CC BY
22Journal of Siberian Federal University. Biology 4 (2012 5) 417-426
УДК 579.017
Характеристики ультратонких волокон, полученных методом электростатического формования из поли-3-гидроксибутирата
Д.Б. Гончаров3, Е.Д. Николаева6*, А.Г. Суковатый6, А.В. Шабанов", Е.И. Шишацкаяа6, Н.М. Маркеловаг
а Сибирский федеральный университет, Россия 660041, Красноярск, пр. Свободный, 79 б Институт биофизики СО РАН, Россия 660036, Красноярск, Академгородок, 50 в Институт физики им. Л.В. Киренского СО РАН, Россия 660036, Красноярск, Академгородок, 38 г Красноярский государственный медицинский университет
им. проф. В.Ф. Войно-Ясенецкого, Россия 660022, Красноярск, ул. Партизана Железняка, 11
Received 13.12.2012, received in revised form 20.12.2012, accepted 27.12.2012
Представлены результаты получения и исследования ультратонких волокон (УВ), сформированных из резорбируемого поли-3-гидроксибутирата (П3ГБ) методом электростатического формования (ЭСФ). Исследовано влияние плотности полимерных растворов на диаметр волокон и физико-механические свойства нетканого полотна (НП), сформированного УВ. Показано, что при увеличении концентрации раствора от 2 до 8 % повышается эластичность сформованных изделий (удлинение при разрыве возрастает от 4,5 до 10,6 %) при одновременном снижении их прочности (модуль Юнга снижается с 1,16 до 0,3 ГПа). На примере культуры фибробластов линии NIH 3T3 по результатам окрашивания клеток флуоресцентным фондом на ДНК DAPI и МТТ теста полученные образцы УВ положительно оценены в качестве опорных носителей для культивирования клеток.
Ключевые слова: электростатическое формование, ультратонкое волокно, полигидроксиалканоаты, фибробласты, жизнеспособность клеток.
* Corresponding author E-mail address: [email protected]
1 © Siberian Federal University. All rights reserved
Введение
Метод электростатического формования (ЭСФ) находит все большее распространение для конструирования клеточных носителей применительно к задачам тканевой инженерии. Ключевой задачей создания клеточных носителей методом ЭСФ является обеспечение оптимальной структуры матрикса в сочетании с необходимой механической прочностью. Технология ЭСФ позволяет получать тканеинженерные системы, максимально приближенные к характеристикам нативных тканей (Still, von Recum, 2008; Shin et al., 2012). К настоящему моменту показана возможность применения техники ЭСФ для широкого спектра материалов, включая синтетические и природные полимеры, для получения ультратонких волокон (УВ) с различными характеристиками (Bashur et al., 2006; Zhang et al., 2009; Bhardwaj, Kundu, 2010; Sencadas et al., 2012).
Перспективными материалами для получения клеточных носителей признаны полигидроксиалканоаты (ПГА) - биодегра-дируемые и биосовместимые линейные полиэфиры бактериального происхождения, которые пригодны для выращивания на них клеток различного происхождения: фибро-бластов (Shishatskaya, Volova, 2004a; Wang et al., 2005), остеобластов (Kose et al., 2003; Wang et al., 2004), кератиноцитов (Ji et al., 2008; Li et al., 2008), хондроцитов (Deng et al., 2002; 2003; Ye et a., 2009) и вызывают минимальную тканевую реакцию (Shishatskaya et al., 2004b; 2008; Qu et al., 2006; Ying et al., 2008; Rentsch et al., 2009). Техника ЭСФ впервые для этого класса полимеров была применена в 2006 году (Волова и др., 2006). В настоящее время количество работ, направленных на переработку ПГА методом ЭСФ и исследование клеточных носителей из УВ из них, возрастает (Cheng et al., 2011; Tong, Wang, 2011; Yu et al., 2012; Wang
et al., 2012). Важным параметром, влияющим на прикрепление и рост клеток, является диаметр волокон и структура формируемых из УВ матриксов в виде нетканого полотна.
Это определило цель настоящей работы - исследование характеристик ультратонких волокон, получаемых техникой ЭСФ из растворов биоразрушаемого поли-3-гидроксибутирата различной плотности.
Материалы и методы
Материалы
Для получения ультратонких волокон были взяты образцы гомополимера поли-3-гидроксибутирата (П3ГБ), синтезированные в лаборатории хемоавтотрофного биосинтеза Института биофизики СО РАН (Волова, Кала-чева, 1996; Волова и др., 2006) со следующими характеристиками: средневесовая молекулярная масса (Мв) = 1200 кДа, среднечисловая (М„) = 723 кДа, полидисперсность (ПД) = 1,66; степень кристалличности (Сх) 76 %. Химическую структуру образцов П3ГБ определяли после предварительного метанолиза проб по метиловым эфирам ЖК на хромато-масс-спектрометре GCD plus (Hewlett Packard, США); степени кристалличности - на рент-геноспектрометре D8 ADVANCE «Bruker» (Германия) (графитовый монохроматор на отраженном пучке). Молекулярную массу и молекулярно-массовое распределение ПГА исследовали с использованием хроматографа для гель-проникающей хроматографии Breeze System (Waters, США) относительно полистироловых стандартов (Fluka, Швейцария, Германия).
Получение ультратонких волокон методом ЭСФ
Для получения ультратонких волокон применяют установку для электростатического формования Nanon 01A (MECC Inc.,
Япония). Использованы растворы полимера различной плотности, от 1 до 10 % (по массе), которые с помощью дозирующего устройства подавали в электрическом поле (6-30 кВ) со скоростью 5 мл/ч.
Исследование свойств сформованных волокон
Микроструктуру поверхности и диаметр ультратонких волокон анализировали в ЦКП КНЦ СО РАН на сканирующем электронном микроскопе (ТМ-3000, Hitachi HT Corporation, Япония) при напряжении 5 и 15 кВ после предварительного напыления золотом (10 мА, 40 с) с помощью установки вакуумного напыления Emitech K575X (Quorum Technologies Ltd, Великобритания).
Толщину сформованных образцов нетканого полотна из УВ определяли электронным микрометром не менее чем в 5 местах каждого образца НП. Физико-механические свойства определены на универсальной электромеханической разрывной машине Инстрон 5560 (Инстрон, Великобритания); определяли модуль Юнга (Е, ГПа), напряжение (с, МПа) и удлинение при разрыве (е, %).
Оценка сформованных изделий в качестве опорных клеточных носителей
С использованием специальной формы были нарезаны образцы в виде дисков диаметром 10 мм, которые были простерилизованы в установке Sterrad NX (Johnson&Johnson, США) и помещены в 24-луночные планшеты для культивирования клеток (Greiner Bio-One, США).
Адгезионные свойства полученных образцов, способность поддерживать рост и выявление потенциальной токсичности по отношению к животным клеткам выполнены в культуре фибробластов мыши линии NIH
3T3. Засев клеток был из расчета 1 х 103 клеток/мл, по 1 мл на лунку. Культивирование клеток проводили от 3 до 7 суток на среде DMEM с добавлением 10 %-ной эмбриональной телячьей сыворотки и раствора антибиотиков (стрептомицин 100 мкг/мл, пенициллин 100 ЕД/мл) (Sigma) в СО2-инкубаторе (Innova CO-48, New Brunswick Scientific, США) при 5 %-ной атмосфере СО2 при 37 °С.
Прикрепляемость и количество выросших клеток оценивали после окрашивания флуоресцентным зондом DAPI. Для этого образцы с клетками фиксировали раствором формальдегида в течение 5 минут, после отмывки фиксатора фосфатно-солевым буфером клетки окрашивали DAPI в течение 5 минут и затем трижды промывали фосфатно-солевым буфером. Морфологию клеток, распределение на носителях и формирование межклеточного матрикса (МКМ) изучали с помощью растровой электронной микроскопии (ТМ-3000, Hitachi HT Corporation, Япония). Для этого клетки предварительно фиксировали раствором формальдегида, затем трижды отмывали абсолютизированным этанолом и лиофильно высушивали.
Жизнеспособность клеток оценивали в МТТ-тесте; измерение оптической плотности растворенных образцов кристаллов МТТ-формазана (показателя активности ми-тохондриальных дегидрогеназ клеток) проводили при длине волны 540 нм на микропланшетном фотометре Bio-Rad 680 (Bio-Rad laboratories Inc., США). Количество клеток на матриксах оценивали по калибровочному графику.
Статистическая обработка
Статистическую обработку результатов проводили общепринятыми методами с использованием стандартного пакета программ Microsoft Excel. Результаты представлены как
средние арифметические со стандартным отклонением. Достоверность результатов определяли по критерию Стьюдента (уровень значимости р<0,05).
Результаты и обсуждение
Электростатическое формование полимерных растворов П3ГБ в дихлорметане в диапазоне концентраций 1-10 % позволило получить семейство ультратонких волокон с различными характеристиками. В ходе отработки режимов формования обнаружено, что при величине статического напряжения поля ниже 8 кВ качественное получение волокон из растворов П3ГБ всех исследованных концентраций затруднительно. Формование волокон из растворов с концентрациями выше 8 % также оказалось затруднительным ввиду высокой вязкости раствора. Полимерные растворы плотностью менее 2 % вследствие низкой вязкости также не обеспечивали получения качественных волокон. Стабильное формование волокон и нетканого полотна (НП) из них реализовано из полимерных растворов (от 2 до 8 %) при изменении напряжения от 9 до 30 кВ, вне зависимости от толщи-
ны используемого капилляра, на расстоянии между электродами, равным 15 см.
Полученные волокна в основном имели правильную цилиндрическую форму и гладкую поверхность; следует отметить имеющее место в ряде случаев склеивание волокон между собой. Выявлено значительное влияние концентрации полимерного раствора на диаметр образующихся ультратонких волокон, который варьировал от 0,45 до 3,14 мкм (рис. 1). В исследованном диапазоне варьирования концентраций раствора зависимость диаметра полученных волокон от плотности раствора линейна. Одновременно с увеличением диаметра волокон наблюдали увеличение пространств между отдельными волокнами в формирующемся из УВ нетканом полотне, примерно от 2 до 10 мкм, а также увеличение толщины НП (от 0,010 до 0,075 мкм).
Результаты изучения физико-механических свойств образцов неткано-го полотна, сформированного УВ разного диаметра, представлены в табл. 1. Показано значительное влияние диаметра УВ на физико-механические характеристики сформованных из них изделий. Так, с увеличени-
Рис. 1. Зависимость диаметра волокон от концентрации используемого раствора (с, %)
Таблица 1. Физико-механические свойства нетканого полотна, сформированного из ультратонких волокон различного диаметра, полученных методом ЭСФ из растворов П3ГБ
Концентрация раствора, % от массы Толщина полотна, мкм Диаметр УВ, мкм Модуль Юнга Е, МПа Напряжение при разрыве а, МПа Удлинение при разрыве s, %
2 0,010 0,45±0,10 1160,22±60,61 23,16±0,74 4,5±1,8
3 0,023 0,79±0,12 709,21±179,74 13,39±1,48 5,78±1,1
4 0,030 1,29±0,16 623,41±59,73 11,35±0,60 6,9±3,7
5 0,036 1,8±0,17 540,85±32,60 10,18±0,33 9,9±1,3
6 0,050 2,02±0,15 421,05±46,42 8,43±0,48 10,3±2,5
7 0,070 2,34±0,24 344,82±44,88 6,77±0,83 10,5±0,6
8 0,075 3,14±0,38 329,18±110,13 6,65±2,37 10,6±0,7
ем диаметра УВ от 0,45 до 3,14 мкм отмечено повышение эластичности НП, т.е. величины удлинения при разрыве, которая возросла более чем в 2 раза (от 4,5 до 10,6 %), на фоне снижения прочности, характеризуемой напряжением при разрыве (снижение от 23,16 до 6,65 МПа) и модулем Юнга (снижение от 1,16 до 0,3 ГПа). По величине модуля Юнга (0,3-1,16 ГПа) изделия, полученные из П3ГБ методом ЭСФ, сопоставимы с полиэтиленом (0,2 ГПа) и полипропиленом (1,5-2,0 ГПа) (Китель, 1978; Wang et al., 2001). В целом по механическим характеристикам полученные образцы нетканого полотна из УВ сопоставимы с механическими характеристиками сухожилий человека (модуль Юнга 0,06 ГПа) и кожи (модуль Юнга 15-150 МПа, напряжение при растяжении 5-30 МПа) (Ying et al., 2008), т.е. могут быть использованы в дальнейшем для разработки тканеинженер-ных конструкций.
Результаты исследования в культуре клеток биологических свойств образцов П3ГБ, полученных методом ЭСФ, позволяют в целом положительно оценить все изделия вне зависимости от диаметра УВ. Следует отметить, что в ряде работ показано, что диаметр УВ и размер пор влияют на жизнеспособ-
ность и физиологическую активность клеток (Takahashi, Tabata, 2004; Bashur et а1., 2006; Lowery et a1., 2010), но есть также данные об отсутствии связи между этим параметром, ростом и физиологической активностью клеток, но при существенном влиянии размера УВ на синтез белков межклеточного вещества и морфологию клеток (Bashur et a1., 2006; Lowery et a1., 2010).
По результатам окрашивания клеток DAPI (рис. 2) достоверных отличий в количестве клеток на образцах, сформированных УВ разного диаметра, а также относительно контроля, не выявлено. Это согласуется с результатами выращивания фибробластов на волокнах разных диаметров, полученных из сополимера поли(лактид-со-гликолид) и из поли(е-капролактона) (Bashur et a1., 2006; Lowery et a1., 2010).
На электронных микрофотографиях выявлено формирование межклеточного вещества на 7-й день культивирования клеток, особенно значительно - на образцах, сформированных волокнами диаметром от 0,45 до 1,8 мкм (рис. 2). На образцах, полученных из более плотных растворов П3ГБ (6-7 %) при диаметре УВ 2,02 - 3,14 мкм, отложение белков происходило с ориентацией вдоль УВ.
2% раствор ПЗГБ
4% раствор ПЗГБ
6% раствор ПЗГБ
8% раствор ПЗГБ
Рис. 2. Изображения клеток на нетканом полотне, сформированном УВ и полученном методом ЭСФ из П3ГБ (7-й день культивирования): левый ряд - СЭМ, увеличение х1000, маркер 100 мкм; правый ряд -окраска DAPI, маркер 200 мкм
10 я
1 3 дни
■ контроль ■ 2% «3% ■ 4% ■$% ■©% «7% ■ 8%
Рис. 3. Жизнеспособность клеток на нетканых мембранах, полученных методом ЭСФ из П3ГБ, с разным диаметром волокон (в зависимости от концентрации исходного раствора) (контроль - полистирол)
Жизнеспособность клеток, культивируемых на образцах из УВ, оцениваемая в МТТ-тесте, представлена на рис. 3. По этому показателю влияния диаметра волокон и толщины образца НП на физиологическую активность культивируемых фибробластов также не выявлено. Через 24 ч после засева количество клеток во всех вариантах было близким и составило от 1,52 до 1,95*103 клеток/мл; через 3-е суток - от 6,55 до 8,02*103 клеток/мл. Несмотря на то что отмечена некоторая тенденция снижения количества жизнеспособных клеток с увеличением диаметра волокон, зарегистрированные отличия не достоверны.
Таким образом, полученные из П3ГБ с применением метода ЭСФ ультратонкие волокна разного диаметра и сформированные из них образцы нетканого полотна, отличающиеся физико-механическими характеристиками, обладают высокой адгезионной способностью по отношению к клеткам фиб-робластного ряда и поддерживают рост клеток аналогично контроля. Наиболее активное образование межклеточного вещества клеток характерно для эластичных образцов, сформированных волокнами диаметром от 0,45 до 1,18 мкм, обладающих наиболее высокими значениями механической прочности.
Работа выполнена по мегагранту (договор № 11.G34.31.0013) по постановлению Правительства РФ № 220 от 09.04.2010 для государственной поддержки научных исследований, проводимых под руководством ведущих учёных в российских образовательных учреждениях высшего профессионального образования и гранта Президента РФ № МД-3112.2012.4 по поддержке молодых ученых - докторов наук.
Список литературы
1. Волова Т.Г., Калачева Г.С. (1996) Способ получения полимера р-оксимасляной кислоты. Патент РФ 2051967.
2. Волова Т.Г., Севастьянов В.И., Шишацкая Е.И. (2006) Полиоксиалканоаты - биоразрушае-мые полимеры для медицины. Красноярск: Платина, 288 с.
3. Волова Т.Г., Шишацкая Е.И., Гордеев С.А. (2006) Характеристика ультратонких волокон, полученных электростатическим формованием из растворов поли(гидроксибутирата/ги-дроксивалерата). Перспективные материалы. 3: 25-29.
4. Китель Ч. (1978) Глава 4. Упругие свойства кристаллов. Введение в физику твердого тела. М.: Наука, с. 149-168.
5. Пластмассы. Метод испытания на растяжение. (1986) ГОСТ 11262-80.
6. Baji A., Mai Y.-W., Wong S.-C., Abtahi M., Chen P. (2010) Electrospinning of polymer nanofibers: Effect on oriented morphology, structures and tensile properties. Composites Science and Technology. 70: 703-718.
7. Bashur C.A., Dahlgren L.A., Goldstein A.S. (2006) Effect of fiber diameter and orientation on fibroblast morphology and proliferation on electrospun poly(D,L-lactic-co-glycolic acid) meshes. Biomaterials. 27: 5681-5688.
8. Bhardwaj N., Kundu S.C. (2010) Electrospinning: A fascinating fiber fabrication technique. Biotechnology Advances. 28: 325-347.
9. Cheng M.-L., Chen P.-Y., Lan C.-H., Sun Y.-M. (2011) Structure, mechanical properties and degradation behaviors of the electrospun fibrous blends of PHBHHx/PDLLA. Polymer. 52: 13911401.
10. Cheng M.-L., Lin C.-C., Su H.-L., Chen P.-Y., Sun Y.-M. (2008) Processing and characterization of electrospun poly(3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyhexanoate) nanofibrous membranes. Polymer. 49: 546-553.
11. Deng Y., Lin X.-S., Zheng Z., Deng J.-G., Chen J.-C., Ma H., Chen G.-Q. (2003) Poly(hydroxybutyrate-co-hydroxyhexanoate) promoted production of extracellular matrix of articular cartilage chondrocytes in vitro. Biomaterials. 24: 4273-4281.
12. Deng Y., Zhao K., Zhang X.-f., Hu P., Chen G.-Q. (2002) Study on the three-dimensional proliferation of rabbit articular cartilage-derived chondrocytes on polyhydroxyalkanoate scaffolds. Biomaterials. 23: 4049-4056.
13. Hazer B., Steinbüchel A. (2007) Increased diversification ofpolyhydroxyalkanoates by modification reactions for industrial and medical applications. Applied Microbiology and Biotechnology. 74: 1-12.
14. Ji Y., Li X.-T., Chen G.-Q. (2008) Interactions between a poly(3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyvalerate-co-3-hydroxyhexanoate) terpolyester and human keratinocytes. Biomaterials. 29: 3807-3814.
15. Köse G.T., Kenar H., Hasirci N., Hasirsci V. (2003) Macroporous poly(3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyvalerate) matrices for bone tissue engineering. Biomaterials. 24: 1949-1958.
16. Li X.-T., Zhang Y., Chen G.-Q. (2008) Nanofibrous polyhydroxyalkanoates matrices as cell growth supporting materials. Biomaterials. 29: 3720-3728.
17. Lowery J.L., Datta N., Rutledge G.C. (2010) Effect of fiber diameter, pore size and seeding method on growth of human dermal fibroblasts in electrospun poly(e-caprolactone) fibrous mats. Biomaterials. 31: 491-504.
18. Newton D., Mahajan R., Ayres C., Bowman J.R., Bowlin G.L., Simpson D.G. (2009) Regulation of material properties in electrospun scaffolds: Role of cross-linking and fiber tertiary structure. Acta Biomaterialia. 5: 518-529.
19. Qu X.-H., Wu Q., Zhang K.-Y., Chen G.Q. (2006) In vivo studies of poly(3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyhexanoate) based polymers: Biodégradation and tissue reactions. Biomaterials. 27: 35403548.
20. Rentsch C., Rentsch B., Breier A., Hofmann A., Manthey S., Scharnweber D., Biewener A., Zwipp H. (2009) Evaluation of the osteogenic poyential and vascularization of 3D poly(3)hydroxybutyrate scaffolds subcutaneously implanted in nude rats. Journal of Biomedical Material Research. 92A: 185-195.
21. Reusch S., Sparrow A.W., Gardiner J. (1992) Transport of poly- P-hydroxybutyrate in human plasma. Biochimica et Biophysica Acta. 1123: 33-40.
22. Sencadas V., Correia D.M., Areias A., Botelho G., Fonseca A.M., Neves I.C., Gomes Ribelles J.L., Lanceros Mendez S. (2012) Determination of the parameters affecting electrospun chitosan fiber size distribution and morphology. Carbohydrate Polymers. 87: 1295-1301.
23. Shin S.-H., Purevdorj O., Castano O., Planell J.A., Kim H.-W. (2012) A short review: Recent advances in electrospinning for bone tissue regeneration. Journal of Tissue Engineering. doi:10.1177/2041731412443530.
24. Shishatskaya E.I., Voinova O.N., Goreva A.V., Mogilnaya O.A., Volova T.G. (2008) Biocompatibility of polyhydroxybutyrate Microspheres: in vitro and in vivo evaluation. Journal of Materials Science: Materials in Medicine. 19: 2493-2502.
25. Shishatskaya E.I., Volova T.G. (2004a) A comparative investigation of biodegradable polyhydroxyalkanoate films as matrices for in vitro cell cultures. Journal of Materials Science: Materials in Medicine. 15: 915-23.
26. Shishatskaya E.I., Volova T.G., Puzyr A.P., Mogilnaya O.A. (2004b) Tissue response to the implantation of biodegradable polyhydroxyalkanoate suture. Journal of Materials Science: Materials in Medicine. 15: 719-728.
27. Still T.J., von Recum H.A. (2008) Electrospinning: Applications in drug delivery and tissue engineering. Biomaterials. 29: 1989-2006.
28. Takahashi Y., Tabata Y. (2004) Effect of the fiber diameter and porosity of non-woven PET fabrics on the osteogenic differentiation of mesenchymal stem cells. Journal of Biomaterial Science: Polymer Edition. 15: 41-57.
29. Tong H.-W., Wang M. (2011) Electrospinning of poly(hydroxybutyrate-co-hydroxyvalerate) fibrous scaffolds for tissue engineering applications: effects of electrospinning parameters and solution properties. Journal of Macromolecular Science. 50: 1535-1558.
30. Wang Y., Gao R., Wang P.-P., Jian J., Jiang X.-L., Yan C., Lin X., Wu L., Chen G.-Q., Wu Q. (2012) Biomaterials. 33: 485-493.
31. Wang Y.-W., Wu Q., Chen G.-Q. (2004) Attachment, proliferation and differentiation of osteoblasts on random biopolyester poly(3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyhexanoate) scaffolds. Biomaterials. 25: 669-675.
32. Wang Y.-W., Yang F., Wu Q., Cheng Y.-C., Yu P.H.F., Chen J., Chen G.-Q. (2005) Effect of composition of poly(3-hydroxybutyrate-co-3-Hydroxyhexanoate) on growth of fibroblast and osteoblast. Biomaterials. 26: 755-761.
33. Wang Z.L., Gao R.P., Pan Z.W., Dai Z.R. (2001) Nano-scale mechanics of nanotubes, nanowires, and nanobelts. Advanced Engineering Materials. 3: 657-661.
34. Ye C., Hu P., Ma M.-X., Xiang Y., Liu R.-G., Shang X.-W. (2009) PHB/PHBHHx scaffolds and human adipose-derived stem cells for cartilage tissue engineering. Biomaterials. 30: 4401-4406.
35. Ying T.H., Ishii D., Mahara A., Murakami S., Yamaoka T., Sudesh K., Samian R., Fujita M., Maeda M., Iwata T. (2008) Scaffolds from electrospun polyhydroxyalkanoate copolymers: Fabrication, characterization, bioabsorption and tissue response. Biomaterials. 29: 1307-1317.
36. Yu B.-Y., Chen P.-Y., Sun Y.-M., Lee Y.-T., Young T.-H. (2012) Response of human mesenchymal stem cells (hMSC) to the topographic variation of poly(3 -hydroxybutyrate-co-3 -hydroxyhexanoate) (PHBHHx) films. Journal of Biomaterials Science. 23: 1-26.
37. Zhang X., Reagan M.R., Kaplan D.L. (2009) Electrospun silk biomaterial scaffolds for regenerative medicine. Advanced Drug Delivery Reviews. 61: 988-1006.
38. Zhila NO., Volova T.G., Nikolaeva E.D., Syrvacheva D.A. (2011) Microbial synthesis and characterization of poly(3-hydroxybutyrate-co-4-hydroxybutyrate) copolymers. Journal of Siberian Federal University, Biology. 2: 158-171.
Features of Ultrafine Fibers Made by Electrostatic Formation from Poly(3-Hydroxybutyrate)
Dmitry B. Goncharova, Elena D. Nikolaevab, Alexey G. Sukovatyb, Alexandr V. Shabanovc, Ekaterina I. Shishatskayaa' b and Nadezhda M. Markelovad
a Siberian Federal University, 79 Svobodny, Krasnoyarsk, 660041 Russia b Institute of Biophysics SB RAS, 50 Akademgorodok, Krasnoyarsk, 660036 Russia c Kirensky Institute of Physics SB RAS, 38 Akademgorodok, Krasnoyarsk, 660036 Russia dKrasnoyarsk State Medical University, 1 Partisan Zheleznyak st., Krasnoyarsk, 660022 Russia,
Results of construction and investigation of ultrafine fibers (UFF) made of resorbable poly(3-hydroxybutyrate) by electrostatic formation are presented in this study. Influence of concentration of polymer solutions on fiber diameters and physical-mechanical properties of nonwoven fabric (NF) was investigated. While concentration of polymer solutions increased from 2 to 8 % elongation at break of NF increased from 4,5 to 10,6 % and Young's modulus decreased from 1,16 to 0,3 GPa. Murine fibroblasts NIH 3T3 were seeded on NF. Using DAPI staining and MTT assay UFF samples were estimated as good cell supporting carriers.
Keywords: electrostatic formation, ultrafine fibers, polyhydroxyalkanoates, fibroblasts, cell viability.
