CC BY
23
DOI: 10.23868/201811035
3д-мдтрицы, изготовленные из политриметиленкарбоната и его сополимеров: исследование физических и биологических свойств
В.С. Черноносова1, 2, А.А. Гостев1, М.В. Харькова1, 2, Е.А. Покушалов1, А.А. Карпенко1, А.М. Караськов1, П.П. Лактионов1, 2
1 Национальный медицинский исследовательский центр имени академика Е.Н. Мешалкина, Новосибирск, Россия
2 Институт химической биологии и фундаментальной медицины СО РАН, Новосибирск, Россия
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 поиска новых материалов, используемых в разных отраслях медицины, например, для замещения пораженных сосудов, хрящевой, соединительной, железистой тканей в последнее время приобрела широкое распространение, в связи с высокой частотой встречаемости патологий соответствующих систем организма и необходимостью хирургического лечения. Одним из перспективных направлений в данной области является производство тканеинженерных матриц из различных полимеров и их смесей методом электроспиннинга. Наибольший интерес представляют блок-полимеры (например, триметиленкарбонат), поскольку они имеют разную стабильность и свойства в зависимости от набора и соотношения блоков в полимере, и могут быть использованы для изготовления тканеинженерных конструкций.
Цель работы заключалась в изучении физических и биологических свойств ЗД-матриц на основе поли(триметиленкарбоната) (ПТМК) in vitro для оценки возможности их использования в качестве материалов для сердечно-сосудистой хирургии.
Методом электроспиннинга были изготовлены ЗД-матрицы из растворов ПТМК и его сополимеров с поликапролактоном и молочной кислотой в разных растворителях: в смеси дихлор-метана с диметилформамидом, в чистом дихлорметане или гексафторизопропаноле. Получены матрицы из смесей этих полимеров с желатином. Методом СЭМ охарактеризована структура матриц, исследованы их гидрофильность и механическая прочность, а также способность первичных эндотелиоцитов пупочной вены человека (ПЭЧ) прикрепляться и пролиферировать на поверхности матриц разного состава.
Показано, что прочность матриц на разрыв, полученных из растворов на основе дихлорметана, составляет не более 0,22 МПа, а прочность матриц, изготовленных из растворов на основе гексафторизопропанола, может достигать 4,3 Мпа; матрицы из ПТМК и его сополимеров склонны к поглощению паров воды и изменению структуры при хранении, усадке, слиянию волокон, потере прочности при намокании. Обнаружено, что ПЭЧ хорошо прикрепляются, однако плохо пролиферируют на поверхности исследуемых матриц.
3Д-матрицы из ПТМК не могут быть рекомендованы для изготовления имплантируемых изделий, прочность и стабильность которых требуются для выполнения их функции, например, в условиях постоянной гидродинамической нагрузки, однако, по-видимому, могут быть использованы как биодеградируемые подложки в тканевой инженерии, где не требуется высокой прочности.
ключевые слова: электроспиннинг, ЗД-матрицы, политри-метилкарбонат, биосовместимость, тканевая инженерия.
Введение
В современной медицине активно используются и внедряются новые технологии, материалы и методы лечения. Развитие молекулярной и клеточной биологии, химических технологий, методов ЗД моделирования привело к интенсивному прогрессу в тканевой инженерии, достижения которой уже находят применение для восстановления тканей и функций органов [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 cannot 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.
Важной задачей тканевой инженерии является разработка ЗД-матриц, которые были бы пригодны для изготовления протезов сосудов (ПС). Действительно проблема протезирования участков сосудистого русла стоит очень остро, поскольку часто встречается ате-росклеротическое поражение сосудов, а ишемическая болезнь является лидирующей причиной смертности и инвалидизации населения [5]. Одним из вариантов
изготовления таких ПС мог бы стать электроспиннинг (ЭП) — метод, позволяющий получать волокнистые ЗД-матрицы из растворов или расплавов полимеров и их смесей [6-8]. Диаметр волокон, плотность и направление их укладки в матрицах, химические свойства поверхности можно варьировать в зависимости от требований, предъявляемых к данным матрицам, комбинируя различные варианты ЭП, применяя разнообразные полимеры и их смеси, растворы полимеров с низкомолекулярными лекарственными средствами и т. д. [9, 10]. Для изготовления ПС могут быть использованы как синтетические, так и природные полимеры, такие как полисахариды [11, 12] и белки [13-15], а также смеси синтетических и природных полимеров [16-18]. Очевидно, что матрицы, полученные из этих полимеров или их смесей должны удовлетворять требованиям, которые предъявляются к имплантируемым изделиям, в частности иметь хорошую механическую прочность, эластичность, гемо- и биосовместимость, в зависимости от конкретной выполняемой задачи обладать биостабильностью или, наоборот, деградировать в биологических средах и замещаться de novo формируемой биологической тканью и т. д. Синтетические биоде-градируемые полимеры, особенно биомедицинские полиэфиры, такие как полимолочная кислота, поли-гликолевая кислота, поли(в-капролактон), полигидрок-сибутират, их смеси и композиты блок-сополимеров, широко используются для изготовления ЗД-матриц методом ЭП [19, 20]. Наибольший интерес представляют блок-полимеры, поскольку они имеют разную стабильность и свойства в зависимости от набора и соотношения блоков в полимере. В частности, было показано, что полимеры на основе 1,3-триметиленкарбоната и 0,1_-молочной кислоты (ПТМК-ПМК) [21], а также сам политриметиленкарбонат (ПТМК) и его сополимер с по-ликапролактоном (ПТМК-ПКЛ) могут быть использованы для изготовления изделий, применяющихся в различных отраслях медицины [22].
Цель работы заключалась в изучении физических и биологических свойств ЗД-матриц на основе ПТМК in vitro для оценки возможности их использования в качестве материалов для сердечно-сосудистой хирургии.
В связи с этим мы исследовали структуру, прочность ЗД-матриц, изготовленных методом ЭП из ПТМК, ПТМК-ПМК и ПТМК-ПКЛ и их способность поддерживать адгезию и пролиферацию первичных эндотелиоцитов человека.
Материал и методы
Изготовление 3Д-матриц методом
электроспиннинга
Для изготовления ЗД-матриц были использованы растворы политриметиленкарбоната (ПТМК, кат. № 900293, Aldrich, США) и его сополимеров с поли-капролактоном (ПТМК-ПКЛ в соотношении 90:10, кат. № 900315, Aldrich, США) и молочной кислотой (ПТМК-ПМК, кат. № 900311 Aldrich, США). В качестве растворителя применяли смесь дихлорметана (ДХМ) с диме-тилформамидом (ДМФ, содержание в смеси 10-40 %), чистый ДХМ или 1,1,1,3,3,3-гексафторизопропаноле (ГФИП) (ПимИнвест, Россия). В качестве стоковых растворов при изготовлении матриц из ГФИП были использованы 15 % раствор ПТМК и его сополимеров, 10 % раствор желатина (Sigma-Aldrich, США). Концентрация белка в матрицах приведена в процентах от веса синтетического полимера (вес:вес).
Матрицы методом ЭП изготавливали c применением вращающегося электрод-коллектора (диаметр 27 мм, длина 45 мм, скорость вращения 300 об./мин.), при
напряжении 17-24 кВ, расстоянии между электродами 180-200 мм, скорости подачи раствора 0,8-1,5 мл/ час, температуре 23-25°С, влажности 25-30% на лабораторной установке для электроспиннинга (NF-103, MECC, Япония). После изготовления ЗД-матрицы снимали с коллектора, высушивали не менее 12 ч. под вакуумом при остаточном давлении не более 10 Па и хранили запаянными в полиэтилен при 4°С.
Анализ микроструктуры поверхности матриц
Структуру ЗД-матриц исследовали при помощи сканирующей электронной микроскопии (СЭМ): образцы контрастировали напылением 10 нм золота и регистрировали изображение на растровом электронном микроскопе JSM-6460 LV (Jeol, Япония).
Определение механических
характеристик матриц
Для оценки механической прочности матрицы нарезали на полоски шириной 5-10 мм и длиной не менее 30 мм (в направлении вращения барабана-коллектора/ укладки волокна). Толщину материала измеряли при помощи электронного микрометра с точностью ±1 микрон (Schut, Германия), выполняя не менее 5 измерений в разных местах 3Д-матрицы, и использовали среднюю толщину для вычисления прочности. Прочность матриц на разрыв оценивали только для тех матриц, толщина которых в серии из 5 измерений отличалась не более чем на 5 %. Механические свойства при растяжении изучали, как описано в ГОСТ 51556-2000 (или ISO 7198:1998) с использованием универсальной разрывной машины для испытания материалов Zwick/Roell Z100 (Германия) при постоянной скорости увеличения динамической нагрузки 10 мм/мин. и исходным расстоянием между зажимами 10-20 мм. Линейные размеры 3Д-матриц (длину и ширину) измеряли при помощи штангенциркуля второго класса с точностью 0,1 мм. Точность измерения длины составляла ±0,5 %, ширины ±1 %, толщины ±5 %, сечения ±6 %.
Определение гидрофильности
поверхности матриц
Угол смачивания характеризовали при помощи прибора для определения краевого угла смачивания Drop Shape Analyzer — DS A25 (Kruss GmbH, Германия), используя воду в качестве среды, объем капли 1 мкл и скорость съемки 160 кадров в секунду.
Исследование биосовместимости матриц in vitro
Первичные эндотелиальные клетки человека (ПЭЧ) были получены из пупочной вены, как описано ранее [23] и охарактеризованы по экспрессии Е-селектина и фактора фон Виллебранда [24]. Клетки культивировали в ростовой среде IMDM (42200-Gibco, США), содержащей 10 % эмбриональной бычьей сыворотки (10091148-Gibco, США) и антибиотики (пенициллин и стрептомицин) в СО2-инкубаторе (5 % СО2, 37°С) не более 4-5 пассажей.
Цитотоксичность образцов 3Д-матриц изучали согласно «ГОСТ ISO 10993-5-2011 часть 5. Исследования на цитотоксичность: методы in vitro». Матрицы (диски диаметром 1 см) инкубировали в ростовой среде в течение 24 ч., полученные супернатанты добавляли в лунки 48-луночного планшета, в которых культивировали ПЭЧ, и инкубировали в течение 24 ч. В качестве отрицательного контроля использовали клетки, инкубированные в ростовой среде, не имеющей контакта с матрицами, в качестве положительного контроля (токсичного) — клетки, инкубированные
в ростовой среде, в которую добавляли этиловый спирт до конечной концентрации 2, 5 и 10 %.
Для оценки способности ПЭЧ адгезировать и проли-ферировать на поверхности 3Д-матриц, из 3Д-матриц высекали диски диаметром 1 см, вкладывали их в лунки 48-луночных планшетов, прижимали ко дну лунки фторопластовыми кольцами, после чего вносили клетки из расчета 2-10х103 кл/лунку. Через 48 ч. инкубации в лунки добавляли 1/10 объема реагента А^та^ие Cell Viability Reagent (Invitrogen, США), инкубировали в течение 24 ч. и определяли оптическую плотность супернатантов при 570 и 600 нм на планшетном спектрофотометре Multiscan FS (Thermo Scientific, США) или их флуоресценцию (возбуждение на 530 нм, эмиссия на 590 нм) на приборе Fluoroscan Ascent (Thermo Scientific, США). Контролем служили супернатанты после культивирования клеток на куль-туральном пластике. Исходя из полученных данных, рассчитывали количество жизнеспособных клеток в исследуемых образцах.
Внешний вид клеток на поверхности матриц оценивали при помощи СЭМ после фиксации клеток 2 % раствором формальдегида, удаления избытка реагента и лио-фильного высушивания 3Д-матриц с клетками.
Статистический анализ
Количественные данные представлены в виде среднего ± стандартное отклонение. Статистическая значимость различия между двумя группами по количественным данным определялась с помощью U-критерия Манна-Уитни, а между тремя и более группами — рассчитывалась методом Kruskal-Wallis ANOVA. Уровень отклонения нулевой гипотезы об отсутствии различий между группами принимали при р<0,05.
Результаты и обсуждение
Ранее были предложены условия получения методом ЭП 3Д-матриц из ПТМК и его сополимеров [25] из смесей ДХМ с ДМФ. Мы изучили возможность использования такой системы растворителей для изготовления 3Д-матриц методом ЭП. Были приготовлены растворы ПТМК-ПМК в 10 и 30 % ДМФ в ДХМ в разной концентрации (от 15 % до 8 %), подобраны условия ЭП для этих растворов (табл. 1) и исследована структура полученных матриц с помощью СЭМ (рис. 1). На рис. 1А видны образовавшиеся капли, размер которых уменьшался при уменьшении концентрации ДМФ (рис. 1Б). Эти результаты, вероятно, можно объяснить тем, что ДМФ имеет температуру кипения 153°С, поэтому применение его в качестве растворителя приведет, по меньшей мере, к формированию обширных контактов между волокнами.
Поскольку материалы, изготовленные в условиях, описанных в литературе, не представляли собой волокнистых структур, был выполнен объемный блок работ по оптимизации концентрации полимера в растворителе на базе ДХМ и оптимизации состава растворителя. В результате было доказано, что матрицы с волокнистой структурой могут быть получены исключительно из раствора ПТМК-ПМК в ДХМ (рис. 1В, Г). В аналогичных экспериментах по изготовлению 3Д-матриц из растворов ПТМК и ПТМК-ПКЛ также было обнаружено, что методом ЭП можно получить волокнистые 3Д-матрицы только из растворов этих полимеров в ДХМ. Однако склонность к формированию «капельно-волоконной» структуры у 3Д-матриц все-таки оставалась (диаметр капель 5-6 мкм, диаметр волокна менее 1 мкм). Кроме того, было выявлено, что все матрицы на основе ПТМК
необходимо тщательно вакуумировать для удаления остатков растворителя и хранить в сухих условиях. В противном случае они склонны формировать множественные контакты между волокнами, образуя перфорированные пленки (рис. 1Д, Е).
В связи с тем, что предложенная в литературе система растворителей оказалась плохо пригодна для изготовления волокон методом ЭП, были приготовлены растворы полимеров в другом растворителе — ГФИП, который часто используется для изготовления 3Д-матриц методом ЭП [26] и является не только хорошим растворителем для синтетических полимеров, но и для белков [27]. Известно, что дополнительное введение в состав волокна белков соединительной ткани позволяет улучшить механические свойства и биосовместимость 3Д-матриц [28]. Ранее нами было показано, что к 3Д-матрицам, изготовленным из раствора поликапролактона с 10 % белка, хорошо прикрепляются клетки, несущие рецепторы к введенному в состав матрицы белку [27]. Исходя их этих предпосылок, были подобраны условия ЭП для всех трех полимеров (ПТМК, ПТМК-ПМК и ПТМК-ПКЛ) с 10 % раствором желатина (Жл) (табл. 2). Было обнаружено, что добавление желатина приводило к существенному уменьшению диаметра волокон (рис. 1З): диаметр волокон равнялся от 3-4 мкм при получении матриц из ПТМК-ПМК до 0,3-1 мкм при получении матриц из ПТМК-ПМК с желатином (рис. 1Ж, З).
У всех 3Д-матриц оценивали механическую прочность в условиях динамической нагрузки и гидрофиль-ность поверхности (угол смачивания) (табл. 3).
Как видно из табл. 3, все матрицы, независимо от условий изготовления, имели гидрофильную поверхность. Из данных о механических свойствах матриц (табл. 3) следует, что только матрицы, полученные из раствора ПТМК-ПМК в ГФИП, могут быть использованы в тканевой инженерии ПС, а матрицы из ПТМК и ПТМК-ПКЛ непригодны для этих целей, так как обладают крайне низкой прочностью. Тем не менее, они могут найти применение при решении задач, в которых прочность не является лимитирующим требованием, например, в качестве внутреннего слоя в составе многослойных протезов.
При изучении цитотоксичности 3Д-матриц и их способности поддерживать адгезию и пролиферацию клеток на культуре ПЭЧ было обнаружено (рис. 2), что все матрицы, за исключением матрицы на основе ПТМК, изготовленной из раствора в ДХМ, не высвобождают токсичных компонентов (ГОСТ ISO 10993-5-2011) и могут быть признаны нетоксичными. Способность ПЭЧ прикрепляться и пролиферировать на поверхности 3Д-матриц на основе ПТМК оказалась в 2 раза ниже по сравнению с контролем (поверхность культурально-го пластика, рис. 3), что не противоречит литературным данным: на поверхности матриц, изготовленных методом ЭП, клетки растут несколько хуже, чем на поверхности культурального пластика [29], что может быть связано как с химическими свойствами поверхности волокон [30], так и с неровностью поверхности [31]. Стоит отметить, что введение в состав матриц желатина существенно улучшало адгезию и пролиферацию клеток на поверхности [32].
По данным СЭМ (рис. 4А, Б) видно, что ПЭЧ хорошо распластывались на матрицах на основе ПТМК и имели морфологию, характерную для ПЭЧ на поверхности пластика (рис. 4В). Это косвенно может свидетельствовать о том, что ПЭЧ связываются с поверхностью матриц и, возможно, формируют с ними контакты.
Ш^Шу'Ш ¿у ''
* ->л ? ♦ Ai» f «у. *л,У| ,<V4'/ tJ
З
__
рис. 1. Зависимость структуры ЗД-матриц от состава растворителя и концентрации полимера: А — матрица из 10 % раствора ПТМК-ПМК в ДХМДМФ (70:30); Б - матрица из 10 % раствора ПТМК-ПМК в ДХМ:ДМФ (90:10); В - матрица из 12 % раствора ПТМК-ПМК в ДХМ; Г — матрица из 10 % раствора ПТМК-ПМК в ДХМ; Д — матрица из 9 % раствора ПТМК в ДхМ без досушивания; Е — матрица из 9 % раствора ПТМК-ПКЛ в ДХМ, без досушивания; Ж — матрица из 7 % раствора ПТМК-ПМК в ГФИП; З — матрица из 6 % раствора ПТМК-ПМК с добавлением 10 % Жл в ГФИП. Сканирующая электронная микроскопия. Ув. х 1000
Таблица 1. Условия ЭП для изготовления ЗД-матриц из различных растворов ПТМК и его сополимеров в растворителях ДХМ и ДМФ
Концентрация полимера Растворитель Напряжение, kB Скорость подачи раствора, мл/час Расстояние между электродами, 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
Таблица 2. Условия электроспиннинга для изготовления ЗД-матриц на основе ПТМК и его сополимеров в ГФИП и ДХМ
Состав раствора Напряжение, kB Скорость подачи раствора, мл/час Расстояние между электродами, см
8 % ПТМК-ПМК (ГФИП) 22,0 1,3 18,5
7 % ПТМК-ПМК + 10 % Жл (ГФИП) 20,5 1,1 19,0
7 % ПТМК-ПКЛ (ГФИП) 17,3 1,2 19,5
6 % ПТМК-ПКЛ + 10 % Жл (ГФИП) 17,0 1,1 18,5
7 % ПТМК (ГФИП) 18,7 1,4 19,5
6 % ПТМК + 10 % Жл (ГФИП) 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
таблица 3. Физические свойства ЗД-матриксов, изготовленных из ПТМК, ПТМК-ПКЛ и ПТМК-ПМК*
Состав матрикса Прочность на разрыв в сухом состоянии/ Растворитель ' г во влажном состоянии (МПа) Максимальное удлинение угол до разрыва в сухом смачивания, состоянии/во влажном градусы состоянии (%) г '
8 % ПТМК-ПМК ГФИП 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 ГФИП 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 ГФИП 0,074±0,001/ 0,048±0,01 52,2±0,28/ 56,9±13,76 53,7±1,65
7 % ПТМК ГФИП 0,20±0,03/ 0,13±0,02 69,2±14,4/ 64,1±17,8 61,96±0,38
6 % ПТМК + 10 % Жл ГФИП 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
*приведены данные 5 повторов как среднее ± стандартное отклонение
**уровень Р рассчитан методом Кгизка1^аШз А\ЮУА
I Mean±SD
Рис. 2. Токсичность матриц из ПТМК и его сополимеров с полимолочной кислотой и поликапролактоном для первичных эндотелиоцитов человека. Положительный контроль — клетки, инкубированные на поверхности культурального пластика без добавления среды, прединкубированной с 3Д-матрицами; отрицательный контроль — клетки, инкубированные на поверхности пластика в среде с добавлением 5 % этилового спирта. AlamarBlue Cell Viability тест, p<0,0001 (Kruskal-Wallis ANOVA)
Заключение
Матрицы из ПТМК и его сополимеров имеют невысокую механическую прочность, чрезвычайно податливы и сильно проигрывают по этим показателям 3Д-матрицам из других полимеров, например из поликапролактона или полиуретана [15, 33]. Кроме того, они отличаются склонностью к формированию контактов между волокнами, требуют вакуумирования и хранения в «сухой» среде, склонны к изменению свойств в процессе хранения. Суммируя эти данные можно сделать заключение о том, что матрицы, изготовленные методом электроспиннинга из ПТМК и его сополимеров, по меньшей мере, с теми характеристиками молекулярной массы и соотношения полимерных звеньев как у полимеров фирмы Sigma, мало пригодны для изготовления ПС или иных элементов сердечно-сосудистой
ЛИТЕРАТУРА:
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.
Ё i= I Mean±SD
Рис. 3. Пролиферация первичных эндотелиоцитов человека на поверхности матриц из ПТМК и его сополимеров с полимолочной кислотой и поликапролактоном. Положительный контроль — клетки, инкубированные на поверхности культурального пластика. AlamarBlue Cell Viability тест, p<0,0001 (Kruskal-Wallis ANOVA)
um
системы. Тем не менее, эти матрицы не являются токсичными. Даже такие чувствительные к условиям культивирования клетки, как эндотелиоциты человека, могут пролиферировать на их поверхности. Таким образом, ЗД-матрицы из ПТМК не могут быть рекомендованы для изготовления имплантируемых изделий, прочность и стабильность которых требуются для выполнения их функции, например, в условиях постоянной гидродинамической нагрузки, однако, по-видимому, могут быть использованы как биодеградируемые подложки в тканевой инженерии, где не требуется высокой прочности.
Благодарности
Работа поддержана грантом Российского Научного Фонда № 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. Покровский А.В., Ивандаев А.С. Общее число артериальных реконструкций. В: Покровский А.В., Ивандаев А.С., редакторы. Состояние сосудистой хирургии в России в 2016 году. Москва: Российское общество ангиологов и сосудистых хирургов; 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; 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 И.В., Степанова А.О., Сергеевичев Д.С. и др. Сравнительное исследование трех типов протезов, изготовленных методом
электроспиннинга в эксперименте in vitro и in vivo. Патология кровообращения и кардиохирургия 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; 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; 93(2): 716-23.
32. Попова И.В., Степанова А.О., Плотникова Т.А. и соавт. Изучение проходимости сосудистого протеза, изготовленного методом электроспиннинга. Ангиология и сосудистая хирургия 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.
Поступила: 24.04.2018
