СПОСОБ ПОЛУЧЕНИЯ ПОРИСТЫХ МАТЕРИАЛОВ НА ОСНОВЕ ХИТОЗАНА
METHOD OF PRODUCING CHITOSAN-BASED POROUS MATERIALS

Изобретение относится к химии высокомолекулярных соединений и может найти применение в клеточной и тканевой инженерии, в медицине в качестве раневых покрытий, кровоостанавливающих и тампонирующих материалов, материалов для заполнения дефектов мягких и костных тканей, в биотехнологии для иммобилизации ферментов и микроорганизмов, в водоподготовке и обработке сточных вод в качестве эффективных сорбентов.
В последнее время высокопористые материалы на основе хитозана привлекают все большее внимание для применения в качестве матриц для культивирования клеток, иммобилизации белков и ферментов, получения биополимерных имплантов для регенеративной хирургии и контролируемой доставки лекарственных средств. К настоящему времени разработаны различные подходы к формированию из хитозана объемных материалов желаемой пористости и формы.
Известен способ получения пористых пен из раствора хитозана [пат. US №5840777, опубл. 24.11.1998], заключающийся в предварительном растворении 15 г полисахарида в 0,75% растворе соляной кислоты объемом 500 г и последующем добавлении 1,5 г додецилсульфата натрия как пенообразователя и 15 г стеарата аммония как стабилизатора пены. Затем раствор механически взбивают до получения пены, которую сушат на воздухе. К недостаткам можно отнести ограниченные возможности использования пен как по причине их растворимости в кислых средах, так и высокой концентрации сторонних веществ в составе пены.
Известно получение пористых губок для пластической реконструкции поврежденных костных тканей на основе хитозана с молекулярной массой более 300000 г/моль [пат. РФ №2356581, опубл. 27.05.2009, бюл. №15]. Для этого 1 г порошка хитозана растворяют в 20 мл раствора этановой кислоты. Затем при перемешивании добавляют 1 г порошка карбоната аммония. В результате взаимодействия кислоты, содержавшейся в исходном растворе, и карбоната аммония происходит вспенивание за счет выделения углекислого газа и формирование пористой губчатой структуры с одновременным твердением образующейся губки. Полученную губку промывают этанолом и сушат на воздухе при 20-25°C для удаления жидкости. В результате получают пластичную губку с пористостью 90-95%.
Недостатком аналога является то, что такой подход не позволяет эффективно регулировать размер пор, требует тщательного отмывания материала от вспомогательных веществ, а полученные материалы при длительном нахождении в растворах набухают с нарушением пористой структуры.
Широко применяется в настоящее время в синтезе пористых материалов для биомедицинского применения лиофилизация растворов хитозана в минеральных и органических кислотах с последующей нейтрализацией или обработкой водно-спиртовыми или водно-ацетоновыми смесями с пошаговым увеличением доли водной фазы. Достоинством такого подхода является возможность варьирования размера пор при изменении температуры лиофилизации. К недостаткам относятся необходимость использования специального вакуумного оборудования, растворимость полученного материала в кислых растворах и, как следствие, ограничение областей применения.
Так, известен способ получения пористого биодеградируемого материала для доставки лекарств из хитозана [пат. US №9662400, опубл. 30.05.2017] путем растворения в течение 1-12 часов 1 мас. % хитозана (степень деацетилирования 61%) в 1% растворе, состоящем из смеси молочной и уксусной кислот в соотношении 3:1. Для получения губчатого материала раствор хитозана помещают в алюминиевый стакан и замораживают при -20°C с последующей лиофилизацией. На следующем этапе полученные губки нейтрализуют в 0,6 М растворе NaOH в течение 3 минут, перемешивая раствор. Затем материал тщательно отмывают в большом количестве воды до нейтральных значений рН и вымачивают в 0,25 М ацетатном буфере (рН=5,6) в течение 30 минут. Затем губку отжимают и повторно проводят замораживание и лиофилизацию. К недостаткам метода относятся многостадийность процесса, наличие двух стадий лиофилизации, нестабильность полученных материалов в кислой среде, необходимость стадии нейтрализации или замены растворителя.
Известно использование для стабилизации пористой структуры материалов на основе хитозана минеральных наполнителей из группы гидросиликатов (монтмориллонита, галлуазита, бентонита [пат. РФ №2471824, опубл. 10.01.2013, бюл. №1]. Так, предложено получать биосовместимый биодеградируемый композиционный материал смешиванием гидросиликата, предварительно диспергированного в воде (рН 5-7), в ультразвуковом поле (частота колебаний 20-100 кГц) в течение 5-60 мин с хитозаном в количестве, соответствующем его концентрации в растворе 1-4 мас. %, при этом количество наполнителя составляет 0,05-10% от массы хитозана. Затем полученную смесь интенсивно перемешивают при температуре 20-50°С в течение 20-60 мин, добавляют концентрированную уксусную кислоту в количестве, соответствующем получению в смеси водного раствора уксусной кислоты с концентрацией 1-3%, интенсивно перемешивают смесь при температуре 20-50°С в течение 20-250 мин, охлаждают до температуры -5 - -196°С, удаляют растворитель в вакууме, обрабатывают полученный целевой материал нейтрализующим реагентом, промывают водой до рН 5-7 и высушивают. Предложенный способ позволяет получить материал со сквозными порами размером 5-1000 мкм. К недостаткам предложенного способа, как и у всех подходов, использующих лиофилизацию растворов хитозана, можно отнести многостадийность процесса, а также растворимость материалов в кислых средах. Помимо этого, наличие в составе неорганических компонентов ограничивает область применения, в частности невозможность использования в качестве биорезорбируемых имплантов для реконструкции мягких тканей.
В последнее время активно разрабатываются способы получения пористых материалов на основе хитозана методом криогелирования, когда кристаллы льда в замороженном растворе полимера выступают в роли порообразующих темплат, а ионная или ковалентная сшивка происходится при отрицательной температуре. В отличие от лиофилизации данный подход не требует использования специального вакуумного оборудования.
Описано получение пористых материалов на основе хитозана путем высаливания полимера в процессе размораживания криогеля в буферных или солевых растворах при определенных значениях рН и ионной силы [Xu Y. et al. «Fabrication and characterization of a self-crosslinking chitosan hydrogel under mild conditions without the use of strong bases» // Carbohydrate Polymers, 2017, V. 156, Р. 372-379]. Материал получают в два этапа. На первом этапе хитозан диспергируют в деионизированной воде и добавляют стехиометрически эквивалентное количество уксусной кислоты для растворения. Затем раствор оставляют без перемешивания для дегазации при 4°С. Через 24 ч помещают в цилиндрическую форму (9,0×9,0 мм) и замораживают при -20°С в течение 24 ч. На втором этапе замороженный раствор хитозана погружают либо в фосфатно-солевой буфер (рН=7,4), либо в раствор NaCl, либо в смесь этих растворов и выдерживают при 4°С в течение 48 ч. Материалы, полученные данным способом, также как и лиофилизаты хитозана, нестабильны в кислых средах, что ограничивает область их применения.
Проблему растворения пористых материалов на основе хитозана и повышения их механической стабильности можно решить за счет использования ковалентной сшивки полимера с помощью сшивающих агентов.
Известен способ получения ковалентно сшитых криогелей хитозана [Sen Т. et al. hierarchical porous hybrid chitosan scaffolds with tailorable mechanical properties» // Materials Letters, 2017, V. 209, P. 528-531], в процессе реализации которого хитозан растворяют в водном растворе уксусной кислоты, добавляют н-бутанол, центрифугируют при 4400 об./мин в течение 10 мин, а затем помещают при -20°С на 24 ч. Замороженные матрицы извлекают из емкостей, погружают в предварительно охлажденный до -20°С ацетон и выдерживают при -20°С в течение 96 ч. На следующем этапе образцы (криоструктураты) извлекают из емкостей и сушат при 60°С в течение 3 ч. Затем их погружают в 1 М раствор NaOH на 3 ч с последующей тщательной промывкой водой, снова сушат при 60°С в течение 48 ч, а затем в водном растворе в щелочной среде проводят ковалентную сшивку диглицидиловым эфиром полиэтиленгликоля при 60°С в течение 6 ч. Наконец, образцы тщательно промывают в воде, сублимируют и хранят до дальнейшего использования. Недостатком предложенного способа является многостадийность, необходимость предварительного формирования водонерастворимого криоструктурата и проведение сшивки в щелочном растворе при повышенной температуре, что существенно повышает трудозатраты на получение пористого материала и затрудняет контроль степени сшивки.
Прототипом предлагаемого изобретения является способ получения макропористых криогелей хитозана с использованием в качестве сшивающего агента глутарового альдегида [Никоноров В.В. и др. «Синтез и свойства криогелей хитозана, сшитого глутаровым альдегидом» // Высокомолекулярные соединения, Серия А, 2010, Т. 52, №8, с. 1436-1443]. Сшивку проводят в уксуснокислых растворах хитозана при мольных отношениях хитозан : глутаровый альдегид = 2,5:1-25:1 и оптимальной температуре -15°С. По этому способу сначала для растворения хитозана к сухому полимеру (2 г) добавляют 2% уксусную кислоту (98 г) и оставляют набухать в течение 1 ч, а затем перемешивают 2 ч на магнитной мешалке при скорости вращения 400 об/мин. Далее к полученному раствору добавляют рассчитанное количество глутарового альдегида, композицию быстро перемешивают, помещают в формы и замораживают при -15°С в камере прецизионного программируемого криостата. Через 24 ч выдерживания препаратов в замороженном состоянии их извлекают из криостата и размораживают в течение 25 с в микроволновой печи при мощности 800 Вт. Далее через образовавшийся макропористый криогель пропускают по 50 мл 1%-ного раствора уксусной кислоты, а затем по 50 мл воды для удаления непрореагировавшей фракции полимера.
Недостатком предложенного метода, прежде всего, является использование для сшивки хитозана глутарового альдегида, что ограничивает применение полученного материала в биомедицине из-за его собственной токсичности и токсичности продуктов его альдольной и кротоновой конденсации, образующихся в качестве побочных в реакции сшивки.
Диглицидиловые эфиры (ДГЭ) гликолей, в частности ДГЭ этиленгликоля или полиэтиленгликоля, являются нецитотоксичными и гораздо более привлекательными сшивающими агентами для получения биоматериалов, чем диальдегиды, однако считается, что они эффективно реагируют с хитозаном в щелочных средах, а в кислой среде реакция возможна только при нагревании и значительном избытке сшивающего реагента, что не позволяет применять эти сшивающие агенты для получения ковалентно-сшитых криогелей хитозана в одну стадию. Большинство других известных для хитозана сшивающих реагентов обладают достаточной реакционной способностью также только в щелочной среде, тогда как для получения гомогенных гидрогелей или криогелей на основе хитозана сшивку необходимо проводить при рН<5,5, когда полимер полностью растворим.
В связи с этим задачей предлагаемого изобретения является разработка одностадийного нетрудоемкого способа получения из кислых гомогенных растворов хитозана ковалентно сшитых криогелей, устойчивых в диапазоне рН 1-14, нетоксичных и биосовместимых.
Технический результат предлагаемого изобретения заключается в получении биосовместимых неокрашенных пористых материалов на основе хитозана, стабильных при использовании в широком диапазоне рН, из гомогенных растворов хитозана в кислой среде.
Указанный технический результат достигают способом получения пористого материала путем ковалентной сшивки макромолекул хитозана при температуре -10°С. При этом сшивку проводят в растворе хитозана в хлористоводородной кислоте в диапазоне рН 4,5-5,0, а в качестве сшивающего агента используют диглицидиловые эфиры гликолей в молярном отношении к аминогруппам хитозана не менее 1:4. Защищаемый способ позволяет получать криогели в том числе непосредственно в сорбционной колонке с формированием из хитозана монолитных сорбентов.
Способ получения ковалентно сшитых криогелей хитозана осуществляют следующим образом. Раствор хитозана с концентрацией 3% готовят растворением порошка полимера в хлороводородной кислоте с концентрацией 0,45-0,5%. Затем рН растворов доводят до 3,5-5,5, предпочтительно до 4,5-5,0, используя растворы хлороводородной кислоты или щелочи. Расчетные количества сшивающих агентов (соответствующие молярным отношениям к аминогруппам хитозана не менее 1:4) добавляют при тщательном перемешивании в раствор хитозана. Для получения пористого материала емкость произвольного размера и формы наполняют раствором хитозана со сшивающим агентом и помещают в морозильную камеру при температуре -10°С на 5-12 дней для ковалентной сшивки. После размораживания полученные таким способом ковалентно сшитые криогели на основе хитозана промывают 0,1 М раствором HCl, а затем водой.
Результаты представлены на следующих иллюстрациях.
Фиг. 1. Крио-электронная микрофотография пористого материала на основе хитозана, полученного по примеру 1.
Фиг. 2. Фотография набухшего криогеля на основе хитозана, полученного по примеру 1.
Фиг. 3. Выходная кривая сорбции красителя ализарина красного на монолитном сорбенте на основе криогеля хитозана, сшитого диглицидиловым эфиром этиленгликоля при мольном отношении к аминогруппе 1:4. Концентрация красителя - 20 мг/л, скорость потока - 20 колоночных объемов (к.о.) в час, рН=5.6.
Фиг. 4. Микрофотография гистологического препарата молодой соединительной ткани с выраженными признаками ангиогенеза (образование капилляров) у границы живая ткань-имплант через 14 дней после операции. Окраска гематоксилин - эозин х 273. И - материал импланта; обозначенные области - капилляры.
Примеры конкретного осуществления способа.
Пример 1
3 г хитозана с молекулярной массой 30 кДа и степенью дезацетилирования 0,9 растворяют в 97 г 0,47% раствора HCl при постоянном перемешивании. Через 24 часа рН полученного раствора доводят до 5 добавлением 0,1 М раствора HCl. К 10 г полученного охлажденного до 5°С раствора при постоянном перемешивании добавляют 0,2898 г диглицидилового эфира этиленгликоля. Полученный раствор помещают в чашку Петри, замораживают при -10°С и выдерживают в течение 12 суток в морозильной камере при той же температуре. После размораживания полученный криогель промывают 0,1 М раствором HCl и водой до нейтральной реакции. Модуль Юнга полностью набухшего в воде криогеля составляет 72±10 кПа, степень набухания составляет 2400%. Изображение структуры криогеля, полученного в данном примере, приведено на Фиг. 1. Фотография полностью набухшего криогеля приведена на Фиг. 2.
Пример 2
К 10 г раствора хитозана, полученного способом, описанном в примере 1, и охлажденного до 5°С, при постоянном перемешивании добавляют 1,656 г диглицидилового эфира полиэтиленгликоля с молекулярной массой ~500 Да. Полученный раствор помещают в чашку Петри, замораживают при -10°С и выдерживают в течение 12 суток в морозильной камере при той же температуре. После размораживания полученный криогель промывают 0,1 М раствором HCl и водой до нейтральной реакции. Модуль Юнга полностью набухшего в воде криогеля составляет 90±15 кПа, степень набухания - 3500%.
Пример 3
К 10 г раствора хитозана, полученного способом, описанном в примере 1, и охлажденного до 5°С, при постоянном перемешивании в течение 5 минут добавляют 0,00724 г диглицидилового эфира этиленгликоля и заполняют полученным раствором пластиковые колонки с внутренним диаметром 0,48 см с высотой слоя 6 см. Колонки в вертикальном положении помещают в морозильную камеру и выдерживают в течение 12 суток при -10°С. После оттаивания полученные пористые монолитные материалы, не вынимая из колонок, промывают с помощью перистальтического насоса 0,1 М раствором HCl и дистиллированной водой при скорости потока 100 колоночных объемов в час. Выходная кривая сорбции красителя ализарина красного на полученном монолитном сорбенте представлена на Фиг. 3. Эффективная динамическая сорбционная емкость составляет 283 мг/г. Регенерацию сорбента после насыщения красителем проводят 0,3 М раствором NaOH, в трех последовательных циклах сорбции/регенерации не наблюдается изменений в свойствах сорбента.
Пример 4
Биосовместимость пористого материала, полученного аналогично Примеру 1, in vivo изучалась путем внутримышечной имплантации мышам линии СВА (самки массой 22,0-24,0 г). Все манипуляции с лабораторными животными проводили с соблюдением требований Международных принципов Хельсинкской декларации о гуманном отношении к животным при экстирпации органов [World Medical Association Declaration of Helsinki: Ethical Principles for Medical Research involving Human Subjects. UMS, 2002, Р. 42-46].
Стандартная форма круга для имплантов достигалась методом штамповки с получением дисков диаметром 1,0 мм и толщиной 0,15-0,40 мм. Стерилизацию имплантов проводили в водном растворе диэтилпирокарбоната с концентрацией 0,02-0,03%. Анестезию лабораторных животных осуществляли путем внутрибрюшинной инъекции 2,2,2-трибромэтанола на физиологическом растворе в дозе 0,250 мг/г. Имплантация полимерных дисков проведена путем рассечения дермы и мышечной фасции с латеральной стороны бедра с последующим погружением образцов в мышечную ткань на глубину 2-3 мм. Кожный покров над мышцей с имплантируемым материалом сшивали шелковой нитью (диаметр 0,100-0,149 мм.) производства ООО «Медин-Н» (г. Екатеринбург). Вскрытие кожного покрова над мышцей с полимерным имплантом через 14 дней не показало признаков патологических изменений в виде выраженного кровенаполнения, отечности и/или гиперемии дермальных сосудов и тканей мышц или наличия экссудативного воспаления. Демаркационная зона четкая, без выраженной клеточной инфильтрации окружающих тканей указывает на низкую реактогенность имплантов. Микроскопически идентифицируется умеренная полиморфноклеточная реакция ткани, окружающей полимерный имплант. В окрашенных пикрофуксином препаратах выявлены волокнистые фуксинофильные структуры, что свидетельствует о начале коллагенизации (созревания) грануляционной ткани. Микрофотография гистологического препарата молодой соединительной ткани с выраженными признаками ангиогенеза приведена на Фиг. 4.