Specializarea Inginerie Medicală LUCRARE DE LICENȚĂ FUNCȚIONALIZAREA MEMBRANELOR DE ACETAT DE CELULOZĂ CU ETER COROANĂ PENTRU OSTEOINTEGRARE… [307143]

Universitatea Politehnica din București

Facultatea „Știința și Ingineria Materialelor”

Departamentul „Știința Materialelor Metalice și Metalurgie Fizică”

Specializarea Inginerie Medicală

LUCRARE DE LICENȚĂ

FUNCȚIONALIZAREA MEMBRANELOR DE ACETAT DE CELULOZĂ CU ETER COROANĂ PENTRU OSTEOINTEGRARE

Conducător științific:

Conf.Dr.Prof. Ioan-Ștefan Voicu

Absolventă:

Mădălina-Mihaela Dapcea

Iulie 2018

Cuprins

Introducere……………………………………………………………………4

Structura și proprietățile oaselor……………………………………………6

Metode de obținere a țesutului osos în vederea plasării unui implant……8

Distragerea osteogenezei……………………………………………………8

Osteoinducția………………………………………………………………8

Osteoconducția…………………………………………………………….9

Regenerarea ghidată a țesuturilor…………………………………………9

Regenerarea ghidată a structurii osoase……………………………………10

Caracteristici ale membranei……………………………………………….12

Crearea unui spațiu potrivit pentru aderare………………………………12

Ocluzivitatea……………………………………………………………..13

Integrarea tisulară………………………………………………………..14

Osteointegrarea…………………………………………………………….15

Clasificarea membranelor…………………………………………………..18

Membrane de barieră pentru tehnica GBR………………………………18

Membrane resorbabile……………………………………………………18

Membran neresorbabile…………………………………………………..20

Membrane e-PTFE……………………………………………………….20

Membrane d-PTFE……………………………………………………….21

Plasă de titan…………………………………….……………………….21

Membrane de augumentare 3D…………………………………………..22

Materiale folosite pentru fabricarea membranelor………………………..24

Policaprolactona………………………………………………………….26

Poliglicerol…………………………………………………………………27

Betafosfatul tricalcic……………………………………………………..28

Hidroxiapatita (HA)……………………………………………………….29

Acidul polilactic (PLA)…………………………………………………..30

Acetatul de celuloză………………………………………………………33

Partea experimentală…………………………………………………………37

Materiale și metode folosite………………………………………………37

Metode și aparate folosite pentru analizarea probelor…………………….39

SEM- Microsopie electronică de baleiaj……………………….39

FT-IR- Spectroscopie în IR cu transformata Fourier…………..40

Rezultate…………………………………………………………………42

Rezultate obținute cu ajutorul SEM……………………………42

[anonimizat]…………………………….45

Concluzii………………………………………………………..…………51

Bibliografie

Introducere

Printe primii stomatologi din istorie a [anonimizat]. Acesta folosea sârmulițe din aur pentru a consolida dinții. [anonimizat] a [anonimizat].

Îmbătrânirea populației este principala cauză pentru care oamenii de știință și clinicieni colaborează pentru a dezvolta metode adecvate pentru înlocuirea dinților pierduți.

[anonimizat]. [anonimizat], importante pentru plasarea implantului și pentru succesul acestui proces. [anonimizat], [anonimizat], este o mare problemă pentru succesul unei astfel de lucrări.[1].

[anonimizat] o viteza mult mai mare față de cea a celulelor osoase care vor reface defectul. În situația în care între osul augmentat și gingia ce acoperă defectul nu există o membrana, gingia va crește în interiorul osului. Astfel, după câteva luni, când medicul va dori să insere un implant în acel loc nu va găsi țesut osos ci un țesut moale, gelatinos, impropriu implantării. Plasarea unei membrane între osul augmentat și gingie va opri (bloca) proliferarea gingiei în țesutul osos nou, permițând doar creșterea vaselor de sânge dinspre gingie către osul augmentat (osul are nevoie de o buna vascularizare) iar la încheierea vindecării în acel loc se va găsi țesut osos sănătos, capabil să susțină implantul dentar.[2]

Regenerarea țesuturilor deteriorate sau pierdute este unul din provocările majore ale medicinii moderne. Cu mai mult de un deceniu în urmă, principiul regenerării țesuturilor ghidate (GTR) a fost aplicat cu succes pentru regenerarea țesuturilor parodontale. Ulterior, metoda de regenerare osoasă ghidată (GBR) a fost folosită cu succes pentru creșterea volumului osos al maxilarului înainte de plasarea implantului.[3]

Situații în care este recomandată regenerarea osoasă ghidată:

pentru a crește lățimea și înălțimea osului în vederea unui viitor implant dentar;

pentru a îmbunătăți osul în zonele de contact ale implantului dentar ;

pentru plasarea de grefe în proceduri chirurgicale precum rezecția apicală, îndepărtarea unui chist.

Structura și proprietățile oaselor

Oasele sunt o formă densă, specializată de țesut, care conține trei tipuri de celule: osteoblaste, osteocite și osteoclaste.

Osteoblastele depun o matrice osoasă nouă;

Osteocitele sunt osteoblastele mature care au fost prinse în matricea osoasă depusă;

Osteoclastele sunt celulele care descompun matricea osoasă.[4]

Osul alveolar este o prelungire apofizară a oaselor maxilare și este format din osul alveolar propriu-zis și osul alveolar susținător. Osul alveolar propriu-zis este osul compact care formează alveolele dentare, este reprezentat de corticala internă a osului alveolar. La acest nivel se inseră fibrele periodontale.[2]

În momentul în care se pierd dinți, există o schimbare semnificativă a osului alveolar datorită activității osteoclastelor în timpul remodelării osoase. Cea mai semnificativă modificare survine în decurs de 3 luni după pierderea danturii și poate continua în timp, cu o pierdere suplimentară de 11% din volumul osos.[5]

Odată cu pierderea dinților, maxilarele își pierd principala funcție și anume funcția masticatorie.[2]

Deficiențele osoase dobândite sau moștenite pot fi regenerate cu ajutorul unei mari varietăți de materiale.[4]

Autogrefele, alogrefele și xenogrefele au dezavantajele specifice, cum ar fi un al doilea loc de intervenție chirurgicală, disponibilitate limitată, transfer de boală, pericol imunologic și contaminare virală.[4]

Una dintre cerințele pentru plasarea corectă și o bună osteointegrare a unui implant este un volum osos suficient la locul de implantare. Lipsa osului atât în adâncime cât și în lungime poate avea ca rezultat o suprafață a implantului expus, care scade zona de contact a implantului osos și poate duce la un impalnt defect.[6]

Parodonțiul este complexul de atașare pentru dinți, care include cementul, ligament periodontal (PDL) și osul alveolar. Cementul este un țesut mineralizat care acoperă rădăcina dentară și se comportă ca un țesut conjunctiv între dentina rădăcinii și ligamentul periodontal.[7]

În timp ce osul alveolar este remodelat în mod continuu de activitățile osteoblastice, ostecitare și osteoclastice pentru a se adapta la încărcarea mecanică asociată cu funcția dentară, cementul nu suferă remodelare fiziologică, ci se formează continuu, pe tot parcursul vieții, ajutat de activitățile cementoblastelor.[7]

Formarea osoasă implică osteoblaste active și diferențiate care induc sinteza matricei extracelulare care va susține procesul de mineralizare. Această funcție naturală a osteoblastelor poate fi influențată de prezența unui implant degradabil.[8]

Metode de obținere a țesutului osos în vederea implantării

Prin grefarea oaselor maxilare  înțelegem o varietate de tehnici și manopere chirurgicale sigure, previzibile și nedureroase care au ca scop refacerea osului deteriorat necesar implantarii – fie prin construire (adaugare) fie prin stimularea organismului să producă os nou (regenerare osoasă ghidată).

Diverse metode au fost dezvoltate pentru augumentarea osoasă:

Distragerea osteogenezei

Această metodă presupune inducerea chirurgicală a unei fracturi și separarea treptată a celor două capete osoase, pentru a genera o creștere osoasă spontană între cele doua fragmente.[3]

Prin folosirea acestei metode se obține atât o poziționare corectă a fragmentelor osoase cât și o cantitate suplimentră de os.[3]

Osteoinducția

Regenerarea defectelor osoase cauzate de traume, infecții, tumori sau tulburări genetice care duc la dezvoltarea scheletică anormală este o provocare clinică. Repararea unor astfel de defecte osoase necesită, de obicei, materiale de grefare osoasă.

Osteoinducția utilizează factori de creștere adecvați și celule osteogeneratoare pentru a favoriza formarea osoasă nouă.[3]

Osteoconducția

Osul uman și în special osul maxilar, are o capacitate extraordinară de regenerare, atâta timp cât există un suport local pe care acesta să crească, precum și elementele care să stimuleze diferențierea și dezvoltarea celulelor osoase.

Osteoinducția este o tehnică ce presupune ca un material de grefare să fie folosit drept schelet pentru formarea osoasă nouă.[3]

Regenerarea țesuturilor ghidate (GTR)

Este o tehnică utilizată pe scară largă pentru regenerarea țesuturilor osoase și parodontale, pentru plasarea implantului dentar și regenerarea parodontală.[1]

Tehnica folosește o membrană de barieră plasată chirurgical pentru a crea spațiu, pentru a permite regenerarea țesuturilor și pentru a înlătura țesuturile conjunctive gingivale și epiteliul de acoperire de la zona de vindecare a rănii.[9]

Pentru tehinca GTR au fost utilizate o serie de materiale, incluzând atât membranele resorbabile, cât și cele neresorbabile.[1]

În ultimii ani, materialele resorbabile au devenit favorite din punct de vedere clinic, deoarece elimină necesitatea unei etape chirurgicale secundare, pentru îndepărtarea membranei. Membranele resorbabile curente sunt fabricate din foi de colagen sau din co-polimeri ai acidului polilactic și poliglicolic.[10]

Membrana ideală pentru tehinca GTR trebuie să fie resorbabilă și să aibă o rigiditate mecanică suficientă pentru a preveni invazia țesuturilor moi în locul în care se dorește augumentarea, dar să fie capabilă să acopere defectul. Mai mult, beneficiile potențiale ale activităților biologice secundare ale membranelor, includ osteoconducția și potențialul de a elibera proteine bioactive pentru a accelera procesul de vindecare.[1]

Regenerarea osoasă ghidata (GBR)

Utilizează membrane de barieră, care ajută la umplerea unor spații rezultate în urma extracțiilor cu os nou.[1]

Cele mai multe abordări osteoinductive biochimice au o aplicare clinică extrem de limitată, cum ar fi utilizarea proteinelor morfogenetice osoase. În plus, în anumite locații, cum ar fi în maxilar, osteogeneza de distragere este încă în fază de dezvoltare și în multe cazuri provoacă cicatrizarea nedorită a țesuturilor. Acest lucru duce la nevoia de utilizare a metodei GBR și a materialelor de grefare osoasă sau combinații ale acestor metode.[1]

GBR oferă cele mai bune și cele mai previzibile rezultate atunci când se utilizează pentru a umple defectele cu os nou. Mai mult, GBR îmbunătățește predictibilitatea augumentării osoase și asigură stabilitate pe termen lung la locul nou creat.[9]

Conceptul de bază al GBR-ului a fost introdus acum mai bine de 50 de ani, când fibrele de acetat de celuloză au fost utilizate experimental pentru regenerarea nervilor și a tendoanelor. Ulterior acetatul de celuloză a ajutat la vindecarea coastelor, a osului radial și a defectelor oaselor femurale. O serie de studii pe animale au oferit dovezi care să demonstreze că GBR poate facilita regenerarea osoasă în cazul defectelor osoase de dimensiuni critice, precum și creșterea osoasă în înalțime și lățime a defectului, înainte de inserarea implantului.[9]

Tehnica GBR este o procedură chirurgicală în care o membrană ocluzivă este folosită pentru a stimula formarea noului os, în vederea procesului de regenerare osoasă și pentru a evita cheagurile de sânge care sunt responsabile pentru tratamentul implanturilor defectuoase. Este de asemenea cunoscut că proprietățile osteoinductive și osteogene ale membranei conduc la rezultate satisfăcătoare în regenerarea oaselor.[10]

Similar cu GBR, conceptul GTR implică de asemenea aplicarea unei membrane pentru a evita migrarea celulelor epiteliale în zona afectată, deoarece celulele epiteliale inhibă formarea osoasă și favorizarea creșterii țesutului conjunctiv în zona defectului.[10]

Deși sunt necesare proprietăți mecanice, fizice și bioactive adecvate pentru membrane, rata de biodegradabilitate este de asemenea un parametru important astfel încat a doua intervenție chirurgicală să poată fi evitată. În plus, regenerarea reușită a zonei afectate necesită cel mult 6 luni în care să se determine rata de biodegradare a membranei.[11]

Membranele pot fi fabricate din diferiți polimeri sintetici, de exemplu: acid poli glicolic, acid polilactic, policaprolactona și copolimerii lor și polimerii naturali cum ar fi colagenul, gelatina și chitosanul.[3]

Fig.3.1.Dubla structură a membranei dentare. [1]

Caracteristici ale membranei

O membrană, prin definiție, este o barieră selectivă pentru anumite specii de particule, molecule și ioni dintr-un amestec complex.

Membranele folosite în stomatologie acționează ca o barieră pentru a preveni invazia celulelor intruse în zona afectată și pentru a obține spații care urmează să fie ulterior umplute cu os nou și pentru a asigura volumul de os necesar pentru inserarea implantului, atunci când volumul de os sănătos este insuficient pentru inserția implantului.[1]

Crearea unui spațiu pentru aderare

Membrana trebuie să aibă o rigiditate adecvată pentru a crea și a menține un spațiu adecvat pentru regenerarea dorită a osului. Această calitate este predominant legată de grosimea membranei. În plus, o membrană ar trebui să ofere un spațiu optim care să poată fi menținut pentru creșterea țesutului dar de asemenea să ofere un suport adecvat țesutului chiar și în cazul unor defecte mari.[3]

Materialul ar trebui să fie, de asemenea, maleabil pentru a asigura geometria specifică, necesară pentru reconstrucția funcțională, dar să fie suficient de rigid pentru a rezista presiunilor exercitate de forțele exterioare, cum ar fi masticația. Dacă membrana s-ar prabuși în spațiul defectului, volumul pentru regenerare ar fi redus și nu se va obține un rezultat clinic optim.[3]

Fig.4.1. (a) Un volum osos adecvat, pentru o lucrare de succes.

(b)Plasarea membranei, ca o barieră pentru factorii externi.

(c)Lucrarea finală, dupa augumentarea osoasă[12]

Ocluzivitatea

O barieră optimă ar trebui să fie suficient de ocluzivă pentru a evita formarea țesutului fibros, care poate preveni sau întarzia formarea osoasă. Prin urmare ocluzivitatea este strâns legată de porozitatea membranei. Acest factor are o influență majoră asupra potențialului de invazie celulară. Într-adevar, ocluzivitatea membranei poate fi cel puțin la fel de importantă ca și proprietățile de menținere a spațiului atunci când se regenerează defectele osoase.[12]

Porii membranei facilitează difuzia fluidelor, a oxigenului, a nutrienților și a substanțelor bioactive pentru creșterea celulelor, care este vitală pentru regenerarea oaselor și a țesuturilor moi. Cu toate acestea, porii trebuie să fie impermeabili la celulele epiteliale sau fibroblastele gingivale (în cazul implanturilor dentare).[3]

O dimensiune mai mare a porilor va permite acestor celule, cu creștere mai rapidă, să suprapopuleze spațiul defect și să inhibe infiltrarea celulelor care generează os. O dimensiune mai mare a porilor reprezintă o cale mai ușoară pentru contaminarea bacteriană, iar îndepărtarea chirurgicală a acestor membrane contaminate devine complicată din cauza creșterii unui exces de țesuturi moi. O dimensiune mare a porilor va micșora în mod inevitabil suprafața rezultantă a materialului, ceea ce ar putea limita etapele inițiale importante ale adeziunii celulare pe membrană și scăderea ulterioară a înglobării vaselor de sânge.[3]

Dacă porii sunt prea mici, migrarea celulară a tuturor celulelor este limitată ceea ce duce la o depunere îmbunătățită, la formarea țesutului avascular și absența creșterii și infiltrării capilare. Dimensiunea porilor va afecta, de asemenea, capacitatea materialului de a susține țesutul.[3]

Integrarea țesuturilor

Integrarea țesuturilor este aspectul cheie al tuturor tehnicilor de regenerare a țesutului, deoarece este esențial ca țesutul gazdă să realizeze o legătură cu membrana.[12]

Este bine știut faptul că integritatea structurală a membranei de barieră și adaptabilitatea suficientă a marginilor sale la osul original adiacent constituie premise pentru formarea de nou os.[12]

Integrarea țesuturilor stabilizează procesul de vindecare a rănilor și ajută la crearea unei legături etanșe între os și material pentru a preveni invazia țesutului conjunctiv fibros în locul defect. Integrarea țesutului între membrană și contururile osului adiacent se bazează pe capacitatea spațiala a membranei, a materialului. Un material care este prea rigid nu ar fi capabil să modeleze forma locului defect.[3]

Fig.4.2. Principiul regenerării osoase ghidate folosind bariere mecanice (membrane) pentru a etanșa defectele osoase.[11]

Osteointegrarea

Pentru a îmbunătăți diferențierea osteogenetică și osteointegrarea implanturilor, s-au dezvoltat diferite tratamente pentru a modifica chimia suprafeței, proprietățile fizice și topografia. Abordările includ prelucrarea mecanică, microprelucrarea, sablarea, gravarea acidă, electrolustruirea, oxidarea anodică și pulverizarea cu plasmă. Aceste tehnici modifică în principal parametrii de suprafață, ceea ce duce la îmbunătățirea atașării celulare la suprafața implantului.[14]

Osteointegrarea este inserarea directă a unui implant prin formarea țesuturilor osoase în jurul implantului, fără creșterea țesuturilor fibroase la interfețele osoase, care este influențată de o gamă largă de factori, incluzând localizarea anatomică, dimensiunea și designul implantului, procedura chirurgicală, încărcarea efectelor, fluide biologice, vârstă, sex și în special, caracteristicile suprafeței implantului.[14]

Compoziția suprafeței, topografia, umectabilitatea, rugozitatea și sarcina electrică de suprafață sunt parametri cheie în determinarea interacțiunii implantului și a osteointegrării. Rugozitatea suprafețelor implantului conduce, de obicei, la aderența celulară prin ghidarea ansamblului și organizarea receptorului membranei. S-a constatat o relație pozitivă între contactul os-implant și rugozitatea suprafeței implantului. Sablatul și implanturile de suprafață gravate cu acizi sunt disponibile astăzi în comerț ca implanturi dentare cu rugozitate medie.[14]

Rugozitatea optimă a suprafeței pentru osteointegrarea implantului metalic nu a fost încă bine definită. Un strat gros de oxid de suprafață este de dorit datorită capacității sale de absorbție a hidrocarburilor. Dispozitivele medicale ar putea beneficia, de asemenea, de tratamentul hidrofilic de suprafață pentru a reduce răspunsurile inflamatorii și pentru a promova augumentarea osoasă.[14]

Este bine cunoscut faptul că structurile de suprafață ale implanturilor joacă un rol crucial în biocompatibilitatea, bioactivitatea și osteointegrarea materialelor implantate. După implantare, suprafața implantului interacționează imediat cu țesturuile și fluidele biologice. Primul pas în această expunere a mediului biologic este absorbția rapidă a proteinelor la suprafața implanturilor, care este determinată de structurile de suprafață ale implanturilor[15].

Compoziția, tipul, orientarea și conformația proteinelor absorbite reglează atașamentul celular, aderența, proliferarea și diferențierea ulterioară. Rata și calitatea contactului osos cu implanturi Ti sunt legate de structurile lor de suprafață, cum ar fi topografia, porozitatea, dimensiunea, compoziția, hidrofilia și încărcarea suprafeței. Criteriile de proiectare pentru suprafețele implantului sunt: forma structurilor de suprafață a osului natural, în raport cu compoziția chimică și capacitatea sa puternică de osteointegrare.[14]

Rugozitatea suprafeței are efecte profunde asupra integrării osoase. Micro-rugozitatea suprafeței crește osteointegrarea în zonele cu oase a căror calitate este scăzută. Scheletele cu arhitectură la scară nanometrică, au suprafețe mari pentru a absorbi proteinele, care prezintă mai multe locuri de legare la receptorii membranei celulare. Modul în care celulele detectează și răspund la anumite caracteristici nu este încă pe deplin înțeles, dar se presupune că proteinele pot recunoaște topografia de suprafață la scară nanometrică, prin urmare, materialele pot fi "dure sau ostile" cu suprafețele la scară nanometrică dar „netede și prietenoase” cu suprafețele la scară nanometrică.[14]

Clasificarea membranelor

Membrane de barieră pentru tehinca GBR

Numeroase membrane de barieră au fost dezvoltate pentru a servi o varietate de funcții in aplicațiile clinice, care pot fi grupate ca membrane resorbabile sau neresorbabile. Biomaterialul și proprietățile fizice ale membranelor influențează funcția lor, iar selectarea unui material specific se bazează pe proprietățile biologice ale membranei precum și pe cerințele de tratament, fiecare material având avantaje și dezavantaje inerente.[12]

Membranele folosite în metoda GBR sau GTR trebuie să aibă proprietăți de flexibilitate și rigiditate adecvată pentru a proteja defectul și pentru a asigura funcția de nutriție, aportul de oxigen și de substanțe bioactive, care sunt vitale pentru regenerarea oaselor și a țesuturilor moi.[11]

Membrane resorbabile

Materialele resorbabile care sunt utilizate ca membrane aparțin tuturor grupurilor de polimeri naturali sau sintetici. Dintre acestea, colagenul și poliesterii alifatici, cum ar fi poliglicolidul sau polilactida sunt cei mai bine cunoscuți pentru aplicabilitatea lor medicală.[12]

Membranele de colagen resorbabile sunt fabricate din surse alogene sau xenogene pentru a vindeca rănile survenite în urma extracțiilor, procedurilor de refacere a sinusurilor, precum și a intervențiilor chirurgicale parodontale sau endodontice. Acestea acționează ca un schelet pentru depunerea osului în cadrul tehnicii de regenerare ghidată (GBR), favorizarea agregării plachetare, stabilizarea cheagurilor și atragerea fibroblastelor, precum și facilitarea vindecării plăgilor.[16]

Colagenul este derivat dintr-o serie de surse și este tratat în diverse moduri pentru fabricarea membranelor.[12]

Colagenul este disponibil sub formă de membrane, dopuri sau plăcuțe pentru a ușura utilizarea. Membranele sunt concepute pentru a se resorbi în 2 până la 32 de săptămâni și sunt biocompatibile, ușor de manipulat și doar slab imunogene.[3]

Poliglicolidul sau polilactida pot fi fabricate în cantități mari, iar gama largă de materiale disponibile permite crearea unui spectru larg de membrane cu proprietăți fizice, chimice și mecanice diferite.[3]

După cum sugerează și numele, materialele resorbabile oferă avantajul de a fi resorbite de către organism, eliminând astfel necesitatea unei intervenții chirurgicale secundare pentru eliminarea acesteia. Din acest motiv, membranele resorbabile sunt avantajoase pentru clinicieni și pacienți, reducând riscul de morbiditate, riscul de afectare a țesutului, precum și din punct de vedere cost-beneficiu.[3]

În principiu, membranele resorbabile rigide promovează un grad similar de regenerare osoasă și formare osoasă ca membranele neresorbabile. Mai mult decât atât, în situațiile în care marginea defectelor osoase este menținută corespunzător de câtre membrana resorbabilă, s-au dovedit a avea rezultate excelente.[3]

Dezavantajele materialelor resorbabile sunt gradele lor de resorbție imprevizibile, care pot modifica semnificativ rezultatele auguemntării. Dacă acestea sunt resorbite prea repede, rezultă o lipsă consecventă a rigidității ceea ce înseamnă că va fi necesar un suport suplimentar.[10]

Când membranele sunt expuse sau asociate cu reacții inflamatorii în țesutul adiacent, activitatea enzimatică a macrofagelor și a neutrofilelor determină rapid degradarea membranei și astfel afectează integritatea structurală a membranei și duce la scăderea funcției de barieră și o regenerare sau o umplere mai scăzută a țesutului osos.[17]

Când defectul osos nu este susținut de o barieră fizică, regenerarea osoasă eșuează. Chiar dacă membranele sunt inițal capabile să păstreze spațiul, ele în general își pierd forța, se prăbușesc în spațiul defectului și duc la o reconstrucție nereușită. De exemplu, atunci când se tratează defectele parodontale, membrana resorbabilă poate avea tendința de a se prăbuși.[17]

Membrane neresorbabile

Membranele neresorbabile sunt alcătuite din politetrafluoretilenă (PTFE) și plasa de titan. Un dezavantaj în utilizarea acestui tip de membrană este necesitatea îndepărtării sale printr-o procedură chirurgicală secundară. Cu toate acestea, acest dezavantaj poate fi umbrit de avantajele oferite.[3]

Aceste membrane oferă o funcție eficientă de barieră. În ceea ce privește biocompatibilitatea, ele pot menține spațiul de sub membrană pentru o perioadă suficientă, ele sunt mai previzibile în performanța lor și au un risc redus de complicații pe termen lung, de asemenea sunt ușor de administrat clinic. Membranele neresorbabile oferă o caracteristică unică și anume că structura lor poate varia odată cu schimbările în porozitate.[3]

Membrane e-PTFE

Potrivit structurii sale, PTFE poate fi împărțit în două tipuri: PTFE expandat (e-PTFE) și PTFE de înaltă densitate (d-PTFE). Membrana Gore-Tex care este realizată din e-PTFE, a fost utilizată pe scară largă în tratamentul clinic și a devenit un material ales frecvent pentru regenerarea tisulară sau osoasă. De asemenea este utilizat și în alte ramuri ale medicinii, pentru intervenții chirurgicale digestive, cerebrale și cardiovasculare.[4]

Membrana e-PTFE conține două microstructuri diferite: o margine coronală și o porțiune ocluzivă. Marginea coronală cu o distanță internodală de 25 mm, are un guler deschis pentru microstructură, care împiedică formarea cheagurilor și facilitează atașarea fibrelor de colagen pentru a stabiliza membrana până când aceasta se fixează. Porțiunea ocluzivă are o distanță internodală mai mică de 8 mm pentru a permite absorbția de nutrienți, în timp ce împiedică infiltrarea altor tipuri de celule tisulare.[9]

e-PTFE cuprinde numeroși pori mici care încurajează atașarea celulelor tisulare, care stabilizează interfața membrană-țesut. Acești pori mai mici acționează pentru a restricționa migrarea celulelor epiteliale. Totuși, acest material necesită extracție chirurgicală în faza secundară. În plus, e-PTFE trebuie eliminat imediat în cazul inflamației.[11]

În prezent membrana e-PTFE a fost întreruptă și nu este disponibilă pentru utilizarea stomatologică. Cu toate acestea sunt disponibile alternative ale ei.[9]

Membrane d-PTFE

Membrana PTFE de înaltă densitate este o alternativă pentru e-PTFE. Această membrană a fost inițial dezvoltată în 1993, iar succesul acesteia în regenerarea osoasă și tisulară este bine dovedit.[3]

Această membrană este realizată dintr-un PTFE de înaltă densitate, cu o dimensiune a porilor de ordinul submicronilor. Datorită acestei densități mari și a dimensiunii mici a porilor, se elimină invadarea bacteriană în zona de augmentare osoasă, care protejează materialul grefei și al implantului.[3]

Membrana d-PTFE blochează complet penetrarea alimentelor și a bacteriilor și astfel, chiar dacă este expusă în cavitatea bucală, aceasta acționează ca o membrană de barieră corespunzătoare.[11]

Plasa de titan

Pe lângă membranele PTFE, titanul este un alt material neresorbabil aplicabil pentru regenerarea osoasă. In 1969, Boyne a inaugurat o plasă din titan pentru reconstrucția defectelor mari de discontinuitate osoasă.[12]

Titanul a fost utilizat pe scară largă în numeroase aplicații chirurgicale datorită rezistenței și a rigidității ridicate, a densității scăzute și a greutății reduse, a capacității sale de a rezista la temperaturi ridicate și a rezistenței la coroziune. Acest metal este foarte reactiv și poate fi ușor pasivat pentru a forma un strat protector de oxidare, ceea ce explică rezistența sa ridicată la coroziune. Densitatea scăzută a titanului asigură o membrană dentară ușoară și de înaltă rezistență.[12]

Fig.5.6.1. Plasa de titan a fost tăiată după forma dorită.[11] Fig.5.6.2. Plasa de titan a fost fixată cu șuruburi. [11]

Membrane de augumenatare 3D

Diverse tehnici sunt folosite pentru realizarea de construcții 3D. Dintre toate metodele de fabricare a aditivilor, cele precum stereolitografia (SLA), fuzionarea modelării depunerilor (FDM) și sinterizarea selectivă cu laser (SLS) sunt cele mai avansate, totuși, procesul FDM asistat de presiune este unul dintre cele mai populare pentru ingineria tisulară și aplicații bioprinting[18].

Progresele în tehnologia de imprimare 3D au permis optimizarea mai multor caracteristici ale biomaterialelor pentru aplicarea clinică dorită. Biomaterialele, inclusiv polimerii și ceramica, bioplastice naturale și sintetice, hidrogeluri în combinație cu celule vii sau factori de creștere și proteine sau biomolecule, structurile lor hibride, toate pot fi tipărite utilizând aceste procese.[18]

În timpul procesului, biomaterialul este menținut într-un cartuș cu temperatura controlată în interiorul unui cap de imprimare robotizat cu trei axe, cu duză sau micro-ac. Depunerea are loc prin presiune pneumatică, piston sau extrudarea pe bază de șurub a materialului ca filament continuu prin orificiul duzei sau a microacului pe un substrat. Substratul poate fi solid, lichid sau un material substrat pe baza de gel. Substratul precum și setarea depunerii pot fi obținute într-un mediu steril și controlat de climă, care să permită în continuare utilizarea biomaterialelor sensibile la temperatură. Traiectoria capului de imprimare este ghidată de date stratificate obținute de la modelul digital al constructului.[18]

Biocombustibilii fac parte din tehnologia bioprinting. Nu doar parametrii procesului bioprinting sunt importanți, ci și interacțiunile material-proces care guvernează viabilitatea și succesul construcțiilor rezultate.[18]

Prin urmare, dezvoltarea biocombustibililor adecvați și caracterizarea comprehensivă a comportamentului lor reologic, precum și a caracteristicilor mecanice și biologice ale construcției imprimate din ele este esențială pentru succesul bioprintului.[18]

Fig.5.1. (A-C) Schema membranei. Fiecare membrană este realizată din 6 straturi.

(D-E): Vedere macroscopică a membranelor de gradient imprimate 3. Membranele sunt complet flexibile, iar manipularea chirurgicală a membranei este foarte ușoară.[18]

Materiale folosite în fabricarea membranelor dentare

Membranele polimerice posedă un loc propriu, unic în utilizarea materialelor obișnuite datorită proprietății lor principale – selectivitatea, care permite utilizarea lor într-un domeniu larg de aplicații, cum ar fi purificarea apei, separarea proteinelor, membrane de augumentare, celulele de combustie sau senzorii.[8]

Unul dintre domeniile cele mai studiate este domeniul aplicațiilor biomedicale, cum ar fi hemodializa și eliberarea controlată a medicamentelor sau membranele antimicrobiene. Dintre diferiții polimeri utilizați în aplicațiile membranelor, derivații de celuloză se află printre cei mai utilizați polimeri datorită naturii lor larg răspândite, a proprietăților mecanice pronunțate,a rezistenței termice și a versatilități metodelor de procesare.[8]

Polimerii bioabsorbabili sunt candidații preferați pentru dezvoltarea dispozitivelor terapeutice, cum ar fi proteze temporare, structuri poroase tridimensionale ca schelete pentru ingineria tisulară și ca dispozitive cu eliberare controlată sau cu eliberare susținută. Fiecare dintre aceste aplicații necesită materiale cu proprietăți fizice, chimice, biologice, biomecanice și biodegradante specifice, pentru a oferi o terapie eficientă.[19]

Ingineria tisulară a apărut ca o abordare alternativă promițătoare în tratamentul organelor defectuoase sau pierdute. Polilactonele biodegradabile sintetice, cum ar fi acidul polilactic (PLA), acidul poliglicolic (PGA) și poli-caprolactona (PCL), precum și copolimerii lor sunt acum utilizate în mod obișnuit în dispozitivele biomedicale.[19]

Un domeniu nou și puțin studiat este cel al membranelor pentru osteointegrare – membranele polimerice ce favorizează sudarea implanturilor metalice sau grefate, oasele defecte, membrane utilizate în special în stomatologie.[8]

Membranele pentru astfel de aplicații favorizează proliferarea osteoblastelor din zona implantului metalic și trebuie, de asemenea, obținute din polimeri biodegradabili și bioresorbabili.[8]

A fost studiată în detaliu posibilitatea obținerii acestor materiale din polimeri biocompatibili și bioresorbabili precum chitosan, colagen, derivate de celuloză sau caprolactonă. Alte studii au fost efectuate pe polimeri biocompatibili, biodegradabili, dar cu o capacitate mare de osteointegrare, cum ar fi politetrafluoretilenă (PTFE).[8]

Având în vedere cererea de membrane versatile și adaptate, tehnologia membranară utilizează în prezent o gamă largă de materiale polimerice. Dezvoltarea continuă a materialelor noi pentru membrană, este esențială pentru susținerea și extinderea interesului tot mai mare în această tehnologie, iar chimia modernă a polimerilor este foarte importantă în adaptarea polimerilor la obiective specifice în ceea ce privește stabilitatea mecanică, termică și chimică. Mai mult, pentru pregătirea membranelor eficiente, cu o mai bună performanță, materialul membranar ar trebui să fie tolerant la o gamă largă de temperatură și pH.[20]

S-au studiat, de asemenea, diferite metode de sinteză, cum ar fi precipitarea sau sinteza sol-gel precum și posibilitatea combinării osteointegrării membranei cu eliberarea controlată.[8]

Diferite tipuri de materiale pe bază de polimeri sunt frecvent utilizate într-o serie de aplicații cum ar fi electronică, auto, aerospațială și biomedicale. Dintre acestea, materialele pe bază de biopolimeri sunt utilizate pe scară largă în câmpul biomedical, datorită biodegradabilității lor și nontoxicității. Un loc special printre biomaterialele de interes sunt cele utilizate în procesele de integrare osoasă, ca acoperiri pentru implanturile de metal și aliaje de metal. Acest domeniu a fost în continuă dezvoltare datorită necesității practice pentru o serie de aplicații biomedicale emergente. Cele mai importante acoperiri cunoscute și utilizate sunt sticlele bioactive.[21]

Utilizarea sticlei bioactive ca acoperire este justificată de capacitatea sa de a elibera, în interiorul lichidelor biologice, ioni care conduc la formarea hidroxiapatitei, ceea ce duce la fixarea implantului metalic în osul nou format. Pe lângă rolul pe care acești ioni îl au în formarea hidroxiapatitei, ei prezintă și efect antibacterian, dar depinde de concentrația de ioni și de valoarea pH.[21]

Membranele utilizate ca acoperire pentru implanturile de metale și aliaje metalice sunt de obicei făcute din polimeri biodegradabili și bioresorbabili ca acidul polilactic, colagenul sau celuloza. Aceste membrane sunt concepute pentru a favoriza proliferarea osteoblastelor în locul de implantare, prin porozitatea pe care o posedă și prin sudarea osului la implant.[21]

Policaprolactona

Polimerul cu formula chimică (C6H10O2)n are o densitate de 1.145 g/cm3 și un punct de topire de 60oC și prezintă proprietăți mecanice extraordinare, care îl fac un bun candidat pentru reconstrucția osoasă.[1]

Policaprolactona este un polimer hidrofob, semicristalin – cristalinitatea acestuia tinde să scadă cu creșterea masei moleculare. Buna solubilitate a policaprolactonei, temperatura de topire scăzută și buna compatibilitate a permis utilizarea aceteia în domeniul biomaterialelor.[22]

Polimerii pe bază de poliprolactonă (PCL) sunt polimeri sintetici, biocompatibili și biodegradabili și au un timp de degradare controlat. Acest lucru subliniază faptul că țesutul osos este compus din nanofibre organice și bioceramice, ceea ce face ca biomaterialul să permită o performanță bună atunci când este folosit pentru regenerarea osoasă.[23]

Interacțiunile cu mediul biologic apar pe suprafața biomaterialului și constau în interacțiunile dintre țesuturi și membrane, astfel încât orice modificare a suprafeței poate influența răspunsul celular. Suprafețele poroase sunt ideale pentru o mai bună legătură între biomaterial și mediul biologic.[23]

Se utilizează mai multe tehnici pentru a procesa compozite pe bază de PCL și pentru a putea obține proprietăți fizico-chimice performante, optime pentru aplicațiile osoase. Asemenea tehnici includ leșierea în particule, turnarea comprimată, filarea topită, filatura umedă sau modelare de depunere fuzionată. Aceste tehnici oferă posibilitatea fabricării unui schelet adecvat pentru implantare.[22]

Fig.6.1. Structura policaprolactonei.23]

Poliglicerolul sebacat

PGS este un polimer simplu al glicerolului, creat din metaboliții de bază ai glicerinei și acidului sebacic. Proiectat inițial ca un polimer biodegradabil cu proprietăți mecanice, elastice și o bună biocompatibilitate, cercetarea PGS-ului în domeniul aplicațiilor medicale a dezvăluit o serie de proprietăți unice care au susținut utilizarea sa ca biomaterial.[24]

Poliglicerolul sebacat este un polimer elastomeric care asigură flexibilitatea și este folosit pentru fabricarea schelelor în ingineria tisulară. Întrucât membrana dentară trebuie să fie flexibilă, PGS poate fi un bun candidat pentru fabricarea membranelor dentare. Deși PGS, în formă de foi și burete, a fost utilizat ca polimer pentru fabricarea bazelor în ingineria tisulară și sunt folosite, de asemenea, nanofibre care conțin PGS pentru regenerarea osoasă.[1]

PGS, un poliester sintetic, este obținut prin policondensarea glicerolului și a acidului sebacic. Acidul sebacic este intermediarul natural metabolic în oxidareaacizilor grași cu lanț lung.[25]

PGS este un polimer biocompatibil și bioresorbabil. Este, de asemenea, un polimer ieftin cu proprietăți mecanice, cinetice și de degradare, care pot fi direcționate spre o anumită aplicație. Datorită acestor atribute pozitive, PGS este din ce în ce mai studiat pentru aplicarea lui în ingineria tisulară.[25]

Fig.6.2. Structura poliglicerolului sebacat[24]

Beta fosfatul tricalcic

Beta fosfatul tricalcic cu formula chimică Ca3(PO4)2, are o densitate de 3.14 g/cm3, o temperatură de topire de 1391oC, iar solubilitatea în apă este de 0.002 g/100 g.

Odată cu dezvoltarea tehnologiei medicale moderne, biomaterialele au fost utilizate pentru aplicații clinice ce includ: transplantul de celule, eliberarea de medicamente și regenerarea țesuturilor. În ceea ce privește regenerarea și reconstrucția părților deteriorate ale sistemului osos se folosește bioceramica, care implică 60% din substituenții utilizați pentru grefarea osoasă disponibili pe piață, în special ceramică de calciu, fosfat de calciu și sticle bioactive. Deși osteoconductivitatea favorabilă a acelor bioceramici conduce la o bună aderență și proliferare a celulelor, precum și o creștere a osului, unele bioceramici pot eșua în clinică datorită deficiențelor distincte, cum ar fi rata degradării necontrolate și rezistența mecanică, precum și răspunsurile imune necorespunzătoare cauzate de celulele imunitare care s-au dovedit a fi mari obstacole în calea osteogenezei și a procesului de vindecare osoasă.[26]

Acesta a fost utilizat ca un bioceramic excelent în multe clinici pentru aplicații de regenerare osoasă și membrane dentare datorită biocompatibilității, osteoconductivității și resorbabilității ridicate in vivo, care sunt utile pentru o regenerare osoasă reușită. Diferite forme de membrane cum ar fi geluri, pansamente, spume și fibre au fost fabricate printr-o varietate de tehnici care includ uscarea prin înghețare, turnarea în solvenți, lețierea în particule, turnare, auto asamblare ,separarea fazelor și electrorotirea.[1]

Fig.6.3. Structura betafosfatului tricalcic [26]

Hidroxiapatita (HA)

Ingineria tisulară combină diferite abordări pentru regenerarea și reconstrucția oaselor din multe materiale naturale și sintetice, inclusiv hidroxiapatită (HA), beta fosfat tricalcic (b-TCP), fosfat de calciu bifazic (BCP), cimenturi de fosfat de calciu, cimenturi din sticlă bioactivă și polimeri biodegradabili.[27]

HA a fost propusă în mod regulat ca material potențial de sinteză cu proprietăți osteoconductive. HA are, de asemenea, capacitatea de a absorbi și elibera proteine. Absorbția proteinelor crește odată cu creșterea suprafeței de contact. HA poate, de asemenea, să ofere armare mecanică pentru membranele din PLA, îmbunătățind astfel rigiditatea și rezistența sa și permițându-i să își mențină forma în timpul presiunilor funcționale in situ.[21]

HA crește modulul de flexiune și puterea de curgere a unui compozit polimeric. Este posibil ca materialele cu membrană compozită care conțin HA să aibă o osteoconductivitate crescută, peste cea a PLA sau a altor materiale folosite ca membrane resorbabile, deoarece atașarea celulară la minerale va depinde de absorbția proteinei la suprafața materialului.[21]

Hirdroxiapatita are formula Ca5(PO4)3(OH) și o structură ca cea din Fig.6.4.

Fig.6.4. Structura Hidroxiapatitei

Acid polilactic (PLA)

Acidul polilactic, cu formula (C3H4O2)n, are o densitate între 1.210 și 1.430 g·cm−3, temperatura de topire de la 150 până 160 °C și este insolubilă în apă.

Acidul polilactic (PLA), care este poliester alifatic derivat din acid lactic, este unul dintre polimerii biodegradabili promițători, utilizați în diferite aplicații. Proprietățile PLA, cum ar fi proprietățile mecanice, termice, reologice și de prelucrare, sunt în general competitive cu cele ale polimerilor tradiționali, de ex. polietilenă, polipropilenă, polistiren (PS) și polietilen tereftalat. Cu toate acestea, pentru anumite aplicații specifice, PLA este încă mai scump decât produsele pe bază de petrol și are anumite proprietăți, cum ar fi vâscozitatea scăzută a topiturii (pentru procesul de extrudare), rezistența la impact și temperatura de deformare, care sunt adesea inadecvate pentru diferite aplicații ale utilizatorilor finali. Pentru a îmbunătăți proprietățile PLA, au fost utilizate tehnici de amestecare polimerică.[28]

Acidul polilactic (PLA) este un polimer biocompatibil și biodegradabil utilizat în biomedicină în primul rând pentru fabricarea membranelor. Materialele biodegradabile bazate pe acid polilactic sunt utilizate pe scară largă în biomedicină și ingineria țesuturilor datorită biocompatibilității lor și degradării acestora la acidul lactic în medii biologice. Cu toate acestea, aplicarea de materiale pe bază de PLA pentru crearea de membrane este limitată de caracteristicile lor de aderență și de lipsa grupurilor funcționale de interacțiune cu mediile celulare. Pentru obținerea materialelor cu proprietăți de suprafață modificate pentru aplicații specifice, cum ar fi tratamentul cu fascicul de ioni sau electroni, prelucrarea plasmei, altoirea chimică, precum și combinația acestor metode și tratament cu laser ar putea fi utilizate ca tehnici de modificare.[23]

PLA poate fi preparat prin diferite procese de polimerizare din acid lactic incluzând: policondensarea, polimerizarea și prin metode directe cum ar fi deshidratarea azeotropică și polimerizarea enzimatică. În prezent, polimerizarea directă este cea mai utilizată tehnică de producție. Fig.6.5.1. prezintă principalele metode de sinteză a PLA.[18]

Fig.6.5. Metode de sinteză pentru acidul polilactic [19]

Poli (acidul L-lactic) (PLLA) este utilizat pe scară largă în domeniul biomedical datorită biodegradabilității, biocompatibilității, plasticității termice și proprietăților mecanice adecvate. Dispozitivele de fixare bioabsorbabile au fost utilizate pe scară largă ca fire de sutură dizolvabile și recent, de către chirurgii ortopezi.[19]

Aplicația sa principală include suturi chirurgicale, implanturi pentru fixarea osoasă, dispozitive de eliberare a medicamentelor și materiale pentru ingineria tisulară. În ingineria tisulară, celulele pot fi cultivate într-o membrană PLLA care este inserată la locul de defect. Atunci când este introdus in vivo, este capabil să se degradeze pur și simplu prin hidroliză, fără utilizarea enzimelor sau a catalizatorilor, astfel că o a doua intervenție chirurgicală este considerată inutilă.[19]

Construcția membranelor compozite utilizând structuri laminate cu fibre PLA umplute cu HA este o abordare nouă la această problemă și ar putea avea avantaje față de materialele curente. În primul rând, materialul poate avea proprietăți mecanice superioare în comparație cu membranele convenționale datorită prezenței fibrelor PLA chiar și în secțiuni subțiri, în timp ce reține proprietățile sale resorbabile. În al doilea rând, adăugarea de HA poate îmbunătăți bioactivitatea și osteoconductivitatea, pot prezenta, de asemenea, interacțiuni îmbunătățite cu membrană-proteină atât pentru atașarea celulei, cât și pentru potențialul de utilizare ca sistem de administrare a proteinelor bioactive pentru a îmbunătăți rezultatele vindecării rănilor.[21]

Fig.6.6. Structura Acidului Polilactic.

Acetat de celuloză(CA)

Acetatul de celuloză (CA) este unul dintre cei mai importanți derivați de celuloză, cu o producție anuală de cca. un milion de tone. Se sintetizează prin reacția celulozei cu anhidrida acetică și acidul acetic în prezența acidului sulfuric. CA este esterul acetat al celulozei și apare în diferite forme în funcție de gradul de substituție, adică numărul de grupe acetil legate la grupele hidroxil ale unei unități unice de anhidroglucoză.[31]

Derivații de celuloză au fost printre primii polimeri utilizați în sinteza membranelor din polimer. În 1909 Bechold a constatat că prin evaporarea solventului, filmul polimeric rezultat a prezentat o porozitate bună. De atunci membranele și materialele membranare au fost testate mult mai mult datorită aplicațiilor multiple din diferite domenii, cum ar fi purificarea apei, medicină, energie, purificarea gazelor. Unul dintre principalele aplicații în științele biomedicale sunt reprezentate de filtrarea proteinelor din diverse soluții pentru a le recupera. Eficiența acestui proces depinde de un număr de parametri, cum ar fi natura polimerului, grosimea și porozitatea membranei.[32]

Acetatul de celuloză (CA) este unul dintre cei mai importanți esteri organici derivați din celuloză. Este utilizat pe scară largă ca fibre, aplicații plastice și membrane în multe aplicații industriale. Se utilizează predominant în industria textilă, precum și ca membrane de dializă , pelicule fotograficice, în filtre de țigari, în industria alimentară.[33]

Fig.6.7. Structura acetatului de celuloză.

Utilitatea CA poate fi puternic influențată de degradarea și stabilizarea acestuia. Procesul care duce la degradarea CA poate fi o funcție a unor factori externi, cum ar fi temperatura, atmosfera de oxigen și expunerea la radiații. Inflamabilitatea CA este, de asemenea, un factor determinant în multe aplicații, având în vedere utilizarea în creștere a produselor sale în viața de zi cu zi.[33]

Se utilizează, de asemenea, în diferite aplicații, cum ar fi acoperirea de suprafață, eliberarea controlată a substanțelor active, compozite, rășini, membrane pentru procesele de separare și filme optice. CA prezintã un comportament mecanic rigid, cu modul înalt al lui Young și valori ale ruperii la oboseală și ruperea la alungire redusă. CA prezintă proprietăți mai bune de hidrofobie și de barieră la vapori în comparație cu celuloza pură datorită prezenței mai scăzute a grupărilor hidroxil.[31]

Acetatul de celuloză și derivații săi au fost fabricați ca fiind adecvați pentru folosirea lor ca materiale de membrană datorită avantajelor cum ar fi fluxul moderat, proprietăți de respingere cu sare ridicată, rentabilitate, fabricare relativ ușoară, sursă regenerabilă de materii prime și netoxicitate.[20]

Dintre acești derivați, acetatul de celuloză este cel mai utilizat în sinteza membranelor datorită solubilității sale versatile într-o gamă largă de solvenți organici polari. Aceasta permite sinteza membranelor atât prin evaporarea solventului (conducând la un film polimeric poros), cât și prin inversarea fazelor. Acest ultim proces dezvoltat permite sinteza unei largi varietăți de membrane polimerice dintr-o soluție de polimer și un coagulant (un solvent care este complet miscibil cu solventul polimerului, dar nu este un solvent pentru polimer).[21]

Astfel, o soluție de film polimer depus pe un substrat prin imersie în non-solvent va duce la precipitarea polimerului ca film poros asimetric cu diametrul porilor diferit pe laturile membranei. Acest lucru se datorează implicării straturilor de polimer din peliculă sub acțiunea coagulantului (majoritatea) pe membrana situată pe substratul de sinteză care prezintă pori cu un diametru mai mare (suprafață poroasă), cealaltă parte având pori cu diametrul mult mai mic (aria activă). Datorită acestei derivări naturale, există o gamă largă de aplicații biomedicale, cum ar fi eliberarea controlată a tetraciclinei, scopolamina sau purificarea sângelui în disfuncția renală cronică – hemodializa.[21]

Fig.6.8. Defecte acoperite cu membrană e-PTFE și membrană PLA Acestea sunt fixate cu șuruburi.

Partea experimentală

Materiale și metode folosite

Pentru realizarea acestei lucrări avem nevoie trei membrane de acetat de celuloză pe care le vom trata cu următoarele substanțe: Metanol (CH3OH), Hidroxid de sodiu (NaOH), (3-Aminopropyl)triethoxysilane, Clorură de cianuril și Eter coroană 4′-minobenzo-15-crown-5. Aceste substanțe le vom adăuga treptat, în trei etape bine stabilite. Pe lângă membrane și substanțele necesare, avem nevoie de un recipient de plastic cu capac, în care vom păstra membranele imersate în amestecul de compuși chimici și de spatule pentru adăugarea și dizolvarea substanțelor pe care le vom adăuga.

Etapa 1

Într-un recipient de plastic ce conține Metanol (CH3OH) adăugăm 4 pelete de Hidroxid de sodiu (NaOH) și 1 ml de (3-Aminopropyl)triethoxysilane. În acest amestec plasăm 3 membrane de acetat de celuloză. Până la etapa a2a avem nevoie de 24 de ore pentru a decurge reacția.

Etapa 2

După trecerea celor 24 de ore de la prima reacție, luăm o membrană din cele 3 pe care l-am pus la începutul experimetului și o intruducem într-o punguță etanșă, pentru investigații ulterioare. În continuare adăugăm în același recipient încă o peletă de NaOH și Clorură de cianuril. Avem nevoie, de asemenea, de 24 de ore pentru a lăsa substanțele să reacționeze.

Etapa 3

După scurgerea celor încă 24 de ore, luăm din nou o membrană, din cele 2 rămase, pentru testele pe care le vom efectua. În ultima etapă, peste membrana ramasă în recipient, adăugăm 4′-Aminobenzo-15-crown-5, cu o concentrație de 97%. Lăsăm, din nou, 24 de ore să se desfășoare reacția.

Scoatem și ultima membrană rămasă pentru analizele ulterioare.

Schema reacției ce s-a desfășurat pe parcursul celor 72 de ore, este prezentată în figura următoare.

Fig.7.1. Schema reacției

Metodele și aparatele folosite pentru analizarea probelor

SEM (Microscopie electronică de baleiaj)

Microscopia electronică de transmisie și scanare (TEM și SEM) este utilă în principal datorită gamei de măriri și a rezoluției ce poate fi obținută. Aceste avantaje devin cele mai utile atunci când sunt asociate cu metode ce permit identificarea componentelor specifice.[34]

În microscopia electronică de baleiaj (SEM) imaginea obiectului se obține prin detectarea și măsurarea fluxurilor electronice dispersate sau emise. Cu cât suprafața probei va dispersa (reflecta) în mai mare măsură electronii fasciculului, cu atât imaginea obținută va fi mai bună.[35]

Testarea SEM formează imagini cu ajutorul fasciculului de electroni, emis de un tun de electroni. Acesta este îngustat și proiectct pe suprafaț probei, folosindu-se lenite electromagnetice. Fasciculul primar de electroni efectuează o mișcare în zig-zag, cauzată de curentul produs de un generator de baleiaj ce este transmis prin două bobine de reflexie. Fasciculul iluminează un singur punct pe suprafața probei, iar deplasarea lui pe aceasta generează variații ale intensităților semnalului. În urma impactului fasciculului primar de electroni cu materialul, semnalele generate sunt captate de detectori, transformate în semnal electric, amplificate și trimise într-un modulator electronic, urmând ulterior ca intensitățile semnalelor să fie prelucrate digital și afișate pe un ecran.[35]

În urma bombardării probei apar o serie de produși:

Electroni secundari care frunizează informații despre geometria de suprafață sau despre topografia probei;

Electroni reflectați (retroîmprăștiați) care oferă informații referitoare la relieful geometric al probei (evidențiază fazele diferite dintr-un amestec);

Electroni absorbiți ce dau informații despre compoziția chimică;

Radiații X ce permit analiza elementală a probei și distribuția plană a elementelor selectate.[35]

Un microscop electronic de baleiaj poate oferi informații despre:

Topografia suprafeței;

Modificarea suprafeței ca urmare a unor tratamente fizice sau chimice;

Distribuția fazelor în amestecuri;

Tipul, distribuția și dimensiunea porilor unei membrane;

Analiza elementară calitativă și cantitativă pentru toate tipurile de probe.[35]

FT-IR (Spectrocopia în infraroșu cu tranformata Fourier)

În ultimii ani, spectroscopia FT-IR a fost folosită ca un instrument pentru screening-ul celulelor, țesuturi și fluide biologice. Spectroscopia FT-IR este o tehnică analitică foarte utilă pentru studierea structurii unor biomolecule precum proteine ​​și peptide, acizi nucleici, carbohidrați și lipide.[36]

Spectrometria în infraroșu cu transformată Fourier (FT-IR) este o tehnică nedistructivă, ce presupune costuri reduse de analiză și viteză mare de lucru.

Spectroscopia în infraroșu (IR) este acea parte a spectroscopiei care se ocupă  cu studiul regiunii infraroșu al spectrului electromagnetic (0,8–1000µm), adică acel domeniu cu o lungime de undă mai mare și o frecvență  mai redusă  față de lumina vizibilă.[36]

Cu ajutorul spectroscopiei în infraroșu cu transformata Fourier obținem informații referitoare la studiul structurii compușilor chimici. Aceasta se bazează pe proprietatea substanțelor de a absorbi selectiv radiațiile electromagnetice și este folosită pentru identificarea și determinarea cantitativă a acestora.[36]

Prin aplicarea Transformatei Fourier se obține o spectrogramă clasică, sub forma unei distribuții a intensității radiației în funcție de lungimea de undă sau de frecvență.[36]

Componentele spectroscopului:

Sursa de radiații în infraroșu;

Interferometru Michelson (ce conține separatorul de fascicule);

Detector;

Computer.[37]

Dintre componentele spectroscopului un loc important este ocupat de interferometrul Michelson, care emite un semnal unic ce poate fi măsurat foarte rapid. Separatorul de fascicule, din cadrul interferometrului, are rolul de a descompune radiția IR în două radiții optice. Una dintre aceste radiații este reflectată către o oglindă fixă, iar ceea de-a doua radiație către o oglindă cu mecanism mobil, ce face posibiliă deplasarea acesteia în funcție de separatorul de fascicule. Fasciculele sunt ulterior unite, iar rezultatul suprapunerii celor două reprezintă semnalul produs de către intreferometru. Semnalul obținut pe interferograma conține informații despre frecvența specifică fiecărei radiații IR ce vine de la sursa.[37]

Surse de radiații în infraroșu:

Solid inert încălzit inert

Laser CO2

Arc Hg[37]

Rezultate

Rezultate obținute cu ajutorul SEM

În urma analizării membranelor tratate, cu ajutorul microscopiei electronice de baleiaj, SEM, am obținut următoarele imagini ale structurilor acestora.

Se pot observa modificări ale suprafețelor membranelor, diferite, în funcție de etapa în care au fost analizate.

În prima figură este prezentată membrana care a fost trată cu APTS. Se pot sesiza doar mici modificări ale morfologiei. Aceste modificări prezintă o modificare a dimensiunilor porilor conducând spre o bună porozitate a membranei.

Fig.7.2.Imagini SEM pentru prima membrană.

Fig.7.3. pune în evidență același tip de modificări ale suprafeței membranei. Dar în acest caz, modificările sunt mai accentuate și anume se observă o micșorare a porilor ceea ce duce la îmbunătățirea proprietăților de porozitate și oculuzivitate ale membranei.

Fig.7.3. Imagini SEM pentru cea de-a doua membrană.

Ultima figură prezintă o structură finală a membranei caracterizată de o mărime mult mai mică a porilor și o depunere de eter coroană ce se întrepătrund cu fibrele membranei. Aceasta prezintă cea mai semnificativă modificare a suprafeței și a morfologiei membranelor. Cea de-a treia membrană prezintă cele mai bune proprietăți de porozitate, ocluzivitate și de aderență, ce sunt imperios necesare pentru a obține rezultate maxime la utilizarea acesteia.

Fig.7.4. Imagini SEM ce prezintă morfologia celei de-a treia membrane.

Rezultate obținute cu ajutorul FT-IR

Rezultatele analizei de spectroscopie în infraroșu cu transformata Fourier sunt prezentate în următoarele imagini.

Prima imagine imagine oferă informații despre spectrul FT-IR obținut pentru membrana imersată în Metanol, peste care am adăugat pelete de NaOH și APTS.

Fig.7.5. Spectrul FT-IR pentru prima membrana

Tabelul.7.1. Valorile frecvențelor grupelor funcționale pentru prima membrana

Fig.7.6. prezintă informații despre cea de-a doua membrană ce a fost tratată cu Clorură de cianuril

Fig.7.6. Spectrul FT-IR pentru a doua membrana

Tabelul.7.2. Valorile frecvențelor grupelor funcționale pentru a doua membrana

Fig.7.7. oferă informații cu privire la cea de-a treia membrană care a fost funcționalizată cu eter coroană.

Fig.7.7. Spectrul FT-IR pentru a treia membrana

Tabelul.7.3. Valorile frecvențelor grupelor funcționale pentru a treia membrana

Fig.7.8.Spectrele FT-IR suprapuse pentru cele trei membrane

În ultima imagine sunt suprapuse spectrele pentru cele trei probe analizate. Aceasta pune în evidență diferența dintre cele trei membrane analizate. Se poate observa că a doua probă, față de a doua prezintă legături de tipul C-Cl, dar în schimb aceasta pierde grupările O-H care sunt prezente la prima probă. Între a doua și a treia probă există doar mici diferențe ce constau în numărul peakurilor și valorile acestora.

Concluzii

Această lucrare prezintă funcționalizarea membranelor de acetat de celuloză cu eter coroană în vederea utilizării acestora pentru osteointegrare, în domeniul stomatologic. Tratarea acestor membrane cu substanțe precum APTS, clorură de cianuril și eter coroană, face ca structura și proprietățile lor să devină potrivite pentru utilizarea acestora ca membrane pentru augumentarea osoasă și pentru crearea unei bariere pentru țesutul moale. Testarea membranelor în cele trei stadii, dovesește că în ultima fază proprietățile caracteristice ale acestora ating maximul. Dimensiunea redusă a porilor face ca membrana să dezvolte proprietatea de selectivitate ceea ce facilitează trecerea substanțelor benefice și permite o bună absorbție și înglobare a proteinelor necesare pentru o vindecare completă. De asemenea, această membrană are o rigiditate adecvată care prezintă o bună stabilitate ce face ca aceasta să nu se prăbușească în spațiul creat de defect. În același timp această caracteristică permite izolarea defectului de țesuturile moi care îl înconjoară și nu lasă ca acestea să-l invadeze. Proliferarea acestor țesuturi în zona vizată pentru implantare poate face ca vindecarea să nu fie una completă, iar rezultatul să nu fie cel așteptat. În concluzie membranele de acetat de celuloză funcționalizate cu ester coroană pentru osteointegrare, oferă rezultatele escontate datorită compatibilității cu țesuturile cu care intră în contact și datorită proprietăților caracteristice necesare pentru o bună augumentare și osteointegrare.

Bibliografie

[1] Maryam Masoudi Rad, Saied Nouri Khorasani, Laleh Ghasemi Mobarakeh, Molamma P. Prabhakaran, Mohammad Reza Foroughi, Mahshid Kharaziha, Niloufar Saadatkish, Seeram Ramakrishna „Fabrication and characterization of two-layered nanofibrous membrane for guided bone and tissue regeneration application” in Materials Science & Engineering, vol. 80, May 2017, pp. 4-6.

[2] Elena García-Gareta, Melanie J. Coathup, Gordon W. Blunn „Osteoinduction of bone grafting materials for bone repair and regeneration” in Bone, vol. 81, Dec 2015, pp. 113-115.

[3] – Beat Wallkamm Jurg Schmid Christoph H.F. Hammerle Sylwester Gogolewski Niklaus P. Lang, „Effect of bioresorbable fibres (Polyfibres) and a bioresorbable foam (Polyfoams) on new bone formation” in Clinical Oral Implants Research,
vol 14, Dec 2003, pp. 15-16, 18.

[4] M.C. Siebersa, P.J. ter Bruggeb, X.F. Walboomersa, J.A. Jansen, „Integrins as linker proteins between osteoblasts and bone replacing materials. A critical review” in Biomaterials, vol. 26, 2005, pp. 10-15.

[5] Alan S. Herford, Katina Nguyen „Complex Bone Augmentation in Alveolar Ridge Defects” in Oral Maxillofacial Surg Clin, vol. 27, 2015, pp. 227,229.

[6] Alan S. Herford, MDa, Katina Nguyen, „Healing of alveolar bone in resorbable and non-resorbable membrane-protected defects.A histologic pilot study in dogs.” in Biomaterials vol 23, no. 20, Oct 2002, pp. 4079-4080.

[7] B.L. Foster, C.R. Salmon ,M.B. Chavez a, T.N. Kolli, A.B. Tranb, E.Y. Chu, K.R. Kantovitz, M.Yadav, S. Narisawa, J.L. Milláne, F.H. Nociti Jr, M.J. Somermanb „Osteopontin regulates dentin and alveolar bone development and mineralization” in Bone, vol. 107, Feb 2018, pp. 196-167.

[8] A.M. Pandelea, P. Neacsuc, A. Cimpeanc, A.I. Starasc, F. Miculescud, A. Iordachea,S.I. Voicua, V.K. Thakure,O.D. Toader „Cellulose acetate membranes functionalized with resveratrol bycovalent immobilization for improved osseointegration” in Applied Surface Science, vol. 438, Apr 2018, pp. 1-2.

[9] Bottinoa, M. C., et al. „Recent advances in the development of GTR/GBR membranes for periodontal regeneration—A materials perspective.” in Dental Materials, vol. 28, no.7, Jul 2012, pp. 704-709.

[10] Hurt, A. P., et al. „Bioactivity and biocompatibility of a chitosantobermoritecomposite membrane for guided tissue regeneration." International Journal of Biological Macromolecules” in International Journal of Biological Macromolecules, vol 64, no. 11, Dec 2013, pp. 11-12.

[11] M, R. and D. N "Guided Bone Regeneration: biological principle and therapeutic applications" in Clinical Oral Implants Research, vol. 21, no. 6, Jun 2010, pp. 567-568.

[12] Yunia Dwi Rakhmatia, Yasunori Ayukawa, Akihiro Furuhashi, Kiyoshi Koyano , „Current barrier membranes: Titanium mesh and other membranes for guided bone regeneration in dental applications” in Journal of Prosthodontic Research, vol. 57, no. 1, Jan 2013, pp 4-5, 8-9.

[13] Gang Sui, Xiaoping Yang, Fang Mei, Xiaoyang Hu, Guoqiang Chen, Xuliang Deng, Seungkon Ryu „Poly-L-lactic acid/hydroxyapatite hybrid membrane for bone tissue regeneration” in Jurnal of Biomedical Materials Reserch, vol. 82, no. 2, Aug 2007, pp 445-446.

[14] V.V. Divya Rani, Lakshmanan Vinoth-Kumar, V.C. Anitha, Koyakutty Manzoor, Menon Deepthy, V. „Nair Shantikumar Osteointegration of titanium implant is sensitive to specific nanostructure morphology” in Acta Biomaterialia, vol. 8, no. 5, May 2012, pp 1977.

[15] Julia Kulkovaa, Niko Moritza, EsaO.Suokasc, Niko Strandberga, Kari A.Leinod, Timo T.Laitiod, Hannu T.Aroa „Osteointegration of PLGA implants with nanostructured or microsized β-TCP particles inaminipig model” in Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, Vol. 40, Dec 2014, pp 191.

[16] Soulafa A. Almazrooa, Vikki Noonan, and Sook-Bin Woo „Resorbable collagen membranes: histopathologic features” in Oral Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology and Oral Radiology, vol. 118, no. 2, Aug 2014, pp 4.

[17] Behring J, Junker R, Walboomers XF, Chessnut B, Jansen JA „Toward guided tissue and bone regeneration: morphology, attachment, proliferation, and migration of cells cultured on collagen barrier membranes. A systematic review” in Odontology, vol. 96, no. 1, Jul 2008, pp 1.

[18] Lobat Tayebi, Morteza Rasoulianboroujeni, Keyvan Moharamzadeh, Thafar K.D. Almela, Zhanfeng Cui, Hua Ye, „3D-printed membrane for guided tissue regeneration” in Materials Science and Engineering, vol 84, no. 1, Mar 2018, pp 4-6.

[19] M. Savioli Lopesa, A. L. Jardinib, R. Maciel Filhoa, „Poly (lactic acid) production for tissue engineering applications” in Procedia Engineering, vol 42, Dec 2012, pp 1532, 1534-1536.

[20] Rajagopalan Mahendran, Ramamoorthy Malaisamy and Doraiswamy Raju Mohan „Cellulose acetate and polyethersulfone blend ultrafiltration membranes. Part I: Preparation and characterizations” in Polymers Advanced Tehnologies, vol. 15, no. 3, Mar 2004, pp. 149-150.

[21] Stefan Ioan Voicu, Roxana Mihaela Condruz, Valentina Mitran, Anisoara Cimpean, Florin Miculescu, Corina Andronescu, Marian Miculescu, and Vijay Kumar Thakur „Sericin Covalent Immobilization onto Cellulose Acetate Membrane for Biomedical Applications” in ACS Sustainable Chemistry & Engineering, , vol. 4, no. 3, Feb 2016, pp. 2-3.

[22] A. Talal, N. Waheed, M. Al-Masri, I.J. McKay, K.E. Tanner, F.J. Hughes, „Absorption and release of protein from hydroxyapatitepolylactic acid (HA-PLA) membranes” in in Journal of Dentistry, vol. 37, no. 11, Nov 2009, pp 820-201.

[23] Kotiba Hamad, Mosab Kaseem, Fawaz Deri,Young Gun Ko „Mechanical properties and compatibility of polylactic acid/polystyrene polymer blend” in Materials Letters, vol. 164, Feb 2016, pp 2-3.

[24] A.W.B. Siqueira, Nayara Koba de Moura, João Paulo de Barros Machado , Eduardo Henrique Backes , Fábio Roberto Passador, Eliandra de Sousa Trichês „Porous membranes of the polycaprolactone (PCL) containing calcium silicate fibers for guided bone regeneration Idalia” in Materials Letters, vol. 206, Nov 2017, pp 210.

[25] Yadong Wang, Steven Lu, Peter Gabriele, Jeremy J. Harris, Material Matters „Poly(Glycerol Sebacate) in Tissue Engineering and Regenerative Medicine” in Material Matters, vol. 11, No. 3. 2016.

[26] Ranjana Rai, Marwa Tallawi, Niccoletta Barbani, Caterina Frati, Denise Madeddu, Stefano Cavalli, Gallia Graiani, Federico Quaini, Judith A. Roether, Dirk W. Schubert, Elisabetta Rosellini, Aldo R. Boccaccini „Biomimetic poly(glycerol sebacate) (PGS) membranes for cardiac patch application” in Materials Science and Engineering, vol. 33, no. 7, Oct 2013, pp 3677-3678.

[27] Yan Huang, Chengtie Wu, Xiaoling Zhang, Jiang Chang, Kerong Dai „ Regulation of immune response by bioactive ions released from silicate bioceramics for bone regeneration” in Acta Biomater, vol. 66, Aug 2017 pp. 3-4.

[28] Monica Feresini Groppo, Paulo Henrique Caria, Alexandre Rodrigues Freire, Sidney R. Figueroba, Wilson Alves Ribeiro Neto, Rosario Elida Suman Bretas, Felippe Bevilacqua Prado, Francisco Haiter-Neto, Flavio Henrique Aguiar, Ana Claudia Rossi „The effect of a hydroxyapatite impregnated PCL membrane in rat subcritical calvarial bone defects” in Archives of Oral Biology, vol. 82, Oct 2017, pp 4-6.

[29] Rui M. Duarte, Jorge Correia-Pinto, Rui L. Reis, Ana Rita C. Duarte „Subcritical carbon dioxide foaming of polycaprolactone for bone tissue regeneration” in The Journal of Supercritical Fluids, vol. 140, May 2018, pp 4-6.

[30] I.V. Pukhovaa, K.P. Savkinb, O.A. Laputc, D.N. Lytkinaa, V.V. Botvina, A.V. Medovnikd, I.A. Kurzinaa „Effects of ion- and electron-beam treatment on surface physicochemical properties of polylactic acid” in Applied Surface Science, vol. 422, Nov 2017, pp 856-857.

[31] Giacomo Tedeschi, Susana Guzman-Puyol, Uttam C. Paul, Markus J. Barthel, Luca Goldoni, Gianvito Caputo, Luca Ceseracciu, Athanassia Athanassiou, José A. Heredia-Guerrero „Thermoplastic Cellulose Acetate Oleate Films with High Barrier Properties and Ductile Behaviour” in Chemical Engineering Journal, vol. 348, May 2018, pp 3-4.

[32] Stefan Ioan Voicu, Alexandru Muhulet and Iulian Vasile Antoniac ,Marijana Simina Corobea „Cellulose derivatives based membranes for biomedical applications” in Key Engineering Materials, vol 638, 2015, pp 27.

[33] Maria da Conceic¸ C. Lucena, Ana Ellen V. de Alencar, Selma Elaine Mazzeto, Sandra de A. Soares „The effect of additives on the thermal degradation of cellulose acetate” in Polymer Degradation and Stability, vol. 80, no. 1, 2003, pp 149.

[34] Bruce J. Crawford* and Robert D. Burke „TEM and SEM Methods” Methods in Cell Biology, vol. 74, 2004, pp 412.

[35] F. Miculescu, "Tehnici de analiză și control a biomaterialelor", Ed. Printech, 2009.

[36] Fatemeh Elmi, Afshin Fayyaz Movaghar, Maryam Mitra Elmi Heshmatollah Alinezhad, Novin Nikbakhs „Application of FT-IR spectroscopy on breast cancer serum analysis” in Spectrochimica Acta Part A: Molecular and Biomolecular Spectroscopy, vol. 187, Dec 2015, pp 87-88.

[37] Bojin, D. Bunea, F. Miculescu, M. Miculescu, "Microscopie Electronică de Baleiaj și Aplicații", Ed. AGIR, 2005.