příprava a užití nanovláken jako systému pro řízené uvolňování léčiv 1.1. Nanomateriály a nanovlákna Tato kapitola shrnuje současné technologie pro produkci nanovláken, možnosti jejich využití a potenciální aplikace. Nanovlákenné matriály jsou v poslední dekádě široce studovány ve světových laboratořích, nejvíce právě pro jejich potenciální využití v moderní medicíně. Podle současných poznatků by systém určený pro řízené uvolňování léčiv, který bude na bázi nanovláken mohl být velmi efektivní, účinný a šetrný k organizmu, proto do budoucna velice perspektivní. 1.1.1 Vymezení pojmů Moderní systém pro řízené uvolňování léčiv (anglicky „Targeted Drug Delivery Systems“) si lze představit jako materiál přizpůsobeného tvaru konkrétní aplikaci, z kterého je do vybraného místa v těle (např. nádorová tkáň) uvolňováno léčivo danou rychlostí po určitou dobu. Protože proces probíhá lokálně v přesně omezeném regionu a časovém intervalu (léčivo neproudí celým organismem a není podáváno periodicky), lze koncentraci léčiv zvýšit bez rizika vedlejších negativních účinků. Ačkoliv jak bude ukázáno dále, využitím nanovláken se proces výrazně zefektivní a lokální zvýšení koncentrace léčiv nebude pravděpodobně nutné. Kinetika takového procesu může být velmi rozsáhlá a podle aplikace probíhá několik minut, ale i několik desítek hodin. Celý problém řízené distribuce léčiv je v živém prostředí velice komplexní (chemie, biologie, materiálové inženýrství, atd.) a do značné míry komplikovaný. Proto takový sofistikovaný systém založený (nejen) na struktuře nanovláken bude vyžadovat dlouholetý výzkum a četné důsledné testovaní. Pokud se zabýváme nanomateriály a nanotechnologiemi, tak se setkáváme v základu s dvojím výkladem těchto pojmů, ačkoliv předpona nano- je každému známá (zavedená v říjnu roku 1960, v metrické soustavě SI vyjadřuje řád číselné hodnoty, konkrétně jednu miliardtinu, tj. 10-9). Řekněme přísnější definice říká, že nanomateriál má dělenou strukturu alespoň v jednom ze tří směrů, která je menší než 100 nm [1]. Nanotechnologie pak nanomateriál umí vyrábět nebo zpracovávat právě v takovém jemném měřítku. Druhá definice, se kterou se v oblasti nanovláken setkáváme velice často (zejména v komerčním sektoru), říká, že nanovlákno je vlákno s průměrem menším než 1000 nm, čili 1 µm. Tam, kde jsou tyto pojmy velice důležité (např. v patentových spisech) se pro jistotu uvádějí dva termíny současně a hovoří se o „nano- nebo mikro- vláknech“. V tomto textu se budeme držet volnější definice nanovláken, pokud nebude přímo uvedeno jinak.

1.1.2 Morfologie nanovlákenných struktur Morfologie nanovlákenných materiálů je z hlediska jejich dalšího využití velice důležitá a charakterizována jako první. Většinu morfologických parametrů lze určit pomocí analýzy obrazu snímků ze skenovacího elektronového mikroskopu (SEM). Mezi základní morfologické parametry patří (viz Obr. 1.1):

•

Průměr vláken (distribuce průměrů ve vzorku vláken, typicky 50 až 900 nm)

•

Velikost pórů (střední velikost mezivlákenných ploch nebo objemů)

•

Porozita (relativní poměr objemu vláken k objemu celého materiálu, typicky >90 %)

•

Uspořádání jednotlivých vláken (náhodné, jednoosé, víceosé, apod.)

•

Typ a výskyt defektů (korálkové defekty, slepení vláken, fólie, apod.)

•

Tvar a velikost produktu (plocha a tloušťka vrstvy, objemové rozměry, apod.)

Obr. 1.1: Ilustrace důležitých morfologických parametrů nanovlákenné struktury (nahoře). Vlevo dole je snímek ze skenovacího elektronového mikroskopu reálného vzorku náhodně uspořádaných nanovláken z roztoku dvou polymerů (hyaluronan a polyetylen oxid), průměr vláken (151 ± 15) nm, zvětšeno 5 000x. Vpravo vzorek ze stejné směsi polymerů s jinou koncentrací vedoucí ke korálkovým defektům.

Právě velmi malý průměr vláken a vysoká porozita dodávají výsledným materiálům zcela nové vlastnosti a aplikační schopnosti, oproti objemovým vzorkům ze stejného materiálu. Toto tvrzení si můžeme ukázat na následujícím příkladu a výsledném grafu na Obr. 1.2. Představme si vzorek o tvaru krychle s hranou a = 10 mm. Plocha takového objemového vzorku je SO = 6⋅a2, po dosazení tj. 6⋅10-4 m2. Pokud by byl stejný objem vyplněn nanovlákny pravidelně

poskládanými vedle sebe a s průměrem d = 100 nm, tak jejich měrný povrch bude SV = (a3⋅π)/d+(a2⋅π)/2, číselně tj. celých 30 m2 (!). Poměr povrch/objem je v prvním případě 6⋅102 m-1 a v druhém již 3⋅107 m-1. Využijeme-li nanovlákenné struktury v objemu krychle o hraně 10 mm získáme více než 50 000x větší (!) povrch, než u nestrukturovaného materiálu. V případě (mikro)vláken o průměru 100 µm by nárust v povrchu znamenal pouze padesátinásobek.

Obr. 1.2: Příkladné porovnání povrchů dvou struktur (vlevo). Měrný povrch vzorku ve tvaru krychle a stejného objemu vyplněného nanovlákny v závislosti na délce hrany krychle (graf vpravo).

Pro porovnání uvádíme přehledný graf (viz Obr. 1.3) průměrů několika typů vláken, včetně nanovláken.

Obr. 1.3: Graf porovnávající průměry různých vláken. Nanovlákno z obrázku Obr. 1.1. Měřítko je logaritmické.

Hlavní výhody nanovlákenných materiálů jsou nyní zřejmé: extrémně velký poměr povrch k vlastnímu objemu, velmi vysoká porozita a malá velikost mezivlákenných prostorů. Jak bude ukázáno níže, z hlediska difúze léčiv jsou proto nanovlákenné materiály velice perspektivní. Mimo vlastnosti morfologické se dále charakterizují parametry mechanických, chemických a biologických veličin. 1.1.3 Potenciální aplikace nanovlákenných materiálů Velmi malá velikost mezivlákenných prostorů předurčuje využití nanovlákenných materiálů pro filtraci médií (kapalin a plynů), potlačování hluku a lékařských membrán zabraňujících průniku větších

částic a infekce. Obrovský poměr povrch k objemu zase přispívá k zvýšení efektivity jiných procesů, např. přeměna světelného záření na elektrickou energii, a všude tam, kde je důležitá interakce materiálu s okolím přes jeho povrch (např. také povlákněné povrchy tělních implantátů, které přispívají k problémům přijetí cizího předmětu organismem). Shrnutí nejvýznamnějších potenciálních aplikací: •

Tkáňové inženýrství (cévní a nervové tkáně, 3D scaffoldy pro chrupavky a kostní implantáty)

•

Kosmetika (kožní masky, léčba kožních onemocnění)

•

Life science (distribuce léčiv, hojení ran)

•

Filtrace (kapalin a plynů)

•

Elektronika a optika (fotovoltaika, LCD zařízení, NEMS, baterie, kondenzátory, atd.)

•

Vojenství (ochranné oděvy)

•

Nanosensory (teplotní, piezoelektrické, biochemické, atd.)

Přičemž podle [2] jsou celé dvě třetiny všech nanovláken směrovány do aplikací v medicíně. Z hlediska lékařského využití vyplývají také přísná kritéria na biokomptatibilitu, cytotoxicitu, biodegradovatelnost, apod. výsledných produktů [3]. Proto jsou vlákna vyráběna nejlépe z polymerů rozpuštěných ve vodě, kde musí být zajištěna nutná sterilita produktů. Další aplikace shrnuje například [4, 5]. 1.2. Difúze v nanomateriálech V předchozích odstavcích byly popsány základní vlastnosti nanovlákenných materiálů a jejich výhody; a nyní budou diskutovány s pohledu aplikačního, konkrétně pro uvolňování léčiv. Nejjednodušší konfigurace pro řízené uvolňování léčiv z nanovláken počítají s principem a) difuzní přenos z materiálu vláken, b) uvolňování včleněného léčiva z materiálu nanovláken při jejich pomalé biodegradaci, c) pomalé uvolňování kovalentně vázaných léčiv hydrolýzou a d) rychlé dávkování látek vlivem velmi rychlého rozkladu vláken. Nejvíce je zkoumán difuzní přenos, mechanismus ad a). Léčivo může být ve struktuře nanovláken zahrnuto přímo na molekulární úrovni, distribuované v podobě krystalků nebo amorfních částic ve vláknech, nebo tvoří vnitřní část vlákna (struktura „core-shell“) [6]. V každém materiálu lze pozorovat vnitřní neuspořádaný pohyb částic, který se navenek projevuje jako teplo. Pohyb částic je ovlivněn strukturou samotného materiálu i dalšími typy vnitřních (chemická, jaderná, tepelná) a vnějších energií (elektrická, magnetická, mechanická, záření) [7]. Pokud je cílem distribuce látek z materiálu do vnějšího prostředí, je proces řízení mnohem složitější. Řízení je nutné nastavit tak, aby se vybrané částice pohybovaly materiálem v požadovaném směru (z materiálu do vnějšího prostředí), překonaly bariéru rozhraní a přešly do okolí (difundují). Obdobně dochází k transportu částic ve směru opačném, z okolí přes povrchové vrstvy do materiálu (adsorpce). Řízení uvedeného procesu je značně komplikované nejen na úrovni nanorozměrů. Difuze je závislá na mnoha faktorech, navíc lokální biologické prostředí může být značně individuální a výrazně odlišné. Proto je

vývoj nových materiálů s těmito funkcemi velmi komplikovaný a zdlouhavý, teoretické předpoklady o jejich chování v organismu musí být důsledně experimentálně verifikovány. Při uvolňování léčiv dochází k transportu atomů nebo molekul z materiálu do okolního prostředí, za předpokladu, že koncentrace léčiva uvnitř a vně materiálu je výrazně odlišná (tzn., uvažujeme koncentrační gradient). Obdobně dochází k absorpci látek do materiálu (např. voda do hydrofilního materiálu). Transport částic může být zapříčiněn změnou teploty, tlaku, mechanického napětí, elektrického potenciálu, nebo jinou energií; teoretické přístupy jsou ale pak odlišné. Po uplynutí dostatečně dlouhé doby dojde k ustálení. Chemický systém vždy zvyšuje svou entropii neboli míru neuspořádanosti svého systému, čímž dospěje ke stavu s nejnižší vnitřní energií (analogicky podle druhého termodynamického zákona). Ustálený stav je charakterizován následující rovnicí, známou jako první Fickův zákon: (1.1) Počet částic j prostupující jednotkovou plochou za jednotku času t je dán násobkem difuzního koeficientu D (obecně tenzor) a gradientu počtu částic ρ v jednotkovém objemu. Zde se jedná o difuzi částic, která je aktivovaná koncentračním gradientem (viz Obr. 1.4). Difuzní koeficient vyjadřuje pravděpodobnost, že částice urazí jistou vzdálenost za jednotku času. Závisí zejména na velikosti částic, teplotě, pohyblivosti částic, atd. (pro plyny je větší než pro pevné látky). Již z této definice je zřejmý význam obrovského povrchu nanovláken pro tyto jevy.

Obr. 1.4: Ilustrace difuzního regionu aktivovaného gradientem koncentrace částic dvou velikostí.

V neustáleném stavu uvažujeme platnost rovnice kontinuity: (1.2) Pokud sloučíme obě předchozí rovnice, získáme druhý Fickův zákon platný pro anizotropní prostředí: (1.3) Pokud se omezíme pouze na izotropní prostředí a nezávislost difuzního koeficientu na koncentraci (uvažujeme také 1D systém pouze podél jedné souřadnicové osy), pak můžeme psát lineární diferenciální rovnici druhého řádu:

(1.4) která popisuje transport hmoty v neustáleném stavu ve zvoleném místě a čase. Řešením této rovnice získáme popis procesu pro konkrétní podmínky a definovaný systém. Jedno z možných řešení může být popsáno poměrem uvolněné látky k hmotě vláken: (1.5) kde mt je množství uvolněné látky v čase t, m∞ celkové množství uvolněné za nekonečně dlouhou dobu, r zde představuje tloušťku homogenní vrstvy (platné pro mt/m∞ ≤ 0.4) [1]. Jednoduchá kinetika popsaná Fickovým druhým zákonem je odvozená z geometrie tenkých vrstev, ale pro nanovlákna ji lze ve většině případů také použít. Takové závěry jsou platné pouze za předpokladu, že se nanovlákenný systém chová podle Fickových zákonů, difuzní koeficient není závislý na koncentraci částic ani na vzdálenosti (lineární systém) a během transportu částic nedochází k chemickým reakcím ovlivňující chování transportních jevů. V nanomateriálech je difuzní aktivační energie atomů a molekul velice slabá a difuzní koeficient D velký díky velké ploše rozhraní, které je v nanovlákenných materiálech obrovský (připomeňme obrovský poměr povrch/objem). Lze předpokládat, že transportní procesy v nanomateriálech budou velmi efektivní (postačí malá aktivační energie), velmi závislé na průměru vláken (menší průměr vláken silně zvýší hodnotu difuzního koeficientu) a také velmi urychlené. Pro distribuci léčiv jsou uvedené předpoklady zcela výjimečné, neboť koncentrace léčiva může být výrazně redukována, léčivo působí lokálně a tím se minimalizuje zátěž organismu a vedlejších nežádoucích účinků. Difuzní jevy v nanomateriálech jsou velmi komplikované procesy, které jsou popsány několika teoretickými modely (navržené modely chování jsou vždy omezeny jistými podmínkami pro jednotlivé aktivační energie) a jen velmi těžko experimentálně ověřovány (modely jsou ověřovány pomocí numerických výpočtů a simulací). Ke sledování těchto procesů jsou používány například tyto moderní experimentální metody: SIM (Scanning infrared microscopy), FTIR (Infrared spectroscopy), SERS (surface-enhanced Raman scattering), SANS (small-angle neutron scattering), light scattering, a další, které slouží k určení změny polohy částice v daném směru za zvolený časový okamžik. Z těchto měření se pak počítá difuzní koeficient daného systému. 1.3. Metody výroby nanovláken 1.3.1 Stručný přehled technologií pro výrobu nanovláken Vlákna s průměrem menším než stovky nanometrů lze připravit několika různými postupy. Pouze výčtem lze shrnout [8]: ⋅

Fázová separace (mechanické oddělení jednotlivých fází)

⋅

Tažení (vlákno je taženo z kapky polymerní směsi pomocí mikropipety a jemného mechanického

manipulátoru)

⋅

Protlačování (skrz speciální membránu nebo také šablonu, která má jemnou pórovitou strukturou)

⋅

Samoorganizace (automatické uspořádávání jednotlivých komponent hmoty do více

komplexnějšího systému) Vláknění z taveniny (polymerní směs je roztavena na teplotu 280 - 400 ºC a vytlačována přes

⋅

zvlákňovací trysku) Elektrostatické zvlákňování (ES, viz níže)

⋅

Pouze poslední jmenovaná metoda je schopná z laboratorní metody převedení do většího měřítka (tzv. „scale-up“) a proto je již nyní využívána pro (polo)provozní produkci. Dále se budeme věnovat výhradně tomuto technologickému postupu. 1.3.2 Metoda elektrostatického zvlákňování K tvorbě vláken je využíváno vysoké elektrické pole s intenzitou 100 až 300 kV/m, které je aplikováno mezi dvě elektrody: emitor (nejčastěji připojený ke kladnému pólu vysokonapěťového zdroje) a uzemněný kolektor. Emitory mají za hlavní úkol přivézt polymerní roztok a ten vhodně vytvarovat, např. do tvaru kapky. Principiální schéma je ilustrováno na Obr. 1.5:

Obr. 1.5: Principiální schéma metody elektrostatického zvlákňování (vlevo). Vpravo výsledek numerické simulace rozložení vektorů intenzity elektrického pole mezi emitorem a kolektorem (v programu Student´s QuickField).

Tvorbu nanovláken metodou elektrostatického zvlákňování (anglicky „electrospinning“, mimochodem první patent byl podán již v roce 1902 [9]) lze rozdělit na několik fází v závislosti na intenzitě elektrického pole E a poloze mezi emitorem a kolektorem: I.

E = 0 kV

Formování polymerního roztoku do vhodného tvaru (kapky, bubliny, tenké vrstvy, apod.). Pro tuto fázi je důležitá zejména geometrie emitoru, povrchové napětí roztoku a smáčivost.

II

E < EK

.

Elektrostatické síly (FE), slabší než síly povrchového napětí (Fσ), způsobí fluktuace hladiny polymerního roztoku, kde může dojít k vytvoření stojaté vlny a pozorovatelným konickým špičkám na hladině roztoku. Uvedené chování lze dokázat teoreticky na základě řešení vlnových funkcí a disperzního zákona, přičemž vzdálenost jednotlivých vln λ je dána výsledným vztahem [10]:

(1.6) kde σ je povrchové napětí, ρ hustota, ε permitivita a E intenzita elektrického pole. II

E = EK

I.

Vnější elektrostatické pole je rovno kritické hodnotě, při které dochází k vytrysknutí polymerního paprsku. Účinky elektrostatických sil jsou právě větší než síly povrchového napětí držící kapku polymerního roztoku pohromadě. Dojde k lokálnímu protržení povrchové vrstvy roztoku a k vytvoření tzn. Taylorova kužele, z kterého vytryskne tekutý polymerní paprsek. Taylor odhadl kritickou hodnotu EK, resp. UK [11]:

(1.7) kde koeficient 0.117 zahrnuje převod výsledku do jednotek kV v soustavě SI, L je délka kapiláry s průměrem r a d je vzdálenost elektrod. Zpravidla prvotní vytrhávání (erupce) pozorujeme na rozhraní kapaliny s kapilárou, protože v těchto místech je kapalina deformovaná a zde má nejmenší poloměr křivosti R. V tomto místě na stěnu kapky působí největší kapilární tlak p S = dF / dS = (2 ⋅ σ ) / R a stačí malá vnější síla, která naruší rovnováhu. Při elektrospinningu odpovídá elektrické napětí působící na plochu relaci p E = (ε ⋅ U 2 ) / d 2 (zjednodušeno na nekonečné deskové elektrody). Pokud má dojít k vytrhávání molekul polymerní směsi a k jejich transportu na kolektor, musí být toto napětí vetší než povrchové napětí kapaliny pE ≥ − pS (záporné znaménko zde označuje konkávní povrch kapky). I

E > EK

Při nadkritické hodnotě elektrického pole pozorujeme nepřetržitou

V.

existenci Taylorova kužele a kontinuální proces vláknění z polymerního roztoku. Přitom rozdělujeme další fáze podle vzdálenosti od emitoru:

I

Taylorův

V.a

kužel

ústí

do

stabilní

oblasti,

která

je

specifická

pozorovatelnou přímou částí letícího paprsku. Tato oblast sahá do vzdálenosti pouhých několik milimetrů až několik centimetrů od kapiláry, v závislosti na parametrech roztoku a dalších faktorech.

I

Poté letící vlákno přechází do nestabilní fáze, která je specifická velice

V.b

komplikovaným pohybem po dlouhé chaotické (mihotavé) trajektorii. Tato nestabilní oblast není zcela úplně popsána, ale pravděpodobně v této fázi dochází k výrazné ztrátě nesoucího náboje vláknem, k jeho dloužení, tenčení a zejména tuhnutí (odpaření rozpouštědla). Většinou není tato oblast pouhým okem pozorovatelná (v některých případech se podařilo zachytit speciální vysokorychlostní kamerou).

I

Let polymerního paprsku je ukončen dopadem ztuhlého vlákna na

V.b

kolektor. Nanesená vrstva je složena z náhodně uložených nanovláken, což je způsobeno právě předchozí chaotickou fází.

V .

E >> EK

Pokud zvýšíme působící elektrické napětí výrazně na nadkritickou hodnotu, dochází k dalšímu urychlení letícího paprsku směrem ke kolektoru (může být doprovázeno protažením stabilní fáze). Může se stát, že vlákno za kratší časový úsek nestihne dostatečně ztuhnout a ve výsledku vlákna obsahují defekty (jsou zploštělá, slepená, silnější, vytvářejí se celistvé fólie). Přesto se některé materiály mohou chovat jinak a dokonce s opačnými výsledky. Také pozorujeme zvýšení proudění vzduchu (tzv. elektrostatický vítr).

Na základě procesních fází lze shrnout nejvýznamnější veličiny a parametry, které ovlivňují elektrostatické vláknění: Roztokové

Regulované

Okolní

Viskozita

Vzdálenost

Teplota

emitor/kolektor Vodivost

Gradient el. pole

Vlhkost

Povrchové napětí

Tvar emitoru/kolektoru

Proudění vzduchu

Koncentrace

Rychlost dávkování

Složení atmosféry

Permitivita

Intenzita el. pole

Molekulová hmotnost Topologie polymeru Se zvyšováním viskozity se dramaticky mění morfologie od kapek (toho se využívá také, ale v jiných oborech, metoda se pak nazývá „electrospraying“), korálků na vláknech, přes bezdefektní vlákna až po zastavení vláknění kvůli značné viskozitě zvlákňovaného roztoku (viz Obr. 1.6). Pro některé materiály je rozsah viskozit pro úspěšné zvláknění velice omezený (např. pro HA přibližně 0.5 %).

Obr. 1.6: Morfologie naneseného vzorku z roztoku s různou koncentrací.

Okolní teplota a vlhkost hrají v procesu tvorby vlákna také významnou roli. Zejména z pohledu termodynamického, protože během krátké doby musí být z letícího vlákna odpařeno velké množství rozpouštědla (v některých případech je podíl rozpouštědla větší než 90 %), čemuž napomáhá vyšší teplota a nižší vlhkost. Přestože se v procesu pracuje s přesně definovanými fyzikálními veličinami, neexistuje jednotná teorie, která by předpověděla optimální parametry roztoku pro přípravu vláken s požadovaným průměrem. I když na první pohled je proces do jisté míry primitivní, jeho komplikovanost tkví v komplexnosti a mezioborovosti (reologie, hydrostatika, elektrostatika, hydrodynamika,

elektrodynamika, termodynamika, atd.). Publikovány jsou numerické simulace probíhajících dějů během procesu, ale výsledky jsou vždy velice limitovány. 1.3.3 Speciální modifikace metody ES Protože je základní princip ES velice jednoduchý a variabilní, jsou konkrétní laboratorní a výrobní aparatury modifikovány podle požadavků na výrobek z určitého roztoku. Zde uvedeme alespoň nejčastější modifikace emitorů a kolektorů. Emitory: •

Tenká kapilára (nejčastější, představuje základní princip)

•

Duální koaxiální tryska (příprava opláštěných vláken z jiného materiálu, core-shell)

•

Vzduchová koaxiální tryska (vláknění z bublinek polymerního roztoku)

•

Horkovzdušná tryska (příprava těžko vláknitelných materiálů)

•

Vícenásobná tryska (zvýšení efektivity vláknění)

•

Bezjehlový hladinový systém (vláknění z rozvlněné hladiny)

Kolektory: •

Rovinný (plochá vodivá deska, náhodně uspořádaná vlákna „nonwoven“)

•

Dělený statický (jednoose orientovaná vlákna)

•

Rotující válec (jednoose orientovaná vlákna)

•

Rotující tenký disk (tenký pruh jednoose orientovaných vláken)

•

Tvarované povrchy (kombinovaná morfologie, válce, tyčky, kulové tvary…)

Mnoho světových laboratoří se zabývá principy zvlákňování pro dosažení uspořádání nanovláken nanesených pomocí elektrostatického zvlákňování, protože využití nanomateriálů s náhodně uspořádanou strukturou je velice omezené. Jak bylo popsáno výše, před dopadem vlákna na kolektor se ale nachází chaotická fáze, která způsobuje náhodné ukládání nanovláken na kolektor. A právě zde je nutné donutit chaos k opětovné uspořádanosti. Jsou známy dvě základní metody využívající mechanických a elektrostatických sil v okolí kolektoru. Další principy uvádí [12-14].

Obr. 1.7: Nejčastější varianta vláknící aparatury, která slouží k přípravě jednoose uspořádaných vláken s použitím rotujícího kolektoru.

První princip využívá mechanického principu navíjení vláken na rotující válec (viz Obr. 1.7), tyč, nebo disk s vysokými otáčkami (prvně publikováno zde [15]). Povrch kolektoru ve tvaru válce nebo tenké tyče zachytává letící vlákno a mechanicky ho unáší ve směru vlastního pohybu (vlákno je prakticky namotáváno na rotující válec). Dosažení dobře uspořádaných vláken je tímto způsobem relaitvně snadné, neboť stupeň uspořádání závisí pouze na lineární rychlosti povrchu válce (resp. otáčkách válce), která se pohybuje v rozmezí přibližně od 5 do 30 m/s.

Obr. 1.8: Uspořádání aparatury s použitím statického děleného kolektoru (vlevo) a výsledek numerické simulace rozložení vektorů elektrického pole mezi emitorem a kolektorem.

Druhý princip využívá statický sběrný kolektor rozdělený na dvě a více vodivých částí od sebe oddělených nevodivou mezerou určité velikosti, který tvaruje siločáry působícího elektrostatického pole (viz Obr. 1.8). Princip vychází z prací publikovaných zde [16, 17]. Trajektorie polymerního paprsku je elektrostatickými silami vymezena a vlákna dopadající na sběrný kolektor se ukládají v navzájem podélném preferovaném směru v nevodivých oblastech děleného kolektoru. Struktura vodivých a nevodivých oblastí kolektoru definuje působící elektrostatické síly ovlivňující doposud náhodný let polymerního paprsku a tím kontroluje a řídí jeho pohyb.

Optimální geometrie děleného kolektoru

závisí na mnoha veličinách a není úplně triviální přesné nastavení specifikovat. Nejdůležitějším

parametrem je vzdálenost vodivých oblastí kolektoru. Ta byla optimalizována na základě teoretických výpočtů elektrického pole v okolí kolektoru, numerických simulací a ověřena provedenými experimenty [18]. Příčnou složku intenzity elektrického pole působící v nevodivé oblasti, která se nevíce podílí na kvalitě uspořádání, se vypočte ze zjednodušeného vztahu [19]: (1.8) kde Q je elektrický náboj, ε0 permitivita vakua, 2·d je vzdálenost vodivých elektrod a x poloha na souřadnicové ose vedoucí rovinou kolektoru napříč vodivých elektrod. 1.4. Přehled struktur a materiálů nanovláken 1.4.1 Jednoose uspořádaná nanovlákna a napodobení tkané struktury Výše uvedenými metodami lze připravit jednoose uspořádané nanovlákenné vrstvy, které mají několik aplikačních

výhod.

Mechanické

vlastnosti

nanomateriálů

s uspořádanou

strukturou

jsou

až

několikanásobně větší a odolnost při namáhání ve směru hlavní osy uspořádání je také výrazně větší [20]. Uplatnění takového materiálu v medicíně může představovat například náhrada svalové tkáně, která je také tvořena orientovanými vlákny. Další významnou předností uspořádaných vrstev je řízení pohybu buněk na povrchu nanovláken. Například nervové buňky při svém růstu a migraci sledují směr nanovlákenné podložky (viz Obr. 1.9). Takové implantáty se zkoumají pro účely regenerace nervových spojů, především míchy [21, 22].

Obr. 1.9 Ilustrace uspořádání nervových buněk na náhodné (vlevo) a uspořádané (vpravo) struktuře nanovláken.

K určení stupně uspořádání se měří úhel sklonu β jednotlivých vláken od hlavní osy (viz Obr. 1.1), procentuálně se vyjadřuje počet vláken spadajících do zvoleného intervalu v okolí hlavní osy, nebo se určí bezrozměrný parametr uspořádání: (1.9) Hodnoty parametru uspořádání S jsou rovny jedné pro ideální nasměrování všech vláken podél hlavní osy, nebo roven nule pro kompletně náhodné uspořádání vláken. Hodnoty tohoto parametru jsou obvykle větší než 0.6 pro vlákna nanesená na rotující válec a přibližně 0.8 pro vlákna na statickém děleném kolektoru. Obr. 1.10 uvádí příklady snímků náhodně a jednoose uspořádaných vláken, které byly naneseny na rotující kolektor. Výsledky analýzy obrazu uspořádaných vláken uvádí Obr. 1.11.

Obr. 1.10: Povrch nanovlákenných vrstev nanesených náhodně (vlevo) a jednoose uspořádaně na rotující válec (vpravo). Materiál PVA, průměr náhodných vláken je (391 ± 82) nm, zvětšení 5 000x.

Obr. 1.11: Distribuce průměru vláken (vlevo) a úhlu sklonu vláken (vpravo) uspořádáných vláken. Data získána analýzou obrazu snímku z předchozího obrázku. Průměr vláken je (367 ± 87) nm a parametr uspořádání je roven 0.66.

Další úpravou statického děleného kolektoru (při jeho optimálních geometrických parametrech) bylo dosaženo téměř ideálního uspořádání v jednom směru [23], viz Obr. 1.12.

Obr. 1.12 Téměř dokonalá jednoosá uspořádanost nanovláken, které byly naneseny na speciální sběrný mechanismus staticky děleného kolektoru. Materiál PVA, průměr vláken d = (280 ± 50) nm, úhel sklonu vláken β = (90 ± 3)°, stupeň uspořádání S = (0.99 ± 0.01). Zvětšeno 6 500x.

Napodobení tkané struktury je vytvářeno opakovaným nanášením na sběrný mechanismus, který se po každém kroku pootočí o 90°, nebo jiný úhel [24], viz Obr. 1.13.

Obr. 1.13 Ukázka snímků nanovlákené vrstvy s napodobením tkané struktury. Vlevo po mechanickém napnutí, zvětšeno 330x. Vpravo detail, zvětšeno 5 000x.

1.4.2 Speciální morfologie nanovláken Uvolňování léčiv lze řízeně modifikovat změnou struktury samotných nanovláken. Novými technikami lze dosáhnout přípravu dutých vláken [25], koaxiálních core-shell, nanovláken se zvětšením měrného povrchu tvorbou pórů, a další tvarovaná vlákna ilustrována na následujícím Obr. 1.14.

Obr. 1.14 Ilustrace různých typů vláken vyráběných metodou ES.

1.4.3 Příklady materiálů a příměsí pro nanovlákna V současné době je možné do formy nanovláken převézt přes 200 různých matriálů, mezi něž patří zejména syntetické a přírodní polymery a oxidy kovů (TiO2, SiO2, ZrO2, PZT, atd.). a) Přírodní polymery Ve srovnání se syntetickými polymery, projevují přírodní polymery při použití v biomedicínských aplikacích lepší biokompatibilitu a nízkou imonogenicitu. Všechny 4 hlavní třídy biopolymerů: proteiny, polysacharidy, DNA a lipidy, byly již zvlákněny do scaffoldů. Vlákna proteinů, především z kolagenu, gelatinu, elastinu a hedvábného fibroinu, byly v posledních letech podrobně studovány. Polysacharidy, jako jsou kyselina hyaluronová (HA), chitosan (chitin), celulóza byly také zvlákněny metodou electrospinningu [26]. b) Syntetické polymery Oproti přírodním polymerům nabízí syntetické polymery mnoho výhod. Mohou být upraveny přímo na míru pro širokou škálu vlastností, jakými jsou například nezbytné mechanické vlastnosti (pružnost a pevnost) a požadovaný stupeň degradace. Mimo to jsou syntetické polymery levnější a představují více

spolehlivý zdroj tzv. RAW materiálů (nové materiály, určené k dalšímu zpracování). Nejpoužívanějšími syntetickými polymery pro výrobu scaffoldů jsou díky dobře popsaným biokompatibilním vlastnostem biodegradabilní poly (α-hydroxy estery). Současně je schváleno FDA (Food and Drug Administration) šest syntetických biodegrabilních polymerů (PGA, PLLA, PDLLA, PLGA5050 , PLGA8515 a PCL), které jsou úspěšně používány k produkci nanovláken. Avšak pouze PLLA a PCL mají pomalou degradační rychlost vhodnou pro aplikace buněčných kultur. Dalšími typickými syntetickými polymery používanými v biomedicínských aplikacích jsou PLA, PVA, PS, PGA, PEO, PU, atd. Velmi často se uvedené materiály kombinují a vytvářejí směsná vlákna, která přebírají přednosti obou použitých polymerů. Přídavný polymer v roztoku se používá také jako aktivátor zvlákňovacího procesu pro těžko vláknitelné polymery (např. přídavek syntetického PEO do roztoku přírodní HA). 1.5. Shrnutí a závěr Nanovlákenné materiály jsou složeny z vláken o průměru menším než 1000 nm (resp. 100 nm). Vyrábějí se ve vysokém elektrickém poli metodou známou pod anglickým názvem Electrospinning. Produkty bývají nejčastěji ve tvaru tenkých plošných vrstev s náhodně uspořádanými vlákny. Tvar produktu, uspořádání jednotlivých vláken a chemické složení může být modifikováno podle požadavků konkrétní aplikace; a to především díky vysoké variabilitě uvedené nanotechnologie. Nanovlákenné materiály získávají nové aplikační schopnosti a proto jsou velice perspektivní pro budoucí využití v různých oborech lidské činnosti. Shrnutí nejvýznamnějších výhod a nevýhod nanovlákenných materiálů: 1.5.1 Výhody nanovlákenných materiálů •

Obrovský poměr povrch/objem nanovlákenných materiálů

•

Extrémně vysoká porozita

•

Velmi malá velikost mezivlákenných prostor (pórů)

•

Relativně levná a dostupná nanotechnologie s možností scale-up

•

Morfologická variabilita vyráběných nanovláken

•

Možnost implementace aditiv (léčiv), příp. navázaní léčiv na obrovský povrch

•

Podobná struktura jako ECM (přirozené prostředí pro růst a diferenciaci buněk)

•

Efektivní aktivace koncentračních a jiných transportních jevů

•

Možnost výroby z biokompatibilních materiálů

•

Široké spektrum potenciálních aplikací nejen v medicíně

•

Minimalizace dávky léčiva (aktivních látek), snížení zátěže pro organismus

•

Vhodná aplikační forma pro vybrané lokality

1.5.2 Nevýhody nanovlákenných materiálů •

Růst buněk pouze po povrchu

•

Velmi rychlé difuzní procesy (rozpustnost)

•

Bobtnavost a ztráta nanostruktury

•

Komplikovaná manipulace

•

Nízká mechanická odolnost

•

Častá nutnost použití toxických rozpouštědel a povrchově aktivních látek do roztoku

•

Problematická výroba objemových 3D produktů

1.6. Reference 1.

Andrady, A.L., Science and Technology of Polymer Nanofibers. Wiley Publication, 2008. ISBN:

978-0-471-79059-4: p. 404 pages. 2.

Bhardwaj, N. and S.C. Kundu, Electrospinning: A fascinating fiber fabrication technique.

Biotechnology Advances. 28(3): p. 325-347. 3.

Zahedi, P., et al., A review on wound dressings with an emphasis on electrospun nanofibrous

polymeric bandages. Polymers for Advanced Technologies. 21(2): p. 77-95. 4.

Fang, J., et al., Applications of electrospun nanofibers. Chinese Science Bulletin, 2008. 53(15): p.

2265-2286. 5.

Ramakrishna, S., et al., Science and engineering of electrospun nanofibers for advances in clean

energy, water filtration, and regenerative medicine. Journal of Materials Science. 45(23): p. 6283-6312. 6.

Sill, T.J. and H.A. von Recum, Electrospinning: Applications in drug delivery and tissue

engineering. Biomaterials, 2008. 29(13): p. 1989-2006. 7.

Knauth, P., et al., Diffusion in Nanomaterials, in Nanocrystalline Metals and Oxides, H.L. Tuller,

Editor. 2002, Springer US. p. 41-79. 8.

S. Ramakrishna, K.F., W. Teo, T. Lim, Z. Ma, An Introduction to Electrospinning and

Nanofibers. World Scientific Publishing Co. Pte. Ltd., Singapore, 2005: p. 396. 9.

US, APPARATUS FOR ELECTRICALY DISPERSING FLUIDS. 1902. US0692631(US0692631).

10.

Lukas, D., A. Sarkar, and P. Pokorny, Self-organization of jets in electrospinning from free liquid

surface: A generalized approach. Journal of Applied Physics, 2008. 103(8): p. 084309-7. 11.

Taylor, G., Electrically Driven Jets. Proceedings of the Royal Society of London. Series A,

Mathematical and Physical Sciences, 1969. 313(1515): p. pp. 453-475 12.

Murugan, R. and S. Ramakrishna, Design strategies of tissue engineering scaffolds with

controlled fiber orientation. Tissue Eng, 2007. 13(8): p. 1845-66. 13.

Teo, W.E. and S. Ramakrishna, A review on electrospinning design and nanofibre assemblies.

Nanotechnology, 2006. 17(14): p. R89. 14.

Teo, W.-E. and et al., Technological advances in electrospinning of nanofibers. Science and

Technology of Advanced Materials. 12(1): p. 013002. 15.

Matthews, J.A., et al., Electrospinning of Collagen Nanofibers. Biomacromolecules, 2002. 3(2): p.

232-238.

16.

Li, D., Y. Wang, and Y. Xia, Electrospinning of Polymeric and Ceramic Nanofibers as Uniaxially

Aligned Arrays. Nano Letters, 2003. 3(8): p. 1167-1171. 17.

Li, D. and Y. Xia, Electrospinning of Nanofibers: Reinventing the Wheel? Advanced Materials,

2004. 16(14): p. 1151-1170. 18.

Pokorny, M., K. Niedoba, and V. Velebny, Transversal electrostatic strength of patterned

collector affecting alignment of electrospun nanofibers - art. no. 193111. Applied Physics Letters, 2010. 96(19): p. 193111. 19.

Chaurey, V., et al., Interplay of Electrical Forces for Alignment of Sub-100 nm Electrospun

Nanofibers on Insulator Gap Collectors. Langmuir, 2010. 26(24): p. 19022-19026. 20.

Barnes, C.P., et al., Nanofiber technology: Designing the next generation of tissue engineering

scaffolds. Advanced Drug Delivery Reviews, 2007. 59(14): p. 1413-1433. 21.

Biazar, E., et al., Types of neural guides and using nanotechnology for peripheral nerve

reconstruction. International Journal of Nanomedicine. 5: p. 839-852. 22.

Kotov, N.A., et al., Nanomaterials for Neural Interfaces. Advanced Materials, 2009. 21(40): p.

3970-4004. 23.

Pokorny, M. and V. Velebny, Collection method for extra aligned nanofibers deposited by

electrospinning - art. no. 055112. Review of Scientific Instruments, 2011. 82(5): p. 55112-55112. 24.

Pokorny M., H.V., Velebny V., Controllable architectures of nanofibrous scaffolds prepared by

advanced electrospinning procedure. Histology and Histopatology, 2011. 26(Sup. 1): p. 286. 25.

Ou, K.L., et al., Membranes of epitaxial-like packed, super aligned electrospun micron hollow

poly(L-lactic acid) (PLLA) fibers. European Polymer Journal. 47(5): p. 882-892. 26.

Huang, Z.-M., et al., A review on polymer nanofibers by electrospinning and their applications in

nanocomposites. Composites Science and Technology, 2003. 63(15): p. 2223-2253.

3. Technologický potenciál nanotechnologií Autor: Doc. Ing. Martina Klučáková, Ph.D. Fakulta chemická, Vysoké učení technické v Brně Difúzní procesy v koloidních systémech Koloidní systémy tvoří přechodovou skupinu mezi pravými roztoky a hrubými disperzemi. Velikost jejich částic je obvykle mezi 10-9 a 10-6 m. Tyto částice prochází papírovým filtrem, vyvolávají měřitelný osmotický tlak a vykonávají intenzivní Brownův pohyb. Mohou být jak homogenní (lyofilní koloidy) tak heterogenní (lyofobní koloidy). Pokud v systému existuje koncentrační gradient, dochází postupně k vyrovnání koncentrací dané látky pomocí difúze. Difúze je vlastně samovolný tepelný Brownův pohyb částic. Přestože je základním rysem tohoto pohybu fakt, že molekula se nepohybuje po žádné preferované trajektorii, makroskopicky je pohyb pozorován vždy z oblasti vyšší koncentrace molekul do oblasti nižší koncentrace. Pro vysvětlení uvažujme, že máme dvě tělesa s různou koncentrací téže látky. Přestože není možné přesně popsat pohyb jedné molekuly v daném časovém intervalu, po jejich spojení začnou částice této látky přecházet z tělesa o vyšší koncentraci do tělesa s koncentrací nižší. Tyto částice se ovšem pohybují i opačným směrem. Ale jednoduše proto, že v jedné části je více částic sledované látky, makroskopicky sledujeme pohyb látky ve směru její klesající koncentrace. Přirozenou vlastností látek tedy je, že pokud se její částice mohou pohybovat, rozptylují se do celého prostoru, kterého mohou dosáhnout, a postupně ve všech jeho částech vyrovnají svou koncentraci (viz Obr. 1).

 

Obr. 1: Vyrovnávání koncentrací po spojení dvou těles s různou koncentrací sledované látky. Intenzita tohoto pohybu se vyjadřuje pomocí tzv. difúzního koeficientu D. Pro difúzní koeficient velkých kulovitých částic platí známý Einsteinův vztah:

D=

kT 6πη r

(1)

kde k je Boltzmannova konstanta, T je absolutní teplota, h je viskozita prostředí a r je poloměr částic. Tento vztah je názorným příkladem toho, že difúzní koeficient stoupá s teplotou a klesá jak s viskozitou prostředí, tak s velikostí částic. V koloidních systémech je difúze řádově pomalejší než v analytických disperzích. V systémech s plynným disperzním prostředím (aerosolech) je difuzní koeficient vzhledem k menší viskozitě prostředí mnohem větší než v lyosolech se stejně velkými částicemi (V plynech se difúze děje s rychlostí řádově 10 cm.min–1, v kapalinách okolo 0,05 cm.min–1a v pevných látkách s rychlostí pouze 10–5 cm.min–1). Pokud chceme popsat difúzi jako takovou, musíme vyjít z bilance hmotnosti, což je rovnice kontinuity:

 ∂ρ + div ρ v = 0 (2) ∂t

 kde r je hustota, t je čas a v je tzv. barycentrická rychlost, což je rychlost těžiště, ke které jsou vztaženy rychlosti jednotlivých složek v daném systému. Tato bilance však popisuje systém jako celek a nevystihuje skutečnost, že jeho jednotlivé složky mohou vznikat či zanikat chemickou reakcí. Pokud budeme bilancovat jednu konkrétní složku „k“, dostaneme: r  ∂ρ k  = −div ρ k vk + ∑υ kj j j ∂t j =1

(3)

kde poslední výraz vpravo představuje produkci k-té složky danou v jednotkovém objemu j-tou reakcí (nkj   jsou stechiometrické koeficienty). Z rovnice také vyplývá, že rychlost těžiště a složky ( v a vk ) se mohou  lišit velikostí i směrem – takže zatímco obecně do systému hmotnost přitéká ( ρv = přítok), složka k může  odtékat (ρk vk ). Je třeba zdůraznit, že onen systém, o kterém tady uvažujeme (a pro který platí uvedené rovnice) je nsložkové kontinuum, tj. kontinuum několika složek, z nichž každá zaujímá objem V celého systému s povrchem S celého systému a má hmotnost mk. Celá směs má potom také objem V a povrch S ale hmotnosti se sčítají: n

m = ∑ mk

(4)

k =1

potom hustota složky k má vlastně význam její koncentrace a platí:

ρk =

dm k dV

(5)

a n

ρ = ∑ ρk

(6)

k =1

Hmotnostní zlomek je pak definován jako

wk =

ρk ρ

(7 )

Je na místě též připomenout, že hmotnost se mimo difúzi přenáší též konvekcí (turbulenci zde obvykle zanedbáváme). Difúzní (= molekulární) přenos je podmíněn přítomností gradientu, např. koncentračního, který je hnací silou tohoto děje. Konvektivní přenos souvisí s pohybem systému jako celku, tj. objemovým tokem. Pokud uvažujeme izotropní homogenní směs, na kterou nepůsobí vnější síly (neprobíhá v ní konvekce  ani chemická reakce), můžeme pro difúzní tok j k psát:

 j k = −∑ Dkj grad wk − DTk grad T − D pk grad p (8) kde jednotlivé členy pravé strany rovnice jsou koncentrační difúze (hnací silou je gradient koncentrace), termodifúze (hnací silou je gradient teploty) a barodifúze (hnací silou je gradient tlaku). Jednotlivé difúzní koeficienty Dkj , DTk , D p k jsou obecně funkce wk, T a p). Řešením je vyjádření vztahu mezi difúzními toky a hnacími silami. Zjednodušme si problém tak, že uvažujeme 2-složkovou nereaktivní směs. Pak rovnice přenosu hmotnosti pro složku k = 1 v této binární směsi bez reakce je: ∂ρ1   = − ρ1 div v − v grad ρ1 + div (ρ D grad w1 + ρ DT grad T + ρ D p grad p ) (9) ∂t

nebo při vyjádření koncentrace pomocí hmotnostního zlomku:

∂w1  1 = −v grad w1 + div(ρ D grad w1 + ρ DT grad T + ρ D p grad p ) (10) ∂t ρ Tato rovnice je vlastně zobecněním známého druhého Fickova zákona (21). Pokud se jedná o nestlačitelnou směs, rovnice se dále zjednoduší na ∂ρ1  = −v grad ρ1 + ρ div (D grad w1 + DT grad T + D p grad p ) (11) ∂t

nebo v případě koncentrace vyjádřené hmotnostním zlomkem ∂w1  = −v grad w1 + div(D grad w1 + DT grad T + D p grad p ) (12) ∂t

V případě nestlačitelné směsi se totiž její hustota nemění a výše uvedená rovnice kontinuity (2) se zjednoduší na:  div ρ v = 0 (13) protože její první člen je roven nule. Pokud by v systému probíhala chemická reakce, člen rk r  rk = ∑υ kj j j

(14)

j =1

vyjadřující její rychlost by se v dosud uvedených rovnicích neměnil:

∂ρ1  = −v grad ρ1 + ρ div(D grad w1 + DT grad T + D p grad p ) + rk ∂t

(15)

Tato rovnice ovšem v sobě jinak zahrnuje všechna výše uvedená zjednodušení (např. jedná se o nestlačitelnou směs). Současně je tato rovnice vlastně zákonem zachování hmotnosti pro složku 1. Pokud sečteme takovéto zákony zachování pro obě složky, dostaneme zpět bilanci pro celou směs, tj. opět rovnici kontinuity (2). Vraťme se zpět ke směsi bez chemické reakce, takže vypustíme poslední člen rovnice. Předpokládejme dál, že směs jako celek se nepohybuje, tj. není tam žádná konvekce. Pak můžeme vynechat i první člen pravé strany rovnice:

∂ρ1 = ρ div(D grad w1 + DT grad T + D p grad p ) (16) ∂t nebo ∂w1 = div (D grad w1 + DT grad T + D p grad p ) (17 ) ∂t

Pokud difúze probíhá pouze v jednom směru, např. ve směru x, rovnice se dále zjednoduší na tvar

∂w1 ∂ ⎛ ∂w1 ⎞ ∂ ⎛ ∂T ⎞ ∂ ⎛ ∂p ⎞ = ⎜ D ⎟ + ⎜ DT ⎟ + ⎜ D p ⎟ (18) ∂t ∂x ⎝ ∂x ⎠ ∂x ⎝ ∂x ⎠ ∂x ⎝ ∂x ⎠ Difúzní koeficienty pro koncentrační difúzi, termodifúzi a barodifúzi (D, DT a Dp) jsou zde obecně funkcemi koncentrace, teploty a tlaku. Pokud D, DT a Dp na koncentraci, teplotě a tlaku nezávisí, rovnice (18) se zjednoduší na:

∂w1 ∂2w ∂ 2T ∂2 p = D 21 + DT 2 + D p 2 (19) ∂t ∂x ∂x ∂x Při konstantní teplotě a tlaku, kdy neprobíhá termodifúze ani barodifúze, dostaneme známé Fickovy zákony:  ∂w j1 = − ρD 1 ∂x

( 20)

∂w1 ∂2w = D 21 ∂t ∂x

(21)

a

které se pro často užívané molární koncentrace c vyjadřují takto:  ∂c j1 = − ρD 1 ∂x

(22)

∂c1 ∂ 2c = D 21 ∂t ∂x

(23)

a

Ke konečnému řešení potřebujeme počáteční a okrajové podmínky, které vlastně definují náš konkrétní řešený problém.

Protože v rovnicích (21) a (23) vystupují pouze 1. derivace podle času, stačí nám pouze jedna počáteční podmínka. A to taková, že pro čas na začátku, tj. t = 0, známe rozložení koncentrací. Pokud se toto koncentrační pole s časem nemění (je konstantní), počáteční podmínka odpadá a k řešení nám postačí pouze podmínky okrajové. Protože ve druhém Fickově zákonu je druhá derivace koncentracepodle polohy (x), počet okrajových podmínek musí být dvojnásobkem počtu prostorových nezávislých proměnných. Pokud se jedná o tzv. jednosměrnou úlohu (což je případ Fickových zákonů), potřebujeme tedy dvě okrajové podmínky. Nejčastěji se využívají následující typy těchto podmínek: •

V určitém místě tělese, ve kterém difúze probíhá (nejčastěji na jeho povrchu), je zadána

koncentrace. Pro stacionární úlohy je tato koncentrace konstantní nebo se mění s polohou v tělese. U nestacionárních úloh je koncentrace funkcí polohy a času. •

 V určitém místě tělesa, např. opět na povrchu, je zadán hmotnostní tok ( j ). U symetrických úloh,

v osách či rovinách souměrnosti je derivace koncentrace podle polohy nulová: •

∂c =0 ∂x

Dalším typem okrajových podmínek je, že známe difúzní koeficient D, koncentraci na povrchu

tělesa cs, koncentraci v okolí tělesa cp na dostatečně vzdáleném místě, takže je konstantní, a součinitel konvektivního přestupu hmotnosti Kk. Podmínkou je pak rovnost mezi povrchovým tokem dané látky a jejím přestupem z povrchu tělesa do okolí:

−D

∂c = K k (c s ( x) − c p ) ∂x

•

Pokud v systému probíhá chemická reakce, je okrajovou podmínkou předem znalost funkce rk.

Pomocí počátečních a okrajových podmínek pak můžeme z obecných Fickových zákonů odvodit příslušná řešení pro konkrétní problémy a úlohy. Prvním příkladem takového řešení je ustálený difúzní tok rovinnou deskou s tloušťkou L. Takový případ se vyskytuje všude tam, kde nějaká látka difunduje skrz vrstvu materiálu. Tím materiálem může být membrána, buněčná stěna, lidská kůže ale i třeba okenní tabule. Na Obr. 2 je příklad uvolňování léčiva z hydrofilní tablety, který může být také popsán tímto způsobem.

Obr. 2. Schematické znázornění mechanismů uvolňování léčiva z hydrofilní gelové matrice [1]

Protože se jedná o ustálený tok, nepotřebujeme počáteční podmínku a pro řešení nám u jednosměrné difúze stačí pouze dvě podmínky okrajové, například takové, že známe obě povrchové koncentrace cs (pro koncentraci dané látky obecně bude pro jednoduchost dále používáno označení c bez dolního indexu „1“ značícího složku 1). Situace je znázorněna na následujícím obrázku:

Obr. 3: Schematické znázornění ustálené difúze skrz vrstvu. Potřebné okrajové podmínky jsou zde matematicky vyjádřeny takto x=0

……. c = cs1

x=L

……. c = cs2

Výsledným řešením je jednak rovnice, do které můžeme dosazovat a počítat, jak se mění koncentrace c s polohou ve vrstvě x, ve které difúze probíhá

c( x) = (c s 2 − c s1 )

x + c s1 L

(24)

a také rovnice pro celkový difúzní tok J za určitý čas t, ze které můžeme vypočítat difúzní koeficient  D J = (c s1 − c s 2 )t (25) L Takovéto uspořádání se často používají pro stanovení difúzních koeficientů látek transportovaných skrz membránu pomocí tzv. difuzních cel (Obr. 4).

Obr. 4: Schematické znázornění stanovení D pomocí difúzních cel

Ukažme si teď stejný případ, tj. stacionární difúzi nějakou vrstvou, ale s jinými okrajovými podmínkami, konkrétně takovými, že známe pouze jednu povrchovou koncentraci cs a známe také difúzní  tok j . Matematicky tyto podmínky zapíšeme takto  ∂c j = − D x=0 ……. ∂x x=L

……. c = cs

Výsledným řešením pro rozložení koncentrace v difúzní vrstvě pak bude vztah  j ⎛ x ⎞ c( x) = cs 2 + L⎜1 − ⎟ (26) D ⎝ L ⎠ U neustálené difúze, kde se rozložení koncentrací mění s časem, potřebujeme i počáteční podmínku. Tou podmínkou je obvykle konstantní počáteční koncentrace sledované látky v daném tělese. Při tzv. difúzi z konstantního zdroje se koncentrace na okraji tělesa, ve kterém difúze probíhá, s časem nemění (je konstantní). Další podmínkou je, aby difundující látka nedorazila až na konec tohoto tělesa, tj. aby se jednalo o tzv. polo-nekonečné prostředí. V místě dostatečně vzdáleném od (konstantního) zdroje difúze tedy musí koncentrace dané látky zůstat nezměněna. Situace je znázorněna na Obr. 5.

Obr. 5: Schematické znázornění neustálené difúze z konstantního zdroje Matematický zápis počáteční podmínky a okrajových podmínek pak vypadá takto: t=0

……. c = c0 ……. x ∈ 0; ∞

t>0

……. c = cs ……. x = 0

t>0

……. c = c0 ……. x → ∞

Integrací druhého Fickova zákona pak dostaneme vztah pro výpočet prostorového rozložení koncentrace ve sledovaném tělese:

c( x, t ) − c0 x = erfc c s − c0 4 Dt

(27)

Celkový difúzní tok je v tomto případě úměrný odmocnině z času, po který difúze probíhala. Hodnotu  t ). J D pak můžeme vypočítat např. ze směrnice přímky (závislosti na

 Dt J = 2(cs − c0 )

π

(28)

Podobná situace je u tzv. difúzního páru, který je složen ze dvou částí, v nichž má na počátku difundující látka jinou (ale v dané části homogenně rozloženou) koncentraci (je to vlastně případ použitý v úvodu kapitoly pro vysvětlení principu difúze). Situace je znázorněna na Obr. 6.

Obr. 6: Schematické znázornění neustálené difúze z konstantního zdroje V průběhu difúze pak dochází k pronikání dané látky z jedné části do druhé. Opět zde však platí podmínka, že koncentrace na vnějších okrajích páru se nesmí změnit. Je to tedy pár dvou polonekonečných médií. Zároveň se na rozhraní mezi oběma částmi páru ustálí konstantní poměr koncentrací k a platí též podmínka, že difúzní tok z jedné části páru odcházející se musí rovnat difúznímu toku přicházejícímu do části příjmové: t=0

……. x < 0 ……. c = csA

t=0

……. x > 0 ……. c = csB

t>0

……. x = 0 ……. cA / cB = k  t>0 ……. x = 0 J……. A = JB Pro rozložení koncentrací v difúzním páru pak získáme vztah

c1 ( x, t ) − csB 1 x = erfc csA − csB 2 4Dt

(29)

a pro celkový tok za daný čas

 4Dt J = (csA − csB )

π

(30)

Výpočet difúzního koeficientu pak probíhá analogicky předchozímu případu konstantního zdroje. Naopak při tzv. difúzi z okamžitého plošného zdroje, na počátku naneseme na čelní plochu tělesa malé množství látky, která pak do něj difunduje. Toto množství musí být velmi malé, je to vlastně jenom „puls“. Koncentrace na této čelní ploše se pak pochopitelně s časem mění. Opět je podmínkou, aby počáteční rozložení koncentrace této látky (tedy před nanesením onoho malého množství) v tělese bylo homogenní a že v dostatečně vzdáleném místě od tohoto zdroje se koncentrace nesmí měnit: t = 0 … x ∈ 0; ∞ ... c = c0 t > 0 … x → ∞ ... c = c0

Obr. 7: Schematické znázornění neustálené difúze z okamžitého plošného zdroje Řešením je pak vztah pro rozložení koncentrace:

⎛ x 2 ⎞ ⎟⎟ (31) c= exp⎜⎜ − S πDt ⎝ 4 Dt ⎠ jehož logaritmováním opět dostaneme rovnici přímky: ncelk

⎛ n ⎞ x 2 ln c = ln⎜⎜ celk ⎟⎟ − ⎝ S πDt ⎠ 4 Dt

(32)

a při vynesení závislosti ln c na x2 do grafu lze ze směrnice opět vypočítat hodnotu difúzního koeficientu D. Teď se podívejme na difúzi s chemickou reakcí. Pokud použijeme poslední typ okrajové podmínky a známe tedy funkci rk, tj. její konkrétní průběh, dostaneme se k rovnicím, které nejdou řešit tak jako předchozí případy. Jinými slovy, musíme použít tzv. numerické metody nebo speciální počítačové programy. Existuje ale jedno poměrně jednoduché řešení. Pokud difundující látka reaguje s prostředím velmi rychle (v porovnání s její difúzí) a v důsledku reakce tedy přestane dál difundovat (tzv. se imobilizuje),

můžeme uvažovat vznik prakticky okamžité lokální rovnováhy mezi volnými (A) a imobilizovanými (B) částicemi difundující látky. Probíhá tedy velmi rychlá reakce, jejíž schéma můžeme vyjádřit jako A ↔ B . Rovnováha se pak charakterizuje pomocí tzv. rovnovážné konstanty K, která je tu vlastně jakýmsi „koeficientem úměrnosti“ mezi koncentracemi cA a cB:

K=

cB ⇒ cB = K c A cA

(33)

Druhý Fickův zákon (23) pak musíme přepsat na rovnici (34), kde druhý člen představuje naši imobilizační chemickou reakci:

∂c A ∂c A ∂ 2c = D 2A − K ∂t ∂t ∂x

(34)

Matematickou úpravou pak dostaneme konečný tvar pro difúzi s naší rychlou jednoduchou reakcí:

∂c A ∂ 2cA D ∂ 2cA = = D ef (1 + K ) ∂x 2 ∂t ∂x 2

(35)

Tento tvar je vlastně prakticky stejný s druhým Fickovým zákonem, jak ho známe. Ovšem namísto „normálního difúzního koeficientu D v něm vystupuje tzv. efektivní difúzní koeficient Def, který v sobě skrývá i rovnovážnou konstantu naší reakce A ↔ B . Důležité je, že díky této úpravě můžeme použít všechna předchozí řešení, pokud v odvozených vztazích D nahradíme Def.

Obr. 8. Liesegangovy obrazce v systému CoCl2/želatina+NaOH

Obr. 9. Liesegangovy obrazce v systému K2Cr2O7/agarosa+AgNO3 Pokud takovéto „srážecí reakce“ probíhají během difúze v gelech, vzniká periodické střídání barevných a nebarevných pásů, tzv. Liesegangovy obrazce. Jestliže do gelu, který obsahuje nějakou nízkomolekulární látku, difunduje další látka, která s ní může tvořit nerozpustnou sloučeninu, probíhá srážecí reakce jen v určitých zónách soustavy, které se střídají se zónami, v nichž se sraženina netvoří. Příklady vidíte na Obr. 8 a 9. Tímto způsobem vznikaly např. barevné proužky v achátech v době, kdy se tvořily z gelu kyseliny křemičité. Vrstevnatost popsaného typu je příčinou páskovaného zbarvení u zvířat (motýlí křídla) či u květů a vyskytuje se též ve svalové tkáni (příčně pruhované svaly) – Obr. 10.

Obr. 10. Liesegangovy obrazce v přírodě Citace: [1] Dvořáčková K. Chem. Listy 103, 66-72 (2009). [2] Bird R.B., Stewart W.E., Lightfoot E.N. Přenosové jevy. Academia, Praha 1968. [3] Crank J. The Mathematics of Diffusion. Clarendon Press, Oxford 1956.

Praktická část

1. Technologie tvorby vláken Autor: Ing. Jiří Běťák Laboratoř nanobiotechnologických aplikací, CPN spol. s r.o. Úlohy: 1. Příprava nylonového vlákna (Nylon 6,6) 2. Testování mechanických vlastností vláken 3. Tvorba a charakterizace skaných nití Předmluva V rámci praktických úloh, popisovaných v následujícím textu si praktikant osvojí základní techniky tvorby polymerního prekurzoru pro tvorbu vláken pomocí polykondenzační reakce na fázovém rozhraní. Student bude dále seznámen s metodami charakterizace vlastností vláken pomocí standardních mechanických testů. Důraz pak bude kladen na statistické vyhodnocení naměřených výsledků. V závěrečné úloze bude představena technologie tvorby multifilamentových nití.

Úloha č. 1: Příprava nylonového vlákna (Nylon 6,6) Nylon 6,6 patří do skupiny syntetických polymerů, které jsou připravovány při procesu polykondenzace na mezifázovém rozhraní. Polykondenzační reakce jsou založeny na principu propojování monomerních jednotek za současného odštěpování nízkomolekulárních vedlejších produktů, nejčastěji vody, či halogenvodíku (HCl, HBr). Obecně se jedná o reakci mezi dikarboxylovou kyselinou (např. kyselinou adipovou C6) a alifatickým diaminem (např. hexamethylendiaminu C6), kde reakcí jejich funkčních skupin je vytvořena pevná amidická vazba.

Obr.1: Obecné schema polykondenzační reakce vzniku polyamidů Pro zvýšení reaktivity je často místo karboxylové kyseliny vycházeno z jejich halogenovaných analogů, či z anhydridů. Nevýhodou halogenovaných derivátů je jejich značná toxicita, na kterou je nezbytné při polymerní syntéze brát zřetel a práci proto provádět výhradně v dobře odvětrávaném prostoru digestoře za použití ochranných pomůcek (rukavice, ochranné brýle, ochranný oděv).

Nylon je průmyslově připravován ve dvou variantách (Nylon 6,6 (Dupont) a Nylon 6, kdy Nylon 6, vyvinutý firmou BASF je připravován pomocí tzv. „Ring-opening“ katalyzované polymerace ekaprolaktamu.

Obr.2: „Ring-opening“ e-kaprolaktamu (prekurzor pro vznik nylonu 6) Následnou polykondenzací „otevřených“ monomerů vzniká analogická polymerní struktura propojená amidovými vazbami jako v případě nylonu 6,6, nicméně supramolekulární uspořádání polymerních řetězců se mírně liší, proto je u obou polymerů patrný rozdíl v teplotách tání (Nylon 6,6 265°C, zatímco nylon 6 220°C). Polykondenzace na mezifázovém rozhraní Při styku dvou vzájemně nemísitelných kapalin se vytváří tenká mezifázová vrstva. V případě, že jsou v obou kapalinách rozpuštěny reaktivní monomerní složky, dochází v této mezivrstvě k jejich vzájemnému kontaktu a je tedy umožněn průběh polykondenzační reakce. V případě tvorby nylonu 6,6 je fázové rozhraní tvořeno mezi kapalinami voda a n-hexan, kde ve vodné vrstvě je rozpuštěn hexamethylendiamin, zatímco v „olejovité“ n-hexanové vrstvě je rozpuštěn derivát kyseliny adipové. Při kontaktu obou reakčních složek se na fázovém rozhraní začíná pozvolna vytvářet bílý povlak vznikajícího nylonu 6,6. Povlak je dostatečně pevný a lze jej z reakční nádoby kontinuálně odtahovat ve formě vlákna. Syntézní reak

Obr.3: Syntézní schema Nylonu 6,6

Při syntézní reakci dochází k postupné tvorbě HCl jako vedlejšího produktu, což vede ke snižování hodnoty pH v reakční směsi. Případný pokles pH do kyselé oblasti je nutné kontrolovat pomocí acidobazického indikátoru (fenolftaleinu) a po celou dobu reakce udržovat tuto hodnotu v oblasti bazické přídavkem NaOH. Pracovní postup: 1. Do 50ml kádinky je naváženo 1,5g hexamethylendiaminu. Krystalický prášek je převrstven 13ml demineralizované vody. Za stálého míchání je prášek rozpuštěn. Do reakční směsi je přidáno několik zrnek NaOH a přikápnut fenolftalein až se roztok zabarví o syté růžové barvy. 2. Ve druhé 50ml kádince je připraven roztok 10ml n-hexanu a 3ml sebacoyl chloridu (adipoyl chlorid). Pozor na jedovatost sebacoyl chloridu, nutno pracovat v rukavicích a v odtahované digestoři!!!. Směs je řádně promíchána. 3. Roztok sebacoyl chloridu v n-hexanu je opatrně přes skleněnou tyčinku přelit do kádinky s vodným roztokem hexamethylendiaminu tak aby nedošlo k promísení obou fází. V kádince se musí pozvolna vytvořit zakalené fázové rozhraní. 4. Pomocí pinzety je vytořená polymerní vrstva opatrně zachycena a pozvolna vytažena z roztoku. Vytahované vlákno je navíjeno na skleněnou tyčinku dokud nedojde k vyčerpání reakční směsi. 5. Vytažený polymer je následně důkladně promyt ve vodě a následně v isopropanolu a na petriho misce je sušen při 110°C po dobu 30min. 6. Usušený polymer Nylon 6,6 je zvážen na analytických vahách.

Úloha č. 2: Testování mechanických vlastností vláken Jednou ze základních charakteristik vlákna je jeho mechanická pevnost a tažnost. Testy obvykle probíhají ve dvou režimech, 1. pevnost v přímém tahu, 2. pevnost v uzlu. Pro měření těchto mechanických charakteristik se používají dynamometry, často označované jako „trhací stroje“. Vlákno o přesné délce je upnuto mezi dvojici čelistí, následně je vlákno kontinuálně natahováno definovoanou rychlostí až do přetrhu. Analýza tahové křivky Tahová křivka je definována jako závislost mezi tahovám napětím (silou) vkládaným na testovaný materiál s a defomací materiálu, Skládá se ze třech hlavních částí. První oblastí, která je na (Obr.3) vymezena od počátku až do bodu A (mez kluzu), je nazývána oblastí elastické deformace vlákna. Tato oblast je z aplikačního hlediska velmi důležitá. Proložíme-li přímku touto lineární oblastí, pak její směrnice je úměrná tzv. elastickému modul E (MPa), který udává informaci o mechanické tuhosti testovaného materiálu.

Obr.3: Analýza tahové křivky V rámci této lineární elastické oblasti tedy platí přímá úměrnost mezi působícím napětím s (Pa) a relativní deformací vlákna e (%). Tento vztah je nazýván Hookovým zákonen [2] :

σ = E ⋅ε

(4)

Dalším důležitým parametrem je poloha bodu A, tzv. meze kluzu, kdy při překročení adhezních meziřetězcových sil vlivem mechanického natahování vlákna, dochází k materiálovému prokluzu. Jednotlivé polymerní řetězce po sobě začínají klouzat a dochází k nevratné, plastické, deformaci. Tento typ deformace je doprovázen geometrickými změnami vlákna, zvláště pak zmenšováním jeho průřezu. Oblast plastické deformace kontinuálně pokračuje až do přetrhu vlákna, bod B. Celková plocha pod naměřenou křivkou poté udává celkovou energii, nutnou pro přetržení vlákna. Pracovní postup: 1. Z cívek testovaných vláken nastříháme od každého druhu 10 úseků o délce cca 15cm a uložíme je do označených Petriho misek. 2. Testované vlákno upneme do čelistí přístroje tak, aby byl vzorek orientován kolmo na čelisti. Vlákno nenapínáme, ale necháme jej mírně povolené, (boční průvěs cca 3mm). 3. Pomocí tlačítka „Balance load“ vynulujeme snímač síly, zapíšeme název měřeného vzorku a dále postupujeme podle instrukcí zobrazených na monitoru. 4. Po přetržení vlákna na tahové křivce odečteme a zaznamenáme polohu (napětí a deformaci) tzv. Yield pointu (bod A) a bodu přetrhu (bod B). 5. Naměřené hodnoty statisticky vyhodnotíme a porovnáme charakteristiky jednotlivých typů měřených vláken.

Úloha č. 3: Tvorba a charakterizace skaných nití Nit, či kabílek lze definovat jako multifilamentový systém tvořený dvěma a více monofilamenty, které jsou obvykle stabilizovány zákrutem. Forma kabílku je tvořena v rámci procesu nazývaného skaní. Zakrucováním většího množství jemných monofilamentů lze dosáhnout finálního produktu – nitě o vysoké flexibilitě při současném zachování požadovaných mechanických parametrech produktu. Mechanické a flexibilitní rozdíly monofilamentu a seskané nitě o shodném průměru si lze prakticky přiblížit na příkladu rozdílů drátu a kabelu. Jednotlivé monofilamenty jsou zákrutem vzájemně silně komprimovány, čímž dochází k intenzifikaci třecích síl, stabilizující finální nit. Mechanické a konfekční vlastnosti skaných produktů jsou tedy velmi silně ovlivněny hustotou a směrem zákrutu. Technologie skaní, se kterou budete seznámeni v rámci tohoto cvičení, je založena na tzv. prstencové metodě, teorie je blíže uvedena např. v literatuře [3].

Obr 4: Skací zařízení pro tvorbu zakrucovaných multifilamnetů Přiváděné monofilamenty procházejí úsťovým sdružovačem do odvalovacího podávacího válce. Dále jsou poté provlečeny skrz tzv. běžec, jehož úlohou je regulace velikosti tvořeného balónu na niti, který přirozeně vzniká odstředivou silou při rotačním pohybu vřetene. Hmotností běžce lze tedy kompenzovat odstředivou sílu, což snižuje riziko zacuchání formované nitě. Nit je dále křížově navíjena na konické vřeteno.

Hustotu zákrutů na finálním nitovém produktu a tedy jeho vlastnosti lze regulovat nastavením procesních parametrů na skacím zařízení. Zákrutová hustota se uvádí jako počet zákrutů na metr délky finální nitě a je stanovována pomocí speciálních zákrutoměrů. Zárut vzniká jako výsledek dvou simultálních pohybů – lineární dodávkou vstupních monofilamentů a rotací spřádacího vřetene. Sledovanými veličinami jsou tedy rychlost dodávky materiálu a zároveň rychlost rotace vřetene. Zákrutová hustota Z je poté dána jako poměr otáček vřetene vv a rychlosti dodávky materiálu vd.

Z=

vv vd

(5)

Podle směru uložení vláken nebo nití do šroubovice se rozeznává pravý (Z) a levý (S) zákrut. Multifilament je dále charakterizován délkovou hmotností TM, která je dána jako součet parciálních délkových hmotností jednotlivých monofilamentů. Délková hmotnost je běžně měřena jako hmotnost definované délky vlákna. Je udávána v jednotkách Tex. 1 Tex = 1km vlákna váží 1g 1dTex = 10km vlákna váží 1g Délková hmotnost multifilamentů je poté dána vztahem: n

TM = ∑ Ti , i =1

(6)

Kde TM představuje délkovou hmotnost finálního multifilu, Ti poté parciální délkovou hmotnost každého jednotlivého zakrucovaného monofilamentu. Omakové a konfekční vlastnosti nití a následně textilií jsou silně ovlivněny počtem a způsobem zákrutu jednotlivých monofilamentů. Nitě jsou připravovány zakrucováním buďto samostatných monofilamentů, či již z předkroucených multifilamentů. V tomto případě hrají velkou roli kombinace směrů zákrutů. Např. pokud je tvořen levý finální zákrut na třech multifilamentech, které sami mají levý zákrut, filnální produkt je velmi tvrdý. Tohoto postupu se například využívá při tvorbě filametů do pneumatikových kordů. Naopak, v případech, kdy jsou směry zákrutů kombinovány, dochází ke změkčování finálního produktu. Pracovní postup: 1. Do skacího zařízení jsou vloženy jednotlivé cívky s připraveným filamentem. Filamety jsou provlečeny skrz sdružovač, podávací válec a běžec a následně jsou koncem zafixovány na vřetenu.

2. Na displeji přístroje jsou postupně nastavovány rychlosti dodávky vd a rychlost vřetene vv. Rychlosti budou specifikovány před experimentem. 3. V průběhu skacího procesu bude regulována velikost tvořeného balónu pomocí vhodné hmotnosti běžce. 4. Tímto způsobem budou připraveny nitě o třech a pěti monofilamtentech s různou hustotou zákrutu. 5. U připravených nití budou

změřeny tahové charakteristiky. Stanoven bude elastický modul,

poloha meze kluzu a bod trhu. Jednotlivé hodnoty budou statisticky vyhodnoceny. Reference: [1]

Rogovin, Z.A.: Chemie a technologie umělých vláken, SNTL Praha, 1956, ISBN 16-B3-3-II

[2]

Hladík, V.: Textilní vlákna, SNTL Praha, 1970, ISBN 04-834-70

[3]

Šedivý, J., Vondrák, J., Technologie chemických vláken 1, ed. SNTL. 1965, Praha.

[4]

Holzmuller, W., Altenburg, K: Fyzika polymerů, SNTL 1966, Praha

2. Příprava nanovláken z biopolymerů a ze směsí biopolymerů a biodegradovatelných polymerů jako nosičů biologicky aktivních látek Autor: Ing. Marek Pokorný, Ph.D. Laboratoř nanobiotechnologických aplikací, CPN spol. s r.o. Praktická část zaobírající se výrobou nanovlákenných materiálů jako nosičů biologicky aktivních látek je rozdělena do tří základních etap: 1) Příprava a vlastnosti vláknícího roztoku 2) Elektrostatické vláknění z roztoku 3) Charakterizace nanovlákenných materiálů. Uvedené etapy provedou studenty komplexní problematikou přípravy nanovlákenných materiálů, které lze v budoucnu využít mimo jiné i pro cílenou distribuci léčiv. Prohlubování praktických zkušeností v jednotlivých etapách je dále členěno do následujících úkolů: 1) Příprava a vlastnosti vláknícího roztoku a) polymery syntetické a přírodní Syntetické (PVA, PEO, PGA, PLA, PCL), přírodní (kolagen, fibrinogen, hedvábí, chitin, chitosan, HA). Pro aplikace v medicíně je velmi důležité, aby vybraný polymer byl biokompatibilní, biodegradabilní a zvláknitelný z vodného roztoku bez přídavku toxických látek (jako jsou například toxická rozpouštědla, povrchově aktivní látky, apod.). b) molekulová hmotnost a topologie polymerních struktur Polymer je makromolekula složená z merů, tj. z opakujících se strukturních jednotek. Z topologického hlediska rozlišujeme polymery na lineární, rozvětvené, zesíťované a s blokovou nebo roubovanou strukturou [1]. Pro zvláknění jsou nejvýhodnější dlouhé a ohebné lineární řetězce, případně zesíťované struktury. Pozn. Praktická ukázka bude demonstrovat přístroje a principy pro stanovení molekulové hmotnosti. c) rozpustnost polymerů - rozpouštědlové systémy Je dána primárními a sekundárními vazbami polymerních řetězců (kovalentní a valenční vazby, kohézní síly, plus jejich vzájemné interakce). Parametr rozpustnosti je alternativní veličinou pro charakterizaci mezimolekulové koheze. Rozpouštědlo je nízkomolekulární kapalina s podobnými hodnotami kohézní energie jakou má polymer. Chování polymeru v látce dále ovlivňuje chemická struktura polymeru, jako je (vysoce) polární a nepolární, polarizovatelná.

Pozn. Praktická ukázka předvede práci se softwarem, který dokáže stanovit parametry rozpouštědlových systémů (Hansen solubility). d) koncentrace, postupy přípravy a míchání viskózních roztoků Koncentrace polymeru v roztoku má zásadní vliv na výslednou morfologii vláken (viz teoretická část). Existuje optimální rozsah koncentrací, který zabezpečí tvorbu bezdefektních vláken. Takový interval může být ale velmi omezen i na několik desetin procent (jako je tomu u roztoků kyseliny hyaluronové s větší molekulovou hmotností výchozího polymeru). Molekulová hmotnost a koncentrace zvyšují viskozitu roztoku, která může být tak vysoká, že komplikuje samotnou přípravu roztoku. Vyšší viskozita roztoku má za následek vznik vláken s větším průměrem.

Praktická ukázka vzorků z elektronového mikroskopu vláken PEO při zvyšující se koncentraci ve vodném roztoku, která ilustruje elektrosprejing, korálkové defekty a bezdefektní nanovlákna (viz teoretická část). Pozn. Praktická ukázka demonstruje různé postupy přípravy viskozních roztoků. e) inkorporace dalších materiálů, směsná vlákna V této fázi přípravy je možné přizpůsobit složení výsledného nanomateriálu požadavkům konkrétní budoucí aplikaci. Z tohoto důvodu jsou vyráběna vlákna ze směsí dvou polymerů nebo s aditivy dalších částic (léčiva, nanočástice, buněčné kultury, atd.). Přídavný polymer může zlepšit mechanické vlastnosti, nebo také napomoci samotnému procesu těžko vláknitelných polymerů. Protože roztok projde značně komplikovaným procesem při působení vysokého elektrického pole je nutné vyrobený materiál opět analyzovat, tj. ověřit jeho původní chemické složení. f) měření vodivosti konduktometrem, stanovení dielektrické permitivity Elektrostatické zvlákňování probíhá ve vysokém elektrickém poli mezi dvěma elektrodami. Takový princip může být aproximován deskovým kondenzátorem, jehož dielektrikum je tvořeno právě polymerním roztokem. Větší dielektrická konstanta vede ke snížení průměrů vláken. K tomu, aby proces

vláknění vůbec nastal, je nutná alespoň malá vodivost roztoku. Větší vodivost (inverzní veličina elektrického odporu) roztoku zvýší produktivitu vláknění a koncentraci dopadu vláken na vodivý kolektor. Vodivost připraveného roztoku stanovte pomocí konduktometru (vložením sondy do dostatečného množství roztoku) a výslednou hodnotu zaznamenejte do připravené tabulky.

Pozn. Přestože samotné (nepolární) polymery spadají do kategorie izolantů, v roztoku a přídavkem dalších částic (nečistot, difúze kovu do roztoku, apod.) se stávají částečně vodivými, zejména při vysokých intenzitách elektrického pole, které je aplikováno při metodě elektrostatického zvlákňování. Působením silného elektrického pole může dojít k degradaci polymeru (redukci molekulové hmotnosti). g) měření povrchového napětí pomocí tenziometru V okamžiku překročení kritické intenzity elektrického pole dojde k protržení povrchové vrstvy polymerního roztoku a k vytvoření Taylorova kužele. Síly elektrostatického pole překročí působení sil povrchového napětí. Při velké hodnotě povrchového napětí roztoku lze použít povrchově aktivní látky zlepšující nastartování procesu vláknění a jeho stabilní průběh. Povrchové napětí určete pomocí tenziometru a výslednou hodnotu zapište do tabulky (měření probíhá opakovaným vytahováním platinového kroužku přes povrchovou vrstvu kapaliny při záznamu maximální tahové síly). h) měření viskozity pomocí reometru Viskozitu (viz ad d) lze měřit pomocí reometru s rotující čelistí. Interpretujte výsledky zaznamenaného průběhu na tomto přístroji. Reologické vlastnosti jsou postupně zaznamenávány při přesné rotaci kónických čelistí, mezi kterými je měřený roztok. i) určení dalších fyzikálně chemických roztokových vlastností

Reologie a fyzikální chemie se zabývá celou řadou veličin. Diskutujte, které z nich mohou mít vliv na tvorbu vláken ve vysokém elektrickém poli. j) výpočet kritického napětí Podle naměřených hodnot zaznamenaných postupně do připravené tabulky vypočtěte teoretickou hodnotu kritické intenzity elektrického pole (viz teoretická část). Při překročení kritické hodnoty se vytvoří Taylorův kužel a dojde k vytrysknutí vlákna. Pak porovnejte se skutečnou experimentální hodnotou.

k) elektrostatické pole v okolí elektrod Rozložení intenzity elektrostatického pole je důležité v okolí emitorové trysky (zde musí být vytvořen dostatečný gradient elektrického pole k vytvoření Taylorova kužele), v okolí kolektoru (v závislosti na požadované morfologii vrstvy, tj. náhodná nebo uspořádaná), a mezi těmito elektrodami (nejlépe homogenní bez deformací např. rušivým elektrickým polem okolí nebo jiných nabitých komponent přístroje). Elektrické pole se proměřuje k tomu určeném elektronickém přístroji nebo analyzuje pomocí numerických simulací. 2) Elektrostatické vláknění z roztoku V této fázi přípravy nanovlákenných materiálů bychom měli znát hodnoty nejdůležitějších roztokových parametrů, které se podílejí na úspěšném zvláknění vybraného polymeru. Připravený roztok dávkujeme do potřebné nádobky, podle zvoleného principu a přístroje pro metodu elektrostatického zvlákňování. a) seznámení s přístrojovou technikou pro elektrospinning V laboratořích společnosti lze využít primitivního laboratorního zařízení TZIV (výrobce Elmarco), provozního zařízení NanoLab NS200 (výrobce Elmarco) a variabilního laboratorního zařízení (výrobce Contipro). Třetí z výše jmenovaných přístrojů nabízí nejširší možnosti zvlákňovacích principů, řízení fyzikálních podmínek a také zaznamenávání důležitých procesních veličin. Podrobná ukázka proběhne přímo v laboratoři LNA. b) možnosti a nastavení základních procesních veličin

Mezi tyto veličiny patří hodnota vysokého napětí (resp. intenzita elektrického pole), proud tekoucí ze zdroje vysokého napětí mezi zvlákňovacími elektrodami při procesu vláknění, vzdálenost elektrod, typ a geometrie emitoru, rychlost dávkování roztoku, typ a geometrie kolektoru, otáčky kolektoru, teplota, vlhkost, proudění přiváděného vzduchu, doba nanášení, typ substrátu, typ zpracování materiálu, případně další. Volba a záznam jednotlivých veličin je závislý na zvolení typu jednoho z uvedených přístrojů. Proveďte základní nastavení na zvoleném přístroji a nastavení si zaznamenejte do připravené tabulky. d) objasnění vlivu fyzikálních veličin na výsledné materiály Diskutujte vliv změn nastavení procesních veličin (např. vzdálenost elektrod, vlhkost, teplota, atd.) na parametry výsledných nanovlákenných materiálů. e) ukázka principů emitorových trysek Ukázka a uvedení výhod a nevýhod bude provedeno u těchto typů emitorů: kapilární jehla, válcový trn, horkovzdušná tryska, multitryska, hladký válec, hřebenový a strunový válec. f) ukázka principů sběrných kolektorů Ukázka jednotlivých principů a možností dosažení různých morfologií bude provedeno pro tyto koletory: deskový, deskový s pohyblivým substrátem, strunový, statický dělený, rotující plný válec, rotující dělený válec a sběrné mechanismy. g) příprava nanovlákenné vrstvy s náhodnou strukturou Vrstva nanovláken bude nanesena na deskový kolektor z připraveného roztoku, čímž bude demonstrována metoda při základní nejjednodušší konfiguraci. Připravený vzorek bude odebrán pro další analýzu. h) vznik Taylorova kužele a fáze letu vlákna Bude sledován proces vzniku Taylorova kužele a popsány jednotlivé fáze tvorby nanovláken (viz teoretická část). Opakovaně bude zaznamenána kritická hodnota vysokého elektrického napětí. i) sledování vlivu procesních veličin (napětí, proud, apod.) Bude sledována změna protékajícího proudu v závislosti na produkci vláken. Hodnoty proudu budou zaznamenány do připravené tabulky. j) příprava nanovlákenné vrstvy s jednoose uspořádanou strukturou K analýze bude připraven alespoň jeden vzorek s pravidelnou uspořádanou strukturou jednotlivých nanovláken, který bude sebrán z jednoho z uvedených kolektorů pro tvorbu takových struktur. k) podkladové materiály a zpracování nanovlákenných materiálů V této části budou diskutovány možnosti dalšího zpracování nanovlákenných vrstev, jejich aplikační formy a možnosti a požadavky nejrůznějších aplikací. 3) Charakterizace nanovlákenných materiálů Výsledkem předchozí etapy byla příprava několika vzorků nanovlákenných materiálů, které budou podrobeny bližší analýze poukazující správnost zpracování roztoku do formy bezdefektních nanovláken,

zachování požadovaného chemického složení, dostatečných mechanických a potřebných biologických vlastností. a) morfologické parametry a elektronová mikroskopie Z připravených nanomateriálů se nejprve vystřihnou malé vzorky (asi 10 x 10 mm), které se napráší tenkou vrstvou zlata a pozorují pomocí elektronového mikroskopu Tescan, jehož princip je také stručně objasněn. b) analýza snímků, měření průměrů a sklonu jednotlivých vláken Ze zaznamenaných snímků z elektronového mikroskopu je vyhodnocena kvalita vláken (výskyt defektů a jejich typ), jejich průměr a případně i sklon k hlavní ose uspořádání (toto lze provádět studenty samostatně pomocí doporučených volně dostupných programů pro analýzu obrazu).Výsledkem budou distribuce průměru a sklonu vláken a statistické hodnoty uvedených veličin. Pozn. Programy pro analýzu obrazu: ImageJ, Gwyddion, Gimp, Photoshop, další. c) optimalizace vláknících roztoků na základě morfologie Na základě morfologické studie a charakterizace defektů bude vytvořen návrh pro změnu roztokových vlastností pro dosažení optimálních výsledků. d) měření mechanických vlastností vláken a vrstev Z připravených vzorků nanovlákenných vrstev bude vystřiženo několik větších vzorků (o délce alespoň 25 mm), jejichž přesné rozměry, včetně tloušťky, budou zaznamenány do připravené tabulky. Vzorky budou jednotlivě upnuty do čelistí trhacího stroje Instron. Oddalováním čelistí bude vzorek tahem mechanicky namáhán až k jeho přetržení. Ze zaznamenané křivky jsou určeny základní mechanické parametry studovaného vzorku a porovnány s běžným materiálem. e) zpětná analýza chemického složení nanomateriálů Chemické složení vzorku je kvalifikováno pomocí infračervené spektroskopie, jejíž přincip je současně objasněn. Z výsledných spekter jsou odečteny významné chemické složky, které korespondují se složením zvlákňovacího polymerního roztoku. f) podmínky přípravy nanovlákenných zdravotnických prostředků Z infračerveného spektra jsou patrné případné další složky, které by mohly pozitivně/negativně ovlivnit výsledné chování nanomateriálu v budoucích aplikacích v lékařství. g) charakterizace biologických materiálových vlastností V biologické laboratoři jsou nově připravené materiály testovány v přítomnosti živých buněk. Na základě vyhodnocení jejich viability prokáží biologickou nezávadnost a lepším případě také aktivitu nanomateriálu. h) rozšíření aplikačních možností nanovlákenných materiálů Přestože již v této fázi přípravy máme k dispozici nový nanovlákenný materiál s požadovanou strukturou, chemickým složení, nutnou mechanickou odolností a biologickou aktivitou, pro nové aplikace

to však nemusí být dostatečné. Zde budou diskutovány další možnosti a potřeby ke zvýšení aplikovatelnosti a využitelnosti nových materiálů. i) nanovlákenné materiály pro distribuci léčiv Tomuto tématu se blíže věnuje kapitola v teoretické části. Zde budou nastíněny možnosti měření uvolňování léčiv z nanovlákenných materiálů. Reference: [1] Meissner B., Zilvar V., Fyzika polymerů, SNTL, Praha 1987 [2] Andrady A.L., Science and Technology of Polymer Nanofibers, John Wiley & Sons , 2008, ISBN: 978-0-471-79059-4 [3] Pokorný M., Příprava a užití nanovláken jako systému pro řízené uvolňování léčiv, text k modulu teoretické části, 2011

Příloha: Tabulka pro experimentální záznam Fáze

Veličina

Hodnota Odchylka Jednotky Zařízení

Datum Číslo vzorku

Polymer Výrobce Molekulová hmotnost Topologie

Hansonovy rozpouštědla Vybrané rozpoštědlo

Roztok Hmotnost sušiny

Váhy

Hmotnost roztoku Koncentrace Doba míchání

Elektrická vodivost Dielektrická permitivita

Konduktometr

Typ

Povrchové napětí

Tenziometr

Viskozita

Reometr

Vláknění Přístroj Emitor Rychlost dávkování Kolektor Substrát Otáčky kolektoru Vzdálenost elektrod Vzdálenost emitor/kolektor Proudění vzduchu Teplota

Teploměr

Vlhkost

Vlhkoměr

Kritické napětí Procesní napětí Procesní proud Doba depozice

Analýza Defekty Průměr vláken Sklon vláken

Rozměry vzorku Tloušťka vrstvy Mechanické prodloužení Mechanické napětí Youngův modul pružnosti Vlastní poznámky