Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Литературный обзор. 7
1.1 Типы биоразлагаемых полимеров 7
1.2 Синтез и строение полилактида 12
1.3 Кинетика био деградации 13
1.4 Материалы на основе полилактида-L 15
1.5 Смеси полимеров 26
1.6 Наполненные биодеградируемые системы 28
1.7 Гидролитическое разложение 35
1.8 Пористые биоразлагаемые полимеры 37
1.9 Стерилизация имплантатов для медицинского применения 38
Глава 2. Объекты и методы исследования. 41
Глава 3. Исследование биоразлагаемых полимеров с целью их использования в качестве связующих имплантатов для реконструкции костной ткани 51
3.1 Влияние стереорегулярности биоразлагаемых полимеров на физико-механические свойства и термомеханические характеристики 52
3.2 Влияние молекулярно-массовых характеристик полилактида на структуру и конструкционные свойства образцов 59
Глава 4. Влияние дисперсности гидроксиапатита на свойства биодеградируемых связующих в минерал-полимерных композитах . 67
4.1 Влияние дисперсности гидроксиапатита на смачивание поверхности наполненного полилактида. 67
4.2 Исследование физико-механических свойств композитов полилактида, наполненного гидроксиапатитом различной дисперсности . 70
4.3 Влияние соотношения компонентов полилактид-гидроксиапатит на термомеханические свойства композита. 78
Глава 5. Исследование влияния гидролитического разложения на свойства биодеградируемых имплантатов . 87
5.1 Влияние гидроксиапатита на свойства имплантата при гидролизе биоразлагаемых полимеров 87
5.2 Исследование реакции костной ткани на введение имплантатов из полилактида и полилактогликолида 98
Глава 6. Термодеформационная методика порообразования биоразлагаемых полимеров 103
6.1 Исследование порообразующей способности исходного полилактида и полилактогликолида 105
6.2 Зависимость порообразующей способности композитов на основе полилактида и полилактогликолида от количества гидроксиапатита 107
6.3 Исследование формирования поверхностных и внутренних слоев при порообразовании. 109
6.4 Влияние количества наполнителя на плотность образцов при порообразовании. 112
6.5 Исследование термомеханических свойств поропластов. 116
6.6 Физико-механические характеристики пористых композитов. 118
6.7 Гидролиз биоразлагаемых поропластов. 120
Выводы
Литература
Приложение
- Материалы на основе полилактида-L
- Влияние молекулярно-массовых характеристик полилактида на структуру и конструкционные свойства образцов
- Исследование физико-механических свойств композитов полилактида, наполненного гидроксиапатитом различной дисперсности
- Исследование реакции костной ткани на введение имплантатов из полилактида и полилактогликолида
Введение к работе
Основной особенностью традиционных материалов, используемых сегодня для восстановления функций костных тканей (металлы и их сплавы, биостекла, керамика, акриловые пластмассы), является биостабильность -недеградируемость в живом организме. Это обеспечивает биосовместимость имплантатов, однако в детской челюстно-лицевой хирургии приводит к необходимости повторного оперативного вмешательства. Биорезорбируемые натуральные и синтетические материалы, деструктирующие на нетоксичные вещества и выводимые из организма, позволяют избежать этих негативных последствий или свести их к минимуму.
В этом направлении до сего времени делаются лишь первые шаги использования ненаполненных монолитных биоразлагаемых полимеров в виде изделий крепежной арматуры и соединительных пластинок. Значительно более сложной представляется задача использования биоразлагаемых полимеров в качестве конструкционных материалов, особенно для замены участков костной ткани. В этом случае требуется решать проблему сохранения эксплуатационных характеристик имплантатов в процессе их гидролиза в организме, одновременно обеспечивая регенерацию костной ткани.
Материал, предназначенный для регенерации поврежденной или отсутствующей костной ткани, должен отвечать многочисленным требованиям и представлять собой нетоксичный, биосовместимый и биоразлагаемый полимер. Он должен обладать необходимой прочностью и эластичностью и иметь достаточно развитую поверхность и пористую внутреннюю структуру. Помимо этого, в полимере должны присутствовать активные компоненты, стимулирующие процессы остеогенеза и остеоинтеграции имплантата с окружающими тканями. Наиболее сложное требование заключается в том, что скорость деградации материала должна коррелировать со скоростью регенерации костной ткани в каждом
5 конкретном случае. Процесс резорбции имплантата не должен вызывать иммунных реакций.
Сложный комплекс проблем не позволил исследователям до сего времени провести успешные исследования в этом направлении. Наибольший интерес с позиций данного исследования представляют минерал-полимерные композиты с использованием ГАП.
Наряду с остеокластами и остеобластами, ГАП непосредственно участвует в биохимическом цикле регенерации костной ткани, продуцируя новую минерализованную основу и коллаген. Таким образом, введение ГАП в структуру имплантата является способом улучшения его остеоинтеграционных свойств и остеиндукционной способности.
Особый интерес могут представить пористые минерал-полимерные системы, что могло бы создать основу, как ускорения, так и регулирования процессов резорбции и остеоинтеграции.
Цель данной работы заключается в разработке биодеградируемого материала с требуемым комплексом биологических и физико-механических характеристик для регенерации крупных участков костной ткани.
В первой главе приводится литературный обзор, посвященный анализу работ, в которых рассматриваются особенности биоразлагаемых материалов, получение имплантатов на их основе и свойства биодеградируемых имплантатов.
Во второй главе описаны свойства объектов исследования, методики проведенных экспериментов и исследований.
Третья глава посвящена исследованию структуры и свойств биоразлагаемых полимеров: полилактида, различных типов, полилактогликолида, поликапролактона, полигидроксибутирата с целью использования их в качестве связующих разрабатываемых материалов. Обоснован выбор полилактида DL и полилактогликолида, показавших оптимальные физико-механические и технологические свойства.
В четвертой главе описана разработка композиционного материала, исследовано влияние наполнителя на свойства, строение и физико-химические процессы в поверхностных слоях и установлена общность влияния ГАП на биорезорбируемые и биостабильные полимеры -апатитопласты.
Пятая глава посвящена исследованию влияния гидролиза на свойства имплантатов, что позволило провести оптимизацию состава материала и, при проведении процессов гидролиза in vivo и in vitro, использовать полученные данные для дальнейшего развития выбранного направления исследований путем разработки пористых композитов. Полученные результаты сопоставлены с данными опытов на животных. Показана необходимость проведения опытов in vitro для лучшего понимания процессов происходящих при размещении имплантатов в костной ткани.
В шестой главе рассматриваются возможности получения пористых биорезорбируемых имплантатов, используя регулируемый температурно-деформационный метод. Оптимизирован состав композитов. Показано, что использование пористых имплантатов способствует преодолению противоречия между резорбцией, сопутствующими ей процессами и скоростью прорастания реконструируемой кости и физико-механическими свойствами имплантатов.
Материалы на основе полилактида-L
Механические характеристики биоразлагаемых полимеров (прочность на растяжение и сжатие, модуль упругости, микротвёрдость) близки по своим значениям к аналогичным параметрам таких полимеров как полиметилметакрилаты, но весьма отличны от свойств металлов, их сплавов и, что самое важное - натуральной кости (см. Таблица 1).
Механические свойства полилактидов и полилактогликолидов непосредственно зависят от их стереорегулярности, молекулярной массы, химической структуры, ориентации полимерных цепей и звеньев, степени кристалличности, наличия примесей и дефектов, пор и пустот, а также присутствия (или отсутствия) армирующих, т.е. укрепляющих и стабилизирующих элементов [1].
В настоящее время полилактиды обычно используются, как биоразлагаемые материалы для обработки трещин, разрушений и др. дефектов, соединения связок, и как лекарственная связующая система в оболочках, но не для замены костной ткани. У полилактидов есть два важных преимущества по сравнению с металлическими имплантатами: нет потребности в дальнейшей операции, чтобы удалить обычно применяемый металлический имплантат напряжение в костной ткани постепенно падает в процессе резорбции. Авторы утверждают, что негативным аспектом полилактида является то, что, несмотря на интенсивные научные исследования, нет никакого удовлетворяющего объяснения, почему остеолитические изменения и воспалительные реакции инородного тела все еще встречаются [18]. Это причина, почему "идеальная" биосовместимость полилактидов - все еще спорный предмет.
Термические и реологические свойства промышленного полилактида описаны Dorgan R., Mang М. [19]. Полилактид (ПЛ) - предмет значительного коммерческого развития разнообразных организаций во всем мире. При сравнении коммерческих образцов в линейных и звездоподобных полилактидах можно оценить их влияние на свойства текучести. Такие знания ценны при решении стратегий переработки недавно появившихся, коммерческих, биоразлагаемых пластмасс. Был исследован и линейный и разветвленный сорт полилактида. Кинетика кристаллизации у разветвленного полимера происходит быстрее, чем у линейного. Более длительное время релаксации в предельной области для разветвленного полимера по сравнению с линейным проявляется как более высокая нулевая вязкость при сдвиге. Сравнение линейных вязкоупругих спектров разветвленного материала со спектрами для звезды полилактида предполагают, что разветвленная архитектура характеризуется промежутком молекулярной массы приблизительно 63,000 г/моль. Существующее исследование окончательно демонстрирует, что широкий спектр свойств текучести доступен через простую архитектурную модификацию полилактида, таким образом, позволяя использование этого важного биоразлагаемого термопласта в разнообразных операционных процессах.
В первый период активных исследований наиболее подробно изучали полилактид(Ь), который интересен из-за его высоких механических свойств [22-24]. Чтобы выяснить механическое поведение в процессе разложения, образцы из полилактида(Ь) использовали для фиксирования трещины нижней челюсти собак и овец. Во всех случаях пластины полилактида(Ь) оказывались достаточно стабильными, чтобы начать процесс заживления трещины. Гистологическая реакция на имплантат из полилактида была очень умеренна: только легкая реакция на инородное тело была видна после 2,8 лет. Имплантат показал быстрое уменьшение молекулярной массы, но с низким изменением веса [25, 26].
Полное рассасывание имплантата не наблюдалось в этом опыте на крысах, но предположительно составило 3,5 года. Результаты этого эксперимента показали, что пластинка из полилактида(Ь) для скрепления отломков кости, в течениеЗ,3 лет, разложилась на фрагменты и распалась на мелкие части, которые имеют игольчатую структуру. Ультраструктурный анализ материала полилактида-L с периодом имплантации 5,7 лет имел сопоставимую морфологию. Исходя из данных световой микроскопии авторы, предполагают, что количество частиц полилактида-L, которые были усвоены клетками, увеличилось по мере продолжительности периодов имплантации. Молекулярная масса, распавшихся частиц, приблизительно 5000, является идентичной в течение обоих периодов имплантации [28].
Частицы полилактида(Ь) имеют довольно высокую кристалличность, которая является вероятно одним из факторов, который делает их очень стабильными и не очень склонными к гидролизу [28]. Это может объяснить очень ограниченную прогрессию разложения частиц полилактида(Ь) в периоде от 3,3 до 5,7 лет. Реальная потеря массы или полное поглощение не имели место до 5,7 лет.
Начало наблюдаемого набухания зоны имплантирования не совсем ясно. Возможно, набухание инициировано постепенным разложением пластинки полилактида(Ь), для скрепления отломков кости, во фрагменты.
Bostman и др., [29] при изучении внутрикостного размещения шурупов из полилактида, предполагали, что увеличенное осмотическое давление, связанное с разложением полилактида и устойчивость окружающей ткани может вызвать формирование полости. Начало описанного набухания можно объяснить возможной комбинацией факторов, типа разложение материала полилактида(Ь) в малые частицы, и увеличенного осмотического давления, вызванного этими фрагментами и, по сравнению с костью, низкой устойчивостью подкожной ткани.
Образец, полученный авторами из материала с периодом имплантации в течение 5,7 лет состоит из тонкой волокнистой капсулы и пластин коллагена чередующихся с различными клетками [28]. Большинство кристаллов полилактида(Ь) было усвоено фагоцитирующими клетками в мембраносвязанных вакуолях. Эти результаты свидетельствуют, что при более длинных периодах имплантации происходит постепенный сдвиг частиц полилактида(Ь) от экстра- до внутриклеточного внедрения в фагоцитарных клетках, которые внедрены в волокнистую матрицу. Может ожидаться наличие макрофагов и фиброцитов в ответ на частицы полилактида(Ь), так как макрофаги, как известно, фагоцитируют и удаляют материал инородного тела. Авторы считают, что разложение частиц полилактида(Ь) - вероятно гидролитический процесс [30].
Влияние молекулярно-массовых характеристик полилактида на структуру и конструкционные свойства образцов
Для использования биоразлагаемых полимеров в биомедицине особое значение имеет молекулярная масса, поскольку известно, что прочность возрастает с увеличением молекулярной массы, а разложение полимеров резко ухудшается. Для исследования были использованы две партии полилактида (DL) с различной молекулярной массой - 50 000 и 37 000.
В таблице 3.2.1 приведены данные по определению значений средневесовой (Mw) молекулярной массы полилактида двумя методами: светорассеянием и гель проникающей хроматографией. Особенностью полилактида является нестабильность растворов. В зависимости от продолжительности хранения раствора полимера молекулярная масса изменяется. Например, при определении молекулярно-массовых характеристик методом гель-проникающей хроматографии показано, что с увеличением продолжительности эксперимента молекулярная масса в образце ПЛ-2 снижается с 102 000 до 78 000.
Причина изменения молекулярной массы связана, вероятно, с характером изменения молекулярно-массовых характеристик полимера при хранении в растворе метиленхлорида.
В отличие от метода светорассеяния, методом гель-проникающей хроматографии удалось показать, что помимо полимерной части обе партии полилактида содержат и значительную низкомолекулярную фракцию, характеризующуюся изолированным пиком, образованным частицами, выделяющимися со значительным запаздыванием после полимерной фракции. Вероятно, низкомолекулярная (мономерная) фракция находится в полилактиде в виде примеси. При расчете молекулярной массы по кривым, полученным методом - ГПХ, эта часть не учитывается как примесь, в то время как при расчете молекулярной массы методом светорассеяния учитываются все находящиеся в растворе частицы. Нарис. 3.2.1 приведены результаты гель-проникающей хроматографии образца полилактида. после хранения раствора в течение двух суток. Следует отметить, что кривая 1 состоит из двух участков, которые характеризуют выход полимерной (участок «А», выход от 10 до 13 минут) и низкомолекулярной фракции (участок «В», выход от 15 до 17 мин.). После хранения полилактида в растворе метиленхлорида в течение 48 часов (кривая 2, рис. 3.2.1.) на кривой хроматограммы появляется участок «С» (с выходом при 4-7 мин.), характеризующий высокомолекулярные нерастворимые образования типа микрогелей, которые не задерживаются, а «проскальзывают» в колонке хроматографа. Это явление (образование нерастворимых микрогелей) впервые было замечено при определении молекулярных масс методом светорассеяния. Растворы полилактида-2 на третьи сутки начинали опалесцировать. Поэтому перед определением молекулярно-массовых характеристик для данного образца необходимо фильтрование раствора.
У образца полилактида ПЛ-1 (кр.З и 4, рис. 3.2.1.), также наблюдаются подобные, но незначительные изменения.
Таким образом, была обнаружена значительная нестабильность полилактида ПЛ-2, что связано с протеканием в растворе метиленхлорида процесса полимерообразования, в котором участвует как полимерная («А»), так и низкомолекулярная («В») фракции полилактида.
Одним из возможных путей доказательства влияния низкомолекулярной части на величину молекулярной массы, определяемую методом светорассеяния, является эксперимент, проведенный с использованием в качестве растворителя сверхкритической среды диоксида углерода (ск-СОг).
Образцы ПЛ-1 подвергали воздействию ск-СОг в течение 10 минут после чего была вновь определена молекулярная масса методом светорассеяния (табл. 3.2.2.).
Исследование физико-механических свойств композитов полилактида, наполненного гидроксиапатитом различной дисперсности
Физико-механические свойства конструкционных материалов биомедицинского назначения, наряду с биосовместимостью являются важнейшими показателями, определяющими возможность их использования в качестве деталей заменителей кости, испытывающих значительные нагрузки.
Исследование физико-механических свойств проводилось на композитах полилактида, наполненного гидроксиапатитом различной дисперсности, в которых содержание ГАП изменялось от 20% до 40%. В качестве связующего использовали полилактид (ПЛ-1). Определялись показатели плотности, модуля упругости, прочности при сжатии, предела прочности при изгибе, твёрдости. Целью испытаний было исследование влияния гидроксиапатита на структуру материала, определение типа наполнителя имплантатов для проведения расширенных исследований и испытаний на животных.
Результаты таблицы 4.2.1 свидетельствуют о значительном влиянии типа гидроксиапатита на показатель плотности композита. Плотность образцов, наполненных ГАП(д) на 0,1 - 0,2 г/см3 выше, по сравнению с ГАП (мд) и ГАЩуд). Причина этого, вероятно, связана как с химическим составом поверхности, дисперсностью наполнителя, так и с плотностью исходного гидроксиапатита. Это приводит к различной адгезии в паре полилакитда с различными типами гидроксиапатита, возможному образованию микропор и, как следствие, к пониженному показателю плотности в случае ГАП(мд).
Как видно из таблицы 4.2.2, образцы с ГАП(д) имеют более низкое значение аизг (83 МПа) по сравнению с исходным ПЛ (90 МПа). При наполнении 40% - этот показатель снижается до 65 МПа. В образцах, наполненных ГАЩуд), как и при наполнении ГАП(мд) отмечается понижение предела прочности при изгибе по сравнению с композициями ПЛ+ГАЩд).
Неожиданные результаты связаны, вероятно, со свойствами поверхности ГАЩмд), что приводит к худшей смачиваемости, адгезии к полимеру, созданию структуры образца, обладающего микропорами.
В образцах, наполненных ГАП(д), адгезия выше и, как видно из результатов определения плотности и краевого угла смачивания, за счёт высокой адгезии полимера к наполнителю создается более плотная структура. Это, как следует из полученных результатов, способствует более высоким прочностным показателям. Введение ГАП(д) приводит к равномерному повышению показателя твёрдости, пропорционально вводимому количеству наполнителя (табл. 4.2.3). В случае ГАП(мд) твёрдость практически не изменяется сравнительно с исходным полилактидом.
Введение ГАП(уд) приводит к постепенному снижению показателя твердости, вероятно, в связи с образованием пористой структуры (табл. 4.2.3.). Таким образом, в композициях полилактида, наполненных полидисперсным ГАП с высокой адгезией к полимеру, показатель твёрдости растёт, а при введении ГАП с низкой адгезией, способствующего образованию менее плотной структуры, понижается.
В композиции с полидисперсным гидроксиапатитом модуль упругости (Е) снижается при наполнении 20-30%) ГАП, что может быть связано с разупорядочением структуры полимера, а затем, при 40%) ГАП модуль упругости вновь возрастает (табл. 4.2.4). Введение ГАП(мд) в небольшом количестве (20%)) не изменяет Е. При более высоком наполнении модуль упругости снижается, что может быть связано с избытком наполнителя, обладающего невысокой адгезией к полимеру.
Приведённые данные показывают, что показатель предела текучести в исследованном интервале наполнения, в основном, определяется структурой полимера и практически не зависит от типа наполнителя и степени наполнения. Показатель модуля упругости зависит от типа наполнителя. Наполнитель со слабой адгезионной способностью ГАП(мд) понижает модуль упругости при увеличении степени наполнения композиции .
Результаты термомеханического анализа свидетельствуют о том, что серьезное влияние на эти свойства оказывает тип наполнителя.
Термомеханические кривые образцов, содержащих ГАП(д), слабо отличаются по температуре размягчения, а при 20%-ном наполнении происходит некоторое снижение температуры начала деформации. Вероятно, проявляется эффект твердой пластификации за счет ультрадисперсной фракции мелкодисперсного наполнителя (рис. 4.2.1)
В случае ГАП(мд) наблюдается заметное закономерное повышение температуры размягчения образца при увеличении количества наполнителя в композите. Температура течения исходного ПЛ - 45С,. композита с 20%ГАП - 53С, с 30% ГАП - 65С, с 40% ГАП - 87С (рис. 4.2.2)
Исследование реакции костной ткани на введение имплантатов из полилактида и полилактогликолида
По данным РФЭС поверхностный слой практически не содержит наполнителя, и, вероятно, уже на первом этапе гидролиза подвергается активным гидролитическим процессам с потерей массы. На последнем этапе исследования (20-30 суток) потеря массы сопровождается значительным изменением размеров, что свидетельствует об активной диффузии гидролитической жидкости в образец. Наиболее активно процессы набухания и потери массы протекают в наполненных образцах. Вероятно, это связано с тем, что введение наполнителя создает в образцах дополнительную микропористость за счет агломерации частиц ГАП, обладающих высокой свободной поверхностной энергией. Изменение размеров образцов при гидролизе является существенным фактором, который следует учитывать при дальнейшей работе по созданию имплантатов, поскольку эти процессы требуют внесения корректив в конструкцию эндопротезов. Продолжительность гидролиза, сутки 10 15 Содержание Са2р, % ат. 0,4 1,9 2,17
Содержание ГАП на поверхности образцов оценивалось методом РФЭС-анализа по количеству кальция (табл. 5.1.1). В исходном образце на поверхности обнаруживается лишь незначительное количество ГАП, что обусловлено, вероятно, процессами "поглощения" частиц ГАП расплавом ПЛ, в связи со значительной разницей в величине свободной поверхностной энергии. В течение 15 суток гидролиза содержание гидроксиапатита на поверхности увеличивается в 5 раз вследствие деструкции полимера и обнажения «каркаса» из гидроксиапатита. Это определяет большую стабильность композитов.
Подобный характер гидролитических процессов на наполненные образцы может способствовать лучшему пониманию процессов, происходящих in vivo, где показано, что остеообразование в зонах контакта резко усиливается после первого этапа деградации, когда обнажаются обогащенные ГАП слои.
В данном разделе приведены сравнительные результаты гидролитических исследований деградируемых имплантатов "in vitro" и после испытаний на животных "in vivo" (на крысах и собаках). Цель исследования заключалась в сравнении поведения биодеградируемых композитов при гидролизе и при имплантировании в костную ткань, а также выявлении особенностей при проведении экспериментов in vivo.
При проведении исследований "in vivo", образцы исходных и наполненных полилактида, полилактогликолида были имплантированы в дистальные эпифизы бедренной кости крыс (рис. 5.2.1.).
Все типы имплантатов и окружающая костная ткань до и после эксперимента были изучены с помощью сканирующей электронной микроскопии.
Для изучения взаимодействия поверхности имплантата с костными структурами проводили исследование рельефа фронта минерализации кости в прилежащих к нему участках. На первом этапе гидролиза in vitro происходит активная резорбция полимерной поверхности образцов. Процессы происходящие при имплантировании, характеризуются, в основном, двумя факторами: процессами, происходящими в костном ложе имплантатов, и изменением структуры и рельефа самого имплантата.
При анализе костного ложа имплантатов было показано, что уже через 15 суток на рельефе поверхности костных структур преобладают области резорбции матрикса, которые чередуются с начальными зонами формирования кости. В этот период участки интеграции имплантатов с костными структурами не выявлены ни в одном случае. Активность построения костной ткани со стороны костного ложа имплантата умеренная, существенных различий в этом процессе между группами не выявлено (см. Приложение 1).
Похожие диссертации на Композиционные материалы на основе биоразлагаемых полимеров для имплантатов в челюстно-лицевой хирургии
