Проблема пошуку нових матеріалів, використовуваних в різних галузях медицини, наприклад, для заміщення уражених судин, хрящової, сполучної, залозистої тканин останнім часом набула широкого поширення, в зв'язку з високою частотою зустрічальності патологій відповідних систем організму і необхідністю хірургічного лікування. Одним з перспективних напрямків в даній області є виробництво тканеінженерной матриць з різних полімерів і їх сумішей методом електроспіннінга. Найбільший інтерес представляють блок-полімери (наприклад, тріметіленкарбонат), оскільки вони мають різну стабільність і властивості в залежності від набору і співвідношення блоків в полімері, і можуть бути використані для виготовлення тканеінженерной конструкцій. Мета роботи полягала у вивченні фізичних і біологічних властивостей 3Д-матриць на основі полі (тріметіленкарбоната) (ПТМК) in vitro для оцінки можливості їх використання в якості матеріалів для серцево-судинної хірургії. методом електроспіннінга були виготовлені 3Д-матриці з розчинів ПТМК і його сополімерів з полікапролактона і молочною кислотою в різних розчинниках: в суміші дихлорметана з диметилформамидом, в чистому дихлорметані або гексафторізопропаноле. Отримано матриці з сумішей цих полімерів з желатином. Методом СЕМ охарактеризована структура матриць, досліджені їх гідрофільність і механічна міцність, а також здатність первинних ендотеліоцитів пупкової вени людини (ПЕЧ) прикріплятися і пролиферировать на поверхні матриць різного складу. Показано, що міцність матриць на розрив, отриманих з розчинів на основі дихлорметана, становить не більше 0,22 МПа, а міцність матриць, виготовлених з розчинів на основі гексафторізопропанола, може досягати 4,3 Мпа; матриці з ПТМК і його сополімерів схильні до поглинання парів води і зміни структури при зберіганні, усадки, злиття волокон, втрати міцності при намоканні. Виявлено, що ПЕЧ добре прикріплюються, проте погано пролиферируют на поверхні досліджуваних матриць. 3Д-матриці з ПТМК не можуть бути рекомендовані для виготовлення імплантуються виробів, міцність і стабільність яких потрібні для виконання їх функції, наприклад, в умовах постійної гідродинамічної навантаження, однак, мабуть, можуть бути використані як біодеградіруемие підкладки в тканинної інженерії, де не потрібно високої міцності.

Анотація наукової статті з біотехнологій в медицині, автор наукової роботи - Черноносова В.С., Гостєв Аа., Харкова М.В., Покушалов Еа., Карпенко А.А.


A study of physical and biological properties of 3D matrices made from polytrimethylene carbonate and its copolymers

The development of new materials for using in different parts of medicine (for replacement of affected vessels, cartilage, connective, glandular tissue) has recently become widespread, due to the high rate of occurrence of these pathologies and the need for surgical treatment of these pathologies . One of the promising approaches is the production of tissue engineered matrices from various polymers and their mixtures by the electrospinning. Block polymers (for example, trimethylene carbonate) are of particular interest for fabrication of tissue engineered devices due to the ability to customize the polymer stability by using different sets of blocks. 3D matrices were prepared from solutions of polytrimethylene carbonate (PTMC) and its copolymers with polycaprolactone and lactic acid in various solvents (dichloromethane with dimethylformamide, pure dichloromethane or hexafluoroisopropanol) by electrospinning. Scaffolds were prepared from mixtures of polymers with gelatin. The structure of the matrices was characterized by the scanning electron microscopy method. Hydrophilicity and mechanical strength of the matrices were investigated. The ability of primary human umbilical vein endothelial cells (HUVEC) to attach and proliferate on the surfaces of different matrices was studied. The tensile strength of the matrices, produced from dichloromethane solutions was not more than 0.22 MPa, and the strength of the scaffolds produced from hexafluoroisopropanol solutions reached 4.3 MPa. HUVEC successfully attached to the matrices, but proliferation rate was slow. During storage the matrices produced from the PTMC and its copolymers had a tendency to absorb water vapor, and exhibited shrinkage, fusion of the fibers and strength loss. 3D matrices produced from PTMC can not be recommended for the manufacture of implantable devices but can tentatively serve as biodegradable scaffolds in tissue engineering without constant hydrodynamic loading, such as areas of connective or glandular tissue.


Область наук:

  • Біотехнології в медицині

  • Рік видавництва: 2018


    Журнал: Гени і клітини


    Наукова стаття на тему '3Д-матриці, виготовлені з політріметіленкарбоната і його сополімерів: дослідження фізичних і біологічних властивостей'

    Текст наукової роботи на тему «3Д-матриці, виготовлені з політріметіленкарбоната і його сополімерів: дослідження фізичних і біологічних властивостей»

    ?DOI: 10.23868 / 201811035

    3д-мдтріци, виготовлені з політріметіленкарбоната і його сополімерів: дослідження фізичних і біологічних властивостей

    В.С. Черноносова1, 2, А.А. Гостев1, М.В. Харькова1, 2, Е.А. Покушалов1, А.А. Карпенко1, А.М. Караськов1, П.П. Лактіонов1, 2

    1 Національний медичний дослідний центр імені академіка О.М. Мешалкина, Новосибірськ, Росія

    2 Інститут хімічної біології і фундаментальної медицини СО РАН, Новосибірськ, Росія

    A sTuDY oF pHYsicAL AND BioLoGicAL pRopERTiEs oF 3D MATRicEs MADE FRoM poLYTRiMETHYLENE cARBoNATE And its copoLYMERs

    V.S. Chernonosova1, 2, A.A. Gostev1, M.V. Kharkova1, 2, E.A. Pokushalov1, A.A. Karpenko1, A.M. Karaskov1, P.P. Laktionov1, 2

    1 E.N. Meshalkin National Medical Research Center, Ministry of Health of the Russian Federation, Novosibirsk, Russia

    2 Institute of Chemical Biology and Fundamental Medicine, Siberian Branch of the RAS, Novosibirsk, Russia

    Проблема пошуку нових матеріалів, використовуваних в різних галузях медицини, наприклад, для заміщення уражених судин, хрящової, сполучної, залозистої тканин останнім часом набула широкого поширення, в зв'язку з високою частотою зустрічальності патологій відповідних систем організму і необхідністю хірургічного лікування. Одним з перспективних напрямків в даній області є виробництво тканеінженерной матриць з різних полімерів і їх сумішей методом електроспіннінга. Найбільший інтерес представляють блок-полімери (наприклад, тріметіленкарбонат), оскільки вони мають різну стабільність і властивості в залежності від набору і співвідношення блоків в полімері, і можуть бути використані для виготовлення тканеінженерной конструкцій.

    Мета роботи полягала у вивченні фізичних і біологічних властивостей ЗД-матриць на основі полі (тріметіленкарбоната) (ПТМК) in vitro для оцінки можливості їх використання в якості матеріалів для серцево-судинної хірургії.

    Методом електроспіннінга були виготовлені ЗД-матриці з розчинів ПТМК і його сополімерів з полікапролактона і молочною кислотою в різних розчинниках: в суміші дихлор-метану з диметилформамидом, в чистому дихлорметані або гексафторізопропаноле. Отримано матриці з сумішей цих полімерів з желатином. Методом СЕМ охарактеризована структура матриць, досліджені їх гідрофільність і механічна міцність, а також здатність первинних ендотеліоцитів пупкової вени людини (ПЕЧ) прикріплятися і пролиферировать на поверхні матриць різного складу.

    Показано, що міцність матриць на розрив, отриманих з розчинів на основі дихлорметана, становить не більше 0,22 МПа, а міцність матриць, виготовлених з розчинів на основі гексафторізопропанола, може досягати 4,3 Мпа; матриці з ПТМК і його сополімерів схильні до поглинання парів води і зміни структури при зберіганні, усадки, злиття волокон, втрати міцності при намоканні. Виявлено, що ПЕЧ добре прикріплюються, проте погано пролиферируют на поверхні досліджуваних матриць.

    3Д-матриці з ПТМК не можуть бути рекомендовані для виготовлення імплантуються виробів, міцність і стабільність яких потрібні для виконання їх функції, наприклад, в умовах постійної гідродинамічної навантаження, однак, мабуть, можуть бути використані як біодеградіруемие підкладки в тканинної інженерії, де не потрібно високої міцності.

    ключові слова: електроспіннінг, ЗД-матриці, гам-метілкарбонат, біосумісність, тканинна інженерія.

    Вступ

    У сучасній медицині активно використовуються і впроваджуються нові технології, матеріали і методи лікування. Розвиток молекулярної і клітинної біології, хімічних технологій, методів ЗД моделювання привело до інтенсивного прогресу в тканинної інженерії, досягнення якої вже знаходять застосування для відновлення тканин і функцій органів [1-4].

    The development of new materials for using in different parts of medicine (for replacement of affected vessels, cartilage, connective, glandular tissue] has recently become widespread, due to the high rate of occurrence of these pathologies and the need for surgical treatment of these pathologies . One of the promising approaches is the production of tissue engineered matrices from various polymers and their mixtures by the electrospinning. Block polymers (for example, trimethylene carbonate] are of particular interest for fabrication of tissue engineered devices due to the ability to customize the polymer stability by using different sets of blocks.

    3D matrices were prepared from solutions of polytrimethylene carbonate (PTMC) and its copolymers with polycaprolactone and lactic acid in various solvents (dichloromethane with dimethylfor-mamide, pure dichloromethane or hexafluoroisopropanol] by electrospinning. Scaffolds were prepared from mixtures of polymers with gelatin. The structure of the matrices was characterized by the scanning electron microscopy method. Hydrophilicity and mechanical strength of the matrices were investigated. The ability of primary human umbilical vein endothelial cells (HUVEC) to attach and proliferate on the surfaces of different matrices was studied.

    The tensile strength of the matrices, produced from dichloromethane solutions was not more than 0.22 MPa, and the strength of the scaffolds produced from hexafluoroisopropanol solutions reached 4.3 MPa. HUVEC successfully attached to the matrices, but proliferation rate was slow. During storage the matrices produced from the PTMC and its copolymers had a tendency to absorb water vapor, and exhibited shrinkage, fusion of the fibers and strength loss.

    3D matrices produced from PTMC can not be recommended for the manufacture of implantable devices but can tentatively serve as biodegradable scaffolds in tissue engineering without constant hydrodynamic loading, such as areas of connective or glandular tissue.

    Keywords: electrospinning, 3D matrices, polytrimethylene carbonate, biocompatibility, tissue engineering.

    Важливим завданням тканинної інженерії є розробка ЗД-матриць, які були б придатні для виготовлення протезів судин (ПС). Дійсно проблема протезування ділянок судинного русла стоїть дуже гостро, оскільки часто зустрічається ате-росклеротіческое ураження судин, а ішемічна хвороба є лідируючою причиною смертності та інвалідизації населення [5]. Одним з варіантів

    виготовлення таких ПС міг би стати електроспіннінг (ЕП) - метод, що дозволяє отримувати волокнисті ЗД-матриці з розчинів або розплавів полімерів і їх сумішей [6-8]. Діаметр волокон, щільність і напрямок їх укладання в матрицях, хімічні властивості поверхні можна варіювати в залежності від вимог, що пред'являються до даних матриць, комбінуючи різні варіанти ЕП, застосовуючи різноманітні полімери і їх суміші, розчини полімерів з низькомолекулярними лікарськими засобами і т. Д. [ 9, 10]. Для виготовлення ПС можуть бути використані як синтетичні, так і природні полімери, такі як полісахариди [11, 12] і білки [13-15], а також суміші синтетичних і природних полімерів [16-18]. Очевидно, що матриці, отримані з цих полімерів або їх сумішей повинні задовольняти вимогам, які пред'являються до імплантованого виробам, зокрема мати хорошу механічну міцність, еластичність, гемо- та біосумісність, в залежності від конкретної виконуваної завдання володіти біостабільності або, навпаки, деградувати в біологічних середовищах і заміщатися de novo формованої біологічною тканиною і т. д. Синтетичні Біоде-градіруемие полімери, особливо біомедичні поліефіри, такі як полімолочна кислота, полі-гліколева кислота, полі (в-капролактону), полігідрок-сібутірат, їх суміші та композити блок -сополімеров, широко використовуються для виготовлення ЗД-матриць методом ЕП [19, 20]. Найбільший інтерес представляють блок-полімери, оскільки вони мають різну стабільність і властивості в залежності від набору і співвідношення блоків в полімері. Зокрема, було показано, що полімери на основі 1,3-тріметіленкарбоната і 0,1_-молочної кислоти (ПТМК-ПМК) [21], а також сам політріметіленкарбонат (ПТМК) і його сополімер з по-лікапролактоном (ПТМК-ПКЛ) можуть бути використані для виготовлення виробів, що застосовуються в різних галузях медицини [22].

    Мета роботи полягала у вивченні фізичних і біологічних властивостей ЗД-матриць на основі ПТМК in vitro для оцінки можливості їх використання в якості матеріалів для серцево-судинної хірургії.

    У зв'язку з цим ми досліджували структуру, міцність ЗД-матриць, виготовлених методом ЕП з ПТМК, ПТМК-ПМК і ПТМК-ПКЛ і їх здатність підтримувати адгезію і проліферацію первинних ендотеліоцитів людини.

    Матеріал і методи

    Виготовлення 3Д-матриць методом

    електроспіннінга

    Для виготовлення ЗД-матриць були використані розчини політріметіленкарбоната (ПТМК, кат. № 900293, Aldrich, США) і його сополімерів з полі-капролактону (ПТМК-ПКЛ в співвідношенні 90:10, кат. № 900315, Aldrich, США) і молочною кислотою (ПТМК-ПМК, кат. № 900311 Aldrich, США). Як розчинник застосовували суміш дихлорметана (ДХМ) з Дімі-тілформамідом (ДМФ, зміст в суміші 10-40%), чистий ДХМ або 1,1,1,3,3,3-гексафторізопропаноле (ГФІП) (ПімІнвест, Росія). Як стічних розчинів при виготовленні матриць з ГФІП були використані 15% розчин ПТМК і його сополімерів, 10% розчин желатину (Sigma-Aldrich, США). Концентрація білка в матрицях приведена у відсотках від ваги синтетичного полімеру (вага: вага).

    Матриці методом ЕП виготовляли c застосуванням обертового електрод-колектора (діаметр 27 мм, довжина 45 мм, швидкість обертання 300 об. / Хв.), При

    напрузі 17-24 кВ, відстані між електродами 180-200 мм, швидкості подачі розчину 0,8-1,5 мл / год, температурі 23-25 ​​° С, вологості 25-30% на лабораторній установці для електроспіннінга (NF-103, MECC, Японія). Після виготовлення ЗД-матриці знімали з колектора, висушували не менше 12 ч. Під вакуумом при залишковому тиску не більше 10 Па і зберігали запаяними в поліетилен при 4 ° С.

    Аналіз мікроструктури поверхні матриць

    Структуру ЗД-матриць досліджували за допомогою скануючої електронної мікроскопії (СЕМ): зразки контрастували напиленням 10 нм золота і реєстрували зображення на растровому електронному мікроскопі JSM-6460 LV (Jeol, Японія).

    визначення механічних

    характеристик матриць

    Для оцінки механічної міцності матриці нарізали на смужки шириною 5-10 мм і довжиною не менше 30 мм (в напрямку обертання барабана-колектора / укладання волокна). Товщину матеріалу вимірювали за допомогою електронного мікрометра з точністю ± 1 мікрон (Schut, Німеччина), виконуючи не менше 5 вимірів в різних місцях 3Д-матриці, і використовували середню товщину для обчислення міцності. Міцність матриць на розрив оцінювали тільки для тих матриць, товщина яких в серії з 5 вимірів відрізнялася не більше ніж на 5%. Механічні властивості при розтягуванні вивчали, як описано в ГОСТ 51556-2000 (або ISO 7198: 1998) з використанням універсальної розривної машини для випробування матеріалів Zwick / Roell Z100 (Німеччина) при постійній швидкості збільшення динамічного навантаження 10 мм / хв. і вихідним відстанню між зажимами 10-20 мм. Лінійні розміри 3Д-матриць (довжину і ширину) вимірювали за допомогою штангенциркуля другого класу з точністю 0,1 мм. Точність вимірювання довжини становила ± 0,5%, ширини ± 1%, товщини ± 5%, перетину ± 6%.

    визначення гидрофильности

    поверхні матриць

    Кут змочування характеризували за допомогою приладу для визначення крайового кута змочування Drop Shape Analyzer - DS A25 (Kruss GmbH, Німеччина), використовуючи воду як середовище, обсяг краплі 1 мкл і швидкість зйомки 160 кадрів в секунду.

    Дослідження біосумісності матриць in vitro

    Первинні ендотеліальні клітини людини (ПЕЧ) були отримані з пупкової вени, як описано раніше [23] і охарактеризовані за експресією Е-селектину та фактора фон Віллебранда [24]. Клітини культивували в ростовий середовищі IMDM (42200-Gibco, США), що містить 10% ембріональної бичачої сироватки (10091148-Gibco, США) і антибіотики (пеніцилін і стрептоміцин) в СО2-інкубаторі (5% СО2, 37 ° С) не більше 4 -5 пасажів.

    Цитотоксичність зразків 3Д-матриць вивчали згідно «ДСТУ ISO 10993-5-2011 частина 5. Дослідження на цитотоксичність: методи in vitro». Матриці (диски діаметром 1 см) інкубували в ростовий середовищі протягом 24 год., Отримані супернатанти додавали в лунки 48-ямкового планшета, в яких культивували ПЕЧ, і інкубували протягом 24 год. В якості негативного контролю використовували клітини, інкубовані в ростовий середовищі , яка не має контакту з матрицями, як позитивний контроль (токсичного) - клітини, інкубовані

    в ростовий середовищі, в яку додавали етиловий спирт до кінцевої концентрації 2, 5 і 10%.

    Для оцінки здатності ПЕЧ адгезіровать і проли-феріровать на поверхні 3Д-матриць, з 3Д-матриць висікали диски діаметром 1 см, вкладали їх в лунки 48-лункових планшетів, притискали до дна лунки фторопластовим кільцями, після чого вносили клітини з розрахунку 2-10х103 кл / лунку. Через 48 год. Інкубації в лунки додавали 1/10 обсягу реагенту А ^ та ^ ие Cell Viability Reagent (Invitrogen, США), інкубували протягом 24 год. І визначали оптичну щільність супернатантів при 570 і 600 нм на планшетному спектрофотометре Multiscan FS (Thermo Scientific, США) або їх флуоресценцію (збудження на 530 нм, емісія на 590 нм) на приладі Fluoroscan Ascent (Thermo Scientific, США). Контролем служили супернатанти після культивування клітин на куль-натуральній пластиці. Виходячи з отриманих даних, розраховували кількість життєздатних клітин в досліджуваних зразках.

    Зовнішній вигляд клітин на поверхні матриць оцінювали за допомогою СЕМ після фіксації клітин 2% розчином формальдегіду, видалення надлишку реагенту і ліо-профільного висушування 3Д-матриць з клітинами.

    Статистичний аналіз

    Кількісні дані представлені в вигляді середнього ± стандартне відхилення. Статистична значимість відмінності між двома групами за кількісними даними визначалася за допомогою U-критерію Манна-Уїтні, а між трьома і більше групами - розраховувалася методом Kruskal-Wallis ANOVA. Рівень відхилення нульової гіпотези про відсутність відмінностей між групами брали при р<0,05.

    Результати та обговорення

    Раніше були запропоновані умови отримання методом ЕП 3Д-матриць з ПТМК і його сополімерів [25] з сумішей ДХМ з ДМФ. Ми вивчили можливість використання такої системи розчинників для виготовлення 3Д-матриць методом ЕП. Були приготовлені розчини ПТМК-ПМК в 10 і 30% ДМФ в ДХМ в різній концентрації (від 15% до 8%), підібрані умови ЕП для цих розчинів (табл. 1) і досліджено структуру отриманих матриць за допомогою СЕМ (рис. 1) . На рис. 1А видно утворилися краплі, розмір яких зменшувався при зменшенні концентрації ДМФ (рис. 1Б). Ці результати, ймовірно, можна пояснити тим, що ДМФ має температуру кипіння 153 ° С, тому застосування його в якості розчинника призведе, щонайменше, до формування великих контактів між волокнами.

    Оскільки матеріали, виготовлені в умовах, описаних в літературі, не являли собою волокнистих структур, був виконаний об'ємний блок робіт по оптимізації концентрації полімеру в розчиннику на базі ДХМ та оптимізації складу розчинника. В результаті було доведено, що матриці з волокнистої структурою можуть бути отримані виключно з розчину ПТМК-ПМК в ДХМ (рис. 1В, Г). В аналогічних експериментах з виготовлення 3Д-матриць з розчинів ПТМК і ПТМК-ПКЛ також було виявлено, що методом ЕП можна отримати волокнисті 3Д-матриці тільки з розчинів цих полімерів в ДХМ. Однак схильність до формування «крапельно-волоконної» структури у 3Д-матриць все-таки залишалася (діаметр крапель 5-6 мкм, діаметр волокна менш 1 мкм). Крім того, було виявлено, що всі матриці на основі ПТМК

    необхідно ретельно вакуумувати для видалення залишків розчинника і зберігати в сухих умовах. В іншому випадку вони схильні формувати множинні контакти між волокнами, утворюючи перфоровані плівки (рис. 1Д, Е).

    У зв'язку з тим, що запропонована в літературі система розчинників виявилася погано придатна для виготовлення волокон методом ЕП, були приготовлені розчини полімерів в іншому розчиннику - ГФІП, який часто використовується для виготовлення 3Д-матриць методом ЕП [26] і є не тільки хорошим розчинником для синтетичних полімерів, але і для білків [27]. Відомо, що додаткове введення до складу волокна білків сполучної тканини дозволяє поліпшити механічні властивості і біосумісність 3Д-матриць [28]. Раніше нами було показано, що до 3Д-матрицями, виготовленим з розчину полікапролактона з 10% білка, добре прикріплюються клітини, що несуть рецептори до введеного до складу матриці білку [27]. Виходячи їх цих передумов, були підібрані умови ЕП для всіх трьох полімерів (ПТМК, ПТМК-ПМК і ПТМК-ПКЛ) з 10% розчином желатину (ЖЛ) (табл. 2). Було виявлено, що додавання желатину приводило до суттєвого зменшення діаметра волокон (рис. 1З): діаметр волокон дорівнював від 3-4 мкм при отриманні матриць з ПТМК-ПМК до 0,3-1 мкм при отриманні матриць з ПТМК-ПМК з желатином ( рис. 1Ж, З).

    У всіх 3Д-матриць оцінювали механічну міцність в умовах динамічного навантаження і гідрофілен-ність поверхні (кут змочування) (табл. 3).

    Як видно з табл. 3, все матриці, незалежно від умов виготовлення, мали гидрофильную поверхню. З даних про механічні властивості матриць (табл. 3) випливає, що тільки матриці, отримані з розчину ПТМК-ПМК в ГФІП, можуть бути використані в тканинної інженерії ПС, а матриці з ПТМК і ПТМК-ПКЛ непридатні для цих цілей, так як мають вкрай низькою міцністю. Проте, вони можуть знайти застосування при вирішенні задач, в яких міцність не є лімітуючим вимогою, наприклад, в якості внутрішнього шару в складі багатошарових протезів.

    При вивченні цитотоксичности 3Д-матриць і їх здатності підтримувати адгезію і проліферацію клітин на культурі ПЕЧ було виявлено (рис. 2), що всі матриці, за винятком матриці на основі ПТМК, виготовленої з розчину в ДХМ, що не вивільняють токсичних компонентів (ГОСТ ISO 10993 -5-2011) і можуть бути визнані нетоксичними. Здатність ПЕЧ прикріплятися і пролиферировать на поверхні 3Д-матриць на основі ПТМК виявилася в 2 рази нижче в порівнянні з контролем (поверхню культурально-го пластика, рис. 3), що суперечить літературним даними: на поверхні матриць, виготовлених методом ЕП, клітини ростуть дещо гірше, ніж на поверхні культурального пластика [29], що може бути пов'язано як з хімічними властивостями поверхні волокон [30], так і з нерівністю поверхні [31]. Варто відзначити, що введення до складу матриць желатину суттєво покращувало адгезію і проліферацію клітин на поверхні [32].

    За даними СЕМ (рис. 4А, Б) видно, що ПЕЧ добре розпластувалися на матрицях на основі ПТМК і мали морфологію, характерну для ПЕЧ на поверхні пластика (рис. 4В). Це побічно може свідчити про те, що ПЕЧ зв'язуються з поверхнею матриць і, можливо, формують з ними контакти.

    Ш ^ Шу'Ш? У ''

    * ->л? | Ai »f« у. * Л, У | ,<V4 '/ tJ

    З

    __

    Мал. 1. Залежність структури ЗД-матриць від складу розчинника і концентрації полімеру: А - матриця з 10% розчину ПТМК-ПМК в ДХМДМФ (70:30); Б - матриця з 10% розчину ПТМК-ПМК в ДХМ: ДМФ (90:10); В - матриця з 12% розчину ПТМК-ПМК в ДХМ; Г - матриця з 10% розчину ПТМК-ПМК в ДХМ; Д - матриця з 9% розчину ПТМК в ДХМ без досушування; Е - матриця з 9% розчину ПТМК-ПКЛ у ДХМ, без досушування; Ж - матриця з 7% розчину ПТМК-ПМК в ГФІП; З - матриця з 6% розчину ПТМК-ПМК з додаванням 10% ЖЛ в ГФІП. Скануюча електронна мікроскопія. Ув. х 1000

    Таблиця 1. Умови ЕП для виготовлення ЗД-матриць з різних розчинів ПТМК і його сополімерів в розчинниках ДХМ і ДМФ

    Концентрація полімеру Розчинник Напруга, kB Швидкість подачі розчину, мл / год Відстань між електродами, см

    15% ПТМК-ПМК ДХМ: ДМФ (70:30) 22,0 0,6 19,0

    13,5% ПТМК-ПМК ДХМ: ДМФ (70:30) 22,4 0,7 18,5

    12% ПТМК-ПМК ДХМ: ДМФ (70:30) 23,0 0,7 18,5

    9% ПТМК-ПМК ДХМ: ДМФ (70:30) 22,3 1,1 19,5

    12% ПТМК-ПМК ДХМ: ДМФ (90:10) 21,7 0,8 19,5

    10% ПТМК-ПМК ДХМ: ДМФ (90:10) 21,6 1,0 19,0

    8% ПТМК-ПМК ДХМ: ДМФ (90:10) 24,0 0,8 19,0

    12,5% ПТМК-ПМК ДХМ 22,0 0,9 18,0

    10% ПТМК-ПМК ДХМ 23,5 0,8 18,0

    8% ПТМК-ПМК ДХМ 23,5 0,5 18,0

    9% ПТМК ДХМ 24,0 0,8 19,0

    9% ПТМК-ПКЛ ДХМ 21,8 1,0 19,0

    Таблиця 2. Умови електроспіннінга для виготовлення ЗД-матриць на основі ПТМК і його сополімерів в ГФІП і ДХМ

    Склад розчину Напруга, kB Швидкість подачі розчину, мл / год Відстань між електродами, см

    8% ПТМК-ПМК (ГФІП) 22,0 1,3 18,5

    7% ПТМК-ПМК + 10% ЖЛ (ГФІП) 20,5 1,1 19,0

    7% ПТМК-ПКЛ (ГФІП) 17,3 1,2 19,5

    6% ПТМК-ПКЛ + 10% ЖЛ (ГФІП) 17,0 1,1 18,5

    7% ПТМК (ГФІП) 18,7 1,4 19,5

    6% ПТМК + 10% ЖЛ (ГФІП) 18,0 1,1 18,5

    12% ПТМК-ПМК (ДХМ) 20,5 1,1 19,0

    9% ПТМК-ПКЛ (ДХМ) 17,3 1,2 19,5

    9% ПТМК (ДХМ) 17,0 1,1 18,5

    таблиця 3. Фізичні властивості ЗД-матриксов, виготовлених з ПТМК, ПТМК-ПКЛ і ПТМК-ПМК *

    Склад матриксу Міцність на розрив в сухому стані / Розчинник 'г у вологому стані (МПа) Максимальне подовження кут до розриву в сухому змочування, стані / у вологому градуси стані (%) г'

    8% ПТМК-ПМК ГФІП 2,28 ± 0,41 / 1,74 ± 0,37 319,5 ± 75,6 / 311,7 ± 48,3 64,03 ± 4,11

    7% ПТМК-ПМК + 10% ЖЛ ГФІП 4,32 ± 1,15 / 3,35 ± 1,03 247,25 ± 68,9 / 253,33 ± 51,28 56,65 ± 5,03

    6% ПТМК-ПКЛ + 10% ЖЛ ГФІП 0,074 ± 0,001 / 0,048 ± 0,01 52,2 ± 0,28 / 56,9 ± 13,76 53,7 ± 1,65

    7% ПТМК ГФІП 0,20 ± 0,03 / 0,13 ± 0,02 69,2 ± 14,4 / 64,1 ± 17,8 61,96 ± 0,38

    6% ПТМК + 10% ЖЛ ГФІП 0,4175 ± 0,01 / 0,29 ± 0,01 79,15 ± 0,07 / 70,10 ± 8,52 31,5 ± 2,4

    12% ПТМК-ПМК ДХМ 0,20 ± 0,014 79,5 ± 9,19 75,31 ± 2,01

    9% ПТМК-ПКЛ ДХМ 0,0885 ± 0,01 42,9 ± 12,02 65,02 ± 1,81

    9% ПТМК ДХМ 0,22 ± 0,03 94,5 ± 20,5 75,67 ± 4,3

    р ** <0,0001 <0,0001 <0,0001

    * Наведені дані 5 повторів як середнє ± стандартне відхилення

    ** рівень Р розрахований методом Кгізка1 ^ аШз А \ ЮУА

    I Mean ± SD

    Мал. 2. Токсичність матриць з ПТМК і його сополімерів з полімолочной кислотою і полікапролактона для первинних ендотеліоцитів людини. Позитивний контроль - клітини, інкубовані на поверхні культурального пластика без додавання середовища, предінкубірованной з 3Д-матрицями; негативний контроль - клітини, інкубовані на поверхні пластика в середовищі з додаванням 5% етилового спирту. AlamarBlue Cell Viability тест, p<0,0001 (Kruskal-Wallis ANOVA)

    висновок

    Матриці з ПТМК і його сополімерів мають невисоку механічну міцність, надзвичайно податливі і сильно програють за цими показниками 3Д-матрицями з інших полімерів, наприклад з полікапролактона або поліуретану [15, 33]. Крім того, вони відрізняються схильністю до формування контактів між волокнами, вимагають вакуумирования і зберігання в «сухий» середовищі, схильні до зміни властивостей в процесі зберігання. Підсумовуючи ці дані можна зробити висновок про те, що матриці, виготовлені методом електроспіннінга з ПТМК і його сополімерів, щонайменше, з тими характеристиками молекулярної маси і співвідношення полімерних ланок як у полімерів фірми Sigma, мало придатні для виготовлення ПС або інших елементів серцево судинної

    ЛІТЕРАТУРА:

    1. Shaunak S., Dhinsa B., Khan W. The role of 3D modelling and printing in orthopaedic tissue engineering: A review of the current literature. Current stem cell research & therapy 2017; 12 (3): 225-32.

    2. Husain S.R., Ohya Y., Puri R.K. Current status and challenges of three-dimensional modeling and printing of tissues and organs. Tissue Engineering Part A 2017; 23 (11-12): 471-3.

    3. Hajiali F., Tajbakhsh S., Shojaei A. Fabrication and properties of poly-caprolactone composites containing calcium phosphate-based ceramics and bioactive glasses in bone tissue engineering: a review. Polymer Reviews 2018; 58 (1): 164-207.

    Е i = I Mean ± SD

    Мал. 3. Проліферація первинних ендотеліоцитів людини на поверхні матриць з ПТМК і його сополімерів з полімолочной кислотою і полікапролактона. Позитивний контроль - клітини, інкубовані на поверхні культурального пластика. AlamarBlue Cell Viability тест, p<0,0001 (Kruskal-Wallis ANOVA)

    um

    системи. Проте, ці матриці не є токсичними. Навіть такі чутливі до умов культивування клітини, як ендотеліоцити людини, можуть пролиферировать на їх поверхні. Таким чином, ЗД-матриці з ПТМК не можуть бути рекомендовані для виготовлення імплантуються виробів, міцність і стабільність яких потрібні для виконання їх функції, наприклад, в умовах постійної гідродинамічної навантаження, однак, мабуть, можуть бути використані як біодеградіруемие підкладки в тканинної інженерії , де не потрібно високої міцності.

    Подяки

    Робота підтримана грантом Російського Наукового Фонду № 17-75-30009.

    4. Asghari F., Samiei M., Adibkia K. et al. Biodegradable and biocompatible polymers for tissue engineering application: a review. Artificial cells, nanomedicine, and biotechnology 2017; 45 (2): 185-92.

    5. Покровський А.В., Івандаев А.С. Загальна кількість артеріальних реконструкцій. В: Покровський А.В., Івандаев А.С., редактори. Стан судинної хірургії в Росії в 2016 році. Москва: Російське суспільство ангиологов і судинних хірургів; 2017. с. 5-26.

    6. Huang Z.M., Zhang Y.Z., Kotaki M. et al. A review on polymer nano-fibers by electrospinning and their applications in nanocomposites. Composites science and technology 2003; 63 (15): 2223-53.

    7. Pham Q.P., Sharma U., Mikos A.G. Electrospinning of polymeric nanofibers for tissue engineering applications: a review. Tissue engineering 2006; 12 (5): 1197-211.

    8. Teo W.E., Ramakrishna S. A review on electrospinning design and nanofibre assemblies. Nanotechnology 2006; 17 (14): R89.

    9. Li M., Mondrinos M.J., Gandhi M.R. et al. Electrospun protein fibers as matrices for tissue engineering. Biomaterials 2005; 26 (30): 5999-6008.

    10. Taepaiboon P., Rungsardthong U., Supaphol P. Drug-loaded elec-trospun mats of poly (vinyl alcohol) fibres and their release characteristics of four model drugs. Nanotechnology 2006; 17 (9): 2317.

    11. Yin A., Zhang K., McClure M.J. et al. Electrospinning collagen / chito-san / poly (L-lactic acid-co-e-caprolactone) to form a vascular graft: Mechanical and biological characterization. Journal of biomedical materials research Part A 2013; 101 (5): 1292-301.

    12. Huang C., Chen R., Ke Q. et al. Electrospun collagen-chitosan-TPU nanofibrous scaffolds for tissue engineered tubular grafts. Colloids and Surfaces B: Biointerfaces 2011 року; 82 (2): 307-15.

    13. Al-Salihi M. Electrospun Small-Diameter Silk Fibroin Vascular Grafts with Tuned Mechanical and Biocompatibility Properties as Tissue Engineered Scaffolds [Doctoral dissertation]. Baltimore [MD]: University of Maryland; 2017.

    14. Marcolin C., Draghi L., Tanzi M. et al. Electrospun silk fibroin-gelatin composite tubular matrices as scaffolds for small diameter blood vessel regeneration. Journal of Materials Science: Materials in Medicine 2017; 28 (5): 80.

    15. Hasan A., Memic A., Annabi N. et al. Electrospun scaffolds for tissue engineering of vascular grafts. Acta biomaterialia 2014; 10 (1): 11-25.

    16. Xiang P., Wang S.S., He M. et al. The in vitro and in vivo biocompat-ibility evaluation of electrospun recombinant spider silk protein / PCL / gelatin for small caliber vascular tissue engineering scaffolds. Colloids and Surfaces B: Biointerfaces 2018; 163: 19-28.

    17. Wang K., Zhang Q., Zhao L. et al. Functional Modification of Electrospun Poly (e-caprolactone) Vascular Grafts with the Fusion Protein VEGF-HGFI Enhanced Vascular Regeneration. ACS applied materials & interfaces 2017; 9 (13): 11415-27.

    18. Madhavan K., Frid M.G., Hunter K. et al. Development of an electrospun biomimetic polyurea scaffold suitable for vascular grafting. Journal of Biomedical Materials Research Part B: Applied Biomaterials 2018; 106 (1): 278-90.

    19. Wang X., Ding B., Li B. Biomimetic electrospun nanofibrous structures for tissue engineering. Materials Today 2013; 16 (6): 229-41.

    20. Попова І.В., Степанова А.О., Сергійович Д.С. та ін. Порівняльне дослідження трьох типів протезів, виготовлених методом

    електроспіннінга в експерименті in vitro і in vivo. Патологія кровообігу і кардіохірургія 2015; 19 (4): 7-15.

    21. Pego A.P., Poot A.A., Grijpma D.W. et al. Physical properties of high molecular weight 1, 3-trimethylene carbonate and D, L-lactide copolymers. Journal of Materials Science: Materials in Medicine 2003; 14 (9): 767-73.

    22. Albertsson A.C., Eklund M. Influence of molecular structure on the degradation mechanism of degradable polymers: In vitro degradation of poly (trimethylene carbonate), poly (trimethylene carbonate-co-caprolactone), and poly (adipic anhydride). Journal of applied polymer science 1995; 57 (1): 87-103.

    23. Jaffe E.A., Nachman R.L., Becker C.G. et al. Culture of human endothelial cells derived from umbilical veins. Identification by morphologic and immunologic criteria. The Journal of clinical investigation 1973; 52 (11): 2745-56.

    24. Feng L., Stern D.M., Pile-Spellman J. Human endothelium: endovas-cular biopsy and molecular analysis. Radiology 1999; 212 (3): 655-64.

    25. Trinca R.B., Abraham G.A., Felisberti M.I. Electrospun nanofibrous scaffolds of segmented polyurethanes based on PEG, PLLA and PTMC blocks: physico-chemical properties and morphology. Materials Science and Engineering: C 2015; 56: 511-7.

    26. Kucinska-Lipka J., Gubanska I., Janik H. et al. Fabrication of polyurethane and polyurethane based composite fibres by the electrospinning technique for soft tissue engineering of cardiovascular system. Materials Science and Engineering: C 2015; 46: 166-76.

    27. Zhang Y., Ouyang H., Lim C. T. et al. Electrospinning of gelatin fibers and gelatin / PCL composite fibrous scaffolds. Journal of Biomedical Materials Research Part B: Applied Biomaterials 2005; 72 (1): 156-65.

    28. Chernonosova V.S., Kvon R.I., Stepanova A.O. et al. Human serum albumin in electrospun PCL fibers: structure, release, and exposure on fiber surface. Polymers for Advanced Technologies 2017; 28 (7): 819-27.

    29. Sell S.A., Wolfe P.S., Garg K. et al. The use of natural polymers in tissue engineering: a focus on electrospun extracellular matrix analogues. Polymers 2010 року; 2 (4): 522-53.

    30. Liu H., Ding X., Zhou G. et al. Electrospinning of nanofibers for tissue engineering applications. Journal of Nanomaterials 2013; 2013: 3.

    31. Grasl C., Bergmeister H., Stoiber M. et al. Electrospun polyurethane vascular grafts: in vitro mechanical behavior and endothelial adhesion molecule expression. Journal of Biomedical Materials Research Part A 2010 року; 93 (2): 716-23.

    32. Попова І.В., Степанова А.О., Плотникова Т.А. і співавт. Вивчення прохідності судинного протеза, виготовленого методом електроспіннінга. Ангіологія і судинна хірургія 2015; 21 (2): 136-42.

    33. Chen Q., Liang S., Thouas G.A. Elastomeric biomaterials for tissue engineering. Progress in polymer science 2013; 38 (3-4): 584-671.

    Надійшла: 24.04.2018


    Ключові слова: ЕЛЕКТРОСПІННІНГ /3Д-МАТРИЦІ /ПОЛІТРІМЕТІЛКАРБОНАТ /біосумісним /ТКАНИННА ІНЖЕНЕРІЯ /ELECTROSPINNING /3D MATRICES /POLYTRIMETHYLENE CARBONATE /BIOCOMPATIBILITY /TISSUE ENGINEERING

    Завантажити оригінал статті:

    Завантажити