5 10 15 20 25 30 离子液体溶解法制备高强度血管用胶原膜材料 # ** 彭梦霞, 赖莉, 张慧杰, 陈敬华 214122 摘要 : 1- -3- - 关键词 : 中图分类号 :R 318.08 Preparation of High Strength Vascular Materials With Ionic Liquid Dissolving Collagen PENG Mengxia, LAI Li, ZHANG Huijie, CHEN Jinghua (Pharmaceutical School, Jiangnan University, Wuxi 214122) Abstract: Vascular membrane materials with high strength were prepared through an ionic liquid dissolving method. Ionic liquid (1-Butyl-3-methylimidazolium chloride) was used to dissolve collagen, and then the collagen was modified with heparin to prepare high strength films, which were used as vessel graft. The as-prepared collagen-heparin film had excellent elasticity and tensile strength. SEM observations suggested that the prepared film has a porous structure. Cell viability assay indicated that the film facilitated the cell proliferation. Blood compatibility test showed that with the increase of heparin content, APTT was significantly increased while the number of platelet ashesion on the film decreased. This result indicated that modification of collagen with heparin effectively improved the blood compatibility of the film. In summary, heparin-collagen film prepared by ionic liquid dissolving method have strong potential in the field of tissue engineering. Key words: ionic liquid; collagen; heparin; high strength; film 0 引言 近年来, 心血管疾病已成为导致死亡的主要原因之一, 目前主要通过支架移植或心脏搭 35 桥术治疗 [1, 2] 然而在的小口径人造血管移植过程中, 通常因内膜增生和血栓而以失败告终 [3, 4] 通过对材料进行肝素化修饰能够有效提高材料的血液相容性并且能够抑制血管支架内 径的凝血过程 [5-7] 同时, 为了有效地对人造血管材料进行仿生化, 通常采用天然的生物材 料制备血管支架 [8, 9] 胶原是细胞外基质的主要成分, 广泛存在于结缔组织 由于其优异的生物相容性 生物 基金项目 : 国家自然科学基金 (21574059), 江苏省自然科学基金 (BK 20170202) 作者简介 : 彭梦霞 (1992-), 女, 硕士研究生, 主要研究方向 : 天然药物与生物医用材料通信联系人 : 陈敬华 (1971-), 男, 教授, 博导, 主要研究方向 : 生物大分子与生物医用材料. E-mail: chenjinghua@jiangnan.edu.cn - 1 -
40 45 50 55 可降解性 及低免疫原活性, 胶原被广泛地应用于生物材料领域 [10, 11] 然而, 其较低的溶 解性及较差的机械强度极大地限制了胶原的应用 离子液体是近年来发现的一种新型溶剂, 由于其优异的溶解性和稳定性使得其被广泛应 用于生物医学领域 [12-15] 其中基于咪唑盐的离子液体, 特别是 1- 丁基 -3 甲基咪唑氯盐 ([Bmim]Cl) 被广泛应用于溶剂各种蛋白, 研究结果表明离子液体对蛋白质能起到良好的稳定作用 [16] [17] 2002 年,Swatloski 等发现可直接采用 1- 丁基 -3- 甲基咪唑氯盐溶解纤维素 随后, 研究者成功利用离子液体溶解纤维素 木质素 淀粉 壳聚糖和丝蛋白等 [18, 19] 研 究表明, 离子液体在溶解高分子的过程中能够保持良好的分子结构, 并且能够实现材料的再 [20] 生, 是一种优良的溶剂 Zhang 等对 [Amim]Cl [Bmim]Cl [Bmim]Br [Bmim]BF 4 等几 种离子液体对胶原溶解性相关的条件进行了研究, 结果表明, 含氯的离子液体对胶原的溶解 性最好, 并且, 随着温度的升高, 对胶原的溶解能力增强 因此, 利用离子液体有望提高胶 原的溶解度, 改善胶原的机械强度, 同时, 对其进行肝素化修饰有望制备出理想的小口径血 管膜材料 本文采用离子液体 [Bmin]Cl 对 Ⅰ 型胶原蛋白进行溶解, 将肝素和胶原通过共价键的形 式连接, 制备出肝素化胶原膜材料 结果表明, 离子液体能够极大地提高胶原的溶解度, 制 备出的膜材料具有良好的弹性 抗拉性和较高的的机械强度 同时材料具有良好的生物相容 性和血液相容性, 有望用于血管组织工程 1 材料与方法 1.1 原料及所用仪器 胶原 : 无锡贝迪生物工程有限公司提供 ; 离子液体 (97%),EDC,NHS: 购自上海阿 60 65 拉丁生化科技股份有限公司 ; 肝素, 二乙酰荧光素 : 购自生工生物工程有限公司 ; 乳酸脱氢酶细胞毒性检测试剂盒,cck-8: 购自碧云天生物技术 ; 乙醇, 甲苯胺蓝, 戊二醛 : 购自国药集团 ( 上海 ) 化学试剂有限公司 5804 R 离心机, 德国 Eppendorf 公司 ; 微机控制电子万能试验机, 济南恒思盛大仪器有限公司 ;TENSORⅡ 傅里叶变换红外光谱, 德国布鲁克公司 ;S-4800 型扫描电子显微镜, 日本日立仪器有限公司 ;CA 7000 全自动凝血分析仪, 希森美康医用电子有限公司 ;DMIL 倒置荧光显微镜, 德国徕卡公司 1.2 方法 1.2.1 离子液体对胶原蛋白的溶解及膜材料的制备 称取离子液体 (1- 丁基 -3 甲基咪唑氯盐 ) 于去离子水中配制成一定浓度, 加入酸溶性胶 70 原, 分别配制成胶原蛋白 - 离子液体浓度为 5%-7%,10%-10%,15%-15%, 置于 37 水浴 条件下搅拌使其充分溶解, 随后,5000 r/min 离心 5 min, 倒入模具中成膜, 用 5 mmol/l EDC 交联, 再转移到 50% 乙醇中充分置换, 除去材料内的离子液体备用 - 2 -
1.2.2 肝素化胶原膜材料的制备 称取 70 mg 离子液体于 1 ml 去离子水溶解, 加入酸溶性胶原 50 mg 于配制好的离子液 75 80 体溶液中,37 水浴条件下充分搅拌 待胶原溶解后分别称取 10 mg,6.6 mg,5 mg 肝素粉末于 2 ml EP 管内, 加入 1 ml 5 mmol/l EDC/NHS(EDC:NHS=1:0.6) 溶液, 对肝素活化 30 min, 取 100 μl 上述肝素溶液缓慢滴加至充分溶解的胶原溶液中, 使胶原和肝素的质量比为 50:1,75:1,100:1, 分别记为 B 50,B 75,B 100 随后搅拌 6 h,5000 r/min 离心 5 min, 倒入模具中成膜, 用 5 mmol/l EDC 对材料进行交联, 再通过 50% 乙醇溶液置换除去膜材料内的离子液体备用 1.2.3 机械性能测定取胶原湿膜材料, 对材料进行拉升 弯曲和折叠并实物拍照 再通过电子万能材料测试机测定膜材料的机械性能 将材料固定在拉力机的两端, 随后拉力机以 100 mm/min 拉升, 直至材料断裂后停止实验 85 1.2.4 傅里叶变换红外光谱分析 取置换前后的纯胶原膜材料和肝素化的胶原膜材料干物质, 于真空干燥箱内干燥两天, 通过傅里叶红外光谱仪以 4 cm -1 的分辨率在 4000 cm -1-500 cm -1 波数范围进行测定, 通过红 外光谱图观察材料的二级结构变化 1.2.5 材料微观形貌分析 90 取胶原湿膜材料用锡箔纸包裹, 放入液氮中冷冻 10 min, 随后, 迅速放入冻干机内于 -50 条件下冻干, 喷金后通过扫描电子显微镜在不同放大倍数条件下观察材料表面的微观 形貌 1.2.6 肝素释放 称取不同胶原干膜样品 10 mg(b 50,B 75,B 100), 加入 2 ml PBS, 置于 37,200 95 100 r/min 的摇床内, 间隔一定时间取样 200 ul, 再加入 200 ul 新鲜的 PBS 溶液, 保持液体总体积为 2 ml 通过甲苯胺蓝法测定肝素释放量 取 3 ml 甲苯胺蓝 (TB) 溶液 (0.05% TB, 溶于 0.2% NaCl) 于肝素释放液中, 加入 0.2% NaCl 溶液定容至 5 ml, 37 水浴反应 6 h, 随后, 加入 3 ml 正己烷萃取, 取下层溶液于 631 nm 处测定其吸光度值 通过 TB 标曲计算肝素的释放量 1.2.7 血液相容性评价从捐献者获取新鲜血液, 采用 3.8 wt% 的柠檬酸溶液抗凝 1500 r/min 离心 15 min, 得到血小板富集血浆, 备用 随后, 取部分全血在 3000 r/min 离心 15 min 得到低血小板含量血浆, 在无菌条件下, 取 600 μl 上清液分别加入到含 5 mg 膜材料的 EP 管中, 随后, 置于 - 3 -
105 110 115 摇床内于 37,50 r/min 反应 4 h, 采用 CA 7000 全自动凝血分析仪测定浸提液的活化部分凝血活酶时间 通过扫描电子显微镜观察材料表面的血小板粘附情况 取不同肝素含量的胶原膜于 24 孔板中, 取 50 μl 上述血小板富集血浆于材料表面,37 条件下使血浆与材料充分接触 30 min, 用 PBS 轻轻除去材料表面未粘附的血小板 随后, 加入 2.5% 戊二醛对材料进行固定, 再分别用 30%,50%,70%,90%,100% 的乙醇梯度脱水, 室温风干后喷金, 通过扫描电子显微镜对材料表面的血小板进行形态分析 通过测定细胞裂解后释放的乳酸脱氢酶 (LDH) 的含量, 从而对材料表面粘附的血小板进行定量分析 本实验通过 LDH 试剂盒测定材料表面粘附的血小板含量 取不同肝素含量的膜材料于 24 孔板中, 加入 50 μl 血小板富集血浆于材料表面,37 条件下使血浆与材料充分接触 30 min, 随后用 PBS 轻轻除去材料表面未粘附的血小板, 再用 LDH 试剂盒测定材料表面粘附的血小板含量 1.2.8 生物相容性测定 取不同胶原膜材料于 96 孔板内, 以未加材料的孔作为空白对照 将孔板置于紫外灯下 灭菌 1 h, 每孔加 100 ul ECM 平衡 2 h, 弃去培养基 加入 200 ul 细胞悬液,4000 个细胞 / 120 125 孔, 于培养箱内孵育 96 h, 随后, 将培养液取出,PBS 清洗两次, 每孔加入 100 ul cck-8 溶液 (cck-8:pbs=1:10), 于细胞培养箱内孵育 3 h, 每孔取 80 ul 溶液于新 96 孔板内, 在 450 nm 处测定其吸光度值 通过 SEM 观察细胞在材料表面的粘附情况 将材料与细胞共培养 4 天, 用 PBS 除去未粘附的细胞, 随后, 加入 2.5% 戊二醛固定, 再分别用 30%,50%,70%,90%,100% 酒精脱水 10 min, 自然风干, 然后通过 SEM 观察材料表面细胞粘附情况 随后, 采用二乙酰荧光素对细胞进行染色 取 48 孔板, 每孔铺 1 10^4 cell/well, 培养 12 h, 取出培养液, 用 PBS 洗一次, 加入 0.5 ml 0.05 mg/ml 的二乙酰荧光素避光染色 30 min, 除去染料, 加入 PBS 洗三次, 用倒置荧光显微镜观察细胞在材料表面的生长情况 2 结果与讨论 130 2.1 机械性能测定 尽管胶原广泛地应用于生物医学领域, 但其较差的机械性能和较低的溶解度极大地限制了胶原的应用 本研究采用离子液体溶解法制备胶原膜材料, 然后通过电子万能材料测试机测试其拉伸性能 从图 1 可明显看出, 通过离子液体法制备的胶原膜材料具有极强的弹性 弯曲性和韧性 135 从材料的应力 - 应变图可看出, 材料的断裂应力和断裂撕裂能随着胶原浓度的升高而增 大, 当胶原浓度为 5% 时, 膜材料的断裂应力为 2.67 MPa, 然而, 当浓度为 15% 时, 其断裂 应力达到 6.42 MPa, 其断裂应力和断裂撕裂能几乎为浓度为 5% 的胶原膜的 3 倍 同时, 膜 - 4 -
材料的断裂拉升率随着胶原浓度的升高而增大, 在浓度为 5%, 其断裂拉伸率为 255%, 而 浓度达到 15% 时, 其断裂拉升率为 285%, 几乎为原长度的三倍, 在撤去外力的作用后, 仍 140 能够恢复到原来的长度 结果表明, 采用离子液体溶解法, 能够极大地提高胶原的溶解度, 并且有效提高膜材料的机械性能 其优异的机械性能使得胶原有望用于血管组织工程领域 图 1 胶原膜材料实物图 Fig.1 Picture of collagen film 145 2.2 傅里叶变换红外光谱测定 图 2 不同浓度胶原膜材料应力 - 应变曲线 Fig. 2 Strain-stress curve of collagen at different concentrations 胶原在离子液体中的二级结构变化主要通过 FTIR 表征 图 3(a) 为置换前后膜材料的 150 红外光谱图 其中 1568 cm -1 和 1166 cm -1 处的吸收峰为离子液体 [Bmim]Cl 的特征峰, 从 1166 cm -1 处的吸收峰可明显看出, 置换后该处的特征吸收峰消失, 结果表明通过置换法能够有效 除去材料内的离子液体 [21] 图 3(b) 为纯胶原膜材料和肝素化胶原膜材料的红外光谱图 胶原特有的三螺旋结构在红外光谱图中可由特征酰胺带表示出来 在波数 3400 cm -1-3440 cm -1 之间表示酰胺 A 带, 主要由 NH 基团伸缩振动引起 而实验中的酰胺 A 带在 3300 cm -1 155 附近, 表示 NH 基团在肽链中参与了氢键的形成 2920 cm -1-2930 cm -1 之间出现的峰代表酰 - 5 -
胺 B 带 由=C-H 和=NH3+的非对称伸缩振动引起 酰胺Ⅰ带 1650 cm-1 处的峰主要是由肽 基中的 C=O 伸缩振动有关 1530 cm-1 左右的吸收峰峰代表胶原酰胺Ⅱ带吸收峰 其主要是 由分子内 N-H 弯曲振动和 C-N 伸缩振动引起 1240 cm-1 处左右的峰代表胶原的酰胺Ⅲ带 而在肝素化胶原膜材料的红外光谱图看出 胶原 1240 cm-1 处的吸收峰往低波数移动至 1230 160 cm-1 处 其谱图上 1230 cm-1 和 1040 cm-1 波数处的吸收峰为肝素糖单元上-SO3-的特征吸收峰 由此吸收峰可判定材料内肝素的存在 165 图 3 a 纯胶原膜材料置换前后红外图谱; b 胶原和胶原-肝素膜材料红外图谱 Fig. 3 (a) FTIR spectra of pure collagen film before and after replacement (b) FTIR spectra of collagen film and collagen heparin film 2.3 材料微观形貌 膜材料表面微观形貌主要通过 SEM 图来观察[22] 使用液氮脆冷并立即冻干 能够有效 保持材料的微观形貌 从电镜图可看出 膜材料表面为多孔的网状结构 随着肝素含量的升 高 材料孔径并未发生明显的变化 通过对其进行孔径分析得出平均孔径为 7±1 μm 材料 170 均一的微孔结构有望在后期细胞实验中有效促进细胞的粘附和增殖[23] 图 4 胶原膜和肝素化胶原膜材料的表面扫描电镜图 Fig. 4 SEM images of the freeze-dried collagen film and collagen-heparin film 2.4 肝素释放 175 图 5 为肝素化胶原膜材料内的肝素在 PBS 缓冲溶液中的相对释放量随时间的变化 从 图 5 可明显看出 肝素在前两天内迅速释放 且在随后的几天内缓慢释放并趋于平缓 经过 -6-
七天的释放, 肝素在不同膜材料中的含量仍然保持在 60% 左右 可能是由于在 EDC 的活化 作用下, 肝素通过共价键的形式和胶原连接并且部肝素通过电荷的相互作用嵌入于凝胶基质 中 嵌入胶原内的肝素在两天内以较快的速度从材料内释放, 随后, 由于材料的部分降解, 180 肝素从材料内缓慢释放, 同时, 与胶原结合能力较弱的肝素缓慢从材料内释放, 并趋于平缓, 在释放完成后, 仍有几乎 60% 的肝素未从材料内释放, 主要由于肝素通过共价键和胶原紧 密连接, 导致肝素无法从材料内释放 [8] 185 2.5 血液相容性测试 图 5 肝素化胶原膜材料的肝素相对释放量 Fig.5 Relative heparin release from different types of heparinized collagen films 2.5.1 活化部分凝血活酶时间测定 不同胶原膜材料的活化部分凝血活酶时间 (APTT) 如表 1 所示, 随着材料中肝素含量 的升高, 材料的 APTT 值增大 纯胶原膜的 APTT 为 41±0.8 s, 当材料经肝素修饰后, 材料 190 的活化部分凝血活酶时间明显延长 当膜材料内肝素含量为 1% 是, 其活化部分凝血活酶时 间为 48.2±1.2 s, 并且, 当材料内肝素含量达到 2% 时, 其活化部分凝血活酶时间延长至 63.8±0.9 s, 为纯胶原膜材料的 1.5 倍, 极大地提高了材料抗凝活性 研究表明, 膜材料中肝 素的含量对其抗凝血活起到了关键性的作用, 并且在抗凝系统中起到了较好的累积作用 [24] 195 表 1 不同类型胶原膜的 APTT 测定 Table 1 APTT assay of the different types of collagen films sample 5% col B100 B75 B50 APTT(s) 41.0±0.8 48.2±1.2 51.8±1.8 63.8±0.9 2.5.2 材料表面的血小板粘附情况从图 6 可以看出, 材料表面吸附的血小板含量随着肝素含量的增加而减少 且纯胶原膜材料表面的血小板形成了很多伪足, 发生了活化, 然而, 肝素化胶原膜材料表面的血小板几乎没有发生活化, 血小板呈球状分散在材料表面, 并没有发现任何伪足和变形 结果表明, 200 肝素的存在能够有效提高材料的血液相容性 同时, 通过 LDH 试剂盒对材料表面的血小板 进行定量测定 结果表明, 随着肝素含量的升高, 材料表面吸附的血小板数量降低, 当材料 - 7 -
内肝素浓度达到 2% 时, 材料表面粘附的血小板数量几乎为纯胶原膜材料的 60%, 极大的降 低了血小板在材料表面的粘附, 有效提高了胶原膜材料的抗血栓活性 [6] 205 图 6 (a) 血小板粘附在材料表面的 SEM 图 (b) 不同材料表面粘附血小板的相对含量 (n=3) Fig. 6 (a) SEM images of platelets adhered on different materials surface (b) relative number of adherent platelets on different surface (n=3) 2.6 细胞相容性测试 图 7 为人脐静脉内皮细胞和材料共培养 4 天的生长情况 从图可看出, 胶原具有较好的 210 促细胞增殖作用, 与空白相比, 胶原膜材料表面的数量几乎为空白的 3 倍, 主要由于胶原为 细胞外基质的主要结构蛋白, 具有良好的生物相容性, 同时材料表面均一的多孔结构有利于细胞的粘附, 增殖和迁移 且肝素化胶原膜材料对人脐静脉内皮细胞的促增殖作用较纯胶原较强, 已有研究报导, 肝素与成纤维生长因子的相互作用在细胞外基质可激活细胞内的信号转到途径, 从而促进血管生成 实验结果表明, 肝素化胶原膜材料在血管组织工程领域具有 215 广阔的前景 图 7 HUVEC 在不同膜材料上培养 4 d 的细胞活性 Fig. 7 Viability of HUVEC cultured with different collagen films for 4 d 细胞在材料表面粘附的能力直接影响材料的生物性能 通常, 细胞在材料表面粘附包括 220 附着, 生长和增生几个过程 图 8 为人脐静脉内皮细胞在材料表面生长 4 天的情况, 通过倒 置荧光显微镜观察细胞在不同胶原膜材料表面的生长情况 从图可以看出, 细胞均匀分散在 材料表面, 细胞形态为梭形, 各细胞之间紧密相连, 结果表明细胞能够在材料表明进行较好 的粘附生长, 同时, 由于材料较好的生物相容性, 使得胶原膜材料对细胞具有良好的促增殖 - 8 -
作用 225 图 8 HUVEC 在不同膜材料表面培养 4 d 的荧光图像 Fig.8 Fluorescent images of HUVEC cultured with different materials for 4 d 3 结论 本研究利用离子液体溶解法成功制备出高强度胶原膜材料 通过对其进行肝素化修饰, 230 得到具有良好生物相容性和血液相容性的肝素化胶原膜材料 ; 同时, 所制备的膜材料具有较 强的弹性和抗拉强度, 使得胶原在组织工程领域具有广阔的应用前景 [ 参考文献 ] (References) 235 240 245 250 255 260 [1] ZHANG W J, LIU W, CUI L, et at. Tissue engineering of blood vessel[j]. J Cell Mol Med, 2007, 11(5): 945-957 [2] LACE R, MURRAY-DUNNING C and WILLIAMS R. Biomaterials for ocular reconstruction[j]. Journal of Materials Science, 2014, 50(4): 1523-1534. [3] WANG W, HU J, HE C, et al. Heparinized PLLA/PLCL nanofibrous scaffold for potential engineering of small-diameter blood vessel:tunable elasticity and anticoagulation pproperty[j]. J Biomed Mater Res A, 2015, 103(5): 1784-1797. [4] 向萍, 李敏. 生物材料与人工血管支架 [J]. 生物医学工程学杂志,2010,27(6):1420-1424. [5] MENG S, LIU Z, SHEN L, et al. The effect of a layer-by layer chitosan-heparin coating on the endothelialization and coagulation properties of a coronary stent system[j]. Biomaterials, 2009, 30(12): 2276-2283. [6] CHEN J L, LI Q L, CHEN J Y, et al. Improving blood-compatibility of titanium by coating collagen-heparin multilayers[j]. Arterioscler Thromb Vasc Biol, 2004, 24(3):613-617. [7] KEUREN J F, WIELDERS S J, DRIESSEN A, et al. Covalently-bound heparin makes collagen thromboresistan[j]. Arterioscler Thromb Vasc Biol, 2004, 24(3): 613-617. [8] LU Q, ZHANG S, HU K, et al. Cytocompatibility and blood compatibility of multifunctional fibroin/collagen/heparin scaffolds[j]. Biomaterials, 2007, 28(14): 2306-2313. [9] LU J T, LEE C J, BENT S F, et al. Thin collagen film scaffolds for retinal epithelial cell culture[j]. Biomaterials, 2007, 28(8): 1486-1494. [10] CHATTOPADHYAY S and RANES R T. Review collagen-based biomaterials for wound healing[j]. Biopolymers, 2014, 101(8): 821-833. [11] 赵晋, 李敏. 胶原复合支架在血管组织工程中的应用 [J]. 中国修复重建外壳杂志,2011,25(7):859-826. [12] MURUCESAN S, MOUSA S, VUAYARAGHAVAN A, et al. Ionic liquid-derived blood-compatible composite membranes for kidney dialysis[j]. Biomed Mater Res B Appl Biomater, 2006, 79(2): 298-304. [13] WANG H F, LV H N, FEN J, et al. Novel blend films prepared from solution of collagen and cellulose in 1-allyl-3-methylimidazolium chloride ionic liquid[j]. Advanced Materials Research, 2001, 418-420:3-33. [14] WANG Y, YAO S, JIA M, et al. Swelling behaviors of natural cellulose in ionic liquid aqueous solutions[j]. J Appl Polym Sci, 2014, 40199:1-6. [15] WEAVER K D, CRIKKIS R M, VANVORST M P, et al. Structure and function of proteins in hydrated - 9 -
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