CC BY
21Вестник Томского государственного университета. Химия. 2023. № 29. С. 116-139
Tomsk State University Journal of Chemistry, 2023, 29,116-139
Научная статья
УДК 546.41'185:621.793:577.11 doi: 10.17223/24135542/29/11
Физико-химические свойства биосовместимых композитов на основе гидроксиапатита и сополимера лактида и гликолида
Дарья Николаевна Лыткина1, Ксения Дмитриевна Шалыгина2, Александр Сергеевич Гигилев3, Наталья Михайловна Коротченко4,
Ирина Александровна Курзина5, Владимир Васильевич Козик6
12, 3, 4, 5Национальный исследовательский Томский государственный университет,
Томск, Россия 1 darya-lytkina@yandex. ru 2 kseniia_kolmogorova@mail. ru 3 asgigilev@gmail. com 4 korotch @mail. ru 5 kurzina99@mail. ru
Аннотация. Основная область применения полученных гидроксиапатитов -создание биоактивных покрытий на металлических изделиях и использование в качестве дисперсного наполнителя композиционных материалов с полимерной матрицей. Перспективным вариантом может стать получение биосовместимых композиционных материалов на основе пористого гидроксиапатитного каркаса, модифицированного различными ионами (серебро, цинк, медь и др.). Отсутствуют исследования, касающиеся получения композиционных материалов на основе ион-модифицированных гидроксиапатитов. Актуальными и практически важными являются поиск эффективных способов получения композиционных материалов с открытой пористостью и выявление фундаментальных закономерностей формирования композитов на основе фосфатов кальция и биосовместимых полимеров.
Разработаны новые биосовместимые материалы, включающие цинк- и се-ребро-модифицированный гидроксиапатит и композиционные материалы на основе пористой гидроксиапатитной керамики и сополимера лактида и гликолида. Проведено комплексное исследование структуры, фазового состава и функциональных свойств композиционных материалов гидроксиапатит-сополимер лак-тида и гликолида и цинк-модифицированный гидроксиапатит-сополимер лак-тида и гликолида в зависимости от состава полученных образцов. Полученные композиционные материалы характеризуются необходимым набором функциональных свойств и могут быть в дальнейшем рекомендованы в качестве имплан-татов для регенеративной медицины. Получены модифицированные ионами Ag+ и Zn2+ порошки гидроксиапатитов и биосовместимых композиционных материалов на их основе для использования в качестве материалов восстановления костных тканей. Подобраны концентрационные условия жидкофазного СВЧ-синтеза гидроксиапатита (ГА), модифицированного ионами Ag+, Zn2+, при содержании 0,1, 0,3, 0,5 моль на 1 моль гидроксиапатита. Разработан способ получения композиционных материалов, установлены закономерности формирования материалов
© Д.Н. Лыткина, К.Д. Шалыгина, А.С. Гигилев и др., 2023
на основе гидроксиапатита методами рентгенофазового анализа, ИК-спектроско-пии, СЭМ, РФЭС и др. Установлено влияние содержания Zn2+ и Ag+ на фазовый состав и свойства материала. Определены типы локализации полимерной составляющей в композиционных материалах гидроксиапатит-сополимер лактида и гликолида в зависимости от соотношения компонентов и пористости ГА-каркаса. Выбраны условия получения пористых гидроксиапатитных каркасов с NaCl в качестве порообразователя. Изучена цитотоксичность материалов.
Ключевые слова: гидроксиапатит, сополимер лактида и гликолида, биосовместимость, композиционный материал, пористость
Благодарности: Исследование выполнено при поддержке Программы развития Томского государственного университета (Приоритет-2030).
Для цитирования: Лыткина Д.Н., Шалыгина К.Д., Гигилев А.С., Коротчен-ко Н.М., Курзина И.А., Козик В.В. Физико-химические свойства биосовместимых композитов на основе гидроксиапатита и сополимера лактида и гликолида // Вестник Томского государственного университета. Химия. 2023. № 29. С. 116— 139. doi: 10.17223/24135542/29/11
Original article
doi: 10.17223/24135542/29/11
Physicochemical properties of biocompatible composites based on hydroxyapatite and copolymer of lactide and glycolide
Daria N. Lytkina1, Ksenia D. Shalygina2, Alexander S. Gigilev3,
Natalia M. Korotchenko4, Irina A. Kurzina5, Vladimir V. Kozik6
12,3,4,5 National Research Tomsk State University, Tomsk, Russia 1darya-lytkina@yandex. ru 2kseniia_kolmogorova@mail. ru 3asgigilev@gmail. com 4korotch@mail. ru 5kurzina99@mail. ru
Abstract. The main field of application of the obtained hydroxyapatites is reduced to the creation of bioactive coatings on metal products and as a dispersed filler of composite materials with a polymer matrix. A promising option may be to obtain biocompatible composite materials based on a porous hydroxyapatite framework modified with various ions (silver, zinc, copper, etc.). There are no studies concerning the preparation of composite materials based on ion-modified hydroxyapatites. Relevant and practically important are studies devoted to the search for effective methods for obtaining composite materials with open porosity and the identification of fundamental patterns of the formation of composites based on calcium phosphates and biocompatible polymers.
New biocompatible materials have been developed, including zinc- and silver-modified hydroxyapatite and composite materials based on porous hydroxyapatite ceramics and a copolymer of lactide and glycolide. A comprehensive study of the structure, phase composition and functional properties of composite materials hydroxyapatite - a copolymer of lactide and glycolide and zinc-modified hydroxyapatite - a copolymer of lactide
and glycolide depending on the composition of the obtained samples was carried out. The resulting composite materials are characterized by the necessary set of functional properties and can be further recommended as implants for regenerative medicine. Powders of hydroxyapatites modified with Ag+ and Zn2+ ions and biocompatible composite materials based on them were obtained for use as materials for bone tissue restoration. The concentration conditions for the liquid-phase microwave synthesis of hydroxyapatite modified with Ag+, Zn2+ ions at a content of 0.1; 0.3; 0.5 mol per 1 mol of hydroxyapatite. The development of a method for obtaining composite materials has been carried out, the laws governing the formation of materials based on hydroxyapatite by X-ray phase analysis, IR spectroscopy, SEM, XPS, etc. have been established. The influence of the content of Zn2+ and Ag+ on the phase composition and properties of the material has been established. The types of localization of the polymeric component in the composite materials hydroxyapatite - copolymer of lactide and glycolide depending on the ratio of components and the porosity of the HA-framework are established. The conditions for obtaining porous hydroxyapatite frameworks with NaCl as a pore former were chosen. The cytotoxicity of materials was studied.
Keywords: hydroxyapatite, copolymer of lactide and glycolide, biocompatibility, composite material, porosity
Acknowledgments: This study was supported by the Tomsk State University Development Programme (Priority-2030).
For citation: Lytkina, D.N., Shalygina, K.D., Gigilev, A.S., Korotchenko, N.M., Kurzina, I.A., Kozik, V.V. Physicochemical properties of biocompatible composites based on hydroxyapatite and copolymer of lactide and glycolide. Vestnik Tomskogo gosudarstvennogo universiteta. Chimia - Tomsk State University Journal of Chemistry, 2023, 29, 116-139. doi: 10.17223/24135542/29/11
Введение
Материалы на основе гидроксиапатита (ГА) и других фосфатов кальция широко применяются в реконструкции костных дефектов, образующихся в результате травм, хирургических вмешательств и патологических изменений в организме, его в составе кости содержится от 50 до 95% [1, 2]. Сополимер лактида и гликолида (СЛГ) может выступать в качестве компонента, заменяющего коллаген кости.
Кристаллическая структура ГА допускает разного рода замещения одних элементов другими, причем определенные атомы способны полностью или частично занимать различные позиции в структуре ГА, вследствие чего появляется многообразие составов природных фосфатов с апатитовой структурой [3, 4]. Из всех материалов, которые можно использовать для имплантации, наиболее перспективна керамика на основе гидроксиапатита, по химическому и фазовому составу аналогичная минеральной компоненте костной ткани.
Основная часть материалов на основе полимера и гидроксиапатита представляют собой дисперсный гидроксиапатит, распределенный в полимере, так как этот материал является резорбируемым, и элементом жесткости выступает полимерная матрица, которая довольно быстро теряет механическую прочность в результате гидролиза. Для устранения данной особенности
возможно получение более стабильного к растворению гидроксиапатитного каркаса с последующим улучшением его свойств при помощи полимера.
Биоразлагаемые полимеры - основные и наиболее распространенные материалы, используемые для восстановления костей и в тканевой инженерии. Их биоразлагаемость и контролируемая скорость разложения очень полезны для клинического применения [5, 6]. Наиболее изученными синтетическими биоразлагаемыми полимерами являются поли(а-гидроксикислоты), также известные как полиэфиры [7, 8]. Самые используемые полимеры из класса поли(а-гидроксикислот) - полигликолид, поли(молочная кислота) и сополимер лактида и гликолида [9-13]. Помимо полигликолида, эти полимеры растворимы в различных органических растворителях и, следовательно, могут перерабатываться многими растворителями и методами термической обработки [14, 15]. Благодаря биосовместимости полилактид широко применяется в медицине для производства хирургических нитей и штифтов, а также в системах доставки лекарств [16, 17]. Эти полимеры считаются подходящими кандидатами для восстановления и регенерации костей, поскольку они биосовместимы и биоразлагаемы в организме человека [18].
Одним из ключевых свойств заменителя кости является пористость, которая способствует врастанию материала и васкуляризации [9, 13-15]. Для этого будет использован нетоксичный порообразователь, который позволит получить пористость, достаточную для миграции клеток. Другим подходом к улучшению материалов является сокращение рисков инфицирования при установке изделия на основе материала, для чего создаются специальные антибактериальные покрытия, а также модифицируются компоненты материала гидроксиапатита, в частности вводятся ионы, обладающие антибактериальной активностью, такие как цинк и серебро [19, 20]. При этом следует соблюсти баланс между антибактериальной активностью и биосовместимостью, так как зачастую эти два важных свойства способны снижать действие друг друга. Такой подход позволит получить новые материалы с необходимым набором функциональных свойств, которые могут быть рекомендованы в качестве материалов для регенеративной медицины.
В свете сказанного целью работы является разработка новых биосовместимых композиционных материалов на основе гидроксиапатита, цинк- и серебро-модифицированного гидроксиапатита и сополимера лактида и гли-колида для использования в качестве материалов восстановления костных тканей. Для достижения поставленной цели будут решены следующие задачи: получить гидроксиапатит и модифицированный ионами Ag+ и Zn2+ гидроксиапатит (AgrA и ZnrA) с применением микроволнового воздействия и изучить влияние введенных ионов Ag+ и Zn2+ на качественный и количественный фазовый состав; осуществить выбор порообразующих добавок и подобрать условия получения пористого гидроксиапатитного каркаса; получить композиционные материалы на основе ГА-каркаса и СЛГ и выявить факторы, влияющие на формирование активной поверхности материалов (ГА-СЛГ); получить композиционные материалы на основе каркасов из цинк-модифицированных гидроксиапатитов с различной концентрацией
цинка (0,1 и 0,5 моль) и установить влияние ионов цинка на фазовый, элементный состав, структуру каркасов и композитов состава цинк-модифици-рованный гидроксиапатит-сополимер лактида и гликолида ^пхГА-СЛГ); установить зависимость растворимости ГА в физиологическом растворе от микроструктуры и физико-химических характеристик композиционных материалов гидроксиапатит-сополимер лактида и гликолида и цинк-модифи-цированный гидроксиапатит-сополимер лактида и гликолида в сравнении с индивидуальными компонентами (гидроксиапатит, цинк- и серебро-моди-фицированный гидроксиапатит); установить зависимость уровня цитоток-сичности композиционных материалов гидроксиапатит-сополимер лактида и гликолида в сравнении с отдельными компонентами (гидроксиапатит, цинк- и серебро-модифицированный гидроксиапатит) от структурных и физико-химических характеристик.
Экспериментальная часть
Гидроксиапатит получен жидкофазным методом с использованием СВЧ-воздействия согласно уравнениям реакции
10Ca(NOз)2 + 6(NH4)2HPO4 + 8NH4OH ^
^ Calo(PO4)6(OH)2 + 20NH4NOз (1)
(10 - х^(Ш3)2 + 6(NH4)2HPO4 + xZn(NOз)2 + 8NH4OH ^
^ Calo-xZnx(PO4)6(OH)2 + 6H2O + 20NH4NOз, (2)
(10 - 0,5x^(^3)2 + 6(NH4)2HPO4 + 8NH4OH + xAgNOз ^
^ Calo-o,5xAgx(PO4)6(OH)2 + 20NH4NOз + 6H2O (3)
где х = 0,1, 0,3, 0,5 (моль).
При получении композиционных материалов ГА-СЛГ для порообразования был выбран №0 в количестве 10, 25 и 50 мас. %, который смешивали с ГА и формировали образцы прессованием. Образцы с содержанием N0 > 50 мас. % №С1 претерпевают разрушение при прокаливании (табл. 1).
Таблица 1
Состав смеси для получения пористых каркасов материалов
Образец ГА(90) ГА(75) ГА(50)
Содержание ГА в исходной смеси, мас. % 90 75 50
Содержание ЫаС1 в исходной смеси, мас. % 10 25 50
Таблица 2
Соотношения компонентов в материалах
Условные обозначения ГА(90)-СЛГ ГА(75)-СЛГ ГА(50)-СЛГ
Содержание ЫаС1, мас. % 10 25 50
Содержание СЛГ, мас. % 5 7 17
Для образования пористости прокаленные образцы ГА выдерживали в дистиллированной воде и высушивали. Для покрытия пористых каркасов полимером СЛГ растворяли в хлороформе (концентрация 0,1 г/мл) и погружали
таблетки в полученный раствор с последующей обработкой ультразвуком в течение 20 мин. Для каркасов ГА(90), ГА(75), ГА(50) были получены композиты ГА(90)-СЛГ, ГА(75)-СЛГ, ГА(50)-СЛГ (табл. 2).
Для получения композитов на основе ZnrA был выбран каркас состава rA:NaCl = 75:25.
Фазовый состав определен методом рентгеновской дифракции, для определения элементного состава поверхности использовались рентгеновская фотоэлектронная спектроскопия и рентгеноструктурный микроанализ. Для исследования морфологии поверхности использована сканирующая электронная микроскопия, для определения площади удельной поверхности и микро-, мезопористости - низкотемпературная адсорбция азота. Применены методики по исследованию кислотно-основных свойств материалов (индикаторный метод Гаммета), растворимости в фосфатном буфере, метод гидростатического взвешивания для определения открытой пористости. Определение коэффициента диффузии осуществлялось с использованием диффузионной ячейки Франца, расчет поверхностной энергии - методом лежащей капли, исследование способности формирования кальций-фосфатного слоя - в растворе SBF. Исследования in vitro проведены с использованием методик выделения и посева макрофагов человека с последующим исследованием ци-тотоксичности с индикатором Alamar Blue и про- и противовоспалительных свойств с использованием метода иммуноферментного анализа (ELISA).
Результаты
1. Синтез и свойства цинк- и серебро-модифицированьх гидроксиапатитов
Методом рентгенофазового анализа показано, что частичное замещение ионов кальция меньшими по размерам ионами цинка приводит к некоторому уменьшению параметров решетки и объема элементарной ячейки (рис. 1).
Рис. 1. Зависимость размера элементарной ячейки от фазового состава ZnГА, AgГА
Объем элементарной ячейки образцов ZnГА уменьшается, в то время как с увеличением количества Л§ объем ячейки растет. Это может быть связано с размером модифицирующих ионов и характером встраивания ионов
в решетку. Образцы, полученные в результате жидкофазного синтеза, в качестве основной содержат фазу гидроксиапатита, и сохраняется гексагональная сингония кристаллической решетки. С увеличением количества ионов цинка и серебра, взятых в процессе синтеза, возрастает доля фазы Р-Саз(Р04)2, процесс ее формирования обусловлен дефицитом ионов кальция в структуре гидроксиапатита. У образца с модификацией 0,3 моль серебра также наблюдается смешанный фосфат кальция и серебра в составе (см. рис. 1).
Порошки ГА представляют собой смесь агломератов, изменяющихся по размерам ГА в интервале 1-12 мкм (рис. 2). Образцы обнаруживают схожую морфологическую организацию. Для ГА внесение ионов в кристаллическую решетку ГА не изменяет морфологию материалов 2пГА и Л§ГА.
Рис. 2. Гистограммы количественного распределения агломератов по размерам (а); СЭМ-фотографии поверхности образцов (б); распределение элементов Ag и Zn по поверхности AgГА и ZnГА (в); 1 - Ago,зГА; 2 - 7по,зГА; 3 - ГА
Из результатов РСМА (рис. 3) также следует, что в образцах как немоди-фицированного, так и содержащего ионы серебра ГА отношение Са/Р находится в пределах 1,66-1,77, что практически соответствует стехиометриче-скому соотношению (1,67).
С увеличением количества модифицирующего иона происходят уменьшение площади удельной поверхности образцов и рост среднего размера пор (рис. 4).
При этом растворимость всех непрокаленных образцов 2пГА значительно выше по сравнению с немодифицированным ГА. При прокаливании образцов растворимость 2пГА сильно уменьшается, в то время как растворимость AgГА остается практически неизменной (рис. 5).
г 1.8 1.75 1.7 1.65
Рис. 3. Зависимость соотношения Са/Р и содержания ионов Ag и Zn в составе материалов Zn^ и Ag^
100 i 50
11 Пи.
60
- 40
- 20
нБуд, м2/г —Средний размер пор, нм
Рис. 4. Площадь удельной поверхности и средний размер пор 7щГА и AgxГА
непрокаленныи прокаленный г
Рис. 5. Значения растворимости порошков ГА 2пхГА и AgxГА при 37°С
Для всех полученных материалов было проведено исследование биосовместимости (рис. 6). Исследования, проведенные на макрофагах человека, показали, что образцы AgГА практически полностью убивают все клетки при инкубировании, 2пГА так же, являясь довольно токсичным, имеет значения, близкие к чистому ГА. Внутри серий прослеживается концентрационная зависимость от роста количества 2п и Ag, цитотоксичность материалов растет.
Дальнейшее биологическое тестирование образцов показало, что модифицированные ионами цинка гидроксиапатиты обладают противоречивыми свойствами, действуя на живой организм с различных сторон. Исследованные материалы обладают антимикробной активностью (рис. 7), но, несмотря на некоторую цитотоксичность, данные образцы не вызывали существенных изменений как во внутренних органах, так и в общем состоянии лабораторных
животных в течение всего эксперимента in vivo. Все выявленные цитоток-сические эффекты были строго локальными. Общих негативных реакций организма на имплантаты выявлено не было [21].
к» 1 III
■ Донор 1 ■ Донор 2 ■ Донор 3
Рис. 6. Жизнеспособность макрофагов человека в присутствии образцов ГА 7щГА и ЛgxГА
4.5
Контроль ZnO.lTA ZnO-ЗГА Zn0.5rA
Рис. 7. Количество E. coli для образцов Zn^A
2. Получение композиционных материалов на основе гидроксиапатита и сополимера лактида и гликолида
Для порообразования был выбран NaCl в количестве 10, 25 и 50 мас. %, который смешивали с ГА и формировали образцы прессованием. Образцы обозначены по количеству в них гидроксиапатита в исходной смеси, образцы с содержанием > 50 мас. % NaCl претерпевают разрушение при прокаливании (см. табл. 1).
Для образования пористости прокаленные образцы ГА выдерживали в дистиллированной воде и высушивали. Фазовый состав материала ГА(75) изменился после прокаливания и удаления №С1. Основной фазой являлся ГА нестехиометрического состава Саю(Р04)5,55(НР04)0,45(00,5з(0Н)1,з9) (рис. 8).
О 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100
I—'—I—1—I—■—Г^-1—I—'—I—»—I—'—I—■—I—1—I—'—I
■Са.о(РО.).(ОН): а •Са.^Р04Ьм(НРО<)о«»(Оом(ОН).»
I___I___I___I___■ ■ ■_■'■■■'___I_,_|
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100
Рис. 8. Рентгеновские дифрактограммы пористых каркасов
В составе ГА(90) и ГА(50) зарегистрирована фаза гидроксиапатита (Саю(РО4)б(ОН)2). С увеличением количества №С1 происходит изменение параметров решетки и ОКР образцов (табл. 3).
Таблица 3
Размер ОКР образцов
Образец ГА исходный ГА(90) ГА(75) ГА(50) ГА(75) + ЫаС1 после прокаливания
ОКР, нм 50 43 60 30 59
При исследовании промежуточной стадии установлено, что после прокаливания образца ГА(75) в процессе частичного встраивания КаС1 в структуру ГА образуется новая фаза хлормодифицированного ГА (рис. 9) [22].
Рис. 9. Рентгеновская дифрактограмма ГА(75) после прокаливания с NaCl
Далее, после растворения хлорида натрия, мы наблюдаем новую фазу Ca10(PO4)5,55(HPO4)0,45(O0,53(OH)1,39).
Процесс образования новой фазы происходит согласно схеме: Саю(РО4)6(ОН)2-^Ca9,7(P6O23,81)Cl2,35(OH)2,01 -»
+ NaCl ' ' ' + H2O
Ca10(PO4)5,55(HPO4)0,45(Ob,53(OH)1,39) (4)
Итоговая фаза содержит в себе гидрофосфатные кислотные остатки, мы можем предполагать, что в процессе растворения NaCl происходит гидролитическое разложение хлормодифицированного ГА Ca9j(P6O23,81)Cl2,35(OH)2,01 с образованием нестехиометричного ГА состава
Ca10(PO4)5,55(HPO4)0,45(O0,53(OH)1,39), размер кристаллитов при этом практически не изменяется. Исследование поверхности материалов методом СЭМ показывает наличие пор размером 5-65 мкм с единичными порами до 300 мкм.
Методом РФЭС проведено исследование химического состава поверхности образцов керамики (табл. 4). Разница элементного состава поверхности между ГА(90)-ГА(50) не выходит за пределы 1%. Наиболее близкое к литературному соотношению Ca/P для ГА имеет образец ГА(75), он же наиболее приближен по структурно-фазовому состоянию к натуральной кости.
Таблица 4
Элементный состав поверхности материалов полученный методом РФЭС
Образец Содержание элемента на поверхности, ат. %
Ca O P Ca/P
ГА(90) 25,3 58 16,6 1,52
ГА(75) 25,2 57,9 16,8 1,49
ГА(50) 24,7 58,7 16,4 1,50
ГА лит. Са/Р расчетное = 1,67 1,48
Кость 1,49
Для покрытия пористых каркасов полимером СЛГ растворяли в хлороформе (концентрация 0,1 г/мл) и погружали таблетки в полученный раствор с последующей обработкой ультразвуком в течение 20 мин. Для каркасов ГА(90)-ГА(50) были получены композиты ГА(90)-СЛГ, ГА(75)-СЛГ, ГА(50)-СЛГ (см. табл. 2). Установлено, что концентрация СЛГ влияет на содержание полимера в конечном композите (рис. 10).
4.00
3.00
2.00
1.00
0.00
п "-ПУД ЧуД —ГА (90) и, %
-ГА (75)
-ГА (50)/ 1 у/ ' 1 1 1 1
1 _____ С, г/мл
20
15
10
0.00 0.05 0.10 0.15 0.20 0.25
Рис. 10. Зависимость количества СЛГ в композиционных материалах от концентрации и вязкости раствора
С увеличением концентрации раствора увеличивается доля СЛГ в материалах. Однако с увеличением концентрации выше 0,1 г/мл происходит уменьшение доли СЛГ в материалах, что связано с ростом вязкости растворов (ми. рис.10). Можно предположить, что при концентрации выше 0,1 г/мл, межмолекулярные взаимодействия молекул полимера усиливаются, высокая вязкость раствора не позволяет СЛГ проникать более глубоко и закрепляться в каркасе ГА. Пористость материалов также влияет на количество полимера в материале: с увеличением количества порообразователя происходит увеличение количества СЛГ в композитах.
Установлено влияние ультразвуковой обработки на долю СЛГ в материале и изменение площади удельной поверхности. Выявлено, что с ростом количества СЛГ 5"уд закономерно уменьшается (рис. 11).
Методом водопоглощения определен объем порового пространства образцов. После пропитки происходит уменьшение открытой пористости в материале за счет заполнения части пор СЛГ. Для подтверждения того, что пористость образцов открыта, с использованием ячейки Франца был рассчитан коэффициент диффузии (рис. 12). Полученные данные находятся в прямой зависимости: с увеличением пористости материалов происходит увеличение коэффициента диффузии Б.
Установлено три типа локализации полимерной составляющей в композитных материалах ГА-СЛГ в зависимости от соотношения компонентов и пористости ГА-композита: 1-й тип - неравномерное покрытие (10-50%
поверхности) с формированием островковых агрегатов до 7 мкм, для ГА(90)-СЛГ; 2-й тип - равномерное островковое покрытие (70% поверхности) с 50200 нм полимерных частиц для ГА(75) -СЛГ; 3-й тип - пленочное покрытие (100% поверхности и толщина покрытия до 2 мкм) для ГА(50)-СЛГ (рис. 13).
ГА(90)-СПГ ГА(75)-СЛГ ГА(50)-СЛГ
■ ¡д) (СЛГ) 24 ч. Без УЗИш (СПГ| 20 мин. УЗ —-5уд 24 ч. без УЗ 5уд 20 мин, УЗ
а
б
Рис. 11. Зависимость площади удельной поверхности от содержания СЛГ в композиционных материалах (а), схема покрытия СЛГ пористой поверхности ГА (б)
Рис. 12. Открытая пористость материалов до и после пропитки СЛГ (Ф, об. %) и значения коэффициента диффузии Б для материалов ГА(90)-СЛГ, ГА(75)-СЛГ, ГА(50)-СЛГ
и исходной керамики
Рис. 13. СЭМ-изображенияповерхности: я-ГА(90)-СЛГ, б-ГА(75)-СЛГ, е-ГА(50)-СЛГ
Методом рентгеновской фотоэлектронной спектроскопии проведено исследование химического состава образцов композитов ГА(90)-СЛГ, ГА(75)-СЛГ, ГА(50)-СЛГ Покрытие керамики слоем СЛГ приводит к изменению соотношения Са/Р на поверхности, оно существенно снижается с ростом количества СЛГ в составе (табл. 5).
Таблица 5
Элементный состав поверхности композитов
Образец Содержание элемента на поверхности, ат. %
С Са О Р Са/Р
ГА(90)-СЛГ 31,77 12,58 46,90 8,75 1,43
ГА(90)-СЛГ 12,00 20,00 51,90 16,10 1,24
ГА(90)-СЛГ 18,35 17,57 47,98 16,10 1,09
Соотношение химических связей углерода в композитах изменяется. В образцах ГА(75)-СЛГ наблюдаются увеличение площади пика С^, соответствующего связи С-С/С—Н (1), и уменьшение площадей пика С^ для связей С-О/СООЯ (2) и (СООН) (3) (табл.6).
Таблица 6
Элементный состав поверхности композитов по углероду C1s
| ГА(90)-СЛГ
| ГА(75)-СЛГ
| ГА(50)-СЛГ
РФЭ-спектры С18
Пэте Рое а и
СЗ 289 18 28 7 к
С2 287 02 26 5 /\
С1 284 98 44 7 П
т
БгхАпд Епетду (еУ)
Доля С18 в спектре РФЭС, ат. %
С1
(= 285,0 эВ)
49
83
44
С2 286,8 эВ)
40
25
С3 (= 288,9; 289,3 эВ)
11
31
8
9
Можно предположить, что уменьшение доли связей С-О/СООЯ (2) и (СООН) (3) в образце ГА(75)-СЛГ связано с тем, что связи ассоциированы с ГА на границах раздела фаз. Так как соотношение Са/Р в исходной керамике ГА(75) несколько ниже, чем у остальных образцов, это позволяет предположить, что можно сильнее ассоциировать молекулы СЛГ на поверхности ГА, в результате чего функциональные группы С-О/СООЯ (2) и (СООН) (3)
ориентируются «внутрь», к ГА, в результате чего площади С2 и С3 существенно уменьшаются (рис. 14).
Рис. 14. Схема ориентирования функциональных групп СЛГ к поверхности ГА
Распределение функциональных центров на поверхности материалов по методу Гаммета (рис. 15) показало, что у чистого ГА ярко выражены центры с рКа -4,4; -0,29; 9,15; 16,8. Профиль композитов выглядит отличным от ГА и СЛГ. На них также присутствуют центры, характерные для ГА, но в то же время появляются интенсивно выраженные центры в области рКа 6,4-6,9, рКа 9,45 и рКа 12. Появление новых центров связано со слабыми взаимодействиями между компонентами композиционных материалов. Наличие большого количества разделов фаз на поверхности материалов способствует образованию новых центров, при этом специфическое распределение СЛГ усиливает этот эффект.
о.оз
0.02
0.01
q, ммоль/г ■ СЛГ
■ ГА
1 _Д| _ -V
•4.4 0.8 2.5 4.1 6.4 7.3 8.8 10.5
Рис. 15. Распределение кислотно-основных центров на поверхности композиционных материалов и исходных компонентов
ГА(75)-СЛГ имеет наибольшую поверхностную энергию среди композитов, этому способствует состав его поверхности, на которой преобладают кислотно-основные центры в области рКа = 6,4, центры формируются за счет большего количества кислорода на поверхности материала, а также благодаря островковому покрытию керамики полимером. Присутствует
созависимость между ор и концентрацией кислорода на поверхности материалов: с увеличением количества кислорода закономерно растет полярная составляющая поверхностной энергии (рис. 16).
Рис. 16. Содержание кислорода и полярная составляющая поверхностной энергии в зависимости от соотношения Са/Р
При фиксации выделяемых клетками цитокинов (рис. 17), которые свидетельствуют о том, вызывает ли материал воспаление, установлено, что чистый СЛГ обладает провоспалительными свойствами, в то время как в композитах зафиксированы единичные реакции. Это говорит о том, что материалы требуют тестирования на индивидуальную переносимость.
б
Рис. 17. Влияние композиционных материалов на секрецию цитокинов первичными человеческими макрофагами в зависимости от направления их дифференцировки:
а - ГЬ-Щ б - ГЬ 6
Тест на жизнеспособность показал, что клетки в образцах с СЛГ и композитов в целом сопоставимы с контрольным образцом (рис. 18). Клетки в образцах с чистым ГА показывают низкую жизнеспособность. Несмотря на то, что чистый ГА обладает ярко выраженными цитотоксическими свойствами, добавление СЛГ позволяет существенно понизить поверхностную энергию и улучшить жизнеспособность материалов.
а
Донор 3 -*-а, мДж/м2
Рис. 18. Оценка жизнеспособности первичных моноцитарных макрофагов доноров в присутствии исходных компонентов и композитов
3. Получение и исследование композиционных материалов на основе цинк-модифицированого гидроксиапатита и сополимера лактида
и гликолида
Для получения композитов на основе ZnrA был выбран каркас состава rA:NaCl = 75:25. При увеличении количества заместителя Zn от 0,1 до 0,5 моль в структуре каркаса закономерности по уменьшению среднего размера кристаллитов, объема и параметров ячейки сохранялись. Новых фаз обнаружено не было. На рентгенограммах керамики ГА наблюдаются небольшой сдвиг дифракционных максимумов и уменьшение их интенсивности при увеличении количества цинка. Доля СЛГ в составе материалов соответствует материалу на основе чистого ГА, что подтверждает существенное влияние исходной пористости на конечную пропитку.
Элементный состав поверхности каркасов ZnxrA по результатам РСМА показывает, что атомное соотношение элементов (Ca + Zn)/P составляет 1,71,8, что соответствует отношению элементов Ca/P для костной ткани (1,42,0) (табл. 7). Объем порового пространства также близок к исходному композиту [23].
Таблица 7
Элементный анализ 2пхГА-СЛГ
Образец Содержание элементов (ат.%) Ca + Zn P
O Ca Р Zn С
гщдГА-СЛГ 57,5 12,8 7,3 0,2 22,2 1,7
7Щ,5ГА-СЛГ 56,3 15,9 9,6 1,3 16,8 1,8
Растворимость ГА в составе композитов значительно уменьшается относительно чистого каркаса; вероятно, это связано с тем, что диффузия ионов кальция сквозь слой полимера затрудняется (рис. 19).
При оценке скорости потери массы материалов, приведенных к площади удельной поверхности, можно увидеть, что добавка цинка существенно влияет на растворимость материалов (рис. 20).
Рис. 19. Растворимость ГА в составе композитов 7щГА-СЛГ
О 5 1« 15 20 25 30
Рис. 20. Потеря массы материалов, приведенная к единице площади удельной поверхности, при выдерживании в фосфатном буфере рН 7,4
г« 140
■ Донор 1 ■ Донор 2 ■ Донор 3
Рис. 21. Жизнеспособность макрофагов человека в присутствии композитов 7шГА-СЛГ
Тест на жизнеспособность (рис. 21) показал, что жизнеспособность макрофагов человека, инкубированных на образцах композитов, в целом сопоставима с контрольным образцом (клетки, инкубированные без образца).
Жизнеспособность клеток на композите Zn0)5ГА-СЛГ несколько выше, чем у Zn0дГА-СЛГ. Также можно наблюдать, что некоторые доноры имеют индивидуальную реакцию на материал: донор 1 показывает более низкую жизнеспособность относительно всех образцов.
а б
Рис. 22. Количество бактерий: а - золотистого стафилококка (S. aureus), б - кишечной палочки (E. coli)
Исследование антибактериальной активности показало, что цинк-моди-фицированные композиты оказали слабое подавляющее воздействие на численность золотистого стафилококка и кишечной палочки (рис. 22). Образцы композитов проявили антибактериальную активность несколько меньше, чем образцы ZnxrA. Это может быть связано с меньшим выходом ионов цинка из данных образцов ввиду обволакивания частиц гидроксиапатита сополимером. Таким образом, удается достичь некоторого баланса, когда материал имеет низкую цитотоксичность и одновременно с этим способен подавлять бактерии.
Заключение
Разработаны новые биосовместимые материалы, включающие цинк- и серебро-модифицированный гидроксиапатит и композиционные материалы на основе пористой гидроксиапатитной керамики и сополимера лактида и гли-колида. Проведено комплексное исследование структуры, фазового состава и функциональных свойств композиционных материалов гидроксиапатит-сополимер лактида и гликолида и цинк-модифицированный гидроксиапа-тит-сополимер лактида и гликолида в зависимости от состава полученных образцов. Полученные композиционные материалы характеризуются необходимым набором функциональных свойств и могут быть в дальнейшем рекомендованы в качестве имплантатов для регенеративной медицины.
Подобраны концентрационные условия жидкофазного СВЧ-синтеза гид-роксиапатита (ГА), модифицированного ионами Ag+, Zn2+, при содержании 0,1, 0,3, 0,5 моль на 1 моль гидроксиапатита. С ростом содержания Zn2+ и Ag+ в количестве 0,1, 0,3, 0,5 моль наряду с основной фазой Ca10(PO4)6(OH)2 (до 98%) наблюдаются образование и увеличение доли фаз Ca3(PO4)2 (до 15 мас. %) и CaAgPO4 (до 3 мас. %). При введении модифицирующих ионов Zn2+ происходят уменьшение параметров решетки и объема элементарной ячейки и уменьшение удельной поверхности от 106 м2/г (ГА) до 45 м2/г (Zn0,1TA), 34 м2/г (Zn0,5rA). В противоположность введение ионов Ag+ приводит к увеличению параметров и объема элементарной ячейки ГА при уменьшении площади удельной поверхности: 79 м2/г - AgcuTA, 76 м2/г -Ag05rA. С ростом содержания Zn2+ в цинк-модифицированном гидрокси-апатите наблюдается уменьшение растворимости в физиологическом растворе от 0,86 х 103 моль/л для Zn0,1rA до 0,59 х 103 моль/л для Zn0,5rA, обусловленное уменьшением удельной поверхности и формированием новых фаз. При введении серебра в ГА растворимость варьирует с изменением фазового состава AgJA, и наибольшую растворимость 1,67 моль/л имеет Ag0,3rA, в составе которого имеется три различные фазы: Ca10(PO4)6(OH)2, CaAgPO4, Ca3(PO4)2.
Выбраны условия получения пористых гидроксиапатитных каркасов с NaCl в качестве порообразователя (700°С - температура спекания, количество №C1 - 10:50 мас. %), обеспечивающие формирование до 48 об. % пористого открытого пространства с сетью взаимосвязанных макропор до 70 мкм и с коэффициентами диффузии водных растворов: 1,1 м2/с для ГА(90), 3,29 м2/с для ГА(75) и 4,1 м2/с для ГА(50). Количество порообразователя NaC1 влияет на пористость гидроксиапатитного каркаса, элементный состав поверхности и соотношение фаз в образцах. При содержании 25 мас. % NaCl основной фазой является нестехиометрический гидроксиапатит состава Ca10(PO4)5,55(HPO4)0,45(O0,53(OH)139) при соотношении элементов на поверхности [Ca/P] = 1,49, характерном для природной кости, а при других содержаниях порообразователя NaCl основной фазой является стехиометриче-ский ГА Ca10(PO4)6(OH)2 при составе [Ca/P] = 1,52 для 10 мас. % NaCl, [Ca/P] = 1,50 для 50 мас. % NaCl.
Композиционные материалы на основе пористого гидроксиапатитного каркаса и сополимера лактида и гликолида имеют соотношения компонентов ГА-СЛГ 95:5 (ГА(90)-СЛГ), 93:7 (ГА(75)-СЛГ), 83:17 ГА(50)-СЛГ с максимальной интеграцией между гидроксиапатитом и сополимером лактида и гликолида. С ростом количества полимерной составляющей в композиционном материале наблюдаются уменьшение открытой пористости относительно исходного ГА-каркаса (с 35-48% до 32-37%) и уменьшение коэффициента диффузии (0,66 м2/с для ГА(90)-СЛГ и 1,5 м2/с для ГА(50)-СЛГ). Композиционные материалы имеют 3 типа локализации полимерной составляющей в композиционных материалах гидроксиапатит-сополимер лактида и гликолида в зависимости от соотношения компонентов и пористости ГА-каркаса: 1-й тип - неравномерное покрытие (10-50% поверхности)
с формированием островковых агрегатов до 7 мкм, для ГА(90)-СЛГ; 2-й тип - равномерное островковое покрытие (70% поверхности) с 50200 нм полимерных частиц для ГА(75)-СЛГ; 3-й тип - пленочное покрытие (100% поверхности и толщина покрытия до 2 мкм) для ГА(50)-СЛГ. Показано, что величина поверхностной энергии для 2-го типа композиционного материала имеет наибольшую величину 42,71 мДж/м2. Концентрация кислотно -основных центров на поверхности композиционных материалов (особенно второго типа) в сравнении с ГА-каркасами возрастает с рКа = 6,4, 6,9, 7,3, 12 до 0,088 ммоль/л и уменьшается до 0,0005 ммоль/л для центров с рКа = -0,44, -0,29, 4,5, 9,45 и 16,8 вследствие изменения элементного соотношения Ca/P/O на поверхности относительно каркасов и появления новых границ раздела фаз полимер-керамика.
Каркасы на основе цинк-модифицированного гидроксиапатита с содержанием цинка 0,1 и 0,5 моль на 1 моль гидроксиапатита имеют меньшую площадь удельной поверхности каркасов Zn01rA 0,3 м2/г и Zn05rA 0,2 м2/г относительно каркаса ГА(75). Наблюдается увеличение растворимости, приведенной к площади удельной поверхности, до 0,87 г/м2 для Zn05rA-СЛГ, 0,6 г/м2 для ZnojrA-СЛГ, что значительно выше, чем для композиционного материала ГА(75) -СЛГ на основе незамещенного цинком гидроксиапатита (0,549 г/м2).
Наибольшую цитотоксичность проявляют серебро-модифицированные гидроксиапатиты (количество жизнеспособных клеток 15-17%), что делает их неперспективными для использования в медицинской практике. Зависимость цитотоксичности цинк-модифицированного гидроксиапатита от концентрации Zn2+ проявляется в меньшей степени, и количество жизнеспособных клеток составляет ~ 20%. Введение сополимера лактида и гликолида в композиционный материал значительно понижает уровень цитотоксично-сти и жизнеспособность композиционных материалов. Для композита ГА(75)-СЛГ количество жизнеспособных клеток выше контроля на 20%; введение Zn2+ в композиционные материалы на основе цинк-модифициро-ванного гидроксиапатита способствует снижению цитотоксичности, и количество жизнеспособных клеток может составлять 140% от контрольного.
Список источников
1. Hench L.L. Bioceramics // Journal ofthe American Ceramic Society. 1998. Vol. 81. P. 1705-
1728.
2. Mucalo M. Hydroxyapatite (HAp) for Biomedical Applications. Amsterdam : Elsevier,
2015. 404 р.
3. Данильченко С.Н. Структура и свойства фосфатов кальция с точки зрения биоминера-
логии и биоматериаловедения // Высник СумДУ. Сер. Фiзика. Математика. мехашка.
2007. № 2. С. 33-59.
4. Дорожкин С.В. Биокерамика на основе ортофосфатов кальция // Стеклоикерамика.
2007. № 12. С. 26-31.
5. Ulery B.D., Nair L.S., Laurencin C.T. Biomedical applications of biodegradable polymers //
Journal of Polymer Science: Polymer Physics. 2011. Vol. 49. Р. 832-864.
6. Vert M. Aliphatic polyesters: Great degradable polymers that cannot do everything //
Biomacromolecules. 2005. Vol. 6. P. 538-546.
7. Vert M., Li S., Spenlehauer G. Bioresorbability and biocompatibility of aliphatic polyesters //
Journal of Materials Science. 1992. Vol. 3. P. 432-446.
8. Pachence J.M., Kohn J. Biodegradable polymers // Principles of Tissue Engineering. 2000.
Vol. 3. P. 323-339.
9. Ratner B.D. Biomaterials Science: An introduction to Materials in Medicine. Waltham :
Academic Press, 2004. 879 p.
10. Seal B., Otero T., Panitch A. Polymeric biomaterials for tissue and organ regeneration // Materials Science and Engineering. 2001. Vol. 34. P. 147-230.
11. Mano J.F., Sousa R.A., Boesel L.F. Bioinert, biodegradable and injectable polymeric matrix composites for hard tissue replacement: State of the art and recent developments // Composites Science and Technology. 2004. Vol. 64. P. 789-817.
12. Kohn J., Langer R. Bioresorbable and Bioerodible Materials // Biomaterials Science: An Introduction to Materials in Medicine. San Diego : Academic Press, 1996. P. 64-73.
13. Jagur-Grodzinski J. Biomedical application of functional polymers // Reactive & Functional Polymers. 1999. Vol. 39. P. 99-138.
14. Griffith L. Polymeric biomaterials // Acta Materialia. 2000. Vol. 48. P. 263-277.
15. Rezwan K., Chen Q., Blaker J., Boccaccini A.R. Biodegradable and bioactive porous polymer/inorganic composite scaffolds for bone tissue engineering // Biomaterials. 2006. Vol. 27. P. 3413-3431.
16. Штильман М.И. Полимеры медико-биологического назначения. М. : Академкнига, 2006. 400 c.
17. Uhrich K.E. Polymeric system for controlled drug release // Chemistry Reviews. 1999. Vol. 99. P. 3181-3198.
18. Nair L.S., Laurencin C.T. Biodegradable polymers as biomaterials // Progress in Polymer Science. 2007. Vol. 32. P. 762-798.
19. Predoi D., Iconaru S.L., Deniaud A. Textural, structural and biological evaluation of hy-droxyapatite doped with zinc at low concentrations // Materials. 2017. Vol. 10. P. 1-17.
20. Singh B., Dubey A.K., Kumar S. In vitro biocompatibility and antimicrobial activity of wet chemically prepared Ca10-xAgx(PO4)6(OH)2 (0,0x0,5) hydroxyapatites // Materials Science and Engineering C. 2011. Vol. 31. P. 1320-1329.
21. Lytkina D.N., Gutsalova A.A., Fedorishin D.A., Korotchenko N.M., Akhmedzhanov R.R., Kozik V.V., Kurzina I.A. Synthesis and properties of zinc-modified hydroxyapatite // Journal of Functional Biomaterials. 2020. Vol. 11. P. 1 -12.
22. Lytkina D.N., Heinrich L.A., Churina E.G., Kurzina I.A. Biocompatible composite materials based on porous hydroxyapatite ceramics and copolymer of lactide and glycolide // Materials. 2021. Vol. 14. P. 1-19.
23. Lytkina D.N., Gutsalova A.A., Fedorishin D.A., Kurzina I.A. Obtaining biocompatible porous composite material based on zinc-modified hydroxyapatite and lactide-glycolide co-polymer // Crystals. 2021. Vol. 11. P. 1-10.
References
1. Hench L.L. Bioceramics. Journal ofthe American Ceramic Society. 1998. Vol. 81. P. 1705-
1728.
2. Mucalo M. Hydroxyapatite (HAp) for Biomedical Applications. Amsterdam : Elsevier, 2015.
404 р.
3. Danilchenko S.N. Struktura i svojstva fosfatov kalciya s tochki zreniya biomineralogii i bi-
omaterialovedeniya [Structure and properties of calcium phosphates from the point of view of biomineralogy and biomaterials science]. Vysnik SumDU. Ceriya Fizika. Matematika. mehanika. 2007. Vol. 2. Р. 33-59.
4. Dorozhkin S.V. Biokeramika na osnove ortofosfatov kalciya [Bioceramics based on calcium
orthophosphates], Steklo i keramika. 2007. Vol. 12. Р. 26-31.
5. Ulery B.D., Nair L.S., Laurencin C.T. Biomedical applications of biodegradable polymers.
Journal of Polymer Science: Polymer Physics. 2011. Vol. 49. Р. 832-864.
6. Vert M. Aliphatic polyesters: Great degradable polymers that cannot do everything.
Biomacromolecules. 2005. Vol. 6. P. 538-546.
7. Vert M., Li S., Spenlehauer G. Bioresorbability and biocompatibility of aliphatic polyesters.
Journal of Materials Science. 1992. Vol. 3. P. 432-446.
8. Pachence J.M., Kohn J. Biodegradable polymers. Principles of Tissue Engineering. 2000.
Vol. 3. P. 323-339.
9. Ratner B.D. Biomaterials Science: An introduction to Materials in Medicine. Waltham :
Academic Press, 2004. 879 p.
10. Seal B., Otero T., Panitch A. Polymeric biomaterials for tissue and organ regeneration. Materials Science and Engineering. 2001. Vol. 34. P. 147-230.
11. Mano J.F., Sousa R.A., Boesel L.F. Bioinert, biodegradable and injectable polymeric matrix composites for hard tissue replacement: State of the art and recent developments. Composites Science and Technology. 2004. Vol. 64. P. 789-817.
12. Kohn J., Langer R. Bioresorbable and Bioerodible Materials. Biomaterials Science: An Introduction to Materials in Medicine. San Diego : Academic Press, 1996. P. 64-73.
13. Jagur-Grodzinski J. Biomedical application of functional polymers. Reactive & Functional Polymers. 1999. Vol. 39. P. 99-138.
14. Griffith L. Polymeric biomaterials. ActaMaterialia. 2000. Vol. 48. P. 263-277.
15. Rezwan K., Chen Q., Blaker J., Boccaccini A.R. Biodegradable and bioactive porous polymer/inorganic composite scaffolds for bone tissue engineering. Biomaterials. 2006. Vol. 27. P. 3413-3431.
16. Shtilman, M.I. Polimery mediko-biologicheskogo naznacheniya [Biomedical polymers]. M.: Akademkniga, 2006. 400 p.
17. Uhrich K.E. Polymeric system for controlled drug release. Chemistry Reviews. 1999. Vol. 99. P. 3181-3198.
18. Nair L.S., Laurencin C.T. Biodegradable polymers as biomaterials. Progress in Polymer Science. 2007. Vol. 32. P. 762-798.
19. Predoi D., Iconaru S.L., Deniaud A. Textural, structural and biological evaluation of hy-droxyapatite doped with zinc at low concentrations. Materials. 2017. Vol. 10. P. 1-17.
20. Singh B., Dubey A.K., Kumar S. In vitro biocompatibility and antimicrobial activity of wet chemically prepared Ca10-xAgx(PO4)6(OH)2 (0,0x0,5) hydroxyapatites. Materials Science and Engineering C. 2011. Vol. 31. P. 1320-1329.
21. Lytkina D.N., Gutsalova A.A., Fedorishin D.A., Korotchenko N.M., Akhmedzhanov R.R., Kozik V.V., Kurzina I.A. Synthesis and properties of zinc-modified hydroxyapatite. Journal of Functional Biomaterials. 2020. Vol. 11. P. 1-12.
22. Lytkina D.N., Heinrich L.A., Churina E.G., Kurzina I.A. Biocompatible composite materials based on porous hydroxyapatite ceramics and copolymer of lactide and glycolide. Materials. 2021. Vol. 14. P. 1-19.
23. Lytkina D.N., Gutsalova A.A., Fedorishin D.A., Kurzina I.A. Obtaining biocompatible porous composite material based on zinc-modified hydroxyapatite and lactide-glycolide co-polymer. Crystals. 2021. Vol. 11. P. 1-10.
Сведения об авторах:
Лыткина Дарья Николаевна - кандидат технических наук, младший научный сотрудник Национального исследовательского Томского государственного университета, Томск, Россия. E-mail: darya-lytkina@yandex.ru
Шалыгина Ксения Дмитриевна - лаборант Национального исследовательского Томского государственного университета, Томск, Россия. E-mail: kseniia_kolmogorova@mail.ru Гигилев Александр Сергеевич - аспирант Национального исследовательского Томского государственного университета, Томск, Россия. E-mail: asgigilev@gmail.com Коротченко Наталья Михайловна - кандидат химических наук, доцент, доцент кафедры неорганической химии Национального исследовательского Томского государственного университета, Томск, Россия. E-mail: korotch@mail.ru
Курзина Ирина Александровна - доктор физико-математических наук, доцент, заведующая кафедрой природных соединений, фармацевтической и медицинской химии Национального исследовательского Томского государственного университета, Томск, Россия. E-mail: kurzina99@mail.ru
Козик Владимир Васильевич - доктор технических наук, профессор, заведующий кафедрой неорганической химии Национального исследовательского Томского государственного университета, Томск, Россия.
Вклад авторов: все авторы сделали эквивалентный вклад в подготовку публикации. Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.
Information about the authors:
Lytkina Daria Nikolaevna - Ph.D., Junior Researcher, National Research Tomsk State University, Tomsk, Russia. E-mail: darya-lytkina@yandex.ru
Shalygina Ksenia Dmitrievna - Laboratory Assistant, National Research Tomsk State University, Tomsk, Russia. E-mail: kseniia_kolmogorova@mail.ru
Gigilev Alexander Sergeevich - Post-Graduate Student of the National Research Tomsk State University, Tomsk, Russia. E-mail: asgigilev@gmail.com
Korotchenko Natalia Mikhailovna - Ph.D., Associate Professor, Department of Inorganic Chemistry, National Research Tomsk State University, Tomsk, Russia. E-mail: korotch@mail.ru Kurzina Irina Alexandrovna - Doctor of Physical and Mathematical Sciences, Associate Professor, Head of the Department of Natural Compounds, Pharmaceutical and Medicinal Chemistry, National Research Tomsk State University, Tomsk, Russia. E-mail: kurzina99@mail.ru Kozik Vladimir Vasilyevich - Doctor of Technical Sciences, Professor, Head of the Department of the Department of Inorganic Chemistry, National Research Tomsk State University, Tomsk, Russia.
Contribution of the authors: the authors contributed equally to this article. The authors declare no conflicts of interests.
Статья поступила в редакцию 15.11.2022; принята к публикации 09.02.2023 The article was submitted 15.11.2022; accepted for publication 09.02.2023
