Elektrogesponnene Polymerfasern:
Funktionalisierung und
Einsatz im Bone Tissue Engineering
Dissertation
zur
Erlangung des Doktorgrades
der Naturwissenschaften
(Dr. rer. nat.)
dem Fachbereich Chemie
der Philipps-Universität Marburg
vorgelegt von
Dipl. Chem. Roland Dersch
aus Eschwege
Vom Fachbereich Chemie der Philipps-Universität Marburg als Dissertation am 01.02.2006 angenommen.
Erstgutachter: Prof. J.H. Wendorff Zweitgutachter: Prof. A. Greiner Tag der mündlichen Prüfung am 15.02.2006
Inhalt
Elektrogesponnene Polymerfasern:... 1
Funktionalisierung und... 1
Einsatz im Bone Tissue Engineering... 1
Inhalt... 3 Einleitung... 5 Zielsetzung ... 5 Elektrospinnen ... 6 Parameter... 9 Lösungsparameter... 9 Prozessparameter... 10
Modifikation des Spinnverfahrens: Co-Elektrospinnen... 12
Anwendungen elektrogesponnener Fasern ... 15
Gewebezüchtung (Tissue Engineering)... 17
Stammzellen... 18
Aufbau von Knochen... 20
Aufbau des Knochengewebes... 20
Knochenbildung... 24
Tissue Engineering mit elektrogesponnenen Fasern ... 25
Bone Tissue Engineering mit elektrogesponnenen Fasern... 27
Aufbau der Spinnapparaturen... 29
Aufbau des Laboraufbaus zum Elektrospinnen... 29
Aufbau einer mobilen Elektrospinn-Apparatur ... 34
Spinnversuche mit Pflanzen... 40
Spinnversuche auf die Haut... 41
Zusammenfassung... 43
Aufbau einer Apparatur für landwirtschaftliche Anwendungen ... 44
Spinnversuche ... 52
Zusammenfassung... 53
Elektrogesponnene Fasern als Matrixmaterial für die Zellzüchtung... 54
Ansatz und Ziel ... 54
Auswahl des verwendeten Systems Poly(L-lactid) ... 55
Auswahl der Zelllinie ... 58
Sterilisation der Anlage... 58
Versuchsaufbau der zweidimensionalen Poly(L-lactid)matrix mit MG-63-Zellen.... 59
Ergebnisse der zweidimensionalen Poly(L-lactid)matrix mit MG-63-Zellen ... 60
Wachstum entlang orientierter Fasern... 63
Versuchsaufbau der zweidimensionalen Poly(L-lactid)matrix mit mesenchymalen Stammzellen (hMSC)... 64
Ergebnisse der zweidimensionalen Poly(L-lactid)matrix mit mesenchymalen Stammzellen (hMSC)... 65
Versuchsaufbau der zweidimensionalen Poly(L-lactid)matrix mit mesenchymalen Stammzellen (hMSC) und β-Tricalciumphosphat... 68
Ergebnisse der zweidimensionalen Poly(L-lactid)matrix mit mesenchymalen Stammzellen (hMSC) und Tricalciumphosphat ... 69
Dreidimensionale Matrix ... 76
Modifikation des Spinnaufbaus ... 78
Vergrößerung der Durchflussrate... 79
Dreidimensionale Matrix mit MG-63-Zellen ... 80
Systemauswahl... 81
Verspinnen der Polymere... 81
Versuchsaufbau der Differenzierungsversuche auf verschiedenen Matrixmaterialien ... 86
Ergebnisse der Differenzierungsversuche auf verschiedenen Matrixmaterialien ... 86
Poly(L-lactid)... 86 Poly(DL-lactid)... 87 Poly(DL-lactid-co-glycolid) ... 88 Poly(caprolacton)... 89 Poly(DL-lactid-co-caprolacton) ... 90 Poly(3-hydroxybutyrat-co-3-hydroxyvaleriat) ... 90
OPG-Messung im Vergleich der verschiedenen Materialien... 91
Co-Elektrospinnen... 95
Aufbau ... 96
Modell Poly(styrol) / Poly(ethylenoxid) ... 100
Modell Poly(vinylidendifluorid) / Poly(carbonat)... 100
Modell Poly(carbonat) / Fluorescein ... 101
Verkapselung von E.Coli in Poly(L-lactid)-Fasern... 102
GFP als Modellprotein in Poly(carbonat)... 102
Experimenteller Teil... 105
Verspinnen von Poly(ethylenoxid) mit der mobilen Anlage ... 105
Verspinnen von Poly(ethylenoxid) mit der Anlage für landwirtschaftliche Anwendungen... 105
Verspinnen von Poly(L-lactid)... 105
Sterilisation der Anlage... 105
Herstellung der Faserproben für Zellkultur... 106
Herstellung der dreidimensionalen Faserproben... 106
Verspinnen der verschiedenen Polymere ... 106
Co-Verspinnen von Poly(styrol) / Poly(ethylenoxid) ... 107
Co-Verspinnen von Poly(vinylidendifluorid) / Polycarbonat ... 107
Transmissionselektronemikroskopische Untersuchung ... 107
Co-Verspinnen von E.coli ... 107
Co-Verspinnen von Poly(carbonat) / Fluorescein... 107
Co-Verspinnen von Poly(carbonat) / GFP ... 108
Präperation von Knochenspongiosa ... 109
Passagieren / Trypsinisieren... 110
Ansatz von Medium (Standardmedium MSC):... 110
Zusammensetzung Differenzierungsmedium:... 111
Rasterelektronenmikroskopie (REM) ... 111
Fixierungen... 112
OPG-ELISA ... 112
Zusammenfassung und Ausblick... 116
Veröffentlichungen und Tagungsteilnahmen... 118
Veröffentlichungen... 118
Patent... 119
Tagungsteilnahmen... 119
Danksagung... 122
Einleitung
Zielsetzung
Innerhalb der Medizin hat der Ersatz von durch Krankheit oder Unfall zerstörten biologischen Strukturen mittels Tissue Engineering in den letzten Jahren erheblich an Bedeutung
gewonnen. Hierzu gehört neben der Wiederherstellung der Struktur auch die
Wiederherstellung der Funktion des geschädigten Bereiches. Oftmals haben die momentan verwendeten Verfahren eine Reihe von Nachteilen, hier seien nur Probleme der Vermeidung von Infektionen bei der Verwendung von biologischem Material, das nicht vom Empfänger stammt, oder die Problematik der Umwandlung in voll funktionsfähiges Gewebe genannt. Innerhalb der letzten Jahre wurde eine Reihe an Methoden entwickelt, die es in Zukunft ermöglichen sollen, Lösungen für diese Probleme zu finden und auch langfristig den Ersatz ganzer Organe zu erreichen.
In den Materialwissenschaften haben die Verfahren zur Mikro- und Nanostrukturierung von Polymeren einen großen Aufschwung erfahren und eröffnen damit neue Möglichkeiten für den gezielten Aufbau von Matrices, die Strukturgrößen deutlich unterhalb der Größe einer Zelle und eine vielfältige Funktionalisierbarkeit besitzen. Auch in der Natur findet sich eine Vielzahl nanofibrillärer oder nanoporöser Strukturen, die man nun versucht, nachzubauen. Ein sehr breit anwendbares Verfahren ist das Elektrospinnen, das Fasern im Durchmesser oberhalb weniger Nanometer und fast beliebiger Länge zugänglich macht. Es lässt sich damit eine Vielzahl von Polymeren entweder aus Lösung oder aus einer Schmelze verspinnen und durch Änderung der Lösungseigenschaften oder Verwendung von Zuschlagsstoffen eine Anpassung an die gewünschte Faserstruktur erreichen.
Ein Ziel dieser Arbeit bestand zunächst im Aufbau verschiedener Elektrospinn-Apparaturen und ihrer Adaption an verschiedene Problemstellungen, wie z.B. hohe Mobilität der Anlage oder einen hohen Faserdurchsatz. Weiterhin sollte das Verfahren so modifiziert werden, dass eine kontrollierte Fabrikation von bestimmten Faserstrukturen ermöglicht wird, die als Matrixmaterial für Tissue Engineering dienen können. Diese Strukturen sollten dann anhand verschiedener Zelltypen auf ihre grundsätzliche Eignung für die Nachzüchtung von Knochen untersucht werden und damit die Basis für weitergehende Forschungen mit dem langfristigen Ziel eines vollständigen Ersatzes geschädigter oder zerstörter Knochen bilden.
Elektrospinnen
Beim Elektrospinnen handelt es sich um ein relativ altes Verfahren zur Herstellung von extrem dünnen Fasern aus Polymeren. Es wurde bereits im Jahr 1929 durch Formhals zum Patent angemeldet [1].
Längere Zeit geriet das Elektrospinnen weitgehend in Vergessenheit und es wurden nur wenige Arbeiten veröffentlicht [2-5]. Innerhalb der letzten Jahre wurde dem Verfahren durch Reneker [6] wieder eine erhöhte Aufmerksamkeit zuteil. In der Folge trat eine erhebliche Forschungsaktivität auf dem Gebiet der elektrogesponnenen Fasern auf [7,8], Ende des Jahres 2005 betrug die Gesamtzahl der Publikationen mit dem Suchbegriff „Electrospinning“ über 1100.
Abb.1 Anzahl der Publikationen über Elektrospinning nach SciFinder Scholar [8]
Die mit Elektrospinnen erzielbaren Faserdurchmesser liegen deutlich unterhalb derer, die mit herkömmlichen Methoden wie Extrusion erzielt werden können. Der kleinste bisher
beobachtete Faserdurchmesser wird mit 3 nm angegeben [9]. Der typische Bereich, in dem aus verschiedenen Polymeren Fasern erhalten werden, geht von einigen zehn Nanometern bis hin zu einigen Mikrometern. Das Grundprinzip des Verfahrens ist relativ einfach: Ein an der Öffnung einer Kapillare hängender Tropfen einer Polymerlösung oder -schmelze wird einem starken elektrischen Feld ausgesetzt, typischerweise in der Größenordnung von einem kV/cm. Eine Elektrode ist dabei mit der Lösung verbunden, die Gegenelektrode befindet sich in einem bestimmten Abstand, meist wenige zehn Zentimeter, dazu. Im elektrischen Feld wird der hängende Tropfen deformiert und nimmt eine konusartige Gestalt an. Oberhalb einer
bestimmten Feldstärke bildet sich an diesem so genannten Taylor-Konus ein elektrisch geladener Strahl aus, der dann in Richtung der Gegenelektrode hin beschleunigt wird. Abhängig von der Konzentration des Polymers und den Lösungs- und
Umgebungseigenschaften entstehen nun Fasern oder Tropfen. Im Falle der Bildung von Tropfen handelt es sich um das sogenannte Elektrospraying, das beispielsweise zur Herstellung von Aerosolen verwendet wird [10]. Wenn die Viskosität und die
Entanglementdichte einen bestimmten Wert überschreiten, bildet der Strahl verschiedene Instabilitäten [11-13] aus, bis durch Verdunstung des Lösungsmittels die Struktur eingefroren wird. Die so entstehenden Fasern werden dann auf der Gegenelektrode oder einem darauf plazierten Substrat abgeschieden. Dabei ist eine Vielzahl von Faserstrukturen möglich: Glatte zylindrische Fasern, Fasern mit Verdickungen [9], Fasern mit strukturierter Oberfläche[14] oder auch bänderartige Strukturen [15].
Abb. 2 a) Elektrogesponnene Fasern im Größenvergleich zu einem Haar b) Glatte Polyamid-6-Faser aus Ameisensäure
c) Poly(vinylpyrrolidon)-Fasern mit Verdickungen aus Ethanol
In einem Vorratsbehälter, meist einer Kunststoffspritze, befindet sich die zu verspinnende Lösung. Durch einen einstellbaren Vortrieb, der auf den Kolben der Spritze wirkt, lässt sich die Auslaufgeschwindigkeit variieren. Die Metallkanüle der Spritze ist mit der
Hochspannungsquelle verbunden. An ihrer Spitze bildet sich nach Anlegen der Spannung der Taylor-Konus, aus dem ein geladener Strahl austritt. Dieser scheidet sich nach Verdunstung des Lösungsmittels als Fasermatte auf der Gegenelektrode, an die meist ebenfalls eine Spannung angelegt oder die geerdet wird, ab.
Abb. 3 Schematischer Aufbau einer Elektrospinn-Apparatur
Die Gegenelektrode kann mit einem Substrat versehen werden, auf das die Fasern dann gesponnen werden. Ebenfalls sind sehr unterschiedliche Formen für die Gegenelektrode möglich:
Beschrieben wurden z.B. eine rotierende Rolle [16, 17], Metallrahmen [18], eine rotierende Scheibe [19], Verwendung von zusätzlichen Hilfselektroden [20] oder Muster aus
Goldelektroden, die auf Quarzplättchen aufgedampft wurden [21].
Mit Elektrospinnen lässt sich eine Vielzahl von reinen Polymeren, Blends oder Mischungen mit den unterschiedlichsten Substanzen verarbeiten. Im Folgenden werden nur einige Beispiele genannt:
Nylon 6,6 [22], Polyurethane [23], Polycarbonat [14], Polystyrol [24], Poly(styrol-butadien-styrol)-Triblock-Copolymer [9], Poly(ethylenoxid) [25], Poly(caprolacton) [26], Poly(L-lactid) [14], Poly(L-lactid-co-ε-caprolacton) [27], Celluloseacetat [28], Kollagen [17]. Ein Überblick findet sich z.B. in [7, 29].
Parameter
Die entstehende Faserstruktur hängt neben dem verwendeten Material noch von vielen Parametern ab, von denen im Folgenden einige genannt werden:
Lösungsparameter
MolekulargewichtDas Molekulargewicht muss oberhalb eines vom jeweiligen Polymer abhängigen
Mindestwertes liegen. Die Voraussetzung für die Entstehung von Fasern ist ein ausreichendes Entanglement der Polymerketten untereinander während des Spinnvorganges. Tritt dieses Entanglement nicht auf, so entstehen Tropfen. Eine Methode zur Erhöhung des
Entanglements ist die Erhöhung der Konzentration.
Viskosität
Die Viskosität der Lösung hängt unter anderem von der Konzentration und dem
Molekulargewicht des verwendeten Polymers ab. Eine Mindestviskosität ist notwendig, damit überhaupt Fasern erhalten werden. Diese besitzen oftmals tropfenförmige Verdickungen, die mit steigender Konzentration der Lösung meist abnehmen [9]. Mit steigender Viskosität nimmt auch die Dicke der Fasern zu [2, 25]. Ebenfalls wurde am System Polyethylenoxid / Wasser beobachtet, dass bei niedriger Konzentration eine unimodale und bei höheren
Konzentrationen eine biomodale Verteilung der Faserdicke auftrat [25]. Dieses könnte darauf zurückzuführen sein, dass aus dem primären Strahl weitere sekundäre Strahlen gebildet werden [11].
Oberflächenspannung
Die Oberflächenspannung hat ebenfalls einen Einfluss auf die Faserstruktur. Eine hohe Oberflächenspannung sollte die Entstehung von Verdickungen in den Fasern begünstigen.
Andererseits ergaben Versuche mit Tensiden, mit denen im wesentlichen nur die
Oberflächenspannung verändert wurde, dass bei einer Erhöhung der Tensidkonzentration dünnere Fasern mit deutlich größeren Verdickungen entstanden [30].
Unter anderem haben die Leitfähigkeit und die dielektrischen Eigenschaften des
Lösungsmittels Auswirkungen auf die Faserstruktur. Eine höhere Dielektrizitätskonstante des Lösungsmittels verringert im Allgemeinen die Bildung von Verdickungen und reduziert den Faserdurchmesser [31]. Durch Verwendung von Lösungsmittelmischungen lässt sich somit auch die Faserstruktur ändern.
Leitfähigkeit
Es wurde beobachtet, dass der Zusatz von Additiven wie Pyridinformiat zu einer Erhöhung der Leitfähigkeit der Lösung und zu einer deutlichen Verringerung des Faserdurchmessers führt [32, 30].
Prozessparameter
DurchflussrateInnerhalb eines gewissen Bereiches kann die Durchflussrate variiert werden und dies hat einen Einfluss auf den Faserdurchmesser. Eine Erhöhung führt normalerweise zur Bildung dickerer Fasern, einer Zunahme der Verdickungen in den Fasern und bei sehr hoher
Durchflussrate zur Bildung von Tropfen [33]. Ebenfalls kann sich bei hoher Durchflussrate das Problem des Verklebens der entstandenen Fasern ergeben, da das Lösungsmittel nicht mehr vollständig verdunsten kann.
Elektrodenabstand
Ein zu geringer Abstand führt dazu, dass keine vollständige Verdunstung des Lösungsmittels stattfinden kann und ein Verkleben der Fasern eintritt. Bei bestimmten Systemen führt eine Vergrößerung des Abstandes zu dünneren Fasern, da eine längere Zeit zur Verstreckung des Jets vorhanden ist [11]. In anderen Fällen kann eine Bildung dickerer Fasern erfolgen, da eine Verringerung der Feldstärke auftritt, die nicht mehr zur weiteren Verstreckung ausreicht [34].
Spannung
Für jedes System gibt es eine Mindestspannung, unterhalb derer kein stabiler Taylor-Konus auftritt. Bei zunehmender Durchflussrate nimmt die notwendige Spannung für einen stabilen Spinnvorgang zu. Wird die Spannung zu hoch gewählt, so wird mehr Lösung versponnen als nachgeführt werden kann und der Spinnvorgang wird instabil. Es wurde beobachtet, dass bei
höherer Spannung dünnere Fasern gebildet werden [24, 22]. Ebenfalls könnte eine bimodale Dickenverteilung der Fasern auf die Verwendung hoher Spannung bei Lösungen mit niedriger Viskosität und auf der die erfolgten Bildung von sekundären Strahlen zurückgeführt werden [35].
Bei höherer Spannung wird oftmals die Bildung von Verdickungen beobachtet, was möglicherweise auf den instabilen Spinnvorgang zurückgeführt werden kann [25, 35, 32]
Luftfeuchtigkeit
Die Luftfeuchtigkeit kann die Verdunstungsgeschwindigkeit des Lösungsmittels verändern und damit Einfluss auf die Stabilität des Spinnvorgangs haben. Eine hohe Luftfeuchtigkeit kann dazu führen, dass während der Verdunstung eines leichtflüchtigen Lösungsmittels Wasser auf der Oberfläche der Fasern kondensiert [24].
Modifikation des Spinnverfahrens: Co-Elektrospinnen
Zur Herstellung von Kern-Schale-Strukturen oder Röhrchen unter Verwendung
elektrogesponnener Fasern war man bisher darauf angewiesen, die Fasern in einem zweiten Prozessschritt mit einem anderen Material zu beschichten. Dieses Templatverfahren wurde von Bognitzki et al [36] als TUFT-Verfahren (tubes by fiber templates) für die Beschichtung mit Poly(p-xylylene) durch Gasphasenabscheidung beschrieben und auch auf die Herstellung von Titandioxid-Nanoröhchen angewendet [37]. Ein Nachteil hierbei ist, dass nur eine begrenzte Anzahl von Beschichtungsmaterialien verwendet werden kann.
Abbildung 4 Schematischer Aufbau Co-Elektrospinnen
Von Loscertales et al [38] wurde ein Verfahren zur Erzeugung stabiler koaxialer
Flüssigkeitsstrahlen nicht mischbarer Lösungen im elektrischen Feld beschrieben. Dieses Verfahren wurde durch Sun et al [39] weiter entwickelt zum Verfahren des
Co-Elektrospinnens, das schematisch in Abb. 4 gezeigt wird. Hierbei wird durch eine modifizierte Geometrie der Spinndüse erreicht, dass im Inneren eine zweite Lösung
eingebracht werden kann. Dies ermöglicht grundsätzlich den Zugang zu einer Erweiterung der durch das Elektrospinnen herstellbaren Strukturen. Es ist damit prinzipiell möglich, Kern und Schale einer Faser weitgehend unabhängig voneinander aufzubauen und damit eine gezielte Einstellung beispielsweise von Oberfläche und Freisetzungsrate von Stoffen aus Fasern zu erreichen. Ebenfalls ermöglicht das Verfahren das Verspinnen von Materialien, aus denen bisher aufgrund ihrer Eigenschaften (z.B. zu geringes Entanglement) keine oder keine glatten Fasern herstellbar waren. Bisher ließen sich solche Materialien wie Spinnenseide nur durch die Zugabe eines anderen Polymers zur Verbesserung der Spinnbarkeit zu Fasern verarbeiten, das Resultat sind dann allerdings Blends, die andere Eigenschaften z.B. bei mechanischer Stabilität oder Leitfähigkeit besaßen [40]. Zu den bisher durch Co-Elektrospinnen
hergestellten Systemen gehören Kern-Schale-Fasern aus Polyethylenoxid mit Bromphenol zur Kontrastierung, aus Polysulfon und Polyethylenoxid, Poly(dodecylthiophen) und
Polyethylenoxid sowie Poly(L-lactid)-Fasern mit einem Kern aus Palladiumpartikeln, die durch Verspinnen einer Palladiumacetatlösung als Kern und anschließende Reduktion
innerhalb der Faser erhalten wurden [39]. Bei dem Verfahren wurden Faserdurchmesser vom Mikrometerbereich bis unterhalb von 100 nm beobachtet. Die Stabilisierung der Kernbildung von bisher nicht verspinnbaren Materialien wird dabei im wesentlichen durch zwei Effekte erreicht: Durch Verwendung einer viskosen Lösung als Schalenmaterial wird die Bildung der Rayleigh-Instabilität im Kernmaterial verzögert oder ganz unterdrückt, ebenfalls findet eine Verringerung der Oberflächenspannung statt, da es sich um eine Grenzfläche zwischen Flüssigkeiten und nicht mehr zwischen Luft und Flüssigkeit handelt. Yu et al [41] berichten von der Herstellung von Fasern mit Poly(acrylnitril) als Kern und Poly(acrylnitril-co-styrol) als Schale sowie Poly(anilin) mit einer Schale aus Poly(vinylalkohol) und Seide aus Bombyx Mori mit einer Schale aus Poly(ethylenoxid).
Song et al [42] beschreiben die Herstellung von Poly(caprolacton)fasern mit einem Kern aus FePt-Nanopartikeln durch Co-Spinnen einer Lösung des Polymers in 2,2,2-Trifluorethanol mit einer Lösung der Nanopartikel in Hexan.
Loscertales et al [43] gelang die Herstellung von Silikatröhrchen mit Durchmessern von deutlich unter einem Mikrometer durch Verspinnen eines Sols aus Tetraethyl-Orthosilikat als Schale und Olivenöl bzw. Glycerin als Kern. Hierbei werden die Parameter so gewählt, dass der Sol-Gel-Übergang genau während des Spinnprozesses stattfindet und somit beim
Li et al [44] beschreiben die Herstellung von keramischen Hohlfasern aus Titandioxid durch Verspinnen einer Mischung von Ti(OiPr)4 in Poly(vinylpyrrolidon) (PVP) als Schale und
Mineralöl als Kern. Durch Extraktion des Öles und anschließende Calcinierung wurden Hohlfasern mit einem Durchmesser von 200 nm und einer Wanddicke von 50 nm erhalten. Hierbei wurde beobachtet, dass ein Verspinnen von PVP und Mineralöl alleine nicht zur Bildung von Kern-Schale-Fasern, sondern zu isolierten PVP-Fasern und Öltröpfchen führte.
Ebenfalls von Li et al [45] wird die Funktionalisierung der durch Co-Spinnen hergestellten Hohlfasern aus Titandioxid berichtet: Dem als Kern versponnenen Öl wurde ein
Fluoreszenzfarbstoff beigegeben, der zum großen Teil auch nach der Entfernung des Öls noch in den Hohlfasern nachweisbar war. Auf ähnliche Weise gelang es, Eisenoxid-Nanopartikel und Zinnoxid-Nanopartikel in diese Fasern einzubringen. Durch selektive
Oberflächenfunktionalisierung der Innen- bzw. Außenseite der Hohlfasern konnten Gold-Nanopartikel selektiv nur an der Außenseite oder Innen und Außen angelagert werden.
Zhang et al [46] beschreiben die Herstellung von Kern-Schale-Fasern aus Poly(caprolacton) und Gelatin A (Kern) aus 2,2,2-Trifluorethanol. Es wurden Fasern mit einem Durchmesser von 100-300 nm erhalten, der Kerndurchmesser war unterhalb von 100 nm. Ebenfalls wird die Herstellung von Kern-Schale-Fasern aus Poly(caprolacton) und Kollagen beschrieben [54].
Kürzlich wurde dieses Verfahren durch Jiang et al [47] um den Einbau von Modellproteinen in Kern-Schale-Fasern erweitert. Hierzu wurde eine wässrige Lösung von Poly(ethylenoxid) mit BSA oder Lysozym als Kern und Poly(caprolacton) aus einer Mischung aus DMF und Chloroform als Schale versponnen. Die Freisetzungsrate von BSA konnte durch dieMenge des eingesponnenen Proteins kontrolliert werden.
Anwendungen elektrogesponnener Fasern
Elektrogesponnene Fasern besitzen aufgrund ihres Durchmessers, ihrer Länge und ihrer vielfältigen Funktionalisierbarkeit eine Vielzahl an Anwendungsmöglichkeiten. Im Folgenden werden einige wenige Beispiele genannt:
Filtration
Für Filteranwendungen ist es wünschenswert, eine hohe Abscheiderate mit einem geringen Druckverlust zu kombinieren. Eine hohe Abscheiderate lässt sich entweder durch die
Verwendung feiner Poren oder eine hohe Filterdicke erreichen, was in beiden Fällen zu einem höheren Druckverlust führt. Im Vergleich zu herkömmlichen Filtern besitzt ein Netz aus Nanofasern eine ähnliche oder bessere Filtereffizienz [48, 49]. Filter unter Anwendung elektrogesponnener Nanofasern werden bereits industriell hergestellt, z.B. durch die Firmen Hollingsworth & Vose und Donaldson [50].
Abb. 5 Elektrogesponnene Fasern aus Celluloseacetat auf Zigarettenfilter aus Celluloseacetat
Verstärkung
Nanofasern können ebenfalls zur Verstärkung in Composit-Materialien eingesetzt werden. Bergshoef et al [51] fandeneine Verbesserung der mechanischen Eigenschaften und eine Erhöhung der Transparenz.
Schutzkleidung
Eine mögliche Anwendung von Nanofasern besteht in der Verwendung als Schutzausrüstung, u.a. gegen biologische und chemische Kampfstoffe. Hier wurde vorgeschlagen, Katalysatoren oder desinfizierend wirkende Stoffe einzubringen, die einen Abbau der Schadstoffe auf der Schutzausrüstung ermöglichen [52, 53, 23].
Sensorik
Die sehr große Oberfläche von Nanofasern bietet grundsätzlich die Möglichkeit, Sensoren mit hoher Empfindlichkeit und definierter Struktur herzustellen. Ein Beispiel hierfür stellen Ramanathan et al [54] vor. Hier werden mit Avidin versetzte Poly(pyrrol)-Fasern mit wenigen hundert Nanometern Durchmesser verwendet, um Biotin-gelabelte Biomoleküle wie DNA über eine Änderung der Leitfähigkeit der Fasern zu detektieren. Ebenfalls wurden Systeme vorgestellt, die das Quenchen von Fluoreszenz bei der Anwesenheit verschiedener
Schwermetallionen ausnutzen [55].
Katalyse
Aufgrund eines sehr guten Oberfläche/Volumenverhältnisses ergeben sich Möglichkeiten für den Einsatz in der Katalyse. Beispielsweise beschreiben Xie et al [56] die Verwendung von Lipase-funktionalisierten Poly(ethylenoxid)-Fasern zur Hydrolyse von Olivenöl.
Einen weiteren sehr umfangreichen Anwendungsbereich stellt die Verwendung von elektrogesponnenen Fasern für Tissue Engineering, Wundheilung und kontrollierte
Freisetzung von Medikamenten dar. Ein Überblick hierzu wird im weiteren Verlauf dieser Arbeit gegeben.
Gewebezüchtung (Tissue Engineering)
Durch Erkrankungen oder Verletzungen kommt es beim Menschen immer wieder zu einem zeitweisen oder dauerhaften Verlust der Funktion von Gewebe oder Organsystemen. In der Vergangenheit sind wiederholt wieder Versuche unternommen worden, durch verschiedenste Materialien und Methoden eine volle Wiederherstellung der Funktionsfähigkeit zu erreichen. Oftmals wird dabei durch den Einsatz von körperfremden Materialien, wie Implantaten, versucht, die Funktion soweit wie möglich wieder herzustellen. Allerdings bestehen immer mehr oder weniger große Unterschiede zu den körpereigenen Materialien. Dieses Problem wird beispielsweise dadurch angegangen, das man allogene oder xenogene, also menschliche oder tierische Organe oder Organbestandteile transplantiert. Hierbei besteht aber unter anderem die Problematik einer möglichen Infektion oder von Abstoßungsreaktionen sowie einer allgemeinen Knappheit von Spenderorganen. Autogenes Material, das für einen
Gewebeersatz unter immunologischen und infektiologischen Gesichtspunkten optimal wäre, steht in vielen Fällen nicht oder nicht ausreichend intakt zur Verfügung, da ja dessen Fehlen das Problem von zu ersetzendem Material darstellt.
Auch wenn in den vergangenen Jahren in diesem Gebiet erheblich an Erfahrung gesammelt wurde, bleiben immer noch grundsätzliche Probleme bestehen, die nur durch eine andere Herangehensweise gelöst werden können. In letzter Zeit wird versucht, auf unterschiedlichen Wegen die gezielte Nachzüchtung von Geweben oder Organen zu erreichen. Zu diesen Wegen gehört der Ansatz, das Zielorgan außerhalb des Körpers wachsen zu lassen und dann zu implantieren. Ein anderer Ansatz besteht darin, an der Stelle, an der das Organ benötigt wird, eine Umgebung zu schaffen, in der ein kontrolliertes Wachstum möglich ist. Tissue Engineering stellt den Versuch dar, das komplexe Zusammenspiel von biologischen und biokompatiblen Materialien, Zellen und ihrer Differenzierung in unterschiedliche Gewebe sowie den Einfluss von Wachstumsfaktoren und anderer wirksamer Substanzen
wissenschaftlich zu verstehen und so zu beeinflussen, das die erwünschten Strukturen aufgebaut werden [57]. Obwohl dieses Gebiet von großem wissenschaftlichem, medizinischem und wirtschaftlichem Interesse ist und erhebliche Anstrengungen
unternommen werden, befindet sich die Forschung in vieler Hinsicht erst auf dem Beginn eines langen Weges. Trotz großer Fortschritte besteht oftmals noch große Unklarheit im genauen Verständnis der Zusammenhänge bei der Nachbildung biologischer Strukturen, da auch die Bildung komplexer natürlicher Strukturen noch bei weitem nicht vollständig
verstanden ist. Der Versuch, diese Prozesse nachzuvollziehen und die gewünschten Strukturen aufzubauen, kann sich daher im Moment nur auf Teilaspekte und Modelle
beziehen, die von einem vollständigen Verständnis noch eine gewisse Entfernung aufweisen. Umfangreiches Wissen existiert über den Aufbau auf zellulärer Ebene, viele Unklarheiten bestehen noch in der Kenntnis der genauen Mechanismen des Wachstums und der
Differenzierung in verschiedene Gewebetypen. Eine entscheidende Erkenntnis liegt allerdings darin, dass der Aufbau von verschiedenen Geweben nicht nur vom Vorhandensein bestimmter Wachstums- oder sonstiger Faktoren, sondern auch von der Struktur der Umgebung und teilweise auch von physikalischen Faktoren wie dem wirkenden Druck abhängig ist. In dieser Arbeit wird das Wachstums- und Differenzierungsverhalten von mesenchymalen
Stammzellen auf einer nanostrukturierten und biokompatiblen Matrix aus elektrogesponnenen Mikro- und Nanofasern untersucht und damit der Versuch unternommen, dem Nachbau einer Umgebung, in der eine Differenzierung in Knochensubstanz verbessert wird, näher zu
kommen. Das Problem des Ersatzes von Knochen hat eine hohe Bedeutung, da aufgrund einer älter werdenden Gesellschaft die Häufigkeit osteodegenerativer Erkrankungen zunimmt und ein erheblicher Bedarf an Ersatz besteht, der mit den momentan zur Verfügung stehenden Methoden nur unter Inkaufnahme verschiedenster Probleme zu leisten ist. Zu nennen sind hier unter anderem Osteoporose und Osteoarthritis [58], aber auch durch Unfälle oder Tumore zerstörte Knochen.
Stammzellen
Der hier gewählte Ansatz besteht aus der Proliferation und der Differenzierung von mesenchymalen Stammzellen auf eine Matrix, die mit verschiedenen Polymeren als Modellsystem durch Elektrospinnen hergestellt wird.
Stammzellen besitzen im Unterschied zu anderen Zelltypen sowohl die Fähigkeit zur Selbsterneuerung als auch zur Differenzierung in verschiedene Zelllinien [59]. Diese Fähigkeit macht sie für Anwendungen der Gewebezüchtung besonders interessant, da mit ihnen theoretisch ein unbegrenzter Vorrat an Spendermaterial zur Verfügung steht. Ziel der Forschung ist es, die Bedingungen in der Umgebung so einzustellen, dass nur eine
Differenzierung in die vorgesehene Zelllinie an der vorgesehenen Stelle erfolgt. Es gibt
1. Embryonale Stammzellen
Embryonale Stammzellen kommen in den frühesten Stadien der embryonalen Entwicklung vor. Sie sind pluripotent und besitzen damit prinzipiell die Eigenschaft einer Differenzierung in alle möglichen Zelllinien. Neben großen ethischen Problemen in der Gewinnung dieser
Zellen besteht hier unter anderem die Problematik einer unerwünschten Differenzierung am Zielort einer Transplantation [60].
2. Adulte Stammzellen
Adulte Stammzellen kommen in geringer Menge im Körper vor und besitzen die Fähigkeit, je nach Umgebungseinflüssen in eine begrenzte Zahl von Zelltypen zu differenzieren. Im
Knochenmark kommen unter anderem mesenchymale Stammzellen vor, die daraus isoliert und unter bestimmten Bedingungen osteogen differenziert werden können.
Die Arbeiten von Pittenger [61] haben gezeigt, das eine Differenzierung mesenchymaler Stammzellen in verschiedene Zelltypen, unter anderem in Knochen- oder Knorpelgewebe, möglich ist.
Dieses Ergebnis hat der weiteren Entwicklung des Tissue Engineering einen großen Auftrieb gegeben, da damit die Möglichkeit verbunden ist, noch nicht ausdifferenzierte Zellen zu verwenden und eine Differenzierung erst in der Umgebung zu induzieren, in der das Gewebe benötigt wird. Dies ermöglicht eine viel größere Freiheit bei der Modifikation der Umgebung, als dies bei bereits ausdifferenzierten Zellen der Fall ist.
Der in dieser Arbeit gewählte Ansatz besteht darin, eine künstliche Matrix aufzubauen, innerhalb derer eine osteogene Differenzierung der mesenchymalen Stammzellen erfolgen soll. Langfristiges Ziel ist hierbei der Aufbau einer dreidimensionalen biokompatiblen Struktur, die es ermöglicht, durch gezielte lokale Freisetzung von Wachstumsfaktoren und anderen für die Knochenbildung relevanten Stoffen einen Aufbau von Knochenmaterial aus autologen osteogen differenzierten mesenchymalen Stammzellen zu erreichen. Im Idealfall findet dann gleichzeitig mit dem Aufbau des Knochens ein Abbau der für die Bildung verwendeten Matrix statt.
Aufbau von Knochen
Aufbau des Knochengewebes
Knochenmaterial besteht aus den Knochenzellen und der organischen Matrix, dem Ostoid. Der gesamte Knochenauf- und –umbau wird durch die Knochenzellen geleistet, die jedoch nur zu etwa 2 % zur Knochenmasse beitragen. Die extrazelluläre Matrix ist verkalkt, sie verleiht dem Knochen seine hohe Festigkeit und erlaubt ihm, seine Funktion als Stützgewebe wahrzunehmen. Eine weitere wichtige Funktion liegt im Knochenmark mit dem Ort der Blutbildung. Das Ostoid besteht zu 90-95 % aus Typ-1-Kollagen. Weitere in der
Knochenmatrix vorkommende Proteine sind Osteocalzin, Osteopontin, Osteonektin,
Knochenproteoglycane, Proteolipid, Sialoprotein und Wachstumsfaktoren wie BMPs (bone morphogenetic protein). Diese Proteine haben Funktionen in der Steuerung der
Matrixdeposition und Kalzifizierung sowie in der Adhäsion von Osteoblasten und Osteoklasten.
Osteopontin
Osteopontin ist ein nichtkollagenes Protein und Bestandteil der extrazellulären Matrix im Knochengewebe. Die Exprimierung findet in verschiedenen Geweben statt und ist nicht spezifisch für Knochen, im Knochengewebe erfolgt sie in Osteoblasten und Osteoklasten. Osteopontin ist ein Zytokin, bindet kovalent an Fibronectin und besitzt eine große Affinität zu
kalzifizierter Matrix. Diese Bindung an die Knochenmatrix soll positive Auswirkungen auf die Einlagerung von Kalzium während der Kalzifizierung besitzen. Ebenfalls scheint eine Wirkung in der Verbesserung der Zellanhaftung zu liegen [63, 64] und es spielt
möglicherweise eine Rolle in der Mechanotransduktion. Hier wurde eine Expression sowohl bei Osteoblasten als auch bei Osteocyten nach mechanischer Belastung beobachtet [65, 66]. Dies wurde allerdings auch bei anderen Zelltypen unter Belastung gefunden.
Osteokalzin
Hierbei handelt es sich um ein Protein, das von reifen Osteoblasten gebildet und hauptsächlich in die extrazelluläre Knochenmatrix eingelagert wird, wo es etwa 2% des Gesamtproteins ausmacht. Dieses Protein ist für Knochen und Dentin spezifisch. Es kann auch im Serum nachgewiesen und damit als Marker für Knochenumbauprozesse verwendet werden [67-71].
Alkalische Phosphatase
Alkalische Phosphatase kommt im menschlichen Körper an vielen Stellen vor, so z.B. in Leber, Niere und Knochen. Die knochenspezifische AP spielt eine wesentliche Rolle bei der Kalzifizierung und kann dadurch als Marker für den Knochenstoffwechsel eingesetzt werden. Da mesenchymale Stammzellen keine oder nur eine sehr geringe Menge AP exprimieren, kann sie auch als Marker für die osteogene Differenzierung verwandt werden.
Lokale Regulatoren des Knochenstoffwechsels
In der lokalen Regulation des Knochenstoffwechsels spielen viele verschiedene Faktoren eine Rolle, von denen hier nur einige kurz erwähnt werden. Zu diesen Faktoren gehören
Wachstumsfaktoren wie verschiedene Bone Morphogenetic Proteins (BMP), Platelet Derived Growth Factor (PDGF), Insulin like Growth Factor (IGF), Transforming Growth Factor-β (TGF-β), Colony Stimulation Factors (CSF). Ebenfalls gehören dazu Zytokine, wie Interleukin-1 [72, 73, 74], Interleukin-6 [75], Interleukin-11 [76] oder der Tumor Nekrose Faktor (TNF) [77, 73]. Sie üben eine Funktion bei der Knochenresorption oder der
Knochenneubildung sowie im Bone Remodeling aus. Bisher ist ihre Funktion in den
Grundzügen bekannt, das genaue Zusammenspiel ist allerdings noch nicht vollständig geklärt. Weiterhin spielt das System aus den Faktoren RANK (Receptor activator of NF-κB)/ RANK-L (RANK-RANK-Ligand) und dem Glycoprotein Osteoprotegerin (OPG) eine wesentliche Rolle bei der Bildung von Osteoklasten und damit bei der Steuerung des Knochenabbaus bzw. des
Bone Remodeling. OPG ist ein löslicher Rezeptor, der in verschiedenen Geweben gebildet wird und die Wechselwirkung zwischen RANKL und RANK blockieren kann [78]. Während der osteogenen Differenzierung steigt die Expression von OPG [79] an.
Die anorganischen Bestandteile der Knochenmatrix mit ca. 70 % der Gesamtmasse sind hauptsächlich Karbonapatit, ein Hydroxylapatit mit einem Carbonatgehalt von 4-6 % [80]. Dies führt zu einer besseren Löslichkeit im Vergleich zu reinem Hydroxylapatit. Enthalten sind ebenfalls Kalium, Magnesium, Chlor, Fluor und weitere Spurenelemente.
Der Knochen enthält vier unterschiedliche Zelltypen: Osteoblasten, Osteozyten und Bone-lining-cells, die aus lokalen Osteoprogenitorzellen gebildet werden. Diese Vorläuferzellen werden aus mesenchymalen Stammzellen gebildet. Die Osteoklasten entwickeln sich durch die Fusion mononuklärer Precursorzellen aus hämatopoetischen Stammzellen.
.
Osteoblasten
Sie bilden die unmineralisierte Interzellularsubstanz des Knochens und haben eine Größe von ca. 20 µm. Sie reihen sich auf der Knochenoberfläche auf und bilden dort die organische Knochenmatrix. Es wurde eine Vielzahl von nichtkollagenen Matrixproteinen isoliert, deren Funktion im Einzelnen noch nicht vollständig aufgeklärt ist. Sie haben aber vermutlich Funktionen bei der Initiierung der Mineralisation. Ebenfalls setzen Osteoblasten das Enzym alkalische Phosphatase in größerer Menge frei. Dieses bereitet die Knochenmatrix auf die Mineralisierung vor. Die Steuerung der Osteoblasten erfolgt über Rezeptoren durch
verschiedene Proteine wie BMP, Parathormone oder andere. Werden Osteoblasten nicht mehr zum weiteren Knochenaufbau benötigt, so werden sie entweder zu Osteozyten und in die Knochenmatrix eingebaut, oder zu Deckzellen an der Knochenoberfläche oder sie sterben ab.
Osteozyten
Sie entstehen aus Osteoblasten und besitzen eine Größe von 20-60 µm. Osteozyten werden in die mineralisierte Knochenmatrix eingebaut und sind durch eine Vielzahl von Zellfortsätzen mit anderen Osteozysten und darüber auch mit der inneren und äußeren Knochenoberfläche sowie den Blutgefäßen verbunden. Sie übernehmen damit auch Aufgaben der interzellulären Kommunikation im Mineralstoffwechsel und sind an der Umwandlung mechanischer
Krafteinwirkungen in biochemische Vorgänge beteiligt.
Osteoklasten
Sie sind die knochenabbauenden Zellen und haben eine Größe von ca. 100 µm, bis zu hundert Zellkerne und befinden sich an der Knochenoberfläche. Sie bewirken den Abbau von
Knochenmatrix durch die Freisetzung starker Säuren und die Abgabe von Proteinen, die die organische Matrix abbauen und ermöglichen so ein Bone Remodeling, einen Umbau des Knochens. Die Differenzierung zu Osteoklasten wird durch Interaktionen zwischen Osteoklasten-Vorläuferzellen und Osteoblasten gesteuert.
Bone lining cells
Ihre Funktion ist noch nicht vollständig geklärt. Sie befinden sich auf der Oberfläche der Knochentrabekel, besitzen jedoch weder sekretorische noch resorptive Funktionen. Eine Vermutung ist, dass sie als Precursorzellen betrachtet werden können.
Knochenbildung
Der Prozess der Knochenbildung umfasst mehrere Schritte [58, 80]:
1. Wanderung von Zellen mit osteogenem Potential (mesenchymale Stammzellen aus dem Knochenmarkstroma) zu der Stelle, an der der Knochenaufbau erfolgen wird. 2. Ausbildung einer mesenchymalen-epithelialen Wechselwirkung, dies führt zu 3. Aggregation der mesenchymalen Zellen und
4. Proliferation der Osteoprogenitorzellen
5. Differenzierung der Präosteoblasten in reife Osteoblasten 6. Ablagerung der organischen Knochenmatrix
7. Mineralisierung der Knochenmatrix 8. Knochenumbau
Die Knochenbildung kann auf zwei verschiedenen Wegen erfolgen:
Enchondrale Ossifikation: Knochengewebe bildet sich an einer Matrix aus Knorpelgewebe, die nach und nach durch Knochen ersetzt wird.
Desmale Ossifikation: Agglomerierte mesenchymale Zellen differenzieren zu Osteoblasten und scheiden dabei eine Matrix aus Mucoproteinen und Kollagenfasern ab. In diese Matrix findet eine Einlagerung von Kalziumphosphat statt, überwiegend in der Form von
Hydroxylapatit.
Wie der Mechanismus der Differenzierung im Einzelnen verläuft, ist noch nicht vollständig verstanden. Die Steuerung erfolgt wesentlich durch die Einwirkungen von
Wachstumsfaktoren und Hormonen. Die Wirkung kann dabei lokal begrenzt oder auch systemisch erfolgen. Ebenfalls hat die lokale Umgebung einen großen Einfluß.
Untersuchungen zeigten, dass während des Wachstums und der Entwicklung von Knochen ein Umbau der extrazellulären Matrix erfolgt [81]. Die Anhaftung, Proliferation und anschließende Differenzierung der mesenchymalen Stammzellen hängt von einer Vielzahl von Eigenschaften der Matrix ab, dazu gehören die chemische Zusammensetzung, die
elektrostatische Aufladung, die Oberflächenstruktur und die geometrische Konfiguration [82]. Für Anwendungen im Bone Tissue Engineering kann man versuchen, Materialien, aus denen die natürliche extrazelluläre Matrix aufgebaut ist, zu kombinieren und in eine definierte Form zu bringen oder synthetische Materialien zu verwenden, die wünschenswert erscheinende Eigenschaften besitzen. Als Materialien für eine solche Matrix wurden unter anderem
beschrieben: Kollagen [83, 84], Hyaluronan [85,86], mineralisiertes Kalzium [87], Fibrin [88], Poly(lactid-co-glycolid), Poly(ethylenglycol), Poly(ε-caprolacton) oder Aluminiumoxid [89] sowie eine Vielzahl weiterer Stoffe.
Die Herausforderung besteht darin, dem synthetisch herzustellenden Gewebe zum richtigen Zeitpunkt und Ort die benötigte Umgebung zu bieten, sowohl was die chemische und
geometrische Struktur der Oberfläche betrifft, als auch was die Bereitstellung von Hormonen und Wachstumsfaktoren betrifft. Damit könnte dann auch das notwendige Verständnis der zugrunde liegenden Prozesse zunehmen, was essentiell auch für eine spätere Bewertung der Risiken, die sich aus einem auf lange Sicht erhofften Einsatz in der Medizin ergeben, ist.
Momentan werden verschiedene Materialien zum Ersatz von Knochen, die durch Krankheit oder Verletzung geschädigt worden sind, verwendet. Hierbei kann es sich neben metallischen Prothesen z.B. um keramische Stoffe handeln, die einige Probleme aufwerfen [90, 91]. So findet meist kein Umbau in Knochenmaterial statt, bestenfalls wird das Implantat von neuem Knochen eingeschlossen, was aber immer noch eine Schwächung der gesamten Struktur ergibt. Allogene oder xenogene Materialien haben neben Schwierigkeiten der Verfügbarkeit vor allem zwei Probleme: Es bestehen die Gefahren von Infektion und Abstoßungsreaktionen. Außerdem wird oftmals beobachtet, dass auch bei diesen Materialien kein vollständiger Einbau in Knochen erfolgt. Optimal ist also die Verwendung von autologem Material, das diese Probleme nur in wesentlich geringerem Ausmaß besitzt. Da dieses Material aber nur begrenzt zur Verfügung steht, ist es das Ziel, ein Material zu entwickeln, das das
Knochenwachstum fördert und kontrolliert abgebaut wird, um durch nachgewachsenen Knochen ersetzt zu werden.
Tissue Engineering mit elektrogesponnenen Fasern
Als einer der wesentlichen Forschungs- und Anwendungsbereiche elektrogesponnener Fasern hat sich in den letzten Jahren der Bereich der medizinischen Anwendungen erwiesen.
Hierzu zählen die Gebiete der kontrollierten Freisetzung von Wirkstoffen (Drug Delivery) ebenso wie die Verwendung als Substrat für das Aufwachsen von Zellen (Tissue
Engineering). Der gesamte Bereich des Bioengineering macht momentan ungefähr die Hälfte der anwendungsbezogenen Forschung zum Elektrospinnen aus, dies sind ca. 20 % der
gesamten Forschung zum Elektrospinnen [29]. Unter dem Suchbegriff „Electrospinning + Cell“ wurden Ende 2005 von SciFinder Scholar über 150 Publikationen angezeigt, davon fast die Hälfte allein in 2005.
Für Anwendungen der kontrollierten Freisetzung von Wirkstoffen wurden viele Systeme unter Verwendung von Polymeren in Form von Mikropartikeln, Hydrogelen oder Micellen entwickelt [92]. Ein generelles Problem dabei ist die Kontrolle der Rate und des genauen Ortes der Freisetzung. Elektrogesponnene Fasern bieten aufgrund ihres guten
Oberfläche/Volumenverhältnissen sowie ihrer in einem weiten Bereich einstellbaren Eigenschaften sehr interessante Möglichkeiten für eine kontrollierte Freisetzung.
Hierzu besteht die Möglichkeit, Wirkstoffe direkt in die Polymerlösung einzubringen und dann mit dem Polymer zu Fasern zu verspinnen. Dies wurde unter anderem mit Tetracyclin-Hydrochlorid in Poly(lactid), Poly(lactid)/Poly(ethylen-co-vinylacetat) [93], BSA in
Poly(vinylalkohol) [30] oder Mefoxin in Poly(D,L-lactid) [94] gemacht.
Durch Änderung der Faserstruktur, beispielsweise durch die Herstellung von Kern-Schale-Strukturen durch nachträgliche Beschichtung mit Poly(p-xylylen) gelang es, die
Freisetzungsgeschwindigkeit einzustellen [30]. Dies eröffnet damit grundsätzlich die Möglichkeit einer schnellen Freisetzung, wie sie beispielsweise für Antibiotika zur
Verhinderung postoperativer Infektionen wünschenswert ist und einer langsamen Freisetzung mit einer gleichmäßigen Wirkstoffabgabe über einen längeren Zeitraum hinweg. Neben der Verwendung als Materialien, die ausschließlich für die Freisetzung von Medikamenten ausgelegt sind, können solche Systeme auch in Matrices für Tissue Engineering Verwendung finden. Es ist auch möglich, lokal Wachstumsfaktoren aus Fasern über einen längeren Zeitraum freizusetzen, wie es von Yian et al [95] für Human Beta-Nerve Growth Factor (NGF) gezeigt wurde.
Inzwischen wurde eine große Anzahl biokompatibler oder bioabbaubarer Polymeren unter verschiedenen Bedingungen versponnen und als Fasern charakterisiert, darunter
Poly(ε-caprolacton) [96], Poly(lactid) [14], Poly(dioxanone) [97], Poly(L-lactid-co-Poly(ε-caprolacton) [27], Poly(D,L-lactid-co-glycolid) [98], Seide aus Bombx Mori/Poly(ethylenoxid) [99],
Celluloseacetat [28], Kollagen [17], Chitosan [100], Fibrinogen [101], Gelatin [102]. Hierbei wurden für die meisten Polymere Lösungsmittel und Konzentrationen variiert und dadurch ein breiter Bereich an Faserstrukturen zugänglich gemacht.
Um die Biokompatibilität zu verbessern, wurden Polymer-Blends, wie Poly(L-lactid-co-caprolacton / Kollagen [103] versponnen oder Fasern mit Fibroin und Kollagen beschichtet [104]. Auch Graft-Copolymerisation wurde verwendet, um beispielsweise Gelatin an Poly(caprolacton)-Fasern zu binden [105].
Für die Behandlung von Wunden werden elektrogesponnene Fasern unter anderem verwendet, weil sie Eigenschaften wie lokale Freisetzung von Medikamenten,
Gasdurchlässigkeit, Schutz der Wunden vor Infektionen und die Möglichkeit der Verwendung bioabbaubarer Polymere kombinieren. So wurde gezeigt, dass auf einer Wunde eine
gleichmäßige Haftung ohne Ansammlung von Flüssigkeit erreicht werden kann [106]. Andere Arbeiten zeigen, das humane Fibroblasten auf einer Matrix aus Poly(caprolacton)/Kollagen sehr gut proliferieren [107].
In der Gewebezüchung von Knorpeln liegt ebenfalls ein Einsatzgebiet von
elektrogesponnenen Fasern. So wurden Chondrocyten auf Kollagen II-Fasern [108], Poly(3-hydroxybutyrat-co-3-hydroxyvaleriat) [109], Chitosan / Poly(ethylenoxid) [110] gezüchtet. Ein wichtiges Gebiet stellt auch die Nachzüchtung von Blutgefäßen dar, da es bisher außer den patienteneigenen Gefäßen noch keine brauchbare Quelle dafür gibt. Xu et al [111] verwendeten Fasern aus Poly(L-lactid-co-caprolacton) als synthetische extracelluläre Matrix und ließen glatte Muskelzellen und endotheliale Zellen darauf wachsen. Sie beobachteten keine Änderung der Zellmorphologie und ein Einwachsen der Zellen in die Matrix. Außerdem konnte eine Orientierung der Zellen entlang orientierter Fasern beobachtet werden. Ma et al [112] beobachteten, dass eine Oberflächenmodifikation elektrogesponnener
Poly(ethylenterephtalat)-Fasern die Ausbreitung und Proliferation von Endothelialzellen verbesserte.
Elektrogesponnene Fasern werden auch auf ihre Anwendung als Matrixmaterial für Nervenzellen untersucht. So wurden Fasern aus Poly(L-lactid-co-glycolid) auf Teflon als Leitmaterial für Nervenzellen genutzt [113], auf dem auch eine Regeneration von Nerven beobachtet werden konnte.
Bone Tissue Engineering mit elektrogesponnenen Fasern
Fasermatten aus verschiedenen Polymeren wurden auf ihre Tauglichkeit als Material für Bone Tissue Engineering untersucht. So wurden Fasern aus Poly(caprolacton) mit bovinen
Chondrozyten inkubiert. Im Vergleich zu einer Kontrollgruppe wurde beobachtet, dass eine deutliche Änderung in der Matrixproduktion und in der Morphologie der Zellen in Richtung einer bevorzugten chondrogenen Entwicklung auftrat [114]. Eine Matrix aus Kollagen-II-Fasern mit Durchmessern um 100nm wurde durch Matthews [177] hergestellt und mit Chondrozyten besiedelt. Ebenfalls diente eine Matrix aus Poly(caprolacton) als Material für eine osteogene Differenzierung mesenchymaler Stammzellen (MSC) aus Ratten [115, 26].
Durch Jin et al [40] wurden humane MSC auf Seidenprotein-Fasern aufgebracht und eine Anhaftung der Zellen sowie eine Proliferation über 10 Tage beobachtet. Die hMSC wurden allerdings nicht differenziert.
Weitere Arbeiten beschäftigen sich mit der Herstellung von Komposit-Fasern aus Gelatin und Hydroxyapatit [116]. Osteoblasten wurden auf Komposit-Fasern aus Poly(caprolacton) und Calciumcarbonat aufgebracht und zeigten eine gute Zellanhaftung[x64]. Ein weiteres Kompositmaterial aus Gelatin/Poly(caprolacton) wurde mit Knochenmark-Stromazellen besiedelt, die in die Matrix hineinwuchsen [117]. Tuzlakoglu et al [118] verwendeten auf Stärke basierende Biomaterialien in Form von Nano- und Mikrofasern zum Aufwachsen von Knochenmark-Stromazellen aus Ratten und einer humanen Sa-Os-2 Osteoblast-artigen Zellinie.
Eine sehr neue Arbeit von Li et al [119] beschäftigt sich mit einer dreidimensionalen Matrix aus Poly(caprolacton), auf die humane mesenchymale Stammzellen aufgebracht und
Aufbau der Spinnapparaturen
Aufbau des Laboraufbaus zum Elektrospinnen
Um Mikro- und Nanofasern unter kontrollierten Bedingungen herstellen zu können, wurde eine Elektrospinn-Anlage konstruiert und gebaut, die verschiedenen Anforderungen Rechnung tragen sollte:
- vielseitig einsetz- und erweiterbar
- Vorbereitung für den Einbau einer rotierenden Rolle zum Aufwickeln der Fasern
- Möglichkeit zur Modifikation der Spinndüse
- Beweglichkeit der Spinndüse (Höhenverstellung, seitliche Schwenkbarkeit)
- Einbau verschiedener Geometrien der Gegenelektrode möglich
- Zuführung der Spinnlösung sowohl für einen kontinuierlichen Betrieb über Vorratsgefäß als auch über Einwegspritzen möglich
- kontrollierte Luftführung mit Anschlussmöglichkeit an Abluftabsaugung
- weitgehende Abdichtung des Spinnbereichs möglich zur Herstellung von Fasern unter keimarmen Bedingungen
- sehr gute Beleuchtung zur Beobachtung des Spinnprozesses
- berührungssicherer Aufbau aller potentiell unter Hochspannung stehender Teile
- hohe Sicherheit der Anlage während des Betriebs, abschaltbar mit Schlüsselschalter
- Mobilität der Gesamtanlage
- Auslegung der Materialien und Abstände innerhalb der Anlage auf eine möglichst geringe Beeinflussung des Spinnprozesses
Abb. 9 Vorderansicht Elektrospinn-Anlage
a) mit Rolle zum Aufwickeln der Fasern, b) Maße der Anlage c) Schema
Die Anlage besteht aus einem aus Aluminium-Vierkantprofilen aufgebauten Rahmen, der zum besseren Transport mit Rollen versehen ist. Dieser Rahmen ist wird beim Betrieb der Anlage geerdet. Der Bereich der
Faserherstellung ist von drei Seiten mit Glasplatten umgeben und wird von zwei schwenkbaren 50 W-Halogenlampen
ausgeleuchtet, so dass der Spinnvorgang gut beobachtet werden kann. Die Rückseite ist zur Erhöhung des Kontrastes und Verbesserung der Sichtbarkeit des Spinnvorgangs als schwarze PVC-Platte ausgeführt. Die Spinnkammer selbst besitzt ein nutzbares Innenmaß von ca. 55x 63,5 x 59,6 cm3 . An der Frontseite befindet sich eine verglaste Tür, bei deren Öffnen ein
Schalter betätigt wird, der die Hochspannungsquellen ausschaltet. Der Boden wird durch eine herausnehmbare Glasplatte gebildet, damit ist eine einfache Reinigung und ein sauberes Arbeiten möglich. Unterhalb der Glasplatte befindet sich in der Mitte die Gegenelektrode in Form einer runden Aluminiumplatte von 10 cm Durchmesser. Diese Gegenelektrode ist ebenfalls herausnehmbar und kann je nach Anwendungszweck gegen eine andere Form ausgetauscht werden.
Abb. 10 Halterung der Spritze mit Spinnlösung
Abb. 11 Halterung mit zwei Spritzen zum Co-Elektrospinnen
Die Halterung der Spritze ist in allen Richtungen dreh- und verschiebbar und kann damit in allen benötigten Positionen verwendet werden. Die Halterung für die Kapillare kann mit wenigen Handgriffen herausgenommen und umgebaut werden. In Abb. 11 ist der Austausch der Einfachspritze gegen eine Halterung mit zwei Spritzen zum Co-Elektrospinnen gezeigt. Oberhalb der Spinnkammer befindet sich ein Ablagefach zur Unterbringung der
Peristaltikpumpe ismatec Reglo digital. Zum Pumpen der Spinnlösung aus einem Vorratsgefäß direkt zur Spinndüse im Dauerbetrieb wird ein weitgehend
lösungsmittelbeständiger Schlauch Pharmed in der Schlauchpumpe und zur Weiterleitung ein PTFE-Schlauch verwendet. In die Förderstrecke wird über einen Dreiwegehahn eine 1
mL-Kapillare
Abstreifer Spritze mit
entstehenden geringen Druckunterschiede eingebaut. Hiermit ist dann ein Dauerbetrieb der Anlage möglich. Werden nur kleinere Mengen Spinnlösung benötigt, so wird die
Peristaltikpumpe dazu verwendet, über einen formfesten PTFE-Schlauch eine 1-2 mL-Einwegspritze mit Wasser als Vorschubzylinder zu betreiben. Diese Spritze drückt dann als Kolben auf die in der Halterung oberhalb der Kapillaren befestigte Einwegspritze mit der Spinnlösung. Hierbei befindet sich innerhalb des PTFE-Schlauches eine kleine Luftblase, die den Ausgleich geringer, durch die Peristaltikpumpe verursachter, Druckunterschiede und damit einen gleichmäßigen Vorschub des Kolbens ermöglicht.
Die Hochspannungsnetzteile (Applied Kilovolts, HP 30 P+ bzw. - Prec 1) befinden sich in 19-Zoll-Einschüben unterhalb der Spinnkammer und können zwischen 0 und +/- 30 kV
eingestellt werden. Hierbei ist die Gegenelektrode mit einem negativen, die Kapillare mit einem positiven Potential verbunden. Der äußere Rahmen ist geerdet. Die angelegte
Spannung an der Kapillare hat den größten Einfluß auf den Spinnvorgang, die Spannung an der Gegenelektrode hat einen stärkeren Einfluss auf die Ausdehnung der abgeschiedenen Fasermatte. Im Allgemeinen gilt, dass eine höhere Spannung an der Gegenelektrode zur Abscheidung der Fasermatte auf einer kleineren Fläche führt.
Abb. 12 Rolle zur Orientierung der gesponnenen Fasern
In die Anlage kann eine Aluminiumrolle eingebracht werden, die mit bis ca. 3500 min -1
rotiert und damit eine Orientierung der erhaltenen Fasern auf einem aufgeklebten Substrat erreicht. Diese Fasern können dann vom Substrat getrennt und als orientierte Fasermatte weiter verwendet werden.
Haupt-sicherung Netz Schütz Tür-kontakt NOT-Aus Spritzen-vorschub Lüftersicherung
und Schalter Lüfter Netzteil + 30 kV Signal-leuchte Netzteil - 30 kV
Abb. 13 Blockschema Elektrospinn-Anlage
Die Anlage ist so ausgelegt, dass die Lüftungsöffnungen einfach verschlossen werden können. Zwischen der Glastür und dem Spinnraum kann eine Kunststofffolie so befestigt werden, dass ein weitgehend geschlossener Raum ohne Luftbewegung entsteht. Dadurch kann unter relativ sauberen Bedingungen gearbeitet werden.
Aufbau einer mobilen Elektrospinn-Apparatur
Konzept
Für viele Anwendungen bringt es Vorteile, wenn Mikro- und Nanofasern nicht nur innerhalb größerer Laborapparaturen hergestellt werden können. Ein Beispiel hierfür stellt der bereits in der Einleitung erwähnte Einsatz von elektrogesponnenen Fasern in der Wundheilung dar. Für diese Anwendung lassen sich natürlich bereits vorbereitet hergestellte Fasermatten
verwenden. Diese haben allerdings den Nachteil, dass sie, um ohne große Schwierigkeiten handhabbar zu sein, nur mit einem Trägermaterial zusammen eingesetzt werden können und damit einige der möglichen Vorteile einer direkt auf die betroffene Stelle gesponnenen Matte verlieren. Insbesondere ist hier das Aufbringen einer sehr dünnen Fasermatte zu nennen, die lokal die Wundheilung durch ihre Struktur und chemische Zusammensetzung, aber unter Umständen auch durch die Freisetzung von Wachstumsfaktoren oder
entzündungshemmenden Antibiotika fördert und im Verlauf des Heilungsprozesses abgebaut wird. Ebenfalls kann eine dünne Fasermatte auch dadurch eine positive Wirkung entfalten, dass sie eine hohe Luftdurchlässigkeit bei gleichzeitig guter Rückhaltefähigkeit für
eindringenden Schmutz besitzen kann. Wenn nun die Fasermatte mit Hilfe eines deutlich dickeren Trägermaterials aufgebracht wird, könnten einige dieser Eigenschaften beeinträchtigt werden. Daher erscheint es wünschenswert, eine Vorrichtung zu besitzen, mit deren Hilfe es prinzipiell möglich ist, direkt auf eine Wunde oder eine entzündete Stelle Mikro- oder Nanofasern aufzubringen. Da es aus den oben beschriebenen Gründen problematisch ist, auf fertige Fasermatten zuzugreifen, muss es sich hierbei um ein Gerät handeln, das den
Elektrospinn-Vorgang direkt in dem Bereich durchführt, in dem diese Fasern benötigt werden. Es kann sich dabei nur um eine tragbare Elektrospinn-Anlage handeln, die klein genug und so einfach zu bedienen ist, dass sie eine breite Anwendung finden könnte. Aufgabe war es daher, einen Prototypen einer mobilen Anlage zu konstruieren, der
grundsätzlich die Anforderungen für die Anwendung in der Wundbehandlung erfüllt und dies mit einem Modellsystem praktisch zu erproben.
Anforderungen an eine mobile Elektrospinn-Apparatur: - sicher
- leicht zu bedienen
- Anlage soll möglichst leicht sein
- Spannung und Durchfluß regelbar, um eine Anpassung an verschiedene Spinnlösungen zu erreichen
- netzunabhängig
- klein, mit einer Hand zu bedienen - wenig Reinigungsaufwand
- geringe Vorlaufzeit bei der Anwendung
- Möglichkeit in Verbindung mit einer externen Pumpe im Dauerbetrieb zu arbeiten - Nur standardisiertes und leicht zu beschaffendes Verbrauchsmaterial
Zusätzlich sollte das Gerät nach Möglichkeit so ausgerüstet sein, dass es grundsätzlich möglich ist, fertige Kartuschen mit einer bereits angesetzten Spinnlösung leicht einzusetzen und anzuwenden.
Da eine hohe Mobilität erwünscht war, mussten zunächst die verwendeten Komponenten auf das Minimum reduziert werden, was zum Erreichen eines kontrollierten Spinnvorgangs notwendig ist. Um Gefahren beim Betrieb der Anlage auszuschließen, wurde die Auslegung so gewählt, dass nur eine Hochspannungsquelle Verwendung fand, die eine äußerst geringe Stromstärke liefert. Da es unpraktikabel erschien, die zu bespinnende Stelle auf ein größeres negatives Potential zu legen, wurde durch Vorversuche ermittelt, ob es möglich ist, eine gute Faserqualität auch dann zu erhalten, wenn gegen Erdpotential gesponnnen wird. Da diese Versuche erfolgreich verliefen und die Fasern nur zum Teil aufgeladen durch die Luft schwebten, ergab sich folgender Grundaufbau: Die Kanüle, durch die die Spinnlösung fließt, wird von einem Schutzring umgeben, der eine zufällige Berührung verhindert. Sie wird dann mit der Hochspannungsquelle verbunden. Die Masse der Hochspannungsquelle wird nach Möglichkeit leitend mit der zu bespinnenden Stelle verbunden, um eine zu hohe Aufladung zu vermeiden und damit die Faserabscheidung nicht zu verschlechtern. Die
Hochspannungsquelle EMCO DX-200 liefert bei einer Eingangsspannung von 12 V eine regelbare Ausgangsspannung von bis zu 20 kV. Bei einem Strombedarf von < 400 mA ist es möglich, über eine gewisse Zeit einen Betrieb mit Akkus sicherzustellen. Der elektronische Aufbau wurden dann in ein tragbares Handgehäuse Pilot 150 von Rose eingebaut. Aufgrund der Platzverhältnisse und der Problematik der Kombination von Hochspannung und
Mikroelektronik wurde der Vortrieb mechanisch durch Federkraft gelöst. Eine räumliche Trennung zwischen den Bereichen, die mit der Spinnlösung in Kontakt kommen könnten und daher die Gefahr von Kriechströmen oder eines Kurzschlusses besaßen, und dem Bereich der Elektronik stellt sicher, dass auch Bedienungsfehler oder Defekte in der Anlage im
Allgemeinen nicht zu Schäden führen können. Durch eine mit Ausnahme des Erdungsblechs und der Kanüle vollständig aus isolierendem Kunststoff ausgeführten Außenhülle wird die Gefahr eines Stromschlages bei Defekt verhindert.
Um eine erweiterte Einsatzmöglichkeit der Anlage auch im stationären Betrieb zu erreichen, wurde eine externe Einspeisung der Spinnlösung über eine Peristaltikpumpe realisiert. Dazu wurde ein entsprechendes Gehäuse gebaut, das einen dauerhaften Einsatz unter
reproduzierbaren Bedingungen ermöglicht.
Abb. 14 Mobile Elektrospinn-Apparatur im Gehäuse
In Abb. 14 ist die mobile Elektrospinn-Apparatur im Gehäuse für stationären Betrieb zu sehen. Auf der Gegenelektrode ist deutlich eine Fasermatte zu erkennen. In diesem Aufbau wird die Anlage seit über einem Jahr fast im Dauereinsatz ohne nennenswerte Störungen betrieben.
Zuführung Spinnlösung Erdung Spannungsversorgung 10 ,62m m 20mm 4,68mm
Abb. 15 Seitenansicht Abb. 16 Halterung für Spritze
8,12mm 13 ,12 m m 20mm 6,56m m 4,68m m 4,6 8m m Quetschhahn: Erden, Gewindesteigung geringer als bisher
HV-Generator Akku
4,68mm
Dreiwegehahn Zuführung Spinnlösung
17,5mm Spannungs-versorgung und Erdung Spannungsregler mit Kühlkörper Abb. 17 Schnittzeichnung
Abb. 18 Innenansicht
Ein Wechsel der Spinnlösung ist ohne Öffnen des Gehäuses durch auswechseln der Spritze im Griff möglich. Die Bedienelemente an der Oberseite bestehen aus einem Drehregler zur Einstellung der Spannung, einem Ein-Taster, einem Knopf zur Umstellung zwischen Betrieb mit der Spinnlösung aus der eingebauten Spritze und externer Einspeisung und einem Rad für den Quetschhahn, der die Durchflussrate einstellt. Die Innenseite des Griffes ist mit einem Erdungsblech versehen, so dass die Person, die das Gerät in der Hand hält, sich ohne
Aufladungsprobleme Fasern auf die Haut spinnen kann. Um ein reibungsloses Aufspinnen auf andere Personen oder Gegenstände zu erreichen, befindet sich an dem Gerät ein
Spinnversuche mit Pflanzen
Es kann für Anwendungen im Pflanzenschutz vorteilhaft sein, direkt auf den zu schützenden Pflanzen ein Material aufzubringen, das mit minimalem Materialeinsatz eine Freisetzung von Wirkstoffen nur an dem Ort ermöglicht, wo sie benötigt werden. Zur Überprüfung der
praktischen Einsetzbarkeit wurden Spinnversuche mit einer erfahrungsgemäß gut
verspinnbaren Lösung von 4% Polyethylenoxid in Wasser durchgeführt. Hier ergaben sich bei den ersten Versuchsaufbauten einige Probleme durch Kriechströme aufgrund von
ausgelaufener Spinnlösung im Gerät, die dazu führten, dass keine für den Spinnprozess ausreichende Hochspannung über einen längeren Zeitraum stabil erhalten werden konnte. Dies konnte erst durch eine vollständige Kunststoffummantelung des um die Spritze befindlichen Federmechanismus gelöst werden. Bei den durchgeführten Versuchen wurde zunächst auf Pflanzen gesponnen.
Abb. 20 Mit Poly(ethylenoxid) besponnener Ficus
Hierzu wurde das Erdungskabel mit der zuvor leicht angefeuchteten Erde im Blumentopf verbunden, um eine leitfähige Verbindung zwischen Spinnapparatur und Pflanze zu erzielen. Es war ohne Probleme möglich, einen Ficus innerhalb weniger Minuten einzuspinnen. Die Spannung wurde hierbei maximal gewählt, um einen möglichst hohen Durchsatz an Fasern zu
erzielen. Die Durchflussrate wurde mit dem Quetschhahn so eingestellt, dass kontinuierlich Fasern gebildet wurden, die Rate aber gering genug war, dass keine Tropfen auftraten. Dabei wurde beobachtet, dass nur ein sehr geringer Teil der Fasern durch die Luft flog. Die
Mehrzahl orientierte sich auf bzw. zwischen den Blättern. Die Pflanze wurde nicht
gleichmäßig besponnen, vielmehr wurden nur die jeweils am nächsten liegenden Blätter mit Fasern belegt.
Durch Veränderung der Position der mobilen Spinnanlage gelang allerdings ein fast
vollständiges Einspinnen des äußeren Bereiches der Pflanze. Im geschlossenen Raum ohne Umwelteinflüsse durch Wind oder Regen besaßen die Fasern eine recht hohe Stabilität, so dass sie an einigen Stellen noch nach mehr als zwei Wochen zu beobachten waren. Auf einigen Blättern verblieben die Fasern sogar mehrere Monate, bevor sie entfernt wurden. Eine sichtbare Beeinträchtigung des Wachstums der Pflanze wurde nicht bemerkt.
Spinnversuche auf die Haut
Für diese Versuche wurde ebenfalls eine Lösung von 4% Poly(ethylenoxid) in Wasser verwendet. Zunächst wurde auf die eigene Hand gesponnen. Da über den Griff bereits eine Erdung erfolgt war, wurde auf die Verwendung des zusätzlichen Erdungskabels verzichtet.
Der bei den Spinnversuchen eingehaltene Abstand zwischen Hand und lag im Mittel bei 10-15 cm und wurde zwischenzeitlich etwas variiert. Von dem Spinnvorgang auf die Haut war zuerst nur eine leichte Abkühlung an der der Kanüle am nächsten liegenden Hautpartie zu bemerken. Innerhalb weniger Sekunden war dann Fasern zu erkennen. Zu beobachten war, dass bei leicht gespreizten Fingern die Fasern vorwiegend den Zwischenraum überbrückten und bei der Abscheidung der ersten Faserlagen eine fast parallele Anordnung bildeten. Bei längerem Bespinnen des gleichen Ortes ließ diese Orientierung dann nach.
Wie in Abb. 21 zu erkennen ist, bildete sich bereits bei einem geringen Abstand zwischen Hand und Spinnapparatur eine breite Faserverteilung aus, die die ganze Handfläche umfasste
.
Abb. 21 Spinnen von Fasern auf die Hand
Abb. 22 Auf Hand aufgesponnene Fasern aus Poly(ethylenoxid)
Abb. 22 zeigt die fast parallele Anordnung der Fasern zwischen den Fingern, die bei einer kurzen Spinndauer beobachtet wurde.
Zwischenzeitlich wurde die Anlage sowohl im stationären als auch im mobilen Betrieb über längere Zeit fast störungsfrei eingesetzt. Ein Verspinnen auch anderer Polymere in anderen Lösungsmitteln wie Dichlormethan war möglich. Grenzen der Einsetzbarkeit liegen im Bereich sehr geringer Durchflussraten, die sich mit dem hier eingebauten Regler nicht mehr
hinreichend sicher dosieren lassen und bei Lösungen, bei denen sehr hohe Feldstärken zum Verspinnen notwendig sind.
Zusammenfassung
Durch die oben beschriebenen Versuche wurde gezeigt, dass eine mobile Elektrospinn-Anlage in der Lage ist, ohne erkennbare Schäden sowohl Pflanzen als auch Menschen direkt mit Fasern zu bespinnen. Zusammen mit der gemachten Erfahrung, dass bei dem
Spinnvorgang bei richtiger Anwendung kaum Probleme mit elektrostatischer Aufladung auftraten und der Prozess durch eine leicht kühlende Wirkung eher als angenehm zu bezeichnen ist, eröffnen sich hieraus vielfältige Anwendungsmöglichkeiten in der
Verwendung zur Wundbehandlung. Da außerdem davon auszugehen ist, dass eine Wunde aufgrund einer im Vergleich zur unbeschädigten Haut erhöhten Feuchtigkeit auch eine bessere Möglichkeit zum Abbau aufgebrachter Ladungen besitzt, könnte sich die Abscheidungsrate auf beschädigtem Gewebe nochmals erhöhen.
Aufbau einer Apparatur für landwirtschaftliche Anwendungen
Der Aufbau der hier beschriebenen Apparatur wurde gemeinsam mit M.Becker, AG Greiner durchgeführt.
Das oben beschriebene Aufbringen von elektrogesponnenen Fasern auf Pflanzen hat den Weg für weitere Anwendungsgebiete bereitet. Insbesondere in der Landwirtschaft werden
verschiedene Wirkstoffe benötigt, um einen Befall der Nutzpflanzen durch Schädlinge zu verringern. Ein aktuelles Beispiel ist die zunehmende Verbreitung des westlichen
Maiswurzelbohrers Diabrotica virgifer virgifera, einem Schädling, der bei einer eventuellen Einschleppung nach Deutschland einen erheblichen wirtschaftlichen Schaden verursachen könnte. Dieser Schädling wurde in den 1990igern nach Serbien eingeschleppt und breitet sich seitdem kontinuierlich aus[120]. In Nordamerika tritt er bereits seit längerem auf und stellt damit ein größeres Problem dar. Der Maiswurzelbohrer befällt als Larve die Wurzeln der Maispflanzen und in ausgewachsener als flugfähiges Insekt die gesamte Pflanze.
Abb. 23 Larven und ausgewachsene Form des Maiswurzelbohrers Diabrotica virgifer virgifera [120]
Die Auswirkungen dieser Schädigung auf eine Maispflanze zeigt Abb. 24, in der befallene und unbefallene Pflanze verglichen werden.
Außerhalb des zunehmenden
Ausbreitungsgebietes wurden vereinzelt Verschleppungen der Tiere beobachtet, z.B. in der Nähe der Flughäfen Mailand und Lugano. Abb.24 Vergleich von befallenen und In 2003 wurden Ausbrüche aus Frankreich, nicht befallenen Maiswurzeln [120] Belgien, den Niederlanden und Großbritannien
jeweils in der Nähe von größeren Flughäfen beobachtet. Durch Bekämpfungsmaßnahmen war es möglich, in diesen Ländern die Vorkommen wieder auszurotten bzw. auf einen sehr
niedrigen Stand zurückzuführen. Abb.25 zeigt die beobachtete Ausbreitung von 1992-2004. Zur Früherkennung von Diabrotica werden Hormonfallen eingesetzt, die mit dem Hormon des Käferweibchens, 4-Methoxyzimtaldehyd (MCA), beschicht werden [121]. Dieses Hormon ist einfach zugänglich.
Abb. 25 Ausbreitung von Diabrotica von 1992-2004 in Europa [120]
Zur direkten Bekämpfung erfolgt eine Ausbringung von Flüssigkeiten in Tropfenform durch Versprühen oder Vernebeln, die Freisetzung von Feststoffen, an die MCA adsorbiert wurde oder durch Verdampfen der Pheromone aus PTFE-Kapillaren z.B. in einer Mischung mit anderen Substanzen vom Flugzeug aus. Allen diese angesprochenen Verfahren sind jedoch verschiedene Nachteile gemeinsam. So findet die Zuführung der Wirkstoffe nur einmalig statt und eine verzögerte Freisetzung über einen längeren Zeitraum ist im Allgemeinen nicht möglich. Dies hat zur Folge, dass eine wiederholte Freisetzung erforderlich ist, um über den Zeitraum der Gefährdung durch einen möglichen Befall sicher eine wirksame Menge des Wirkstoffes an der benötigten Stelle zu haben. Dies ist natürlich mit erhöhtem Aufwand und einer Steigerung der Kosten für Ausbringung und eingesetztem Material verbunden.
Weiterhin haben die oben angesprochenen Ausbringungsmethoden den Nachteil, das
Störfaktoren wie Regen oder Wind zu einer Verbringung des Wirkstoffes in andere Bereiche führen, was mindestens zu erhöhten Kosten, aber eventuell sogar zu Problemen durch unerwünschte ökologische Wirkungen dieser Materialien führen kann.
