W ciągu ostatniej dekady nastąpił gwałtowny rozwój inżynierii biomateriałów, inspirowany rosnącym zapotrzebowaniem na materiały zastępujące chory bądź uszkodzony organ oraz stymulujące regenerację tkanek. Tematyka naszych badań, z pogranicza chemii oraz inżynierii materiałowej, dotyczy funkcjonalnych materiałów kompozytowych, należących do III generacji biomateriałów - materiałów bionicznych, które mogą być stosowane jako protezy układu kostnego człowieka.
Naszych celem było opracowanie optymalnej metody funkcjonalizowania organiczno-nieorganicznych biomimetycznych materiałów kompozytowych, wcześniej otrzymanych i scharakteryzowanych w naszym zespole. [1] Materiały kompozytowe otrzymano techniką zol-żel, która zapewnia równomierną dystrybucję wprowadzonych substancji w matrycy, a następnie formowano w trójwymiarowe rusztowania (skafoldy, ang. scaffolds) techniką odlewania połączonego z wymywaniem cząstek, z użyciem cukru i węglanu amonu, jako porogenu i czynnika modyfikującego powierzchnię. [1]
Trójwymiarowe skafoldy (RYS.1a i b) posiadają morfologię analogiczną do kości gąbczastej – system połączonych, otwartych porów o wielkości 150–300 μm oraz chropowatość w zakresie 0.2–7 μm - cechy te stwarzają możliwość adhezji i proliferacji komórek oraz stwarzają możliwość funkcjonalizowania. Wprowadzanie do matrycy czynników funkcjonalizujących, głównie cząsteczek organicznych, ma na celu wzbogacanie lub zmianę charakteru wyjściowego materiału np. zmianę rozpuszczalności materiału, lub efektywniejsze wiązanie czynników wzrostu czy leków. Najbardziej ciekawe z punktu widzenia medycyny regeneracyjnej są badania nad wprowadzaniem substancji farmakologicznie czynnych do matrycy kompozytowej, co prowadzi do otrzymywania układów o kontrolowanym dostarczaniu leków do miejsca przeznaczenia (DDS–ang. drug delivery system), a trójwymiarowe biomateriały układu kostnego wydają się być doskonałym nośnikiem dla cząsteczek leków.
Biokompozyty zostały otrzymane techniką zol-żel z wykorzystaniem komponentów organicznych: poli(metakrylanu 2-hydroksyetylu) (HEMA) i etenylotrietoksysilanu (TEVS). Substraty zostały wybrane ze względu na obecność ugrupowań winylowych, które oprócz polimeryzacji z utworzeniem wiązań C-C, mogą tworzyć połączenia typu cross-linking –(-O-CH2-Si-O-)n, odpowiedzialne są za powstawanie mezoporowatej matrycy kompozytowej. Z kolei, obecność grup alkoksylowych w związku krzemu umożliwia hydrolizę i polikondensację z utworzeniem sieci połączeń –Si-O-Si– oraz grup silanolowych ≡Si-OH. Obecność tych ugrupowań inicjuje wymianę jonów pomiędzy płynem biologicznym a materiałem, co także umożliwi krystalizację związków bogatych w wapń i fosfor na amorficznej powierzchni kompozytu (głównie HAp) (RYS.2).
Biorusztowania materiałów kompozytowych zostały także poddane procesowi syntetycznego pokrywania hydroksyapatytem (HAp), reakcja typu „one-pot” przeprowadzona była w nieskomplikowany i efektywny sposób. [4] Obrazy SEM (RYS.3) przedstawiają materiał równomiernie pokryty kryształami o kształcie przypominającym kwiaty („flower like shape”) - określenie to odnosi się do syntetycznego hydroksyapatytu. [3] Obecność grup ≡Si-OH na powierzchni badanych materiałów jest niezbędna dla procesu funkcjonalizowania, ponieważ grupy te oddziałują z cząsteczkami organicznymi, posiadającymi takie grupy funkcyjne jak aminowa czy hydroksylowa (R), tworząc wiązania wodorowe lub słabe oddziaływania (typu π-stacking). Matryca kompozytowa funkcjonalizowana była techniką współkondensacji („one-pot”) oraz sillilowania (RYS.4) z użyciem 3-aminopropylotrimetoksysilanu (APTMS) w atmosferze inertnej.
Następnie wprowadzano substancje farmakologicznie czynne należące do grupy Niesteroidowych Leków Przeciwzapalnych (NLPZów) tj. ibuprofen i meloksykam (RYS.5). Wybór tych leków podyktowany był faktem występowania stanów zapalnych w miejscach implementowania protez. Otrzymane skafoldy kompozytowe scharakteryzowane zostały za pomocą rentgenowskiej dyfraktometrii proszkowej (PXRD), Spektroskopii w Podczerwieni (FT-IR), Spektroskopii UV-VIS, Skaningowej Mikroskopii Elektronowej (SEM-EDS) oraz Transmisyjnej Mikroskopii Elektronowej (TEM-EDS).
Over the last decade there has been a rapid development of bio-engineering, inspired by the growing demand for materials to replace damaged parts of the body and stimulate tissue regeneration. Our research, on the border of chemistry and materials science, concerns the development of functional composite materials, belonging to the third generation of biomaterials - bionic materials, that can be used as an artificial human bone. Our research was focused on development an optimal, novel method of functionalization biomimetic organic-inorganic composite materials, previously obtained and characterized in our research team. [1] Materials were synthesized via the sol-gel technique, which allows even distribution of substances introduced into the composite matrix, and then formed as three-dimensional scaffolds using a particulate leaching technique in which sugar and ammonium caronate were used as porogen and factor for surface modyfication. [1]. Three-dimensional scaffolds (FIG.1a and b) possess morphology similar to the cancellous bone – the system of interconnected, open-pore size 150 - 300 μm and a surface roughness of 0.2 - 7 μm – these features provide an opportunity for cell adhesion and proliferation and create a great potential for functionalization process. Introduction of functionalization agents, mainly an organic molecules, enhance or modify the nature of the starting material, such as changing the solubility of material or more efficient binding of growth factors or drugs. The most attractive, from regenerative medicine point of view, are studies on introduction of a pharmacologically active substances into the matrix, which leads to controlled drug delivery systems (DDS) and a three-dimensional skeletal biomaterials provide an excellent carrier for drug molecules. The biocomposites were prepared by combining organic components: 2-hydroxyethylmethacrylate (HEMA) and triethoxyvinylsilane (TEVS) via sol-gel technique. This compounds were chosen because of the presence of vinyl groups, which in addition to C-C bonds, may form a cross-linking connections –(-O-CH2-Si-O-)n, which are responsible for the formation of silica, while presence of alkoxy groups (RO-) in a silicon precursor, allows hydrolysis and polycondensation to form –Si-O-Si– network and silanol ≡Si-OH moieties. Silanols initiate the exchange of ions between the biological fluid and the material, also enabling crystallization of hydroxyapatite (HAp) on the composite surface, which lead to bone growth and an effective recovery of the treated fragment (FIG.2). Biocomposite scaffolds were also coated with synthetic hydroxyapatite (HAp) in the one-pot reaction, carried out in a simple and efficient manner. [4] SEM images (FIG.3) show material that is densely and evenly covered with shape-like flower crystals, which refers to the synthetic hydroxyapatite. [3]. The presence of ≡Si-OH groups on the surface of the materials is essential for the process of functionalization, as these groups interact with organic molecules with functional groups (R), such as amine or hydroxyl, allowing hydrogen bond formation or π-stacking interactions, etc. depending on drug molecule nature. The composite matrix was functionalized via cocondensation and sililation techniques (FIG.4) using 3-aminopropyltrimethoxysilane (APTMS) in the inert atmosphere. Then the pharmacologically active substances were introduced - drugs belonging to the group of NSAIDs - ibuprofen and meloxicam (FIG.5). These drugs were chosen because of occurrence of inflammation after implementing dentures. Obtained materials were characterized by powder X-ray diffraction analysis (PXRD), Fourier transform infrared spectroscopy (FT-IR), Ultraviolet–visible spectroscopy (UV-VIS), scanning electron microscopy-energy-dispersive spectroscopy (SEM-EDS) and transmission electron microscopy-energy-dispersive spectroscopy (TEM-EDS).
