Research Collection

Doctoral Thesis

Synthese und Charakterisierung von neuen biokompatiblenund biodegradablen Blockcopolyestern für medizinischeAnwendungen

Author(s): Keiser, Olivier Marcel

Publication Date: 1995

Permanent Link: https://doi.org/10.3929/ethz-a-001516367

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Diss. ETHNr. 11265

Synthese und Charakterisierung von neuen biokompatiblen und

biodegradablen Blockcopolyestem für medizinische Anwendungen

ABHANDLUNG

zur Erlangung des Titels

Doktor der Technischen Wissenschaften

der

EIDGENÖSSISCHEN TECHNISCHEN HOCHSCHULE

ZÜRICH

vorgelegt von

Olivier Marcel Keiser

Dipl. Chem. ETHZ

geboren am 4. Juni 1966

aus Obercorn (Luxemburg)

Angenommen auf Antrag von

Prof. Dr. U.W. Suter, Referent

Prof. Dr. E. Wintermantel, Korreferent

Dr. P. Neuenschwander, Korreferent

Zürich 1995

Arlette in memoriam

sowie meinen Eltern,

Thekla und Jim,

in Dankbarkeit gewidmet

Meinem Lehrer und Leiter der Doktorarbeit Prof Dr UW Suter danke ich herzlichfür

die Möglichkeit m seiner Arbeitsgruppe die Dissertation durchfuhren zu können Er hat

mirfür diese Arbeit alle erdenklichen Freiheiten gewahrt

Ueli, Du bist für mich ein grosses Vorbild Danke für die interessante Zeit, die ich bei

Dir erleben durfte

Herrn Dr P Neuenschwander mochte ich danken für die vielen Gespräche, durch die

ich von seinem grossen chemischen Wissen profitieren konnte

Ohne die Zusammenarbeit mit der Chirurgischen Forschungsabteilung der Universität

Zürich wäre die vorliegende Arbeit in dieser Form nicht möglich gewesen Der Dank

gebührt vor allem Herrn Dr B Saad undHerrnM Welti

Herrn Prof Dr E Wintermantel mochte ich für die bereitwillige Übernahme des

Korreferats danken

Viele weitere Freunde und Kollegen haben auf die eine oder andere Weise etwas zu

dieser Arbeit beigetragen Vielen Dankl

Em ganz spezieller Dank geht an all meine Freunde, welche mit mir das harte Schicksal

der letzten 2 Jahre geteilt haben

Es gibt Augenblicke im Leben, in denen die Frage, ob man anders denken kann, als man

denkt, und anders sehen, als man sieht, unerlasslich wird, will man weiter sehen und

weiter nachdenken können

Michel Foucault

I

Inhaltsverzeichnis

Liste der Abkürzungen, Akronyme, Konstanten und Symbole rv

Liste der IUPAC Namen V

Zusammenfassung VII

Abstract K

1 EINLEITUNG 1

1 1 Biomaterialien 1

1 2 Medizinische Anforderungen an die Biomateriauen 1

1 3 Synthetische Materialien in der Medizin 4

1 4 Chemischer Abbau und Erosion 8

1 5 Gebräuchliche Polyester 10

/ 5 / Polylachde /glykolide 10

15 2 Poly (e-caprolacton) 12

1 5 3 Poly[(R)-3-hydroxybuttersäure] 12

15 4 Polycarbonate 14

1 6 Sterilisation von synthetischen Materiauen 16

161 Hitzesterihsation 17

162 Kaltstenlisatwn 17

163 Sterilisation mit wasserigen Losungen 19

2 AUFGABENSTELLUNG 21

3 TROCKNUNGSMETHODE 23

3 1 Allgemeines 23

3 2 Trocknen der Edukte 27

3 3 Diskussion 28

4 POLYCARBONATE 29

4 1 Allgemeines zur Synthese 29

4 11 Grenzflächenpolymerisation 30

II

4 12 Umesterungspolymerisatwn 30

4 13 Losungsmittelpolymerisatwn 31

4 2 Polymerisation mittels Phosgen und Phosgenersatzstoffen 3 3

4 3 Umesterungspolymerisation 34

4 4 Diskussion 37

5 POLYESTER 39

5 1 Allgemeines zur Synthese 39

5 2 Polyestersynthese 42

5 3 Variation der Zusammensetzung 46

5 4 Herstellung der gepressten Filme 50

5 5 Materialeigenschaften 51

5 5 1 Thermische Eigenschaften der gepressten Filme 51

5 5 2 Mechanischen Eigenschaften 53

5 6 Diskussion 59

6 BIOKOMPATIBILITÄT UND BIODEGRADABILITAT 61

6 1 IN WmO-BlOKOMPATIBILITAT 62

6 1 1 Zellhaßung 62

612 Zellmorphologie 62

6 13 Zellwachstum 65

6 14 Erhaltung der Zellfunktwnen 67

615 Proteinadsorption 70

6 2 In wto-Biokompatibilitat 71

6 3 biodegradabilitat 73

6 4 Diskussion 76

7 STERILISATION 79

8 ANWENDUNG 85

8 1 Herstellung der Folien 85

8 2 Eigenschaften der gegossenen Folien 87

8 2 1 Thermische Eigenschaften 87

8 2 2 Mechanische Eigenschaften 89

8 3 Hydrolytischer Abbau der gegossenen Folien 92

8 4 biokompatibilitat und biodegradabilitat 98

8 5 Diskussion 101

III

9 DISKUSSION DER VORLIEGENDEN ARBEIT 103

9 1 Ergebnisse der vorliegenden Arbeit 103

9 2 Vorschläge für weitere Arbeiten 106

10 EXPERIMENTELLER TEIL 109

10 1 Allgemeine Bemerkungen 109

101 1 Benennung der Polymere 109

10 1 2 Chemikalien 109

101 3 Physikalische Mess- undAnalysemethoden 110

10 2 Trocknen der Prepolymere 116

10 2 1 Trocknungsvorrichtung 116

10 2 2 Durchführung 117

10 2 3 Aktivieren der Molekularsiebe 117

10 3 Abbauvon Biopol® 117

10 4 Vorversuche zur Polycarbonatsynthese 118

10 5 Vorversuche zur Polyestersynthese 122

10 5 1 Herstellung von Sebacmsäuredibromid 122

10 5 2 Herstellung von Bemsteinsäuredibromid 122

10 5 3 Synthese 123

10 5 4 Nachweis der Polyesterendgruppen 125

10 6 Polymersynthese 125

10 7 Herstellen von Polymerfilmen 128

10 7 1 Giessen von Folien 128

10 7 2 Pressen von Folien 128

10 8 Sterilisation der Kunststoffe 128

10 9 Hydrolytischer Abbau 129

10 10/atw7kozellzuchtungen 130

10101 Verwendete Puffer 130

10 10 2 In vitro Messmethoden 130

10 11 In vivo Implantate 134

11 LITERATUR 135

Lebenslauf. 144

IV

Liste der Abkürzungen, Akronyme, Konstanten und Symbole

AHm Schmelzenthalpie

aB Zugfestigkeit [MPa]

Bb Dehnung bei Hochstkraft [%]

CTr Bruchfestigkeit [MPa]

Er Bruchdehnung [%]

3HV (R)-3 -Hydroxyvalenansaure

DMTA Dynamisch-Mechanische-Thermo-Analyse

DSC Differential-Scanning-Calonmetry

E-Modul Elastizitätsmodul

ELISA Enzyme-hnked immunosorbent assay

EO Ethylenoxidgas

Gew -% Gewichtsprozente

GPC Gel-Permeation-Chromatographie

h Stunden

IgG y-Immunoglobulin

1 Liter

LPS Lipopolysacchand

MHz Megahertz

min Minuten

Mn Zahlenmittel der Molmassen

Mw Massenmittel der Molmassen

P3HB Poly[(R)-3 -hydroxybuttersaure]

REM Rasterelektronenmikroskop

RT Raumtemperatur

Smp Schmelzpunkt

TEM Transmissions-Elektronenmikroskopie

Tg Glasubergangstemperatur

TGA Thermogravimetrische Analyse

TNF-a Tumor-Nekrose-Faktor a

V

4-DMAP 4-Dimethylamino-pyndin

Et3N Triethylamin

Cl-Py 2-Chlor-pyridin

PS Polystyrol

PEG Polyethylenglykol

Liste der IUPAC Namen

Diorez a,0)-Dihydroxy-oligo(adipinsaure-aft-(l,2-ethandiol, 1,4-butandiol, 3-

oxa-1,5-pentandiol))

PTHF-diol a,eo-Dihydroxy-oligo( 1 -oxa-pentamethylen)

PCL-diol a,ü)-Dihydroxy-oligo(E-caprolacton)

PHB-diol a,a>-Dihydroxy-oligo(3-(fi)-hydroxybuttersaure-co-3-(7f)-

hydroxyvaleriansaure)

PDXX1

PTXX

PC XX

Poly {[a,<a-dihydroxy-oligo(3-(/?)-hydroxybuttersaure-co-3-(R)-

hydroxyvalenansaure)-Woc£-ethylenglykol-Woc#-sebacinsaure]-eo-

[a,ra-dihydroxy-oligo(adipinsaure-a/7-(butandiol, diethylenglykol,

ethylenglykol))-A/oc£-sebacinsäure]}

Poly{[a,(a-dihydroxy-oligo(3 -(R)-hydroxybuttersaure-co-3 -(R)-

hydroxyvaleriansaure)-Woc£-ethylenglykol-Woc£-sebacinsaure]-«>-

[a,co-dihydroxy-oligo( 1 -oxa-pentamethylen)-MocA:-sebacinsaure]}

Poly{[a,(B-dihydroxy-oligo(3-(/?)-hydroxybuttersaure-co-3-(Ä)-

hydroxyvaleriansaure)-Ä/oc^-ethylenglykol-i/ocA-sebacinsaure]-co-

[a,co-dihydroxy-(oligo(8-caprolacton)-A/oc^-diethylenglykol-Woc^-

oligo(e-caprolacton))-WocA:-sebacinsaure]}

1

Gewichtsprozent PHB-diol

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VII

Zusammenfassung

In dieser Arbeit wurden biokompatible, biodegradable Blockcopolyester und

Blockcopolyetherester hergestellt Über die Wahl der Ausgangsmaterialien können die

mechanischen Eigenschaften, sowie die in vitro und m vivo Abbaugeschwindigkeiten

über einen bestimmten Bereich eingestellt werden Als Makrodiole wurde Poly[(R)-3-

hydroxybuttersaure-co-(R)-3-hydroxyvaleriansaure]-diol (PHB-diol), Poly (f-capro-

lacton)-diol (PCL-diol), Poly(tetrahydrofuran)-diol (PTHF-diol) und ein Copolyesterdiol

aus Adipinsäure, Ethylenglykol, Diethylenglykol und Butandiol (Diorez®) eingesetzt

Diese verschiedenen Diole wurden mittels Sebacinsauredichlorid miteinander verknüpft

Die erreichten Molekulargewichte der verschiedenen Zusammensetzungen lagen

zwischen 30'000 und 60'000. Die mechanischen Eigenschaften sind geprägt durch den

Gehalt an hochschmelzendem PHB-diol Das Speichermodul und die Festigkeiten

nehmen mit zunehmendem Anteil an PHB/HV-Gehalt zu, während die Dehnbarkeit

abnimmt

Die Abbaugeschwindigkeit kann sowohl durch Veränderung des Anteils und der

Art der amorphen Segmenten als auch durch die Natur der Verknüpfungen gesteuert

werden So zeigten Polymere mit einem hohen Anteil an amorphen Segmenten sowie

reine Polyester im Vergleich zu Polyetherester eine deutlich schnellere Abnahme des

mittleren Molekulargewichtes Diese Aussagen konnten sowohl in m vitro- als auch in m

vivo-Versuchen bestätigt werden

Die Biokompatibilitat wurde anhand von Zeilzüchtungsversuchen in vitro und

anhand von subkutaner Implantation in Ratten in vivo evaluiert Aufgrund des Verhaltens

von Fibroblasten und Makrophagen auf gepressten Folien sowie der milden Reaktion des

Immunsystems, erwiesen sich die getesteten Polymere als biokompatibel

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IX

Abstract

In the present work biocompatible and biodegradable blockcopolyesters and

blockcopolyethers were synthesized The mechanical properties as well as the in vitro

and in vivo degradation rates can be adjusted through a careful selection of the starting

matenals The telechemc macrodiols used were poly[(/?)-3-hydroxybutyrate-co-(Ä)-3-

hydroxyvalerate]-diol (PHB-diol), polyfe-caprolactonj-diol (PCL-diol),

poly(tetrahydrofurane)-diol (PTHF-diol) and a copolyesterdiol made of adipic acid,

ethyleneglycol, diethyleneglycol and butanediol (Diorez®) These different diols were

linked via sebacinoyldichlonde

The obtained molecular weights of the different compositions were in the ränge of

30'000 to 60'000 The mechanical properties are in relation to the content of high

melting PHB-diol The elastic modulus as well as the mechanical strength increase with

the content ofPHB/HV whereas the elasticity decrease

The degradation rate can be controlled by the content and the nature of the

amorphous Segments as well as through the type of diol-hnking Polymers with a high

content of amorphous phase or pure polyesters degrade faster than polyetheresters This

fact was found in in vitro and in vivo expenments

The biocompatibihty was evaluated in vitro with cell culture and m vivo with

subcutaneous Implantation in rats Based on the Observation of the fibroblasts and

macrophages and the mild response of the immune System, the tested polymers were

biocompatible

1 Einleitung

1 Einleitung

1.1 Biomaterialien

In der Medizin gewinnt der Einsatz von extrakorporalen Systemen, kunstlichen

Organen, Implantaten und anderen biomedizinischen Produkten eine immer grossere

Bedeutung Es gelingt zunehmend, eingeschränkte oder verlorengegangene Körper¬

funktionen und -strukturen zeitweise oder standig durch kunstliche Werkstoffe bzw

durch daraus gefertigte biomedizinische Produkte zu unterstutzen oder zu ersetzen Als

Biomaterialien werden nach Muster1 diejenigen Werkstoffe definiert, welche

Fremdmaterialien (naturlicher oder kunstlicher Herkunft) für den Empfanger sind und

direkt mit Korperflussigkeiten oder Körpergeweben in vivo oder ex vivo in Kontakt

stehen Werkstoffe, die als Biomaterialien entwickelt worden sind, können auch als

Medikamententräger, z Bsp als drug release Systems eingesetzt werden Biomaterialien

entfalten ihre Wirkung über mechanisch-physikalische und / oder chemische Vorgänge

Gegenwartig werden mehr als eine Milliarde Bauteile pro Jahr aus Biomaterialien

hergestellt und medizinisch appliziert2 Die Verbindung medizinischer, naturwissen¬

schaftlicher und molekularbiologischer Erkenntnisse mit den neuesten Errungenschaften

der Technik und Informatik macht die Entwicklung von Biomaterialien und den

entsprechenden Produkte zu einem der gegenwartig wichtigsten Innovationsgebiete mit

hoher gesundheitspolitischer und volkswirtschaftlicher Bedeutung3

1.2 Medizinische Anforderungen an die Biomaterialien

Die Grenzen der praktischen Anwendung für aus Biomaterialien gefertigte

Produkte liegen oftmals noch in den unzureichenden physikalischen, chemischen oder

funktionellen Eigenschaften dieser in vivo und ex vivo verwendetem Materialien An die

Biomaterialien wird ein breites Spektrum von physikochemischen und mechanischen

Einleitung 2

Anforderungen gestellt Dazu zahlen z Bsp Lichtbrechung und UV-Strahlenadsorption

bei Intraokularlinsen, definierte Stofflransportparameter oder Adsorptionseigenschaften

bei Dialysatormembranen, hohe Biege-Bruch-Festigkeit bei Huftgelenk-Endoprothesen,

hohe Abriebfestigkeit und hohe Dauerfestigkeit bei Huftgelenk-Endoprothesen oder

künstlichen Herzklappen, hohe Zugfestigkeit bei Sehnenersatz oder chirurgischem

Nahtmatenal Zudem müssen solche Materialien noch verarbeitbar und stenhsierbar sein

Durch ihre Anwendung im menschlichen Organismus ergeben sich noch zusätzliche

Ansprüche wie Biokompatibilitat und Biostabihtat bzw Biodegradabihtat

Die Biokompatibilitat von medizinisch relevanten Materialien gilt als Schlüssel für

ihre Anwendung Der Begriff Biokompatibilitat, welcher im Zusammenhang mit der

Entwicklung und Anwendung von Biomatenahen ausserordentlich häufig verwendet

wird, ist bislang noch nicht einheitlich definiert worden Wintermantel definiert den

Begriff Biokompatibilitat als Struktur- und Oberflachenertraghchkeit eines Werkstoffes

oder Bauteils mit dem Empfangerorganismus Unter Strukturvertraghchkeit wird die

optimale Kraftvertraghchkeit, unter Oberflachenkompatibihtat die Verträglichkeit der

äusseren Werkstoff- oder Bauteilschicht verstanden Biokompatibilitat eines Implantats I

st nur bei vorhandener Struktur- und Oberflächenkompatibilitat gegeben Da alle

Implantate im menschlichen Korper betroffen sind, ist die Struktur- und

Oberflachenkompatibihtat auf alle Werkstoffe, die im Korper Aufgaben erfüllen,

auszudehnen Die Morphologie von Partikeln oder kleinen Teilchen und die Reaktion des

Korpers darauf, zahlt ebenfalls zur Strukturkompatibihtat45

Allgemein soll er

implizieren, dass die klinische Anwendung von Biomatenahen beim Patienten in keiner

Weise biologisch negative Effekte hervorruft, wodurch der vorgesehene

Anwendungszweck nicht erfüllt wurde Die Biokompatibilitat resultiert aus der Kinetik

aller physikalischen, chemischen und biochemischen Prozesse an der Grenzflache

zwischen Biomatenal und biologischer Umgebung wahrend des Kontaktes, sowie der

dadurch hervorgerufenen biologischen Gesamtreaktion Alle Veränderungen der

physikalischen (Abneb, Elastizität usw) und chemischen Eigenschaften (Korrosion,

Hydrolyse, Biodegradation) des Materials haben einen direkten Effekt auf den

Organismus (toxische Wirkungen, Entzündungen, Immunantworten, Kanzerogenitat,

Mutagemtat, metabolische Effekte, physiologische Effekte)6

3 Einleitung

Biodegradation gilt ganz allgemein als der naturliche Prozess, bei welchem

synthetisch hergestellte Substanzen und Materialien in Kontakt mit der Umwelt in

einfachere Bestandteile zerlegt werden, um anschliessend wieder den Elementarzyklen

(z Bsp Kohlenstoff-, Stickstoff- und Schwefelzyklus) der Natur als Ausgangsstoffe zur

Verfugung zu stehen7,8 Der Degradationsprozess ist immer verknüpft mit einer

Zeitspanne Das für die medizinische Anwendung relevante Zeitintervall ist die

Lebenserwartung des Patienten oder die Einsatzdauer des Materials Biomatenalien wie

Silikon, Teflon, gelten als nicht abbaubar, weil sie wahrend der Anwendungsdauer keine

wesentliche Änderungen ihrer mechanischen Eigenschaften durch das Einwirken des

Organismus erleiden

Ein wichtiges Grundproblem bei der Charakterisierung und Evaluation von

Biokompatibilitat und Biodegradabilitat ist, dass bislang noch keine umfassende und

eindeutige Korrelation und Gesetzmassigkeit zwischen den physikalischen und

chemischen Eigenschaften der Materialien und den komplexen Antworten der

biologischen Umgebung gefunden worden ist Die Grunde dafür sind sowohl die

Komplexität der ablaufenden Vorgange als auch die UnvoUstandigkeit von

aussagekraftigen Experimenten7'9 Deshalb braucht es standardisierte Testmethoden Von

einigen staatlichen Stellen wurden schon solche Versuche unternommen (ISO 472 1988,

ASTM D20 96, DIN 103 2) Doch müssen diese Standardbedingungen immer in

Beziehung zur Anwendung stehen 10'1112

Einleitung 4

1.3 Synthetische Materialien in der Medizin

Biomatenahen müssen die Eigenschaften von Geweben oder den zu ersetzenden

Organen nachahmen können Sie müssen so konzipiert sein, dass sie sich im Idealfall in

biologischer Umgebung wie ihr natürliches Vorbild verhalten13

Polymere aus natürlichen Metaboliten herzustellen, scheint ein vernunftiger Weg zu

sein Zudem gibt dieser Ansatz berechtigte Hoffnungen, mögliche Toxizitatsprobleme im

Falle eines Abbaus zu vermeiden Es ist zudem nicht ausgeschlossen, dass eine Substanz

eine kntische Konzentration überschreitet und deshalb unerwünschte Abwehrreaktionen

auslost Da die mechanischen Anforderungen an Implantatwerkstoffe immer grosser

werden, engt der beschrankte Kreis von Ausgangsprodukten die realisierbaren

Möglichkeiten stark ein Für die Medikamentenabgabe ist es oft auch wünschenswert,

Abbildung 1 Abbauprodukte

Polyurethane:

0

H,0*

0

~^~-""'^0H + H2N'^ + H2CO

H pKa 4.0 - 4.8

Polyester:

JL H20

0

Polycarbonate: pKa: 4.0 - 4.8

0

H20>- H2C03 + 2 HO»

pKa: 6.4

5 Einleitung

dass die Polymere von der Oberfläche her abbaut werden Auf diese Weise lasst sich die

Medikamentenabgabe über die Erosionskinetik des Kunststoffes steuern

Medizinische Anwendungen von Biomaterialien mit besonderen mechanischen

Anforderungen verlangen oft eine Kombination verschiedener Eigenschaften Der

einfachste Ansatz, diese Eigenschaften zu erreichen, ist, zwei Materialien, welche die

Anforderungen erfüllen, miteinander zu vermischen (Blending14,15'16) Der aufwendigere

Weg ist die Herstellung von Copolymeren Copolymere erlauben eine grössere Variation

der Eigenschaften als Blends Deshalb werden die Gruppen der Copolymeren und

Blockcopolymeren verstärkt erforscht Über die Zusammensetzung kann auch die

Abbaugeschwindigkeit beeinflusst werden Die Abbaubarkeit hängt bei den Copolymeren

nicht nur von der Hydrolyseempfindlichkeit der verschiedenen Hauptkettenverbindungen

(Abbildung 1), sondern auch stark von der Morphologie der Proben (z Bsp

Kristallinität) ab Je kristalliner die Probe ist, desto langsamer wird sie im Allgemeinen

abgebaut

Die am meisten untersuchten Blockcopolymere aus Weich- und Hartsegmenten

sind Diblock-17'18,19 und Triblockcopolymere20'21 Um die Eigenschaften der

Blockcopolymere über die Morphologie einstellen zu können, ist es sehr wichtig, die

Blocklange und das Molekulargewicht zu kontrollieren2Z,2i Oft ist es schwierig über die

Synthese aus den niedermolekularen Monomeren kontrolliert Multiblockcopolymere mit

definierter Sequenz und einstellbarer Blocklange herzustellen. Sehr schwierig gestaltet

sich auch die Bestimmung der Lange der einzelnen Sequenzen Über den etwas

aufwendigen Weg der Telechelen, die über reaktive Endgruppen zu Polymeren

verknüpft werden, lasst sich die Blocklange jedoch einfach steuern Als Koppler für

hydroxylterminierte Telechele können Disaurechlonde, Phosgen oder Dnsocyanate

eingesetzt werden Vorteile von Multiblockcopolymeren gegenüber Di- und

Tnblockcopolymeren sind die einfache Beeinflussbarkeit der Phasensegregation, des

Schmelzpunktes, der Glasubergangstemperatur und somit der mechanischen

Eigenschaften Die Lange der einzelnen Blocke liegt noch im Bereich, in dem die

obengenannten Eigenschaften molekulargewichtsabhangig sind und deshalb

eingestellt werden können

Einleitung 6

Ein heute häufig für Implantationszwecke verwendeter Kunststofftyp ist

Polyurethan242S 26'27 28

Die Palette der Anwendungen reicht vom Katheter bis zu Gefass-

lmplantaten, von Wundverbanden bis zu Teilen von Kunstherzen Polyurethane wurden

aber hauptsachlich für permanente Implantate entwickelt Die Verwendung

biodegradabler Matenalien für medizinische Implantate erubngen einen zweiten

chirurgischen Eingnff und die damit verbundenen Traumata und Kosten In den letzten

Jahren wurden daher solche abbaubaren Polyurethane entwickelt Die Entwicklung dieser

Materialien beruht auf der Idee, dass die Abbauprodukte natürliche Metaboliten mit einer

kleinen (systemischen) Toxizität sein sollen So universal einsetzbar diese Polymerklasse

auch ist, erodierbare Polyurethane haben einige prinzipielle Nachteile

Die Urethanbindung ist im Vergleich zu denen von Ester- und Carbonaten viel

stabiler, d h mit diesem Kunststofftyp sind bisher vor allem langsam erodierbare Systeme

bekannt Die Abbauprodukte von Polyurethanen sind unter anderem Amine und Sauren

Amine, besonders aromatische Amine, stehen jedoch allgemein im Verdacht

krebserregend zu sein24 25 29 30

Polycarbonate und Polyester weisen eben diese Nachteile nicht auf Beide sind

weniger stabile Verbindungen und ihre Abbauprodukte sind Sauren und Alkohole

Probleme mit der entstehenden Saure gibt es lediglich bei Anwendungen in schlecht

durchbluteten (und damit nicht gepufferten) Bereichen (z Bsp Knochen3132 33 34)

Die Familie der Carbonate bildet optimale, stickstofffreie, schnellabbaubare

Kunststoffe Die Carbonat-Bindung ist hydrolytisch sehr instabil35 und die beim Abbau

entstehende Saure ist H2C03 (Abbildung 1) Leider ist die Synthese von linearen

aliphatischen Polycarbonaten mit erheblichen Schwierigkeiten verknüpft36

Em entscheidender Aspekt der Biomatenahen in der Medizin ist, dass das Produkt

und alle möglichen Abbauprodukte biokompatibel sein müssen und nicht toxisch sein

dürfen Von staatlicher Seite (z Bsp Food and Drug Administration, Washington, D C )

werden ausführliche Kompatibilitatsstudien verlangt, ehe ein Produkt gewerblich

vertneben werden darf

Je nach Autor gibt es verschiedene Definitionsversuche des Begriffs der

Bioabbaubarkeit Die Grundidee dieser Ansätze ist intuitiv erfassbar Aufnahme des

Fremdkörpers im Organismus, gefolgt von einem langsamen Auflosen, Versagen der

7 Einleitung

mechanischen Eigenschaften bis hin zur vollständigen Resorption Williams definiert

Biodegradation als den biologisch-induzierten Zusammenbruch des Implantates, im

Gegensatz zur einfachen Hydrolyse (Pitt38, Gilbert39) Gilding40 bezeichnet

Biodegradation als den Einfluss des Organismus und nicht nur des physiologischen

Mediums Vaimonpaa41 vereinigt beide Auffassungen und unterteilt den Abbau in 2

Schritte (Hydrolyse und Einfluss des Organismus), welche beide simultan ablaufen

Graham und Wood42 gehen einen anderen Weg und betrachten biodegradable Materialien

generell als solche, welche im Organismus irgendwie zu löslichen Molekülen abgebaut

und anschliessend aus dem Korper ausgeschieden werden Andere Autoren vertreten

wiederum leicht divergierende Meinungen (Gnffin43, Zaikov44) Ähnlich verschiedene

Definitionsansatze gibt es für die Definition von Bioerosion (Heller45, Langer und

Peppas46)

Wie gezeigt sind die Bezeichnungen btoabbaubar / btodegradabel und

bioerodierbar m der Literatur bis jetzt noch nicht eineindeutig definiert Aber es gibt

Bestrebungen, sich auf eine einheitliche Terminologie zu einigen47'48 In der hier

vorliegenden Arbeit bezeichnet Biodegradation den allgemeinen hydrolytischen,

enzymatischen oder bakteriologischen Abbauprozess in oder an der Polymermatrix,

welcher zu Molekulspaltungen fuhrt Dieser Prozess kann je nach Fall bis zum totalen

Verschwinden des Polymers fuhren

Zu den medizinisch relevanten biodegradablen Kunststoffen gehören, hauptsächlich

dank ihrer hydrolytisch labilen Esterbindung, die Polyester [aliphatische Polyester

Polyglykolsaure32'3334'37'41'49 (Dexon®), Polymilchsaure33 34

50, Polyhydroxyalkanoate51'52,

Polydioxanon4153 (PDS®), Polycaprolacton38 54-55], die Poly(orthoester)45'56-5758 und die

Polyanhydnde59,60'61 Aber es gibt auch vielversprechende Ansätze mit Polyamiden

(Hydroxyhertes Nylon® 62), Polyvinylalkoholen62, Polyurethanen (Hydrophile

Etherurethane38 63

64), Polypeptiden (Polyaminosauren65 66), Polyharnstoff

(Ureaformaldehyde67), Polycarbonaten 67'68, Polysacchariden (Dextran 69), Proteinen

(Collagen, Gelatine70)

Einleitung 8

1.4 Chemischer Abbau und Erosion

In der Literatur werden hauptsächlich zwei verschiedene Kontrollmechanismen für

die chemische Degradation diskutiert, je nach Verlauf an der Oberflache (heterogen z

Bsp Polyanhydnde) oder in der Masse (homogen, z Bsp Polyester)37 Ein heterogener

Abbau ist dadurch gekennzeichnet, dass die Erosion an der Oberflache schneller ist als

die Diffusion von Wasser in die Polymermasse Bei einem homogenen Abbau diffundiert

Wasser so schnell ins Polymer ein, dass die Abbaugeschwindigkeit in der Polymermainx

und diejenige an der Oberflache nicht zu unterscheiden sind Die Diffusion von Wasser in

die Polymermatrix erfolgt hauptsächlich in die amorphen Bereiche, dann erst folgt die

Spaltung von chemischen Bindungen Allgemein gilt, dass erst die amorphen Bereiche

erodiert werden bevor die Hydrolyse der kristallinen Bereiche einsetzt Dies erklart,

Schema 1 Schematische Darstellung des Abbaus am Beispiel von Polymüchsaure

O CH3

CH, O CH,

CH,

OH+

HO \wv.~

HjO

CH,

HO

OH

Metabolismus (z B Krebs-Zyklus)

ATP+H20

9 Einleitung

warum in der ersten Phase des Degradationsprozesses der Kristalhnitatsgrad oft leicht

ansteigt Polymerabbau in vivo oder in vitro ist üblicherweise eine Kombination von

beiden Mechanismen

Schema 1 zeigt eine grobe mechanistische Darstellung des Abbaus71'72,73'74 in vivo

am Beispiel von Polymilchsaure.32'75 Ähnliche Mechanismen wurden auch für Poly-

anhydride76 und Polyorthoester vorgeschlagen77

Der eigentliche heterogene oder homogene Anteil am Abbau hängt von den intrin¬

sischen Eigenschaften des Polymers ab Diese Eigenschaften werden beeinflusst durch

die chemische Struktur, das Molekulargewicht und die Molekulargewichtsverteilung, die

Anwesenheit von niedermolekularen Komponenten (Medikamente, Oligomere, Mono¬

mere, Abbaufragmente, Losungsmittel, Additive), die Form des Gegenstandes, den

Sterihsationsprozess, die Morphologie, den Ort der Implantation, die ad- und

absorbierten Komponenten in vitro oder in vivo (Wasser, Lipide) und die Abbaurate78

Vom Standpunkt der Anwendung her ist der Verlust der mechanischen Festigkeit der

Schlüsselparameter um einen Abbau zu verfolgen Der beste Beweis sind Änderungen

des mittleren Molekulargewichts und der Molekulargewichtsverteilung

Um überhaupt abbaubar zu sein, muss der Kunststoff chemische Bindungen auf¬

weisen, welche „angreifbar" sind Naturlich kann unter drastischen Bedingungen jede

chemisch Bindung gebrochen werden Entscheidend aber ist, dass dies unter Anwen¬

dungsbedingungen geschehen muss Zudem müssen die resultierenden Abbauprodukte

absolut unbedenklich sein Sowohl aliphatische Polyester als auch aliphatische

Polycarbonate sind Kunststoffklassen, welche die gestellten Anforderung erfüllen

Eine eindeutige Korrelation zwischen in vitro und in vivo Experimenten ist

meistens nicht nachvollziehbar79'80 Dies liegt vor allem an den sehr komplexen Verhalt¬

nissen in vivo Der Einfluss biochemischer Moleküle (Enzyme, Proteine) sowie des

Immunsystems (Makrophagen, Fibroblasten, T-Zellen, etc) und ihrer gegenseitigen

Kontrollmechanismen können in einfachen m vitro Experimenten nicht reproduziert

werden Tierversuche werden noch auf lange Zeit die einzige vollständige und wahre

Antwort aufviele Fragen bleiben

Einleitung 10

1.5 Gebräuchliche Polyester

Die heute verwendeten Polyester sind Homo-, Diblock- und seltener

Tnblockcopolymere, welche fast ausschliesslich über RingofFnungspolymensation

hergestellt werden Die für medizinische Anwendungen interessanten Polyester, die auf

diese Weise synthetisiert werden, sind Polyglykolsaure, Polymilchsaure und Poly

(e-caprolacton), sowie die Copolymere aus Diglycohd, Dilactid, e-Caprolacton und y-

Valerolacton

1.5.1 Polylactide /glykolide

Die Klasse der Polyhydroxycarbonsauren ist die bekannteste Gruppe der

abbaubaren aliphatischen Polyester Durch Copolymensation von Diglycohd und den

Isomeren (L,L), (D,D), (D,L) des Dilactids miteinander können eine grosse Anzahl

verschiedener Polymere hergestellt werden Über Synthese, Eigenschaften und

Anwendungen gibt es gute Ubersichtsartikel von M Vert32348182und P Rokkanen83

Diese Polyester werden üblicherweise mittels RingofFnungspolymensation aus der

Schmelze bei 140 bis 180°C (2 - 10 h) und einem Zinkkatalysator hergestellt84 Die

Molekulargewichte liegen zwischen 50'000 bis 300'000 Die thermischen und

mechanischen Eigenschaften der Polyhydroxycarbonsauren sind in Funktion der

Comonomerzusammensetzung83

Alle Homopolymere aus Glycohd und optisch aktiven

Lactiden sind knstalline Polymere (Knstallinitatsanteil 40 - 55%) mit einer

Glasubergangstemperatur von 25 bis 65°C und einem Schmelzpunkt von 180 bis 230DC

Im Gegensatz dazu sind die racemischen Polylactide sowie alle Copolymere amorph

Durch die Verschiedenartigkeit der Repetiereinheiten und ihre Zufallsverteilung in der

Polymerkette können diese Polymere nicht mehr auskristalhsieren Sowohl die Homo- als

auch die Copolymere sind fest aber bruchig (z Bsp Polylactid E-Modul 2 8-36 GPa,

11 Einleitung

aß 40 - 50 MPa, 6b ± 2 %) Durch Herstellung von Multi-block-Copolyestern liessen

sich die mechanischen Eigenschaften aber weiter verbessern

Alle Polylactid/glycolid-Copolymere können aus der Schmelze extrudiert werden,

wobei exzessives oder langes Heizen eine Depolymerisation bewirkt Ausser Polyester

mit einem hohen Glycolidanteil (> 50%), sind Polylactid/glycolid-Copolymere aus

organischen Losungsmitteln verarbeitbar

Degradationsstudien von Lactid/Glykolid-Polymeren wurden zusammengefasst von

Lewis86, Kopecek87 und Holland"

Es zeigte sich, dass sowohl die Molmasse und die

Polydispersitat als auch der Kristallinitatsgrad und die Morphologie der Polymere eine

wichtige Rolle beim in vivo Abbau spielen Hydrolytische Abbauversuche unter

standardisierten Bedingungen in destilliertem Wasser und in Pufferlösungen wurden von

M Vert88 und D Williams89 durchgeführt Die Veränderungen des Polymers durch die

hydrolytische Einwirkung wurden untersucht anhand von Wasseraufnahme,

Gewichtsverlust, Molekulargewichtsreduktion sowie der thermischen und mechanischen

Eigenschaften Dabei zeigte sich, dass der Abbau von semi-kristallinen Polymeren

deutlich langsamer ist als der von amorphen Proben90 Der Abbau ist meistens

gekennzeichnet durch Matrixerosion (homogener Abbau) Entgegen den

Abbauversuchen von D Williams89,91, zeigten bei T N Salthouse92 und M Vert88 die in

vitro-Versuche keine Beschleunigung des Abbaus durch Enzymzugabe

Die Polylactid/glykolide sind in unzahligen in vivo Versuchen untersucht worden

Sie induzieren bei subkuntaner Implantation keine chronische Entzundungsreaktion86

Die sichtbare milde Immunreaktion ist auf den Bioabbau des Polymers und die damit

verbundene Freigabe von loslichen Polymerbruchstucken zurückzuführen Probleme

aufgrund beim Abbau freiwerdender Saure sind bekannt bei Anwendungen in schlecht

durchbluteten Systemen (z Bsp Knochen82) oder bei Drogenabgabe von verschiedenen

bioaktiven, pH-sensiblen Substanzen (z Bsp Wachstumshormonen86)

Einleitung 12

LS.2 Poly (e-caprolacton)

Ein anderer häufig verwendeter Polyester ist Polycaprolacton Dieser Kunststoff

erweist sich als durch Mikroorganismen abbaubar62 93Die Synthese von Poly

(s-caprolacton) erfolgt mittels anionischer oder kationischer Ringoffhungs-

polymensation94

Poly(s-caprolacton) ist gut loslich in chlorierten und aromatischen

Kohlenwasserstoffen Die Homopolymere haben eine Glastemperatur bei -60°C und

einen Schmelzpunkt bei etwa 60°C Durch Copolymerisation von Caprolacton mit

Milchsaure kann die Glasubergangstemperatur deutlich erhöht werden95 Die

Knstalhnitat des Polymers nimmt mit zunehmender Molmasse ab bei Molmasse 5'000 ist

die Knstalhnitat 80%, dagegen bei 60'000 nur noch 45%96

Die Biodegradation wurde in den letzten 30 Jahren gründlich studiert94 Ähnlich

den Polylactiden sind Poly (e-caprolacton) und seine Copolymere in vitro und in vivo

abbaubar96 Die Untersuchungen zeigten, dass der Abbau homogener Natur ist Bei

subkutaner Implantation von Homopolymeren dauerte der Abbau bis zum vollständigen

Verschwinden etwa 2 Jahre

Poly (e-caprolacton)-Kapseln werden heute für eine kontrollierte Abgabe eines

Verhütungsmittels (Capronor®) routinemassig eingesetzt Die Biokompatibihtat und die

Toxizität des Capronor^-Systems wurde in einer ausgedehnten Studie über 2 Jahre in

Ratten und Affen getestet94 In den diversen Versuchen wurde kein Unterschied

zwischen der Test- und der Kontrollgruppe festgestellt

1.5.3 Poly[(R)-3-hydroxybuttersäure]

Ein anderer Vertreter bioabbaubarer Polymere ist Poly[(R)-3-

hydroxybuttersaure]5152979899 (P3HB) Viele Mikroorganismen synthetisieren

Polyhydroxyfettsauren als Energiereserve Obwohl P3HB schon um 1900 entdeckt100

13 Einleitung

und 1925 von Lemoigne detailliert beschrieben wurde, ist es erst in neuerer Zeit

gelungen, diese Kunststoffe grosstechnisch herzustellen102

Das Hauptinteresse an dieser

Kunststoffklasse gilt jedoch nicht nur der Anwendung als medizinische Implantate,

sondern auch der Tatsache, dass sie nicht auf fossilen Rohstoffen basieren Über die

Synthese und die Eigenschaften gibt es mehrere gute Ubersichtsartikel von Y Doi52, D

Seebach51 und R Marchessault103

Die bakteriell hergestellten Polymere haben ein hohes (> lOO'OOO, Spitzenwerten

bis 3 x 106) Molekulargewicht mit einer Polydispersitat von etwa zwei" Das

Homopolymer Poly((7?,)-3-hydroxybuttersaure) hat eine Glasubergangstemperatur von

5°C und einen Schmelzpunkt um 175°C Es zeigt sehr gute mechanische Eigenschaften

(E-Modul 3 5 GPa, aB 40 MPa), ist aber leider sehr spröde (sB 2%) Diese

Eigenschaften sind auf die aussergewohnliche, durch die enzymatische Synthese

bedingte, Stereoregularitat der Polymerkette zurückzuführen Die Polymerketten sind

linear und alle duralen Zentren haben die gleiche stereochemische Konfiguration R

Daraus resultiert ein hoher Kristallinitätsgrad (60 - 80%, orthorhombisch, Raumgruppe

P2i212I104) P3HB ist thermisch instabil und depolymerisiert bei der Schmelztemperatur

zu Crotonensaure10' ' Deshalb ist es schwierig P3HB zu extrudieren Die

thermischen und mechanischen Eigenschaften können durch Copolymerisation mit 0-25

mol-% (7?)-3-Hydroxyvaleriansaure (3HV) verändert werden So kann z. Bsp der

Schmelzpunkt zwischen 180°C (0 mol% 3HV) und 120°C (20 mol% 3HV) variiert

werden108109

Die P3HB-co-3HV-Copolymere sind jedoch nur unwesentlich flexibler (es

27% mit 20 mol % 3HV)110 als das Homopolymer Gleichzeitig aber sinkt die

mechanische Festigkeit signifikant (E-Modul 0 5 GPa, üb 30 MPa mit 20 mol %

3HV)"°

Die interessanteste Eigenschaft von P3HB und seinen Copolymeren ist die

Biodegradabilitat und die Unbedenklichkeit der resultierenden Abbauprodukte 3HB ist

ein natürlich vorkommender Metabolit im lebenden Organismus Anfangs wurde P3HB

als hydrolytisch stabil (unter physiologischen Bedingungen)40'111'112 und nur abbaubar

durch gewisse Enzyme (z Bsp Depolymerasen) betrachtetU3

Doch neue Studien haben

einen langsamen Abbau in vitro bei 80°C nachgewiesen1I4.115."6.117

0er hydrolytische

Abbau bis zur Halbierung des Molekulargewichtes bei 80°C von P3HB-co-3HV (mit

Einleitung 14

20 mol% 3HV) betrug über 110 Tage118

In in vivo-Versuchen erwies sich P3HB als

biokompatibel Keine unerwünschte chronische Entzundungsreaktion konnte bei

Implantationsexperimenten von bis zu 12 Monaten festgestellt werden"912

15.4 Polycarbonate

Aliphatische Polycarbonate (Polyethylencarbonat und Polypropylencarbonat122)

wurden als abbaubare Biomatenalien untersucht Polycarbonate sind lineare

thermoplastische Polyester aus Kohlensaure und aliphatischen Diolen Die Polycarbonate

werden üblicherweise mittels Umesterungsreaktionen oder Ringoffhungspolymensation

hergestellt

Durchgeführte in vivo Studien ergaben unterschiedliche Resultaten2 n3

Wahrend

die Polyethylencarbonate nach 15 Tage Implantationsdauer vollständig verschwunden

waren, konnte bei den Polypropylencarbonat-Proben kein Abbau festgestellt werden

Viele der entwickelten Kunststoffe für medizinische Anwendungen erweisen sich

als ausgesprochen bruchig Es sollen Kunststoffe entwickelt werden, die die guten

Eigenschaften dieser abbaubaren Polyester wie hohe Festigkeit, thermoplastische

Verarbeitbarkeit, Abbaubarkeit, metabohsierbare Abbauprodukte, Biokompatibihtat,

beibehalten, gleichzeitig aber nicht so spröde sind Die Polymersysteme aus Multi-block-

Copolymeren bieten die einmalige Möglichkeit, die Eigenschaften der einzelnen

konstituierenden Blocke miteinander zu kombinieren Ein solcher segmentierter Polyester

muss aus harten und weichen Segmenten aufgebaut sein Die harten Blocke müssen aus

einem hochschmelzenden Prepolyester (z Bsp Polyhydroxybuttersaure oder deren

Copolymeren) bestehen Diese Blocke vernetzten das System physikalisch, dank ihrer

ausgesprochenen Neigung zu kristallisieren, und sind somit verantwortlich für die

mechanische Festigkeit Die weichen Blocke müssen aus einem amorphen oder

tiefschmelzenden Polyester- oder Polyether-Prepolymer bestehen Sie bilden die weiche

Phase zwischen den ausknstalhsierten harten Blocken und sind somit zustandig für die

Dehnbarkeit

15 Einleitung

Diese thermoplastischen Elastomere können durch eine geschickte Auswahl der

Blocke, der einzelnen Blocklangen sowie dem Verhältnis der harten und weichen

Segmente untereinander, einem Problem genau angepasst werden Es lassen sich so die

mechanischen Eigenschaften und die Abbaurate gezielt einstellen

Einleitung 16

1.6 Sterilisation von synthetischen Materialien

Damit Kunststoffe überhaupt in der Medizin angewendet werden können, ist die

Kompatibilität mit einem Stenhsationsverfahren124 absolut erforderlich Unter dem

Begriff Sterilität wird die Abwesenheit aller lebensfähiger Mikroorganismen in Stoffen,

Zubereitungen und Gegenstanden verstanden Da dieser absolute Zustand weder

erreichbar noch nachweisbar ist, wird die Sterilität im Deutschen Arzneibuch5

folgendermassen definiert Die „Verfahren und getroffenen Massnahmen sollen derart

sein, dass sich em theoretischer Wert von höchstens einer unsterilen Einheit auf einer

Million sterilisierten Einheiten ergibt Heute stehen eine ganze Reihe von anerkannten

Stenhsationsverfahren zur Verfugungm !27128

Die gebrauchlichsten Verfahren sind

Hitzesterilisation mittels trockner oder feuchter Hitze, Kaltstenlisation mittels Gasen

(Ethylenoxid, Formaldehyd) sowie ionisierenden Strahlen (Gammastrahlen, beschleunigte

Strahlen) Andere Verfahren wie Sterilisation mit wasserigen Losungen (Aldehyde,

Peressigsaure, Hypochlond, Wasserstoffperoxid) sowie Sterilisation durch Filtration

werden bei Biomatenahen wenig angewendet Die einzelnen Verfahren sind jedoch nicht

immer gegeneinander austauschbar

Bei der Entscheidung für em bestimmtes Verfahren muss man folgende Faktoren

berücksichtigen

- Kompatibilität des Produktes mit dem Stenhsationsverfahren (Strahlen-, Tempe¬

ratur-, Spannungsnssbestandigkeit, Schweiss- und Klebestellen, Steckverbindungen)

- Produkt in einer rekontaminationssicheren, verschlossenen Einzelpackung zu sterili¬

sieren

- keine Entstehung und Abgabe von toxikologischen Substanzen, bedingt durch das

Stenlisationsverfahren selbst

- Möglichkeit der Restenhsation von Artikeln

17 Einleitung

1.6.1 Hitzesterilisation

Die Hitzesterilisationverfahren sind die ältesten und die am verbreitetsten

Sterilisationsverfahren

Entscheidend für die Wirksamkeit der Datnpfstenhsation ist das Vorliegen von

gesättigtem und gespanntem Wasserdampf, der wegen seiner proteindenaturierenden

Wirkung Mikroorganismen abtötet Gespannter Dampf erhalt man durch Erhitzen von

Sattdampf in einem geschlossenen System (Autoklav) von über 100°C Genormte

Verfahren haben eine Einwirkzeit von 20 Minuten bei 121°C und 1 bar, bzw drei

Minuten bei 134°C und 2 bar

Im Gegensatz zur feuchten Hitze ist die sterilisierende Wirkung von trockner Hitze

kleiner Die wirksamen Temperaturen liegen zwischen 160 - 180°C, wobei Einwirkzeiten

von bis zu zwei Stunden notwendig sind

Die meisten thermoplastischen Kunststoffe sind im Allgemeinen nicht imstande

solche Temperatureinwirkungen ohne irreversible Veränderung in ihren chemischen

(Brechen von Bindungen, dh Reduktion des mittleren Molekulargewichtes) oder in

ihren physikalischen Eigenschaften (irreversible Verformung) zu überstehen Dies gilt im

Besonderen für Bauteile, welche sich aus mehreren Kunststofftypen zusammengesetzten

1.6.2 Kaltsterilisation

Am gebrauchlichsten ist das Gasstenhsationsverfahren mit Ethylenoxid. Aber

auch andere Gase wie Formaldehyd oder ß-Propiolacton werden routinemassig

verwendet. Die sterilisierende Eigenschaft dieser Gase beruht auf ihrer hohen Reaktivität,

wodurch funktionelle Bausteine der Mikroorganismenzellen irreversibel beschädigt

werden

Verglichen mit der Hitzesterilisation ist das Betreiben der Gassterilisation hin¬

sichtlich der Qualitätssicherung schwieriger Aber infolge der niedrigen Sterilisations¬

temperatur kann dieses Verfahren für alle Kunststofftypen und daraus hergestellten

Einleitung 18

medizinischen Artikel angewendet werden Ein Nachteil jedoch ist die Eigenschaft von

Ethylenoxid im Stenlisiergut gelost129130 m und anschliessend teilweise nur langsam

wieder abgegeben zu werden Bedingt durch das kanzerogene Potential von Ethylenoxid

stellt das Restgas, das nach der Sterilisation abgegeben wird, ein toxikologisches Risiko

dar Dies bedeutet jedoch nicht, dass die Sterilisation mit Ethylenoxid abzulehnen ist

Grenzwerte sollen vermeiden, dass Personen eine gefahrliche Dosis dieses toxischen

Agens verabreicht bekommen

Nebst dem Ethylenoxid-Verfahren haben sich in den letzten 30 Jahren die

Sterihsationsverfahren mit ionisierenden Strahlen (beschleunigte Elektronen,

Gammastrahlen) zu einer wichtigen Stenlisationsmethode entwickelt132 !3313413513613? 138

Die Wirksamkeit der ionisierenden Strahlen beruht auf der direkten Ionisierung

lebenswichtiger Zellbausteine von Mikroorganismen und der damit verbundenen

inaktivierenden Wirkung der durch die Strahlung gebildeten kurzlebigen Radikale139

Mass für die Wirksamkeit der Strahlenstenlisation ist die Strahlendosis Der Vorteil der

ionisierenden Strahlen liegt in der niedrigen Anwendungstemperatur Damit eignet sich

diese Methode besonders für hitzelabile Materialien

Die Sterilisation mit ionisierenden Strahlen wird heute vorwiegend mit

Gammastrahlen (60Co, 137Cs) durchgeführt Der Vorteil dieser Methode ist die grosse

Emdnngtiefe, die es erlaubt, verpackte Artikel in der geschlossenen Versandverpackung

zu stenhsieren Doch die Gammastrahlen können auch einen negativen Einfluss auf

Kunststoffe haben Bedingt durch die Bildung von Radikalen und die Einwirkung des

wahrend der Sterilisation gebildeten Ozons werden Molekulverbande vernetzt oder

abgebaut Bei Kunststoffen wie Fluorpolymeren, Polyurethanen, Polyvinylchlorid oder

Polypropylen kann es zu einer Reduktion der mittleren Molmasse oder zu einer

Verfärbung des Materials kommen Bei den meisten gangigen Polymeren wie Polystyi ol,

Polyethylen, Polyamid oder Polycarbonat, haben sie jedoch keinen Einfluss

Zur Sterilisation mit beschleunigten Elektronen werden Beschleuniger gebraucht,

welche Elektronen von mehreren Millionen Elektronenvolt abgeben (bis 4 5 MeV) Die

geringe Eindringtiefe (einige cm), die schwierige Kontrolle sowie die kostenintensiven

Apparaturen, sind jedoch die Nachteile dieser Stenlisationsmethode Standart

19 Einleitung

Strahlendosen für eine Sterilisation liegen bei 25 kGray innerhalb der EU und bei 45

kGray für die Schweiz

1.6.3 Sterilisation mit wässerigen Lösungen

Zu den heute bekannten antimikrobiellen Wirkstoffen, die in wasseriger Losung die

mikrobiologischen Anforderungen eines sterilisierenden Agens erfüllen, gehören Alde¬

hyde (Formaldehyd, Glutaraldehyd), Halogene (Natnumhypochlond, Jodophore) sowie

stark oxidierend wirkende Substanzen (Wasserstoffperoxid, Peressigsaure) Die meisten

dieser Wirkstoffe erfordern mit 3 bis 5% relativ hohe Anwendungskonzentrationen und

Einwirkungszeiten von 2 bis 5 Stunden Nach der Stenlisation muss das Stenlisiergut mit

einer sterilen Spulflussigkeit von Wirkstoffresten befreit und nach Trocknung konta¬

minationssicher verpackt werden Bedingt durch die Stenlisationslosungen können

wahrend der Stenlisation sowie wahrend der Nachbehandlung grossere Probleme

entstehen Darum hat dieses Verfahren im Bereich der Kunststoffe keine Bedeutung

Die in dieser Arbeit zu entwickelnden Polymere werden höchstwahrscheinlich mit

einigen der beschnebenen Methoden nicht stenhsierbar sein Eine Komponente des

Multi-block-Copolymeren ist PHB-diol Dieses Molekül zersetzt sich thermisch bei

140°C Stenlisation durch Hitzeanwendung wird wahrscheinlich zu einer Beschädigung

des Matenals fuhren Darum wird im Rahmen dieser Arbeit auch die Kompatibilität der

gangigsten Stenhsationsverfahren mit den zu entwickelnden Polymeren getestet werden

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21 Aufgabenstellung

2 Aufgabenstellung

Ziel dieser Arbeit ist die Synthese und die chemische Charakterisierung von abbau¬

baren, stickstofffreien Polymeren sowie die Überprüfung der Biokompatibilitat und der

Degradierbarkeit in vitro und in vivo Die Grundbausteine dieser Kunststoffe sollen bio-

kompatibel, abbaubar, nicht toxisch, bereits erfolgreich in bekannten medizinischen

Kunststoffen angewendet worden sein und wenn möglich kommerziell erhältlich sein

Der Syntheseweg soll so gewählt sein, dass die einfache Herstellung grosserer Mengen

möglich ist Die Eigenschaften (Festigkeit, thermisches Verhalten, Abbaugeschwindig¬

keit) des Werkstoffes sollen über die Art, sowie das Verhältnis der konstituierenden

Grundbausteine den Anforderungen der Anwendung angepasst werden können

Als Ausgangspunkt dieses Materials sollen phasensegregierende, teilknstallme

Blockcopolycarbonate, Blockcopolyester und Blockcopolyetherester dienen Die harte

Komponente soll aus einem telechelen Makrodiol der Poly[3-(R)-hydroxybuttersaure]

(PHB-diol) und deren verwandten Copolymere (PHB/HV), die weiche Komponente aus

Prepolymeren aus Poly(adipinsaure-co-glykol)ester-diol (Diorez), Poly(tetrahydrofüran)

-diol (PTHF-diol), oder Poly(s-caprolacton)-diol (PCL-diol) bestehen Als Kopplungs¬

reagenz zwischen den verschiedenen Makrodiolen soll Phosgen oder Sebacinsaure-

dichlond verwendet werden

Die hergestellten Polymere sollen zu einfachen Gegenstanden (gegossenen und

gepressten Folien) verarbeitet werden An diesen Filmen soll das thermische Verhalten

(Schmelzpunkt, Glasubergangstemperatur), das elastische Verhalten (E-Modul, Zug¬

festigkeit, Reissfestigkeit, Reissdehnung) sowie die Oberflachenbeschaffenheit untersucht

werden

Für die medizinische Anwendung ist die Stenhsierbarkeit von besonderem

Interesse Deshalb soll der Einfluss von verschiedenen gebräuchlichen Stenhsations-

methoden (Ethylenoxid, Wasserdampf, y-Strahlen) auf die Kunststoffe überprüft werden

Zusätzlich ist die Biokompatibilitat und die Degradierbarkeit in vitro und in vivo

abzuklären Wichtige Faktoren der Biokompatibilitat können in vitro anhand des

Zellwachstums von Makrophagen und Fibroblasten auf Polymerfilmen sowie in vivo

Aufgabenstellung 22

anhand der Dicke der Bindegewebekapsel von subkutan in Ratten implantierten Proben

evaluiert werden Die Degradierbarkeit wird über die Molmassenveranderung sowie das

thermische Verhalten (Schmelzpunkt, Glasubergangstemperatur) und das mechanische

Verhalten (E-Modul, Zugfestigkeit, Reissfestigkeit, Reissdehnung) in hydrolytischen

Abbauversuchen und in vivo subkutan implantiert in Ratten verfolgt

23 Trocknungsmethode

3 Trocknungsmethode

3.1 Allgemeines

Die Polycarbonat- und Polyestersynthesen sind im Allgemeinen sehr empfindlich

gegen die Präsenz von Wasser Schon geringe Mengen können mit den reaktiven

Endgruppen der Monomere reagieren und

unreaktive funktionelle Gruppen erzeugenTahelle 1: Wassergehalt der einzelnen

Somit kann die Kettenwachstumsreaktion Komponenten (wie kommerziell

nach ein paar Polymensationsschntten erhältlich) inppmH20

abgebrochen werden Infolgedessen

resultieren nur Oligomere Die zu

verwendenden Edukte, Prepolymere, Base

und Losungsmittel, sind allesamt sehr

„nass" (Tabelle 1) und können so für eine

effiziente Polymerisation nicht verwendet

werden Ein Trocknen der Aus¬

gangskomponenten ist deshalb unerlasslich

Idealerweise sollte das Reaktionssystem

absolut wasserfrei sein Eine einfache

Trocknungsmethode ist die azeotrope

Destillation Dazu werden die Substanzen

gelost und das Losungsmittel / Wassergemisch wird über eine Vigreux-Kolonne

abdestilliert Mit dieser Methode werden jedoch nur Werte von ungefähr 50 ppm H20

erreicht

Die Anwesenheit von Wassermolekulen sollte bei Polykondensationen und

Polyadditionsreaktionen eigentlich kein Problem darstellen Unter der Annahme, dass

Wasser die gleiche Reaktivität wie Alkohol aufweist, muss bei so geringen Mengen an

Wasser (< 50 ppm) der Polymerisationsgrad über 100 sein, bevor die Anzahl an nicht

reagierten Alkoholmolekulen gleich gross ist wie die Anzahl an Wassermolekulen

Losungsmittel [ppm H20]

Dichlorethan >100

Prepolymere

PHB-diol > 20'000

PCL-diol > 25'000

PTHF-diol > 25'000

Diorez > 20'000

Base

Pyridin >15

Trocknungsmethode 24

(Abbildung 2) Tatsächlich ist aber die Reaktivität von Wasser deutlich hoher (100 -

lO'OOO mal)14°

Somit kann die Konkurrenzreaktion von Wasser mit der Diolen schon bei

einem deutlich tieferen Polymensatonsgrad einsetzten und zur Bildung von unreaktiven

funktionellen Saureendgruppen und damit zum Abbruch der Polymerisation fuhren

Abbildung 2 Vergleich der Alkoholendgruppen wahrend der Polymerisation im Ver¬

gleich zum Wassergehalt, am Beispiel einer Polymerisation von 5 g Makrodiol

(M„ 1000) in 80 ml 1,2-Dichlorethan

1 u tw

o

E— 1 0 E-3CV

ao.9

ROH

M 1 0 E-4

oe

50 ppm HjDum-

« 1 0 E-5 10ppmH2Oe

<V

J3 1 0 E-6 1 ppmHpSB

.0

1 l\-C H

Polymerisationsgrad

Es galt also, eine einfache, aber effiziente Trocknungsmethode zu finden Das

ideale Verfahren soll eine Reihe Eigenschaften aufweisen Sie soll vor allem effizient und

einfach sein Der Trocknungsvorgang und die Polymerisation sollen in einer einzigen

geschlossenen Apparatur mit Schutzgasatmosphare durchführbar sein Nach dem

Trocknungsschritt müssen alle benotigten Komponenten entweder schon vorliegen oder

spater getrocknet zugeführt werden können Es ist zudem erforderlich, dass das

Trocknungsverfahren an sich keine störenden Nebenprodukte erzeugt Komplizierte

Verfahren, welche aufwendig in der Handhabung und in der Überwachung sind, sind

nicht erwünscht Zudem sollte das Verfahren veränderten Mengenverhältnissen angepasst

werden können

25 Trocknungsmethode

Abbildung 3 Austesten der Trocknungsapparatur unter Verwendung von Molekular¬

sieben mit verschiedenen Porengrossen mittels Dichlorethan versetzt mit 5% Wasser

5x10=

4x10 --

3x105--

0\

2xifr*f.

r 2x10' -H

I§>

iÖ lxlO1 +

5x10--

Porengrössen:

Wechseln der Molekularsiebe

S^t

5A

4Ä

3Ä

+ + -/>—+ +

10 15 20 25

Zeit [h]

85 90 95 100

Einige gebrauchlichen Trocknungsmethoden141,142,143'144'145 basieren auf chemischen

ReaktionenI46

Es sind organische oder anorganische Substanzen, welche mit Wasser, oft

auch mit Alkoholen und Aminen, reagieren Dabei entstehen Reaktionsprodukte Diese

chemischen Verfahren benotigen dann zusätzlich noch einen zweiten Schritt zum

Abtrennen des Trocknungsmittels und der entstandenen Reaktionsprodukte Diese

Methoden sind auf das hier gestellte Problem mcht anwendbar

Die physikalischen Trocknungsmethoden absorbieren Wasser reversibel Um eine

gute Trocknung zu erreichen, müssen die Trocknungssubstanzen aktiviert und im Uber-

schuss vorliegen Von diesen Methoden scheinen Molekularsiebe das Trocknungsmittel

der Wahl für die hier geforderten Ansprüche zu sein Molekularsiebe147'148'149 sind

hochknstalline gepresste synthetisch Zeohthe Ihr Grundgerust besteht aus Si bzw Al-0

Tetraedern Diese Einheiten werden bei der Synthese temperaturabhanig miteinander so

verknüpft, dass Hohlräume entstehen, welche meist durch Kanalsysteme verknüpft sind

Es werden hochpolare Käfige ausgebilden, welche polare Moleküle150»1" (z Bsp

Wasser) stark absorbieren Die Grosse dieser Käfige und Kanäle bestimmt unter

Trocknungsmethode 26

anderem, welche Moleküle absorbiert werden können Für Wasser ist die ideale Grosse

2 6 Ä 152Molekularsiebe mit verschiedenen Porengrossen wurden getestet, um die für

diese Anwendung beste Absorption zu ermitteln

[mm]Zeit

1500140013004003002001000-//-

7^=*~

Soxhlet-Mantel——

Reaktionsgefäss—x—

.Probeentnahme

102>

15aQ.

E

oj61Q,61

620

630

ProbeentnahmederOrtnachjeWassergehaltesdesVergleich4Abbildung

MolekularsiebsdesPorengrossedervonunabhängigWassergehaltdersichstabilisierte

ZeitkurzerInnerhalbabsorptionsstarksehralssicherwiesSystemDasgehalts

Wasser¬erwartendenzuExperimentimdesVielfacheneinementsprichtDieswurde

gestartetH20'i)ppm(280'000WasserGewichtsprozenten5etwabeiTrockenvorgang

derdasssozugegeben,WasserzusätzlichLosungsmitteldemwurdeAusgangspunktAls

2)(AbbildungPorengrosseÄ5A,4Ä,3vonMolekularsiebewurdenGetestet

siedetPHB-diolvonZersetzungstemperatur

derunterdeutlichundlostgutPHB-diolist,temperaturstabilesdasssind,DCE

vonVorteileDieverwendet(DCE)1,2-DichlorethanwurdeLosungsmittelazeotropes

AlswerdenzugeführttrockenSubstanzenzusatzlichejederzeitÖffnungzweitediedurch

könnenZweihalskolbenseinesVerwendenDurchwerdenrezykhertMolekularsiebe

gebrauchtendiekönnenZudemHandhabungeinfachediesowieLosungsmittel

verwendetemanMengegenngedieistMethodedieserVorteilEin116)Seite(siehe

verwendetTrocknungsapparaturalswurdeSoxhlet-ExtraktormodifizierterEin

EduktederTrocknen3.2

Trocknungsmethode27

Trocknungsmethode 28

bei < 5 ppm H20 Auch ein Erneuern der Molekularsiebe mit anschliessendem langen

Trocknen ergabt kein besseres Resultat Nach dem Trocknungsvorgang wurde der

Wassergehalt der Molekularsiebe mittels Thermogravimetrische Analyse (TGA)

ermittelt Dieser lag bei etwa 14 Gewichtsprozenten Molekularsiebe können etwa 20

Gewichtsprozenten Wasser absorbieren Die vorgelegten verschärften Bedingungen

wurden problemlos von der Trocknungsvorrichtung gemeistert

Beim Trocknen von Makrodiolen kann keine Probeentnahme direkt aus dem

Reaktionskolben genommen werden Dadurch wird die Stochiometrie gestört Deshalb

wird der Wassergehalt des Losungsmittels im Soxhlet-Mantel gemessen werden

Vergleichtests zwischen Probenentnahme aus dem Reaktionsgefass und Soxhlet-Mantel

ergaben einen vergleichbaren Wassergehalt (Abbildung 3)

3.3 Diskussion

Die hier beschriebene Trocknungsmethode erwies sich als sehr adsorptionsstark für

Wasser und folglich einfach in der Handhabung Die erreichte Trocknungsgrenze (< 5

ppm H2O) ist zwar schon sehr tief, doch für Polyadditionen und Polykondensationen mit

hohem Polymensationsgrad ist immer noch zuviel Wasser im System vorhanden Diesen

Wassergehalt noch weiter zu reduzieren, wird ein sehr schwieriges Unterfangen werden

Wahrscheinlich aber wird es nicht möglich sein, mit den hier auferlegten

Randbedingungen, diese Grenze deutlich zu verbessern

29 Polycarbonate

4 Polycarbonate

4.1 Allgemeines zur Synthese

Die Anfange der Polycarbonat-Chemie reichen zurück bis in das letzte

Jahrhundert153 Doch ihre wirtschaftliche Bedeutung ist erst auf Fox154 (General Electric

Company) und Schnell155 (Bayer AG) Ende 1950 zurückzuführen Sie haben als erste die

hervorragenden Eigenschaften von Polycarbonaten auf Basis von Bisphenol A (BPA)

erkannt und erforscht Seitdem wurden viele verschiedene Varianten synthetisiert und

patentiert

Abbildung 5: Polycarbonat

R'O R-O—^O- R'

Die Carbonat-Chemie ist sehr vielseitig156

Die gangigsten Methoden zur Synthese

von Polycarbonaten sind Grenzflachenpolymerisation, Umesterungspolymerisation,

sowie Losungsmittelpolymerisation Obwohl diese Verfahren sehr verschieden sind,

bezuglich Reaktionsmechanismen, Ausgangsstoffe, Katalysator, Reaktionstemperatur,

usw, haben sie alle einen gemeinsam Grundstoff Phosgen157

Dies ist auch der grosste

Nachteil der gesamten Carbonat-Chemie, da Phosgen ein sehr toxisches Gas158 ist

Die allgemeine Struktur von Polycarbonaten ist in Abbildung 5 dargestellt Lineare

aliphatische Polycarbonate gelten allgemein als hydrolyseempfindlich und sind in der

Regel thermisch nicht sehr bestandig Durch Dehydrogenierung in ß-Stellung zur

Carbonatgruppe kommt es zur Spaltung der Hauptkette, ev mit CCVAbspaltung159

Carbonate ohne ß-Wasserstoff, besonders aromatische, sind deshalb sehr stabil (siehe

BPA-Polymere)

Polycarbonate 30

4.1.1 Grenzflächenpolymerisation

Grenzflachenpolymensation160'161'162'163 bedeutet, dass die Reaktion an der Kon¬

taktflache zwischen zwei nicht mischbaren Losungsmitteln ablauft Meistens handelt es

sich hier um ein protisches und ein aprotisches Losungsmittel

Im Falle der BPA Synthese sind die Losungsmittel wasserige Natronlauge und

Methylenchlond (Schema 2) Das BPA liegt als Natnumsalz im Wasser, das Phosgen im

organischen Losungsmittel vor Die Natronlauge ist erforderlich, um das BPA-Alkoholat

im Wasser zu losen und gleichzeitig die entstehende Mineralsaure zu neutralisieren

Zudem ist ein Alkoholat deutlich reaktiver als ein Alkohol Dadurch ist die Reaktion des

Phosgens mit BPA gegenüber der Konkurrenzreaktion mit Wasser deutlich bevorzugt

Schema 2 Grenzflachenpolymensation

O OII NaOH II

HO—R-OH + Cl—C—Cl HO—R-O-C—Cl

Y HO—R—OH YHO—R—O-C—Cl HO —R—O-C—O—R—OH

4.1.2 Umesterungspolymerisation

Typischerweise werden Umesterungsreaktionen164'165,166167 bei erhöhter Temperatur in

der Schmelze (150 - 320°C) mit einem Katalysators (üblicherweise Lithium-, Natrium¬

oder Kaliumhydroxid) durchgeführt (Schema 3) Eventuell entstehende Nebenprodukte

können durch Anlegen von Vakuum dem System entzogen werden Wegen der

erforderlichen hohen Temperaturen ist dieses Verfahren für viele Monomere nicht

geeignet Nur aromatische Diole weisen die notige thermische Stabilität auf

31 Polycarbonate

Schema 3 Umesterungspolymensation

H0-

0 0Kat

R-OH + R'O—C-OR' -. HO—R-O-C-OR + R'OH

0 °Kat

° °

HO—R-O-C-OR' + R'O—C-OR' -^

R'O-C-O—R-O-C-OR + R'OH

4.1.3 Lösungsmittelpolymerisation

Bei der Losungsmittelpolymensation168'169'170 müssen alle beteiligten Komponenten

in gelöster Form vorliegen Üblicherweise wird zudem eine stickstoffhaltige Base

(meistens Pyridin) gebraucht Bei diesem Verfahren werden die Diole und die Base im

Losungsmittel vorgelegt und Phosgengas wird zugegeben (Schema 4) Die Reaktion ist

sofort sichtbar durch den Ausfall von Pyridiniumhydrochlorid als weisser Feststoff

Problematisch ist das Abtrennen vom Pyridin und Pyridiniumhydrochlorid

Der direkte Weg über Phosgen ist im Prinzip einfach, doch aufgrund der grossen

Reaktivität des Phosgengases und der daraus resultierenden Toxizität, schwierig in der

Handhabung Heute wird generell mit Phosgenersatzstoffen171'172 wie Diphosgen173'174

(Chlorameisensaure-trichlormethylester) (Abbildung 6) oder Triphosgen175'176'177'178 (Bis-

(trichlormethyl)-carbonat) (Abbildung 7) gearbeitet Diese sind im Allgemeinen Fest-

korper, welche gut gehandhabt und unter Luftausschluss auch gut dosiert werden

können Der Zerfall dieser Substanzen in einzelne Phosgenmolekule wird durch Zugabe

einer tertiären Aminbase katalysiert (Schema 5) Dieser Zerfall kann mit Luftfeuchtigkeit

Schema 4- Losungsmittelpolymensation

II N-Base ||HO-R-OH + Cl—C-Cl HO-R-O-C—Cl

|| N-Base ||HO-R-O-C—Cl + HO-R-OH > HO—R-O-C-O-R-OH

Polycarbonate 32

Schema 5 Zerfall von Triphosgen

0 0II N-Base

C13C^ J^ ^CC13 »- 3eq „ „

o 04

er Cl

Abbildung 6 Diphosgen Abbildung 7 Triphosgen

O O

, -^ccl3 C13C^ sK^ ^CC13

er o300

ohne Base stattfinden, ist jedoch sehr langsam

Zur Herstellung von Polycarbonaten gibt es zwar eine Vielzahl von Möglichkeiten,

doch aufgrund des Prepolymeren PHB-diol sind nicht alle Synthesewege möglich PHB-

diol ist auch als Oligomer in Wasser gänzlich unlöslich und basenlabil Deshalb ist die

Grenzflachenpolymensation ausgeschlossen PHB-diol ist bei Temperaturen über 140°C

thermisch instabil Es ist aber denkbar, dass durch geschickte Wahl der Temperatur und

des Katalysators die Herstellung von Polycarbonaten durch Umesterungspolymensation

durchfuhrbar ist Als bester Syntheseweg hat sich die Polymerisation in Losung mittels

Phosgen oder Phosgenersatzstoffen erwiesen

33 Polycarbonate

4.2 Polymerisation mittels Phosgen und Phosgenersatzstoffen

Bei den durchgeführten Polykondensationen wurden verschiedene Parameter wie

Art des Makrodiol, Losungsmittel, Base, Reaktionsdauer und Reaktionszeit variiert. Die

Diole wurden zuerst gelost und mittels modifiziertem Soxhlet-Extraktor getrocknet Die

bei der Reaktion als Nebenprodukt entstehende Salzsaure wurde mittels tertiärer

Aminbase neutralisiert Das so gebildete Salz fiel rasch als weisser Niederschlag aus und

erschwerte dadurch das Ruhren der Reaktionslosung

Für die Polymerisation mittels Phosgenersatzstoffen (Tabelle 2) wurden die Diole

in wenig Losungsmittel gelost und mittels modifiziertem Soxhlet-Extraktor getrocknet

Es wurde mit so wenig Losungsmittel wie möglich gearbeitet, um die absolute Menge an

Wasser gering zu halten Eine stochiometrische Menge Triphosgen wurde zugegeben

und unter Ruhren gelost Dann erst wurde die Base langsam zugetropft Sofort fiel ein

weisser Festkörper aus

Schema 6: Reaktion mit Phosgenlosung

1. Schritt

Base

O ooc O O

1 eq II + 0 5 eq HO-R-OH *. IIR

IIcrxi cr^o^ ^o'^ci

2 Schritt

OO O iangsam aufheizen II II

,

A ^ Ä +05eqHO-R-OH - ^o'NrS

Bei Reaktionen mit Phosgenlosung (20% Phosgengas in Toluol gelost) (Tabelle 3)

wurden zuerst zu getrockneten 0 5 Äquivalenten Diol ein leichter Uberschuss an

Phosgenlosung bei 0°C zugegeben (Schema 6) Der Uberschuss an Phosgen wurde dann

durch Durchleiten eines Inertgases (Stickstoff) entfernt und anschliessend wurden die

restlichen getrockneten 0 5 Äquivalente Diol zugegeben Anschliessend wurde die

Polycarbonate 34

Reaktionstemperatur langsam auf Raumtemperatur und zum Schluss auf 80°C

angehoben Auf diese Weise konnte das Problem der Stochiometne einfach gelost

werden Problematisch ist nur das Überfuhren der getrockneten, in Dichlorethan gelösten

Diole in den Reaktionskolben Hier musste mit viel Losungsmittel nachgespult werden,

was die absolute Menge an Wasser im Reaktionskolben nachtraglich wieder erhöhte

4.3 Umesterungspolymerisation

Es wurden auch Versuche unternommen, Polycarbonate mittels

Umesterungspolymerisation herzustellen (Tabelle 4) Der grosse Vorteil dieser Methode

ist dass bei Temperaturen von über 100°C und Vakuum (wenig Wasser) und ohne

Losungsmittel und ohne Base gearbeitet werden kann Dazu wurden alle Edukte mit

Diethylencarbonat oder Propylencarbonat unter Ruhren auf die Reaktionstemperatur

geheizt Der entstehende Alkohol wurde unter Anlegen von Vakuum abdestilliert Diese

Reaktionsvorgehen ergaben aber nur braune Festkörper

35 Polycarbonate

Tabelle 2 Kopplungsreagenz. Triphosgen

Diol Lösungsmittel Base treaialh] Trocknenj) MPSU)

p 1 PTHF-diol Dioxan Et3N 24 2'000

P 2 PTHF-diol Dioxan Py 17 5'200

P 3 PTHF-diol Dioxan - 71 3'000

P 4 PTHF-diol Dioxan 4-DMAP 5 2'000

P 5 PTHF-diol CHCI3"0 Py 18 5'200

P 6 PTHF-diol CHCI3 Et3N 17 2'000

P 7 PEG 600-diol Dioxan - 71 3'000

P 8 PEG 600-diol Dioxan Py 43 ' 2'000

P 9 Pentandiollv) Dioxan Py 24 ' 3'000

P10 Pentandiolv) Dioxan Py 27 ' 6'300

Pll PEG 600-diol DCE Py 28 d 4'100

P12 PTHF-diol Chlorbenzol Py 18 ' 2'000

P13 PTHF-diol DCE Py 30 S 2'000

0 / ohne spezielle Trocknung, d azeotrop destilliert, S mittels Soxhlet über

Molekularsieb ruckflussiert,"' Retentionsvolumen auf Polystyrol geeicht,

"1> über Alox

Stabilisator entfernt,1V)

156 ppm H20;v) 72 h über Molekularsieb getrocknet, 90 ppm

H20

Polycarbonate 36

Tabelle 3: Kopplungsreagenz' Phosgen

Diol Lösungsmittel Base trankt [h] Trocknen1' Mps"»

P14 PTHF-diol DCE - 47 d2 5'200

P15 PTHF-diol DCE Py 25 S 2'000

P16 PEG 600-diol CHCI3 - 25 / 2'000

P17 1,5-Pentandiol'"' - - 22 / 5'000

0 / ohne spezielle Trocknung, d azeotrop destilliert, S mittels Soxhlet über

Molekularsieb mckflussiert,'° Retentionsvolumen auf Polystyrol geeicht,

"1)72 h über

Molekularsieb getrocknet, 90 ppm H20

Tabelle 4: Kopplungsreagenz' Carbonal

Diol Kopplungsreagenz * reakt Preakt vreakt MpS"

l°C] [mbar] [h]

P18 PEG 600-diol Propylencarbonat 160 3 8 2'000'"

P19 PEG 600-diol Diethylcarbonat 120 12 12 2'000 ">

Retentionsvolumen auf Polystyrol geeicht,'0 braunes Reaktionsprodukt

37 Polycarbonate

4.4 Diskussion

Keine der durchgeführten Syntheseanordnungen ergab ein hochmolekulares

Polymer Die Reaktion brach jedesmal nach wenigen Polymerisationsschritten ab

Wahrscheinlich ist bei den Reaktionen in Losung der Wassergehalt des Systems immer

noch zu hoch, derart dass das hochreaktive Phosgen mit dem immer noch vorhandenem

Wasser reagiert Dies ist unweigerlich ein Polymerisationsabbruch Bei den

Umesterungsreaktionen kommt es zu keiner Polymensation Die Prepolymere

karbonisierten bei den Reaktionsbedingungen

Es ist mit den hier auferlegten Rahmenbedingungen nicht möglich, Polycarbonate

mit genügend hoher Molmasse herzustellen, um reproduzierbare Matenaleigenschaften

zu erhalten

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39 Polyester

5 Polyester

5.1 Allgemeines zur Synthese

Die ersten schriftlich festgehaltenen Untersuchungen179'180'181'182'183 an Polyestern

datieren aus der Mitte des 19 Jahrhunderts Aber erst um 1930 widmete sich

Carothers184185 intensiver der Polyesterchemie186'187'188

Carothers's Arbeiten waren aber

hauptsachlich wissenschaftlicher Natur. Der grosse wirtschaftliche Durchbruch gelang

erst durch die Synthese von Polyethylenterephthalat (PET) und seinen Derivaten durch

Whinfield189'190

In der organischen Chemie gibt es eine grosse Bandbreite an chemischen

Reaktionen um Esterbindungen zu knüpfen191

Doch nur eine kleine Anzahl kann in der

Polymerchemie verwendet werden Zu diesem Thema gibt es eine Reihe von guten

Buchern und Ubersichtartikeln, so dass nur kurz darauf eingegangen

Schema 7. Kettenabbruchreaktion mit Wasser bei Losnngsmittelpolymensation

P O

+ H20 > *»>" <? + HCl

Cl OH

Die am häufigsten angewendeten Reaktionstypen für Polykondensationen sind

katalysierte Veresterung, Alkoholyse und Reaktion von Alkoholen mit Sauredihalo-

geniden Die Synthesen werden üblicherweise als Schmelz-, Losungs- oder

Grenzflachenpolyreaktionen durchgeführt Polymerisationen unter milden Bedingungen

in Losung weisen meist Probleme wie mangelnde Loslichkeit der Monomere oder

Schwierigkeiten mit der Entfernung der Nebenprodukte, des Katalysators oder des

Losungsmittels auf Bei hohen Temperaturen ist die thermische Stabilität der

Polyester 40

Komponenten der limitierende Faktor Die Anwesenheit von Spuren von Wasser ist ein

grosses Problem der Polyestersynthese Bei der Veresterungsmethode durch Reaktion

von Alkoholen mit Sauredihalogemden reagieren Spuren von Wasser mit dem Saure-

dihalogemd unter Bildung von wenig reaktiven Carbonsauren und unterbrechen die

Polymerisation (Schema 7) Bei den Umesterungsreaktionen (bei hohen Temperaturen)

fuhren Spuren von Wassermolekulen durch Kettenspaltung zu Abbaureaktionen (Schema

8) Wasser ist deshalb in der Polyesterchemie eines der Hauptprobleme Folgerichtig

bedarf es eines grossen Aufwandes, um die Reaktionssysteme von Wasser zu befreien

und zu erhalten

Schema 8 Kettenspaltung durch Wasser bei hohen Temperaturen

OA

O

«wR—*f + H20 »- '—R—>f + HO—R'"*"

O-R1«» OH

Von den zur Verfugung stehenden Synthesewegen sind nicht alle auf das hier

gestellte Problem anwendbar Polyhydroxybuttersaure ist der einschränkende Faktor

PHB-diol ist thermisch instabil oberhalb von 140°C, schlecht löslich in vielen organischen

Losungsmitteln, unlöslich in Wasser sowie labil in Gegenwart von Basen- und Sauren

Die einzige Möglichkeit ist die Polymerisation in Losung unter milden Bedingungen

durchzufuhren

Losungsmittelpolymensation

Reaktionen mit Sauredichlonden und Diolen sind eine sehr verbreitete Methode

Polyester herzustellen (Schema 9) Die Temperaturskala für diesen Reaktionstyp geht

von -50 bis > 300°C, je nach Reaktivität der einzelnen Komponentenl99200

Bei höheren

Temperaturen können Nebenreaktionen die Anwendung dieser Methode derart drastisch

einschranken, dass kein hohes Molekulargewicht erreicht wird Losungsmittel, Schutzgas

41 Polyester

und Reaktanden müssen daher sehr sorgfaltig getrocknet werden, denn jede Spur von

Wasser fuhrt zur Hydrolyse der Saurechlondgruppen

Die Reaktionen in Losung sind im Allgemeinen langsam, können aber durch

Zugabe von tertiärer Aminbase merklich beschleunigt werden Gleichzeitig bindet

diese Base die entstehende Saure Die Wahl der Base kann auch einen Einfluss auf die

Reaktion und vor allem auf den maximal erreichbaren Polymensationsgrad haben20' Die

üblich verwendeten Basen sind Tnethylamin und Pyridin Die dielektrische Konstante des

Losungsmittels kann auch einen Effekt auf die Polymerisation haben Bekanntermassen

lauft die Reaktion 2-3 mal schneller in Dichlorethan als in Benzol ab202

Wenn das

Losungsmittel Wasserstoffbrucken mit der Alkoholkomponente ausbilden kann, nimmt

die Reaktionsgeschwindigkeit ab Hohe Polymerisationsgrade können aber trotzdem in

Losungsmitteln mit niedriger Dielektrizitätskonstante erreichen werden, wenn sie ein

gutes Quellverhalten im Polymer erreichen203

Die hier beschriebene Nicht-Gleichgewichtsreaktion (Schema 9) ist besonders

interessant für die Herstellung von Copolyestern Da die Synthese bei Raumtemperatur

durchgeführt wird, fallen alle unerwünschten Umesterungsreaktionen weg So können

Copolymere mit genau definierter Struktur synthetisiert werden Hierbei muss aber

beachtet werden, dass ein entscheidender Faktor für difünktionelle Monomere der Unter¬

schied in der Reaktivität einer funktionellen Gruppe vor und nach der Reaktion der

ersten funktionellen Gruppe ist Es ist bekannt, dass bei difünktionellen Monomeren die

Reaktivität einer funktionellen Gruppe sich andern kann, nachdem die erste Gruppe

reagiert hat201'204

Schema 9 Polyester aus Saurechloriden undAlkoholen

0 0

n II II + n HO-R'-OH + l^_/"V-^R'^-> + 2nHCl

Cl R CI

" HO. X

Polyester 42

5.2 Polyestersynthese

Die hier verwendete Methode zur Polyestersynthese ist eine Polykondensation

von Sauredihalogeniden mit Diolen in Losung (Schema 10, Schema 11) Die thermische

Instabilität von Polyhydroxybuttersaure oberhalb von 140°C erfordert milde

Reaktionsbedingungen Zur Aktivierung der Saurehalogenide sowie zum Neutralisieren

der entstehenden Mineralsaure wird die Reaktion mit einem leichten Uberschuss (-105

Mol-%) einer tertiären Aminbase durchgeführt Die üblicherweise verwendete Base ist

Pyridin PHB-diol ist bekanntermassen saure- und basenlabil,205 doch konnte PHB-diol in

Pyridin wahrend einigen Stunden ruckflussiert werden, ohne dass ein Polymerabbau

festgestellt werden kann

Reproduzierbare mechanische Eigenschaften sind unerlasshch für den Einsatz von

Kunststoffen Deshalb ist es wichtig Polymere mit hohen Molmassen zu synthetisieren

Um einen hohen Polymerisationsgrad zu erreichen ist es unter anderem notwendig, die

genaue Molmasse der Monomere zu kennen In dieser Arbeit waren die Edukte selber

Schema 10 Allgemeine Polyestersynthese

ho—I räi \—OH HO B —OH

O

Cl h2K ^ClB = Diorez

PTHF-diol

PCL-diol

Base

Dichlorethan

o

PHB/BN> CH

2y8

PHB/ B Nr

43 Polyester

schon Oligomere mit Molmassen zwischen 650 bis 1'200 Die Molmasse der Pre-

polymere war jedoch nur mit ± 5 % Abweichungen (je nach Methode) genau bekannt

Deshalb können sehr hohe Molmassen (> lOO'OOO) wegen der Unmöglichkeit des

Erreichens präziser Aquimolaritat prinzipiell nicht erreicht werden

Die Diol-Prepolymere und das Losungsmittel wurden mittels eines modifizierten

Soxhlet-Extraktors getrocknet Die Zugabe von Saurechloriden erfolgte bei

Eisbadtemperatur So konnte eine gute Durchmischung der Reaktionspartner erreicht

Schema 1 lüPolyestersynthese, Beispiel von PT41

I R o\1 eq. H! + 1 eq. H'

H

8-9

m~25

0<n<2

R= CH3

CH2CH3

O O

+ 2eq. ci^^p.Cl

cr^'

4°C

88 h

4.2 eq. Pyridin

DMAP

Ol. „O.

8-9

R= CH3

CH2CH3

O O

Polyester 44

werden, bevor infolge der Reaktion das Ruhren erschwert wurde Anschliessend wurde

auf die in Tabelle 5 angegebene Reaktionstemperatur aufgeheizt Das Einsetzen der

Reaktion ist gekennzeichnet durch den Ausfall eines weissen Festkörpers

(Pyndimumsalz) gekoppelt mit einer drastischen Erhöhung der Viskosität

Der Ausfall des Festkörpers hat keinen Einfluss auf die Reaktion, sofern eine

kontinuierliche Durchmischung gewährleistet werden kann Pyridin wurde durch

Tnoctylamin (P25) sowie Tns [2-(2-methoxyethoxy)-ethyl] arrun (P26) ersetzt Beide

Basen bilden m organischen Losungsmitteln lösliche Salze Diese Basensubstitution

brachte jedoch keine Verbesserung des Polymensationsgrades Die Polantat des

Tabelle 5 Vorversuche zur Polyestersynthese

Polymer Kopplungs¬

reagens

Lösungsmittel Base *

reakt

[°C]

'reakt

[h]

MPS"

P20 SSDCu)

DCE"0 Py,v) 50 78 17'500

P21 SSDC Dioxanv) Py 60 147 16'400

P22 SSDC Py RTv) 37 16'400

P23 SSDBrvn) DCE Py RT 20 16'400

P24 BSDBrv,u) DCE Py RT 7 6'300

P25 SSDC DCE TOA,x) RT 34 7'300

P26 SSDC DCE TMEAx) 40 96 4'100

P27 FSDC n) DCE Py 50 96 2'500

P28 SSDC DCE Py + Katx'° 4 72 20'700

'' Retentionsvolumen auf Polystyrol geeicht,u)

Sebacinsauredichlond,'n) 1,2-Dichlorethan,lv) Pyndin, <15 ppm H20,

v)1,4-Dioxan, 9 ppm H20,

v,)Zugabe von

SSDC bei RT,vll)

Sebacinsauredibromid,Vlll) Bernsteinsauredibromid,1X) Tnoctylamin 18

ppm H20,x)

Tns [2-(2-methoxyethoxy)-ethyl] amin,M)

Fumarsauredichlond,xu

zusätzlich Katalysator Dimethylaminopyndin (0 1 Gewichtsprozente)

45 Polyester

Lösungsmittels206'1 hatte auch keinen Einfluss auf den Polymerisationsgrad (P20, P21,

P22) Versuche durch reaktivere Saurehalogenide einen höheren Polymerisationsgrad zu

erreichen, schlugen ebenfalls fehl (P23, P24, P25, P26, P27) Die erhöhte Reaktivität des

Saurehalogenids beschleunigte nur die ablaufende Polymerisation, erhöhte aber den

Polymerisationsgrad nicht

Einen deutlichen Einfluss auf den Polymerisationsgrad hat die Reaktions¬

temperatur Die Polykondensationen, welche bei 4°C durchgeführt wurden (P28), hatten

eine merkliche höhere mittlere Molmasse als jene bei RT oder 50°C (P20). Bei noch

tieferen Temperaturen zu polymerisieren war nicht mehr möglich. Das PHB-diol

Prepolymer konnte nicht mehr in Losung gehalten werden und kristallisierte aus

'

Dielektrizitätskonstante e 1,4-Dioxan (2 2), 1,2-DCE (10.6), Pyridin (12 3)

Polyester 46

5.3 Variation der Zusammensetzung

Blockcopolyetherester aus PHB-diol (Mn 2'300) und PTHF-diol (Mn 650) und

Sebacinsauredichlond sowie Blockcopolyester aus PHB-diol (Mn 2'300) und Diorez

(Mn l'OOO) oder PCL-diol (Mn 1'200) und Sebacinsauredichlond wurden durch

Polykondensation hergestellt (Tabelle 6, Tabelle 7, Schema 11, Schema 12) Die

Reaktionen wurden bei 4°C mit Pyridin als Base, 0 1 Gewichtsprozenten

Dimethylammopyndin als Katalysator in Dichlorethan durchgeführt Die Reaktionszeiten

betrugen je noch Prepolymer und Zusammensetzung bis zu 3 Wochen (Tabelle 6) Alle

Reaktionen wurden unter Stickstoffatmosphare durchgeführt Um den Wassergehalt im

Reaktionskolben nicht unnötigerweise zu erhohen, musste mit der kleinstmoghchen

Menge an Losungsmittel gearbeitet werden Das Reaktionsgemisch wurde konstant

Tabelle 6 Hergestellte Polyester und Polyetherester

Polymer Diol treakt M„2'

Weich-Segment Hart-Segment [h]

[Gew. %] [Gew. %]

PD43 42 7 % Diorez 42 7 % PHB-diol 477 54'000

PD28 55 8 % Diorez 27 9 % PHB-diol 360 61'000

PD21 62 1 % Diorez 20 7 % PHB-diol 194 55'000

PT41 40 5 % PTHF-diol 40 5 % PHB-diol 88 53'000

PT26 52 0 % PTHF-diol 26 0 % PHB-diol 64 45'000

PT19 57 6 % PTHF-diol 19 2% PHB-diol 137 58'000

PC 43 43 4 % PCL-diol 43 4 % PHB-diol 23 64'000

PC 29 57 2 % PCL-diol 28 6 % PHB-diol 44 48'000

PC 19 63 8 % PCL-diol 21 3 % PHB-diol 75 62'000

Reaktionszeit, Gewichtsmittel des Molekulargewichts, mittels Lichtstreuung

gemessen

47 Polyester

gerührt Kristallisierte das Polymer einmal aus, war es nur schwer möglich, ohne Einsatz

von grosseren Mengen Losungsmittel und Erhohen der Reaktionstemperatur, das

Produkt in Losung zu bringen. Deshalb mussten gegebenenfalls im Laufe der Reaktion

einige ml trocknes Losungsmittel (< 5 ppm H20) wieder zugegeben werden Nach Ende

der Reaktion wurde das Pyridiniumsalz durch Waschen entfernt Dazu wurde die

Reaktionslosung in einen Uberschuss Wasser heftig gerührt und das Wasser mehrmals

gewechselt Anschliessend wurde das Polymer bei 80°C im Trockenschrank unter

Vakuum getrocknet Die Ofentemperatur darf aber nicht über 100°C steigen, da das

feuchte Polymer sonst hydrolytisch abgebaut wird

Erst das Durchführen der Reaktion bei +4°C und lange Reaktionszeiten ergaben

Gewichtsmittel der Molmasse von über 50'000 Es scheint, dass ein Herabsetzen der

Temperatur die Anzahl der mögliche Abbruchreaktionen vermindert Aktivierte Saure-

halogenide sind bei höherer Temperatur so reaktiv, dass sie mit jeder verfügbaren

Hydroxylgruppe, ob Makrodiol oder Wassermolekul, reagieren Bei 4°C scheint die

Reaktion mit dem reaktiveren Alkohol bevorzugt zu sein Die Polymerendgruppen

konnten derivatisiert und mittels 'H-NMR bestimmt werden. Dazu wurden die Alkohol-

Endgruppen mit Essigsaurechlorid und die Carbonsaure-Endgruppen mit Diazomethan

verestert So konnte bewiesen werden, dass die Polymerendgruppen fast ausschliesslich

Saurefunktionen waren Freie Alkoholfunktionen konnten nur einige wenige gefunden

werden Dies legt den Schluss nahe, dass die Hauptabbruchreaktion die Reaktion vom

Saurehalogenid mit Wasser unter Bildung von Carboxylgruppen ist Versuche die

erhaltenen Polymere bei höherer Temperatur (140°C) oder mittels des Kopplungsreagens

N,N'-Dicyclohexylcarbodiimid (DCC) und Butandiol in Losung nachzukondensieren,

schlugen fehl

In der Folge wurden alle Polykondensationen mit Sebacinsauredichlorid als

Kopplungsreagenz bei 4°C durchgeführt

Polyester 48

Tabelle 7 Zusammensetzung der Polyester und Polyetherester

PHB-diol Diorez SSDC

A Gew % Mol % Gew % Mol % Gew % Mol %

PD43 42 7 152 42 7 34 8 14 6 50 C

PD28 27 9 89 55 8 41 1 16 3 50 0

PD21 20 7 63 62 1 43 7 17 2 50 C

PHB-diol PTH1F-diol SSDC

PT41 40 5 11 0 40 5 39 0 19 0 50 C

PT26 26 0 61 52 0 43 9 22 0 50 C

PT19 19 2 43 57 6 45 7 23 2 50 0

PHB-diol PCL-diol SSDC

PC43 43 4 17 1 43 4 32 9 13 2 50 0

PC29 28 6 103 57 2 39 7 14 2 50 0

PC19 21 3 74 63 8 42 6 14 9 50 0

* Verwendete Abkürzung Der erste Buchstabe steht für Polymer, der zweite Buchstabe

bezeichnet das zweite neben dem PHB-diol verwendete Makrodiol (Diorez, PTHF-diol,

PCL-diol), die zweistellige Zahl gibt den Gewichtsanteil [%] von PHB-diol am gesamten

Polymer an

49 Polyester

Schema 12: Hergestellte Polymere

PDXX"

^

R= CH3

CH2CH3

R'- CH2CH2

CH2CH2CH2CH2

CH2CH2OCH2CH2

Poly {[a,(D-dihydroxy-oligo(3-(7?)-hydroxybuttersaure-co-3-(Ä)-hydroxyvaleriansaure)-A/oc/t-

ethylenglykol-Ä/oc^-sebacinsaure]-co-[a,o)-dihydroxy-oligo(adipinsaure-aft-(butandiol,

diethylenglykol, ethylenglykol))-Woc£-sebacinsaure]}

PTXX 0

R=CH3

CHjCH,

Poly{[a,(ö-dihydroxy-oligo(3-(Ä)-hydroxybuttersaure-co-3-(i?)-hydroxyvaleriansaure)-WocA:-

ethylenglykol-6/ocA-sebacinsaure]-co-[a,<B-dihydroxy-oligo(tetrahydrofliran)-WocJt-

sebacinsaure]}

PC XX'

Poly{[a,a-dihydroxy-oligo(3-(Ä)-hydroxybuttersaure-co-3-(Ä)-hydroxyvaleriansaure)-i/oci-

ethylenglykol-A/oc^-sebacinsaure]-co-[a,Q)-dihydroxy-(oligo(8-caprolacton)-Wocfc-

diethylenglykol-A/oc^-oligo(s-caprolacton))-A/oc^-sebacinsäure]}

1

Gewichtsprozent PHB-diol

Polyester 50

5.4 Herstellung der gepressten Filme

Die Materialeigenschaften der synthetisierten Polymere wurden an Folien

untersucht Dazu wurden Filme aus der Schmelze hergestellt Polyester sind im

Allgemeinen sehr hydrolyseempfindlich Das Polymer reagiert beim Verarbeiten bei

hoher Temperatur rasch mit der Luftfeuchtigkeit und wird abgebaut Bei der

Schmelztemperatur von etwa 140°C (Tabelle 8) sind die PHB-Blocke nur begrenzt

stabil Deshalb musste beim Schmelzen die Verweilzeit bei 140°C so kurz wie möglich

gehalten werden Aus diesem Grunde wurden zuerst Polymerfilme aus der Losung

gegossen. Anschliessend wurden sie bei der gleichen Temperatur während einer Minute

bei 250 bar Druck gepresst Mittels Wasserkühlung wurde sodann schnell (20 Sekunden)

auf Raumtemperatur abgekühlt und etwa wahrend 10 Minuten bei dem gleichen Druck

weiter gepresst Dieses Vorgehen ergab kompakte homogene Folien (Abbildung 8) Die

GPC-Chromatogramme von Ausgangspulver und Polymerfim waren deckungsgleich.

Abbildung 8: Querschnitt durch die gepresste Folie (PT4I) (REM)

51 Polyester

5.5 Materialeigenschaften

5.5. / ThermischeOEigenschaften der gepressten Filme

Die thermischen Eigenschaften der synthetisierten Polymere wurden mit Hilfe von

Differential-Scanmng-Calorimetry (DSC) und Dynamisch-Mechamscher-Thermo-

Analyse (DMTA) an gepressten Folien untersucht Die Glasubergangstemperatur (Tg)

der verschiedenen Polymere konnte nur mit DMTA geschätzt werden, das DSC erwies

sich als zuwenig empfindlich Mit Blick auf die Verarbeitbarkeit und die Verwendung

dieser neuen abbaubaren Polymere interessieren dabei vor allem die Glasubergangs-

temperaturen sowie ihre mechanischen Eigenschaften bei Körpertemperatur Die

Glasubergangstemperatur soll dabei 20 bis 30°C unter der Korpertemperatur liegen, weil

Tabelle 8: Einfluss der Zusammensetzung aufdie thermischen Eigenschaften

Polymer T 0•s 1. Schmelzpunkt 2. Schmelzpunkt"'

Tm AH. Tm ABL

[°C] [°C] [J/gl [°C] IJ/g]

PD43 -26 - - 132 25

PD28 -37 - - 141 17

PD21 -41 - - 130 15

PT41 -14 1 25 140 27

PT26 -44 13 35 147 15

PT19 -55 12 45 146 13

PC43 -3 37 17 139 28

PC29 -30 43 31 146 IS

PC19 -31 46 40 134 14

mittels DMTA bestimmt,'° mittels DSC bestimmt

Polyester 52

Tabelle 9 Thermische Eigenschaften der Prepolymere

Prepolymer Schmelzpunkt *

Tm AHm

[°C] [J/g]

Diorez - -

PTHF-diol 16 96

PCL-diol 51 71

PHB-diol 144 87

* mittels DSC bestimmt

polymere Werkstucke unterhalb dieser Temperatur spröde sind Im Bereich um die

Korpertemperatur soll zudem kein thermischer Übergang vorliegen, weil dann keine

zuverlässigen Aussagen mehr über das mechanische Verhalten wahrend der Anwendung

gemacht werden können

Die thermischen Eigenschaften der synthetisierten Polymere sind allgemein geprägt

durch die Wahl der konstituierenden Prepolymere (Tabelle 8, Tabelle 9) Innerhalb der

gleichen Polymerfamilie wird die Glasubergangstemperatur ebenfalls beeinflusst durch

das Verhältnis der tieferweichenden und der hocherweichenden Komponenten

zueinander Im Vergleich zum reinen PSHB-Homopolymer1 ist die Glasubergangs¬

temperatur deutlich gegen tiefere Werte verschoben Bei ahnlicher PHB-Gewichts-

zusammensetzung weisen die Blockcopolymere mit dem amorphen Diorez (PD43) ein Tg

von - 26°C auf, wahrend mit den tiefschmelzenden Komponenten PTHF-diol (PT4J)

sowie PCL-diol (PC43) ein Tg von - 14°C, respektiv - 3°C erreicht wird Innerhalb der

gleichen Blockcopolymerfamihe erhöht sich das Tg mit dem Anteil an hochschmelzender

Komponente PHB-diol Am Beispiel der PD-Famihe ist Tg mit 21 Gewichtsprozenten

PHB-Anteil bei - 41°C, wahrend mit 43 Gewichtsprozenten - 26°C erreicht wird

Auch auf den Schmelzpunkt und die Schmelzenthalpie hat die Wahl der

Prepolymere einen Einfluss Im Falle der Blockcopolymere aus amorphem Diorez und

'

Tg (P3HB) + 5 °C

53 Polyester

kristallinem PHB-diol (PD-Familie) weist das Polymer einen einzigen Schmelzpunkt bei

> 130°C auf Die Blockcopolymere aus PTHF-diol respektiv PCL-diol (PT- und PC-

Familie) haben zwei verschiedene Schmelzpunkte (TT-Familie 1 - 12°C / > 140°C, PC-

Familie 37 - 46°C / > 134°C) Bei allen untersuchten Polymerfilmen ist der höhere

Schmelzpunkt bei 130 - 145°C unabhängig von der Zusammensetzung der

Blockcopolymere Der tiefere Schmelzpunkt hingegen spiegelt das Verhältnis der

eingesetzten Prepolymere wieder Im Falle der PC-Familie ist der Schmelzpunkt beim

Polymeren PC43 mit 43 4 Gewichtsprozenten PCL-diol bei 37°C. Erhöht man den Anteil

PCL-diol auf 63 8 Gewichtsprozente, so steigt gleichzeitig der Schmelzpunkt auf 46°C.

Die Schmelzenthalpie zeigt den direkten Zusammenhang mit der Zusammensetzung der

Blockcopolymere auf Je grosser der Anteil einer Komponente am Polymeren ist, desto

grosser ist auch diese Schmelzenthalpie Sie ist jedoch deutlich niedriger als die des

eingesetzten (reinen) Makrodiols (Tabelle 9)

5.5.2 Mechanischen Eigenschaften

Die mechanischen Eigenschaften der synthetisierten Polymere wurden an

gepressten Folien mit Hilfe der Dynamisch-Mechamschen-Thermo-Analyse (DMTA)

sowie durch Zug-Dehnungsversuche untersucht Die DMTA-Versuche wurde über den

Temperaturbereich von -80 bis 100°C durchgeführt Die angegebenen Werte wurden

über den Bereich 37 - 42°C (Korpertemperatur) gemittelt Die Zug-Dehnungsversuche

wurden bei Raumtemperatur (22CC) durchgeführt

Das Einspannen der Proben mit Klemmen im DMTA-Gerat und in der

Zugdehnungsapparatur war sehr heikel Bei einigen Proben, vor allem bei der Klasse der

PD- und Pr-Klasse, durften die Klemmschrauben nur leicht angezogen werden, weil

sonst weiches Probenmaterial zwischen den Klemmen herausgedruckt wurde oder

sprödes Probenmaterial an den Klemmen brach Bei zu schwachem Anziehen der

Klemmschrauben rutschen die Proben wahrend der Messung aus den Klemmen heraus

Polyester 54

Bei DMTA-Messungen wurden deshalb die Proben zuerst auf -80°C abgekühlt und dann

erst eingespannt So konnten reproduzierbare Resultate erhalten werden

Die durchgeführten Messungen weisen einen direkten Zusammenhang zwischen

dem Gehalt an harter Komponente (PHB-diol) und den mechanischen Eigenschaften der

Blockcopolymere auf (Tabelle 10) Je grosser der Anteil dieses hochschmelzenden

Prepolymers ist, desto hoher ist das resultierende Elastizitätsmodul

Abbildung 9 Einßuss des PHB-Gehaltes auf die mechanischen Eigenschaften am

Beispiel der PTPolymerfamilie

100

80

60

40

20

0

-•-E-Modul [MPa]

-*-Zugfestigkeit [MPa]

-x- Bruchdehnung [%

10 20 30

[% PHB]

PT

200

180

160

140

120

100 £80

60

40

20

0

50

Bei gleicher Zusammensetzung haben die Polymerklassen PD und PT ein ähnliches

E-Modul (PD43 92 MPa, PT41 102 MPa), wahrend jenes der PC-Klasse etwa doppelt

so gross ist (PC43 240 MPa) Ein Vergleich zwischen Polymeren mit gleichen

Makrodiolen, aber verschiedenen Zusammensetzungverhaltnissen zeigt, dass mit

abnehmendem Anteil an hochschmelzender Komponente (PHB-diol) der E-Modul

signifikant abnimmt Ein Halbieren des PHB-Anteils von 40 auf 20 Gewichtsprozent

fuhrt zu einer drastischen Verminderung des E-Moduls um 80 % für die /T-Polymere

(PT41 102 MPa, PT19 19 0 MPa) und um 53 % für die PC-Polymere (PC43 240

MPa, PT19 114 MPa) Ein Erhohen des amorphen Anteils bei den P£>-Polymeren ergibt

sehr bruchige Filme, welche nicht mehr in die Messapparatur eingespannt werden

können

55 Polyester

Abbildung 10: Einßuss des PHB-Gehaltes auf die mechanischen Eigenschaften am

Beispiel der PC Polymerfamihe

;--»-E-Modul[MPa]

200-•- Zugfestigkeit [MPa]

-x- Bruchdehnung [%]

:-7

15°-

— 100

50 - PC --

0 - .... 1 ... .» .'l =

X

. . 1 .

10 20 30

[% PHB]40

200

180

160

140

120

100 ä?

80

60

40

20

0

50

Die Ergebnisse der Zugdehnversuche verhalten sich analog zu den DMTA-

Resultaten (Abbildung 9, Abbildung 10) Ein Vergleich der einzelnen Polymerklassen

zeigt, dass die PD- und PC-Familien eine ahnliche Dehnung bei Hochstkraft (eB (PD43)

13 %, eb (PC43) 9 %) und bei Bruch (eR (PD43) 15 %, er (PC43) 12 %) aufweisen,

wobei die entsprechenden Dehnungen bei den Fr-Polymeren deutlich grosser sind (sR

60 %, eB 80 %) Bei den Zugfestigkeiten und Reissfestigkeiten hingegen zeigen die PD-

und ZT-Klassen bei ahnlicher Zusammensetzung ein vergleichbares Verhalten (5B

(PD43) 4 4 MPa, 5B (PT43) 4 4 MPa, 5R (PD43) 1 6 MPa, 5R (PT43) 1 8 MPa),

wahrend die PC-Klasse eine höhere Festigkeit (5B (PC43) 6 3 MPa, 5R (PC43) 2 8

MPa) aufweist Wird nur das Verhältnis der Prepolymere untereinander variiert, so

nehmen bei den PP-Polymeren alle Eigenschaften, Dehnung bei Hochstkraft,

Zugfestigkeit, Reissdehnung und Reissfestigkeit, mit abnehmendem Gehalt an PHB-diol

ab Bei den PC-Polymeren dagegen ist die Dehnung bei Hochstkraft sowie die

Zugfestigkeit scheinbar unabhängig vom Gehalt an PHB-diol (sB (PC43) 9 %, sB

(PC19) 9 %, 5B (PC43) 6 3 Mpa, 5B (PC19) 1 4 MPa) Die Reissdehnung sowie die

Reissfestigkeit nehmen mit abnehmendem PHB-Anteil zu (eR (PC43) 12 %, sR(PC79)

134 %, 5B (PC43) 2 8 MPa, 5B {PC19) 3 8 MPa)

gemessen,

RT

bei

Reis

sfestigkeit

gemessen,

RT

bei

Reis

sdeh

nung

geme

ssen

,IV)

RT

bei

Zugf

esti

gkei

t'"'

gemessen,

RT

bei

Hochstkraft

bei

Dehnung

u)42°C,

bis

37

von

Temperaturbereich

den

über

gemi

ttel

tE-Modul

"

±03

83

4±

134

08

±74

2±

921

±114

PC19

±05

13

±30

50

07

±76

3±

13

14

±148

PC29

±02

28

2±

12

09

±63

2±

912

±240

PC43

1±0

05

±5

17

10

±09

4±

13

2±

19

PT19

1±0

06

6±

30

02

±2

15

±24

2±

39

PT26

±07

18

±30

80

03

±44

30

±60

10

±102

PT41

--

--

-PD21

--

--

-PD28

±05

16

±3

15

08

±44

2±

13

12

±92

PD43

[MPa]

[%]

[MPa]

[%]

IMPa]

ÖR

Er

IV)

5b""

eB

»)"

E-Modul

Polymer

Filmen

herg

este

llte

nSchmelze

der

aus

von

Polymertypen

verschiedenen

der

Eigenschaften

Mechanische

10

Tabelle

57 Polyester

Reines P3HB-Homopolymer weist dank seiner kristallinen Struktur ein ausge¬

sprochen hohes E-Modul (3 5 GPa 205) und eine gute Zugfestigkeit (8B 40 MPa 205>207)

auf Gleichzeitig ist es auch ausgesprochen spröde (eB 2-5% U0205'207) Durch

Copolymerisieren von PHB-diol mit etwa 35 Mol-% weichen Segmenten kann Einfluss

auf die mechanischen Eigenschaften genommen werden Für die hier untersuchen

Polymere sinkt das E-Modul auf etwa 100 - 250 MPa Dabei ist es generell kleiner bei

der PD- und ZT-Klasse als bei PC-Klasse Auch andere mechanische Eigenschaften der

Blockcopolymere wie Dehnung und Festigkeit spiegeln den Einfluss der konstituierenden

Blocke wieder Alle Eigenschaften lassen sich durch die Morphologie der Polymere bei

Messtemperatur erklären Bei dieser Temperatur weisen die PD- und ZT-Polymere eine

amorphe und eine kristalline Phase auf, wahrend die PC-Polymere zwei kristalline Phasen

aufweisen Diese Blockcopolymere sind phasensegmentiert Bei hohem Anteil an PHB-

diol dominieren die Eigenschaften von PHB Hohes E-Modul, hohe Festigkeiten sowie

kleine Dehnungen Mit abnehmendem Anteil der hochschmelzenden Komponente

machen sich die Eigenschaften des anderen Makrodiols bemerkbar Im Falle der

amorphen Segmente äussert sich dies durch eine Abnahme der mechanischen

Eigenschaften

Änderung des Markrodiolverhältnisses bei den Blockcopolymeren aus PCL-diol

und PHB-diol zeigen ein anderes Verhalten Ein Verringern des Anteils der PHB-Kom-

ponente ergibt in diesen Blockcopolymeren im Vergleich zu den PD- und ZT-Polymeren

eine kleinere Verschlechterung des E-Moduls Die Dehnung bei Hochstkraft und die

Zugfestigkeit bleiben konstant wahrend die Reissdehnung und die Reissfestigkeit sich

sogar verbessern Dies ist wahrscheinlich auf die hervorragenden mechanischen Eigen¬

schaften von Polycaprolacton zurückzuführen. Der PCL-Block ist bei Messtemperatur

kristallin, aber nicht spröde Er scheint einen signifikanten Beitrag an die mechanischen

Eigenschaften beizutragen Somit überwiegen mit zunehmendem Gehalt an PCL-diol

dessen Festigkeit und Dehnbarkeit

Polyester 58

Abbildung 11 Mechanische Eigenschaften der PC-Polymere

75

70

65

-PC43(1)

- PC29 (2)

PCI9 (3)

Glasubergangstemperatur

Schmelzpunkt

00

T[°C]

Der Nachteil der PC-Polymerklasse ist das Eintreten der Schmelze der PCL-

Blocken knapp über Korpertemperatur Daraus resultiert, dass die mechanischen Eigen¬

schaften dieser Polymerklasse im Bereich um 40CC sehr temperaturabhamg sind

(Abbildung 11) Deshalb können diese Polymere nicht bei lasttragenden Anwendungen

eingesetzt werden Dagegen haben sie den Vorteil, dass sie dadurch weich und

geschmeidig sind

59 Polyester

5.6 Diskussion

Die in dieser Arbeit hergestellten Polymere zeigen ein für Blockcopolymere

typisches Verhalten Die thermischen und mechanischen Eigenschaften werden durch die

konstituierenden Blocke gestellt, d h diese Kunststoffe weisen eine ausgeprägte

Phasensegregation auf Diese Segregation ist wahrscheinlich bedingt durch die

ausgeprägte Tendenz des hochschmelzenden PHB-Blocks zum Auskristallisieren Die

Bildung von zwei verschiedenen Domänen wird ermöglicht durch das Einfugen eines

zweiten kristallisierenden Makrodiols sowie durch das Verwenden von sterisch nicht

anspruchsvollen Kopplungsreagenzien, z Bsp Sebacinsaure (linear, symetrisch und ohne

Seitenketten) Deshalb ist es der zweiten konstituierenden Komponente möglich auch zu

kristallisieren Andere Verknüpfungen, wie nicht-symetrische Diisocyanate, bilden keine

Phasen aus208

Bei Anwendungstemperatur (37°C) haben die PD- und P^-Polymere einen

amorphen (Diorez- und PTHF-Segment) und einen kristallinen (PHB-Segment) Block

Die PC-Polymere bilden zwei verschiedene kristalline Domänen (PCL- und PHB-

Segment) aus Die amorphen Komponenten tragen nicht zur Festigkeit bei, sondern

wirken eher als innerer Weichmacher Die Festigkeit wird alleine vom kristallinen PHB-

Block gestellt Deshalb nehmen bei den PD- und PP-Klassen die mechanischen Eigen¬

schaften mit zunehmendem Anteil an amorphen Blocken ab Bei der PC-Klasse hangen

die Eigenschaften vom relativen Verhältnis der beiden Blöcke zueinander ab Bei hohem

Anteil an hartem Block (PC43) weist das Polymer ein höheres E-Modul (240 MPa) auf

und ist spröde (sR 12 %, 5R 2 8 MPa) Bei hohem Anteil am weichen Block (PC19)

hat das Polymer ein niedriges E-Modul (114 MPa), aber bessere Brucheigenschaften

(sR 134 %, 5R 3 8 MPa) Somit können über die Wahl der Prepolymere die

Eigenschaften den Anforderungen angepasst werden

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61 Biokompatibilitat/

Biodegradabilitat

6 Biokompatibilität und Biodegradabilitat

Um die in w//o-Biokompatibilitat der Testpolymere (PD43 PNI PC43) zu

evaluieren wurden die Zellmorphologie die Zellhaftung das Zellwachstum die Zell-

funktionen sowie die Zellaktivierung von auf gepressten Folien wachsenden

Makrophagen (Maus Zelllinie J774) und Fibroblasten (Maus Zelllinie 3T3) bestimmt Als

Referenz (100%) für alle in w//«-Versuche wurden immer Gewebekulturplatten aus

Polystyrol verwendet welche eine optimale Zelladhasion und Zellwachstum erlauben

Zusatzlich dazu wurde die in \ ivo Biokompatibilitat der Polymere durch subkutane

Implantation von Filmen in Ratten überprüft Als Biokompatibihtatsparameter wurde die

Dicke der gebildeten fibrösen Kapsel gemessen

Abbildung 12 Zelladhasion von 1 ibroblaslen und Makrophagen nach 24 h

Inkubationszeit Die Anzahl haftender und vitaler 7eIIen wuide mittels MTl-Test

bestimmt Als Kontrolle diente Polystyrol

140 n

120 J

o

= 100- XJ.^^| Fibroblasten

| 1 Makrophagen

£ 80-

1 -

60-

1 40"

3

1 20-

0-

1 Tj

i'.r iKontraIL PD4 PT41 PC4j

Biokompatibihtat / 62

Biodegradabilitat

6.1 In viTro-Biokompatibilität

6.1.1 Zellhaftung

Die Zahl der vitalen, haftenden Zellen auf den Gewebekulturplatten wurde als

Referenz (= 100%) für die Zellhaftung auf den Polymeren nach 24 Stunden genommen

Die Fibroblasten und die Makrophagen zeigten allgemein eine verminderte

Zellhaftung auf den Testpolymeren im Vergleich zur Polystyrol-Referenz (Abbildung

12) Dabei ist die Fibroblastenhaftung auf der Oberflache der Polyester (PD43, PC43

60%) deutlich besser als auf Polyetherester (PT41 41%) Die beste Zellhaftung von

Makrophagen zeigt sich beim Polyester PD43 (70%) Auf dem Polyetherester PT41

(30%) und dem Polyester PC43 (40%) wurde eine niedrige Zellhaftung beobachtet

6.1.2 Zellmorphologie

Fibroblasten und Makrophagen zeigten 24 Stunden nach dem Animpfen auf der

Oberflache der Testpolymere im Vergleich zu der Polystyrolkontrolle eine verminderte

Ausbreitung der Zellkorper auf Anders als auf Polystyrol bildeten sie bevorzugt

Zellaggregate Die morphologischen Unterschiede nahmen aber mit zunehmendem Alter

der Kulturen ab Nach vier Tagen konnten keine Unterschiede in der Zellmorphologie

zwischen den Testpolymeren und der Referenz mehr festgestellt werden Die Zellen

waren auf der Oberflache ausgebreitet und homogen über das ganze Substrat verteilt

Mittels Rasterelektronenmikroskop (REM) (Abbildung 13, Abbildung 14) und

Lichtmikroskop (Abbildung 15) konnten keine Anzeichen einer Zellschadigung oder

eines Zellsterbens festgestellt werden

63 Biokompatibilitat /

Biodegradabilitat

Abbildung 13 RLM-Aufnahmcn \on Makrophagen nach 4 lagen aufdem Polymer

PD43 (Skalenbalken - 100 fjm)

-Ä jff

Abbildung 14 RIM Aufnahmen von Tibi oblaslcn nach 4 Tagen aufdem PolymerPD43 (Skalenbalken 100/jmj

Biokompatibilitat /

Biodegradabilitat

64

Abbildung 15 I ichtmih o skopie-A ufnahmen

65 Biokompatibilitat /

Biodegradabilitat

6.1.3 Zellwachstum

Eine wichtige Anforderung an biokompatible Werkstoffe ist, dass sie die

Zellteilung von auf der Oberflache haftenden Zellen nicht negativ beeinflussen Das

Zeilwachstumsverhalten kann bei den getesteten Polymeren in zwei verschiedene

Kategorien unterteilt werden (Abbildung 16) Bei der ersten Kategorie (PD43, PC43) ist

das Zellwachstum hervorragend Innerhalb der ersten vier Tage ist die Steigung der

Wachstumskurve der Polymere PD43 und PC43 identisch mit der der Kontrolle Vom

vierten bis zum achten Tag nimmt das Wachstum der Fibroblasten auf der Oberfläche

von PD43 noch zu, wahrend es auf der Oberflache von PC43 leicht abnimmt Zur

zweiten Kategorie gehört der Polymertyp PT41 Hier ist das Zellwachstum innerhalb der

ersten vier Tage sehr klein, anschliessend nimmt es deutlich zu Die Steigung der

Wachstumskurve von PT41 ist sogar noch grosser als die der Referenz

Auch das Zellwachstum der Makrophagen ist beeinflusst von der Wechselwirkung

Abbildung 16- Fibroblastenwachstum: Die Zelldichte wurde nach 1, 2, 4 und8 Tagen

mittels MTT-Assay bestimmt Als Kontrolle diente Polystyrol

1 50j

1 25-

1 00-

=075-

OIT)m

<050-

0 25-

0 00-1 . 1 . 1 . 1 . r

0 2 4 6 8

Zeit [Tage]

—•— Kontrolle/}

—•— PD43 x>

* PT41

—r— PC43 /^//

^<%-""*^ sy

J^ f ^^ s*

s' y —^

"

^^ ^ /^ ''

-^ ^'' ^^ ,''_-•' /-^

'^^r *''

ir^-*

Biokompatibilltat / 66

Biodegradabilitat

Abbildung 17 Makrophagenwachstum Die Zelldichte wurde nach 1 2 4 und 8 Tagen

mittels MTT-Assay bestimmt Als Kontrolle diente Polystyrol

150j

1 25 -

100-

"| 0 75-

Zeit [Tage]

zwischen Zelle und Kunststoffoberflache Verglichen mit der Kontrolle ist die Zellteilung

der Makrophagen auf den Testpolymeren gehemmt Analog den Fibroblasten können

auch die Wachstumskurven der Makrophagen in zwei verschiedene Klassen unterteilt

werden Die Polyester PD43 und PC43 weisen ein analoges Wachstum (55% der

Kontrolle) auf, wahrend der Polyetherester besonders wachstumshemmend zu sein

scheint (PT4J 20% der Kontrolle) Die leichte Zunahme des Wachstums auf den

Polymeren PD43 und PC43 nach dem vierten Tag kann auf einen Beginn des hydro¬

lytischen Abbaus weisen Damit wurden zu diesem Zeitpunkt wasserlösliche Bruchstucke

vom Polymer in überkritischer Menge abgegeben werden, welches ein Aktivieren und

somit ein leichtes Vermehren der Makrophagen zur Folge hatte Die Zelldichte nahm

zwischen dem ersten und dem achten Tag um 170% auf den Testpolymeren (PD43,

PC43) und um 310% auf der Kontrolloberflache zu, wahrend sie auf dem Testpolymer

(PT41) nahezu konstant blieb

——- Kontrolle

» PD43

* PT41

T—-PC43

67 Biokompatibilitat /

Biodegradabilitat

Diese Resultate lassen vermuten, dass man bei einer Implantation eine geringe

Kapselbildung sowie keine Aktivierung der Makrophagen (Entzündung) erwarten

konnte Die getesteten Kunststoffe weisen in diesem Sinne eine gute Biokompatibilitat

der Oberflache auf

6.1.4 Erhaltung der Zellfunktionen

Zusätzlich zur Zelladhasion und dem Zellwachstum ist es wichtig, dass die Zellen

auf der Polymeroberflache ihre normalen Metabolismusfunktionen aufrechterhalten

Aktivierte Fibroblasten stellen verschiedene extrazellulare Matrixproteine, wie Kollagene

und Fibronectin zur Unterstützung der Bindegewebeproteine, her Um die

Zellfunktionahtat von gezüchteten Fibroblasten zu messen, wurde die Produktion von

Abbildung 18 Produktion der extrazellularen Matrix durch Fibroblasten Der Gehalt

an Fibronectin und Kollagen (Typ I und IV) wurde nach 4 lagen immunochemisch

(ELISA) bestimmt Als Kontrolle diente Polystyrol

700

600

500

400

300

200

100

0

^^| Kollagen Tvp I

i j Kollagen Typ IV

Fibronectin

Kontrolle PD43 PT41 PC43

Inkompatibilität / 68

Biodegradabilitat

Kollagen Typ I und IV und von Fibronectin mit Hilfe spezifischer Antikörper

immunochemisch mittels ELISA gemessen

Dabei zeigte sich, dass die auf den Testpolymeren gezüchteten Fibroblasten bis zu

500% mehr extrazellulare Matrixproteine produzieren als jene auf den Kontrollplatten

(Abbildung 18) Die Fibroblasten wiesen auf den Polyestern PD43 und PC43 im Mittel

eine etwa um 100%, auf dem Polyetherester PT41 aber eine um 500% höhere Protein¬

synthese auf Die überdurchschnittliche Produktion von extrazellularer Matnx kann in

Zusammenhang stehen mit der plotzhchen Zunahme des Fibroblastenwachstums nach

vier Tagen (Abbildung 16) Es ist möglich, dass sich die Fibroblasten auf der Polymer¬

oberflache PT4I nicht 'wohl fühlen' Dies regt die Produktion von extrazellularen

Matrixproteinen an Diese Matrixproteine adsorbieren auf der Polymeroberflache und

erlauben es den Fibroblasten sich auf der Oberflache auszubreiten und zu wachsen

Tabelle 11 NO und TNF-a Produktion von Makrophagen, die aufden Test-Polymeren

gezüchtet wurden Als Kontrolle diente Polystyrol

NO TNF-a NO TNF-a

Polymere nach LPS-Zugabe

[mg/ml] [U/ml] [mg/ml] [U/ml]

Kontrolle <1 <2 21 120

PD43 <1 <2 18 100

PT41 <1 <2 12 100

PC43 <1 <2 15 110

Aktivierte Makrophagen produzieren wahrend der Inflammationsphase

Stickstoffoxid (NO) und verschiedenen Zytokine wie den Tumor-Nekrose-Faktor a

(TNF-a) Biokompatible Polymere sollen keine solche oder nur eine sehr schwache

Abwehrreaktion induzieren Mittels Bioassay und Gness-Reaktion wurde das

überstehende Kulturmedium aufNO und TNF-a untersucht

69 Biokompatibilitat /

Biodegradabihtat

Bei den hier getesteten Polymeren konnte keine dieser Substanzen gefunden

werden (Tabelle 11) Die Polymere induzierten bei Makrophagen keine Aktivierung Als

negative Kontrolle wurde Lipopolysacchand (LPS) zugeben LPS ist ein

Membranprotein von gra/n-negativen Baktenen Durch das Absterben der Baktenen

wird dieses Protein freigesetzt, was zu einer Aktivierung der Makrophagen und infolge

dessen zu einer Entzundungsreaktion fuhrt Nach Zugabe von LPS zu dem Nahrmedium

produzierten die auf den Polymeren gezüchteten Makrophagen NO sowie TNF-a Dies

zeigte, dass diese Zellen ihre ursprüngliche Funktion immer noch beibehalten haben

(Tabellen)

Diese Resultate sind wiederum ein Hinweis auf die Biokompatibilitat des

Polyetheresters PT41 und der Polyester PD43, PC43 Die Kunststoffoberflachen hatten

keinen negativen Einfluss auf den Phänotyp der Fibroblasten und der Makrophagen

Biokompatibilitat / 70

Biodegradabilitat

6.1 5 Proteinadsorption

Für die Entwicklung von hamokompatiblen Polymeren ist es wichtig, die

Adsorption von Blutserumproteinen auf der Oberfläche zu kennen Hierzu wurden die

Testpolymere für 24 h in Mauseserum inkubiert und die Menge an absorbiertem Albumin

und y-Immunoglobuhn (IgG) wurde immunochemisch mittels ELISA gemessen

Die getesteten Kunststoffe PD43, PNI und PC43 zeigten alle eine Albumin-

Adsorption, die vergleichbar mit der Kontrolle war (Abbildung 19) Die IgG-

Adsorptionen auf den Polymeren PD43, PNI und PC43 waren etwa doppelt so hoch

wie auf der Referenz

Hohe Albumin-Adsorption und eine tiefe y-Globuhn (IgG)-Adsorption sind ein

Hinweis auf gute thromboresistente Eigenschaften Als mögliche Werkstoffe für

Blutgefässe kamen also die hier getesteten Polymere also nicht ideal

Abbildung 19 Adsorption von Proleinen aufder Polymer oberflathe nach 24 h in

Mauseserum inkubierl Als Kontrolle diente Polystyrol

300

200

1^1 Albumin

EH3 igG

riiiKontrolle PD43 PT41 PC43

71 Biokompatibilitat /

Biodegradabilitat

6.2 In v/vo-Biokompatibilitat

In den Zellzuchtungsversuchen erwiesen sich die Polymere als zellvertraglich, was

indirekt auf eine gute Biokompatibilitat hinweist Um diese Aussage zu bestätigen,

wurden Filme aus den Testpolymeren subkutan in Ratten implantiert An diesen Proben

wurde gleichzeitig die Biokompatibilitat und die Biodegradabilitat überprüft Werden

nicht biokompatible oder unstenle Proben implantiert, so wird erwartet, dass das

Immunsystem sehr heftig reagiert Es kommt zu einer Entzündung oder Infektion und

der Organismus versucht den Entzundungs- oder Infektionherd zu eliminieren oder ihn

Abbildung 20 Lichtmikroskopieaufnahme der Bmdegewebskapselder Polymerprobe

PD43 Die dorsale Seite (oben) im Gegensatz zur ventralen Seite (unten) ist geprägt

durch eine gute Durchblutung

Biokompatibilitat / 72

Biodegradabihtat

mittels einer Gewebekapsel vom Organismus zu isolieren Unter der Vorraussetzung,

dass die Proben nach Vorschrift sterilisiert wurden, gibt die Dicke dieser Kapsel einen

Hinweis über die Biokompatibilitat der implantierten Proben Biokompatible Proben

zeigen eine dünne oder gar keine Kapsel, meistens nur einige Zelllagen dick, auf

Tabelle 12 Kapseldicke der gepressten Testpolymere nach 2 Monaten subkutaner

Implantation in der Ratte (± Standardabweichung)

Polymertyp PD43 PT41 PC43

Kapseldicke [um] 57 ±5 17 ±4 30 ±3

Nach 2 Monaten wurden die Proben explantiert und die Dicke der biologischen

Kapsel unter dem Lichtmikroskop gemessen (Tabelle 12, Abbildung 20) Für die

Auswertungen wurde nur der mittlere Teil der implantierten Proben berücksichtigt Die

verschiedenen Polymerklassen zeigten em unterschiedliches Verhalten auf Am dicksten

ist die Bindegewebskapsel um die Polymerfohe PD43 mit 60 um, wahrend sie beim

PC43 30 u.m aufweist und beim PT41 sogar nur 17 um betrug

Die gebildeten Gewebekapseln waren im Allgemeinen sehr dünn Ähnliche

Polyurethane208 zeigen eine Kapseldicke von etwa 300 um auf Die Dicke der Kapsel

kann auch beeinflusst werden durch den Abbau der Polymere Werden wasserlösliche

Bruchstucke vom Polymeren abgegeben, so aktivieren diese das Immunsystem, im

speziellen die Makrophagenaktivitat Gleichzeitig verstärkt der Organismus seine

Bestrebungen, die Polymerfohe durch Bildung einer Bindegewebskapsel zu isolieren So

kann eine dickere Kapsel auch ein Hinweis auf einen schnelleren Bioabbau (PD43) sein,

wahrend eine dünne Kapsel eine langsame oder gar keine Degradation (PT4J) vermuten

lassen kann

73 Biokompatibilitat /

Biodegradabilitat

6.3 Biodegradabilitat

Die subkutan implantierten Polymerproben wurden nach Explantation mittels 3%

Tritonlosung gewaschen um alle biologischen Reste zu entfernen Der Abbau in vivo

wurde über die Molmassenveranderung der Polymere verfolgt Mittels

Rasterelektronenmikroskop wurde die Oberflache der Proben vor und nach der

Implantation charakterisiert Die implantierten Folien konnten nur als kleine Bruchstucke

zurückgewonnen werden Deshalb konnten weder Änderungen der mechanischen

Eigenschaften, des Kontaktwmkels noch ein Gewichtsverlust der Proben dokumentiert

werden

Mittels GPC wurde die Molmasse der explantierten Proben bestimmt In allen

Fallen wurde eine signifikante Reduktion des mittleren Molekulargewichtes festgestellt

Das Gewichtsmittel der Molmasse der Polyester PD43 und PC43 verringerte sich von

40'000 auf 24'800 (-38 %) respektive von 29'200 auf 17 000 (-39 %), wahrend die

Molmasse des Polyetheresters von 42'000 auf 33'700 (-20 %) abgebaut wurde Es

Abbildung 21 Änderung der Molmasse dei Proben nach 2 Monaten subkutaner

Implantation in dei Ratte

PC 43

Polymer

Biokompatibihtat / 74

Biodegradabihtat

wurde keine Änderung der Molmassenverteilung nach der Implantantion festgestellt

Etherbindungen gelten als hydrolytisch stabiler als Esterbindungen Deshalb kann

erwartet werden, dass ein reiner Polyester wie PD43 oder PC43 in vivo schneller abbaut

als ein Polyetheresters PT41 Diese Annahme konnte bestätigt werden

Die Folien vor und nach der Implantation wurden unter REM auf Veränderungen

der Oberflache untersucht Die frisch gepressten Filme wiesen eine homogene, glatte

Oberflache auf (Abbildung 22, Abbildung 23) An einigen Stellen sind Defekte wie Ein-

oder Ausbuchtungen, Locher und Schrammen zu sehen Diese Strukturen sind

wahrscheinlich durch die Herstellung bedingt Zum Teil sind diese Strukturen schon auf

den Pressplatten vorhanden oder sie sind auf das schnelle Abkühlen aus der Schmelze

sowie das Ablosen der Folien von den Pressplatten zurückzuführen

Die gleiche Oberflache vor und nach 2 Monaten subkutaner Implantation in einer

Ratte ist in Abbildung 22 und Abbildung 24 zu sehen Bei 500-facher Vergrosserung

sehen die Oberflachen gleichförmig aus Alle Pressdefekte, welche auf der Ausgangsfolie

deutlich zu sehen waren (Abbildung 22), sind verschwunden (Abbildung 24) Bei

grosserer Vergrosserung (3000-fach) ist die Oberflache durch unzahhge Risse geprägt

(Abbildung 23, Abbildung 25) Dabei gibt es keine Vorzugsrichtung für den Verlauf der

Risse, sondern sie sind räumlich beliebig gerichtet Somit kann also ausgeschlossen

werden, dass diese Risse spannungsmduziert sind Sie sind aber ein Hinweis auf eine

mögliche Versprodung des Materials in Folge der Molekulargewichtsabnahme durch

einen biologischen Abbau

75 Biokompatibilitat /

Biodegradabilitat

Abbildung 22 Oberflache vonfrisch Abbildung 23 Oberflache vonfrisch

gepresstem P141 gepresstem PI41

(500 x Vergrosserung WeV) (3000 x Vergrosserung lOeV)

V

Abbildung 24 Oberflache PT41 nach 2 Abbildung 25 Oberflache PT41 nach 2

Monaten m vivo Monaten in vivo

(500 x Vergrosserung WeV) (3000 x Vergrosserung WeV)

lAtt

$P*

Biokompatibilitat / 76

Biodegradabihtat

6.4 Diskussion

Zellhaftung ist ein wichtiger Schritt im Entzundungs- und Wundheilungsprozess

Eine gute Haftung der Zellen ist em Hinweis auf eine gute Biokompatibilitat

Alle Biomatenalien stehen bei Anwendung in direktem oder indirektem Kontakt

mit lebendem Gewebe und Korperflussigkeiten Bei einem derartigen Kontakt über einen

längeren Zeitraum darf das Material in keiner Weise den Organismus schadigen mit dem

es in Kontakt steht Ein solches Material kann als biovertraghch oder biokompatibel

bezeichnet werden Die Biokompatibilitat von Biomatenalien wird hauptsachlich von der

Reaktion der Immunzellen auf den Fremdkörper bestimmt Hierbei spielt die Zeil-

Polymer Wechselwirkung eine wichtige Rolle209

Die wichtigsten Faktoren,210 welche in

der Entwicklung eines biodegradablen Kunststoffs mitberucksichtigt werden sollen, sind

- keine immunologische Reaktionen und Allergien

- keine aussergewohnhche Fremdkorperreaktionen

- keine cytotoxische Wirkung

- keine unerwünschten Einflüsse auf das Zellwachstum und die Zellspeziahsierung

- keine kanzerogene, teratogene oder mutangene Wirkung

Die auf den synthetisierten Polymeren gezüchteten Fibroblasten und Makrophagen

zeigten verminderte Zelladhasion und Zellwachstum, aber keine Störung in ihren

Phänotypen (Produktion von extrazellularer Matnx) Im Gegensatz zu den Fibroblasten

hatten die Makrophagen eine schwächere Zelladhasion und ein langsameres

Zellwachstum Das langsamere Wachstum ist ein Hinweis auf eine milde

Fremdkorperreaktion Das Zuchten von Makrophagen auf der Zelloberflache induzierte

kaum eine Abwehrreaktion Gleichzeitig behielten sie ihren Phänotyp bei (Aktiviening

mittels LPS) Bei beiden getesteten Zelltypen wurde kein Anzeichen einer

Zellbeschadigung oder eines Zelltodes festgestellt Damit erfüllen die synthetisierten

Polymere wichtige Parameter der Biokompatibilitat

Die auf den Testpolymeren gezüchteten Zellen hatten jedoch ein leicht

verschiedenes Verhalten in Bezug auf Zelladhasion und Zellwachstum Es wird allgemein

77 Biokompatibuitat /

Biodegradabilitat

angenommen, dass die Wechselwirkungen der Zelle mit der Oberflache über

Adhasionsmolekule an der Zellenoberflache stattfindet Im Falle von Fibroblasten im

Bindegewebe geschieht dies über Rezeptoren an der Zellmembran und über Proteine der

extrazellularen Matrix2U Auch in Zellkulturen reagieren Fibroblasten und Makrophagen

analog212

Die Zelladhasion wird in der Literatur als mit dem Kontaktwinkel mit Wasser

korrelierend beschrieben213,214 in dieser Studie wurde jedoch keine Korrelation zwischen

dem Kontaktwinkel und der Zelladhasion von Fibroblasten und Makrophagen gefunden

Wahrscheinlich sind die haftenden Zellen nicht in direktem Kontakt mit der

Polymeroberflache, sondern nur über, auf der Substratoberflache adsorbierte,

Plasmaproteine oder von den Zellen abgesonderte Proteine Daraus ergibt sich, dass der

Unterschied in den Wachstumsraten nicht vom Kunststofftyp, sondern von der

unterschiedlichen Menge an adsorbierten Proteinen beeinflusst wird Zusatzlich zu den

Proteinen, welche vor dem Zellkontakt mit dem Substrat adsorbiert worden sind, können

noch Proteine, welche von adsorbierten Zellen wahrend der Wachstumsphase

abgesondert werden, eine wichtige Rolle spielen In dieser Arbeit wurde die Adsorption

von den Serumproteinen Albumin und Immunoglobulin G quantitativ bestimmt, um einen

Unterschied in der Zellhaftung auf den hergestellten Polyestern und Polyesterether zu

untersuchen Auch in diesem Fall wurde keine Korrelation zwischen Zell- und

Proteinadhasion gefunden Deshalb müssen noch andere Faktoren eine wichtige Rolle

spielen Die durchgeführten Versuche zeigten, dass Zelladhasion und Zellwachstum in

guter Übereinstimmung mit der Menge extrazellularer Matrix stehen Zellen mit niedriger

Adhäsion und geringem Wachstum (kultiviert auf den Polyetherester) produzierten eine

grossere Menge an extrazellularen Matrixproteinen als Zellen mit guter Adhäsion und

hohem Wachstum (kultiviert auf Polyestern)

Zusatzlich zu den Zellzuchtungsversuchen wurden die Testpolymere wahrend 2

Monaten subkutan in Ratten implantiert Diese in vivo Versuche bestätigten die in vitro

gefundene gute Biokompatibuitat Die gebildete biologische Kapsel war sehr dünn, nur

ein paar Zellschichten dick (< 30 |im)

Die Testpolymere erwiesen sich zudem als bioabbaubar Die mittlere Molmasse der

Polyester, welche wahrend 2 Monaten subkutan in Ratten implantiert waren, verringerte

sich um 40% und die der Polyetherester um etwa 30% Diese Resultate lassen sich

Biokompatibihtat / 78

Biodegradabihtat

insofern erklaren, dass Ether-Bindungen gegen Hydrolyse stabiler sind als Ester Erhöht

man bei amorphen Polymeren die Anzahl der labilen Ester-Bindungen, so erhöht man

auch ihre Abbaurate Die Oberflachenmorphologie wies signifikante Änderungen auf

Diese Änderungen allein sind zwar kein Beweis für einen biologischen Abbau, doch sind

sie ein klarer Hinweis Insbesondere die vielen nicht parallel verlaufen kleinen Risse,

welche bei grosser Vergrosserung sichtbar werden, deuten klar auf einen schädigenden

Einfluss des Organismus auf die implantierten Polymerfohen hin

79 Sterilisation

7 Sterilisation

Die während dieser Arbeit entwickelten Kunststoffe müssen auch, im Hinblick auf

eine spatere Anwendung, auf ihr Sterilisationsverhalten getestet werden Dazu wurden

als Beispiel gepresste Polymerfolien vom Polymertyp PD43 mit den verbreitetsten Steri¬

lisationsverfahren, Ethylenoxidgas (EO) bei RT und 55°C, Wasserdampfund y-Strahlen

(25 kGray, rsp 45 kGray), sterilisiert Anschliessend wurden sie auf Veränderungen des

Molekulargewichtes sowie der thermischen und der mechanischen Eigenschaften

überprüft

Die Molmassenveranderungen wurden mittels Gel-Permeation-Chromatographe

(GPC) untersucht Die thermischen und mechanischen Eigenschaften der synthetisierten

Polymere wurden mit Hilfe von Differential-Scannmg-Calorimetry (DSC) und

Dynarmsch-Mechanischer-Thermo-Analyse (DMTA) an gepressten Folien untersucht

Die Glasubergangstemperatur (Tg) konnte nur mit DMTA abgeschätzt werden, das DSC

erwies sich als zuwenig empfindlich. Die mechanischen Eigenschaften der sterilisierten

Polymere wurden mit der DMTA sowie durch Zug-Dehnungsversuche untersucht Die

DMTA-Versuche wurden über den Temperaturbereich von -80 bis 100°C durchgeführt,

die angegebenen Werte jedoch sind Mittelwerte über den Bereich 37 - 42°C

(Korpertemperatur) Die Zug-Dehnungsversuche wurden bei Raumtemperatur (22°C)

durchgeführt

Der erste Eindruck war die visuelle Beurteilung der sterilisierten Proben beim

Auspacken der Folien aus den Sterilisationsverpackungen Unabhängig vom

angewendeten Stenlisationsverfahren zeigten sich keine Verfärbungen auf Die mit

Wasserdampf sterilisierte Folie war infolge Hitzeeinwirkung zu einer unförmigen Masse

zusammengeschmolzen, so dass keine mechanischen Untersuchungen mehr durchgeführt

werden konnten Die mit y-Strahlen sterilisierten Proben waren spröde und mussten mit

Vorsicht gehandhabt werden Einzig an den mit EO-sterilisierten Folien konnte optisch

keine Änderung festgestellt werden

Sterilisation 80

Die Schlusselparameter für die mechanischen Eigenschaften eines Polymers sind

das Molekulargewicht und der Knstallimtatsgrad Eine Änderung in diesen Parametern

hat normalerweise einen direkten Einfluss auf die mechanischen Eigenschaften Die

sterilisierten Folien wurden darum mittels GPC analysiert (Abbildung 26) Für die

Sterilisation durch EO, bei RT als auch bei 55°C, zeigte sich, dass das Chromatogramm

für die hohen Molmassen (kleinere Elutionsvolumina) identisch ist mit dem des

Ausgangsmatenals Lediglich das Maximum der Molmassenverteilung ist gegen tiefere

Molmassen verschoben Der Effekt der Sterilisation mit Wasserdampf oder y-Strahlen ist

jedoch signifikant Durch Wassserdampfeinwirkung wird die Molmasse gegen ein

kleineres Elutionsvolumen verschoben (Bereich A) Der Einfluss von hochenergetischer

Strahlung zerstört den Kunststoff regelrecht Der Ansatz des Chromatogramms (Bereich

B) ist sehr deutlich gegen tiefere Molmassen verschoben

Die verschiedenen Stenhsationtypen bewirken keine signifikante Veränderung,

weder der Glasubergangstemperatur noch des Schmelzpunktes (Tabelle 13) Unabhängig

von der Stenhsationsmethode blieb die Glasubergangstemperatur bei allen Folien

konstant und identisch mit der nicht sterilisierten Folie (« - 25°C) Ebenso verhielt sich

der Schmelzpunkt (130 - 135°C) Da die Stenhsationstemperatur in allen Fallen unter

140°C liegt, hat offenbar keine messbare Änderung der Morphologie von PD43

stattgefunden Sterilisieren von Kunststoffen mit einen Schmelzpunkt unterhalb der

Stenhsationstemperatur (z Bsp bei den Polymeren PT4J und PC43) kann eine Art

Nachtempern bewirken Dies kann dann zu einer Erhöhung des Knstallimtatsgrades

führen

Werden die sterilisierten Filme mechanisch belastet, so kann der zerstorensche

Einfluss der Stenlisation auf einige mechanische Parameter festgestellt werden Die Zug¬

festigkeit bei Hochstkraft, die Reissfestigkeit (Abbildung 27) sowie das E-Modul

(Abbildung 28) werden durch das Sterilisieren unabhängig von der verwendeten

Methode, nicht messbar verändert Das negative Einwirken äussert sich hauptsächlich

durch eine Verschlechterung des Dehnverhaltens Die Sterilisation mittels EO-Gas (RT

und 55°C) verschlechtert auch die mechanischen Eigenschaften nicht Die Dehnung bei

Hochstkraft und die Reissdehnung sind der nicht sterilisierten Folie ahnlich Die

Sterilisation mittels y-Strahlen verschlechtert die Dehneigenschaften Dabei nimmt die

81 Sterilisation

Dehnung bei Hochstkraft um fast 50 % und die Reissdehnung um etwa 40 % ab,

unabhängig der verwendeten Energiemenge

Das Verfahren mittels EO-Gas, unabhängig von der Anwendungstemperatur,

erwies sich als die einzige einsetzbare Stenhsationmethode Die anderen getesteten

Techniken, Dampf- und y-Sterihsation, haben alle prinzipielle Nachteile Wird durch

grosse Energiezufuhr stenhsiert, so verformt sich der Werkstoff durch die grosse

Hitzeeinwirkung oder aber es werden chemische Bindungen aufgebrochen und das

Polymer wird abgebaut In beiden Fallen kann dieser Gegenstand nicht mehr angewendet

werden Durch Sterilisieren mit einem reaktiven Gas, vor allem bei niedriger Temperatur,

sind keine solchen Probleme zu erwarten Ein Nachteil stellt hier die Absorption von EO

in und die eventuell nicht vollständige Desorption aus der Polymermatrix dar Bei einigen

wenigen GPC-Untersuchungen ist noch zusätzlich ein Signal aufgetaucht, welches auf

eine niedermolekulare Verunreinigung hinwies Vermutlich handelt es sich hier um EO-

Gas, welches ins Polymer eindiffundiert ist und eventuel durch Rmgofihungsreaktion

ohgomensiert ist Es wurden aber keine Untersuchungen angestellt um diese Hypothese

weiter zu untersuchen Ein anderer Nachteil dieser Stenhationsmethode kann die

Reaktion von EO-Gas mit polaren, reaktiven Seitengruppen sein Trotzdem ist

Stenhsation von Kunststoffen mittels EO-Gas die Methode der Wahl

Sterilisation 82

Abbildung 26: Einfluss der Sterilisation aufdas Gelpermeation-Chromatogramms

ffl

Dampf

sterilisiert

—""

Gamma(25

kGy)

-

-

-

Gamma(45

kGy)

/

Folie

gepresstnicht

sterilisert

EORTEO60°C,

jOx »

-

83 Sterilisation

Tabelle 13: Einfluss der Sterilisation aufdie thermischen Übergänge von PD43

Stenlisationsmethode V Smp2> AHm21

[°C] [°C] [J/g]

Keine -26 132 25

EO (RT) -26 132 27

EO (55°C) -25 135 26

Dampf - 135 26

y (25 kGy) -25 136 26

Y (45 kGy) -25 136 26

"mittels DMTA gemessen,

2) mittels DSC gemessen

Abbildung 27: Einfluss der Sterilisation aufdie Zugdehnungseigenschaften

Zugfestigkeit bei Höchstkraft [MPa]

11111 Dehnung bei Höchstkraft (%)I ! Reissfestigkeit [ MPa]Hl Reissdehnung [%]

keine EO (RT) EO (50 C) Dampf Y (25 kGy) 7(45 kGy)

Sterilisationsmethode

Sterilisation 84

Abbildung 28 Emfluss der Sterilisation aufdas E-Modul

120-1

1 '

1

i r

1

. [

i

1 M

r

—1 1—

T T

1

i , 1 ;„

keine EO (RT) EO (55 C) Dampf y (25 kGy) y (45 kGy)

Sterilisationsmethode

85 Anwendung

8 Anwendung

Für viele Anwendungen von bioabbaubaren Kunststoffen ist es gar nicht möglich,

die entsprechenden Gegenstande aus der Schmelze herzustellen. Anwendungen wie

Kunststoffkapseln für eine kontrollierte Medikamentenabgabe oder Folien und Schläuche

mit Porenstrukturen für Zellkulturen, werden deshalb über andere Verfahren hergestellt

Eine mögliche Alternative ist das Giessen aus der Losung Im Rahmen dieser Arbeit

wurden aus den synthetisierten Polymeren Folien aus der Losung gegossen und die

thermischen und mechanischen Eigenschaften bestimmt Zusatzlich wurde die

hydrolytische Stabilität in verschiedenen Pufferlösungen sowie ihre Biokompatibilitat und

Biodegradabilitat in Ratten evaluiert

8.1 Herstellung der Folien

Das Polymerpulver wurde bei etwa 80°C in Dioxan gelost und anschliessend

wurde die klare, farblose Losung in einer Petrischale ausgegossen Das Abdampfen des

Losungsmittels erfolgte unter Vakuum bei 60°C über 24 Stunden Um reproduzierbare

Resultate zu erhalten, wurden alle Folien bei 50°C wahrend 72 h nochmals getempert

Bedingt durch die thermische Instabilität von PHB-diol musste unterhalb 140°C

gearbeitet werden Es wurden auch tiefersiedende Losungsmittel, wie Chloroform,

Dichlorethan, Methylenchlorid, ausprobiert Doch wahrscheinlich bedingt durch das sehr

schnelle Abdampfen dieser Losungsmittel, waren die erhaltenen Folien alle sehr bruchig

Der gesamte Herstellungsprozess hatte keinen Einfluss, weder auf das Molekulargewicht

noch auf die Molekulargewichtsverteilung

Die so hergestellten Folien waren alle leicht trüb und farblos Die Dicke der Folien

betrug 130 bis 150 u,m Der Querschnitt der Folien, unter Rasterelektronenmikroskopie

und Transmissionelektronenmikroskopie (TEM) betrachtet, weist erstaunlicherwiese

keine porösen Strukturen auf (Abbildung 29) Es sind nur ein paar wenige Hohlräume

Anwendung 86

Abbildung 29 IlLM-Aufnahme dei Oitei schnittet

sichtbar und die Folien waren im Allgemeinen sehr kompakt Die Oberflache der Folien

wiesen sichtbare regelmassige Wölbungen auf welche auf die Phasensegregation der

verschiedenenen konstituierenden Makrodiole der Multi-Blockcopolymere zurückgeführt

werden können Im TEM sind diese Stukturen auch als helle und dunkle Schatten zu

erkennen Bedingt durch das langsame Abdampfen des Losungsmittels und das

anschliessende lange Tempern hatten die kristallisierenden Segmente genügend Zeit um

in grosseren Domainen auszuknstallisieren

87 Anwendung

8.2 Eigenschaften der gegossenen Folien

8.2.1 Thermische Eigenschaften

Die thermischen Werkstoffeigenschaften wurden mit Differential-Scanning-

Calorimetry (DSC) und Dynamisch-Mechanischer-Thermo-Analyse (DMTA) untersucht

Die Glasubergangstemperatur der verschiedenen Folien konnte nur mit DMTA gemessen

werden, das DSC erwies sich als zuwenig empfindlich

Die thermischen Eigenschaften der gegossenenen Folien (Tabelle 14) sind im

Verhältnis zu den konstituierenden Makrodiole Innerhalb der gleichen Polymerfamilie ist

die exakte Glasubergangstemperatur bestimmt durch das Verhältnis der weichen

Tabelle 14: Einfluss der Zusammensetzung auf die thermischen Eigenschaften der

gegossenen Folien

Polymer T 1)*8

1. Schmelzpunkt2) 2. Schmelzpunkt2)

[°C] ra [J/g] [°C] [J/g]

PD43 -28 - - 135 23

PD28 -32 - - 144 15

PD21 -39 - - 122 9

PT41 -12 2 22 135 25

PT26 -49 10 43 143 12

PT19 -54 13 59 138 9

PC43 -4 40 20 142 25

PC29 -21 43 28 133 12

PC19 -26 42 33 130 9

mittels DMTA bestimmt, ' mittels DSC bestimmt

Anwendung 88

(amorphen oder tiefschmelzenden) und harten (hochschmelzenden) Komponenten

zueinander Bei ähnlicher PHB-Gewichtszusammensetzung weisen die Blockcopolymere

mit dem amorphen Diorez (PD43) ein Tg von - 28°C auf, wahrend mit den

tiefschmelzenden Komponenten PTHF-diol (PT41) sowie PCL-diol (PC43) ein Tg von

- 12°C, respektiv - 4°C gemessen wird Innerhalb der gleichen Polymerfamihe erhöht

sich das Tg paralell zum Anteil hochschmelzender Komponente (PD21 - 39°C, PD43 -

28°C)

Das gleiche Grundprinzip ist auch auf den Schmelzpunkt und die Schmelzenthalpie

anwendbar Die Wahl der Makrodiole beeinflusst die Lage der Schmelzpunkte und die

Zusammensetzung bestimmt die Grosse der Schmelzenthalpie (Tabelle 14) Im Falle der

Blockcopolymere aus amorphem Diorez und kristallinem PHB-diol (PD-Familie) weist

das Polymer einen einzigen Schmelzpunkt bei > 130°C auf Die Blockcopolymere aus

PTHF-diol respektiv PCL-diol (PT- und .PC-Familie) haben zwei verschiedene

Schmelzpunkte (/T-Famihe 2 - 13°C / > 135°C, PC-Familie 40 - 43°C / > 133°C) Bei

allen untersuchten Polymerfilmen ist der höhere Schmelzpunkt bei 130 - 145°C

unabhängig von der Zusammensetzung der Blockcopolymere Der tiefere Schmelzpunkt

hingegen spiegelt das Verhältnis der eingesetzten Prepolymere zum PHB-Segment

wieder Die Schmelzenthalpie zeigt den direkten Zusammenhang mit der Zusammen¬

setzung der Blockcopolymeren auf Je grosser der Anteil der einen Komponente am

Polymeren, desto grosser ist auch dessen Schmelzenthalpie

89 Anwendung

8.2.2 Mechanische Eigenschaften

Die mechanischen Eigenschaften der synthetisierten Polymere wurden an

gegossenen Folien mit Hilfe der Dynamisch-Mechanischen-Thermo-Analyse sowie durch

Zugdehnungsversuche untersucht Die Auswertung der DMTA-Versuche wurde über

den Temperaturbereich von 39 bis 42CC (Korpertemperatur) gemittelt Die Auswertung

der Zugdehnungsversuche konnte aus apparativen Gründen nur bei Raumtemperatur

(22°C) durchgeführt werden

Das Einspannen der Proben im DMTA-Gerät und in der Zugdehnungsapparatur

war im Gegensatz zu den gepressten Folien kein Problem Die gegossenen Folien waren

vom ersten Eindruck her weicher Für die DMTA-Messungen wurden die gegossenen

Folien, analog den gepressten Folien, zuerst auf -80°C abgekühlt und dann erst

gemessen Die Werkstuckprobe PC29 zeigte ziemlich abweichende Werte aufund wurde

deshalb nicht in die Auswertung der Resultate mit einbezogen

Die durchgeführten Messungen weisen analog zu den gepressten Folien einen

direkten Zusammenhang zwischen dem Gehalt an harter Komponente (PHB-diol) und

den mechanischen Eigenschaften der Blockcopolymere auf (Tabelle 15). Je grosser der

Anteil dieses hochschmelzenden Prepolymeren ist, desto hoher ist das resultierende

Elastizitätsmodul

Bei vergleichbarer Zusammensetzung haben die Polymerklassen PD und PC ein

ahnliches E-Modul (PD43 106 MPa, PC43 99 MPa) Jenes der/T-Familie ist nur halb

so hoch (PT41 44 MPa) Ein Vergleich innerhalb der gleichen Familie, aber mit

verschiedenen Zusammensetzungen, zeigt, dass bei PD- und ZT-Polymeren mit

abnehmendem Anteil an hochschmelzender Komponente PHB-diol das E-Modul

signifikant abnimmt (PT43 106 MPa, PT2L 8 MPa, PT41 44 MPa, PT19 12 MPa).

Die Ergebnisse der Zugdehnversuche verhalten sich analog den DMTA-Resultaten

(Tabelle 15) Je niedriger der Anteil an hochschmelzender Komponente PHB-diol, desto

tiefer ist die Festigkeit und desto besser ist das Dehnverhalten Die .PC-Familie zeigt bei

einigen gemessenen Parametern ein anderes Verhalten auf Zwar nimmt auch die

Dehnung bei Hochstkraft sowie die Reissdehnung mit abnehmendem Anteil an PHB-diol

Anwendung 90

zu (eB (PC43) 190 %, sB (PCJ9) 730%, eR (PC43) 350%, sR (PC19) 880%), doch

scheinen die Zugfestigkeit und die Reissfestigkeit unabhängig vom PHB-Gehalt zu sein

(5B (PC43) 10 0 MPa, 5B {PC19) 10 1 MPa, 5R (PC43) 7 5 MPa, 5R (PC19) 6 8

MPa) Der Unterschied im Verhalten der Polymerklasse PC zur den anderen

Polymerklassen PD und PT kann auf die unterschiedliche Morphologie der

Blockcopolymere bei Anwendungstemperatur zurückgeführt werden Im Kapitel 5

wurden diese Unterschiede schon besprochen, so dass hier nicht weiter darauf

eingegangen wird

Die gegossenen Folien sind den gepressten Filmen in ihrem thermischen sowie

mechanischen Verhalten sehr ähnlich Die thermischen Eigenschaften (Glasubergangs-

temperatur, Schmelzpunkt, Schmelzenthalpie) scheinen also unabhanig von der

Herstellungmethode zu sein Daraus kann man den Schluss ziehen, dass beide

Folientypen in ihrer Morphologie sehr ähnlich sind Die Schmelzenthaphe der gegossenen

Folien erweist sich als leicht hoher als bei den gepressten Folien Dies wurde heissen,

dass es mehr kristalline Domänen gibt oder, dass diese Domänen ausgeprägter sind

Messungen des Kristalhmtatsgrades mittels Rontgenbeugung haben ergeben, dass beide

Folientypen einen vergleichbaren Kristalhmtatsgrad aufweisen Daraus ergibt sich, dass

die Morphologie der gegossenen Folien denen der gepressten sehr ahnlich sein muss

gemessen

RT

bei

Reis

sfestigkeit

gemessen,v)

RT

bei

Reissdehnung

geme

ssen

,IV)

RT

bei

Zugf

esti

gkei

t""

gemessen,

RT

bei

Hochstkraft

bei

Dehnung

u)42°C,

bis

37

von

Temperaturbereich

den

über

gemittel

tE-Modul

±10

68

±120

880

±07

110

±100

730

13

±96

PC19

4)±0

5(3

±25)

(190

4)±0

7(7

20)

±(170

18)

±(142

PC29

±10

75

4±

350

±06

010

30

±190

±11

99

PC43

±02

41

±20

190

±01

20

10

±150

10

±12

PT19

±02

31

5±

60

±01

25

3±

50

12

±22

PT26

±06

30

8±

83

05

±56

10

±75

13

±44

PT41

±02

07

4±

46

±01

15

4±

38

6±

8PD21

±02

13

4±

26

10

±26

2±

15

±11

42

PD28

±02

26

5±

16

04

±52

1±

9±11

106

PD43

[MPa]

[%]

[MPa]

[%]

[MPa]

ÖR

Er

IV)

ob""'

Eß

°E-Modul

Polymer

Filme

gegossenen

der

Eigenschaften

Mechanische

15

Tabelle

Anwendung 92

8.3 Hydrolytischer Abbau der gegossenen Folien

Die Abbaubarkeit von gegossenen Folien der Proben PD43, PT41 und PC43

wurde m hydrolytischen Abbauversuchen bei 37°C in Pufferlösungen bei pH 3, 5 und pH

7 4 (Ringerlosung) wahrend 104 Tagen überprüft Der Abbau wurde verfolgt durch die

Molekulargewichtsbestimmung mittels Gel Permeations Chromatographie (GPC), des

Gewichtsverlusts, der Wasseraufnahmefähigkeit, des Kontaktwinkels mit Wasser sowie

Änderungen m den mechanischen Eigenschaften

Abbildung 30 Molmassenanderung der Polymere wahrend der hydrolytischen

Abbauversuchen in Ringerlosung bei pH 7 4 und 37°C

120

100

£ 80

afI

60

s

c

<

0| I

0 20 40 60 80 100 120

Zeit [Tage]

Nach 104 Tagen in Pufferlosung bei 37°C zeigten die Proben sichtbare

Veränderungen auf Die Folien waren optisch milchig trüb und bruchig Einzig der

Polyetherester PD41 konnte noch auf Änderungen seiner mechanischen Festigkeit

überprüft werden, die Polyester PD43 und PC43 hingegen erwiesen sich als zu spröde

\v \ \

:V

-

—.— PD43 (pH 7 4)

« PT41(pH7 4)

* PC43 (pH 7 4)

"

—-

93 Anwendung

Es wurde bei allen Polymeren ein deutlicher Molmassenverlust festgestellt

(Abbildung 30, Tabelle 16) Dabei war die Änderung der Molmasse bei den Polyestern

grosser als bei dem Polyetherester Beim Polyester PD43 nahm die Molmasse um fast

70% ab, von 23'000 auf 7' 100, und beim Polyester PC43 um sogar 75% von 44'000 auf

10'600 Der Polyetherester PT41 erwies sich als resistenter gegenüber dem

hydrolytischen Abbau Die Molmasse veränderte sich lediglich um 45% von 50'000 auf

28'000 Der hydrolytische Abbau erwies sich unter den hier verwendeten Bedingungen

als unabhängig vom pH des Puffers (Tabelle 16). Diese Beobachtungen wurden durch

andere durchgeführte Tests bestätigt

Tabelle 16' Änderung der Molmasse wahrend der hydrolytischen Abbauversuche bei

37 °C in Funktion despH's und der Zeit

Polymer Puffer

0

Zeit

25

[TageJ

53 104

PD43 [M„] pH 3

pH 5

Ringer

23'100

23'100

23'100

16'700

16'700

17'100

9'000

lO'lOO

10'300

7'100

7'600

7'900

PT41 [M„] pH 3

pH 5

Ringer

49'800

49'800

49'800

47'600

48'700

49'900

27'700

29'600

29'200

27'600

28'000

28'000

PC43 [M„] pH 3

pH 5

Ringer

44'000

44'000

44'000

36'900

38'900

40'400

15'900

17'800

17'100

10'600

10'900

11'500

Der Abbau der Polymere wurde zusatzlich noch über den Gewichtsverlust der

einzelnen Proben in Funktion der Zeit verfolgt (Abbildung 31) Der Gewichtsverlust des

Polyetheresters PT41 war sehr gering (< 1%), bei den Polyestern hingegen erwartungs-

gemass grosser (PD43 3%, PC43 5 5%) Auch die Wasseraufnahmefähigkeit der

einzelnen Filme veränderte sich durch den hydrolytischen Abbau Mit zunehmendem

Gewichtsverlust nahm auch die Wasseraufhahmefahigkeit zu (Abbildung 32) Die

Anwendung 94

Abbildung 31 Gewichtsverlust der Proben wahrend des hydrolytischen Abbaus bei

37 °C in Ringerlosung

6-r

5-

u

% 2"

QJ

o

1 -

O^1 ' l l ' ' l '— l ' '—l

0 20 40 60 80 100 120

Zeit [Tage]

Wasseraufnahmefähigkeit des Polyetherester PT41 änderte sich nicht Signifikat (< 1%),

wahrend sie sich bei den Polyestern PD43 und PC43 entscheidend vergrosserte

(Abbildung 32) Der im Vergleich zum PC43 höhere Gewichtsverlust vom Polyester

PD43 kann auf dessen niedrigere Molmasse zurückgeführt werden Deshalb ist der

Verlust an abgebauten wasserlöslichen Bruchstucken sowie die gleichzeitig beträchtliche

Wasseraufnahme grosser als bei der Probe PC43

Der gleiche Gesamteindruck wurde auch durch die Abnahme der mechanischen

Eigenschaften bestätigt (Abbildung 33) Das E-Modul von PT41 nahm von 54 MPa auf

72 MPa leicht zu Die leichte Zunahme kann auf ein Nachtempern der Folien wahrend

der Abbauversuche zurückgeführt werden Alle anderen Eigenschaften waren aber

signifikant schlechter als bei der Ausgangsfolie DSC Messungen bestätigen diese

Annahme, da die Schmelzenthalpie der Probe durch den längeren Aufenthalt bei 37°C

zugenommen hat

——PD43(pH7 4)

» PT41 (pH 7 4)* PC43 (pH 7 4)

95 Anwendung

Tabelle 17 Kontaktwinkel der gegossenen Folien mit Wasser vor und nach dem

hydrolytischen Abbau (+ Standardabweichung)

Kontaktwinkel [°]

Polymertyp PD43 PT41 PC43

gegossene Folien 64 ±3 64 ±2 62 ±3

nach hydrolytischem

Abbau bei

pH 3 62 ±2 61 ±2 52 ±2

pH 5 67 ±3 64 ±1 54 ±3

pH 7.4 (Ringerlsg.) 63 ±2 66 ±2 54 ±1

Abbildung 32 Wasseraufnahme wahrend der hydrolytischen Abbauversuche

s

(0

(0

2

10

9

8

7

6

5-

4

3

2

1

0

-— PD43 (pH 7 4)

-— PT41 (pH 7 4)* PC43 (pH 7 4)

—i—

20 40 60 80 100 120

Zeit [Tage]

Anwendung 96

Abbildung 33 Änderung dei mechanischen Eigenschaften nach 105 Tagen in

Ringetlosung am Beispiel von PT41

PT41 P I 4 1 (abgebaut)

IH Zugfestigkeit bei Ilochstkraft

H2 Reissfestigkeit

PT41 (abbcbaui)

I Dehnung bei Hochstkratt

j Reissdehnung

PI 41 P I 4 1 (abgebaut)

97 Anwendung

Die Bestimmung der Kontaktwinkel (mit Wasser) der verschiedenen

Polymerproben ergab ein einheitliches Bild Die Oberflache aller gegossenen Folien wies

einen ahnlichen Kontaktwinkel (± 63°) unabhängig von der Zusammensetzung auf Der

hydrolytische Abbau zeigte, unabhängig vom pH des Puffers, bei den Polymeren PD43

und PT41 keine signifikante Änderung der Winkels Nur beim Polymer PC43 nahm der

Winkel um etwa 10° ab

Der Kontaktwinkel mit Wasser ist eine einfache Methode um die Polarität der

Oberflache zu evaluieren Wenn die Anzahl polarer Gruppen an der Oberflache bedingt

durch den Abbau zunimmt, verschiebt sich der Kontaktwinkel gegen kleinere Werte

Obschon die Polymere schnell abbaut werden, ist es nicht verwunderlich, dass innerhalb

der kurzen Versuchszeit die Anzahl polarer Gruppen an der Oberfläche sich nicht so sehr

vergrossert hat Die Abnahme des Kontaktwinkels mit Wasser von PC43 ist deshalb eher

einem Messfehler oder einer Veränderung der Oberflache infolge des Aufarbeitens

zuzuordnen

In den hydrolytischen Abbauversuchen erwiesen sich die gegossenen Folien aus

den Polymeren PD43, PT41 und PC43 als abbaubar Der Polyetherester PT4J zeigte sich

stabiler gegen Hydrolyse als die reinen Polyester PD43 und PC43 Die

Abbaugeschwindigkeit war unabhängig vom pH des Puffers Es scheint so, dass die

lokale Saurekonzentration in der Polymermasse unabhängig vom Puffer ist Eine

mögliche Erklärung für die konstante Zahl von Protonen in der Martix ist, dass es den

Gegenionen, z Bsp aus sterischen Gründen, nicht möglich ist einzudiffundieren

Allgemein kann durch eine geschickte Auswahl der Prepolymere die Abbaurate

beeinflusst werden und so die Verweilzeit dieser Polymere im menschlichen Organismus

beeinflusst werden

Anwendung 98

8.4 Biokompatibilität und Biodegradabilität

Die gegossenen Folien wurden auf ihre Biokompatibihtat sowie ihre

Biodegradabilität überprüft Dazu wurden gegossene Filme vom Polymertyp PD43,

PT4I und PC43 subkutan in Ratten wahrend 2 Monaten implantiert Die Proben wurden

aber nach dem Giessen nicht 72 Stunden bei 50°C temperiert, sondern direkt verwendet

Die explantierten Filme wurden mit 3% Tntonlosung gewaschen um sicherzustellen, dass

alle biologischen Reste entfernt sind Als Parameter für die Biokompatibihtat wurde die

Dicke der in vivo gebildeten Bindegewebekapselgemessen Der in vivo Abbau der

Polymere wurde über die Veränderungen der mittleren Molekulargewichtsverteilung

sowie über die Änderung der mechanischen Eigenschaften verfolgt Die Polymerprobe

PD43 konnte nur noch als einzelne spröde Bruchstucke explantiert werden, welche nicht

mehr auf ihre mechanische Eigenschaften hm überprüft werden konnte

Die gebildeten fibrösen Kapseln wurden mit explantiert und die Kapseldicke unter

dem Lichtmikroskop ausgemessen (Tabelle 18) Zur Auswertung wurde nur der mittlere

Teil der Probenkorper verwendet Die Folie PD43 induzierte eine deutlich dünnere

fibröse Kapsel als die Folien PT4J und PC43 Doch auch Kapseldicken von 270 \im

gelten immer noch als milde Immunreaktion215 und nicht als Entzundungsreaktion Die

entsprechenden Polymerfilme erwiesen sich in den hier durchgeführten Versuchen als

biokompatibel

Tabelle 18 Kapseldicke der gegossen Folien nach 2 Monaten subkutaner Implantation

in der Ratte

Polymertyp PD43 PT41 PC43

Kapseldicke [um] 75 ±5 270 ±36 245 ±15

Die anfänglich durchsichtigen, klaren Filme waren nach 2 Monaten in vivo allesamt

trüb Die Bestimmung der mittleren Molmasse zeigte, dass alle Polymertypen m vivo

abgebaut worden sind (Tabelle 19) Der Molmassenabbau der Polyester {PD43 -23 3%,

99 Anwendung

Tabelle 19: Änderung der Molmasse nach 2 Monaten subkutaner Implantation in der

Ratte

Polymer

Molmasse (g mol ]

PD43 PT41 PC43

Mw 32'200 42'000 31'000

M„ (2 Monate in vivo) 24'700 37'600 24'000

Differenz [%] -23 3 -10 5 -22 6

PC43 -22 6%) war schneller als der des Polyetheresters (PT4J -10 5%) Die

mechanischen Messungen bestätigten die aufgrund der Molmassenveranderungen

geäusserten Vermutungen Die Festigkeiten und Dehnungen der Probe PT41 zeigten

innerhalb der Fehlergrenzen keinen Unterschied zur Ausgangsfolie an Im Gegensatz

dazu waren die mechanischen Eigenschaften der PC43 Folie deutlich schlechter als vor

der Implantation Erstaunlicherweise waren die E-Moduli der beiden Proben nach der

Implantation hoher Dies kann mit der Tatsache zu tun haben, dass die Proben für die in

vivo Versuche nach dem Giessen nicht temperiert worden sind Die zwei Monate

Verweilzeit bei Korpertemperatur haben so wahrscheinlich ein Nachtempern bewirkt,

welches sich in einem erhöhten E-Modul niederschlägt Vergleicht man diese Werte mit

den von getemperten gegossenen Folien in Tabelle 16 so sind sie wiederum sehr ahnlich

Dabei ist aber zu berücksichtigen, dass der E-Modul, im Gegensatz zu den Zug-

Dehnungsversuchen, nicht sehr sensibel aufMolmassenanderungen ist216

Tabelle 20 Änderung des Kontaktwinkels nach 2 Monaten subkutaner Implantation in

der Ratte

Polymertyp

KontaktwinkelPT41 PC43

gegossene Folien

nach 2 Monaten in vivo

64 ±2 62 ±3

55 ± 1 63 ± 2

Anwendung 100

Tabelle 21. Änderung der Eigenschaften der gegossenen Folien nach 2 Monaten

subkutaner Implantation in der Ratte

Parameter PT41 PC43

vor nach vor nach

Implantation Implantation Implantation Implantation

E-Modul

[MPa]"

31 ±13 51 ±11 53 ±14 143 ±11

SB [%]Ü) 42 ±9 43 ±4 92 ±13 36 ±5

<tb [MPa]* 34 ±07 37 ±03 73 ±03 57 ±08

Er[%]'V) 50 ±10 50 ±3 100 ±5 44 ±5

aR [MPa]v) 1 3 ±06 1 4 ±06 26 ±05 1 2 ±06

E-Modul gemittelt über den Temperaturbereich von 37 bis 42°C, Dehnung bei

Hochstkraft bei RT gemessen,"°

Zugfestigkeit bei RT gemessen,1V)

Reissdehnung bei

RT gemessen,v> Reissfestigkeit bei RT gemessen

Die vor und nach der Implantation gemessenen Kontaktwinkel mit Wasser geben

kein schlussiges Resultat (Tabelle 20) Hierbei zeigte sich einzig die PT41 Probe als

hydrophiler, wahrend der Kontaktwmkel mit Wasser von PD43 unverändert blieb Da

der Polyester PD43 erwiesenermassen schneller abgebaut wird als der Polyetherester,

wurde man erwarten, dass auch die Oberfläche hydrophiler wurde Doch die

Implantationszeit von zwei Monaten ist noch zu kurz um einen solche Änderung bereits

feststellen zu können Wahrscheinlich ist die Probe PT41 bei der Explantation oder beim

anschliessenden Aufarbeiten unsachgemass behandelt worden

101 Anwendung

$.5 Diskussion

Die Werkstuckeigenschaften der hergestellten Polymere, anhand von gegossenen

Folien, zeigen ein für Blockcopolymere typisches Verhalten auf Die thermischen und

mechanischen Eigenschaften werden durch die konstituierenden Blocke gestellt, d h dass

diese Kunststoffe eine ausgeprägte Phasensegregation aufweisen Dies wurde auch schon

bei den Werkstoffeigenschaften festgestellt Die Werkstuckeigenschaften erwiesen sich

den Werkstoffeigenschaften ahnlich, mit Ausnahme der höheren Elastizität Dies kann

wahrscheinlich mit der morphologische Ähnlichkeit, begründet durch den

Herstellungsprozess, erklart werden

Tabelle 22: Vergleich. Hydrolytischer Abbau versus in vivo Abbau

Polymer

Abbau' [%]

PD43 PT41 PC43

Hydrolyse"

. tuin vivo

55 4 414 611

23 3 10 5 22 6

1

als Vergleichsparameter wurde die mittlere Molmasse gewählt,"

hydrolytischer Abbau

nach 53 Tagen,"'

m vivo Abbau nach zwei Monaten

Die gegossenen Folien erweisen sich zudem in den durchgeführten Versuchen

allesamt als biokompatibel und biodegradabel Die Abbauraten in vivo waren jedoch

langsamer als aus den hydrolytischen Versuchen erwartet wurde (Tabelle 22) Die

implantierten Folien werden beim Kontakt mit den Organismus vom Immunsystem durch

die Bildung einer dünnen Bindegewebskapselabgeschottet Dieses Isolieren vom

umgrenzenden Medium kann sowohl die Diffusion von Wasser und Metaboliten in als

auch von Abbauprodukten aus der Kapsel und damit die Abbaubeschwindigkeit

beeinträchtigen Deshalb müssen die durch hydrolytische Versuche ermittelten

Abbauraten nicht mit den m vivo gefundenen übereinstimmen

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103 Diskussion

9 Diskussion der vorliegenden Arbeit

9.1 Ergebnisse der vorliegenden Arbeit

Ziel dieser Arbeit war die Synthese und die chemische Charakterisierung von

schnell abbaubaren, stickstofffreien Polymeren sowie die Überprüfung der Biokompa-

tibihtat in ausgewählten Versuchen und der Degradierbarkeit in vitro und in vivo Um

biologisch unbedenkliche Polymere zu erhalten, wurden nur Grundbausteine verwendet,

welche bekanntermassen biokompatibel, abbaubar, nicht toxisch und bereits erfolgreich

in bekannten medizinischen Kunststoffen angewendet worden sind Alle eingesetzten

Monomere waren kommerziell erhältlich Um schnell abbaubare Polymere zu erhalten,

wurde versucht, mittels Polykondensation Polycarbonate und Polyester herzustellen Der

Syntheseweg wurde zudem so gewählt, dass eine einfache Herstellung grosserer Mengen

Polymer möglich ist

Entscheidend für den Verlauf einer Polykondensation und die erhaltenen Moleku¬

largewichte ist der Wassergehalt der Reaktionslosung Da jedes der eingesetzten

Prepolymere über 20'000 ppm H20 aufwies, musste die Reaktionslosung getrocknet

werden Es konnten dazu nur physikalische Trocknungsmethoden eingesetzt werden, da

die Reaktionsprodukte von chemischen Trocknungsmethoden eine Polykondensation

verunmoglichen Durch Verwenden einer modifizierten Soxhletapparatur konnten

routinemassig Werte von < 5 ppm H20 erreicht werden Obschon diese Trocknungs¬

methode als hervorragend für andere Trocknungsvorgange gilt, war der Wassergehalt im

vorliegenden Fall immer noch zu hoch, um lineare aliphatische Polycarbonate

herzustellen Die synthetisierten Polyester hatten ein mittleres Molekulargewicht von

30'000 bis 60'000 Die Kontrolle des Wassergehaltes ist entscheidend für

Polykondensationen Ein weiteres Reduzieren des Wassergehaltes wurde wahrscheinlich

die Synthese von hoher molekularen Polyestern und Polycarbonaten erlauben

Die Synthese von hochmolekularen Polycarbonaten erwies sich über den hier

vorgeschlagenen Weg mittels Phosgen oder Phosgenersatzstoffen, sowie über Umester-

Diskussion 104

ungsreaktionen bei hohen Temperaturen, als nicht durchfuhrbar Hohe Molekular¬

gewichte konnten nicht erzielt werden, weil das vorhandene Restwasser (< 5 ppm H20)

zu Abbruchreaktionen mit Phosgen und Phosgenersatzstoffen unter Bildung von unreak¬

tiven Saurefünküonen, führte Umesterungsreaktionen bei hohen Temperaturen konnten

ebenfalls nicht durchgeführt werden Bei den dazu notwendigen Rektionstemperaturen

waren die Edukte themisch nicht mehr stabil

Mit der durchgeführten Tieftemperaturpolykondensation ist es gelungen, verschie¬

dene Polyetherester und Polyester herzustellen Die hier vorgeschlagene Polymerisa¬

tionsmethode erlaubte in einem einzigen Schritt die Ausgangsdiole zu trocknen und

anschliessend durch Zugabe von Sauredichlond hochmolekulare Polyetherester und

Polyester zu synthetisieren

Es wurden verschiedene Polymere durch Variation von harten und weichen

Komponenten hergestellt Dabei wurde als formgebende Einheit ein hochschmelzendes

Makrodiol, der als sehr hart und spröde bekannten Polyhydroxybuttersaure verwendet

Um dieser Sprodigkeit entgegenzuwirken wurden die PHB-Makrodiole mit weichen

amorphen (Diorez) oder tiefschmelzenden (PTHF- und PCL-diol) Telechelen cokon-

densiert Die verwendeten Weichsegmente mussten einen Tg und, wenn es sich um nicht

amorphe Makrodiole handelte, einen Schmelzpunkt unterhalb der Anwen¬

dungstemperatur (37°C) aufweisen Die thermischen und mechanischen Eigenschaften

wurden an Polymerfilme untersucht Dazu wurden Filme aus der Schmelze und aus der

Losung hergestellt Die thermischen und mechanischen Eigenschaften dieser Filme waren

sehr ahnlich Sie reflektierten hauptsachlich das Verhältnis der konstituierenden Grund¬

bausteine Je nach Verhältnis konnten die thermischen und mechanischen Eigenschaften

m einer grossen Bandbreite variiert werden Polymere mit einem höheren Anteil an harter

Komponente hatten im Allgemeinen eine höhere Festigkeit, wahrend solche mit einem

höheren Anteil an weicher Komponente elastischer waren Bei ahnlichem Anteil an

weicher Komponente zeigten die Polymere mit PCL-diol die höchsten Festigkeiten

gekoppelt mit einer guten Elastizität auf Gleichzeitig waren aber die Polymere der PC-

Familie im Hinblick auf eine lasttragende Anwendung im menschlichen Organismus

ungunstig, da sie alle einen Schmelzpunkt um 40°C aufwiesen

105 Diskussion

Die Stenlisierbarkeit der Polymere wurde evaluiert Dabei zeigte sich, dass nur die

Sterilisation mit Ethylenoxidgas keine schädigende Wirkung auf die Polymere hatte Alle

anderen Verfahren, wie Sterilisation mittels Wasserdampf oder y-Strahlen, führten zu

einer Reduktion der mittleren Molmasse und somit zu einer Veränderung der mechani¬

schen Eigenschaften

Der Abbau der Polymere wurde durch hydrolytische Abbaustudien in Pufferlosun¬

gen bei verschiedenen pH's sowie durch subkutane Implantation in Ratten untersucht

Alle Polymere zeigten in beiden Versuchsreihen einen sigmfikanten Abbau der mittleren

Molmasse Die Polyester bauten dabei erwartungsgemass schneller ab als der Polyether-

ester Die hydrolytischen Abbauversuche wurden bei verschiedenen, sauren pH's

durchgeführt, doch die festgestellten Abbaugeschwindigkeiten waren im Rahmen der

Messmethodik identisch Ebenso waren die Abbaugeschwindigkeiten bei den subkutan in

Ratten implantierten Proben bei vergleichbarer Zeitdauer signifikant langsamer

verglichen mit der hydrolytischen Abbauversuchen Beide Fragen konnten aber mit den

durchgeführten Versuchen nicht geklart werden, doch sie sind gegenwartig aktuelle

Forschungsthemen an vielen Instituten

Die Inkompatibilität wurde anhand von Zellzuchtungsversuchen von Fibroblasten

und Makrophagen auf der Oberflache der Polymere sowie durch subkutane Implantation

in Ratten evaluiert In keinem Fall ergab sich ein Hinweis auf eine nachteilige Reaktion

der geprüften Parameter des Immunsystems auf die untersuchten Polymere Alle

synthetisierten Polymere hessen aufgrund der erhaltenen Resultate auf eine gute

Biokompatibilitat schhessen

Diskussion 106

9.2 Vorschläge für weitere Arbeiten

Das Konzept aus hydrolytisch abbaubaren, nicht toxischen Prepolymeren biode-

gradable und bioabbaubare Polymere mit kontrollierbaren Eigenschaften herzustellen, hat

sich als ausserordentlich erfolgreich erwiesen Deshalb sollten innerhalb dieses Ansatzes

neue Polymere gesucht werden, welche einerseits gewünschte mechanische Eigen¬

schaften aufweisen und gleichzeitig innerhalb weniger Tage im Organismus abgebaut

werden Um dieses Ziel besser verfolgen zu können, waren grundlegende Kenntnisse

über den biologischen Abbaumechamsmus von Fremdmaterialien im lebenden

Organismus von grosser Hilfe

Von der chemischen Seite her können Polymere mit hydrolytisch instabilen

Bindungen untersucht werden Dafür bieten sich zwei unterschiedliche Losungswege an

Zum einen kann versucht werden, die Esterbindung durch eine noch hydrolytisch

instabilere Bindung, die Carbonatbindung, zu ersetzten Dazu musste eine sehr gute

Trocknungsmethode entwickelt werden, um die kommerziell erhaltlichen Produkte zu

trocknen Der Vorteil dieser Methode ist, dass alle jetzt schon ausgiebigst untersuchten,

toxikologisch bekannten und kommerziell erhältlichen Prepolymere ohne weiteres

eingesetzt werden können Als Alternative dazu konnten neuere schnell abbauende,

amorphe Makrodiole entwickelt werden Diese konnten dann m das hier schon

entwickelte System als weiche Komponente und als Gegenspieler zum hochknstallinen

spröden PHB-diol eingesetzt werden Nachteile dieses Ansatzes sind die unbekannte

Toxizität, sowie die schwere Verfügbarkeit dieser Bausteine

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109 Experimenteller Teil

10 Experimenteller Teil

10.1 Allgemeine Bemerkungen

10.1.1 Benennung der Polymere

Polyetherester P

DDiorez

PolyCaprolacton C

PolyTetrahydrofüran T

XXGewichtsprozent PHB

10.1.2 Chemikalien

Samtliche Chemikalien wurden mit der höchstmöglichen Reinheit aus dem Handel

(Fluka, Aldrich, Lancaster, Merk, Polyscience) bezogen Falls bei den Synthesen nichts

anderes vermerkt ist, wurden sie ohne weitere Reinigung verwendet Beim verwendeten

Wasser handelte es sich in allen Fallen um deionisiertes Wasser, ausser bei den

hydrolytischen Abbauversuchen sowie bei den in vitro Versuchen wurde zweifach

deionisiertes Wasser verwendet

Poly(tetrahydrofuran) (PTHF-diol) (Mn = 650) wurde von Polyscience, Poly(s-

caprolacton) (PCL-diol) (Mn = 1200) von Aldrich und Diorez 517 (Diorez) (Mn = 1000)

von MacPherson bezogen

Flüssige Chemikalien wurden üblicherweise über einem grossen Uberschuss an

Molekularsieb (5A) wahrend mindestens 48 h vorgetrocknet

Experimenteller Teil 110

10.1.3 Physikalische Mess- undAnalysemethoden

10.1.3.1 Gelpermeationschromatographie (GPC)

Die Messungen wurden auf einem KNAUER Chromatograph mit zwei 7 5 x bOO

mm „PLGel mixed 5 um" Kolonnen und THF als Losungsmittel bei 45°C, einem Druck

von 85 bar, einem Durchfluss von 1 06 ml/min, einem Probenvolumen von 100 ul und

einer Konzentration von 2-4 mg/ml durchgeführt Als Detektor wurde ein KNAUER

Differentialrefraktometer verwendet

Em weiteres eingesetztes GPC - Gerat bestand aus einem Gelpermeations-

chromatograph gekoppelt mit einem Differentialrefraktometer, einer Klemwmkel-

hchtstreuung, sowie einem Viskositatsdetektor Als Gelpermeationschromatograph

diente ein KNAUER Chromatograph mit einer 7 5 x 600 mm „PLGel mixed 5 u.m"

Kolonne und einer CHROMATIX KMX6 Kleinwinkel Laserhchtstreueinheit, einem

KNAUER Differentialrefraktometer und einem VISCOTEK Viskositatsdetektor Der

Druck betrug 44 Kpa, der Durchfluss 1 08 ml/min, die Probenmenge 100 ul, die

Konzentration 3-4 mg/ml, der Messwinkel der Lichstreuung betrug 4 65° und die

Wellenlange des Lasers 633 nm Als Losungsmittel wurde THF bei 45°C verwendet Die

Kahbration wurde mit den üblichen Polystyrol-Standards vorgenommen

Die Proben aus den hydrolytischen und in vivo Abbauversuchen wurden zuerst in

einer wasserigen 1% TntonX-100 Losung wahrend 15 min im Ultraschallbad gewaschen

und dann fünfmal mit Wasser und dreimal mit 50% v/v Ethanol/Wasser-Losung gespult

10.1.3.2 Brechungsindexinkrement (dn / de)

Brechungsindexinkremente wurden auf einem differentialen Refraktometer mit

einer auf 25°C thermostatisierten Quarzzelle mit Hilfe eines Helium-Neon-Lasers

(632 8 nm, 8 mW) ermittelt

111 Experimenteller Teil

10.1.3.3 Differential Scanning Calorimetry (DSC)

Die DSC Messungen wurden auf einem Mettler DSC 30 (Low Temperature Cell),

gekoppelt mit einem TC 11 TA 4000 Prozessor, unter Stickstoff als Schutzgas

durchgeführt Es wurde über den Temperaturbereich von -100°C bis 150°C mit einer

Heizrate von 10 K/min gemessen Die Probenmengen lagen bei 5 - 10 mg Das Gerat

wurde mit Indium kalibriert und als Bhndkurve wurde ein leerer Aluminiumtiegel

verwendet Die Schmelzenthalpie sowie die Reinheit von Substanzen wurde mit

speziellen, mitgelieferten Auswertungsprogammen bestimmt

10.1.3.4 Zugspannungs/Dehnungs-Messungen

Die Proben wurden auf einer Zugdehnungsmaschine MECMESIN M 1000E mit

Messkopfen 10 N und 500 N durchgeführt Die Messungen wurden nach DIN 53455 mit

einer Probengeometrie von 6x3x01 mm vorgenommen Die Messgeschwindigkeit

betrug 20 mm/min Die Probenkorper wurden mittels eines kleinen Stanzwerkzeuges

hergestellt Die genauen Abmessungen des Stanzwerkzeuges waren

Experimenteller Teil 112

10.1.3.5 Dynamisch-mechanisch-thermische Analyse (DMTA)

Für die dynamisch-mechanisch-thermischen Analysen wurde ein DMTA MK II

(Polymer Laboratories) mit einem „combined" Messkopf im Zug-Modus verwendet Der

Ofen erlaubte Messungen im Temperaturbereich von -150 bis 300°C

Folgende Messbedingungen wurden eingestellt

Vorgelegte Dehnung 11 (im (* 0 2 %)

Frequenz 10Hz

Vorspannung 0 09N

Reduced Force Modus On

Klemmtyp C

Einspannkraft von Hand angezogen, bei - 90°C

Messbereich -90 bis 100°C

Heizrate 2°C / min

10.1.3.6 Wassergehaltbestimmung

Der Wassergehalt der Chemikalien wurde mittels Karl-Fischer Titration (Metrohm

684 KF Coulometer) bestimmt

10.1.3.7 NMR-Spektroskopie

Die NMR-Spektren wurden von Herrn F Bangerter auf den Geraten BRUKER

AC 200, AM 300 WB, AMX 400 WB und AMX 500 aufgenommen Die chemischen

Verschiebungen wurden in 6-Werten (ppm) bezuglich der üblichen Referenzsubstanzen

(TMS) angegeben Die Signalformen wurden folgendennassen beschrieben s = Singlett,

d = Dublett, t = Triplett, q= Quartett, m = Multiple«

113 Experimenteller Teil

10.1.3.8 Röntgendiffraktometrie (X-Ray)

Man verwendete ein Siemens D-500 Vierkreisdiffraktometer mit geschlossener

Eulenviege, Texturaufsatz und SzintiUationszahler (Messgeometrie. Symmetrische

Transmissionsmessung) Die Messung wurde mit CuKa-Strahlung (Ni-gefiltert, 1 542 Ä)

und einem Graphitflachbett-Primärmonochromator durchgeführt.

Die Messungen wurden im „single-step-scan"-Modus durchgeführt, wobei eine

konstante Schrittweite von 0 25° bei einer Messzeit von jeweils 20 Sekunden pro Schritt

gewählt wurde Vermessen wurde die Hauptachse des radialmetrischen Debye-Scherrer-

Diffraktogramms der Proben im 2 0 Streuwinkelbereich von 2° bis 60° Bei allen

Messungen war die Probenoberflachennormale in Richtung des Primarstrahles orientiert

10.1.3.9 OH-Zahl Bestimmung

Die OH-Zahl Titrationen wurden analog zur Vorschrift ASTM D 2849-69

durchgeführt Als Losungsmittel wurde wasseriges Diglyme (± 0 45% H20), als

Acetylierungsreagenz Essigsaureanhydrid, als Indikator Phenolphthalein, als Base

Pyridin, als Katalysator 4-Dimethylaminopyridin und als Titrationsreagenz 0 1 N Titrisol

verwendet

10.1.3.10 Acetylierung vom Makrodiol

Der Wassergehalt vom Makrodiol und vom DCE wurde zuerst mittels Karl-Fischer

Titration bestimmt (siehe Seite 112) Anschliessend wurden 0 5 - 1 0 g Makrodiol in 2 -

5 ml Dichlorethan gelost und abhängig vom vorher bestimmten Wassergehalt mit einem

leichten Uberschuss an Acetylchlorid und Pyridin (105%) versetzt und wahrend 24 h bei

Raumtemperatur gerührt Mittels H-NMR wurden die Makrodiolendgruppen bestimmt

Experimenteller Teil 114

Abbildung 34 Benetzen einer Oberflache

10.1.3.11 Kontaktwinkelmessung

Wenn ein kleiner Flussigkeitstropfen mit einer flachen, harten Oberfläche in

Kontakt gebracht wird, können zwei verschiedene Gleichgewichtssituationen auftreten

Eine partiale Benetzung (Abbildung 34 a und b) mit einem endlichen Kontaktwinkel 8

oder vollständige Benetzung mit 9 = 0 (Abbildung 34 c)217

Nach T Young218 ist der Kontaktwinkel als das Resultat eines mechanischen

Gleichgewichtes zu betrachten Ein Tropfen wird von der Oberflachenspannung y„ der

Festkorper-Dampf-Grenzflache, y«i der Festkorper-Flussigkeit-Grenzflache und yw der

Flussigkeit-Dampf-Grenzflache im Gleichgewicht gehalten (Abbildung 35) Dabei gilt die

Bedingung

Y.v - y.i=

Yiv cos 9

Aus dieser Gleichung ist ersichtlich, dass bei guter Wechselwirkung zwischen

Flüssigkeit und Festkörper (tiefe Oberflachenspannung yw ) der Kontaktwinkel 9 klein

sein muss

Die Oberflache kann den Kontaktwinkel stark beeinflussen Wenn der intrinsische

Kontaktwinkel, d h der Kontaktwinkel auf einer ideal planaren Oberflache unterhalb von

90 liegt, wird dieser Wert gewohnlich durch eine rauhe Oberflache gesenkt Im Falle

eines intrinsischen Kontaktwinkels über 90 fuhrt eine rauhe Oberflache zu einer

Vergrosserung des Kontaktwinkels

115 Experimenteller Teil

Abbildung 35 Abbildung zur Veranschauhchung der Young-Glewhung

Das m der vorliegenden Arbeit verwendete Kontaktwinkelmessgerat war ein

Rame-Hart 100-00 Gomometer Alle Messungen wurden an der Luft bei

Raumtemperatur durchgeführt Für die Messungen wurden 6 ul Wasser auf die

Polymeroberflache gegeben Die Messungen sind als Mittelwerte von mindestens 3

Messungen angegeben

/0.1.3.12 Aufarbeiten der in vitro und in vivo-Proben

Die implantierten Proben und jene aus den hydrolytischen Abbauversuchen wurden

zuerst in einer wassengen 1% Tnton X-100 Losung wahrend 15 min im Ultraschallbad

gewaschen und dann 5 Mal mit deionisiertem Wasser und 3 Mal mit einer 50 %-v/v

Ethanol/Wasser-Mischung gespult

Experimenteller Teil 116

10.2 Trocknen der Prepolymere

10.2.1 Trocknungsvorrichtung

Die zum Trocknen verwendete Apparatur ist ein leicht modifizierter Soxhlet-

Extraktor (Abbildung 36) Man erhitzt eine geloste Substanz (hier Prepolymere) mit

einem azeotropen Losungsmittel im Kolben unter Ruckfluss Das Losungsmittel fliesst

nicht sofort wieder in den Ausgangskolben zurück, sondern wird im Soxhlet-Mantel,

welcher mit dem Trocknungsreagenz (aktivierte Molekularsiebe) gefüllt ist, aufgefangen

Das Losungsmittel verweilt eine kleine Zeit

über dem Molekularsieb, um dann trocken

wieder in den Reaktionskolben

zuruckzufliessen Im Unterschied zum

Soxhlet-Extraktor wird keine Hülse

verwendet

Für einen 10 g Ansatz setzt sich der

Extraktor folgendermassen zusammen ein

250 ml 2-Halskolben, eine 50 ml Soxhlet-

Hulse mit Spiralkuhler Zum Abdichten des

Abflusses wurde Glaswatte (mit Aceton und

Chloroform gut gespulte) in den Soxhlet-

Mantel vorgelegt Für jeden Trocknungs¬

vorgang wurden jedesmal 25 g aktiviertes

Molekularsieb (5Ä) verwendet Alle Schliffe

wurden mit Teflonmanschetten abgedichtet

Zudem wurde der ganze Trockenvorgang

unter leichtem Stickstoffuberdruck durch¬

geführt

Abbildung 36: Trocknungsapparatur

Stickstoff

Kuhlwasser

Spiralkuhler

Soxhlet-Mantel

Molekularsieb

Glaswatte

Rundkolben

Ölbad

117 Experimenteller Teil

10.2.2 Durchführung

Im Reaktionskolben wurden 5 -10 g Prepolymere in jeweils 50-60 ml Dichlorethan

gelost Es war jedesmal darauf zu achten, dass alle Substanzen bei Raumtemperatur

gelost waren Ansonsten konnte es bei der Polymerisation Loslichkeitsprobleme geben

Die Apparatur wurde wie oben beschrieben montiert Der Soxhlet-Mantel wurde bis

knapp vor dem Überlaufen mit Losungsmittel gefüllt Dies erlaubte eine genaue

Kontrolle über die verwendete Losungsmittelmenge Bei einer Olbadtemperatur von

110°C wurde etwa 4 -24 Stunden lang ruckflussiert

10.2.3 Aktivieren der Molekularsiebe

Um alle Staubpartikeln zu entfernen wurden die Molekularsiebe über einem Filter

mit Dichlorethan gut gewaschen und im Trockenschrank (RT, 200 mbar) vorgetrocknet

Anschliessend wurden sie im Ofen wahrend 4 Stunden bei 400°C aktiviert, unter

StickstofFatmosphare abkühlen zge lassen und in einem trocknen Behälter luftdicht

verpackt

10.3 Abbau von Biopol®

PHB-diol wurde von kommerziell erhaltlichem, hochmolekularem PHB, z Bsp

Poly(3-(7?)-Hydroxybuttersaure-co-3-(i?)-Hydroxyvaleriansaure) mit weniger als 5

Gew -% Vaienansaure (ZENECA, Biopol®) durch Glykolyse hergestellt219 Dazu wurde

bakterielles PHB in Diglyme bei 140°C suspendiert Ein Uberschuss Ethylenglykol und

etwas Dibutylzinn dilaurat (5 Gew -%) als Katalysator wurden zugegeben und das ganze

Gemisch wurde bei dieser Temperatur bis zu der gewünschten mittleren Molmasse von

2'300 gerührt Das erhaltene Produkt, a,a>-Dihydroxy-oligo(3-(i?)-hydroxybuttersaure-

co-3-(Ä)-Hydroxyvaleriansaure) (PHB-diol) wurde über einer Chromatgratographie-

Kolonne gereinigt und bei 80°C getrocknet

Experimenteller Teil 118

10.4 Vorversuche zur Polycarbonatsynthese

Falls nicht anders erwähnt, wurden folgende allgemeine Arbeitsvorschriften

verwendet

- mittels Bis-(tnchlormethyl)-carbonat (Tnphosgen) (Tabelle 23)

In einem 50 ml 2-Halsrundkolben wurden 3 mmol Diol unter Ruhren in 10 ml

Losungsmittel gelost Die Versuche wurden jeweils unter Stickstoffatmosphare

durchgeführt Je nach Versuchsanordnung war das Losungsmittel direkt ab Flasche oder

nach Destillation oder nach Ruckflussieren über Soxhlet verwendet worden (siehe Seite

116) 6 3 mmol über Molekularsieb vorgetrocknete Base (105% Uberschuss) wurden zur

Reaktionslosung (Eisbadtemperatur) zugegeben Dann wurde 1 mmol Tnphosgen als

Festkörper oder in trocknem Reaktionslosungsmittel als Losung zugegeben Das Eisbad

wurde entfernt Die Reaktion wurde 48 Stunden bei Raumtemperatur und unter

Stickstoffatmosphare gerührt Anschliessend wurde die Reaktionsmischung in einem

grossen Uberschuss destilliertem Wasser ausgefallt und mehrere Stunden, unter

regelmassigem Wechseln des Wassers, kraftig gerührt Das Produkt wurde dann vom

Wasser und vom Losungsmittel befreit und 12 Stunden bei 50CC und Hochvakuum

getrocknet

- mittels Phosgen-Losung (Tabelle 24)

In einen 250 ml 3-Halskolben mit Tropftnchter, Thermometer und

Gaseinleitungsrohr unter Stickstoffatmosphare wurden 7 0 mmol Diol in 20 ml

Losungsmittel gelost Die Reaktionslosung wurde auf Eisbadtemperatur abgekühlt und

15 4 mmol Phosgen-Losung ( 8 ml, 10% Uberschuss) wurden langsam (Temperatur der

Reaktionslosung unter 5°C) unter Ruhren zugetropfen Es wurde eine Stunde lang

gerührt Anschliessend wurde wahrend einer weiteren Stunde ein leichtes Vakuum an

den Reaktor angelegt und durch das Gaseinleitungsrohr Stickstoff durch die Losung

geperlt gelassen Dann wurden noch einmal 7 0 mmol Diol zugegeben und wiederum

119 Experimenteller Teil

eine Stunde lang bei Eisbadtemperatur gerührt Nach Ablauf dieser Zeitspanne wurde die

Temperatur langsam wahrend etwa 24 Stunden bis auf 80°C erhöht Danach wurde das

Losungsmittelgemisch mittels Rotationsvaporisator entfernt.

Da es sich bei den entstehenden Nebenprodukten (HCl) wie auch beim

eigentlichem Kupplungsreagenz (Phosgen) um äusserst gefährliche Chemikalien handelt,

wurden alle Arbeiten in einer Spezialkappelle mit Wasserwand, sowie unter Anwendung

von spezieller Schutzkleidung und Gasmaske durchgeführt. Alle Ein- und Ausgange der

Apparatur waren mit je 2 Gaswaschflaschen, gefüllt mit konzentrierter Natronauge

gesichert

- mittels Umesterung (Tabelle 25)

In einen 100 ml Rundkolben mit Mikrodestillationsaufsatz wurden 50 mmol

Propylencarbonat oder Diethylcarbonat und 0 1 Gew % Natriumacetat gegeben

Anschliessend wurde ein Hochvakuum an die Apparatur angelegt und unter Rühren

geheizt Die Reaktionsbedingungen wurden solange beibehalten bis die erwartete Menge

an Alkohol abdestilliert war

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12

120

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Kopplungsreagenz

Diol

Polymer

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Kopp

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Tabelle

H20

ppm

90

Molekularsieb

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80°C

bis

0°C

von

langsam

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Poly

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Retensionsvolumen

u)

ruckflussiert,

Soxhlet

mittels

Sdestillier

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mmol

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0°C-80

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DCE

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15

P15

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0°C-80

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38mmolPTHF-diol

15

P14

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Trocknen''

[h]

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C]

[Tr

eakt

Base

Lösungsmittel

Diol

Polymer

Phio

sgen

Kopp

lung

srea

genz

:24.

Tabelle

Experimenteller Teil 122

10.5 Vorversuche zur Polyestersynthese

10.S.1 Herstellung von Sebacinsäuredibromid

33 51 g (0 14 mol) Sebacinsauredichlond220 221wurden mit 64 36 g (0 42 mol)

Tnmethylbromsilan (1 5 COC1 äquivalent) versetzt und unter N2 ruckflussiert Nach 3

Stunden wurde die Temperatur auf 70°C eingestellt und -40 ml Tnmethylchlorsilan

wurden abdestilliert Die erhaltene, farblose Flüssigkeit wurde anschliessend noch

zweimal destilliert Es resultieren 33 07 g (0 10 mol) Sebacinsäuredibromid (72%)

Sdp.: 138 °C (0 1 mbar), Lit (CaNr 19992-20-2)

'H-NMR (300 MHz, CDC13, 298 K) 5 1 26 (m,8 H), 1 79 (m, 4 H), 2 56 (t, 4 H)

10.5.2 Herstellung von Bernsteinsäuredibromid22

24 80 g (0 16 mol) Bernsteinsauredichlond wurden mit 64 36 g (0 42 mol)

Tnmethylbromsilan (1 5 COC1 äquivalent) versetzt und unter N2 ruckflussiert Nach 3

Stunden wurde die Temperatur auf 70°C eingestellt und -40 ml Tnmethylchlorsilan

wurden abdestilliert Die erhaltene farblose Flüssigkeit wurde anschliessend noch

zweimal destilliert Es resultieren 31 22 g (0 13 mol) Bernsteinsäuredibromid (81%)

Sdp.: 28 C / 0 1 mbar (Lit221 101 - 103 C /11 Torr)

'H-NMR (300 MHz, CDC13, 298 K) 5 1 52 (s,4 H),

123 Experimenteller Teil

10.5.3 Synthese

Falls nicht anders erwähnt, wurde folgende allgemeine Arbeitsvorschrift verwendet

(Tabelle 26)

In einem 100 ml 2-Halskolben wurden 1 3 mmol PHB-diol und 4 62 mmol PTHF-

diol m 30 ml Losungsmittel gelost Das Reaktionsgemisch wurde mittels azeotroper

Destillation über einem Soxhlet, gefüllt mit Molekularsieb (5Ä), unter

Stickstoffatmosphare wahrend einigen Stunden bis zu einem Wassergehalt von ±5 ppm

H20, getrocknet (siehe Seite 116) Die Reaktionslosung wurde anschliessend auf RT

oder 0°C abgekühlt

Im Anschluss daran wurde 1 05 Äquivalent (< 15 ppm H20) Pyridin sowie

Katalysator (Dimethylaminopyndin, 0 1 Gewichtsprozent) zugegeben Danach wurden

1 0 Äquivalent Sauredihalogenid mittels Spritze zur klaren Losung gegeben

Augenblicklich fiel ein Niederschlag aus Die Reaktion wurde langsam auf die in Tabelle

26 angegebene Reaktionstemperatur gebracht und unter Ruhren bis zum Maximum des

Molekulargewichtes durchgeführt

Gewichtsprozente)

1(0

Dimethylaminopyridin

Kata

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zusatzlich

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Polystyrol

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DCE

SSDC

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DCE

SSDC

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1P20

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[mmol]

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Lösungsmittel

Kopplungs¬

PTHF-diol

PHB-diol

Polymer

Poly

este

rsyn

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ezur

Vorversuche

26-

Tabelle

125 Experimenteller Teil

10.5.4 Nachweis der Polyesterendgruppen

-. OH-Engruppen

100 mg Polyester wurden in 5 ml DCE gelost Es wurden 0 1 ml Pyridin und 0 1

ml Essigsaurechlorid zugegeben und wahrend einigen Stunden gerührt Die

Reaktionslosung wurde auf H20 gegossen und gut gerührt Anschliessend wurde das

Produkt vom Losungsmittel und vom H20 befreit und bei 50°C, 200 mbar wahrend 12

Stunden getrocknet

-. COOH-Endzruppen

100 mg Polyester wurden in 5 ml DCE gelost Es 0 1 ml frisch zubereitetes

Diazomethan zugegeben und wahrend einigen Stunden gerührt Anschliessend wurde das

Losungsmittel abgedampft und das Produkt bei 50°C, 200 mbar wahrend 12 Stunden

getrocknet

10.6 Polymersynthese

Falls nicht anders erwähnt, wurde folgende allgemeine Arbeitsvorschrift verwendet

(Tabelle 27)

Zu Dichlorethan als Losungsmittel wurden 0 5 Äquivalent PHB-diol und 0 5

Äquivalent Diorez, PTHF- oder PCL-diol gegeben Das Reaktionsgemisch wurde mittels

azeotroper Destillation über einem Soxhlet, gefüllt mit Molekularsieb (5 Ä), unter

Stickstoffatmosphare wahrend 5 Stunden bis zu einem Wassergehalt < 10 ppm,

getrocknet Die Reaktionslosung wurde anschliessend auf Eisbadtemperatur abgekühlt

Im Anschluss daran wurde 1 05 Äquivalent (< 15 ppm H20) Pyridin sowie Katalysator

(Dimethylaminopyridin, 01 Gewichtsprozent) zugegeben Danach wurden 10

Äquivalent Sebacinsauredichlorid mittels Spritze zur klaren Losung gegeben.

Augenblicklich fiel ein weisser Niederschlag aus Die Reaktion wurde bei 4°C unter

Stickstoffgerührt und bis zum Maximum des Molekulargewichtes durchgeführt

Experimenteller Teil 126

Anschliessend wurde das Reaktionsgemisch mit Dichlorethan gelost, in ein mit 101

Wasser gefülltes Gefass gegeben und heftig gerührt In regelmassigen Abstanden wurde

die wasserige Losung ausgewechselt Das Polymer wurde dann vom Wasser und vom

Losungsmittel befreit und bei 50°C, 200 mbar wahrend 12 Stunden getrocknet

Anschliessend noch einmal in Dioxan gelost, in Wasser ausgefallt, abfilitriert und bei

50°C im Hochvakuum getrocknet (Tabelle 28)

Tabelle 27 Hergestellte Polyestertypen

Polymer Diol Pyridin SSDC °DCE

"'t in)lreakt M,"»

[mll [mmol] [mll [hl

PD43 10 03 mmolDiorez

4 36 mmol PHB-diol

2 44 14 49 150 477 54'000

PD28 14 16 mmolDiorez

3 07 mmol PHB-diol

2 81 17 19 140 360 61'000

PD21 15 47 mmol Diorez

2 28 mmol PHB-diol

2 95 17 75 140 194 55'000

PT41 7 71 mmol PTHF-diol

2 18 mmol PHB-diol

170 9 92 70 88 53'000

PT26 6 15mmolPTHF-diol

0 87 mmol PHB-diol

1 18 7 01 50 64 45'000

PT19 9 25 mmol PTHF-diol

0 87 mmol PHB-diol

1 65 10 09 60 137 58'000

PC 43 4 24 mmol PCL-diol

2 17 mmol PHB-diol

1 10 6 57 80 23 64'000

PC 29 3 35mmolPCL-diol

0 87 mmol PHB-diol

0 68 421 50 44 48'OCIO

PC 19 5 02 mmol PCL-diol

0 87 mmol PHB-diol

1 02 5 92 50 75 62'000

0SSDC Sebacinsauredichlond,

"' DCE Dichlorethan,",)

Reaktionszeit,,v) mittels

Lichtstreuung gemessen

127 Experimenteller Teil

Tabelle 28 'H-NMR (500 MHz, CDCl3, 298 K)

PDXX

8 0 85 (d), 1 06 (d), 1 22 (d), 1 27 (d), 1 57 (m), 1 63 (m), 2 20 (m), 2 51

(m), 2 55 (d), 3 62 (t), 4 02 (d), 4 12 (t), 4 22 (s), 5 12 (m)

PTXX

5 1 06 (d), 1 22 (d), 1 25 (d), 1 52 (m), 1 63 (m), 2 51 (m), 2 55 (d), 3 35

(d), 4 02 (d), 4 12 (t), 4 22 (s), 5 11 (m)

PC XX

5 0 86 (d), 1 06 (d), 1 22 (d), 1 26 (d),l 35 (m), 1 57 (m), 2 25 (m), 2 51

(m), 2 55 (d), 3 62 (t), 4 0 (t), 4 13 (t), 4 22 (s), 5 12 (m)

Experimenteller Teil 128

10.7 Herstellen von Polymerfilmen

10.7.1 Giessen von Folien

1 g Polymer wurde in 1 ml Dioxan bei 80°C gelost Die viskose Losung wurde in

eine Petnschale (0 6 cm) gegossen und das Lösungsmittel wurde bei 80°C,

Hochvakuum wahrend 24 abgedampft Die gegossene Folie wurde aus der Petnschale

vorsichtig herausgelost und 72 h bei 60°C getempert Alle Messungen wurden an der so

hergestellten Folie ohne zusatzliche Behandlung durchgeführt

10.7.2 Pressen von Folien

1 g Polymer wurde in 1 ml Dioxan bei 80°C gelost und die viskose Losung wurde

in eine Petnschale (0 6 cm) gegossen und das Losungsmittel bei 80°C, Hochvakuum

wahrend 24 abgedampft Die gegossene Folie wurde aus der Petnschale vorsichtig

heraus gelost und 72 h bei 60°C getempert

Anschliessend wurde die Folie auf einer bei 140°C vorgeheizten Platte

aufgeschmolzen Die Polymerschmelze wurde dann 1 min bei 140°C, 250 bar und 10 min

bei RT, 250 bar zwischen 2 Platten gepresst Alle Messungen wurden an der so

hergestellten Folie ohne zusätzliche Behandlung durchgeführt

10.8 Sterilisation der Kunststoffe

Die Dampfstenlisation (gesättigter Wasserdampf, 124°C, 20 min) und die

Gasstenhsation (Ethylenoxid RT und 55°C) wurden am Umversitatsspital Zunch (CH-

8092 Zunch Schweiz) durchgeführt

129 Experimenteller Teil

Die y-Strahlenstenlisation wurde mit einer Co Isotopenquelle (1.25 MeV, Dosis¬

leistung 0 91 kGray / h) bei Raumtemperatur an der Eidgenossischen Forschungsanstalt

für Obst-, Wein- und Gartenbau, CH-8820 Wadenswil (Schweiz) durchgeführt

10.9 Hydrolytischer Abbau

Gegossene Folien wurde bei 37°C in Pufferlösungen mit 0 05 Gewichtsprozent

Natriumazid bei pH 3 (0 40 mM Zitronensäure, 0 20 mM Natriumdihydrophosphat), pH

5 (0 24 mM Zitronensaure, 0 51 mM Natriumdihydrophosphat) und in Ringerlosung

inkubiert Die Pufferlösungen wurden wahrend der gesamten Experimentdauer nicht

ausgewechselt In Zeitabstanden von 1 Monat wurden die Proben herausgenommen,

gründlich mit Wasser gespult und wahrend 24 h bei 30°C und Vakuum getrocknet Die

Proben wurden mittels GPC analysiert, der Gewichtsverlust und die

Wasseraufnahmefähigkeit wurde bestimmt

Um die Wasseraufnahmefähigkeit zu bestimmen, wurden die getrockneten und

bereits gewogenen Proben für 6 Stunden in Wasser gelegt, mit einem Tuch abgetrocknet

und noch einmal gewogen Zu jedem Analysedatum wurden die Proben getrocknet und

gewogen Anschliessend konnte der Gewichtsverlust zusatzlich noch bestimmt werden

Schlussendlich wurden sie wieder in die Pufferlösung zurückgelegt

Experimenteller Teil 130

10.10 In vitro Zellzüchtungen

10.10.1 Verwendete Puffer

- Blockierungspuffer für ELISA 1% BSA in PBS

- PBS für ELISA (10 x konzentriert) 2 0 g/1 KH2P04 11 5 g/1 NaHP04 x 2 H20, 80 g/1

NaCl, in H20, mittels NaOH auf pH 7 4 eingestellt

- Substratpuffer für alkalische Phosphatase 1 M Diethanolamin, 0 25 mM MgCl2, 3 ul

H202

- Lipopolysacchand-Stocklosung LPS von E coli, Stamm 026 B26 TCA Extrakt

wurde in einer Verdünnung von 1 mg/ml PBS bei -20°C gelagert

- Die Zellen wurden in Polystyrolflaschen (Falcon, Inotech, Dottikon, Schweiz) in einer

befeuchteten Atmosphäre mit 5% C02 kultiviert Die Makrophagen (murinemacrophage

cell line, J774) wurden in Dulbecos modifiziertem Eagle Medium (DMEM Medium) mit

10% FCS, 2 mM L-Glutamin und 50 u.g / ml Gentamycin gezüchtet Die Fibroblasten

(mouse fibroblasts cell line, 3T3) wurden in RPMI 1640 Medium mit 2 g /1 NaHCOi, 25

mM HEPES, 10% FCS, 2 mM L-Glutamm und 50 ug / ml Gentamycin kultiviert

10.10.2 In vitro Messmethoden

10.10.2.1 Zeil-Adhäsion und Zeil-Wachstum

Zur Bestimmung von Zell-Adhasion und Zeil-Wachstum wurden Probenscheiben

(14 mm Durchmesser, 100 um Dicke) aus gepressten Folien der Polymere (PD43, PT41,

PC43) gestanzt Fibroblasten (3T3) und Makrophagen (J774) wurden mit einer 0 05%

Trypsin-Losung und 0 02% ETDA-Losung wahrend 5 min vorbehandelt, anschliessend

abzentrifiigiert (200 g, 10 min) und im gleichen Kulturmedium suspendiert 1 ml dieses

131 Experimenteller Teil

Mediums (105 Zellen / ml) wurde zu jeder Polymerprobe gegeben Nach 24 h bei 37°C

wurde das Kulturmedium ersetzt Die Zelldichte auf den Polymeren wurde nach 1, 2, 4

und 8 Tagen mittels des MTT-Test bestimmt Alle Bestimmungen wurden in zweifacher

Ausführung gemacht Für jeden Datenpunkt wurden 3 unabhängige Experimente

durchgeführt Als positive Kontrolle wurden die Zellen auf den Kulturplatten (aus

Polystyrol, NUNC, Roskilde, Danemark) gezüchtet

10.10.2.2 MTT-Bestimmung

Die Zahl der auf der Polymeroberflache haftenden und vitalen Zellen wurde mittels

MTT-Test bestimmt222 Dazu wurden 10 u.1 einer 5 mg / ml MTT Tetrazolium Losung in

Phosphat-Puffer zu den Zellen gegeben und wahrend 1 h bei 37CC inkubiert

Anschliessend wurde der restliche Farbstoff entfernt und die Zellen durch Zugabe von

200 |xl Isopropanol mit 5% Ameisensaure und 200 |xl 10% SDS lysiert Die optische

Dichte wurde bei 550 nm in einem multiscan bichromatic ELISA Gerat (Dynatech, MR

5000) gemessen

10.10.2.3 Bestimmung der Nitrit-Produktion

Um die Nitritmenge im Medium zu bestimmen wurden 50 ul Zellkulturuberstand

mit 200 |il Gness Reagenz223 vermischt Nach 20 min bei RT wurde die Absorption bei

540 nm in einem multiscan bichromatic ELISA Gerat (Dynatech, MR 5000) gemessen

Die Konzentration wurde relativ zu einer Referenzkurve (1 bis 100 \xM NaN02 in

Kulturmedium) ausgewertet Als positive Kontrolle wurde der Nitritgehalt des

Nahrmediums von mit Lipopolysacchand (10 u,g LPS / ml) aktivierten Makrophagen

gemessen

Experimenteller Teil 132

10.10.2.4 Quantifizierung des Tumor Nekrosis Factors a (TNF-a)

Der TNF-a Gehalt im Zellkulturuberstand von Testpolymeren wurde in einem

TNF-a spezifischen Bioassay mittels WEHI Zell Linie (164 Clone 13 Fibrosarkoma)224

ermittelt WEHI-Zellen ( 2 x 104 Zellen / 100 ul) wurden mit seriell verdünnten Proben

in einer Mikrotiterplatte für 48 h bei 37°C und 5% C02 inkubiert Anschliessend wurden

10 ul einer MTT Tetrazohum Losung (5 mg / ml) in PBS zugegeben und 1 h inkubiert

Der Farbstoff wurde entfernt und die Zellen durch Zugabe von 20 ml Isopropanol mit

5% Ameisensaure lysiert Die optische Dichte wurde bei 550 nm auf einem multiscan

bichromatic ELISA Gerat (Dynatech, MR 5000) gemessen

10.10.2.5 Bestimmung der Konzentration von Fibronectin und Kollagen (Typ 1 und

IV) in Fibroblasten-Kulturen

Um den Einfluss der Zell-Substrat-Wechselwirkung auf die Synthese von Kollagen

(Typus I und IV) und Fibronectin in Fibroblasten zu untersuchen, wurden Zellen

wahrend 4 Tagen auf den Testpolymeren (105 Zellen / Polymer) kultiviert Anschliessend

wurden die Zellen wahrend 1 h im einem Puffer (20 mM Tns, 1 mM EDTA, 1 mM

EGTA, 150 mM NaCl, 1 M Harnstoff, 0 5% Triton X-100, pH 7 2) gelost und wahrend

30 min mit Ultraschall behandelt Die Proteinkonzentration wurde nach Bradford mit

BSA22J als Standart bestimmt Der Gehalt an Fibronectin und Kollagen (Typ I und IV)

wurde mittels ELISA bestimmt226 100 ul einer 300 u,l / ml Zelllysat wurden für 1 h bei

37°C oder über Nacht bei 4°C inkubiert Nach 3 x Waschen mit PBS wurden die nicht¬

spezifischen Bindungstellen mit BSA (2% BSA in PBS, 1 h, RT) blockiert Nach 3

weiteren Waschschritten mit PBS wurden polyklonale Antikörper für Kollagen Typ I

(rabbit anti-mouse Collagen Typ I, Inotech, Dottikon, Schweiz), Fibronectin (rabbit anti¬

human fibronectin, Inotech, Dottikon, Schweiz) oder Kollagen Typ IV (rabbit anti-

mouse Collagen Typ IV, Inotech, Dottikon, Schweiz) in 100 u.1 PBS (1 100 verdünnt,

2% BSA) für 2 h bei RT zugegeben Die Mikrotiterplatten wurden gewaschen und der

zweite alkalische phosphatase-konjugierte Antikörper (1 1000 verdünnt) wurde in 100 ul

133 Experimenteller Teil

PBS mit 2% BSA für 2 h bei RT zugegeben Nach 3 weiteren Waschschritten wurden

100 ui Substrat, 2 mg / ml p-Nitrophenyl-Phosphat (Fluka, Schweiz) in 0 1 M

GlyzennpufFer, pH 10 4, mit 1 mM MgCl2 und 1 mM ZnCl2 zugegeben und die

Adsorption bei 450 nm mittels ELISA gemessen Hintergrundadsorption wurde in

Abwesenheit der primären Antikörper gemessen und von den ermittelten Werten

abgezogen

10.10.2.6 Bestimmung der Proteinadsorption

5 Proben (5 mm Durchmesser, 100 um Dicke) von jedem der Testpolymere

wurden mit normalem Mauseserum (1 500 verdünnt) (Bio-Science Productions,

Emmenbrucke, Schweiz) auf ELISA-Platten (NUNC, Roskilde, Danemark) wahrend

24 h bei 4°C inkubiert Der Gehalt an Albumin und y-Globulin wurde mittels spezifischen

Proteinen durch ELISA bestimmt Nach 3 x Waschen mit PBS wurden die nicht¬

spezifischen Bindungstellen mit 2% BSA in PBS (1 h, RT) blockiert Nach 3 weiteren

Waschschritten mit PBS wurden polyklonale Antikörper gegen Albumin (peroxidase-

conjugated sheep anti mouse albumin antibodies, Inotech, Dottikon, Schweiz) oder

Immunoglobulin (peroxidase-conjugated goat anti mouse immunoglobulins antibodies,

Dako, Zürich, Schweiz) (1 100 verdünnt) in PBS mit mit 2% BSA für 2 h bei RT

zugegeben Nach 3 weiteren Waschschritten wurden 100 ui Substrat (0 5 mg 2,2-Azino-

Di-Ethylbenzothiazolin-6-Sulfonsaure / ml, 100 mM Natriumacetat, 50 mM

Natriumphosphat, 9 x 10"3 % H2O2) zugegeben und die Adsorption bei 405 nm mit

ELISA gemessen Alle Waschschritte wurden mit PBS bei RT durchgeführt Die

Hintergrundadsorption wurde in Abwesenheit der Antikörper gemessen und von den

ermittelten Werten abgezogen

Experimenteller Teil 134

10.11 In vivo Implantate

Gepresste und gegossene Polymerfolien ( 1 cm x 1 5 cm x 100 um) wurden mittels

EO-Gas bei RT sterilisiert Diese Proben wurden subkutan in 6 Ratten (4 Proben per

Ratte) für 2 Monate implantiert Die explantierten Proben wurden mittels einer

Reinigungslosung (1% Triton® 100 in Wasser) und Wasser gewaschen und 48 h bei RT

und Vakuum getrocknet Für die optischen Auswertungen wurde nur der mittlere Teil

der Implantatproben berücksichtigt Alle Erscheinungen an den Rander und / oder

Kanten sind nicht ausschliesslich matenalbezogen, sondern auch geometriebezogen

Bei den Ratten handelte es sich um mannliche Spraque-Dawley Ratten (STV-50

von SAVO, 250 - 360 g / BW, Kisslegg im Allgau, FRG) Sie wurden unter

Standardbedingungen gehalten mit einem 12 h Hell-Dunkel-Zyklus und erhielten Futter

(Standardnahrung Nafag 890 Ratten Pellets, Nafag, Gossau, CH) und Wasser ad

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Lebenslauf

144

Geboren 04 Juni 1966 in Luxemburg (Luxemburg)

Eltern Keiser-Kaiser Thekla, HebammeDr Keiser Jean-Pierre Nicolas, Chirurg

Zivilstand ledig

Schulbildung 1972 -1978 Primarschule in Obercorn (Luxemburg)1978 - 1980 Gymnasium in Esch-sur-Alzette (Luxemburg)

Abschluss im Juni 1985, Typus B 'mathematiques classiques'

Studium 1985-1986 Cours Universitaires (Luxemburg),Typus Chimie-Biologie

1990 Chemiestudium an der Abteilung IV der ETH Zürich

Diplomarbeit „Synthese, Charakterisierung und

Untersuchungen zur Biodegradation eines medizinisch

anwendbaren Polymeren" bei Prof Dr U W Suter am Institut

für Polymere an der ETH Zürich

(Pat Nr DE 4111914 AI)

Diplom als Chemiker ETH

1986-

1990

1990

Promotion 1991-1994 Promotionsarbeit bei Prof Dr U W Suter am Institut für

Polymere an der ETH Zürich

(Pat Nr 95112008 8-2115)

Berufserfahrung März 1987

April 1988

Praktikum bei Laborlux

Praktikum im Laboratoire d'Analyses Medicales Ketter

(Luxemburg)September 1989 Praktikum im Laboratoire de Recherche sur le Cancer et

les maladies du Sang (Luxemburg)1991 - 1993 Assistent am Institut für Polymere der ETH Zürich, Planung

und Durchführung von verschiedenen Studentenpraktika,Examensprufungen Chemie am Departement für Werkstoffe

1995 Entwicklingstatigkeit im Bereich Polyolefine bei der Firma

Dow Europe S.A.