Kalcium-foszfát és kitozán biokerámiák szintézise a csontok regenerálódásához

Kalcium-foszfát és kitozán biokerámia szintézise a csontregenerációhoz

MELLATIE R. FINISIE, ATCHE JOSUÉ, VALFREDO T. FÁVERE és MAURO C. M. LARANJEIRA

Departamento de Química, a Santa Catarina Szövetségi Egyetem,
Campus Universitário, Trindade - 88040-900 Florianópolis-SC, Brazília.
2000. december 20-án kézirat; 2001. augusztus 29-én elfogadásra került;
által benyújtott F ERNANDO G ALEMBECK

A biokerámiai kompozitokat kitozán és hidroxi-apatit pasztákból nyertük, amelyeket fiziológiás hőmérsékleten szintetizáltunk két különböző szintézis-megközelítés szerint. A kapott anyag jellemzésére szokásos analitikai módszereket (röntgendiffrakciós elemzés, Fourier-transzformált infravörös spektroszkópia, termogravimetriás elemzés, pásztázó elektronmikroszkópia, röntgendiszperzív energiaanalízis és porozimetria) alkalmaztunk. A vizsgálat célja a kitozán-hidroxi-apatit kompozitok bomlástalan viselkedésű pasztáinak biokerámiai tulajdonságainak vizsgálata volt. A hidroxi-apatit por szilárd fázisához olyan kitozánt adtak, amely kalciumionok jelenlétében vízben oldhatatlan gélt is képez, és farmakológiai szempontból kedvező hatással van az oszteokonduktivitásra. A kitozán-hidroxi-apatit kompozitok tulajdonságai a csontpótlóként alkalmazott biokerámiára voltak jellemzőek. A 85-98% (w/w) közötti hidroxiapatit-tartalom megfelelő biokerámiai kompozitokat eredményezett a csontregenerációhoz, mivel nem bomló viselkedést, jó mechanikai tulajdonságokat és megfelelő pórusméretet mutattak.
Kulcsszavak: biokerámia, kitozán, hidroxi-apatit, kompozitok, csontregeneráció.

BEVEZETÉS

A kalcium-foszfát alapú biokerámia a közelmúltban különös figyelmet kapott csontpótló anyagként, mivel hasonlóan viselkedik, mint a csontok ásványi alkotóeleme (Martin és Brown 1995, Felício-Fernandes és Laranjeira 2000, Pereira és mtsai 1999, Kawachi és mtsai 2000, Shareef et al., 1993, Sivakumar et al., 1996).

A legvonzóbb tulajdonságaik közül ezek az anyagok nem mutattak helyi vagy rendszer toxicitást, nem reagáltak különös testekre vagy gyulladásokra, és nyilvánvalóan képesek voltak a gazdaszövetekhez kötődni (Kawachi et al. 2000). A szöveti kötődés mechanizmusa közvetlenül kapcsolódik az implantátum felületén lévő szöveti válasz típusához (Hench 1991). Az implantátumok mindig reakciót váltanak ki az élő szövetekből (Hench 1991), mivel az élő szövetekben lévő pótanyagok soha nem inertek.

A 100 m m-nél nagyobb pórusok ideálisak a biokerámiához (Kawachi és mtsai. 2000), mivel fenntartják az érrendszert és a hosszú távú életképességet (Hench 1991). Makro-porózus (50–250 m m közötti pórusmérettel rendelkező) biomaterialumok képzése céljából egy polimert vagy szerves anyagot összekeverünk egy poranyaggal. Alternatív megoldásként meg lehet nedvesíteni hidrogén-peroxiddal, amely bomlik, felszabadítva az oxigént, pórusokat képezve (Kawachi et al. 2000). Jelen munkában az alumínium por alkalmazását lúgos közegben hidrogéngáz képződésére tárgyaljuk.

Különböző kalcium-foszfát-fázisok alkalmazhatók attól függően, hogy felszívódó vagy bioaktív anyagra van-e szükség (Hench 1991). A kalcium-foszfát fázisok stabilitása jelentősen függ a hőmérséklettől és a nedvességtől, akár a feldolgozás, akár a felhasználás során.

A HAp [Ca 10 (PO 4) 6 (OH) 2] az emberi és állati csontok és fogak fő szervetlen alkotóeleme. Ca/P aránya 1,67, víztartalma 1,79 tömeg%.

A foszfátkerámia felszívódását és biodegradációját (1) fiziokémiai oldódás okozza; (2) a kis szemcsékké történő fizikai szétesés a szemcsehatárok preferenciális kémiai támadása miatt; és (3) biológiai tényezők, például fagociták, amelyek csökkentik a helyi pH-t (Hench 1991).

A kalcium-foszfát szintézisét különböző módszerekkel hajtották végre, beleértve: vizes oldatokban történő kicsapást, szilárd állapotú reakciókat, hidrotermális módszereket (Kawachi et al. 2000), (Hench 1991), szol-gél eljárást és újabban mikroemulziót. (Kawachi és mtsai 2000). A foszfátok átalakíthatók biokompatibilis és osteoconductor kerámiákká, amelyek képesek a csontnövekedés kiváltására mind az anyag felületén, mind az anyag pórusain keresztül (Kawachi et al. 2000, Hench 1991).

A kitozán, a poli-2-amino-2-dezoxi-b - (1,4) -D-glükopiranóz, kitinből, poli-2-acetamid-2-dezoxi-b - (1,4) -D- glükopiranóz (Knaul et al. 1999). A kitin az egyik leggyakoribb természetes poliszacharid, amelyet elsősorban a tenger gyümölcseinek résztermékeként nyernek. A kitozánt flokkulensként és adszorbensként használták a szennyvízkezelésben. Nemrégiben az orvosbiológiai és gyógyszerészeti területeken alkalmazták, főleg biológiai lebonthatósága, alacsony toxicitása és jó biokompatibilitása miatt (Kawachi et al. 2000, Tas 2000).

A HAp-kitozán kombináció felhasználható szabályozott bioaktivitású (biológiai lebonthatóságú) kompozitok előállítására. A kitozán oldhatatlan vízben, következésképpen fiziológiai környezetben. A HAp retikuláris módosító szerként működhet (a kalcium és a foszfor jelenléte miatt), és csontképzőként történő alkalmazását is értékelték (Felício-Fernandes és Laranjeira 2000). Kiváló oszteokonduktív tulajdonságai miatt a HAp óriási lehetőséget jelent az implantátumokban csontpótlóként való felhasználásra (Sivakumar et al. 1996).

Jelen cikkünkben biokerámiai kompozitok hidroxiapatitból és kitozánból készült paszták formájában történő elkészítését és jellemzését számoljuk be. Ez a munka megvizsgálja a kitozán amincsoportja és a hidroxi-apatit foszfátja közötti valószínű kölcsönhatást is. A kitozán és a hidroxi-apatit kémiai kombinációja az alkalmazott módszerekkel egy új anyagot eredményezett, amely alternatív biokerámiaként használható a csont regenerációjában.

KÍSÉRLETI

kitozán

NaCl (99,5%), NaHC03 (99,5%), KCl (99,0%), Na2HP04. 2H 2O (99,5%), MgCl2. 6H20 (99,0%), CaCl2. H2O-t (99,0%), Na 2SO 4, (CH 2 OH) 3 CNH 2 (99,5%) és HCl-t (37 térfogat%) használtunk az SBF előállításához (Tas 2000).

A pasztillákat ezután fagyasztva szárítottuk, és hagyományos analitikai módszerekkel jellemeztük. A porozitás növelése érdekében a HAp port alumíniumporral (0,3-1,1%) kevertük, majd pasztává alakítottuk. Az alumínium toxicitása miatt az összes fémet 2 mol/l NaOH-oldatban oldva eltávolították, miután a pasztillákat lúgos oldatba merítették. Ennek eredményeként nátrium-aluminát képződött oldatban és hidrogéngázban, ami 100 m m-nél nagyobb sorrendű pórusok kialakulásához vezetett. A nátrium-aluminátot ionmentes vízzel végzett alapos mosással eltávolítottuk. A kapott pasztillákat 7 napig szintetikus testfolyadékba (SBF) 37 ° C-on (Tas 2000) merítve, szintén hagyományos analitikai technikákkal jellemeztük.

Valamennyi mintát fagyasztva szárítottuk, és a következő technikákkal jellemeztük: Infravörös abszorpciós spektroszkópia KBr-pelletek (FTIR) alkalmazásával; Röntgensugár-diffrakció (XRD); Pásztázó elektronikus mikroszkópia (SEM), ahol a pasztilla felületeket vékony aranyréteg borította; A röntgensugárzási energia (EDX) elemzése; Porozimetria higany behatolásával; és a kompozitok porának (TGA) TG elemzése.

Eredmények és vita

A 2. ábrán bemutatott XRD mintákból kiderül, hogy a HAp100 szintetizálásához használt módszer jobb kristályosságot eredményezett (2c. Ábra), összehasonlítva in situ megközelítés (HApIII a 2b. ábrán). Ezenkívül a biokerámiai kompozitokból származó porminták (2a. És 2d. Ábra) hasonlóak voltak a HAp100 képviselőihez (2c. Ábra).

Morfológiai vizsgálatot (3. ábra) is végeztek, amely kimutatta, hogy a HAp100-ból előállított kompozitok (3a, 3b, 3d, 3e ábra) meglehetősen porózus felülettel rendelkeznek, meghaladva a HApIII-ból származó porozitást, amint az a 3c ábrán látható. Ennek oka valószínűleg a HAp100-ból megfigyelt egyenletes szemeloszlás volt. Ezenkívül alumínium (0,2–0,5 tömeg%) alkalmazásával az átlagos átmérőjű pórusok meghaladják a 100 m m-t (3f. Ábra).

A TG diagramokat a 4. ábra mutatja. Látható, hogy a HAp100 (4e. Ábra) vagy a HApIII (4d ábra) melegítésével nem történt fázisátalakítás. Mindkét HAp termékben nincs figyelemre méltó súlycsökkenés. A kitozánból 281,01 oC-on és 295,89oC-on megfigyelt súlycsökkenés (4a. Ábra) valószínűleg megfelelt a polimer alkotórész bomlásának és eliminálásának. A biokerámiai kompozitok a 4b. És 4c. Ábrán súlycsökkenést mutattak magasabb hőmérsékleten (298,27 o C és 307,08 o C). A kitozán termográfjában 281,01 o C-on megfigyelt súlycsökkenés eltűnt az I. és a III. Kompozitban (4b., Illetve 4c. Ábra). Ez megerősítette a kitozán funkcionális amincsoportjai és a HAp foszfátcsoportjai közötti kölcsönhatások hipotézisét. A megfigyelt hőmérséklet-eltolódás amplitúdója fordítottan arányos volt a biokerámiai mintában jelenlévő kitozán-tartalommal. A biokerámiai pasztillák nyomószilárdsága 3–7 MPa között változott, ahol a 85–98 tömeg% közötti hidroxiapatit-tartalmú készítmények mutatták a legnagyobb értéket.

Az 5. ábrán bemutatott röntgendiszperzív energiamintázat elemzése kimutatta, hogy a biokerámiai kompozitban nincs maradék alumínium. Az összes alumínium toxicitása miatt 2 mol/l NaOH oldatban történő oldással eliminálódott.

A HAp szintetizálására alkalmazott mindkét módszer hatékony volt, mivel a kapott biokerámiai kompozitok bizonyos porozitást és kristályosságot mutattak. A kompozitok 100 m m-nél nagyobb pórusméretet mutattak be, ami megköveteli a póruscsatornákon keresztüli csontfelnövéseket. A biokerámia kalcium-foszfátból és kitozán-biopolimerből történő előállításához használt technikák olyan anyagok előállításához vezettek, amelyek a csontregenerációhoz szükséges követelményekkel rendelkeznek: a pasztillák bomlásának gátlása a testnedvekben, megfelelő pórusméret és mechanikai ellenállás.

85-98 tömeg% hidroxi-apatit tartalmú kompozitokat javasolunk kerámia pasztillák előállítására, mivel a paszta bomlása ebben a készítménytartományban hatékonyan gátolt volt, amely szintén a legmagasabb mechanikai tulajdonságokkal rendelkezik. In vivo Ezen HAp-Kitozán kompozitok kiértékelése várható ez alapján in vitro tanulmány.

FELÍCIO-FERNANDES G ÉS LARANJEIRA MCM. 2000. Tengeri algákból származó kalcium-foszfát biológiai anyagok. Hidrotermális szintézis és jellemzés. Quim Nova 23: 441-446. [Linkek]

HENCH LL. 1991. Biokerámia: A koncepciótól a klinikáig. J Am Ceram Soc 74, 1487-1510. [Linkek]

KAWACHI EY, BETRAN CA, DOS REIS RR ÉS ALVES OL. 2000. Biocerâmicas: Tendências e Perspectivas de uma Área Interdiszciplináris. Quim Nova 23: 518-522. [Linkek]

KNAUL JZ, HUDSON SM ÉS CREBER KAM. 1999. A kitozánrostok javított mechanikai tulajdonságai. J Appl. Polym Sci. 72, 1721-1732. [Linkek]

MARTIN RI ÉS BARNA PW. 1995. A fiziológiai hőmérsékleten képződött hidroxiapatit mechanikai tulajdonságai. J Mater Sci: Mater Med 6: 138-143. [Linkek]

APERE PEREIRA, VASCONCELOS WL ÉS ORÉFICE RL. 1999. Novos biomateriais: híbridos orgânico-Inorgânicos bioativos. Polim: Cienc e Tecnol 9: 104-109. [Linkek]

SHAREEF MY, MESSER PF ÉS VAN NOORT R. 1993. Megmunkálható hidroxi-apatit kerámia gyártása, jellemzése és törésvizsgálata. Biomaterials 14: 69-75. [Linkek]

SIVAKUMAR M, SAMPATH KUMAR TS, SHANTHA KL ÉS PANDURANGA RAO K. 1996. Az indiai korallokból származó hidroxi-apatit fejlesztése. Biomaterials 17: 1709-1714. [Linkek]

TAS AC. 2000. Biomimetikus Ca-hidroxi-apatit porok szintézise 37 o C-on szintetikus testfolyadékokban. Biomaterials 21: 1429-1438. [Linkek]

Levelezés: Mauro C.M. Laranjeira
E-mail: [email protected]

A napló minden tartalmát, kivéve, ha másként jelezzük, a Creative Commons Nevezési Licenc alapján licenceljük