Hidrogeluri hibride pe bază de gelatină metacrilamida tă și [626939]

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

1

PROIECT DE DIPLOMĂ

Hidrogeluri hibride pe bază de gelatină metacrilamida tă și
poliacrilamidă pentru aplicații ortopedice

Student: [anonimizat]-Diana Matei

Conducător Științific: Prof. Dr. Ing. Izabela -Cristina Stancu
CSIII. Dr. Andrada Serafim

București
2020

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

2

Cuprins
1. Memoriu justificativ 3
2. Aspecte teoretice 4
2.1. Aspecte clinice medicale 4
2.2. Remodelarea osului și unitatea metabolică de bază 8
2.3. Modelarea și remodelarea adaptativă mecanică a osului 9
2.4. Caracteristicile generale ale materialelor folosite la regenerarea osoasă 9
3. Hidrogeluri polimerice folosite în ortopedie 10
3.1. Caracteristicile principale ale hidrogelurilor pe bază de gelatină modificată 13
3.2. Caracteristicile principale ale poliacrilamidei 14
3.3. Hidrogeluri hibride pe bază de gelatină metacrilamidată și polia crilamidă 15
3.4. Precursorul de mineralizare 16
4. Studiu de caz 17
4.1. Sinteza unui support cu proprietăți modelabile 17
4.2. Formarea de mineral fosfo-calcic biomimetic 26
4.3. Evaluarea proprietăților unui hidrogel hibrid compozit 27
5. Partea experimentală 28
5.1. Obiectivul lucrării 28
5.2. Materiale utilizate 28
5.3. Prepararea precursorului 28
5.4. Prepararea suporturilor 29
5.5. Test de mineralizare 30
6. Calcule tehnice și proiectare 31
6.1. Flux tehnologic 31
6.2. Bilanțu l de material 33
7. Determinări experimentale privind caracterizarea hidrogelului compozit pe bază de
GelMA- PAAm și mineral pentru aplicații ortopedice 37
7.1. Metode și echipamente utilizate pentru caracterizarea ș i testarea probelor
experimentale 37
8. Concluzii și perspective 41
9. Bibliografie 41

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

3

1. Memoriu justificativ

Nevoia de a dezvolta noi strategii eficiente și fiabile î n ceea ce privește regenerare a
osoasă se reflectă în numărul mare de studii de specialit ate publicate în ultimul deceniu. Mai
mult decat atât, un raport publicat recent pe site- ul Global Marchet Insights indică faptul că
jumătate din populația globului cu vârste cuprinse între 30 și 50 de ani prezintă cele mai
multe afecțiuni legate de traumatisme ale țesutul osos . Astfel a fost produsă o creștere bruscă
a comenzilor din industia medicala, care ulterior a fost simțită pe piața dispozitivelor
ortopedice care până în anul 2019 a depășit 9 miliarde de dolari. (1)
Creșterea populației îmbătrânite, a complicațiilor provocate de osteoporoză , a
numărului de fracturi sau chiar a malformaț iilor osoase congenitale a condus la necesitatea de
dezvoltare a unor noi înlocuitori pentru grefele osoase.
Deși grefele provenite din țesut natural (alogrefe, xenogrefe, autogrefe) sunt încă cele
mai utilizate în înlocuirea țesutului osos, de -a lungul timpului au fost studiate și dezvoltate
elemente de protezare fabricate din diverse materiale, prec um metal, ceramici, polimeri sau
combinații ale acestora. În ultimii ani, cercetătorii și -au îndreptat atenția către utilizarea
hidrogelurilor în aplicații ortopedice deoarece acestea imită matricea extra -celulară (ECM) și
oferă suport mecanic pentru țesuturile în formare.
Hidrogelurile sunt rețele tridimensionale compuse d in lanțuri polimerice hidrofile,
care prezintă o multitudine de avantaje care vizează re generarea osoasă, precum
biocompatibilitatea, capacitatea de a mima structura și fun cția biologică a ECM și, de
asemenea, pre zintă o capacitate ridicată de încapsulare (2).
Hidrogelurile pot fi obținute din polimeri naturali (ex.: gel atina, chitosanul, colagen,
etc) sau sintetici (ex.: poliacrilamida, PHEM A, PMMA, etc.). Suporturile obținute pot fi
fabricate sub diverse forme (micro- sau nano- particule injectabile sau bloc), geometrii, iar
viteza și gradul de degradare , proprietățile mecanice și porozitatea pot fi controlate prin
modificarea metodei de sin teză sau a gradului de reticulare. De asemenea, hidrogelu rile pot fi
încărcate cu diverse specii bioactive (antibiotic e, factori de creștere, celule, etc) sau cu
precursori de mineralizare în scopul de a grăbi vindecarea tesutului nativ sau pentru a preven i
apariția infecțiilor (3).
Pe baza acestor considerente s- au dezvoltate hidrogelurile hibride care combină
proprietatile mecanice ale polimerilor sintetici cu propriet ățile biologice ale polimerilor
naturali.
Un exemplu concret de hidrogelul cu aplicabilitate în domeni ul biomedical este cel pe
bază de gelatină modificată cu metacrilamidă (GelMA) leg ată covalent cu poliacrilamida
(PAAm). Datorită proprietăților controlabile care sunt obținut e prin fotopolimerizarea
monomerilor c are conduc la obținerea unei rețele tridimensionale. E ste utilizat într-o g amă
largă de aplicații ce vizează sistemele de eliberare de substanțe active, regenerarea osoasă și
ingineria tisulară. GelMA poate avea acțiune dublă, de mac romonomer și reticulant datorită
numărului controlabil de legături C=C care prin polimerizar e formează hidrogelul. Avantajul
în utilizarea GelMA poate avea ațiune dublă, de macromonomer și reticulant datorit ă

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

4

numărului controlabil de legături C=C care prin polimerizar e formează hidrogelul. Avantajul
în utilizarea GelMA în detrimentul utilizari gela tinei simple este rezultat de pă starea
caracteristicilor biologice ale componentei naturale dar, în același timp, este formatoare de
legături duble care sunt polimerizabile printr -un procedeu similar cu cel aplicat în cazul
polimerilor sintetici. Astfel, printr-un proces de polimerizar e controlabil cu rezultate
reproductibile se obțin materiale cu proprietățile mecanice modelabile prin varierea raportului
dintre reticulant și monomer sau prin tipul reactantului utilizat (4).
Prin adaugarea de PAAm în compoziția hidrogelului se pot modif ica caracteristici
precum densitatea rețelei tridimensionale, generarea de s uporturi poroase prin variații de
concentrație, proprietățile mecanice și controlul precis a supra degradării.
Pe baza acestor considerente cercetători și -au îndreptat atenția spre dezvolatarea de
hidrogelurile hibride care combină usurința în modelarea propr ietăților fizico -chimice ale
polimerilor sintet ici cu biocompatibilitatea și caracterul prietenos cu celu lele ale polimerilor
naturali.
Folosirea precursorilor de mineralizare de tip ioni de calciu este în scopul de a încărca
matricea din care este construit scaffoldul cu anioni de fosfat. Astfel fiind simulat un
fenomen de mineralizare asemanator cu cel al osului.
2. Aspecte teoretice
2.1 Aspecte clinice medicale

Totalitatea structurilor osoase alcătuiesc scheletul um an, care este compus din
aproximativ 200-220 de oase. Acest a împreună cu articulațiile și mușchii, formează aparatul
locomotor (5).
Osul este un organ complex cu o structură de rezistență net superioară față de alte
sisteme, adaptat mecanicii aparatului locomoto r și într -o continuă dezvoltare și r emodelare.
Înțelegerea structurii compoziției și vascularizației, mai precis a dinamicii, modelării
și remodelării atât interne cât și externe a sistemul ui osos, prezintă o importanță majoră în
dezvoltarea de noi tratamente care vizează țesuturile os teoarticulare. În literatura de
specialitate s- au acumulat multe informați cu privire la mecanismele de control celular.
Factorii locali implicați în formarea și resorbția osoasă sunt: factorii de creștere,
citokinele, interacțiunea celulară, inducția, diferențiere a și răspunsul celulelor la mediul
înconjurător. Aceștia contribuie la ameliorarea fracturil or, a întârzierilor de consolidare
osoasă, a pseud oartrozelor și a deformărilor scheletice (6).
Aceste considerente alături de date biomecanice pot schimba metodele de abordare
tradițională utilizate în practica clinică actuală, condu când la noi soluții terapeuti ce care vor
avea la bază informațiile genetice și de control sistemi c al celulelor osoase, ajungând ulterior
să trateze afecțiuni precum osteogeneza imperfectă sau oste oporoza (7).
Țesutului osos i se poate descrie din punct de vedere dimensional 4 structuri (5) (8):

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

5

● Structuri de ordin I (vizibile cu ochiul liber): arhitect ura compactă și spongioasă,
măduva osoasă, periostul, cartilajul articular și cartilajul de creștere ;
● Structuri de ordinul II (au dimensiuni până la 100µ ): canal e haversiene, lamele osoase
circumferențiale, vase sanguine și nervi;
● Structuri de ordinul III (au dimensiuni cuprinse între 0,2 și 10µ ): matricea
extracelulară (fibre de colagen), microfibrile, celule osoas e și cristalele de
hidroxiapatită;
● Structuri de ordinul IV (au dimensiuni cuprinse între 0,1µ până la 10 Å): depunerea
moleculară a substanțelor organice și anorganice.
Tesutul osos propriu-zis este compus din celule osoase (osteobla ste, osteoclaste,
osteocite și osteoprogenitoare) și o matrice de susținere for mată de o componentă organică
(colagen de tip I, proteine necolagenoase și proteoglicani) și o componentă organică alcătuită
din săruri minerale ce se depun progresiv pe elementele c omponentei organice care este în
curs de mineralizare (Figura 1). În raport masic aproximat iv 60% este reprezentata de materia
anorganică, 8 -10% apă iar restul procentajului este con stituit de matricea organică (6).
Figura 1. Componentele țesutului osos

Matricea organică a osului are o multitudine de roluri ca re influențează atât structura
cât și proprietățile mecanice și biochimice ale ț esutului, aceasta fi ind consolidată de către
depozitele de săruri de calciu. Colagenul tip I constituie a proximativ 95% din matricea
organică, restul de 5% fiind reprezentat de proteoglicani și prote ine necolagenoase.
Molecula de colagen este formată dintr -un triplu helix. F iecare moleculă este pusă
într-un aliniament paralel pentru a forma fibra de colage n. Iar aranjarea colagenului este
astfel făcută încât să dea naștere unor goluri în inte riorul rețelei ordonate. În golurile cu

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

6

dimensiuni cuprinse între 2,5 nm și 40 nm sunt dispuse sărur ile cristaline alături de proteinele
necolagenice.
Sărurile cristaline depuse în matricea organică a osulu i sub control celular sunt
reprezentate de fosfați de calciu sub formă de hidroxiapatită ( HAp) (9).
În tabelul 1 este prezentată compoziția const ituentei anorganice a osului (10).

Tabel ul 1. Compoziția constituentei anorganice a osului (10)
Component Valori [%/g/g]
Calciu (Ca2+) 24.5
Fosfor (P) 11.5
Sodiu (Na+) 0.7
Potasiu (K+) 0.03
Magneziu (Mg2+) 0.55
Carbonat (CO 32-) 5.8
Flor (F-) 0.02
Clor (Cl-) 0.10
Total componentă anorganică 65.0

Proprietățile remarcabile ale tesutului osos, prezentate i n Tabelul 1, sunt datorate
naturii compozite în care cristalele minerale.
Proprietățile mecanice deținute de osul cortical sunt dife rite de cele ale osului
spongios deoarece fracturarea in vivo a osului cortical se va face cand tensiunea depașeste cu
2% valoarea admi sibila iar pentru osul spongios va avea loc cand valoare est e depășită cu
75%. Capacitatea crescută de stocare a energiei făcută de osul spongios este datorată
porozități. Odată cu creșterea porozității va scadea densitat ea aparentă a țesutului osos care
determină scaderea rezistentei la compresiune si a modulului de elasticitate.
Variațiile pentru proprietățile mecanice, modulul de elasti citate si duritate se
datoriează orientării osului (longitudinal sau transversa l) dar si tipului de încarcare (întindere ,
compresiune, forfecare). După orientare, osul cortical este s uperior pe direcție longitudinală
decat în direcția transversală. Pe direcșie longitudinală , osul cortical are o rezistenă la
copresiune crescută si o rezistență la forfecare mai sl abă deoarece valorile exprimate de
rezistențele mecanice si respectiv duritatea osului su nt mult mai mari pe direcția de aplicare a
forței (11).
Elasticitatea țesutului osos este importantă pentru func ționarea osului, deoarece îi
conferă abilitatea de a rezista la impact. Estimările modu lului de elasticitate a osului arată o
elasticitate între 17- 20 GPa în direcție transversală și 6 -13 GPa în direcție transversală (12).

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

7

Tabelul 2 . Caracteristicile mecanice ale osului compact și spongios. Preluat di n (13)
Material Modulul lui
Young
(GPa) Modulul de
forfecare
(GPa) Rezistența
la
compresiune
(MPa) Rezistența
la rupere
(MPa) Densitatea
(g/cm3)
Os compact
(cortical) 4-27 2-9 30-160 50-70 1,8-2,2
Os spongios
(trabecular) 1-11 – 7-180 – 1,5-1,9

Deoarece sistemul osos are de îndeplinit funcția mecanică și/sau de protecție a
structurilor vitale, osul are diferite forme: lung, scur t sau plat.
În studiile de literatura osul este asemănat cu un organ datorită ansamblului sau de
elemente compoziționale (periost, endost, epifize, țesut osos compa ct distribuit periferic, țesut
osos spongios dist ribuit central și măduva osoasă ).
În structura unui os lung diafiza are un
cortex format din os compact cu grosimea
maximă în zona medie rezistentă la forțele de
încovoiere. Diafiza se lărgește spre extremități și
formează metafiza alcătuită din țesut spongios
acoperită de un țesut cortical subțire care să
reziste la forțele de compresiune .
Osul adult are o structură internă
lamelară. După forma și dispoziția lamelelor se
distinge osul compact și osul spongios. Osul
compact are o rezistență mecanică înaltă și este
constituit microscopic în special din osteoni.
Grosimea oaselor compacte este menținută de
un strat de osteoblaste și osteoclaste. Țesutul
compact servește ca depozit de minerale ajutând
la hemosin teza minerală a corpului (5) (8).
Osul spongios (trabecular) este localizat
în epifize, oasele plate și oasele scurte. Osul
trabecular se află și în cavitățile medulare ale
oaselor scurte și în metafizele oaselor lungi. Este
format din trabeculi osoși ramificați care au
formă, grosime și orientare variabilă. Funcția sa
principală este de a forma compartimente pentru
măduva hematogenă.
Periostul este o membrană conjunctivă
care acoperă osul cortical cu excepția
suprafețelor articulare și în locul de inserare al
tendoanelor. El se îmbină cu capsulele
articulare, cu ligamentele și tendoanele la locul Figura 2. Componentele osoase ale
scheletului uman (57)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

8

de inserție pe os, fiind ferm atașat la marginile cartil ajului de creștere. La copil, periostul este
gros și bine vascularizat iar la adult devine subțire și aderent.
Activitatea osteogenică a periostului descrește cu vârst a, dar nu dispare. Are rolul de a
controla creșterea în lungime a osului prin efectul de f rânare al cartilajului de creștere.
Cavitatea medulară a oaselor lungi este mărginitǎ de o m embrană fină conjunctivă numită
endost care nu este așa bine individualizată ca periostul și este reprezentat de stratul de celule
osteogenice de pe su prafața internă a osului (14) (15).
2.2 Remodelarea osului și unitatea metabolică de bază

Procesul de formare a țesutului osos și definitivarea form ei, structurii și dimensiunilor
oaselor poartă numele de osteogeneză. Formarea unui os are loc pe baza dezvoltării celulelor
osteoblaste, acestea fiind celule tinere care produc s ubstanța fundamentală osoasă (16).
Țesutul osos are o particularitate unică, de a se remodela în locuri distincte grație
acțiunii specifice și opuse a celor două tipuri de celule: osteoblastele și osteoclastele. Modul
de funcționare adecvat al acestui proces determină mențin erea integrității matricei osoase în
timpul vieții adulte.
Procesul de formare prin acțiunea osteoblastelor este întotde auna precedat de unul de
resorbție osoasă prin acțiunea osteoclastelor. Activitatea de remodelare internă are loc pe
parcursul întregii vieți a individului înlocuind vechiul material osos cu o cantitate egală de os
nou dispus lamelar. Această acțiune se realizează prin i ntermediul unor unități complexe
histologice de talie microscopică.
Aceste unități morfologice care au trăsături comune au fost numite unități
multicelulare de bază (BMU) ale remodelării osoase. Au fost concepute ca unități
microstructurale și microfuncționale care reprezintă se diul de derular e a trei fenomene
interconectate: activare, resorbție și formare de țesut.
O secvență de acest tip are o durată variabilă și cuprinde următoarele procese
biologice: stimularea și activarea, proliferarea și difere nțierea celulelor mezenchimale,
resorbția osoasa și formarea unei noi matrice osoasă.
Etapa de activare cuprinde timpul de stimulare și de activ are care determin ă
proliferarea și diferențierea celulelor mezenchimale în celule specializate.
Etapa de resorbție cuprinde timpul de activare a osteoclastel or și faza de resorbție
osoasă în osul trabecular sau cel cortical, cu o durată de 30 de zile.
Etapa de formare cuprinde timpul de formare a țesutului osos care are o durată de
aproximativ 90 de zile. Se realizează prin construirea secv ențială a lamelelor osoase de către
osteoblaste, care se produce inițial periferic pana la formare a unui osteon tânăr.
Urmează o fază de maturare a osteonului cu o durată de la 5 la 20 de ani în care acesta își
pierde activitatea metabolică și devine participant la func ția structurală a osului (17).
Prin activitatea fiecărei unități BMU se sintetizea ză 0,005 mm3 de țesut osos nou. a
Unitățile nu se activează în același timp și la inte rvale aproximativ egale de timp (10 -35
secunde) din m omentul stimulării.
Unitățile BMU au următoarele proprietăți (18):
● produc o cantitate constantă de os ;
● remodelarea BMU evidențiază aceeași structură dinamică, aceeași configurație de
tipuri celulare și aceleași secvențe în derularea eve nimentelor și proceselor
celulare care sunt ireversibile.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

9

● mențin scheletul într -o stare de competență mecanică optimă (1) prin înlocuirea
structurilor vechi, deteriorate, de dimensiuni microscopice, c u material osos nou
(2) fiziologică prin repararea deteriorărilor mecanice și mineralizarea în limite
fiziologice;
● unitățile BMU s unt dirijate prin os pe o direcție paralelă cu forțel e mecanice
rezultate în urma efortului de compresiune și/sau de tensiune, factorul de baz ă
care determină și nivelul histologic al unității, în gr eutate de 0,005 mm3 de os
lamelar nou.
În întregul sistem osos sunt aproximativ 2 000 000 de unități B MU (mai precis unități
de remodelaj cortical 350 000 și de remodelaj trabecular 1 400 000). Numă rul de unități de
remodela j activate pe oră ajunge la 100 în osul cortical și la 750 în osul trabecular.
Reînnoirea globală se realizează în procent de 3 -4%/an în osul cortical și de 25% în osul
spongios.
Procesul de reînnoire al corticalei osoase este în primii doi ani de viață d e 50%, iar la
adult se diminuează la aproximativ 5%. În întreg sistemul osos la adult, procentul de
reînnoire este de 24% pe an – aproximativ 4% os cortical și 20% os trabecular. Prin aceste
schimbări dinamice în conținutul mineral, densitatea și proprietățile biomecanice ale osului
sunt variabile. Densitatea osului și rezistența sa cre ște în timpul perioadei de creștere și atinge
maximum la 35- 40 ani, după care rata formării se diminuează, iar rata rea bsorbției crește,
astfel că la vârsta de 70 -80 ani, mas a scheletului se poate reduce cu până la 50%
(osteoporoza) în comparație cu vârsta de 30 de ani, aceasta expl icând și frecvența mare a
afecțiunilor resimțite la vârstnici (19).
2.3 Modelarea și remodelarea adaptativă mecanică a osului

În modelarea externă a oaselor există o strânsă relație între forma, structura și
acțiunile mecanice care se exercită asupra lor.
În mod normal, modificările de structură ale oaselor sunt re zultatul acțiunii forțelor de
presiune și tracțiune orientate pe anumite direcții de î ncărcare. Fiind un corp solid, în os
propagarea solicitărilor se face după direcții diferite, de -a lungul cărora acestea sunt maxime
sau minime și nu egale în toate direcțiile ca în cazul lichidelor.
Cercetările moderne de biomecanica au scos în evidență fapt ul că scheletul
organismului, cu minimum de greutate, de materie organică și anorganică răspunde la o
capacitate foarte mare de încărcare și este responsabil de pă strarea unei rezerve de minerale.
Mulți autori specifică faptul că modelarea și remodelarea osoasă reprezinta un răspuns
adaptativ la o schimbare de solicitare ciclică ce apare ch iar și în scheletul matur. Mai mult,
aceste investigații au demonstrat că menținerea unei densități osoase normale necesită
solicitări repetate. Oasele pot suferi modelări spectaculoas e ca răspuns la creșterea
solicitărilor (20).
2.4 Caracteristicile generale ale materialelor folo site la regenerarea osoasă

Odată cu dezvoltarea de noi metode în intervențiile chirur gicale, terapie și diagnostic,
devine necesar și progresul în domeniul materialelor biocompa tibile a căror utilizare este în
continuă ascendență. Din acest punct de vedere sunt cunosc ute până în prezent peste 400 de
biomateriale aflate în uz clinic în domenii precum ortopedie , cardiologie, oftalmologie și

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

10

neurologie (21). Datorită proprietăților fizico -chimice, mecanice și biochimice,
biomaterialele sunt utilizate într- un număr extrem de mare în diverse aplicații ale dom eniului
medical.
Ca un biomaterial să fie utilizat în aplicații medicale , acesta trebuie să îndeplinească
următoarele cerințe standard (22) :
● să nu producă un efect toxic sau sistemic față de organismul gazdă,
● să nu fie alergenic, cancerigen, teratogen,
● să se poată steriliza,
● să nu producă modificări ale compoziției sângelui sau a pH -ul
● să aibe proprietăți mecanice adecvate pentru aplicația viza tă.
În plan tehnologic trebuie să prezinte o rută de sinteză viabilă cu o manipulare ușoară
și un preț accesibil.
Pe lângă aceste cerințe minime, materialele utilizat e în domeniul substituțiilor osoase
trebuie să posede biocompatibilitate, osteoconductivitate, osteoinduc tivitate cu posibi litatea
de absorbție celulară și să asigure un suport mecanic ad ecvat (22).
Un substituent osos ideal trebui să fie biomimetic , să fie capabil de a imita perfect
comportamentul in vivo al osului natural. Astfel, în cazu l unui material folosit ca substituent
osos, nu este necesară numai o biocompatibilitate ridicată și trebuie să prezinte și
caracteristici de bioactivitate, osteoinductivitate, osteocondu ctivitate și bioresorbabilitate
remarcabile (13).
Prin biocompatibilitate se înțelege proprietatea unui material de a fi compatibil cu
organismele vii fără a genera reacții adverse. Așadar, bi omaterialul trebuie să nu prezinte
toxicitate sau să nu producă reacții inflamatorii atunci când este i ntrodus în organism (23).
Biocompatibilitatea , biofuncționalitatea și capacitatea de biodegradare sunt propri etăți de
bază în stabilirea durabilității și succesului materialul ui utilizat (24).
Biofuncționalita tea reprezintă proprietatea unui material de a fi utilizat î n organism
un timp cât mai îndelungat în scopul pentru care a fost intr odus (25).
Biodegradabilitatea este proprietatea materialului de a se degrada postimplanta re
prin resorbție, erodare sau fagocitoză concomitent cu formarea țesutului nou pe care l -a
substituit, fixat, protezat sau după realizarea funcției pen tru care a fost aplicat (26).
Bioactivitatea este o proprietate benefică a materialelor destinate recons trucției
osoase însă există și situații, mai rare, când aceasta poa te reprezenta un neajuns. Aceasta
include procese de bioconducție și bioinducție care se bazează pe proprietatea de
osteoinductivitate, osteoconduct ivitate și osteogenicitate (27).
Osteoconductivitatea presupune ca materialul utilizat să funcționeze ca o sc helă
pentru creșterea celulelor osoase. Pentru aplicații le ortopedice această proprietate trebuie să
fie caracterizată de o creștere osoasă controlată cu un r ezultat final de integrare completă în
țesutul gazdă. Dacă între suprafața implantului și țesu tul nou format nu există alte țesuturi
(bariere fibroase), biomaterialul e ste considerat osteoconductiv (28).
Osteoinductivitatea este proprietatea materialului de a conține factori ce st imuleaza
cresterea osoasa și induce transformarea celulelor nespec ializate către o rută formatoare de
țesut osos. Acest proces se realizează în două etape (1) diferențierea celulară care constituie
transformarea celulelor nespecializate în celule specializate și (2) morfogeneza os oasă
datorită ionilor eliberați de material în mediul biologic (29).
Osteogenicitatea este capacitatea materialului de a conține celule forma toare de țesut
dur (30).

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

11

3. Hidrogeluri polimerice folosite în ortopedie

Utilizarea materialelor polimerice în aplicații ortopedice este tot mai fr ecventa
deoarece acestea prezintă proprietăți chimice și fizice de osebite față de alte materiale
compatibile. Polimerii, față de materialele metalice sau c eramice sunt mai ușor de prelucrat,
prezintă flexibilitate mecanică și rezistență la ruper e, se pot obține sub diferite forme au
proprietăți mecanice modelabile și un cost scăzut. Polimerii sunt utilizați în aplicații care nu
sunt supuse unor solicitări mecanice puternice, cum ar f i suportarea greutății corpului uman,
deoarece au valori ale rezistenței la tracțiune și ale modulului lui Young mici, dar prezintă
avantajul că pot fi modificați cu diverși compuși pentru a dobândi proprietăți adecvate acestei
aplicații (31).
Caracteristica esențială a polimerilor naturali în vederea utilizari în domeniul
ortopedic este făcută de prezența acestora în mod natural în ECM care denotă o
biocompatibilitate înnăscută. Mai mult decât atât, utilizar ea polimerilor în vederea fabricării
unor materiale cu aplicații biomedicale este încurajată și de posibilitateea de a fi încărcați cu
ușurință cu diverse celule, substanțe active sau factor i de creștere ce favorizează în primul
rând o integrarea mai ușoară în țesut și, în al doilea râ nd obținerea de suporturi care
facilitează vindecare m ai rapidă a țesutului lezat (32).
Materiale polimerice se pot clasifica în funcție de d omeniul în care sunt utilizate. În
Figura 3 sunt prezentate tipurile de polimeri utilizati preponderent în ingineria tisulară.

Figura 3 . Clasificarea polimerilor utilizați în ingineria tisu lară. Adaptat din (32)

Conform studiilor de specialitate, polimeri i de proveniență naturală, cum ar fi
colagenul, alginatul și chitosanul au fost foarte des uti lizați în domeniul ortopedic, respectiv
în regenerare osoasă. Progresele tehnologice în domeniul in gineriei regenerative au contribuit
la formarea de sisteme comp lexe care sunt capabile să imite atât structura cât ș i funcția
țesutului osos. În acest scop s -au sintetizat rețele polimerice tridimensionale hidrofile care
sunt capabile să înglobeze cantități mari de apa sau fluide biologice.
Primul studiu referitor la utilizarea hidrogelurilor în aplicațiile biomedicale aparține
lui Wichterle și Lim și a fost publicat în 1960 (33). De atunci domeniul acesta este într-o
continuă dezvoltare, datorită aplicațiilor mu ltiple pe care hidrogelurile le pot oferi în special
pentru sfe ra medicală și farmaceutică (34).

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

12

Principalele utilizări ale acestor materiale sunt în domeniul biosenzorilor, eliberării
controlate de substanțe active și regenerării țesuturil or, acest fapt datorându -se proprietățil or
remarcabile ale acestora (35) :
– capacitatea de a reține apă dar și caracteristicile de e lasticitate le conferă similaritate
cu diferite țesuturi ale organismul gazdă din punct de ve dere al interacției biologice la nivel
structural;
– o gama largă de materiale pe bază de hidrogeluri furnizeaz ă suprafețe inerte care
previn adsorbția și aderarea nespecifică a proteinelor;
– prin intermediul unor reacții chimice controlate hidrogelurile se pot lega covalent de
diferite molecule biologice;
– atât proprietățile mecanice cât și gradul de gonflare al hidrogelului se poate controla
prin modificări de concentrație ale agentului de reticulare;
– hidrogelurile se pot proiecta încât să fie capabile să își modifice proprietățile atunci
când asupra acestora se aplică stimuli externi, precum tem peratura, pH, etc.
Hidrogelurile ce au la baza biopolimeri prezintă avantajul biocompatibilității,
biodegradabilității cât și a unui efect citotoxic scăzut. G elatina este unul dintr e cei mai
utilizati biopolimeri datorită faptului ca este un derivat al colagenului care deține proprietăți
biologice superioare. Atenția cercetătorilor asupra acestui polimer se datorează în primul
rand, secvenței peptidice de adeziune celulară a sistemulu i pe baza de integrine, arginină –
glicină -acid aspartic (RGD), care facilitează interacția mai u șoară între celule și material. În
al doilea rând, este un material degradabil datorită naturii sale colagenice care creeaz a o
matrice sensibilă la degradarea făcută de metaloproteinaze, respectiv colagenază.
Gelatina prezintă o largă gamă de caracteristici, fiind c onsiderată un material
promițător pentru construcția de hidrogeluri utilizate în r egenerarea osoasă și ingineria
țesuturilor. Ea prezintă și dezavantaje legate de rigidit atea scăzută și viteza de degradare
crescută care limitează aplicația sa în domeniul regener ativ al țesutului du r (36).
O abordare des utilizată care studiază eliminarea acestor dezavantaje și poate conferi o
mai bună stabilitate termică și mecanică a hidrogelurilor pe bază de gelatină este reticularea
cu glutaraldehida. Întrucât glutaraldehida este un agent de reticulare cu potential de toxicitate,
au fost că utate alternative pentru a utiliza tr atamente care au un grad mai scă zut de toxicitate.
Un astfel de exemplu constă î n modificarea compusilor naturali cu anhidridă
metacrilică (MA ) pentru a grefa pe polimer legă turi duble polimerizabile ce sunt ulterior
polimerizate, conducând la rețele tridimensionale (37).

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

13

Figura 4 . Sinteza hidrogelului pe bază de GelMA; ( A) Reacția MA cu grupele amină primară din
gelatină care formează GelMA, ( B) La aplicarea unei radiați UV în prezentă de iniția tor legăturile
formate vor polimeriza cu obținerea unei rețele tri dimensionale. Preluată din (37)
În vederea utilizarii MA pentru a modifica gelatina, ramurile polimerului care conțin
amină primară se vor modifica iar prin polimerizare în prezenț a un ui initiator (fotoiniți ator)
mai putin toxic acestea se unesc și vor fi formatoare de ca tene mult mai lungi.
Hidrogelurile obținute din gelatina modificată cu MA (GelM A) sunt capabile să
reacționeze cu celulele biologice, să confere proprietăț i compatibil e cu aplicația pe care o
vizează ș i au un grad de degradare care est e influențat de raportul molar al compușilor
utilizați. Materialul obținut prezintă o termostabilitate superioară față de gelatina simplă , care
poate reticula fizic la temepartura cam erei, și proprietățile mecanice cât și cele chimice se pot
regla în fucț ie de nevoile cer ute în aplicaț iile medicale (38).
3.1. Caracteristicile principale ale hidrogelurilor pe bază de gelatină
modificat ă

● Gradul de substituție a l GelMA

Gradul de substituție al GelMA depinde de cantitatea totală de MA adăugată în
sinteză. Acesta se evaluează folosind raportul dintre gruparile amină primară rămase
nemodificate și grupă rile ami nă primară inițial disponibile î nainte de modificare. Formula
prin care se calculează gradul de substituție este dată de ec uația 1 (4):

DS %=(𝑔𝑟𝑢𝑝𝑒𝑙𝑒 𝑎𝑚𝑖𝑛𝑜 𝑖𝑛𝑖ț𝑖𝑎𝑙𝑒 𝑑𝑖𝑛 𝑔𝑒𝑙𝑎𝑡𝑖𝑛ă )−(𝑔𝑟𝑢𝑝𝑒𝑙𝑒 𝑎𝑚𝑖𝑛 𝑜 𝑛𝑒𝑟𝑎𝑐ț𝑖𝑜𝑛𝑎𝑡𝑒 𝑑𝑖𝑛 𝐺𝑒𝑙𝑀𝐴)
𝑔𝑟𝑢𝑝𝑒𝑙𝑒 𝑎𝑚𝑖𝑛𝑜 𝑖𝑛𝑖ț𝑖𝑎𝑙𝑒 𝑑𝑖𝑛 𝑔𝑒𝑙𝑎𝑡𝑖𝑛ăX100 ; (1)

● Umectabilitatea

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

14

Umectabilitatea hidroge lului poate fi caracterizată prin măsurarea unghiului de
contact între suprafața materialului și o picătură de soluție lichidă, ceea ce reflectă caracteru l
hidrofil sau hidrofob al acestuia. Din analizele făcute de cercetători s -a raportat că hidrogelul
pe bază de GelMA prezintă o suprafață predispusă la umectabilit ate care crește aderența
osteoblastelor. Rezultând un materialul cu o specificitate de caracter hidrofil ridicat potrivit
pentru aplicați ile în domeniul regenerativ (39) (40).

● Afinitatea față de medii apoase

Proprietatea de gonflare are un impact remarcabil asupra formei și implicit,
aplicabilității acestui material. În consecință, s -a studiat influența gradul de substituție al
compusului GelMA asupra gradului de gonflare al hidrogenului.
Odată cu creșterea gradului de substituție a GelMA, se v or forma mai multe legături
duble polimerizabile din care rezultă o rețea mult mai dens ă, astfel se deduce o afinitate
crescută a materia lului pentru mediile apoase (41).
Ecuația utilizată pentru calculul gradului de go nflare este următoarea (40):

Gradul de gonflare =(𝑔𝑟𝑒𝑢𝑡𝑎𝑡𝑒𝑎 𝑚𝑎𝑡𝑒𝑟𝑖𝑎𝑙𝑢𝑙𝑢𝑖 ℎ𝑖𝑑𝑟𝑎𝑡𝑎𝑡 −𝑔𝑟𝑒𝑢𝑡𝑎𝑡𝑒𝑎 𝑚𝑎𝑡𝑒𝑟𝑖𝑎𝑙𝑢 𝑙𝑢𝑖 𝑢𝑠𝑐𝑎𝑡 )
𝑔𝑟𝑒𝑢𝑡𝑎𝑡𝑒𝑎 𝑚𝑎𝑡𝑒𝑟𝑖𝑎𝑙𝑢𝑙𝑢𝑖 𝑢𝑠𝑐𝑎𝑡 × 100%. (2)

● Proprietăți mecanice

Proprietățile mecanice se pot regla modificând gradul de subs tituție al compusului
GelMA din material, dar și cu ajutorul timpului de expunere la radiația UV. Es te demonstrat
faptul că prin creșterea gradului de substituție al GelM A se vor forma mai multe legături
duble care formează la rândul său o rețea mult mai densă favorizând afinitatea față de mediile
apoase. În concordanță cu această informație rezultă o elasticitatea mult mai mică și o viteză
de degradare crescută a în tregului sistem.
Prin adă ugarea altor componente în sinteza hidrogelului, sistemul devine mai complex
iar toate proprietățile de orice natură se vor modifica (40).

3.2. Caracteristicile principale ale poliacrilamide i

Poliacrilamida (PAAm) este un polimer sintetic format din subunități de acrilam idă
care poate fi sintetizată ca o structură liniară simplă sau reticulată, utilizând de obicei N, N' –
metilenbisacrilamidă (MBA) (42) . Se formează prin polimerizarea radicalului liber al
monomerului de acrilamidă. Poate fi produs prin mai multe met ode, cum ar fi polimerizarea
în soluției, polimerizarea în emulsie inversă, polimerizar ea în suspensie și polimerizarea în
bloc (43).
PAAm este utilizat ă datorită numărului mare de grupări amidice ce formează
”coloana ” moleculară. PAA m are proprietăți mecanice reglabile și toxicitate scăzută . Cu toate
acestea, polimerul sintetic prezintă neajunsuri reprezen tate de aderența celulară scăzută care
influențează aplicarea acestuia în domeniul medical.
În tabelul de mai jos se regasesc prezentate caracteristi ci generale ale PAAm (44):

Tabel ul 2.Caracteristicile principale ale poliacrilamidei (44)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

15

Caracteristică Valoare
Culoare Alb sau ușor gălbui
Formă Granule
Punct de topire >300 °C
Densitate 1.189 g/mL la 25 °C
Solubilitate Solubil în apă
Stabilitate Stabilitate crescută. Incompatibil cu substanțele oxidante
puternice, aluminiu, cupru, etc.

● Propriet ăți chimice

PAAm este relativ stabilă la încălzire, mai ales în forma s a solidă, poate ajunge la
temperaturi cuprinse 220 ~ 230 ° C făra a se produce defecte st ructrale. În soluție stabilitatea
este co nferită până la 110 °C iar prin depășirea acestei temperatu ri se produc degradări
semnificative.
PAAm este insolubilă în benzen, toluen, xilen, benzină, kerosen, combu stibil diesel,
dar solubilă în apă. Aceasta poate reacționa cu diverși alca lini prin hidroliza parțială a
poliacrilamidei. Reacționează imediat cu mediile cu acidita te crescută (pH = 2,5) astfel fiind
influențată solubilitatea în apă. Poate fi legat de diverș i ioni metalici care formează acizi
polimerici în soluție apoasă. Este degradat ușor prin acțiun e mecanică și (sau) cu ajutorul
oxigenului (45).

● Solubilitatea în apă

Solubilitatea PAAm într- o soluție apoasă este în stransa legatura cu creșterea
temperaturi. Viteza de solubilizare va crește atunci can d soluți i apoase în care PAAm este
dizolvat este supusă unei agitari magnetice si în concom itent fiind aplicată caldura. Procedeul
având ca rezultat o soluție adezivă și transparentă.
PAAm are o solubilitate de peste 1% în solvenți precum glic erol, formaldehidă, acid
acetic și acid lactic (aceste materiale pot fi utiliza te ca plastifiant pentru laminarea
poliacrilamidei). Nu este solubil în solvenți precum acetona sau hexanul (46).

● Stabilitate

PAAm are o proprietate hid roscopică moderată, dacă nu este expusă la temperaturi
ridicate, aceasta se poate depozita pe o perioadă lungă de timp. P entru PAAm lichidă, atunci
când concentr ația sa este mai mare de 17%, poate fi păstrată mai mult de un an fără
modificări semnificative ale vâscozității soluției. În i ntervalul pH cuprins între 3 și 9 poate
menține un grad bun de stabilitate; la pH ridicat, vâscozitat ea va fi crescută treptat (46) .

● Miscibilitate

În general poliacrilamida este miscibila cu cele mai mu lte rășini naturale sau sintetice
solubile în apă, sisteme de latex și cu majoritatea sărur ilor. PAAm poate fi rapid miscibilă cu
substanțe tensioactivi neionice, cationice și anio nice (47).

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

16

● Vâscozitatea

Vâscozitatea soluției de poliacrilamidă are o strânsă legă tură cu greutatea sa
moleculară; în plus, cu cât temperatura este mai ridicat ă, cu atât vâscozitatea este mai mică.
Creșterea greutății molecula re a poliacrilamidei va determina o vâsc ozitate intrinsecă crescută
(46).
3.3. Hidrogeluri hibride pe bază de gelatină metacr ilamidată și
poliacrilamidă

Deoarece hidrogelurile pe bază de biopolimeri prezintă aspecte insuficien te cu privire
la aplicarea în domeniul ingineriei tisular e au fost dezvoltate reț ele tridimensionale hibride
care combină caracteristicile biologice ale componentelor organice si pr oprietatile reglabile
ale componentei sintetice. Diferențele majore făcute de com ponenta sintetică într -un astfel de
sistem sunt reprezentate de controlul precis a supra gradului de polimerizare și a celui de
degradare, compoziția variabilă și selectivitatea proprietăț ilor fizico-chimce. Cu toate acestea,
component sintetică este responsabilă pentru rezultate variabile furnizate de studi ile in vivo și
vitro în ceea ce privește imunorejecția și aderența celulară.
În vederea obținerii de hidrogeluri cu aplicabilitate în in gineria tisulară componenta
sintetică este combinată cu componenta naturală care con feră caracteristici de adeziune și
recunoaștere celulară.
În concluzie, hidrogelul hibrid natural-s intetic a fost obț inut prin formarea de noi
legături polimeriza bile în prezența unui inițiator, responsabile pentru controlul perform anțele
în testele in vitro și vivo. Strategia pe care se bazează generarea de hidrogeluri h ibride se
referă la modificarea ramurilor componentei naturale cu f ragmente sintetice prin care este
controlat numă rul leg ături C=C formate. Astfel se obț in retele interpenetrate care puse î n
comun cu un initiator vor polimeriza.
Un hidrogel hibrid atractiv pentru domeniul regenerării ti sulare este constituit de
GelMA- PAAm. Componenta naturală fiind GelMA care acțione aza ca un agent de reticulare
când este supusă condițiilor de polimerizare. Aceasta păstrea ză toate proprietățile gelatinei
respectiv: (1) asemănarea cu componentele matricei extra celulare a ț esutului osos, (2)
capacitatea de a oferi un răspuns cellular pozitiv și (3) prezintă toate atributele legate de
biocompatibilitate , biodegradabilitate și aderență celulară. Componenta sintetică este PAAm
care oferă un control reglabil al proprietăț ilor fizico-chimice ale hidrogelui format.
O metoda de sinteză promițătoare care elimină utilizarea reticulanților toxici ș i
implicit utilizarea unor reticulari multiple necesare pentru fiecare com ponentă este
reprezentată de obț inerea de hidrogeluri într- o singură etapă. Astfel este obț inut un hidrogel
superabsorbant care este sintetizat în c ondiții blande de polimerizare și care asigură un
control precis asupra proprietăților mecanice care vor rezu lta.
3.4 . Precursorul de mineralizare

Deși modelabile, proprietațile mecanice ale unui astfell de material sunt neadecvate
utilizării în ingineria șesutului dur. O abordare de a î mbunătați acest aspect este adăugarea, în

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

17

precursorul de hidrogel, a unor materiale anorganice precum săruri de Ca și/ sau P,
hidroxiapatită, biosticle, etc (48).
Mai multe rute au fost propuse pentru încorporare a materialelor anorganice în
matricea hidrogelului incluzând măcinarea directă, co -precipita ra și mineralizarea controlată
în polimeri. Mineralizarea controlată a polimerului intr -o soluție apoasă este considerată o
modalitate mai eficientă deoarce morfologi a si structura cristalelor de hidroxiapatita sunt
similare cu cele ale osului natural. Acestea sunt res orbabile, au dimensiuni nanometrice si
prezinta cristalinitate scăzură. (49)
Pentru a fabrica un material mineralizat cu pr oprietăți mecanice îmbunătățite și
afinitate bio logică față de țesutul osos matricea hidrogelul GelMA- PAAm este incarcată cu
un precursor de mineralizare de tip fosfat. Astfel cationi de calciu migreaza prin difuzie spre
zonele din matrice unde exista o concentratie de anioni fos fat.
Astfel formată faza minerală debuteaza cu obtinerea de nu clee de mineralizare care
sunt asemănătoare cu cele ale matricei biologice și pot induce precipitarea hidroxiapatitei.
Este demonstrat că proprietăți fizico -chimice ale matricei, inclusiv caracterul hidrofob
și dimensiunea porilor joacă un roluri important e în modificarea compoziției și morfologiei
mineralelor formate într-o matrice 3D (50).
O abordare tipică pentru controlul proprietăților fizico-chimice ale hidrogelului este
transfo rmarea structurii rețelei prin modificarea conținutului de r eticulant. Astfel este
influențată interacțiunea dintre interfața precursorului de mineral izare și hidrogel, reglând
astfel obț inerea de hidroxiapatită (49).
4. Studiu de caz

În scopul realizării acestui studiu experimental, s -au urmărit 3 direcții de cercetare
prin care sunt evaluate date și atribute experimentale în vederea corelării rezultatelor cu
partea experimentala reali zată în laborator.
Astfel, s- au urmarit următoar ele ipoteze:
a. Sinteza unui supor cu proprietăți modelabile;
b. Formarea de mineral fosfo-calcic biomimetic;
c. Evaluarea proprietăților unui hidrogel hibrid compozit.
4.1 Sinteza unui support cu proprietăți modelabile

Un studiu care specifică faptul că un suport obținut prin c ombinare unei componente
naturale cu una sintetică prezintă proprietăți superioare față de utilizarea componentele
singulare este “Biohybrid methacrylated gelatin/ polyacrylamide hydrogels f or cartilage
repair ”. Lu Han et al au sintetizat un hidrogel hibrid natural sintetic preparat prin co-
polimerizare în prezența unui fotoinitiator. Hidrogelul GelM A-PAAm dețin simultan
avantajele hidrogelurilor pe baza de GelMA, cât și PAAm (51).

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

18

Caracterizările efectuate au fost făcute pe un hidrogel pe baza de GelMA, PAAm și
un hidrogel bicomponente GelMA-PAA.
Figura 5 . (a) Analiză reologica cu scanare termică pentru hidrog elul GelMA,PAAm și hidrogelul
biohibrid GelMA-PAAm. ( b) Analiză reologică cu scanare a frecvenței a hidrog elului GelMA, PAAm
și a hidrogelului biohibrid GelMA- PAAm . Preluată din (51)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

19

În urma testului reologic dependent de temperatură se observ ă că hidrogelul pe bază
de gelatină simplă a avut un modul de stocare în scadere a tunci cand se atinge punctul de
topire al gelatinei (32-34 șC). Pe de alta parte, modulul de st ocare (G ’) al hidrogelului pe bază
de GelMA, respectiv GelMA-PAAm raman constante pe tot int ervalul de temperatura 25-38
șC.
Din testul reologic de măsurare a frecvenței reiese că hidrogelul hibrid GelMA –
PAAm are o elasticitate mai mare decât restul probelor de hidrogel. Explicația este oferită de
metoda de reticulare care combină o reticulare chimică cu caracteristică componentei GelMA
de a se comporta ca un agent de reticulare.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

20

Rezultatele testului de compresiune au arătat că hidroge lul hibrid a prezentat cea mai

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

21

mare rezistență la compresiune (0,48 MPa) comparativ cu hidr ogelul pe bază de GelMA care

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

22

are valoare de 0,2 MPa și hidrogelul PAAm cu 0,09 MPa.
Figura 6. Imagini SEM pentru ( a) hidrogelul GelMA, ( b) hidrogelul PAAm și ( c) hidrogelul biohibrid
GelMA- PAAm . Preluată din (51)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

23

Prin imaginile furnizate de analiza de microscopie elect ronică de baleiaj (SEM) se
observă faptul că hidrogelul pe bază de GelMA prezintă o rețe a poroasă care conține pori cu
dimensiunea de aproximativ 100 µm. Hidrogelurile pe bază de PAAm prezintă o porozitate
ridicată iar dimensiunea porilor este mult mai mică față de cea a hidrogelurilor GelMA (20
µm). În cazul hidrogelurilor bicomponente GelMA-PAAm este prezentată o arhitectură
poroasă care prezintă caracteristicile ambelor componente. Da torită faptului că rețeaua
hibridului a prezentat pori cu dimensiuni cuprinse în inte rvalul 20-100 µm a fost indusă
îmbunătățirea proprietăților mecanice, scaderea gradului de gonflare și a vitezei de degradare.
Aceste rezu ltate indicând faptul că arhitectura rețelei de hidrogel poate fi modelată prin
variații compoziționale.
Gradul de gonflare a hidrogelului bicomponent a fost semnific ativ mai mic decât în
cazul hidrogelului pe baza de PAAm dar similar cu cel al hidrogelului pe baza de GelMA.
Cercetători afirmă două ipoteze posibile pentru acest comportam ent (1) legăturile de hidrogen
din lanțul polimeric au restricționat gonflarea hidrogelul ui și (2) prin grefarea MA în
componenta naturală rețeaua produsă a avut o densitat e de reticulare mai mare între
structurile celor două componente formatoare.

Figura 7 . Comportamentul la gonflare al hidrogelurilor GelMA , PAAm și GelMA -PAAm . Preluată
din (51)
La imersarea în mediu fiziologic la temperatura de 37 șC probele au avut un
comportament diferit. Hidrogelul pe baza de GelMA a avut o degr adare completă după 5 zile
iar hidrogelul hibrid a prezentat o degradare de 70% după 17 zile, astfel este permisă o
utilizare pe termen lung în organism. Diferențel e create între hidrogeluri sunt rezultate din
două aspecte importante (1) gelatina este sensibilă la degr adarea enzimatică și (2) structurile
extreme de poroase care conțin pori interconectați au permis soluției să penetreze mult mai
ușor rețeaua formată.
Prin adăugarea de PAAm în sinteza hidrogelului dimensiun ea porilor este modificată
astfel este limitată cantitatea de soluție care penetrea ză materialul.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

24

Figura 8 . Gradul de degradare în funșie de timp pentru hidr ogelurile GelMA, PAAm și GelMA –
PAAm . Preluată din (51)
Un studiu care punctează ușurința modelări proprietăților u nui scaffold prin
combinarea unei componente naturale cu un sintetică este “ One-pot synthesis of
superabsorbent hybrid hydrogels based on methacrylamide gelatin and polyacrylamide.
Effortless control of hydrogel properties through composition desi gn”. În acest studiu,
Serafim et al au selectat diferite valori compoziționale pentru a investiga (1) efectele
variațiilor cantitative pentru GelMA, respectiv polimerul sintetic și (2) efectul reticulări cu
MBA asupra proprietăților suporturilor bicomponente sintetizate .
Procedura de sinteză adoptată pentru dezvoltarea hidrogelurilor se bazează pe reacția
de polimerizare cu formarea unei rețele tridimensionale formate din legăturile de C=C dintre
GelMA și AAm în prezența fotoinitiatorului Irgacure 2959. Am estecurile polimerizabile care
conțin GelMA și monomerul sintetic cu agentul de reticu lare au fost preparate prin varierea
cantității de componente bazate pe raportul dintre legăturil e C=C pentru AAm/GelMA de la
25/1 la 1000/1. Hidrogelurile bicomponente au fost notate cu P1-P4, în conformitate cu
creșterea concentratiei de AA de la 50/1 la 1000/1, respectiv not area T1 -T4 este folosită
pentru hidrogelurile sint etizate prin aceeași metodă dar mediul de reacție a fost c ompletat cu
agentul de reticulare sintetic MBA.
Presupunerile inițiale ale cercetătorilor se referă la (1) structurile obținute vor fi
complexe deoarece GelMA are caracteristici multifunction ale, ac ționând simultan ca
monomer c ât și ca agent de reticulare și (2) o distribuție omogenă a moleculelor precursoare
din amestecul de reacție datorită interacțiunilor dintre c ele două tipuri de reactivi.
Din imaginile oferite de spectroscopia în infraroșu cu tra nsformată Fourier (FT -IR) au
fost confirmate în sistemele bicomponente prezența grupelor funcționale caracteristice celor
două componente polimerice individuale.
Gradul de gonflare este în strânsă legătură cu compoziția chimică. Prin cr eșterea
conținutului de AAm și respectiv, reducerea cantității de GelMA gradul de gonflare crește.
Rezultatele obținute arată faptul că creșterea gradului de gonflare este în strânsă legatură cu
cantitatea de polimer sintetic adaugat în sinteza hibride lor bicomponente. Se observă că proba
P1 care are cel mai mare conținut de GelMA are valoare gradului maxim de gonflare egal cu
1447 (11%). Prin egalarea cantități de GelMA cu AAm, hidrogelu l obținut (P2) ajunge la o
valoare maximă a gradului de gonflare de doar 1546 (26%) . Pentru P3, în care cantitatea de
AAm este de 10 ori mai mare decât în P1 se observă o creșter e a gradului maxim de gonflare

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

25

care ajunge la valoarea 2141 (33%). Hidrogelul P4 conține o cant itate de 20 de ori mai mare
de AAm decât P1 iar valoare maximă ajung e la 2440 (11%).
Comparativ, hidrogelurilor care conțin și MBA (T1, T2, T3, T4) au o densitate
crescută care conduce la o scădere a gradului de gonflare. În mod similar, valorile maxime
ale gradului de gonflare au variat în funcție de cantit atea de AAm adăugată. Pentru T1 care
are conținutul cel mai mic de AAm, s -a înregistrat valoarea de 548 (14%) iar pentru T4 unde
conținutul de AAm este de douăzeci de ori mai mare, s -a înregistrat 1004 (42%).
În concluzie, pentru hidrogelurile GelMA- PAAm care nu conțin agent de reticulare
valorile gradului maxim de gonflare are o dependență liniar ă față de conținutul de
AAm/GelMA. Prin creșterea cantității de GelMA care este utiliza t ca agent de reticulare
pentru acest set de hidrogeluri se poate forma o rețea mai densă , cu o capacitate de gonflare
mai mică. Pentru hidrogelurile preparate cu MBA se observă că prin utilizarea agentului de
reticulare gradul de gonflare este mult mai redus decât în cazul hidrogelurilor simple de
GelMA-PAAm.
Un alt aspect prezentat din dete rminările gradului maxim de gonflare ale
hidrogelurilor control (T0 fiind hidrogelul pe bază de GelMA ia r T0’ este hidrogelul pe bază
de PAAm) indică faptul că PAAm generează un hidrogel cu un caracter hidrofil mai crescut
decat hidrogelul pe bază de GelMA .
Pe de-o partea, s- a constat că conținutul de apa la echilibru pentru hidrogel urile
GelMA- PAAm fără MBA a depasit valoarea de 93%, creșterea fiind cor elată cu cantitatea de
polimer sintetic adaugat în sinteză.
Pe de alta parte, hidrogelurile reticulate cu MBA au avut valori ale conținutul de apa
la echilibru cuprinse între 80% (=T0) și 92% (=T0’ ), acesta fiind valorile maxime ale
hidrogelului pe bază de GelMA, respectiv PAAm. Comportamentul de creștere a valorilor
este același datorită cantității compone ntei sintetice.
Componenta sintetică joacă rolul de diluant pentru secvențel e macromoleculei
GelMA, prin care ulterior este indusă afinitatea crescu tă pentru apa a hidrogelurilor. Aceeași
caracteristică se păstrează și în cazul hidrogelurilor reticulate cu MBA. Cu toate acestea,
creșterea cantității de GelMA în cazul hidrogelurile r eticulate cu MBA reduce semnificativ
valoarea conținutului de apa absorbit de hidrogel, deoarece prin reticularea semnificativă a
polimerului natural este împiedicată mobilitatea lanțurilor macromoleculare.
O alta caracteristică care este în strânsă legătură cu compoziția hidrogelui este viteza
de gonflare. Scăderea vitezei de gonflare este un comportame nt tipic pentru hidrogeluri
deoarece prin saturația cu apa a rețelei scade mo bilitatea moleculelor de solvent. Astfel,
pentru seria de hidrogeluri P1-P4 gradul maxim de gonflare a fost atins în aproximativ 30 de
ore, comparativ cu seria T1- T4 în care valoarea maximă este atinsă în 50 de ore.
În concluzie, viteza de gonflare este i nfluențată de preponderenta compozitională.
Prin creșterea conținutului de PAAm rezultă un grad de gonflare mai ridicat, respectiv
scăderea vitezei de gonflare.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

26

Figura 9. Comportamentuș la gonflare a hidrogelului GelMA -PAAm: ( a) gradul de gonflare în
funcție de timp, ( b) gradul maxim de gonflare in functie de compoziție și (c) conținutul de apa la
echilibru în funcție de compoziție. Preluată din (38)
În plus, mecanismul de gonflare ale celor două seturi de hi drogeluri este diferit.
Pentru probele P1- P4 mecanismul este făcut prin relaxare controlată iar î n cazul probelor T1 –
T4 este realizat prin difuzie. Este observată o scădere a e xponentului de gonflare care este în

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

27

legătură cu conținutul de PAAm. Deoarece aceste determin ări sunt diferite de valorile oferite
de alte studii din literatura. Explicația este dată de fapt ul că componentele utilizare în
formarea retelei de hidrogel GelMA- PAAm sunt legate covalent. Concluzionând că
hidrogelul bicomponent este caracterizat prin controlul rema rcabil al mecanismului de
gonflare care este asigurat de simpla variație a compoziție i amestecului polimerizabil.
Imaginile SEM realizate pe suprafețele secțiunilor longitudinale, respectiv
transversale ale tuturor serilor de hidrogeluri au indi cat că cele două tipuri de unități
structurale, GelMA și PAAm formează o faza continuă.
Pentru setul de probe T1-T4 s- au identificat pori interconectați în toata matricea
materialului. Morfologia, forma și dimensiunea porilor depinde de compoziția hidroge lului.
Pentru T1 care are conținutul cel mai mare de GelMA s -au observat pori cu morfologie
sferică cu dimensiunea medie a porilor de aproximativ 450 nm c are sunt separați de pereții
care au o grosime de aproximativ 20 nm. Morfologia și dimensiun ea pori lor este similară cu
proba T2. În cazul probelor T3, respectiv T4 este observată o modific are semnificativă în
dimensiunea porilor. Se pot distinge două intervale dimensional e (1) pori mari – d=
aproximativ 300- 400 nm și (2) pori mici – d= aproximativ 60 nm. Explicarea acestui
fenomen este dată de diferențele compoziționale. Astfel, pentr u zonele în care PAAm este
componenta dominantă din compoziția suportului (T3 și T4) corespun de existența porilor cu
dimensiune redusă.

Figura 1 0. Imagini SEM ale secțiunilor transversale ale suportu rilor ( a) T1, ( b) T2, ( c) T3 și ( d) T4.
Preluată din (38)
Testele mecanice efectuate pe probele hidratate au arăta t ca modulul de elasticitate
este influențat de doi factori c ompozitionali, resp ectiv cantitatea de AAm adăugată în
amestecul polimeric și adăugarea suplimentară a agentul ui de reticularea MBA. Rezultatele
studiului au indicat că prin creșterea cantității de AAm din soluție modulul de compresie

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

28

scăde , deci crește elasticitatea hidrogelului. Prin adăugarea de MBA în sinteză este generat un
material care prezinta un modul de compresiune mai ridicat , în consecință elasticitatea va
scădea.
Pentru probele T1-T4 s-a observat ca toate valorile modulelor de compresiune sunt
cuprinse între valorile hidrogelurilor control, unde T0 prezin tă un modul de compresiune egal
cu 223,76 KPa iar pentru T0 ’ modulul este egal cu 76,38 KPa. În cazul probelor P1-P4
modului de compresiune este mult mai mic decat în cazul probelor T1-T4.
Diferența compozițională este exprimată cel mai bine în cazu l probei T1 în care
predominanta este GelMA. Aceasta prezintă o scadere a modului de compresiune (110,72
KPa) comparativ cu hidrogelul control T0 obținut integral din GelMA (223,76 KPa).
Rezultând c ă prin creșterea cantității de PAAm scade modulul de compre siune astfel
elasticitatea este îmbunătățită.

Figura 11 . Modului compresiv calculat la o deformare de 5%, sub compresiune uniaxiala a
hidrogelurilor complet hidratate . Preluată din (38)
Pentru a se evalua biocompatibilitatea și adeziunea celul ară s -au folosit trei eșantioane
(T1, T2, T3) de hidrogel bicomponent și cele două hidrogeluri control (T0 si T0’ ). Acestea au
fost însămânțate cu celule fibroblast e și lăsate sa prolifereze timp de 24 de ore, respectiv 7
zile înainte de a fi testate. Culturile celulare forma te pe hidrogelul T0 ’ nu au fost afectate din
punct de vedere al viabilității și proliferării celulare dar s -a observat o scădere substanțială a
aderenței celulare. Comportamentul a fost același pentru a mbele perioade de timp iar valorile
analizei făcute la 24 de ore este de 0,14 și pentru 7 zile est e de 0,29. Comparativ, T0 prezintă
o aderență celulară crescută pentru ambele analize făcut în func ție de timp, respectiv pentru
24 de ore 0,35 iar pentru 7 zile 0,64.
Pentru probele de hidrogel bicomponent se observa o dependenta a ade ziuni celulare
raportata la cantitatea de GelMA adaugata in compozitie. Re zultatele au fost semnificativ mai
crescute f ață de hidrogelul T0’ în ambele intervale de timp.
În concluzie, prin incorporarea de GelMA în compoziția hidrogel urilor bicomponenti
se produce o creștere a adeziuni celulare de aproximativ de doua ori mai mare decât în cazul
utilizării unui hidrogel form at doar dintr- o singură componentă.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

29

Pentru evaluarea viabilitati celulare s-a folosit micr oscopia de fluorescenta care a
permis vizualizarea morfologiilor celulare, celule apoptotice și celulele necrozate. Pe proba
T0’ celulele care au aderat pe suprafața materialului au fost localizate pe marginile probei,
acest lucru fiind favorizat de defectele apărute în urma prelucrarilor mecanice. Celule care au
aderat pe suprafata hidrogelul prezinta urme de necroza si sunt dispuse în conglomerate
sferoidale. Pentru hidrogelul T0, celule au crescut în monostraturi care acope rea toată
suprafața materialului prezintă morfologie specifică.
În cazul hidrogelurilor bicomponente cu raporturi variabile de GelMA-PAAm,
celulele au aderat sub formă de culturi mixte, existând a tât celule individuale cât și grupuri
celulare care au aderat pe substrat. Pentru suporturile bi componente au fost observate
modificări ale modului de creștere a celulelor. T1 prezintă pe suprafața porțiuni mari în care
celule au aderat sub forma de agrega te. Pe suprafața probei T2 se observă celule cu
morfologie în formă de poligon care sunt distribuite uniform pe suprafață iar numărul
agregatelor celulare este mult diminuat fata de T1. Cult urile celulare dezvoltate pe suprafața
probei T3 prezintă grupări celulare mari iar morfologia celu lelor este predominat sferică.
În concluzie, este observat efectul benefic al componentei naturale (GelMA) care își
păstrează caracterul biologic de a mima ECM naturală chi ar și în cazul intercalări cu o
componentă sintetică (PAAm). Prin modificările compoziționale ale hidrogelurilor
bicomponente GelMA- PAAm se pot controla interacțiunile materialului cu cel ulele respectiv,
cu aderenta celulelor la substrat.
Deși Serafim et al au punctat ușurința cu care se pot modela proprietățile
compozițiilor GelMA -PAAm, totuși proprietățile mecanice ale materialelor raport ate în
studiu nu prezintă proprietăți mecanice adecvate utilizăr ii în domeniul ortopedic. Pentru a se
depăși acest dezavantaj se propune ipoteza 2.
4.2. Formarea de mineral fosfo-calcic biomimetic

O tendința recent apărută în domeniul ingineriei regene rative specifice tesutului dur
promovează dezvoltarea de hidrogeluri care posedă capacități de mineralizare. Strategia care
a atras cel mai mare interes a fost incorporarea fazelor anorganice, de exemplu ceramici
fosfatice, precursori de mineralizare și biosticle în matri cea hidrogelului.
În lucrarea “Mineralization of Hydrogels for Bone Regeneration ” Douglas et al
punctează diverse exemple de strategii utilizarea în mi neralizarea suporturilor formate din
hidrogel. Exemplele propuse includ (1) adăugarea de particule a norganice care vizează
mineralizarea și îmbunătățirea proprietăților mecanice a le hidrogelurilor, (2) crearea de situri
de nucleare prin metode biomimetice și (3) derivarea structuri polimerice a hidrogelului cu
grupări funcționale anionice (52).
Metoda de mineralizare prin adăugare de compus anorganic în matricea hidrogelului
este inspirat ă de natura compozita a osului natural. Avantajul prezentat de aceasta metodă
face referire la faza organică care este dispersata în matricea polimerica care produce o
integrare mai ușoară a materialului cu tesutul osos.
Dezavantajul acestei metode de mine ralizare în care hidroxiapatita este amestecată
forțat în sistem este reprezentat de separarea fazei minerale de matrice a hidrogelului.
Mineralul are tendința de a se forma mai ales la supraf ața materialului. În concluzie, faza
organică nu este combinată uniform cu faza minerala ast fel se creează un gradient de
concentrație în care mineralul este concentat la supra fața matricei și foarte puțin în
profunzime.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

30

A doua metoda abordată de Douglas et al se referă la mineral izarea biomimetică care
este inspirată d in procesul de biomineralizare in vivo prin care se formează nanocristalele de
apatită. Diverse caracteristici ale procesului de biominer alizare au fost studiate pentru
potențialul lor în a fi utilizate pentru mineralizarea hidrogelului. Acestea includ im ersarea
hidrogelurilor în soluții saturate în vederea obținerii depu nerilor de apatita, mineralizarea
dirijată enzimatic și încorporarea de analogi anorganici î n veziculele matricei care formează
situri inițiale de biomimetizare (52).
Avantajul acestei abordări este conferit de generarea un ui material în care faza
minerală este intim combinată cu matricea de hidrogel. As tfel, faza minerală prezintă
cristalite cu dimensiuni nanometrice deoarece creșterea acestora este restricționată de
matricea de hidrogel.
În plus, mecanismul de formare al mineralului este asem anator cu procesul de
biomineralizare a țesutului osos.
4.3. Evaluarea proprietăților unui hidrogel hibrid compo zit

Unul dintre numeroasele avantaje ale adăugării unei fa ze anorganice în rețeaua
hidrogelului este constituit de capacitatea mineralului de a se dispersa în profunzimea
materialului și de a oferi situri de nucleare pentru obti nerea fosfatilor de calciu. Aces t fapt
sprijină aderența celulară care va permite o integrarea mai rapida a materialului cu tesutul
osos înconjurător. Odată cu degradarea hidrogelului implantat se va sporii stabilitatea
mecanică prin formarea țesut osos nou.
Timpul de degradare și proprietățile mecanice ale material elor compozite pot fi
controlate prin adăugarea de faze anorganice care formează in situ un mineral biomimetic.
În articolul “Biomimetic mineralization of anionic gelatin hydrogels: e ffect of degree
of methacrylation ”, Lei Zhou at el prezintă modificările proprietăților mecanice a mate rialului
compozit pe bază de polimer -mineral (49).
Toate probele mineralizate au avut un comportament similar la efectuarea unui test de
compresiune. Curba tensiunii a prezentat o regiune cu caracter elastic urmată de o r egiune de
creștere exponențială a stresului. Comparativ cu probele ne mineralizate, probele compozite
au prezentat o panta inițială mai mare și o tensiune de compresie maximă. Rezultand o
rezistență la compresiune ridicată la o deformare de 50%. Modul ul de compresiune al
compozitelor este similar cu cel al tesutului osos.
Evoluția modului de compresiune a fost observat la probele compozi te după ce
acestea au fost incubate în plasmă sintetică (SBF) tim p de 6, respectiv 14 zile. Creșterea a
fost semnificativă, pornind de la u n modul de compresiune de 5,51 kPa, respectiv 10,62 kPa
si ajungând la valori de 15,09 kPa, respectiv 18,84 kPa la doar 6 zil e de incubare. În
concluzie, timpul de imersare în SBF și conținutul total de mineral modifica comportamentul
la compresiune al compozitului polimer-mineral.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

31

Figura 12 . Proprietățile mecanice ale probelor de hidrogel m ineralizat. ( a, b și c) Curba
reprezentativa a efortului compresiv ale hidrogelu lui GelMA cu un grade de metacrilare mic, mediu
și mare după impersarea in SBF timp de 6 zile. Preluată din (49)
5. Partea experimentală
5.1. Obiectivul lucrării
De-a lungul timpului studiile prezentate în literature au condu s la obținera de mateiale
compoz ite utilizate ca substituenți osoși. Acestea au dovetit un real success în tratarea
defectelor osoase și a traumatismelor țesutului dur. Pe baza acestor studii a fost propus
obiectivul cercet ării experimentale desfăsurate in laborator care isi propune sintetizarea unu
hidrogel hibrid compozit utilizat in aplicatii ortopedice.
Au fost carcaterizate si testate trei tipuri de hidrogel pe baza de GelMA-PAAm cu un
continut diferit de precursor de mineralizare pentru a analiz a eficienta de mineralizare.
Materialele sintetizate au fost caracterizate prin spe ctroscopie in infraro șu în vederea
(1) confirmării naturii hibride a hidrogelurilor obținute și (2) confirmării prezenței fazei
minerale formate i n situ în urma incubarii hidrogelurilor în SBF. De aseme nea, prezența
fazei minerale a fost investigata și prin analize colori metrice, utilizând reactivul von Kossa.
5.2. Materiale utilizate

AAm și GelMA (sintetizată anterior î n laborator, DS 98%) au fost utilizate pentru
obținerea hidrogelului hibrid. CaCl 2 și NaHPO 4 au fost uti lizați ca precursori de mineralizare.
Metilenbisa crilamida (MBA) a fost utilizată ca agent de reticulare, iar 2-Hidroxi- 4′-(2-
hidroxietoxi)-2-metilpropiofenona (Irgacure 2959) a f ost utilizat ca fotoinițiator (soluție 10%
în etanol). Plasma sintetică a fos t obținută urmâ nd protocolul descris de Kokubo în (53) prin
dizolvarea sărurilor în apă dublu distilată. Ph -ul soluției a fost ajustat utilizând soluție apoasă
HCl 1M. Toți reactivii utilizați au fost furnizaț i de Sigma-Aldrich.
5.3. Prepararea precursorului

Pentru a simula formarea de fază mineral biomimetică, s -a pornit de la ipoteza că
utilizarea în mediu l de reacție a unui precursor de mineralizare pe bază de c ationi Ca2+ sau
anioni PO43- ar fi benefică, așa cum a fost demonstrat în literatură (54). În acest context s- a
decis adăugarea precursorului de mineralizare în soluția pre parată din AAm și MBA .

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

32

Precursorul de mineralizare (CaCl2 ) a fost folosit în rapoarte de 1:30 și 1:25 față de
conținutul tot al de solide, aceleasi raporte s-au folosit si pentru precurs orul NaHPO4. Tabelul
3 prezintă compoziția precursorilor de hidrogel.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

33

Tabelul 3 . Compoziția precursorilor de hidrogel .
Denumire
probă AAm:GelMA
moli „C=C ” AAm:MBA
mol/mol Irgacure 2959,
mmoli CaCl 2,
g NaHPO 4,
g T,
%
DN_0
1:1 100:2 0.205 0 0
30 DN_Ca2+_1 1 0
DN_Ca2+_2 1.2 0
DN_PO 43-_1 0 1
DN_PO 43+_2 0 1.2

5.4 Prepararea suporturilor

În vederea obținerii hidrogelului martor au fost preparate s oluții apoase de monomer.
Astfel, într-un pahar Berzelius cu volumul de 50 ml a fost preparată o soluție GelMA 30%
(g/v) prin adăugarea treptată a macromonomerului, în baie de apă la temperatura constantă de
40 șC, sub agitare continuă (pentru simplificare, această sol uție va fi denumită sol A). Înainte
de utilizare, soluția a fost degazată timp de 15 minute la 40 șC, utilizând o baie de degazare.
Separat a fost preparată o soluție de AAm și MBA cu un rapor t de AAm:MBA=2:100
molar (sol. B). Cele două soluții au fost amestecate astfel încâ t raportul dintre monomeri a
fost menținut constant GelMA: AAm=1:1 raport molar C=C. După om ogenizare a fost
adăugat initiatorul într -un raport de 2% molar față de componenta naturală și 1% față de
componenta sintetică (AAm și MBA). Conținutul total de solide a fost menținut la 30% (g/g).
Hidrogelurile compozite au fost sintetizate urmând acelasi protocol, cu mențiunea că
în sol. B s- a adăugat precur sorul de mineralizare (CaCl2 și respectiv NaHPO 4) în rapoarte de
1:30 și 1:25 față de conținutul total de solide.
În timpul procesului de omogenizare ce a urmat amestecări i sol. A cu sol. B s -a
observat o separare între cele două soluții pentru probele DN_PO 43+_1 și DN_PO 43+_2 , făcând
imposibilă obținerea unui suport omogen. Drept urmare, această compoziție nu a fost supusă
polimerizării.

Soluțiile omogene au fost
Figura 13. Probele DN_PO 43+_1 și DN_PO 43+_2 care prezință separarea
între sol. A și B
DN_PO 43+-1
DN PO 43+-2

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

34

turnate în vase Petri și ulterior polimerizate utilizâ nd un transiluminator cu o lungime de undă
de 312 nm timp de 20 min.
5.5 Test de mineralizare

Hidrogelurile obtinute au fost decupate in discuri cu diametrul de 10 mm și înalti mea
de 5 mm acestea. Acestea au fost spălate și imersate în soluție de plasmă sinteti că (SBF)
preparat a în laborator conform protocolului descris de Kokubo (53). Pe s curt, în 700 ml apă
distilată au fost dizolvate pe rând, prin adăugare treptată, s ărurile enumerate în Tabelul 4.
Soluția a fost menținută la temperature de 37șC, iar dizolvar ea s -a realizat sub agitare
continua, folosind un agitator magnetic. PH- ul soluției s fost monitorizat pe toată durata
experimentului, iar în final a fost reglat la 7,4 utilizâ nd soluție de HCl 1M. Ulterior, soluția a
fost transvazată într -un balon cotat de 11, unde s- a adus la semn cu apă distilată.
Probele obținute au fost incubate timp de 14 zile la 37șC cu schimbarea mediu lui de
incubare la 48 h. Pentru fiecare schimbare de SBF a fost preparată o soluție proaspătă
utilizând protocolul descries anterior.

Tabelul 4 . Reactivii utiliz ațila obținerea soluției de SBF (53).
Nr. ordine Denimire Cantitate (g) Puritate (%)
1. Clorură de sodiu (NaCl) 8.035 99.5
2. Bicarbonat de sodiu
(NaHCO 3) 0.355 99.5
3. Clorură de potasiu (KCl) 0.225 99.5
4. Fosfat acid de sodiu hidratat
(K2HPO 4∙3H 2O) 0.231 99.0
5. Clorură de magneziu
hidratată (MgCl 2∙6H 2O) 0.311 98.0
6. Acid clorhidric 1.0 M-(HCl) 39 ml –
7. Clorură de calciu (CaCl 2) 0.292 95.0
8. Sulfat de sodiu (Na 2SO 4) 0.072 99.0
9. Tris ((HOCH 2)3CNH 2) 6.118 99.0
10. Acid clorhidric 1.0 M-(HCl) 0-5 ml –

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

35

6. Calcule tehnice și proiectare
6.1 Flux tehnologic

Figura 14. Schema de flux tehnologic al hidrogelului compozi t pe bază de GelMA -PAAm și mineral

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

36

Fluxul tehnologic aferent prepar ării produsului este prezentat î n Figura 14.
În continuare se vor descrie operaț iile principale:
 Dizolvare 1 : prepararea soluției apoase de GelMA
GelMA a fost cântărită la balanța analitică și a fost adaugat ă treptat în apa distilată,
sub agitare continua.
Dizolvarea s-a realizat într-un pahar Berzelius cu vol umul de 50 ml, plasat într- o baie de apă,
la temperature constantă de 40șC.
Încălzirea și agitarea s-au realizat utilizând o plită termostatată cu agitare magnetică model
AG-15 B.
 Degazarea 1
În aceas ta etapa are loc degazarea soluției de GelMA obținută utilizând o baie de
ultrasunete, model EMMI20HC, timp de 15 minute la temperatura constantă de 40șC.
 Dozare 1
Dozarea soluției GelMA se face cu ajutorul unei pipete a utomate monocanal.
 Dizolvare 2
Aceasta etapă este detinată preparării soluției precursoare de PAAm. Cantitatea de
AAm, M BA și CaCl2/NaHPO4 se cantarește la balanta analitică, urmând să fie adă ugate în
apă distilată în următoare ordine: MBA, AAm ș i CaCl 2/NaHPO 4, ulterior soluția fiind supus ă
agitări. Adăugarea fiecărui compus se face imediat după omogen izarea compusului anterior.
Dizolvarea are loc într-un tub Falcon cu volumul de 20 ml.
Agitarea se face cu un agitator de tip vortex model ZX3.
 Dozare 2
În acea stă etapă are loc dozarea soluț iei precursoare de PAAm care conține și
precursorul de mineralizare. Dozajul a fost efectuat cu a jutorul unei pipete automate
monocanal.
Cantitatea necesara a fost introdusă î ntr-un tub Falcon cu volum ul de 15 ml alături de soluț ia
de GelMA dozată .
 Dizolvare 3
Această etapă este destinată preparării soluției de Irgac ure 2959. Cantitatea de
Irgacure este cântărită utilizând o balanță analitică, iar etanol ul se vor măsoară cu ajutorul
unei pipete automate monocanal. Dizolvarea se va realiza î ntr-un tub Falcon cu volumul de
15 ml
 Dozare 3
Aceasta etapă este destinată dozării fotoinitiatorului. Dozajul a fost efectuat cu
ajutorul unei pipete automate monocanal. Cant itatea necesara a fost introdusă în tubul Falcon
cu volumul de 15 ml alături de cele două soluții formate anterior.
 Omogenizare
În această etapă s -a efectuat omogenizarea celor două soluții componente. Soluțiile
adăugate in tubul Falcon cu volumul de 15 ml a fost învelite în folie de staniol pentru a nu
iniția o polimerizare precoce ș i ulterior fiind supus agitari.
Agitarea s-a efectuat cu un agitator tip vortex, model ZX3 timp de 3 minute.
 Degazare 2
După finalizarea etapei de omogenizare produsul este degazat.
 Turnare în matriță
Odată ce a fost dozată soluția de hidrogel se va turna intr -un vas Petri cu diametrul de
30 mm. Operația are loc cu pierderi estimate la aproximativ 1% deoa rece la turnare, pe
pereții vasului rămâne o cantitate mica de precursor.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

37

 Polimerizare
În această etapă are loc polimerizarea soluției finale c are va duce la obținerea
hidrogelului . Vasul Petri care conține soluția formată se va pune la polimerizat. Polimerizarea
se face cu ajutorul transiluminator model M-20V cu o lungime de undă de 312 nm timp de 20
minute.
 Purificare
După terminarea etapei de polimerizare probele sunt dezlipite cu grijă din matriță și
imersate în apă distilată pentru a îndepărta eventualele urme de monomer nereacționat. Apa
în care au fost purificate probele se va arunca.
 Decupare
După terminarea etapei de purificare probele au fost decupate, rezultând discuri cu
diametrul de 10 mm și înălțimea de 5 mm.
 Incubare în SBF
În această etapă are loc incubarea hidrogelului sintetiz at in SBF în vederea formării de
mineral.
Inițial , s-a preparat o soluție de SBF conform protocolului descries de Kobuko iar
monitorizarea pH-ului s-a realizat cu pH-metrul de laborator model M92.
Probele se vor introduce in tuburi Falcon cu volumul de 50 ml si se va adauga o
cantitate de 20 ml de SBF. Ulterior tuburile se vor introdu ce introduce in incubator la
temperatura de 37șC timp de 14 zile. Schimbarea mediului de incubare se face la fiecare 48h.
 Uscare
După terminarea etapei de incubare in SBF, probele sunt uscate in vederea analizarii
acestora cu ajutorul diverselor metode de caracterizare.
6.2 Bilanțul de material

Tabelul 5. Bilanțul de material pentru etapa ” Dizolvare 1 ”
Dizolvare 1
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
GelMA 3 Soluție GelMA 13 Apă bidistilată 10
TOTAL 13 TOTAL 13

Tabelul 6. Bilanțul de material pentru etapa ” Degazare 1 ”
Degazare 1
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Soluție GelMA 13 Soluție GelMA 13
TOTAL 13 TOTAL 13

Tabelul 7. Bilanțul de material pentru etapa ”Dozare 1 ”
Dozare 1
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

38

Intare Ieșire
Soluție GelMA 13 Soluție GelMA 10
Pierdere pe vârful
pipetei 0,5
Pierdere în vasul de
preparare 2,5
TOTAL 13 TOTAL 13

Tabelul 8 . Bilanțul de material pentru etapa ” Dizolvare 2 ”
Dizolvare 2
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
AAm 1,38
Soluție precursoare
de PAAm 16,04 MBA 0,06
CaCl 2 2,4
Apă distilată 12,2
TOTAL 16,04 TOTAL 16,04

Tabelul 9 . Bilanțul de material pentru etapa ” Dozare 2 ”
Dozare 2
Intrare Ieșire (g)
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Solutie precursoare
de PAAm 16,04 Solutie precursoare
de PAAm 12,2
Pierdere 3,84
TOTAL 16,04 TOTAL 16,04

Tabelul 10 . Bilanțul de material pentru etapa ” Dizolvare 3 ”
Dizolvare 3
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Irgacure 2959 0,1 Soluție Irgacure 1,1 Etanol 1
TOTAL 1,1 TOTAL 1,1

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

39

Tabelul 11. Bilanțul de material pentru etapa ” Dozare 3 ”
Dozare 3
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Soluție Irgacure 1,1 Soluție Irgacure 0,98
Pierdere în vasul de
preparare 0,12
TOTAL 1.1 TOTAL 1,1

Tabelul 12. Bilanțul de material pentru etapa ” Omogenizare ”
Omogenizare
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Soluție GelMA 10
Soluție precursor de
hidrogel 23,18 Soluție precursoare
PAAm 12,2
Soluție Irgacure 0,98
TOTAL 23,18 TOTAL 23,18

Tabelul 13. Bilanțul de material pentru etapa ”Degazare 2 ”
Degazare 2
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Soluție precursor de
hidrogel 23,18 Soluție precursor de
hidrogel 23,18
TOTAL 23,18 TOTAL 23,18

Tabelul 14 . Bilanțul de material pentru etapa ”Turnare în mat riță”
Turnare în matriță
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Soluție precursor de
hidrogel 23,18 Soluția precursor de
hidrogel 2×10=20
Pierdere în vasul de
preparare 3,18
TOTAL 23,18 TOTAL 23,18

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

40

Tabelul 15. Bilanțul de material pentru etapa ” Polimerizare ”
Polimerizare
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Soluție precursor de
hidrogel 2×10 Hidrogel 2×10
Total 2×10 Total 2×10

Tabelul 16. Bilanțul de material pentru etapa ” Purificare ”
Purificare
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Hidrogel 2×10 Hidrogel 2×9.8
Apă distilată 2×100 Apă reziduală 2×100.2
TOTAL 220 TOTAL 220

Tabelul 17 .. Bilanțul de material pentru etapa ” Decupare ”
Decupare
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Hidrogel 2×9.8 Eșsantioane hidrogel 20×0,8
Pierdere 3.92
TOTAL 19.6 TOTAL 20

Tabelul 18. Bilanțul de material pentru etapa ” Incubare în SBF ”
Incubare în SBF
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Eșantioane hidrogel 20×0,8 Eșantioane hidrogel 20×0,81
SBF 7x20x20 SBF 139.8
TOTAL 156 TOTAL 156

Tabelul 19. Bilanțul de material pentru etapa ” Uscare ”
Uscare
Intrare Ieșire
Material Cantitate (g) Material Cantitate (g)
Esantioane de
hidrogel 20×0,81 Eșantioane de
hydrogel uscate 20×0,033
Apă evaporată 20×0,777
TOTAL 20×0,81 TOTAL 20×81

Bilanțul de material a fost făcut pentru proba DN_Ca2+_2.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

41

Tabelul 20 . Costul materiilor prime folosite pentru obținerea probei DN_Ca2+_2.
Materiale de
intrare Cantitate (g) Cost (RON) Material de
iesire Cost final
(RON)
GelMA 3 24
Hidrogel
compozit pe
bază de GelMA –
PAAm și
mineral 36.16 AAm 1,38 3.84
MBA 0.06 0,88
CaCl2 1.2 3,92
Irgacure 0.1 2.71
Etanol 1 0.81
Apă distilata 22.2 –

7. Determinări experimentale privind caracterizarea
hidrogelului compozit pe bază de GelMA -PAAm și mineral
pentru aplicații ortopedice

În vederea carcaterizării structural a hidrogelurilor composite sintetizate, au fost
utilizate ca metode: spectroscopia în infraroșu cu transform ată Fourier ( FT-IR) și colorația
Von Kossa.

7.1. Metode și echipamente utilizate pentru caracte rizarea și testarea
probelor experimentale

 Spectroscopia în infraroșu cu transformată Fourier

Spectroscopia în infraroșu cu transformată Fourier (FT -IR) este una dintre metodele
prin care se poate realiza analiza calitativă a compușilor or ganici .
Datele au fost achizitionate cu un spectrometru JASCO 4200 echipat cu un dispozitiv
Specac Go lden Gate cu reflectanță totală atenuată (ATR) în dome niul numărului de unde
4000-600 cm-1.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

42

Figura 16. Spectrul FT-IR ale DN_0, DN_Ca2+_1, DN_Ca2+_2 și nano -HAp Analiza FT- IR a fost utilizată atât pentru identificarea componentel or macromoleculare ale
rețelei hidrogelului hibrid natural -sinteic, cât și pentru confirmarea prezenței fazei mine rale în
hidrogelurile compozite.
Figura 15 . Spectrul FT-IR ale GelMA, PAAm și DN_0

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

43

Analiza FT-IR a fost efectu ată pentru a confirmat prezența grupelor funcționale
caracteristice din cele două componente polimerice individual e în hidrogelurile compozite
sinterizate. Ca probe control a fost utilizat GelMA, respect iv PAAm. GelMA prezinta
urmatoarele benzi specifice: 3314 cm-1 (semnal comun pentru vibrațiile de întindere ale O -H
și N -H), 1635 cm-1 atribuită vibrației de întindere C=O (amidă I), 1534 cm-1 (amidă II).
PAAm prezintă următoarele vibrații principale: o banda de in tensitate cu două vârfuri de
interferență, c are sunt vizibile în jurul valorii de 3337 cm-1, respectiv 3170 cm-1 fiind
asociate cu vibrațiile de întindere ale legături N -H. În cazul vibrației de întindere a legături C –
O se observa un maxim în jurul valorii 1662 cm-1, iar pentru vibrația de deformare a legături
NH2 se observa un varf specific de interferență la 1609 cm-1. Spectrul FT-IR al hidrogelul
bicomponent DN_0 a prezentat toate benzile corespunzătoare vibrațiilor specif ice celor două
componente. Datele fiind asemănătoare cu cele prezentate î n studiul (38). Datele furnizate de
FT-IR au fost corelate cu datele din studii de specialita te și au relevat faptul că hidrogelul
bicomponent GelMA- PAAm (DN_0) prezintă toate semnele caracteristice celor două
componente formatoare.
În Figura 16 sunt prezentate spectrele FT-IR ale probelor DN_0, DN_Ca2+_1,
DN_Ca2+_2 și spectrul înregistrat pentru nanoparticule de hidroxiapa tita comercială (nano –
HAp). Cum este de așteptat, spectrul FT -IR al hidroxiapatitei comerciale a pus în evidență
banda de vibrație specifică grupării – PO 43 ale structurii apatitei poate fi observată la 1019 cm-
1. Aceasta prezintă un maxim ascuțit și foarte bine definit (55).
Se observă că proba DN_0 nu prezintă benzile specifice hidroxia patitei, spre
deosebire de proba DN_Ca2+_1, respectiv DN_Ca2+_2. În cazul, probei DN_ Ca2+_1 banda
specifică grupări fosfat prezintă un maxim larg și nu f oarte conturat spre deosebire de proba
DN_Ca2+_2 care prezintă un maxim ascuțit și foarte asemanator c u cel al nano -HAp.
Concluzionand, analiza FT- IR confirmă faptul că ambele probe (DN_Ca2+_1, DN_Ca2+_2)
prezintă formarea fazei minerale.

 Colorația Von Kossa

Coloratia Von Kossa este o tehnică colorimetrică care a fos t preluată din histologie.
Această metodă verifică dacă a avut loc formarea de fază minerală fosfo -calcică în timpul
incubării î n SBF.
Analiza s- a desfășurat astfel:
Materialele se incubează într -o soluție de azotat de argint (AgNO 3) cu o concentrație
de 1%, timp de 30 de minute. Pe întreaga durată a incubari în soluția de AgNO 3 probele au
fost expuse la lumină puternică pentru a permite oxidarea ionului de Ag la Ag metalic.
Ulterio, probele sunt spălate cu apă distilată. Apariția unor depozite de culoare brun -neagră
indică prezența sărurilor de calciu (56) .

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

44

Figura 17. Colorația von Kossa ale probelor: A. Proba DN_0 după procedeul colorimetric înainte de
spălare , B. Proba DN_Ca2+_1 după procedeul colorimetric înainte de spălare, C. Proba DN_Ca2+_2
după procedeul colorimetric înainte de spălare, D. Proba DN_0 după spălare, E. Proba DN_Ca2+_1
după spălare, F. Proba DN_Ca2+_2 după spălare, G. Secțiune a probei DN_0, H. Secțiune a probei
DN_Ca2+_1, I. Secțiune a probei DN_Ca2+_2.
Odată ce probele au fost colorate prin procedura von Kossa, s- a observat faptul că
probele DN_Ca2+_1 și DN_Ca2+_2 prezintă o suprafață de culoare brun -neagră, acest fapt
confirmă prezența sărurilor de calciu în cele două probe. O c reșterea semnificativă a
intensității coloratiei este observată în proba DN_Ca2+_2, față de proba DN_Ca2+_2. Asfte,
datele privind conținutul crescut de mineral format în proba DN_Ca2+_2 oferite de analiza
FT-IR sunt confirmate.
În secțiune, se observă că nu exista zone cu colorit specific prezenței sărurilor de
calciu. Cu toate că prezenta sărurilor de calciu nu se poate observ a cu ochiul liber in secțiune
sunt necerare mai multe analize de carcaterizare pent ru a determina microstructura,
morfologia, d istribuția și tipul depunerilor de mineral.

A B C
D E F
G H I

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

45

8. Concluzii și perspective

Obiectivul cercetării expermentale realizate in cadrul proiectului de licență a fost
sintetizarea unui hidrogel hibrid pe bază de GelMA -PAAm încărcat cu săruri de Ca, utilizat
ca sub stituent osos în diverse aplicații ortopedice. Au fost sintetizate dive rse soluții
precursoare de hidro gel care au in compozitie concentratii diferite de săruri de calciu pentru a
avea o privere de ansamblu mai buna asupra influentei ace stora cu privire la mineralizarea
matrialului.
În urma incubării în SBF a fost observat form area de mineral biomimetic.
În vederea carcacterizării a probelor de hidrogel ob ținute au fost utilizate metode de
caracterizare precum: spectroscopia în infraroșu cu trans formată F ourier (FT- IT) și colorația
von Kossa.
Spectrele FTIR pentru probele de hidrogel investigate au evidențiat benzile
carcateristice ale celor doi compusi formatoare. În cazul h idrogelurilor compozite s- a
observant prezența benzii de vibrație specifică grupăr ii –PO 43 la 1019 cm-1 confirmând
prezența mineralului în interiorul probelor DN_Ca2+_1 și DN_Ca2+_2.
Prezenta mineralului fosfo-calcic este confirmat ă și de colorația von Kossa. Rezultate
obținute au arătat că prin varierea cantități de precurs or de mineralizare sunt obținute diverse
grade de mineralizare.
Pentru a confirma formarea de hidroxiapatita biomimetică este necesar ă reali zarea de
teste cantitative in vederea unei dozari a continutului de calciu respectiv fosfat. În acest sens,
se pot realiza teste de dozare cu ajutorul spectrometriei UV sau/ si EDAX. Vizualizare
mineral ului fiind observată cu SEM/ tomografie computerizată (CT) iar în vederea stabilirii
efectului pe care il poate avea asupra organismului prin efectuarea de teste în vitro și in vivo ,
respectiv s tudiera proprietătilor mecanice .

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

46

9. Bibliografie
1. Sumant Ugalmugle, Rupali Swain. Orthopedic Devices Market Size By Product (Joint
Reconstruction {Hip Replacement, Knee Replacement, Ankle Re placement, Shoulder
Replacement}, Spinal Devices, Trauma Fixation Devices, Or thobiologics, Arthroscopic
Devices), Industry Analysis Report, Regiona. gminsights. [Online] 02 2019. [Cited: 05 03,
2020.] https://www.gminsights.com/industry-analysis/orthopedic-devi ces-market. GMI1501.
2. Biomaterials for bone tissue engineering. M.Stevens, Molly. 5, 05 2008, Materials today,
Vol. 11, p. 2008.
3. Novel biomaterials for tissue engineering 2018. Stratakis, Emmanuel. s.l. : International
Journal of Molecular Science, 12 2018, pp. 1-4.
4. New hydrogels based on gelatin and acrylamide. Andrada Serafim, Diana-Maria
Drăgușin, Livia Maria Butac, Dan Sorin Vasilescu, Peter Dubruel, Iz abela -Cristina
Stancu. 2, s.l. : U.P.B. Sci. Bull, 2013, Vol. 75.
5. Ilia Catereniuc, Teodor Lupașcu, Dumitru Batîr, Anastasia Bendelic, Lilian Globa,
Zinovia Zorina, Angela Babuci, Galina Certan, Tatiana Globa. Aparatul locomotor .
Chișinău : s.n., 2015. pp. 94-115. Vol. I .
6. Elise F. Morgan1, George L. Barnes, Thomas A. Einhorn. The Bone Organ System:
Form and Function. 2013. pp. 9-18.
7. Bone tissue engineering . Justin L. Brown, Sangamesh G. Kumbar, Cato T. Laurencin.
s.l. : Biomaterials Science, 2013, pp. 1197-1198.
8. Ștefaneț, Mihail. Anatomia omului. Chișinău : Centrul Editorial-Poligrafic Medicina,
2007. Vol. I.
9. Sandy C. Marks, Jr., and Paul R. Odgren. Cap. 2 “Biomechanics of Bone, Principles of
Bone Biology. Principles of Bone Biology 2nd Edition. Boston : Academic Press, 2002.
10. Antonescu, Dinu M. Patologia aparatului locomotor. București : Editura Medicală,
2018. pp. 345-698. Vol. I.
11. Botez, Paul. Ortopedie. Iași : Casa de Editură Denus, 2008.
12. IOANOVICI, Teodora Georgiana. Contribuții la sinteza de hidroxiapatită dopată cu
magneziu și cercetări asupra proprietăților mecanice în vederea utilizării ei în implanturi
osoase. Timișoara : s.n., 2012.
13. CIOBANU, Margareta Gabriela. Materialele biocompatibile (Biomateriale). Iași : s.n.,
2016.
14. Integrin and Calcitonin Receptor Signaling in the Regulation of the Cytoskeleton and
Function of Osteoclasts. Le T. Duong, Archana Sanjay, William Horne,Roland Baron,
and Gideon A. Rodan. s.l. : Academic Press, 2002, pp. 141-151.
15. Bioceramics: From Concept to Clinic. L., Hench Larry. 7, s.l. : Journal of the American
Ceramic Society, 1991, Vol. 74.
16. Bone remodeling dynamics. H. M. Frost, M.D. Springfield. Illinois : Charles C Thomas
Company, 1963, Arthritis & Rheumatism, p. 175.
17. Biology of the Basic Multicellular Unit and the Pathophysiology of Osteoporosis. Jilka,
Robert L. 3, 09 2003, Medical and Pediatric Oncology, Vol. 41, pp. 182-185.
18. Osteotropic cancers: From primary tumor to bone. Jeroen T. Buijs, Gabri van der
Pluijm. 2009, Cancer Letters, pp. 177 –193.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

47

19. Coupling the activities of bone formation and resorption: a multitude of signals wit hin the
basic multicellular unit. Martin, Natalie A Sims and T  John. 01 08, 2014, BoneKey
Reports .
20. Mechanically Adaptive Bone Remodelling. L E Lanyon, A E Goodship, C J Pye, J H
MacFie. 1982, Journal of biomechanics, pp. 141-154.
21. Materiale metalice versus materiale nemetalice implicate în implantologi a orală. Sergiu
Focșăneanu, Norina Consuela Forna. 2, s.l. : Romanian Journal of Medical and Dental
Education, 2017, Vol. 6.
22. Bone grafts, bone substitutes and orthobiologics. Timothy T. Robertsa, Andrew J.
Rosenbauma. 2012, Organigenesis, pp. 114-124.
23. Osteoconductive materials and their role as substitutes for autogenous bone grafts.
Cornell, Charles N. 4, 1998, Orthopedic clinics of North America, Vol. 30, pp. 591-598.
24. Biocompatibility and Biofunctionality of Implanted Materials. S. D. Cook, J. E. Dalton.
1992, Alpha Omegan, pp. 41-47.
25. Biofunctionality and Biocompatibility. Williams, David F. 2006, Materials Science and
Technology.
26. Developments in the use of green (biodegradable), recycled and biopolymer materials in
technical nonwovens. P. Goswami, T. O ’Haire. 2016, Advances in Technical Nonwovens,
pp. 97 –114.
27. Bioactive Materials: Definitions and Application in Tissue Engineering and Regener ation
Therapy. Jon Whitlow, Arghya Paul, Alessandro Polini. s.l. : Springer, 2016,
Biocompatible Glasses , Vol. 53.
28. Osteoconductive Microarchitecture of Bone Substitutes for Bone Regeneration Rev isited.
Chafik Ghayor, Franz E. Weber. 2018, Frontiers in Physiology.
29. Osteoinduction: A Review of Old Concepts with New Standards. R. J. Miron, Y. F.
Zhang. 2012, Journal of Dental Research, pp. 736-744.
30. B.S. Klosterhoff, S. Nagaraja, J.J. Dedania, R.E. Guldberg, N.J. Willet. Material and
mechanobiological considerations for bone regeneration. [book aut h.] Amit Bandyopadhyay
Susmita Bose. Materials and devices for bone disorders. 2017, pp. 197-243.
31. Biological materials: Structure and mechanical properties. Marc André Meyers, Po-Yu
Chen, Albert Yu-Min Lin, Yasuaki Seki. 1, 2008, Progress in Materials Science, Vol. 53,
pp. 11-206.
32. Fried, Joel R. Introduction to Polymer Science. Polymer Science and Technology, 3rd
Edition. s.l. : Prentice Hall, 2014.
33. Hydrophilic Gels for Biological Use. O. WICHTERLE, D. LÍM. 1960, Nature , pp.
117–118.
34. Hydrogels and their medical applications. Janusz M Rosiak, Fumio Yoshii. 1-4 , 1999,
Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Se ction B: Beam Interactions with
Materials and Atoms, Vol. 151, pp. 56-64.
35. General Properties of Hydrogels. O. Okay, G. Gerlach, K.F. Arnd. 2009, Hydrogel
Sensors and Actuators.
36. Bioactive hydrogels for bone regeneration. Xin Bai, Mingzhu Gao, Sahla Syed, Jerry
Zhuang, Xiaoyang Xu, Xue-Qing Zhang. 2018, Bioactive Materials, pp. 401-417.
37. Gelatin-Methacryloyl Hydrogels: Towards Biofabrication-Based Tissue Re pair. Barbara
J. Klotz, Debby Gawlitta, Antoine J.W.P. Rosenberg, Jos Malda, Ferry P.W. Melch els.
2016, Trends in biotechnology, pp. 394-407.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

48

38. One-pot synthesis of superabsorbent hybrid hydrogels based on methacrylamide gelatin
and polyacrylamide. Effortless control of hydrogel properties through composition design.
Andrada Serafim, Catalin Tucureanu, Daniela-Geta Petre,Diana-Mar ia Dragusin,
Aurora Salageanu, Sandra Van Vlierberghe, Peter Dubruel, Izabela-C ristina Stancu.
2014, New Journal of Chemistry , pp. 3112-3126.
39. Significant Characteristics of Medical-Grade Polymer Sheets and their Effici ency in
Protecting Hydrogel Wound Dressings: A Soft Polymeric Biomaterial. Niladri Roy,
Nabanita Saha, Takeshi Kitano, Marian Lehocky, Eva Vitkova, Petr Saha. 1, 2012,
International Journal of Polymeric Materials and Polymer ic Biomaterials, Vol. 61.
40. Synthesis and Properties of Gelatin Methacryloyl (GelMA) Hydrogels and Their R ecent
Applications in Load-Bearing Tissue. Mingyue Sun, Xiaoting Sun, Ziyuan Wang, Shuyu
Guo, Guangjiao Yu, Huazhe Yang. 2018, Polymers, p. 1290.
41. Photocrosslinkable Gelatin Hydrogel for Epidermal Tissue Engineering. Xin Zhao, Qi
Lang, Lara Yildirimer, Zhi Yuan Lin, Wenguo Cui, Nasim Annab, Kee Woei Ng,
Mehmet R Dokmeci, Amir M Ghaemmaghami, Ali Khademhosseini. 2015, Advanced
Healthcare materials, pp. 108-118.
42. Long-term Effects of Polyacrylamide Hydrogel on Human Breast Tissue. Lise H
Christensen, Vibeke B Breiting, Annet Aasted, Anna Jørgensen, Ivan Kebuladze. 2003,
Plastic and reconstructive surgery, pp. 1883 ‐1890.
43. Swelling Properties of Polyacrylamide Hydrogel Prepared by γ– Ray Irradiation. MD.
SHAMSUL ALAM1*, G. M. ARIFUZZAMAN KHAN, S.M. ABDUR RAZZAQUE ,M.
N. ALAM, M.I.H. MONDAL. 4, 2008, Journal of polymer materials, Vol. 25, pp. 645-651.
44. ChemicalBook . Chemical Property. ChemicalBook . [Online] 2016. [Cited: 04 27,
2020.] https://www.chemicalbook.com/chemicalproductproperty_en_cb7390058.htm.
45. Study of the properties of hydrolyzed polyacrylamide hydrogels with various pore
structures and rapid pH-sensitivities. Qian Zhao, Jianzhong Sun , Yuteng Lin, Qiyun
Zhou. 2010, Reactive & Functional Polymers, pp. 602 –609.
46. Improved Mechanical Properties of Polyacrylamide Hydrogels Created in the P resence
of Low-Molecular-Weight Hydrogelator. Yutaka Ohsedo, Makiko Taniguchi, Kowichiro
Saruhashi, Hisayuki Watanabe. 2015, The Royal Society of Chemistry, pp. 90010 –90013.
47. Synthesis, characterization and rheological behavior of pH sensitive poly(acrylamide- co-
acrylic acid) hydrogels. Seddiki Nesrinne, Aliouche Djamel. 4, 2017, Arabian Journal of
Chemistry, Vol. 10, pp. 539 –547.
48. Evaluation of the in Vitro Cytotoxicity of Cross-Linked Biomaterials. Martha O Wang,
Julie M Etheridge, Joshua A Thompson, Charlotte E Vorwald, David Dean , John P
Fisher. 2013, Biomacromolecules, pp. 1321 –1329.
49. Biomimetic mineralization of anionic gelatin hydrogels: effect of degree of
methacrylation. Lei Zhou, Guoxin Tan, Ying Tan, Hang Wang, Jingwen Liaob,
Chengyun Ning. 2014, The Royal Society of Chemistry, pp. 21997 –22008.
50. S. Weiner, W. Traub. Mechanisms and Phylogeny of Mineralization in Biological
Systems. [ed.] Hiroshi Nakahara Shoichi Suga. 1991 : Springer. p. 247. Vol. 10.
51. Biohybrid methacrylated gelatin/ polyacrylamide hydrogels for cartilage repair . Lu Han,
Jielong Xu, Xiong Lu, Donglin Gan, Zhixiong Wang, Kefeng Wang, Hongping Zhang,
Huipin Yuan, Jie Weng. China : Journal of Materials Chemistry B, 2017, pp. 731 –741.
52. Mineralization of Hydrogels for Bone Regeneration. Katerina Gkioni, M.Sc., Sander
C.G. Leeuwenburgh, Ph.D., Timothy E.L. Douglas, Ph.D. 6, s.l. : TISSUE
ENGINEERING: Part B, 2013, Vol. 16, pp. 577-585.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE ME DICALĂ

49

53. How useful is SBF in predicting in vivo bone bioactivity? Tadashi Kokubo, Hiroaki
Takadama. 2006, Biomaterials, pp. 2907 –2915.
54. Biocomposites based on biogenous mineral for inducing biomimetic mineralization.
Diana Maria Drăgușin, Filis Curti, Sergiu Cecoltan, Daniela Sarghiu ta, Livia Maria
Butac, Eugeniu Vasile, Rodica Marinescu, Izabela Cristina Stanciu . 2, s.l. : Materiale
Plastice, 2017, Vol. 54, pp. 207-213.
55. Iconaru, Simona-Liliana. Nanoparticule de oxid de fier și hidroxiapatită: reactivitate și
influența asupra mediului înconjurător. 2015. pp. 54-78.
56. Drăgușin, Diana Maria. Laborator 3: Testarea calcifierii in vitro. 2010.
57. Curs 1. Noțiuni introductive de anatomie. Constantin Opresuc, Dan Venter. 2016.
58. Elastomeric high-mineral content hydrogel-hydroxyapatite composites for orthopedic
applications. Jie Song, Jianwen Xu, Tera Filion, Eduardo Saiz, Antoni P. Tomsia, Jane
B. Lian. s.l. : Journal of Biomedical Materials Research Part A, 2009, pp. 1098 –11.
59. Preparation of hierarchically organized calcium phosphate –organic polymer composites
by calcification of hydrogel. Kozue Furuichi, Yuya Oaki, Hirofumi Ichimiya, Jun
Komotori & Hiroaki Imai. s.l. : Science and Technology of Advanced Materials, 2006, pp.
219–225.