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21.05.2024

Aktiv verformbare Gelenke für Smart Composite Anwendungen

Gestricke & Gewirke Composites Sensorik Technische Textilien Smart Textiles

Zusammenfassung

Funktionsintegrierte aktiv verformbare Faserkunststoffverbunde, auch Smart Composites genannt, gewinnen stetig an Bedeutung und finden zunehmend Anwendung in allen volkswirtschaftlichen und technologischen Leitbranchen, wie dem Fahrzeug‑, Maschinen‑ und Anlagenbau sowie in der Medizin‑, Umwelt‑ und Luftfahrttechnik.

Im IGF-Projekt 21969 BR erfolgte am ITM die simulationsgestützte Entwicklung gestrickter 3D-Preformen zur Realisierung aktiv verformbarer 3D-Faserkunststoffverbunde mit mehrachsigem Festkörpergelenk. Dabei werden als Aktoren Drähte aus Formgedächtnislegierung eingesetzt und textiltechnisch direkt in die textilen Verstärkungsstrukturen integriert, die einmal in der Matrix eingebettet die spätere Beweglichkeit des Bauteils sicherstellen. Dadurch sind erstmalig das Leichtbaupotenzial von Hochleistungsfasern und das Leistungspotenzial textilbasierter Aktoren zur Erzielung komplexer 3D-Bewegungen in hohem Maße ausnutzbar, was langfristig zu einer deutlichen Steigerung der Energieeffizienz von Systemen und Komponenten beiträgt.

Bericht

Einleitung und Problemstellung

Im Zuge der notwendigen Etablierung nachhaltiger Lösungen besteht derzeit ein hoher Bedarf an hochbelastbaren und zugleich extrem leichten Bauteilen aus faserverstärkten Kunststoffverbunden (FKV) mit zusätzlichen Funktionalitäten. Insbesondere aktiv verformbare FKV mit strukturintegrierten Aktoren und Festkörpergelenken haben ein hohes Innovationspotenzial zur Realisierung komplexer 3D-Bewegungsaufgaben, für die herkömmliche Bewegungsmechanismen in Differentialbauweise meist eine lineare Kopplung mehrerer konventioneller Gelenke und dezentraler Antriebe erfordern, die eine hohe Massenträgheit und demzufolge einen hohen Energieverbrauch bedingen.

Zur Ausnutzung des Leichtbaupotenzials von FKV besteht daher ein hoher Bedarf an funktionsintegrierten textilen Verstärkungsstrukturen, die gleichzeitig als bedarfsgerechte Funktions- und Festigkeitsträger fungieren. Daraus herstellbare, aktiv verformbare FKV-Bauteile kommen zunehmend in industriellen Anwendungen zum Einsatz, u. a. im Maschinen‑ und Anlagenbau (z. B. Soft Robotik [1], Leichtbauroboterarme), der Medizintechnik (z. B. aktive Orthesen und Prothesen, Endoskopie-Endeffektoren), im Schiff‑ und Automobilbau (z. B. adaptive Spoiler, aktiv verformbare Hydrofoils) sowie in der Luftfahrt (z. B. morphing wings [2 – 4]). Sie weisen eine aktiv geometrisch-veränderbare äußere Form auf, die i. d. R. über eine steuerbare Modulation der inneren Morphologie des Werkstoffes oder durch strukturintegrierte Aktoren, z. B. nach thermischer Aktivierung kontrahierende Drähte aus Formgedächtnislegierung (FGL) [5], einstellbar ist. Derzeit verfügen diese Lösungen allerdings nur über Festkörpergelenke mit einem Freiheitsgrad und können damit lediglich einfache Verformungen ausführen [6 – 8]. Komplexere 3D-Bewegungen sind deshalb nur durch eine kinematische Kopplung erreichbar, d. h. durch die in Bauteillängsrichtung versetzte Anordnung mehrerer einachsiger Festkörpergelenke. Bisher sind keine geeigneten Auslegungsstrategien zur Umsetzung komplexer, mehrachsiger Bewegungen von duroplastischen 3D-FKV-Bauteilen durch textilintegrierte, mehrachsige Festkörpergelenke vorhanden.

Zielsetzung

Das Ziel des IGF-Forschungsprojektes 21969 BR war die simulationsgestützte Entwicklung, Umsetzung und Erprobung gestrickter schlauchförmiger Verstärkungshalbzeuge mit mehrachsigem Festkörpergelenk sowie strukturintegrierten Aktor- und Energieversorgungsnetzwerken zur Herstellung definiert und aktiv verformbarer 3D-FKV-Integralbauteile mit Duromermatrix, die mindestens zwei Freiheitsgraden aufweisen.

Derartige 3D-FKV-Bauteile mit biegeweichem Festkörpergelenk besitzen, analog zu biologischen Vorbildern, eine segmentierte Struktur mit zwei durch das Gelenk elastisch miteinander gekoppelten starren Segmenten (vgl. Abbildung 1). Die bei Aktivierung der FGL-Aktoren infolge der Kontraktion verrichtete Verformungsarbeit generiert ein Biegemoment um die jeweilige Gelenkachse und induziert somit entsprechende Relativbewegungen der starren FKV-Segmente.

Die wesentlichen Herausforderungen im Projekt sind die bedarfsgerechte Auslegung geeigneter Deformationsbereiche des Festkörpergelenks sowie die integrale Fertigung von funktionalisierten 3D-Verstärkungshalbzeugen als schlauchförmige Mehrlagengestricke. In diese sollen im Strickprozess sowohl FGL-Drähte als auch ein für deren elektrisch induzierte Aktivierung erforderliches Energieversorgungsnetzwerk aus leitfähigem Garnmaterial simultan integriert werden. Die FGL-Aktoren sind dabei so anzuordnen, dass das mehrachsige Festkörpergelenk mindestens zwei im Deformationsbereich konzentrierte Freiheitsgrade aufweist, die Biegeverformungen um zwei Hauptgelenkachsen zulassen. Zudem sind sie direkt während des Strickprozesses so zu verarbeiten, dass sie form‑ und kraftschlüssig in der Struktur eingebunden sind und somit eine maximale, reproduzierbare Auslenkung der aktiv verformbaren FKV-Bauteile ermöglichen.

Ergebnisse

Simulationsgestützte Strukturauslegung

Im Projekt erfolgte zunächst die Präzisierung der zu erfüllenden Anforderungen an relevante aktiv verformbare FKV-Integralbauteile ohne externe Motoren in den anvisierten Anwendungsbereichen. Nach Ableitung der Anforderungen an integral gefertigte, funktionalisierte 3D-Textilhalbzeuge mit strukturintegrierten FGL-Aktoren erfolgte eine simulationsgestützte Analyse der maximal erreichbaren Verformungen von aktiv verformbaren FKV-Bauteilen an festgelegten Funktionsmustern mittels Finiter Element Methode (FEM). Dazu wurde das Woodworth-Kaliske-FGL-Materialmodell verwendet [9], das in der Lage ist, den Formgedächtniseffekt der eingesetzten FGL-Aktoren durch direkte Vordehnung abzubilden. Aufbauend auf den Ergebnissen der FEM-Analyse wurden bindungstechnische Ansätze zur integralen Realisierung der Funktionsmuster und insbesondere zur Lösung folgender Aufgaben entwickelt:

  1. Gestaltung von biegeweichen Gelenk‑ bzw. Deformationsbereichen für eine höchstmögliche Verformung der FKV-Bauteile.
  2. Stricktechnische Einbindung der FGL-Aktoren für eine hinreichende form- und kraftschlüssige Fixierung und somit maximale Auslenkung der FKV-Bauteile.
  3. Stricktechnische Einbindung der elektrisch leitfähigen Garne für eine in-situ Kontaktierung, d. h. zuverlässige, stoffschlüssige elektrische Verbindung der FGL-Aktoren mit dem Energienetzwerk im FKV-Bauteil.

Die Ergebnisse zeigen (vgl. Abbildung 2), dass im Vergleich zu den starren Segmenten (Section#1 mit 8 Verstärkungslagen à jeweils 1.200 tex in Kett- und Schussrichtung) die entwickelten 2D-Gelenkbereiche mit nur 2 Verstärkungslagen à 1.200 tex in Kett- und Schussrichtung (Section#2) bzw. à 1.200 tex in Kettrichtung und 410 tex in Schussrichtung (Section#3) um ca. 50 % geringere Biegemodule aufweisen (Section#1: ca. 12 GPa; Section#2 und Section#3: ca. 6 GPa in Bauteillängsrichtung) und daher als Deformationsbereiche prinzipiell geeignet sind [10].

Nach Konsolidierung von 3D-FKV-Bauteilen mit Epoxidharz (EP) wurde jedoch festgestellt, dass die Biegesteifigkeit der Deformationsbereiche zu hoch ist, um eine Verformung des 3D-Bauteils zu erlauben. Das ist auf die hohe Drucksteifigkeit des EPs in Verbindung mit der gekrümmten Rohrwandung zurückzuführen, die einen hohen Verformungswiderstand bedingen, was auch die durchgeführte FEM-Analyse bestätigt. Daher wurde im Projekt ein Multi-Matrix-Ansatz verfolgt, um die Gelenk‑ bzw. Deformationsbereiche mit einem viel biegeweicheren Matrixmaterial als das EP zu versehen. Hierfür wurden während der Infiltration im VARI-Verfahren zugleich die starren Segmente mit EP konsolidiert, die Deformationsbereiche hingegen mit einem fließfähigen Polyurethan-Matrixsystem (PUR) Biresin®-407 der Firma Sika Deutschland GmbH. Dieses gießfähige Elastomer mit einer Viskosität von ca. 600 mPa·s und einer Shore-Härte A 85 weist insbesondere ein niedriges Biegemodul von ca. 2 GPa auf (vgl. PUR-Section in Abbildung 2), was eine Verformung auch von rohrförmigen 3D-FKV-Bauteilen begünstigt.

Die Ergebnisse zeigen weiterhin, dass durch Maschenbildung über Plattieren direkt während des Strickprozesses FGL-Aktoren und elektrisch leitfähige Garne gezielt lokal vermaschbar sind (vgl. Abbildung 3). Somit sind zugleich eine form‑ und kraftschlüssige Fixierung der FGL-Aktoren in den Textilhalbzeugen mit ca. 100 N Auszugskraft im Verbund als auch eine zuverlässige elektrische in-situ Kontaktierung (stoffschlüssige Verbindung) mit niedrigen Übergangswiderständen von ca. 5 Ω realisierbar. Grund dafür ist die im Vergleich zu gestreckten Fäden ohne Verschlingungen (z. B. Kettfaden oder Teilschuss) über die Maschenbildung deutlich größere Kontaktfläche zwischen den Funktionsgarnen. Die elektrische Leitfähigkeit wird zudem durch lokales Applizieren eines Leitklebers (Silberlack Leitsilber der Firma Kemo-Electronic GmbH) im Kontaktierungsbereich verbessert.

Damit lassen sich anhand des Multi-Matrix-Ansatzes aktiv verformbare 2D-FKV-Integralbauteile mit mehreren Deformationsbereichen sowie strukturintegrierten Aktor- und Energienetzwerken realisieren (vgl. Abbildung 4). Thermographische Untersuchungen zeigen, dass die verschiedenen Deformationsbereiche über einen einzigen FGL-Aktor durch das Energienetzwerk separat ansteuerbar sind. Die Aktivierung des FGL-Aktors über die gesamte Bauteillänge, d. h. über die zwei PUR-Deformationsbereiche, führt zu erreichbaren Verformungen von ca. 50 mm, was mittels Lasertriangulation nachgewiesen wurde.

Aktiv verformbare 3D-FKV-Integralbauteile

Das entwickelte FEM-Modell wurde anhand der Ergebnisse mechanischer Charakterisierung von 2D- und 3D-Verbundproben validiert, insb. Zug-, 4-Punkt- und 3-Punkt-Biegeversuche sowie Aktivierungsversuche, und darauf aufbauend für die Auslegung und Optimierung von aktiv verformbaren 3D-FKV-Bauteilen mit mehrachsigen Festkörpergelenken, die jeweils zwei Freiheitsgrade aufweisen, herangezogen. Dabei wurden verschiedene 3D-Gelenktopologien entworfen und mit der Realisierung aktiv verformbarer 3D-FKV-Bauteile schrittweise optimiert. Somit konnte eine Vorzugslösung für die Umsetzung eines generischen Technologiedemonstrators abgeleitet werden (vgl. Abbildung 5). Diese weist einen faltenbalgartigen PUR-Gelenkbereich auf und ermöglicht Verformungen von max. 44,8 mm, was einer Auslenkung von ca. 11° entspricht. Zur Sicherstellung einer maximalen Auslenkung des Bauteils sind dabei die FGL-Aktoren im Gelenkbereich innerhalb des FKV-Rohres freiliegend zugeführt und erst an den Extremitäten der starren FKV-Segmenten lokal fixiert. Zudem sind sie im Gelenkbereich gezielt umgelenkt, um eine exzentrische Krafteinleitung bei Kontraktion der FGL-Aktoren hervorzurufen und somit hohe Biegeverformungen zu bewirken.

Die Umsetzung und Prüfung des Technologiedemonstrators (vgl. Abbildung 6) in Form eines mehrgliedrigen, aktiv verformbaren 3D-Gelenkarms, z. B. für den Anwendungsbereich Robotik, bestätigt, dass die neuartigen, gestrickten 3D-Verstärkungshalbzeuge mit mehrachsigen Festkörpergelenken sowie strukturintegrierten FGL-Aktor- und Energienetzwerken für die flexible Herstellung aktiv verformbarer 3D-FKV-Integralbauteile sehr gut geeignet sind. Die entwickelten Gelenktopologien ermöglichen erstmalig die Realisierung mehrachsiger Festkörpergelenke mit zwei Freiheitsgraden, die komplexe 3D-Bewegungsaufgaben mit erreichbaren Bauteilverformungen von ca. 50 mm ausführen können. Dabei sind im Vergleich zu herkömmlichen Bewegungsmechanismen, die eine lineare Kopplung mehrerer Gelenke und dezentraler Antriebe mit hoher Massenträgheit und demzufolge hohem Energiebedarf erfordern, wesentliche Vorteile erreichbar, insbesondere hinsichtlich des geringeren Montageaufwandes, der Reibungs- bzw. Verschleißfreiheit und der damit weitestgehend dauerhaften Wartungsfreiheit sowie des niedrigen Energieverbrauchs der FGL-Aktoren.

Damit sind die Voraussetzungen für eine wirtschaftliche und flexible Fertigung neuartiger, funktionalisierter 3D-Textilhalbzeuge für die Realisierung aktiv verformbarer 3D-FKV-Integralbauteile in reproduzierbarer Qualität geschaffen.

Zusammenfassung

Im abgeschlossenen IGF-Forschungsprojekt 21969 BR wurde erfolgreich eine auf der Flachstricktechnik basierende, flexible und industrietaugliche Fertigungstechnologie zur integralen Herstellung funktionalisierter 3D-Textilverstärkungshalbzeuge mit mehrachsigen Festkörpergelenken, strukturintegrierten Aktoren sowie für deren Aktivierung erforderlichen elektrisch leitfähigen Zuleitungen entwickelt, umgesetzt und erprobt.

Damit sind aktiv verformbare FKV-Bauteile realisierbar, die durch definiert angesteuerte Aktoren aus Formgedächtnislegierung (FGL) komplexe 3D-Bewegungen ausführen können. Dabei ermöglichen speziell gestaltete, topologisch optimierte Gelenkbereiche mit mehreren Freiheitsgraden innerhalb der textilen Verstärkungsstruktur die spätere 3D-Bewegungsaufgaben. Der geringere Montageaufwand, die Reibungs- bzw. Verschleißfreiheit und die damit weitestgehend dauerhafte Wartungsfreiheit sind erhebliche Vorteile gegenüber herkömmlichen Bewegungsmechanismen, die dazu mehrere konventionelle Drehgelenke erfordern. Dadurch sind zugleich das Leichtbaupotenzial von Hochleistungsfasern und das Leistungspotenzial textilbasierter FGL-Aktoren zur Erzielung komplexer 3D-Bewegungen in hohem Maße ausnutzbar.

Potenzielle industrielle Anwendungen sind aktiv verformbare 3D-FKV-Integralbauteile, die erstmals mit intrinsischen 3D-Gelenkmechanismen ausgestattet werden können, u. a. im Maschinen- und Anlagenbau (z. B. mehrgliedrige Roboterarme), im Schiff- und Fahrzeugbau (z. B. aktiv verformbare Tragfläche oder adaptive Verstellmechanismen für Spoiler) sowie in der Medizintechnik (z. B. aktive Orthesen und Prothesen, Endoskopie-Endeffektoren). Insbesondere die KMU der Textil- und FKV-Industrie beziehen aus den Projektergebnissen den konkreten Nutzen, dass ihnen technologisches Wissen zur simulationsgestützten Konzeptionierung, Auslegung und Fertigung maßgeschneiderter Textilverstärkungshalbzeuge für aktiv verformbare 3D-FKV-Bauteile mit strukturintegrierten Festkörpergelenken bereitgestellt wird, die in den genannten Marktbereichen eine steigende Nachfrage erfahren.

Danksagung

Das IGF-Vorhaben 21969 BR der Forschungsvereinigung Forschungskuratorium Textil e. V. wurde über die AiF im Rahmen des Programms zur Förderung der industriellen Gemeinschaftsforschung (IGF) vom Bundesministerium für Wirtschaft und Klimaschutz aufgrund eines Beschlusses des Deutschen Bundestages gefördert.

Die Autoren danken den genannten Institutionen für die Bereitstellung der finanziellen Mittel sowie den involvierten Unternehmen im projektbegleitenden Ausschuss für die fachliche Unterstützung und die Bereitstellung von Versuchsmaterial. Der Forschungsbericht und weiterführende Informationen sind am Institut für Textilmaschinen und Textile Hochleistungswerkstofftechnik der TU Dresden erhältlich.

 

Literaturverzeichnis

[1]           Lee, J.-H.; Chung, Y.S.; Rodrigue, H.: Long Shape Memory Alloy Tendon-based Soft Robotic Actuators and Implementation as a Soft Gripper. In: Scientific Reports 9 (2019) 1, S. 11251.

[2]           Wan A Hamid, W.L.H.: Design of a Composite Morphing Wing. London: Imperial College of Science, Technology and Medicine, Department of Aeronautics. PhD Thesis, 2019.

[3]           Hajarian, A.; Zakerzadeh, M.R.; Baghani, M.: Design, analysis and testing of a smart morphing airfoil actuated by SMA wires. In: Smart Materials and Structures 28 (2019) 115043, S. 1–12.

[4]           Ashir, M.; Hindahl, J.; Nocke, A.; Cherif, C.: Development of an adaptive morphing wing based on fiber-reinforced plastics and shape memory alloys. In: Journal of Industrial Textiles 50 (2020) 1, S. 114–

129.

[5]           Suman, A.; Fabbri, E.; Fortini, A.; Merlin, M.; Pinelli, M.: On the design strategies for SMA-based morphing actuators: state of the art and common practices applied to a fascinating case study. In: Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, Part G: Journal of Aerospace Engineering (2020), S. 1–17.

[6]           Ashir, M.; Nocke, A.; Cherif, C.: Maximum deformation of shape memory alloy based adaptive fiber-reinforced plastics. In: Composites Science and Technology 184 (2019) 107860, S. 1–15.

[7]           Ashir, M.; Nocke, A.; Cherif, C.: Adaptive fiber-reinforced plastics based on open reed weaving and tailored fiber placement technology. In: Textile Research Journal 90 (2020) 9-10, S. 981–990.

[8]           Lohse, F.; Wende, C.; Klass, K.-D.; Hickmann, R.; Häntzsche, E.; Bollengier, Q.; Ashir, M.; Pöschel, R.; Bolk, N.; Trümper, W.; Cherif, C.: Bio-inspired semi-flexible joint based on fibre-reinforced composites with shape memory alloys. In: Journal of Intelligent Material Systems and Structures (2020), S. 1–11.

[9]           Woodworth, L.A.; Lohse, F.; Kopelmann, K.; Cherif, C.; Kaliske, M.: Development of a constitutive model considering functional fatigue and pre-stretch in shape memory alloy wires. In: International Journal of Solids and Structures 234-235 (2022), S. 111242.

[10]        Bollengier, Q.; Rabe, D.; Mersch, J.; Häntzsche, E.; Nocke, A.; Cherif, C.: Development of integrated in-situ actuator networks for the realization of flexure hinges for highly deformable fiber-reinforced plastic composites. In: Passion for Innovation. 21st World Textile Conference AUTEX 2022, Online (Lodz, Poland) (2022) - ISBN 978-83-66741-75-1, S. 440–444.

AutorInnen: Bollengier, Quentin Rabe, David Mersch, Johannes Annadata, Achyuth Ram Gereke, Thomas Häntzsche, Eric Cherif, Chokri

Technische Universität Dresden
Fakultät Maschinenwesen
Institut für Textilmaschinen und Textile Hochleistungswerkstofftechnik (ITM)
01062 Dresden

https://tu-dresden.de/mw/itm

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28.11.2023

Entwicklung einer neuartigen Spinntechnologie zur Realisierung skalierbarer nano-, submikro- und mikrostrukturierter Faseroberflächen für technische und medizinische Anwendungen

Fasern Garne Technische Textilien Medizin

Zusammenfassung

Das Hauptziel des IGF Projektes 21411 BR war die gezielte und reproduzierbare Oberflächenstrukturierung von Fasern während der Herstellung von Multifilamentgarnen. Dazu erfolgte die Entwicklung eines Verfahrens zur Herstellung von Bikomponentengarnen aus einem Grundpolymer und einer wasserlöslichen, strukturbildenden PVOH-Mantelkomponente. Durch das Herauslösen der Mantelkomponente in einem weiteren Prozessschritt werden dann nano-, submikro- und mikrostrukturierte Oberflächen erzeugt. Durch diese Verfahrensentwicklung sind nun erstmalig oberflächenstrukturierte Fasern herstellbar, die mit konventionellen Verfahren zur Oberflächenfunktionalisierung bisher nicht möglich waren. Der dazu notwendige Spinnprozess inkl. grundlegende Prozessparameter wurden im Projekt im Technikumsmaßstab erarbeitet. Die Nutzbarkeit der Ergebnisse wurde durch die erfolgreiche Erspinnung von Multifilamentgarnen mit strukturierten Faseroberflächen auf einer Pilot-Biko-Schmelzspinnanlage gezeigt. Die textiltechnische Verarbeitbarkeit der erzeugten Biko-Multifilamentgarnen erfolgte mit der erfolgreichen Umsetzung textiltechnischer Demonstratoren in Webversuchen.

Bericht

Einleitung, Problemstellung und Zielsetzung
Die kontinuierliche Entwicklung innovativer Technologien im Bereich der chemischen Faserproduktion ist entscheidend für die Fortentwicklung der gesamten Textilwirtschaft. Die gegenwärtige Fokussierung auf technische Textilien und medizintechnische Textilprodukte eröffnet vielversprechende Perspektiven für die deutsche Textil- und Faserindustrie. Diese aufstrebenden Märkte umfassen innovative Anwendungen, wie textiles Bauen, einschließlich komplex strukturierter architektonischer Membranen oder die Biomedizin mit Produkten, wie textile Implantate und Gewebsregenerationslösungen.

Ein neuartiger und vielversprechender Lösungsansatz ist die zielgerichtete Oberflächenstrukturierung der Fasern bereits während der Faserherstellung, um zum einen die Faseroberfläche zu erhöhen und zum anderen eine formschlüssige Anbindung der Matrix an die Faser zu erreichen. Diese Strukturierung auf der Einzelfilamentebene zeichnet sich durch regelmäßig oder stochastisch verteilte Nano- und Mikrostrukturen aus, darunter fibrillenartige Formationen. Dies führt zu einer definierten Oberflächenmorphologie und -topografie mit Kavitäten (Vertiefungen) und einer Oberflächenrauheit.

Für eine umfassende Nutzbarkeit dieser bisher unbekannten oberflächenstrukturierte Filamente, wurden im IGF Projektes 21411 BR „Nano, submikro- und mikrostrukturierte Fasern“ verschiedene Materialsysteme untersucht: das am Markt in großen Mengen verfügbare technische Polyester (PET - aromatischer Polyester), das im medizinischen Bereich häufig verwendete Polylactid Acid (PLA - aliphatischer Polyester) und ein High Density-Polyethylen (HDPE – Polyolefin). Basis für die Herstellung der strukturierten Fasern war eine Verfahrensentwicklung des Bikomponenten (Biko)-Schmelzspinnens. Kernpunkt dieser Entwicklung ist der temporäre Einsatz von wasserlöslichem Polyvinylalkohol (PVOH) als strukturformende Mantelkomponente im Fadenbildungsprozess. Eine anschließende Entfernung der strukturformenden Mantelkomponente entweder auf Garnebene oder auf Textilebene erzeugt dann die strukturierten Faseroberflächen im nano- (bis 0,1 μm), submikro- (0,1 ̶ 1 μm) und mikroskaligen (1 ̶ 2 μm) Bereich. Jeder dazu notwendige Entwicklungsschritt wurde von methodischen Material- und Prozesscharakterisierungen sowie gängigen physikalischen und chemischen Analysen begleitet, z.B. Untersuchungen der thermischen Eigenschaften des PVOH, der rheologischen Eigenschaften der Blend/PVOH-Mischungen sowie des Löslichkeitsverhaltens des PVOH aus dem Mantel der Biko-Fasern.

Erzielte Ergebnisse
Untersuchung der Schmelzspinnbarkeit von Polymer-PVOH-blends

Besondere Kernaufgaben der gesamten Verfahrensentwicklung war die Identifizierung prozesstechnisch geeigneter Materialpaarungen zur Herstellung von Blend-Formulierungen für die Vorlage im Schmelzspinnprozess. Die Ableitung von Vorzugsformulierungen für das Schmelzspinnen erfolgte im Projekt anhand der physikalischen und rheologischen Eigenschaften der jeweiligen Polymer-PVOH-Blend-Formulierungen. Zur Darstellung der Schmelzspinnbarkeit wurden weiterhin die thermische Stabilität und das Degradationsverhalten verschiedener wasserlöslicher PVOH sowie der Compoundpolymere (PET, PLA bzw. PE) mittels thermogravimetrischer Analyse (TGA) bestimmt. Die ausgewählten Compoundpolymere zeigen eine Zersetzung unter Schutzgasatmosphäre erst bei Temperaturen von weit über 300 °C, wobei es eine zentrale Abbaustufe gibt (VGL: Abbildung 1, links). Die untersuchten PVOH-Typen weisen dagegen verschiedene Abbaustufen und Zersetzungsbereiche mit ersten auftretenden Abbaureaktionen ab 100 °C auf (vgl. Abbildung 1, links). Die Kristallisations- und Schmelztemperaturen sowie das Fenster der Verarbeitungstemperaturen wurden mittels dynamischer Differenzkalorimetrie (DSC) bestimmt. Besonderes Augenmerk bei der rheologischen Charakterisierung der PVOH-Materialien war die Identifikation zum jeweiligen Compoundpolymer sowie zu prozesstypischen Anforderungen (z.B. Extrusionsverhalten, Spinndüsendynamik) passender Viskositäten.

Abbildung 1

Abbildung 1: Ergebnisse der TGA Untersuchungen - Massenänderung in Abhängigkeit von Temperatur und Zeit unter Schutzgasatmosphäre (N2)

 

Erspinnung der nano-, submikro- und mikrostrukturierter Fasern
Die Erspinnung der grundlegend untersuchten Polymer (PET, PLA und PE-PVOH)-Blends zu Biko-Multifilamentgarnen erfolgte mittels der am ITM vorhandenen Biko-Schmelzspinnanlage. Die dafür notwendigen experimentellen Arbeiten zur Herstellung von Biko-Fasern durch Evaluierung verschiedener Spinnprozessparameter wurde systematisch umgesetzt, um ein tiefgründiges Verständnis für die Wechselwirkungen zwischen Garneigenschaften und Prozessparametern aufzubauen. Bei der Erspinnung wurden die Anordnungen Kern-Mantel- bzw. orange pie-Geometrie untersucht (Abbildung 2). Die prozessbegleitenden systematischen Untersuchungen umfassten die Charakterisierung der mechanischen und textil-physikalischen Eigenschaften. Aus den analytischen Untersuchungen und der Spinnprozessentwicklung wurde ein Spinnkonzept für die Erspinnung der Biko-Präkursorfasern für neuartige nano-, submikro- und mikroskalige strukturierte Fasermaterialien erstellt.

 

Abbildung 2

Abbildung 2: Ausgewählte Düsengeometrien a) core-shell aus PET und PET/PVOH, b) orange-pie aus PET und PET/PVOH, c) core-shell aus PLA und PLA/PVOH, b) orange-pie aus PLA und PLA/PVOH

 

Verfahrensentwicklung zum Herauslösen der strukturbildenden Stützkomponente (PVOH)
Zur Erzeugung der Oberflächenstrukturierung erfolgte die Entwicklung eines industrienahen Verfahrens zum Herauslösen der strukturbildenden Stützkomponente (PVOH) aus dem Fasermantel. Erforscht wurde das Herauslösen der Stützkomponenten aus den Biko-Fasern nach dem Verstrecken bzw. nach der textilen Flächenbildung. Ein kontinuierliches Lösen des PVOH im Spinnprozess war aufgrund des Unterschieds zwischen Fadenlaufgeschwindigkeit (≥ 100 m/min) notwendiger Lösezeit von PVOH (≥ 180 s, vgl. Abbildung 1) nicht umsetzbar.

Abbildung 3

Abbildung 3: Löseeigenschaften der PVOH-Typen in Wasser unter Raumtemperatur und leichter Strömung

 

Besondere Aufmerksamkeit galt der Ermittlung relevanter Prozessparameter, wie Lösezeit und -temperatur, sowie der Auswahl des Lösungsmittels auf das Löseverhalten von PVOH, was in in zwei Entwicklungsstufen erfolgte: 1. Stufe - diskontinuierliches Herauslösen im Labormaßstab und 2. Stufe diskontinuierliche Löseversuche in einem Rolle-zu-Rolle-Prozess. Die Bewertung der Oberflächenstrukturierung erfolgte anhand von Lichtmikroskopie- und Rasterelektronenmikroskopie-(REM)Aufnahmen (Abbildung 4). Das entwickelte Verfahren zum gezielten Herauslösen von PVOH aus einem Multifilamentgarn ermöglichte die Erzeugung einer strukturierten Oberfläche. Die Optimierung der Prozessparameter sowie die praktische Umsetzbarkeit in einem kontinuierlichen Produktionsprozess sind die entscheidenden nächsten Schritte für die industrielle Anwendbarkeit dieser vielversprechenden Technologie.

Abbildung 4

Abbildung 4: REM-Aufnahmen  Einzelfilamenten der Biko-Filamentgarne: (links) vor dem Herauslösen des PVOH aus der Mantelkomponente, (rechts) nach dem Herauslösen des PVOH aus der Mantelkomponente

 

Textiltechnische Verarbeitung der nano-, submikro- und mikrostrukturierten Fasern
Die Beurteilung des Webverhaltens der ersponnenen Biko-Fasern erfolgte mittels Webversuchen auf einer Spulenschützen-Bandwebmaschine SL 150 (MAGEBA TEXTILMASCHINEN GMBH & CO. KG). Dabei wurde ein Standard-Polyestergarn als Kettfaden (16 Fäden/cm/Lage) eingesetzt. Das Biko-Garn wurde mittels eines Spulenschützen in Schussrichtung (7 Fäden/cm/Lage) eingebracht (vgl. Abbildung 5, links). Erfolgreich umgesetzt wurde in einem störungsfreien Webprozess ein zweilagiges, schlauchförmiges Gewebe mit Köperbindung in der oberen und Atlasbindung in der unteren Lage. Die Flächengebilde wurden mikroskopisch auf Filamentbrüche oder Fadenschädigung untersucht.

Abbildung 5

Abbildung 5: Textiltechnische Verarbeitung der Biko-Garne im Webprozess auf einer Spulenschützen-Bandwebmaschine (links); Zweilagiges, schlauchförmiges Gewebe aus Biko-Garn im Schussfaden und einem Polyestergarn in Kettfadenrichtung (rechts)

 

Zusammenfassung
Das Hauptziel des IGF Projektes 21411 BR war die gezielte und reproduzierbare Oberflächenstrukturierung von Fasern während der Herstellung von Multifilamentgarnen. Dazu erfolgte die Entwicklung eines Verfahrens zur Herstellung von Bikomponentengarnen aus einem Grundpolymer und einer wasserlöslichen, strukturbildenden PVOH-Mantelkomponente. Durch das Herauslösen der Mantelkomponente in einem weiteren Prozessschritt werden dann nano-, submikro- und mikrostrukturierte Oberflächen erzeugt. Durch diese Verfahrensentwicklung sind nun erstmalig oberflächenstrukturierte Fasern herstellbar, die mit konventionellen Verfahren zur Oberflächenfunktionalisierung bisher nicht möglich waren. Der dazu notwendige Spinnprozess inkl. grundlegende Prozessparameter wurden im Projekt im Technikumsmaßstab erarbeitet. Die Nutzbarkeit der Ergebnisse wurde durch die erfolgreiche Erspinnung von Multifilamentgarnen mit strukturierten Faseroberflächen auf einer Pilot-Biko-Schmelzspinnanlage gezeigt. Die textiltechnische Verarbeitbarkeit der erzeugten Biko-Multifilamentgarnen erfolgte mit der erfolgreichen Umsetzung textiltechnischer Demonstratoren in Webversuchen.

 

Danksagung
Das IGF-Vorhaben 21411 BR der Forschungsvereinigung Forschungskuratorium Textil e.V. wurde über die AiF im Rahmen des Programms zur Förderung der industriellen Gemeinschaftsforschung (IGF) vom Bundesministerium für Wirtschaft und Klimaschutz aufgrund eines Beschlusses des Deutschen Bundestages gefördert. Wir danken den genannten Institutionen für die Bereitstellung der finanziellen Mittel. Darüber hinaus möchten wir den Mitgliedern des Projektbegleitenden Ausschusses für ihre Unterstützung während der Projektbearbeitung danken.

 

AutorInnen: Frankenbach, Leopold Alexander Lukoschek, Stephanie Kruppke, Iris Cherif, Chokri

Institut für Textilmaschinen und Textile Hochleistungswerkstofftechnik, TU Dresden

multifilament yarns Oberflächenstruktur

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31.10.2023

Vernetzung von elektrogesponnenen Chitosan-Nanofasern mit Genipin für medizinische Anwendungen und Tissue Engineering

Fasern Vliesstoffe

Zusammenfassung

In dieser Studie haben wir ein Verfahren zur Herstellung von Chitosan-Nanofaservliesen vorgestellt. Außerdem wurde gezeigt, dass Genipin eine vielversprechende Alternative für das zytotoxische Glutaraldehyd zur Vernetzung von Chitosan ist. Obwohl die Filtration einen großen Einfluss auf die Viskosität der Lösung hat, gibt es keinen signifikanten Einfluss auf den Faserdurchmesser, aber auf die Struktur der Nanofasern in der Ausprägung von Kräuselung im Vergleich zu glatten Fasern. Der Einfluss dieser gekräuselten Fasern (nach der Filtration) auf die Zellproliferation und das Zellverhalten muss in zukünftigen Studien untersucht werden.

Die Waschversuche zeigen die Fähigkeit von Genipin, Chitosan erfolgreich zu vernetzen. Die Auswirkung der Quellung auf die mechanischen Eigenschaften der Membran muss für die weitere Verwendung ebenfalls noch untersucht werden. Schließlich wird die Leistung dieser vernetzten Nanofaservliese in In-vitro-Zelllebensfähigkeitstests und Proliferationstests in weiteren Studien geprüft.

Bericht

Abstract

In dieser Studie wird Genipin zur Vernetzung von Nanofasern verwendet, die aus einer Lösung von Chitosan und Polyethylenoxid (PEO) (Verhältnis 7:3) in 70 %-iger Essigsäure elektrogesponnen wurden. Genipin ist eine chemische Verbindung, die aus den Früchten der gardenis jasminoides ellis isoliert wird und mit freien Aminogruppen reagiert. Außerdem ist es 5.000 bis 10.000 Mal weniger zytotoxisch als Glutaraldehyd, der bisher am häufigsten verwendete Vernetzer für Chitosan. [SHH+99] Untersucht werden die Fasermorphologie, die mechanische Festigkeit, das Ergebnis der Fourier-Transformations-Infrarotspektroskopie (FTIR) und die Löslichkeit in einer wässrigen Lösung mittels gravimetrischer Messungen.

Es wurden erfolgreich Nanofasern hergestellt und dann teilweise mit Genipin vernetzt und die Vernetzung war erfolgreich. Ohne Vernetzung lösten sich die Fasern in wässriger Lösung auf, während vernetzte Fasern stabil gequollen sind. Nicht vernetzte Fasern haben einen Faserdurchmesser von 573 ± 81 nm, vernetzte 560 ± 96 nm. Nach dem Quellen betragen die Faserdurchmesser 901 ± 105 nm.

1. Einleitung

Mit einer hohen spezifischen Oberfläche, einer hohen Porosität und einer ähnlichen Größe wie die extrazelluläre Matrix (ECM) im menschlichen Körper haben elektrogesponnene Nanofasern vorteilhafte Eigenschaften für medizinische Anwendungen und Tissue Engineering [KC17]. Chitosan ist ein natürliches Biopolymer mit guter Biokompatibilität und biologischer Abbaubarkeit und weist ebenfalls Ähnlichkeiten mit der ECM auf. Nanofasern aus Chitosan wurden in der Vergangenheit bereits elektrogesponnen, welche in wässrigen Lösungen schlechte Eigenschaften (mechanische Festigkeit, Anfälligkeit für enzymatischen Abbau, Auflösen) zeigen. Die Vernetzung führt zur Kopplung von funktionellen Gruppen im Chitosan und damit zu einer Stabilisierung des Polymers, wodurch die oben genannten Einschränkungen in wässrigen Lösungen verringert werden. Der am häufigsten verwendete Vernetzer für Chitosan ist Glutaraldehyd, der eine sehr hohe Zytotoxizität aufweist und brüchige und schwächere Fasern erzeugt. [SHH+99] Ein weniger zytotoxischer Vernetzer ist Genipin, das bereits zur Vernetzung von Kollagen und Gelatine für medizinische Anwendungen verwendet wird. Genipin reagiert mit den freien Aminogruppen des Chitosans und erhöht die Stabilität in flüssigen Medien. [MFS+14]

Chitosan als natürliches Polymer unterliegt Schwankungen in der Materialqualität und im Molekulargewicht. Lösungen von Chitosan enthalten unlösliche Teile und Partikel, die einen Einfluss auf den Spinnprozess oder die gesponnene Nanofaser haben können. Daher wird in der vorliegenden Arbeit die Lösung filtriert und der Einfluss des Filtrationsprozesses auf den Spinnprozess, die Fasermorphologie und die mechanischen Eigenschaften bewertet. Außerdem wird der Einfluss von Genipin auf die Fasermorphologie und den Vernetzungserfolg untersucht.

2. Materialien und Methoden

Die Chitosan/PEO-Nanofasermembranen werden im Elektrospinnverfahren mit einer Anlage vom Typ Fluidnatek LE500 (Bioinicia SL, Valencia, Spanien) hergestellt. Für das Elektrospinnen und die Herstellung der Nanofasermembranen werden Chitosan (Molekulargewicht 100 - 300 kDa, Acros Organics, Geel, Belgien), Polyethylenoxid (900 kDa, Sigma-Aldrich Chemie GmbH, Taufkirchen, Deutschland), Essigsäure (99,9 %), phosphatgepufferte Salzlösung (PBS), Ethanol (≥ 99,8 %, vergällt, alle Carl Roth GmbH + Co. KG, Karlsruhe, Deutschland) und Genipin (Enzo Life Sciences GmbH, Lörrach, Deutschland) verwendet. Alle Chemikalien werden wie geliefert und ohne weitere Aufreinigung verwendet.

Die Fasern werden aus einer Lösung mit einer Massenkonzentration von 1,2 Gew.-% Chitosan und 2,8 Gew.-% PEO in 70 %-iger Essigsäure gesponnen. Chitosan und PEO werden getrennt voneinander unter ständigem Rühren 12 Stunden lang in dem genannten Lösungsmittel gelöst. Die Lösungen werden im genannten Verhältnis gemischt und 2 Stunden lang unter ständigem Rühren homogenisiert. Zur Vernetzung von Chitosan nach dem Spinnprozess wird der Lösung vor dem Spinnen Genipin zugesetzt. Es wird ein Verhältnis von Chitosan zu Genipin von 100:1 verwendet, und das Genipin wird separat in Ethanol unter ständigem Rühren 2 Stunden lang gelöst und dann zur Chitosan/PEO-Lösung hinzugefügt. Zur Filtration der Lösung werden Einwegspritzenfilter (Chromafil Xtra GF/ PTFE-45/25, Macherey-Nagel, Düren, Deutschland) verwendet.

Zur Vorbereitung des Spinnvorgangs wird die Spinnlösung in eine 5 mL Spritze (B. Braun Melsungen AG, Melsungen, Deutschland) gefüllt, die an eine einzelne Spinndüse angeschlossen ist. Die Polymerlösung wird mittels Spritzenpumpe mit einer Flussrate von 1 mL/h durch eine Hohlnadel mit einem Durchmesser von 0,4 mm (B. Braun Melsungen AG, Melsungen, Deutschland) extrudiert. Bei einer Spannung von +20 kV und -1 kV wird die Polymerlösung zu Fasern verstreckt und auf einer rotierenden Welle (Ø = 30 mm, Breite = 300 mm) mit einer Rotationsgeschwindigkeit von 100 U/min gesammelt. Der Spinnprozess wird bei 23 °C und einer Luftfeuchtigkeit von 30 % r.F. durchgeführt.

Das Waschverfahren zur Untersuchung der Löslichkeit in einer wässrigen Lösung besteht aus drei Schritten. Es werden jeweils 4 Proben von mit Genipin vernetzten und nicht vernetzten Vliesstoffen mit einer Größe von 20 mm x 20 mm verwendet. Die Proben werden vor und nach jedem Schritt gewogen. Zunächst werden die Proben 20 Minuten lang in Ethanol gewaschen. Dann werden sie in einem Vakuumtrockenschrank (VT 6025, Thermo Scientific TM, Waltham, Deutschland) 24 Stunden lang bei 40 °C getrocknet. Anschließend werden die Proben separat in 15 ml PBS-Lösung (9,55 g PBS/l dest. Wasser) für 24 h eingelegt und anschließend bei Raumtemperatur für 72 h getrocknet.

2.1 Viskosimetrie

Die Polymerlösungen, die im Elektrospinnverfahren verwendet werden sollen, werden auf ihre Viskosität hin untersucht. Im Allgemeinen verhalten sich Polymerlösungen als nicht-newtonsche Flüssigkeiten, d.h. die Viskosität ist abhängig von der Scherrate, bei der sie gemessen wird. Die Messungen der Viskosität werden mit einem RheolabQC (CC27, Anton Paar, Graz, Österreich) durchgeführt. Die Viskosität (mPa∙s) wird bei Scherraten zwischen 50 und 1500 1/s an 200 Einzelpunkten im Abstand von 1,2 Sekunden gemessen. Anschließend werden die Ergebnisse in einem Diagramm aufgetragen, das den Trend der Viskosität in Abhängigkeit von der Scherrate darstellt.

2.2 Lichtmikroskopie

Die Durchmesser der Nanofasern werden mit dem Lichtmikroskop gemessen (Software: Leica Application Suite, Version 3.8.0, Mikroskop: DM4000 M, Leica, Wetzlar, Deutschland).

​​​​​​​2.3 Fourier-Transformations-Infrarot-Spektroskopie

Das Vorhandensein von Chitosan nach dem Elektrospinnen und Waschen der Proben wird mit einem Nicolet iS 10 FTIR-Spektrometer und der Software OMNIC Specta (beide Thermo Scientific TM, Waltham, Deutschland) untersucht. Der Transmissionsmodus wurde im Bereich von 600 bis 4000 cm-1 verwendet.

​​​​​​​2.4 Statistische Analyse

Die Daten von mindestens drei Exemplaren werden als Mittelwert und Standardabweichung angegeben. Jeder Versuch wurde zwei- oder dreimal wiederholt. Die statistische Analyse erfolgte durch einen Zwei-Wege-ANOVA-Test mit SPSS für Windows Version 11.5. Ein p < 0,05 wird als statistisch signifikant angesehen.

3. Ergebnisse

Lösungs- und Scaffold-Eigenschaften

Vier verschiedene Vliese wurden durch Elektrospinnen hergestellt. Die Konzentrationen und Verhältnisse der Polymerlösungen und der geeigneten Lösungsmittel sind das Ergebnis vorangegangener Experimente mit faktoriellem Design. Konzentrationen von Essigsäure zwischen 5 und 90 %, Gesamtpolymerkonzentrationen von 2, 3 und 4 Gew.-% und Polymerverhältnisse von Chitosan zu PEO von 7:3, 1:1 und 3:7 wurden hinsichtlich Löslichkeit und Verarbeitbarkeit bewertet. Experimente mit niedrigen Polymerkonzentrationen oder höheren Chitosankonzentrationen führten zu einem nicht stabilen Spinnprozess oder zum Versprühen der Lösung. Im Hinblick auf die Prozessstabilität und die resultierende Fasermorphologie zeigten Polymerlösungen mit 4 Gew.-% und einem Chitosan/PEO-Verhältnis von 3:7 in 70 %-iger Essigsäure die besten Ergebnisse und wurden daher für diese Studie ausgewählt.

 

Abbildung 1:             Viskosität von Chitosan/PEO-Lösungen mit einer Polymerkonzentration von 4 Gew.-% und einem Verhältnis von 7:3 im filtrierten (grau) und ungefilterten (schwarz) Zustand. Nach der Filtration sinkt die Viskosität aufgrund des Ausschlusses von Teilchen mit höherem Molekulargewicht.

Die Viskosität der endgültigen Lösung unterschied sich deutlich zwischen dem gefilterten und dem ungefilterten Zustand. Bei der ungefilterten Lösung ist die Viskosität im Bereich zwischen einer Scherrate von 50 und 1500 1/s deutlich höher (siehe Abbildung 1). Bei einer Scherrate von 100 1/s hat die ungefilterte Lösung eine Viskosität von 1087 ± 13 mPas und die gefilterte Lösung 635 ± 23 mPas. Bei 1500 1/s sinken die Werte auf 385 ± 34 mPas bzw. 285 ± 5 mPas.

Die Faserdurchmesser der aus ungefilterten Lösungen hergestellten Nanofasern betragen 573 ± 81 nm und die der Nanofasern aus gefilterten Lösungen 441 ± 132 nm. Der Unterschied zwischen den beiden Gruppen ist nicht signifikant, zeigt aber einen Trend. Abbildung 2 zeigt einen Unterschied in der Faserstruktur. Fasern aus ungefilterten Lösungen zeigen gerade Fasern, während Fasern aus ungefilterten Lösungen gekräuselte Merkmale aufweisen.

 

Abbildung 2:         Lichtmikroskopische Aufnahmen von elektrogesponnenen Chitosan/PEO-Nanofasern aus ungefilterter (links) und gefilterter (rechts) Lösung.

FTIR wurde verwendet, um das Vorhandensein von Chitosan in den Nanofaservliesen nach dem Elektrospinnen und Veränderungen in der Struktur nach dem Filtrationsprozess zu zeigen. In Abbildung 3 zeigt die Kurve des Chitosanpulvers (gepunktet) charakteristische Banden von Chitosan in einem Wellenzahlbereich von 3100 bis 3400 cm-1. Diese sind auf N-H- und O-H-Streckschwingungen und intermolekulare Wasserstoffbrückenbindungen der Polysaccharidmoleküle zurückzuführen. Die Peaks bei 1583 und 1649 cm-1 zeigen NH2 (Amid II) bzw. C=O-NHR (Amid I) an. Der Peak im Wellenlängenbereich von 2800 bis 3000 cm-1 wird der CH2-Streckung zugeordnet. [CMH+08; RVM+11]

Die Kurven „ungefiltert“ und „gefiltert“ zeigen die Messungen der elektrogesponnenen Proben. Die Kurvenformen der gefilterten und ungefilterten Proben zeigen keine signifikanten Unterschiede in den Peaks. Demnach hat die Filtration der Chitosanlösung keinen Einfluss auf die chemischen Strukturen. Die charakteristischen Peaks von Chitosan sind in den Kurven der elektrogesponnenen Proben zu finden. Die Intensität der CH2-Streckung bei 2861 cm-1 nimmt mit dem Zusatz von PEO zu. In ähnlicher Weise werden Peakverschiebungen im Vergleich zu Chitosan beobachtet. Die Schwingungsbanden bei 1583, 1649 und 3348 cm-1 sind zu 1562, 1663 und 3353 cm-1 verschoben. Diese Peakverschiebungen sind auf die Abnahme der intermolekularen Wasserstoffbrückenbindungen von Chitosan und die Bildung neuer Wasserstoffbrückenbindungen zwischen Chitosan und PEO-Molekülen zurückzuführen [CMH+08]. Die FTIR-Ergebnisse zeigen, dass Chitosan in den elektrogesponnenen Vliesen vorhanden ist und dass es während der Filtration nicht entfernt oder beschädigt wird.

 

Abbildung 3:         FTIR-Ergebnisse für das reine Chitosan-Pulver und Chitosan/PEO-Nanofaservliese aus gefilterten und ungefilterten Spinnlösungen. Alle Kurven zeigen typische Peaks für Chitosan zwischen 3100 und 3400 cm-1. Leichte Verschiebung der Kurven für Fasern aufgrund des Einflusses von PEO auf Wasserstoffbrückenbindungen.

Löslichkeit in wässriger Lösung

Membranen ohne Genipin wurden während des Waschvorgangs vollständig aufgelöst. Sie konnten daher nicht weiter untersucht werden. Mit Genipin vernetzte Proben weisen nach dem Waschvorgang eine Farbänderung auf. Die Farbe ändert sich von einem hellen Weiß zu einem grün-blauen Farbton, wie in Abbildung 4 zu sehen ist. Dies ist auf die Chitosanderivate zurückzuführen, die durch die Reaktion von Genipin mit den Aminogruppen von Chitosan gebildet werden [MSS00].

 

Abbildung 4:         A) Chitosan/PEO-Nanofaser-Vliesstoff mit eingearbeitetem Genipin vor dem Waschvorgang, hellweiße Farbe. B) Chitosan/PEO-Nanofaservlies mit eingearbeitetem Genipin nach dem Waschvorgang, blau-grüne Verfärbung und leichte Verformung der Membran aufgrund der bei der Reaktion mit Genipin gebildeten Chitosanderivate.

Außerdem zeigen die Proben mit Genipin nach 24 Stunden in PBS und anschließender Trocknung eine Zunahme des Gewichts und des Faserdurchmessers, wie in Abbildung 5 dargestellt. Bei ungefilterten Proben beträgt die Gewichtsveränderung +33,9 ± 5,2 % und bei gefilterten Proben +46,2 ± 7,1 %.

 

Abbildung 5:         Links: Faserdurchmesser vor und nach dem Waschvorgang; Rechts: Massenänderung aufgrund der Quellung der Nanofasern

Der Faserdurchmesser im gequollenen Zustand beträgt bei ungefilterten Proben 901 ± 105 nm, was einer Zunahme von 60,9 ± 4,3 % entspricht. Bei gefilterten Proben beträgt der gequollene Durchmesser 705 ± 102 nm, was einer Zunahme von 52,2 ± 0,6 % entspricht.

 

Literaturliste

[CMH+08]          Chen, Zonggang; Mo, Xiumei; He, Chuanglong; Wang, Hongsheng
                            Intermolecular interactions in electrospun collagen–chitosan complex nanofibers
                            Carbohydrate Polymers. Bd. 72 (2008) H. 3, S. 410–418

[KC17]                 Kishan, Alysha P.; Cosgriff-Hernandez, Elizabeth M.
Recent advancements in electrospinning design for tissue engineering applications: A review Journal of biomedical materials research. Part A. Bd. 105 (2017) H. 10, S. 2892–2905

[MFS+14]           Mirzaei, Esmaeil; Faridi-Majidi, Reza; Shokrgozar, Mohammad Ali; Asghari Paskiabi, Farnoush

Genipin cross-linked electrospun chitosan-based nanofibrous mat as tissue engineering scaffold Nanomedicine Journal. Bd. 1 (2014) H. 3, S. 137–146

[MSS00]             Mi, Fwu-Long; Sung, Hsing-Wen; Shyu, Shin-Shing
Synthesis and characterization of a novel chitosan-based network prepared using naturally occurring crosslinker Journal of Polymer Science Part A: Polymer Chemistry. Bd. 38 (2000) H. 15, S. 2804–2814

[RVM+11]          Rakkapao, Natthida; Vao-soongnern, Visit; Masubuchi, Yuichi; Watanabe, Hiroshi
Miscibility of chitosan/poly(ethylene oxide) blends and effect of doping alkali and alkali earth metal ions on chitosan/PEO interaction
Polymer. Bd. 52 (2011) H. 12, S. 2618–2627

[SHH+99]           Sung, H. W.; Huang, R. N.; Huang, L. L.; Tsai, C. C.
In vitro evaluation of cytotoxicity of a naturally occurring cross-linking reagent for biological tissue fixation
Journal of biomaterials science. Polymer edition. Bd. 10 (1999) H. 1, S. 63–78

AutorInnen: Schneiders, Thomas Vogel, Lisa Marie Gries, Thomas

ITA Institut für Textiltechnik der RWTH Aachen University, Otto-Blumenthal-Straße 1, 52074 Aachen

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28.09.2023

ENTWICKLUNG UND VALIDIERUNG EINES SYSTEMS ZUR KABELLOSEN DATEN- UND ENERGIEÜBERTRAGUNG ZWISCHEN SMART TEXTILES UND HAUTSENSOREN

Sensorik Smart Textiles Medizin

Zusammenfassung

Die Wahl der NFC-Technologie für die kabellose Energie- und Datenübertragung im Rahmen dieser Arbeit ist vielversprechend. Die geringe Reichweite der Technologie stellt für die körper-nahe Benutzung keine Einschränkung dar. Die Integration von NFC-Antennen in Textilien ist viel-versprechend und verbessert die Anwendbarkeit sowie den Tragekomfort. Dieser Ansatz dient als Grundlage für innovative Anwendungen in den Bereichen Sport und Medizin. Im Sport können Hautsensoren dazu beitragen, die Leistung und den Trainingsfortschritt zu überwachen, während in der Medizin nicht-invasive oder minimalinvasive Langzeitmessungen ermöglicht werden kön-nen. Dies weist auf die breite Anwendungsfähigkeit der entwickelten Technologie hin

Bericht

Abstract
Zum aktuellen Stand der Technik existiert keine Lösung für die Interaktion zwischen Hautsenso-ren zur Überwachung von Vitalparametern und Smart Textiles. Im Rahmen dieser Arbeit wird ein System entwickelt, welches die kabellose Daten- und Energieübertragung zwischen Sensoren und Textilien ermöglicht.
Hautsensoren ermöglichen in Bereichen wie Medizin und Sport eine nicht- oder minimalinvasive Überwachung von Vitalparametern wie Herzschlag, Atemfrequenz, Blutzucker oder Sauer-stoffsättigung des Bluts. Zur Maximierung des Tragekomfort wird eine Lösung mit passiven Haut-sensoren angestrebt, die mithilfe eines Smart Textiles mit Energie versorgt werden und welches die Daten der Sensoren ausliest.
Hiefür bietet sich NFC als Übertragungsstandard an, da NFC einen zeitgleichen Austausch von Energie und Daten ermöglicht. Mittels eines NFC-Tags mit integrierten Sensoren wird der Haut-sensor simuliert. Um die Grenzen der Lösung festlegen zu können wird der Einfluss verschiede-ner Parameter auf die Energieübertragung zwischen NFC-Antennen untersucht. Die untersuch-ten Parameter sind der Abstand zwischen NFC-Antenne und NFC-Tag, die relative Verschiebung zwischen NFC-Antenne und NFC-Tag, die Krümmung der NFC-Antenne, der Einfluss von Texti-lien zwischen NFC-Antenne und NFC-Tag sowie der Einfluss verschiedener Materialien und Ge-ometrien für gestickte NFC-Antennen.


Einleitung
Smart Textiles erlauben es auf verschiedene Arten zusätzliche Funktionen in Bekleidung oder andere Textilien zu integrieren. Soll ein elektrischer Schaltkreis auf oder in ein Textil integriert werden, bestehen verschiedene Möglichkeiten. Neben dem Drucken mit leitfähigen Tinten und dem Einbringen von leitfähigen Garnen mittels Weben und Stricken, bietet das Sticken ein hohes Maß an Designfreiheit und einer gegeben Waschbarkeit bei der Wahl von geeigneten leitfähigen Garnen. [1] Die textile Integration erlaubt außerdem einen nahezu uneingeschränkten Tragekomfort.
Bei der Wahl der Technologie für eine kabellose Datenübertragung ist besonders auf den Ener-gieverbrauch zu achten. NFC weist einen sehr niedrigen Energieverbrauch auf [2] und ermöglicht einen zeitgleichen Energie- und Datenaustausch. Die spiralförmige, flache Geometrie von NFC-Antennen, ermöglichen die Energieübertragung mittels Induktion [3]. Aufgrund der Antennenge-ometrie lassen sich NFC-Antennen mit leitfähigen Garnen auf Textilien aufsticken.


Experimenteller Teil
Um die Grenzen der Energieübertragung zwischen zwei NFC-Antennen zu untersuchen, wird der Einfluss verschiedener Faktoren auf die induzierte Spannung in einem NFC-Tag untersucht. Die untersuchten Faktoren sind der Abstand, die Verschiebung, die Krümmung und zwischen den Antennen befindliche Textilien. Dadurch werden verschiedene Situationen des Tragens von einem Bekleidungsstück mit einer textilen Antenne untersucht. Die verwendeten Versuchsvorrichtungen  werden mittels 3D-Druck hergestellt, siehe Abbildung 1. 


Abbildung 1: Versuchsaufbau für Messungen des Einflusses des Abstands, der Geometrie, der Verschiebung und der Krümmung zwischen NFC-Antenne und NFC-Tag. Quelle: ITA


Neben den Versuchen zu den bereits beschrieben Parametern des Systems werden verschiedene textile NFC-Antennen gefertigt und bewertet. Dabei kommen selektierte Geometrien aus verschiedenen Literaturquellen [4], [5], [6] und Materialkombinationen zum Einsatz. Die Geometrien unterscheiden sich in der Anzahl der Windungen, dem Windungsabstand und dem Durchmesser der Antenne. Die untersuchten Materialkombinationen sind (A) Shieldex und Madeira HC 40, (B) Polyester und Shieldex und (C) Polyester und Kupferlackdraht. Anhand der gestickten Antenne können Aussagen über die Materialien und Geometrien getroffen werden. Zudem werden die Widerstände sowohl von den textilen Antennen als auch gekauften NFC-Antennen gemessen.
Die verschiedenen Geometrien sind in Abbildung 2 dargestellt.

Abbildung 2: Antennengeometrien. Quelle: ITA


Mit den Erkenntnissen der praktischen Versuche wird ein Demonstrator in Form eines langärmligen Oberteils hergestellt. Zur vereinfachten Herstellung wird die Antenne und zwei Leiterbahnen auf ein Textil gestickt und nachträglich auf den Ärmel des Oberteils aufgeklebt. Zusätzlich wird der Ärmel mit einer Tasche versehen, in die ein NFC-Leser platziert werden kann. Der NFC-Leser erlaubt ein Auslesen der Sensoren des NFC-Tags und die zeitgleiche Energieversorgung. Der Demonstrator ist mit Detailaufnahmen in Abbildung 3 zu sehen.

Abbildung 3: Demonstrator mit Detailaufnahmen. Quelle: ITA


Ergebnisse
In den Versuchen zu den Antennen konnte gezeigt werden, dass der Einfluss der untersuchten Krümmung auf Energieübertragung lediglich gering ist (> 5 %). Steigende Abstände und relative Verschiebungen hingegen führen zu einer Abnahme der induzierten Spannung im NFC-Tag. Insbesondere die Verschiebung schränkt die Anwendung ein. Bereits bei einer Verschiebung von etwa 2,5 cm beträgt die induzierte Spannung nur noch die Hälfte des Werts ohne Verschiebung (siehe Abbildung 4). In einem Endprodukt muss demnach eine möglichst genaue Positionierung über dem Hautsensor gewährleistet werden. 

Abbildung 4: Messergebnis Verschiebung. Quelle: ITA


Bei der Wahl der Materialien hat sich die Materialkombination (A) mit Shieldex und Madeira HC 40 am zuverlässigsten gezeigt. Verglichen mit (B) ist (A) weniger fehleranfällig, da ein Riss eines Garns nicht zwangsläufig zu einem Trennen des Schaltkreises führt. Kupferlackdraht ist neben der Anfälligkeit bei Biegung zu brechen, aufgrund der erschwerten Kontaktierung nachteilig. Au-ßerdem ist bei der Entwicklung von Geometrien auf einen definierten Windungsabstand zu ach-ten, um Kurzschlüsse innerhalb der Antenne zu vermeiden. Es ist jedoch anzumerken, dass die gestickten Antennen im Vergleich zur verwendeten kommerziellen Antenne einen etwa um den Faktor 30 höherer Widerstand aufweisen.


Diskussion
Im Rahmen der durchgeführten Versuche hinsichtlich der untersuchten Parameter Abstand, Krümmung, Verschiebung sowie Geometrie konnte bei allen Parametern ein Einfluss erkannt werden. Dieser ist für die Parameter Abstand sowie Verschiebung besonders ausgeprägt. Dies zeigt sich unter anderem durch eine Halbierung der induzierten Spannung ab einer Verschie-bung von 2,5 cm. Im Rahmen von weiterführenden Versuchen soll in einem nächsten Schritt nun genauere Untersuchung und Weiterentwicklung von textilen NFC-Antennen durchgeführt werden, um eine energiesparende Umsetzung zu ermöglichen. Für die Übertragung der aktuel-len Ergebnisse in ein realistisches Szenario muss für die Entwicklung von Endprodukten eine genaue Positionierung der Antennen realisiert werden. Zusätzlich ist für ein Endprodukt eine textilbezogene Umsetzung des NFC-Lesers und seiner Energieversorgung anzustreben.

Danksagung
Wir danken dem Bundesministerium für Wirtschaft und Klimaschutz und der AIF-Forschungsge-meinschaft für die Förderung des IGF-Projektes Nr. 351EN/1.


Literaturliste
[1] Tao, X.: Handbook of Smart Textiles, Springer Singapore, 2015
[2] Gupta, D.; Khanna, A.; Hassanien, A. E.; Anand, S.; Jaiswal, A. (Hrsg.): International Conference on Innovative Computing and Communications, Springer Nature Singapore, 2023
[3] Lathiya, P.; Wang, J.: Near-Field Communications (NFC) for Wireless Power Transfer (WPT): An Overview In Zellagui, M.: Wireless Power Transfer – Recent Development, Applications and New Perspectives: IntechOpen, 2021
[4] Jiang, Y. T.; Xu, L. L.; Pan, K. W.; Leng, T.; Li, Y.; Danoon, L.; Hu, Z. R.: e-Textile embroidered wearable near-field communication RFID antennas. IET MICROWAVES ANTENNAS & PROPAGATION. 13, S. 99–104, 2019
[5] Del-Rio-Ruiz, R.; Lopez-Garde, J. M.; Macon, J. L.; Rogier, H.; IEEE: Design and Performance Analysis of a Purely Textile Spiral Antenna for On-Body NFC Applications, 2017
[6] Lin, R.; Kim, H.-J.; Achavananthadith, S.; Kurt, S. A.; Tan, S. C. C.; Yao, H.; Tee, B. C. K.; Lee, J. K. W.; Ho, J. S.: Wireless battery-free body sensor networks using near-field-enabled clothing, NATURE COMMUNICATIONS. 11, S. 444, 2020

AutorInnen: Robin Oberlé1 Autor, David Scheithe1 Autor, Aaron Leiting1 Autor, Tobias Lauwigi1 Co-Autor

1 RWTH Aachen – Institut für Textiltechnik der RWTH Aachen University (Germany)

Arbeitsgruppenleiter: Akram Idrissi– Institut für Textiltechnik der RWTH Aachen University (Germany)

E-Tattoo NFC MedTec SportTec

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19.07.2023

Magnesium als Textil: Potenziale textiler Mg-Implantate

Gewebe Gestricke & Gewirke Medizin Tests

Zusammenfassung

Implantate werden eingesetzt, um Körperfunktionen wiederherzustellen oder zu unterstützen. Stentimplantate werden beispielsweise implantiert, um Blutgefäße oder Organe zu öffnen oder zu stabilisieren. Insbesondere bei direktem Blutkontakt, aber auch in nicht-vaskulären Anwendungsbereichen verursachen dauerhaft im Patienten verbleibende Fremdkörper Langzeitkomplikationen und sorgen für eine erhöhte Patientenbelastung. Die zentralen Defizite sind Entzündungsreaktionen, notwendige Revisions- oder Entnahmeoperationen, Stress-Shielding (Gewebeveränderung aufgrund mechanischer Einflüsse), Lockerung und Migration aufgrund des Wachstums des Patienten und erhebliche Einschränkungen diagnostischer Verfahren wie Röntgen und CT-Scans durch die Verursachung von Bildartefakten. Aus den genannten Gründen wird seit einigen Jahren bereits an degradierbaren Implantatmaterialien geforscht. Magnesium hat sich dabei aufgrund seiner mechanischen Eigenschaften als vielversprechend erwiesen. Während Fertigungsverfahren wie Gießen oder Schneiden von Magnesium bereits gut erforscht sind, besteht wenig veröffentlichtes Wissen über die Entwicklung Mg-Draht basierter, textiler Strukturen. In dieser Studie wird die Möglichkeit der Verarbeitbarkeit von Magnesiumdraht in textilen Fertigungsverfahren aufgezeigt und am Beispiel von Stentimplantaten relevante Stell- und Zielgrößen validiert. Es kann gezeigt werden, das Magnesium textil verarbeitbar ist und sich anhand von Mg-Draht für die medizinische Anwendung geeignete textile Strukturen erzeugen lassen.

Bericht

Abstract: Implantate werden eingesetzt, um Körperfunktionen wiederherzustellen oder zu unterstützen. Stentimplantate werden beispielsweise implantiert, um Blutgefäße oder Organe zu öffnen oder zu stabilisieren. Insbesondere bei direktem Blutkontakt, aber auch in nicht-vaskulären Anwendungsbereichen verursachen dauerhaft im Patienten verbleibende Fremdkörper Langzeitkomplikationen und sorgen für eine erhöhte Patientenbelastung. Die zentralen Defizite sind Entzündungsreaktionen, notwendige Revisions- oder Entnahmeoperationen, Stress-Shielding (Gewebeveränderung aufgrund mechanischer Einflüsse), Lockerung und Migration aufgrund des Wachstums des Patienten und erhebliche Einschränkungen diagnostischer Verfahren wie Röntgen und CT-Scans durch die Verursachung von Bildartefakten. Aus den genannten Gründen wird seit einigen Jahren bereits an degradierbaren Implantatmaterialien geforscht. Magnesium hat sich dabei aufgrund seiner mechanischen Eigenschaften als vielversprechend erwiesen. Während Fertigungsverfahren wie Gießen oder Schneiden von Magnesium bereits gut erforscht sind, besteht wenig veröffentlichtes Wissen über die Entwicklung Mg-Draht basierter, textiler Strukturen. In dieser Studie wird die Möglichkeit der Verarbeitbarkeit von Magnesiumdraht in textilen Fertigungsverfahren aufgezeigt und am Beispiel von Stentimplantaten relevante Stell- und Zielgrößen validiert. Es kann gezeigt werden, das Magnesium textil verarbeitbar ist und sich anhand von Mg-Draht für die medizinische Anwendung geeignete textile Strukturen erzeugen lassen.

  1. Einleitung

Die Food and Drug Administration (FDA), die Aufsichtsbehörde für Lebensmittel und Arzneimittel in den USA, einem der größten Medizintechnikmärkte der Welt, definiert Implantate als Produkte, die an oder unter der Körperoberfläche implantiert werden, um Medikamente abzugeben, Körperfunktionen zu überwachen oder Organe und Gewebe zu unterstützen. Beispiele sind Stentimplantate, Knochenschrauben/-platten sowie Herzschrittmacher und Defibrillatoren. [FDA19] Die Fallzahlen der Implantationen in Deutschland verdeutlichen, dass es zwei große Anwendungsbereiche für Implantate gibt. Sieht man von Zahnimplantaten ab, werden die meisten Implantate im Bereich des Skelettsystems eingesetzt. Im Jahr 2017 wurden 238.000 Hüftgelenke, 191.000 Kniegelenke und 26.000 Endoprothesen in Extremitäten implantiert. An zweiter Stelle stehen Stentimplantate mit 138.000 Implantaten in Gefäßen und Organen. [Bra18]

Die aktuell überwiegend verwendeten Implantatmaterialien können in Metalle, Polymere und Keramiken unterteilt werden. Metalle wie rostfreier Stahl werden verwendet, wenn eine hohe Festigkeit erforderlich ist, während Nickel-Titan-Legierungen eingesetzt werden, wenn ein elastisches Strukturverhalten erforderlich ist. Im Bereich der Polymere werden verschiedene Kunststoffe verwendet, von Polyethylen für hohe Abriebfestigkeit bis zu Polytetrafluorethylen (PTFE) für besonders geringe Reibung. Keramische Werkstoffe werden vor allem als Hüftgelenkkugeln, Knochenersatzmaterial und in der Zahnmedizin verwendet, darunter Aluminium und Zirkonoxid. [SSA+15; Psc20]

Diese beständigen Implantatmaterialien bringen allerdings entscheidende Nachteile mit sich. Die fünf am häufigsten genannten Defizite sind im Folgenden zusammengefasst:

  1. Ein zentrales Defizit ist das Risiko von Entzündungsreaktionen, wie z. B. beim Einsatz von Stentimplantaten. Stents werden eingesetzt, um verengte Gefäße wieder zu öffnen oder offen zu halten. Wenn ein Stent über einen längeren Zeitraum von mehreren Jahren im Körper verbleibt, kann es aufgrund mechanischer und biochemischer Reizungen zu Entzündungsreaktionen (Inflammation) kommen. Diese führt zur Bildung von Narbengewebe, welches den Stent überwuchern kann, wodurch das betroffene Gefäß wieder verschlossen wird (Restenose). [OTO+21]
  2. Ein weiterer Nachteil sind die notwendigen Revisions- oder Entnahmeoperationen für vorübergehend benötigte Implantate. In diesem Zusammenhang sind die häufig erforderlichen Medikamente zur Verringerung von Fremdkörperreaktionen und ihre Nebenwirkungen eine zusätzliche Belastung der Patienten. Dies und der zusätzliche Eingriff führt zu erhöhter Belastungen des Patienten, höheren Kosten und operationsbedingten Risiken wie bspw. Infektionen. [WXH+20]
  3. Stress Shielding ist ein Defizit permanenter Implantate, welches insbesondere in der Orthopädie auftritt. Dieser Effekt hängt mit den mechanischen Eigenschaften der verwendeten Implantatmaterialien zusammen, insbesondere mit der Festigkeit und dem elastischen Verhalten. Die heute verwendeten Materialien haben in der Regel eine höhere Zugfestigkeit und ein höheres Elastizitätsmodul als der umgebende Knochen. Dadurch werden die Kräfte, die nativ gleichmäßig durch den Knochen geleitet werden, je nach Belastung lokal, punktuell in das weichere Füllmaterial (Spongiosa) des Knochens eingebracht. Bereiche des Knochens, die nun weniger belastet werden, werden zurückgebildet und dies kann zu einer Lockerung des Implantats führen. [WXH+20]
  4. Ein Nachteil bei der Behandlung junger, noch wachsender Patienten ist, dass sich Implantate, die lange Zeit im Körper verbleiben, nur bedingt dem Wachstum anpassen können. Dies kann zur Lockerung von Endoprothesen und so zu einem erhöhten Risiko der Migration von Stentimplantaten führen. Darüber hinaus können Implantate das natürliche Wachstum des Patienten negativ beeinflussen. [OTO+21]
  5. Implantate erschweren die Diagnostik anhand bildgebender Verfahren. Insbesondere metallische Implantate verursachen Bildartefakte in Röntgenaufnahmen oder bei CT-Scans, was die Auswertung des Bildmaterials erschwert oder unmöglich macht. [OTO+21]

Zusammenfassend kann also festgehalten werden, dass es sinnvoll wäre Implantate zu verwenden, die während der Heilungsphase abgebaut werden, damit der Körper nach und nach seine natürliche Funktion wiederherstellen kann und langfristig keine Fremdkörper im Patienten zurückbleiben.

  1. Stand der Technik & Defizit

Bei der Auswahl geeigneter Implantatmaterialien müssen drei zentrale Materialeigenschaften berücksichtigt werden. Die Biokompatibilität, die mechanischen Eigenschaften sowie die Degradationszeit. Biokompatible Materialien verursachen keine nachteiligen Gewebereaktionen, sind metabolisierbar und erzeugen pH-neutrale Abbauprodukte. Was die mechanischen Eigenschaften betrifft, so müssen Zugfestigkeit und Elastizitätsmodul genauso wie die Degradationszeit in vivo der Heilungszeit der jeweiligen Anwendung entsprechen. [PRW+22]

Die Auswahl an in der aktuellen Forschung relevanten, abbaubaren Implantatmaterialien umfasst Polymere wie PLLA (Polymilchsäure) und PDS (Polydioxanon) sowie Metalle wie Eisen und Magnesium (Tabelle 1). Ein optimales Implantatmaterial sollte chemisch neutral abbaubar sein, eine biokompatibel sein und innerhalb des optimalen Korridors der Abbaudauer liegen. Insbesondere bei Anwendungen in Hohlorganen und Gefäßen sollten die mechanischen Eigenschaften des Implantatmaterials besonders hoch sein, um ein optimales Verhältnis zwischen Wandstärke und Stützkraft zu ermöglichen. Da PLLA und Eisen zu langsam degradieren, setzt sich Magnesium aufgrund seiner besseren Zugfestigkeit und Steifigkeit im Vergleich zu PDS als besser geeignetes Material für tragende und stützende Anwendungen durch. [PRW+22]

s. Anlage Tabelle 1: Eigenschaften degradierbarer Materialien [EBK+22; MLM+20; LFW14]

Es ist anzumerken, dass die Eigenschaften von purem Magnesium hinsichtlich der Anwendung für medizinische Implantate nicht ausreichend sind. Wie bei anderen Metallen können diese Eigenschaften anhand der Stellgrößen Legierungskomponenten, Kornstruktur sowie Geomtrie- und Oberflächengestaltung eingestellt werden. Dabei spielen das metallische Gefüge (Legierungszusammensetzung und Kornstruktur), die geometrische Gestaltung des Implantats, die Oberflächenbehandlung und die Beschichtung eine Rolle. Eine in der Medizintechnik häufig verwendete Legierung ist WE43, die Yttrium, verschiedene seltene Erden und Zirkonium enthält und eine hohe Festigkeit und Korrosionsbeständigkeit aufweist. [LFW14] Es befinden sich bereits lasergeschnittene Implantate aus diesem Material wie der Magmaris-Stent von Biotronik SE, Berlin in klinischen Studien, Knochenschrauben wie die Magnezix-Schraube der Firma Syntellix AG, Hannover sind bereits auf dem Markt und auch an großvolumigen, 3D-gedruckten (Lasersintern) Lösungen wird geforscht. [HIK+18; Syn19] Die textile Verarbeitung von Mg-Draht zu textilen Implantaten ist nach aktuellem Stand der Technik noch wenig erforscht. Dabei besteht gerade im Bereich großlumiger Gefäßprothesen ein hoher, stark wachsender Bedarf. [GJG22; Mer23b]

  1. Methodik

Bei der Validierung von Magnesium als Implantatmaterial für die Herstellung abbaubarer, textiler Stützstrukturen sind initial zwei zentrale Fragen zu klären.

  1. Zum einen stellt sich die Frage nach der Verarbeitbarkeit des Ausgangsmaterials. Textile Prozesse erfordern spezifische, mechanische und tribologische Eigenschaften des Halbzeugs. Hierzu gehören eine hohe Zugfestigkeit, ein geeignetes Elastizitätsmodul und passende Biegesteifigkeit sowie ein verarbeitbarer Durchmesser des Ausgangsmaterials.
  2. Zum anderen muss die Eignung der Produkteigenschaften der textilen Strukturen für relevante klinische Indikationen gewährleistet sein. Hierzu gehören die mechanischen Eigenschaften (FRRF, FCOF) (1) sowie die mechanische Integrität bei zyklischer Belastung der Implantate (2).

3.1 Validierung der Verarbeitbarkeit

Am Institut für Textiltechnik der RWTH Aachen wurde die Verarbeitbarkeit von Magnesium und vergleichbaren Werkstoffen zur Herstellung von textilen Schlauchstrukturen durch Stricken, Weben und Flechten bereits untersucht (IGF-Forschungsprojekt 18880 N "MagCage - Textiles Magnesium-Implantat mit spezifischem mechanischem und geometrischem Eigenschaftsprofil für die Behandlung großer Knochendefekte in Röhrenknochen"). Es konnte gezeigt werden, dass aus Magnesiumdraht schlauchförmige Strukturen durch Strickverfahren hergestellt werden können. Im Webprozess führte die Herstellung von Geweben mit geschlossenen Webkanten aufgrund der Biegesteifigkeit des Ausgangsmaterials zu unbrauchbaren, inhomogenen Ergebnissen. Die Verarbeitbarkeit im Flechtprozess wurde sowohl maschinell als auch manuell untersucht. Es konnte gezeigt werden, dass der Magnesiumdraht mit geringen Modifikationen der Flechtklöppel verarbeitet werden kann. Auch die manuelle Verarbeitbarkeit des Magnesiumdrahtes konnte nachgewiesen werden (Siehe Abbildung 1). [Bol18]

s. Anlage Abbildung 1: Textile Verarbeitung von Magnesium-Draht [Bol18; Mer23a]

3.2 Validierung der Produkteigenschaften

Die Eignung von drahtbasierten Geflechten zur Anwendung als Implantat wurde am Institut für Textiltechnik am Beispiel von Stentimplantaten untersucht und bestätigt [Mer23b]. Eine Validierung der relevanten Produktparameter sowie der Dauerfestigkeit der Produkte steht noch aus und soll hier vorgestellt werden. Zur Prüfung der mechanischen Eigenschaften der Stentstrukturen bestehen genormte Verfahren wie die radiale Druckprüfung (DIN EN ISO 25539-2) (Siehe Abbildung 2). Dabei wird der Widerstand des Implantats gegen Kompression auf einen kleineren Durchmesser gemessen. Eine Bewertung kann z. B. anhand der radialen Stützkraft des Implantats bei einem Mindestdurchmesser von 50 % des Ausgangsdurchmessers vorgenommen werden.

s. Anlage Abbildungs 2:           Prüfvorrichtung zur Validierung der Radialkraft der Stentimplantate [Mer23a]

Im Rahmen der hier veröffentlichten Studien wurden zunächst zentrale Produktparameter (1) und ihr Einfluss auf die Zielgrößen Radialkraft (FRRF), Öffnungskraft (FCOF) sowie die bleibende Verformung (Längung, ΔDS und Stauchung, ΔLS) untersucht. Die berücksichtigen Produktparameter sind die Kronenzahl nK, der Flechtwinkel (Anzahl der Windungen nW) sowie die Länge der Implantate LS (Tabelle 2). Der Stent Durchmesser beträgt DS = 16 mm. Die Stentimplantate wurden manuell aus PEO-beschichtetem Mg-Draht der Firma Meotec GmbH, Aachen (DD = 0,2 mm) geflochten (Abbildung 3), in Anlehnung an die Prüfnorm DIN EN ISO 25539-2 geprüft und anhand eines faktoriellen Versuchsplanes ausgewertet.

s. Anlage Tabelle 2 und Abbildung 3: Tabelle 2:   Strukturmerkmale und Variationen und Abbildung 3:   Exemplarische Darstellung der Mg-Stentimplantate

Zur Validierung der Dauerfestigkeit (2) wurden in Anlehnung an die Prüfnorm DIN EN ISO 25539-2 zyklische Versuche durchgeführt. Das hierzu herangezogene Stentdesign ist ein Rundgeflecht mit einer Länge LS = 30 mm und einem Durchmesser von DS = 6 mm. Zur Validierung der Dauerfestigkeit wurde in Vorversuchen zunächst der Bereich der „elastischen Verformung“ des Implantates ermittelt. Es wurde ein Crimp-Durchmesser von DS = 85% D0 als überwiegend elastischer Prüfbereich definiert. Vollständige elastische Rückstellung ist mit dem vorliegenden Mg-Draht nicht möglich. Mit diesem Prüfdurchmesser wurden Versuchsreihen mit nP = 50 und 200 Zyklen durchgeführt und ausgewertet.

4. Ergebnisse

Im Folgenden werden die Ergebnisse der Parameteruntersuchung (1) sowie der Validierung der Dauerfestigkeit (2) vorgestellt.

Im Rahmen der Parameterstudie (1) konnte gezeigt werden, dass die Anzahl der Kronen nK einen deutlichen Einfluss auf die Radialkraft FRRF und die Öffnungskraft FCOF der Stents hat. Durch eine Erhöhung der Kronenanzahl nK von 6 auf 12 ergibt sich eine durchschnittliche Steigerung der Radialkraft FRRF um ca. 381 % und eine Zunahme der Öffnungskraft FCOF um durchschnittlich ca. 32 %. Des Weiteren führt die Erhöhung der Kronenanzahl nK zu einer signifikanten Veränderung der bleibenden Verformung. Dabei wurde eine Reduzierung der bleibenden Stauchung ΔDS von durchschnittlich ca. 65 % und eine Erhöhung der bleibenden Längung ΔLS von durchschnittlich ca. 33 % festgestellt.

Die Erhöhung der Anzahl der Windungen nW zeigt einen positiven Effekt in Bezug auf die Radialkraft FRRF und die Öffnungskraft FCOF der Stents. Durch eine Erhöhung der Anzahl der Windungen nW von 1 auf 2 wurde eine durchschnittliche Steigerung der Radialkraft FRRF um ca. 253 % und eine Zunahme der Öffnungskraft FCOF um ca. 212 % beobachtet. In Bezug auf die bleibende Verformung ist ein Anstieg um ca.  33 % bei der bleibenden Längung ΔLS erkennbar, während der Effekt auf die bleibende Stauchung ΔDS nicht eindeutig festzustellen ist.

Der Produktparameter Länge LS wirkt sich negativ auf die Radialkraft FRRF und die Öffnungskraft FCOF aus. Eine Erhöhung LS der Länge von 37 mm auf 45 mm führt zu einer durchschnittlichen Reduzierung der Radialkraft FRRF um ca. 11 % und zu einer durchschnittlichen Verringerung der Öffnungskraft FCOF um ca. 16 %. In Bezug auf die bleibenden Längung ΔLS und bleibende Stauchung ΔDS sind keine eindeutigen Effekte festzustellen. Die zahlenmäßigen Ergebnisse sind in Abbildung 4, die durchschnittlichen Effekte der einzelne Parameter auf die Zielgrößen in Tabelle 3 dargestellt. 

s. Anlage Abbildung 4 und Tabelle 3, Abbildung 3:   Exemplarische Darstellung der Mg-Stentimplantate und Tabelle 3:        Mittlerer Effekt auf Zielgrößen (Faktorieller Versuchsplan)

Die Validierung der Dauerfestigkeit (2) wurde bei einem Prüfdurchmesser von DS = 85% D0 validiert (nP = 10) und durchgeführt (Abbildung 5, links). Die zyklischen Versuche wurden zunächst mit nP = 50 Zyklen durchgeführt (Abbildung 5, rechts).

s. Anlage Abbildung 5:           Zentrale Ergebnisse der zyklischen Versuche (1/2)

Die maximale Radialkraft (DS,85) des Implantates schwankt über den Prüfverlauf, während die geometrische Integrität erhalten bleibt. Es kommt zu keiner nennenswerten plastischen Verformung. Eine Veränderung der Stützkraft über den Prüfverlauf ist nicht erkennbar (Abbildung 6, links). Die mittlere Radialkraft stagniert zwischen 11,5 N und 10,7 N, bei einer Standardabweichung von 0,3 – 0,5 N. Die Radialkräfte von Zyklus 1., 25. und 50. unterscheiden sich nicht signifikant. Die Versuchsreihe mit nP = 200 Zyklen (nS = 1) ergibt ein ähnliches Ergebnis (Abbildung 6, rechts). Die Streuung der Ergebnisse nimmt erheblich zu, aber es ist keine Tendenz erkennbar.

s. Anlage Abbildung 6:           Zentrale Ergebnisse der zyklischen Versuche (2/2)

4. Fazit und Ausblick

Die Anwendungsbereiche für drahtbasierte Implantate wie bspw. Stentimplantate sind groß und nehmen zu. Degradierbare Implantate gelten dabei als vielversprechender Lösungsansatz, um die Defizite permanenter Implantate auszuräumen. Drahtbasierte Fertigungsverfahren zur Herstellung von Mg-Implantaten sind allerdings kaum untersucht. Im Rahmen der vorliegenden Studie wurden Ergebnisse zu relevanten mechanischen Eigenschaften von Mg-Implantaten und wie diese im Produktdesign eingestellt werden können präsentiert.

Die Ergebnisse der Studie zeigen signifikante Effekte der zentralen Produktparameter, insbesondere auf die Zielgrößen Radialkraft FRRF und Öffnungskraft FCOF. Im Hinblick auf die Öffnungskraft FCOF ergibt sich die Anzahl der Windungen nW aber auch die Anzahl der Kronen nK als entscheidende Faktoren mit größtem Optimierungspotential. Es stellte sich auch heraus, dass die Länge LS einen schwach negativen Einfluss auf die Öffnungskraft FCOF hat, was bei der Auslegung berücksichtigt werden sollte. Eine Bewertungsübersicht der zentralen Ergebnisse bezüglich der Effektstärken ist in Tabelle 4 dargestellt.

Die zyklischen Versuche zeigen, dass Mg-Draht basierte Stentimplantate eine geringe Ermüdungsneigung aufweisen und eine vollelastische Strukturstabilität der textilen Strukturen nach einmaliger Verformung im 1. Prüfzyklus gegeben ist. Bis zu nP = 200 Zyklen wurden kein Materialversagen oder anderweitige Unregelmäßigkeiten beobachtet. Auch wenn die Forschung noch am Anfang steht, zeigt diese, wie auch vorangegangene Veröffentlichungen [Mer23b; GJG22], das Magnesium als Implantatmaterial für drahtbasierte (Stent-)Implantate ein Werkstoff mit hohem Innovationspotenzial ist.

s. Anlage Abbildung 6:           Zentrale Ergebnisse der zyklischen Versuche (2/2)

 

Literaturverzeichnis

[Bol18]        Bolle, T.: MagCage - Textiles Magnesium-Implantat mit spezifischem mechanischem und geometrischem Eigenschaftsprofil für die Behandlung großer Knochendefekte in Röhrenknochen, 2018

[Bra18]       Brandt, Mathias: Was am häufigsten implantiert wird, 2018, https://de.statista.com/infografik/16204/operationen-zum-einsetzen-von-implantaten-in-deutschland/, Zugriff am 17.07.2023

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The Injection Molding of Biodegradable Polydioxanone-A Study of the Dependence of the Structural and Mechanical Properties on Thermal Processing Conditions
Polymers Band:14 (2022)            H. 24

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[GJG22]      Grimm, Y.; Jaworek, F.; Gries, T.:
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Catheterization and cardiovascular interventions : official journal of the Society for Cardiac Angiography & Interventions Band:92 (2018) H. 7, E502-E511

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Magnesium-based implants: a mini-review
Magnesium research Band:27 (2014)      H. 4, S. 142–154

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Evaluierung automatisierter Verfahren zur Herstellung drahtbasiert geflochtener Stentimplantate.
1. AuflageAufl.- Düren: Shaker, 2023

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Magnesium Wire in Medical Application - A Glimpse Into Future (2023)

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Polydioxanone implants: A systematic review on safety and performance in patients
Journal of biomaterials applications Band:34 (2020)        H. 7, S. 902–916

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The international journal of cardiovascular imaging Band:37 (2021) H. 3, S. 791–801

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Current Status and Outlook of Temporary Implants (Magnesium/Zinc) in Cardiovascular Applications
Metals Band:12 (2022)     H. 6, S. 999

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[Syn19]       Syntellix AG: Bioresorbierbare Magnesiumschrauben (MgYREZr) in der orthopädischen Chirurgie, 2019, https://wehrmed.de/humanmedizin/bioresorbierbare-magnesiumschrauben-mgyrezr-in-der-orthopaedischen-chirurgie-3832.html, Zugriff am 18.07.2023

[WXH+20]        Wang, J.-L.; Xu, J.-K.; Hopkins, C.; Chow, D. H.-K.; Qin, L.:
Biodegradable Magnesium-Based Implants in Orthopedics-A General Review and Perspectives: Advanced science (Weinheim, Baden-Wurttemberg, Germany) Band:7 (2020) H. 8, S. 1902443

AutorInnen: Merkord, Felix Newroly, Bendewar Gerber, Dennis Gries, Thomas

Institut für Textiltechnik der RWTH Aachen, Otto-Blumenthal-Str. 1, 52074 Aachen

Flechten Implantate Stent Magnesium Geflecht

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20.06.2023

Entwicklung von Heavy Tows aus recycelten Carbonfasern für kostengünstige duroplastische Composites mit hohem Leistungsvermögen (rCF-Heavy Tows)

Rohstoffe Fasern Garne Composites Textilmaschinenbau Recycling Nachhaltigkeit Kreislaufwirtschaft Technische Textilien

Zusammenfassung

Im Rahmen des IGF-Forschungsvorhabens (21612 BR) wurde am ITM die gesamte Prozesskette zur industriellen Herstellung neuartiger drehungsfreier rCF-Heavy Tows entwickelt. Insbesondere wurde eine neuartige Technologie zur Herstellung von rCF-Heavy Tows auf Basis recycelter Carbon- (rCF, ≥ 90 Vol.-%) und Schmelzklebefasern (< 10 Vol.-%) konzipiert, konstruiert und erfolgreich umgesetzt. Diese umfasst die Faseraufbereitung, den Krempelprozess zur Krempelbandbildung, den Streckprozess zur Streckenbandbildung sowie die abschließende Fertigung der rCF-Heavy Tows aus rCF und Schmelzklebefasern in einem neuen entwickelten Versuchsstand. Der Nachweis der Eignung der entwickelten Technologie erfolgt mit der Umsetzung von rCF-Heavy Tows mit unterschiedlichen rCF Typen, Faserlängen und Faservolumengehalten und eines Demonstrators. Die entwickelten rCF-Heavy Tows mit Feinheiten zwischen 3000-7000 tex und deren Weiterverarbeitbarkeit zu textilen Halbzeugen wurden erfolgreich nachgewiesen. Die entwickelten rCF-Heavy Tows und darauf basierende Verbunde weisen eine maximale Verbundzugfestigkeit bzw ein maximales Zug-Modul von 1158±72 MPa bzw. 80±5,7 GPa auf. Die rCF Heavy Tows sind somit für kostengünstige duroplastische Composites mit hohem Leistungsvermögen und komplexer Geometrie einsetzbar. Damit bieten die entwickelten rCF-Heavy Tows ein sehr hohes Innovations- und Marktpotential in den Bereichen Werkstoffe und Materialien, Leichtbau, Umwelt- und Nachhaltigkeitsforschung sowie Ressourceneffizienz. Damit eröffnet sich die Gelegenheit für KMU der Textilindustrie neue Produkte und Technologien für den Faserverbundwerkstoffmarkt und sich als Lieferant für die Automobil-, Maschinenbau- sowie Luftfahrt-, Medizin- und Sportgeräteindustrie zu etablieren.

Bericht

Einleitung, Problemstellung und Zielsetzung

Carbonfaserverstärkte Verbundwerkstoffe (CFK) werden aufgrund ihrer hohen Steifigkeit und Festigkeit sowie der geringen Dichte zunehmend in Leichtbauanwendungen eingesetzt, insbesondere in den Bereichen Luft- und Raumfahrt, Transport, Windenergie, Sport oder Bau. Der globale CFK Bedarf wird sich Prognosen zufolge bis 2024 auf 197.000 t/a erhöhen und damit im Vergleich zu 2011 fast verdreifachen. Das zeigt den dringenden Bedarf an Lösungen zur Wiederverwertung der hochwertigen CF (rCF) im Sinne der Circular Economy. Das ist nicht nur aufgrund strenger rechtlicher Bestimmungen, sondern auch aus ökologischen sowie ökonomischen Gründen eine Notwendigkeit. Zahlreiche Forschungsinstitute und Unternehmen entwickelten in den letzten Jahren Lösungen zur Wiederverwendung von rCF in den Bereichen Vliesstoffe, Spritzgießen oder als Hybridgarne. Diese Arbeiten umfassen allerdings mehrheitlich den Einsatz von rCF in Kombination mit thermoplastischen Fasern für thermoplastische Composites. Für den Bereich rCF basierter duroplastischer CFK wurden bisher vorwiegend rCF-Vliesstoffe aus 100% rCF entwickelt. Da die Fasern in den Vliesstoffen prinzipbedingt nur eine begrenzte Länge und eine geringe Orientierung aufweisen und zusätzlich prozessbedingt hohen Faserschädigung auftreten, sind damit bisher nur max. 30% der Verbundkennwerte von CFK-Bauteilen aus Carbonfilamentgarnen erreichbar.

Aktuell sind die im Bereich hochbelastbarer CFK verwendeten Matrixsysteme überwiegend duroplastisch. Derartige Bauteile weisen eine hohe Formstabilität und hohe Steifigkeiten sowie Festigkeiten auf und eignen sich aufgrund niedrigviskoser Matrixsysteme zur Umsetzung komplexer Bauteilgeometrien. Jedoch werden aufgrund der bisher für diese Bauteile nur ungenügend in rCF abbildbaren, notwendigen Eigenschaften vorrangig Primärcarbonfilamentgarne eingesetzt. Neben einer geringen Nachhaltigkeit verursacht das auch um mind. 200 % höhere Kosten. Die Herstellung primäres Carbonfilamentgarnes erfordert einen hohen Energiebedarf von ca. 230 MJ/kg mit einem CO2-Emissionsäquivalent von 20 kg CO2/kg CF. Hier ist eine deutliche Verbesserung der CO2-Bilanz notwendig, um einen wesentlichen Beitrag zu den anvisierten Klimaschutzzielen der BRD bzw. der EU leisten zu können. Aus diesem Grund ist der Fokus der Projektarbeit die Entwicklung neuartiger, nachhaltiger rCF-Heavy Tows aus recycelten Carbonfasern (rCF) und dazugehöriger Fertigungstechnologien zur Umsetzung kostengünstiger duroplastischer Composites mit hohem Leistungsvermögen.

Danksagung

Das IGF-Vorhaben 21612 BR der Forschungsvereinigung Forschungskuratorium Textil e.V. wurde über die AiF im Rahmen des Programms zur Förderung der industriellen Gemeinschaftsforschung und -entwicklung (IGF) vom Bundesministerium für Wirtschaft und Klimaschutz (BMWK) aufgrund eines Beschlusses des Deutschen Bundestages gefördert. Wir danken den genannten Institutionen für die Bereitstellung der finanziellen Mittel.

AutorInnen: Mahmud Hossain, Anwar Abdkader und Chokri Cherif

Technische Universität Dresden
Fakultät Maschinenwesen
Institut für Textilmaschinen und Textile Hochleistungswerkstofftechnik (ITM)
01062 Dresden

https://tu-dresden.de/mw/itm

rCF Faser Garn Composite Textilmaschinenbau

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18.10.2022

Entwicklung von Textilstrukturen mit materialintrinsischem Formänderungsvermögen für die regenerative Medizin (TexMedActor)

Garne Gewebe Nachhaltigkeit Technische Textilien Medizin

Zusammenfassung

Im IGF-Projekt 21022 BR/1 „TexMedActor“ wurden Gewebe auf Basis von Formgedächtnis- bzw. Elektroaktiven-Garnen entwickelt, die in der Lage sind, einerseits Defekte an Hohlorganen zu umschließen und andererseits durch Mikrobewegungen Zellen stimulieren zu können. Dafür wurden Einflüsse von Spinnverfahren und Materialzusammensetzung auf das Formgedächtnisverhalten TPU-basierter Garne charakterisiert und insbesondere die Aktivierungstemperatur auf Werte der Körperkern- und Körperoberflächentemperatur eingestellt. Weiterhin wurde piezoelektrische PVDF-Garne entwickelt, deren Anteil polarer Kristallphasen durch die Spinnparameter und Nachbehandlung deutlich erhöht war, wodurch auch das piezoelektrische Verhalten des Materials gesteigert werden konnte. Damit konnten dynamische Veränderungen der Porengröße in situ nachgewiesen werden, die eine stimulierende Wirkung auf Zellen entfalten können. Die Ergebnisse bieten mit einem neuen Verfahren und einer neuen Produktgruppe (Textilien mit intrinsischem, aktivem Formänderungsvermögen) nicht nur bei Medizinprodukten ein hohes Innovationspotenzial, sondern auch bei einer Vielzahl von lukrativen Anwendungen in einer Vielzahl von Nischen, z. B. Sporttextilien und Filtertextilien. Diese können weiterhin als Basis zur Entwicklung von extrakorporalen Medizinprodukten wie Kompressionstextilien, Bandagen und Orthesen genutzt werden.

Bericht

Einleitung, Problemstellung und Zielsetzung

In Deutschland führt sowohl der demografische Wandel der Gesellschaft als auch Verletzungen infolge von Traumata zu einem hohen Anteil von Personen mit behandlungsbedürftigen Erkrankungen des Herz-Kreislauf-Systems oder Verletzungen an Gefäßen und inneren Organen. Zur Behandlung von Verletzungen an inneren Organen, Gefäßen oder Nerven sind meist komplexe Eingriffe (Anastomosen) erforderlich, bei denen aufwändige Fixierungen und Nahtführungen erforderlich sind. Diese komplizierten und aufwändigen Prozeduren sind häufig mit langen Eingriffszeiten verbunden, die wiederum direkt mit erhöhten Komplikationsraten korrelieren [1‑3]. Zur Überbrückung solcher Defekte werden zunehmend tubuläre Kunststoffimplantate entwickelt, die jedoch kein Einwachsen von Gewebezellen ermöglichen und damit dem Konzept der regenerativen Medizin entgegenstehen, das die Wiederherstellung von Körpergeweben und ‑zellen anstrebt. Darüber hinaus kommt es bei der Auffüllung der Defekte häufig zu Störungen der Regeneration durch die nicht an die Biomechanik angepassten strukturmechanischen Eigenschaften. Ferner verhindern die fehlende Interkonnektivität der Porenräume der Ersatzstrukturen das Einwachsen von Zellen, das Zellwachstum, die Nährstoffversorgung und den Abtransport der Stoffwechselprodukte.

Im Rahmen des in vitro Tissue Engineerings werden neben statischen Zellkultursystemen auch dynami­sche Systeme entwickelt. Diese basieren beispielsweise auf kontinuierlichen oder pulsierenden Flüssigkeitsströmungen oder auf einer zyklischen Dehnung des eingespannten Zellträgersystems bzw. der Unterlage [4]. Eine Nachbildung der natürlichen mechanischen Wachstumsstimuli ist mit solchen Bio­reaktorsystemen jedoch nicht möglich, da sich insbesondere in größeren Strukturen eine lokal erhöhte Strömungsgeschwindigkeit entlang der größten Durchgangsporen bzw. lediglich eine Überströmung des gesamten Zellträgersystems einstellt und in mechanisch stimulierten Systemen unerwünschte Spannungsspitzen und undefinierte Verzerrungen im Bereich der Klemmen und Auflagen auftreten.

Da der native Aufbau der vier wichtigsten Gewebetypen (Binde- und Stützgewebe, Nerven-, Muskel- und Epithelgewebe) aus denen Organe, wie Knochen, Blutgefäße, Muskeln, Sehnen und Bänder, gebildet sind, aus faserartigen Konstrukten besteht, lassen sich diese mit textilen Strukturen besonders gut biomimetisch nachbilden. Mithilfe vorbedachter Faseranordnungen können dreidimensionale, kom­plexe Geometrien mit interkonnektierenden Porenräumen aufgebaut werden, an der sich Zellen in ihrer Wachstumsrichtung orientieren können [5]. Deshalb sind faserbasierte High‑Tech Strukturen zur Überwindung der Limitationen aktuell verfügbarer Implantate besonders prädestiniert.

Daher wurden im Rahmen des IGF-Forschungsvorhabens TexMedActor (21022 BR/1) neuartige Textilstrukturen mit materialintrinsischem Formänderungsvermögen für die regenerative Medizin mit einer Vielzahl von unterschiedlichen Anwendungsfeldern, insbesondere der Anastomose, entwickelt. Das verfolgte Konzept sieht hierbei die textiltechnologische Realisierung von Strukturen mit einem Formgedächtniseffekt vor. Die Textilien sollen gezielt vorbestimmte Geometrien annehmen können, um sich an Defekte interaktiv anzupassen und um komplexe Eingriffe zum Überbrücken bzw. zum Stützen von Defekten an inneren Organen wie Gefäßen und Nerven zu vereinfachen. Ein weiterer Wirkmechanismus soll darüber hinaus die elektromechanische Stimulation mit dem Ziel der aktiven, gezielten Anregung des Zellwachstums ermöglichen. Somit soll die Regeneration beschleunigt bzw. überhaupt erst ermöglicht werden, da die erforderlichen Stimuli zur gewebe- und zellangepassten Wachstumsanregung insbesondere bei schwach bzw. nicht durchbluteten Körpergeweben, wie Knorpeln, Sehnen, Bändern, oder bei Wundheilungsstörungen oder chronischen Wunden fehlen. Es sollen weiterhin neuartige Bioreaktoren mittels intrinsischen Eigenschaften der textilen Strukturen entwickelt werden, die den Wirkmechanismus zur elektromechanischen Stimulation nutzen, um selbst in hochkomplexen und großskaligen Zellträgerstrukturen die Zellen an jeder Stelle gleichmäßig zu stimulieren. Die mechanischen Reize gehen hierbei vom Material selbst aus. Diese materialintrinsische Stimulation stellt eine neue Methode für die optimale Zellkultivierung dar, sodass die Zellen auf den textilen Zellträgerstrukturen unter Verzicht auf extern angelegte Flüssigkeitsströmungen oder mechanische Verformungen stimuliert werden können. Damit sollen zwei anerkannte medizintechnische Probleme behoben werden: 1) Komplizierte, aufwändige und mit minimalinvasiven Verfahren schwer oder nicht zu realisierende Operationen an innenliegenden Organen, Gefäßen oder Nerven sowie 2) fehlende gewebe- und zellangepassten Stimuli zur Anregung des Wachstums seitens der bisher verwendeten Ersatzstrukturen und ‑materialien sowie derzeit verfügbarer dynamischer Zellkultursysteme.

Danksagung

Das IGF-Vorhaben 21022 BR/1 der Forschungsvereinigung Forschungskuratorium Textil e.V. wurde über die AiF im Rahmen des Programms zur Förderung der industriellen Gemeinschaftsforschung (IGF) vom Bundesministerium für Wirtschaft und Klimaschutz aufgrund eines Beschlusses des Deutschen Bundestages gefördert. Wir danken den genannten Institutionen für die Bereitstellung der finanziellen Mittel. Darüber hinaus möchten wir den Mitgliedern des Projektbegleitenden Ausschusses für ihre Unterstützung während der Projektbearbeitung danken.

AutorInnen: Benecke, Lukas; Aibibu, Dilbar; Cherif, Chokri

Technische Universität Dresden
Fakultät Maschinenwesen
Institut für Textilmaschinen und Textile Hochleistungswerkstofftechnik (ITM)
01062 Dresden

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29.09.2022

Patientenindividuelle Textilimplantate: Gewirkte Maschenwaren in Losgröße 1-Fertigung

Gestricke & Gewirke Technische Textilien

Zusammenfassung

Die patientenorientierte Gesundheitsversorgung macht die Individualisierung der Medizin unabdingbar. Dies erfordert Fortschritte in der Patientenindividualisierung, insbesondere durch die Medizintechnik, um den gewünschten Therapieerfolg zu erzielen. Dem steht aus technischer und wirtschaftlicher Sicht die Forderung nach einer wirtschaftlichen und reproduzierbaren Herstellung von Produkten mit der Losgröße 1 gegenüber, die mit innovativen textilen Herstellungsverfahren erfüllt werden kann. Es fehlt jedoch an einem grundlegenden Verständnis von Produktdesign, Endprodukteigenschaften und zwischengeschalteten Herstellungsprozessen sowie an geeigneten Werkzeugen für die Umsetzung dieser patientenindividuellen Ansätze.

Ziel des Projekts ist es, einen Herstellungsprozess für patientenindividuelle Textilimplantate zu implementieren, um Patienten eine optimal auf ihre Bedürfnisse zugeschnittene Therapie zu ermöglichen. Als Anwendungsbeispiel dienen Implantate zur Behandlung von Aortenaneurysmen, da dies ein sowohl klinisch als auch wirtschaftlich äußerst relevantes Einsatzgebiet für patientenindividuelle Implantatstrukturen ist.

Um das Projektziel zu erreichen, wurden Ansätze zur geometrischen und strukturellen Patientenindividualisierung von textilen Implantatstrukturen untersucht. Über eine durchgängige digitale Prozesskette wurde ein datenbankgestütztes virtuelles Modell zur Produktgestaltung entwickelt. Die Wechselwirkungen zwischen dem virtuellen Produktdesign, den Prozessparametern des Fertigungsprozesses und den resultierenden Implantateigenschaften wurden sowohl inline als auch offline ermittelt. Für die Inline-Erfassung der Prozessparameter wurden geeignete Werkzeuge entwickelt und implementiert. Diese erfassten Daten werden in die virtuelle Modelldatenbank zurückgespielt und verbessern so kontinuierlich die Genauigkeit und Robustheit der patientenindividuellen Konstruktion und Fertigung von Implantatstrukturen. Auf diese Weise kann eine wirtschaftliche und reproduzierbare Produktion von textilen Implantaten mit einer Losgröße von 1 realisiert werden, die eine optimal auf den Patienten zugeschnittene Therapie ermöglicht.

Bericht

Einleitung
Der demografische Wandel und ein zunehmend ungesunder Lebensstil in der westlichen Welt führen zu einer stetig steigenden Zahl von Patienten mit Herz-Kreislauf-Erkrankungen und stellen die moderne Medizin vor große Herausforderungen. Mit der zunehmenden Zahl von Behandlungen steigt auch die Zahl der Patienten, die aufgrund ihrer individuellen Anatomie oder Physiologie für eine Behandlung mit Standardprodukten nicht geeignet sind. Dies betrifft etwa 40% aller Patienten der jährlich in Deutschland durchgeführten rund 21.000 endovaskulären Behandlungen von Aortenaneurysmen. Eine patientenorientierte Gesundheitsversorgung macht daher eine Individualisierung der Medizin notwendig [2]. Dies erfordert auch ein Fortschreiten der Patientenindividualisierung durch die Medizintechnik, um den gewünschten Therapieerfolg zu erzielen. Diese individualisierten Implantate sollten exakt auf die spezifische Anatomie des Patienten zugeschnitten sein und auf Basis eines medizinischen Bilddatensatzes in Losgröße 1 hergestellt werden. Auf diese Weise wird eine Versorgung der lebenswichtigen Abgänge der Aorta gewährleistet. Aus technischer und wirtschaftlicher Sicht steht der Individualisierung die Bedingung einer wirtschaftlichen und reproduzierbaren Herstellung von Produkten mit Losgröße 1 gegenüber. Diese Anforderungen können mit innovativen textilen Fertigungsverfahren erfüllt werden. Die Kettenwirktechnik im Allgemeinen und die Jacquard-Wirktechnik im Besonderen erfüllen die notwendigen Anforderungen, sind aber in hohem Maße bedienerabhängig. Das enorme Potenzial der Jacquard-Wirktechnologie für die Herstellung von textilen Implantaten wird derzeit nicht genutzt, da keine Erfahrungen über die Zusammenhänge des Wirkprozesses vorliegen und keine Konstruktionswerkzeuge existieren, die diese Zusammenhänge adäquat beschreiben. Die am Institut für Textiltechnik der RWTH Aachen (ITA) im Projekt "IndiTexPlant" erzielten Ergebnisse bieten erstmals die Möglichkeit, das virtuelle Produktdesign in Kombination mit der Jacquard-Stricktechnologie in eine digitale Produktentwicklung vom medizinischen Bilddatensatz über das Topologiemodell der rekonstruierten Produktgeometrie bis hin zur Ableitung der Musterung für das textile Produkt zu übertragen (siehe Abbildung 1).

AutorInnen: Tobias Lauwigi Author, Kai-Chieh Kuo Co-Author

ITA Institut für Textiltechnik an der RWTH Aachen University, Otto-Blumenthal-Strasse 1, 52074 Aachen, Deutschland

Medtech Textilimplantat Medizin

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