Том 18 номер 5 (2026)

Полимерная заплата на основе фиброина шелка с антипролиферативными свойствами: результаты тестирования in vitro

Е.С. Прокудина, Л.В. Антонова, Е.А. Сенокосова, М.С. Коломеец, М.Ю. Ханова, В.А. Кошелев, Е.А. Торгунакова, В.Г. Матвеева, Н.А. Кочергин

---

2026, Том 18 номер 5, стр. 19 Назад

Введение

Атеросклероз, лежащий в основе ишемической болезни сердца, ишемического инсульта и поражения периферических артерий, является ведущей причиной заболеваемости и смертности во всем мире [1, 2]. Пластика артериальной стенки с использованием заплаты — эффективный способ хирургической коррекции гемодинамически значимых стенозов, вызванных атеросклеротическими бляшками. В качестве «золотого стандарта» принято считать аутовенозные заплаты, однако их применение может быть ограничено вследствие распространенного атеросклероза или предшествующих сосудистых вмешательств [3]. Использование синтетических заплат (политетра­фторэтилен, Dacron) вызывает гиперплазию неоинтимы и рестеноз в отдаленные сроки после имплантации [3]. Биологические заплаты из ксеноперикарда подвергаются кальцификации и дегенеративным изменениям [4].

Отсутствие идеальной сосудистой заплаты и высокая частота рестенозов после реконструкции артерий определяют необходимость создания и разработки новых биосовместимых материалов, способных активно регулировать репаративные процессы, в частности подавлять гиперплазию неоинтимы, не препятствуя при этом полноценной эндотелизации. Подходы тканевой инженерии позволяют разрабатывать матриксы, обеспечивающие каркасность, гемосовместимость и контролируемое высвобождение биоактивных молекул [5–7]. Перспективной основой для создания тканеинженерных заплат методом электроспиннинга является природный полимер фиброин шелка (ФШ). Он биосовместим, обладает низкой иммуногенностью, подвергается контролируемой деградации и хорошо комбинируется с другими полимерами [8–10]. Комбинация ФШ с синтетическим полимером — термопластичным полиуретаном (ПУ) — позволяет придать большую эластичность и прочность такому композитному материалу, сохранив при этом способность полноценного ремоделирования [10].

Однако даже на биосовместимых материалах наблюдаются активация и пролиферация гладкомышечных клеток с последующей гиперплазией неоинтимы, приводящей к стенозу артериального сосуда в зоне имплантации искусственной заплаты [11]. Поэтому для преодоления проблемы гиперплазии неоинтимы актуально использование антипролиферативных препаратов, например сиролимуса (СРЛ) — ингибитора mTOR-киназы, который применяется в онкологии, трансплантологии, а также для покрытия стентов [12]. Предполагается, что длительное локальное высвобождение СРЛ из волокон полимерного матрикса способно сдержать гиперпролиферацию гладкомышечных клеток и воспаление, при этом не препятствуя эндотелизации внутренней поверхности имплантированных заплат. Однако в литературе недостаточно данных о комплексной оценке эффективности использования таких материалов в качестве заплат для реконструкции артериальной стенки.

Цель исследования — изготовить полимерные заплаты на основе смеси регенерированного ФШ и термопластичного ПУ с добавлением СРЛ, изучить структуру их поверхности, физико-механические свойства и биосовместимость invitro.

Материалы и методы

Изготовление полимерных заплат. Полимерные заплаты изготавливали методом электроспиннинга из 10% раствора в 1,1,1,3,3,3-гексафторизопропаноле (ЗАО НПО «ПиМ-Инвест», Россия) на основе смеси полимеров — регенерированного ФШ и термопластичного ПУ Tecoflex-EG 80A (Lubrizol, США) в массовом соотношении 2:1 [10, 13]. СРЛ (С17314651; Shanghai Makclin Biochemical Technology Co., Ltd., Китай) предварительно растворяли в диметилсульфоксиде (Am-0231-0.1; «Хеликон», Россия) и далее добавляли в раствор для электроспиннинга в конечных концентрациях (в скобках приведены итоговые расчетные значения содержания СРЛ в полимерных матриксах после электроспиннинга): 0,175%
(0,35 мг/см²); 0,35% (0,7 мг/см²); 0,525% (1,04 мг/см²); 0,7% (1,39 мг/см²). В качестве контроля выступал композитный ФШ/ПУ-матрикс без СРЛ. Электроспиннинг проводили на аппарате NANON-01А (МЕСС СО, Япония) при следующих параметрах: диаметр выходного отверстия иглы — 22G, расстояние до коллектора — 15 см, скорость вращения коллектора — 200 об./мин, скорость подачи раствора — 1,6 мл/ч, напряжение — 26 кВ. Коллектором выступал металлический штифт диаметром 8,0 мм.

Стерилизацию полимерных заплат, снятых со штифтов, и одновременную сшивку полимеров в составе материала проводили с помощью гамма-излучения на аппарате ИЛУ-10 с энергией пучка 5 МэВ и мощностью 50 кВТ (ИЯФ СО РАН, Россия) при общей поглощенной дозе 15 кГр.

Исследование ультраструктуры поверхности полимерных заплат. Ультраструктуру поверхности полимерных заплат исследовали методом сканирующей электронной микроскопии (СЭМ). На образцы размером 0,5×0,5 см напыляли Ag-Pd-покрытие толщиной 15 нм с помощью системы EM ACE 200 (Leica Microsystems GmBH, Австрия). Поверхность заплат изучали на электронном микроскопе S-3400N (Hitachi, Япония) при ускоряющем напряжении 10 кВ в условиях высокого вакуума. На полученных СЭМ-снимках измеряли диаметр волокон и размер пор.

Исследование физико-механических характеристик полимерных заплат. Физико-механические характеристики полимерных заплат исследовали в соответствии с ГОСТ 270-75 в условиях одноосного растяжения на универсальной испытательной машине серии Z (Zwick/Roell, Германия): использовали датчик номинальной силы 50 Н, скорость перемещения траверсы — 50 мм/мин. Количество образцов в каждой группе составило 6; вырубку образцов проводили в продольном направлении заплаты. Испытаниям подвергали предварительно смоченные в дистиллированной воде образцы. Измеряли максимальное напряжение при растяжении образца (МПа); силу, приложенную к образцу до его разрушения (Fmax, H); относительное удлинение, скорректированное с учетом характера разрушения образца (%); модуль Юнга (E, МПа).

Физико-механические параметры полимерных заплат сравнивали со значениями для нативных артерий: сонной артерии овцы (a. carotis) и внутренней грудной артерии человека (a. mammaria), которую получали при проведении аортокоронарного шунтирования у пациентов, подписавших добровольное информированное согласие на взятие материала.

Работа одобрена локальным этическим комитетом Научно-исследовательского института комплексных проблем сердечно-сосудистых заболеваний (протокол №3 от 16.03.2026).

Оценка гидрофильности поверхности полимерных заплат. Гидрофильность поверхности полимерных заплат оценивали по измерению контактного угла смачивания материала (метод «сидячей капли») с помощью фотоаппарата при комнатной температуре. Контактный угол рассчитывали из шести изображений в программе ImageJ (NIH, США) для каждого типа полимерных заплат.

Исследование гемосовместимости полимерных заплат. Гемосовместимость полимерных заплат исследовали по степени гемолиза эритроцитов и степени агрегации тромбоцитов.

Степень гемолиза эритроцитов оценивали после контакта образцов полимерных заплат со свежей цитратной донорской кровью, согласно методике, описанной ранее [14]. Количество образцов для каждого типа материала — 6. Результат представляли в виде процента гемолиза.

Оценку агрегации тромбоцитов после контакта образцов исследуемых полимерных заплат с плазмой донорской крови проводили в соответствии со стандартом ISO 10993.4 согласно методике, описанной ранее [14]. Количество образцов для каждого типа материала — 6. Регистрировали максимальный процент агрегации тромбоцитов.

Исследование биосовместимости полимерных заплат in vitro. Биосовместимость полимерных заплат исследовали invitro путем оценки клеточной плотности и пролиферативной активности эндотелиальных клеток линии Ea.hy 926 при их культивировании на поверхности материала, а также оценки цитотоксичности в режиме реального времени при культивировании эндотелиальных клеток в присутствии материала в условиях клеточного анализатора.

Для всех культуральных методов использовали питательную среду DMEM/F12 (11320033; Thermo Fisher Scientific, США), дополненную НАТ (H0262; Sigma Aldrich, США), 10% фетальной бычьей сывороткой (26140079; Thermo Fisher Scientific, США), антибиотиками (0378016; Thermo Fisher Scientific, США) и амфотерицином В (15290018; Thermo Fisher Scientific, США). Клетки Ea.hy 926 (30 000 кл./лунку) культивировали на тестируемых образцах (круглые фрагменты диаметром 1,6 см; n=6 на каждую группу), закрепленных на дне лунок 24-луночного планшета, в стерильных условиях в СО₂-инкубаторе в течение 72 ч. В контрольной группе клетки культивировали на дне лунок без образцов.

Оценка плотности адгезированных на заплатах клеток. Через 72 ч культивирования оценивали плотность клеток на каждом из образцов с помощью флуоресцентной микроскопии. Клетки окрашивали ядерным красителем Hoechst 33342 (10 мкг/мл; 14533; Sigma Aldrich, США; окрашивает ядра всех клеток, синий цвет). Подсчет адгезированных клеток проводили на инвертированном микроскопе Axio Observer Z1 (Carl Zeiss, Германия). Относительное количество адгезированных клеток рассчитывали на 1 мм² матрикса.

Оценка пролиферативной активности адгезированных клеток. Пролиферативную активность адгезированных на образцах полимерных заплат клеток оценивали с помощью набора Click-iT^TM Plus EdU Cell Proliferation Kit for Imaging (C10637; Thermo Fisher Scientific, США). Спустя 72 ч предварительной инкубации на исследуемом материале клетки окрашивали в соответствии с инструкцией производителя, после чего дополнительно окрашивали ядра красителем DAPI (10 мкг/мл; D9542; Sigma Aldrich, США). Препараты анализировали с помощью сканирующего конфокального микроскопа LSM700 (Carl Zeiss, Германия). Относительное количество пролиферирующих клеток оценивали по формуле: (количество пролиферирующих клеток в поле зрения / общее количество клеток в поле зрения) · 100.

Анализ цитотоксичности в режиме реального времени. Данное исследование проводили с использованием системы xCELLigence RTCA DP (ACEA Biosciences, США). В лунки специализированных планшетов E-Plate 16 Insert (ACEA Biosciences, США) вносили культуральную среду DMEM/F12, измеряли базовое сопротивление. Затем в лунки добавляли эндотелиальные клетки Ea.hy 926 в количестве 10 000 на лунку и инкубировали в течение часа для осаждения и прикрепления клеток. Регистрация клеточного индекса происходила автоматически каждые 15 мин. После этого во вставки E-Plate 16 Insert (ACEA Biosciences, США) помещали предварительно подготовленные образцы матриксов размером 0,5×0,5 см в количестве 2 штук для каждого вида образца. Вставки устанавливали в планшеты с клетками. Контроль представляли лунки с клетками, культивированными в аналогичном объеме питательной среды. Время культивирования клеток с образцами составило 72 ч. Регистрация клеточного индекса происходила автоматически каждые 30 мин. Цитотоксическое действие исследуемых образцов оценивали по изменению динамики клеточного индекса.

Статистическая обработка данных. Статистическую обработку данных проводили с использованием пакета программ Prism Graph Pad Software (США). Соответствие распределения полученных данных нормальному оценивали с применением критерия Шапиро–Уилка. Для оценки межгрупповых различий у трех и более групп применяли непараметрический критерий Краскела–Уиллиса (с апостериорным тестом Тьюки), при попарном сравнении групп использовали поправку Данна. Статистически значимыми считали различия при p<0,05. Данные представлены в виде медианы, 25-го и 75-го процентилей — Ме [Q1; Q3].

Результаты

Ультраструктура полимерных заплат. При сканирующей электронной микроскопии выявлено, что структура поверхности заплат ФШ-ПУ-СРЛ вне зависимости от концентрации инкорпорированного СРЛ представлена хаотично переплетенными плоскими волокнами, образующими поры различного диаметра (рис. 1, см. таблицу). Единичные нерегулярные участки матриксов образованы спаянными волокнами полимеров.

Рис. 1. СЭМ-снимки полимерных заплат ФШ-ПУ-СРЛ с различным содержанием СРЛ: а — ФШ-ПУ-СРЛ 0,175; б — ФШ-ПУ-СРЛ 0,35; в — ФШ-ПУ-СРЛ 0,525; г — ФШ-ПУ-СРЛ 0,7. СЭМ — сканирующая электронная микроскопия, Ш — фиброин шелка, ПУ — полиуретан, СРЛ — сиролимус

Средний диаметр волокон и пор, а также пористость поверхности полимерных заплат
ФШ-ПУ-СРЛ, Me [Q1; Q3]

Тип полимерной заплаты	Диаметр волокон, мкм	Диаметр пор, мкм	Пористость, %
ФШ-ПУ	2,19 [1,80; 2,60]	12,5 [8,5; 21,4]	50,1
ФШ-ПУ-СРЛ 0,175	3,54 [2,10; 4,0]	20,5 [16,4; 28,2]	43,9
ФШ-ПУ-СРЛ 0,35	3,75 [2,80; 5,90]* (р=0,015)	19,8 [16,6; 26,4]	43,3
ФШ-ПУ-СРЛ 0,525	2,68 [2,10; 3,40]	16,6 [8,9; 20,9]	45,1
ФШ-ПУ-СРЛ 0,7	3,18 [2,60; 4,10]	17,6 [13,2; 21,9]	44,1

Примечание: ФШ — фиброин шелка, ПУ — полиуретан, СРЛ — сиролимус; * p<0,05 vs ФШ-ПУ.

Диаметр волокон у полимерных заплат ФШ-ПУ-СРЛ в среднем был в 1,5 раза больше по сравнению с композицией ФШ-ПУ; в случае ФШ-ПУ-СРЛ 0,35 наблюдалось статистически значимое различие (p<0,05). Межгрупповые различия в диаметре волокон не были статистически значимыми (p>0,05). При этом по диаметру волокон заплата ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 была наиболее близка к контрольному матриксу ФШ-ПУ (см. таблицу).

Диаметр пор заплат ФШ-ПУ-СРЛ также превосходил данный показатель у контрольного материала ФШ-ПУ в среднем в 1,5 раза. Средний диаметр пор значимо не различался в зависимости от содержания СРЛ в составе заплат. Добавление СРЛ в состав полимерных заплат в целом снижало пористость материала с 50,1% (ФШ-ПУ) до 43,3% (ФШ-ПУ-СРЛ 0,35), однако линейной закономерности изменения пористости в зависимости от содержания СРЛ не выявлено (см. таблицу).

Таким образом, добавление СРЛ в состав полимерных заплат не вызывало значимых изменений в их ультраструктуре. При этом полимерная заплата ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 была наиболее близка по своей ультраструктуре к заплате сравнения ФШ-ПУ.

Физико-механические характеристики. Исследование прочности полимерных заплат включало оценку напряжения (предел прочности) и силы, приложенной к образцу до начала его разрушения (Fmax). Анализ напряжения показал, что заплаты с СРЛ превосходили по данному показателю материалы сравнения, при этом ФШ-ПУ-СРЛ 0,175 и ФШ-ПУ-СРЛ 0,35 демонстрировали наиболее высокое напряжение, чем обе нативные артерии (p<0,05; рис. 2, а). Однако образцы ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 и ФШ-ПУ-СРЛ 0,7 практически не отличались по данному показателю от a. mammaria (см. рис. 2, а). Наряду с этим Fmax полимерных заплат указанных составов в 3,5 раза превосходила таковую для a. mammaria (p<0,05; рис. 2, б). Все полимерные заплаты по прочности на разрыв близки к a. carotis (см. рис. 2, б).

Рис. 2. Физико-механические характеристики полимерных заплат: а — напряжение; б — сила, приложенная к образцу до начала его разрушения (Fmax); в — относительное удлинение; г — модуль Юнга (E). ФШ — фиброин шелка, ПУ — полиуретан, СРЛ — сиролимус, a. carotis (ovine) — сонная артерия овцы, a. mammaria — внутренняя грудная артерия человека

Полимерные заплаты демонстрировали большее относительное удлинение, чем a. mammaria, причем в случае ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 различия значений были статистически значимы (p<0,05; рис. 2, в). A.сarotis, напротив, превосходила по эластичности как полимерные заплаты, в особенности ФШ-ПУ-СРЛ 0,7 (p<0,05), так и саму a. mammaria (см. рис. 2, в).

Анализ модуля Юнга показал, что заплаты ФШ-ПУ-СРЛ 0,175 и ФШ-ПУ-СРЛ 0,35 значительно жестче обеих нативных артерий (p<0,05) и материала сравнения ФШ-ПУ (рис. 2, г). При этом композиции ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 и ФШ-ПУ-СРЛ 0,7, наоборот, не отличались от a. mammaria, что свидетельствует об их большем сходстве с нативными артериями (см. рис. 2, г).

В итоге анализ комплекса физико-механических характеристик показал, что полимерные заплаты ФШ-ПУ-СРЛ 0,175 и ФШ-ПУ-СРЛ 0,35 обладают повышенной прочностью наряду с избыточной жесткостью в сравнении с нативными сосудами. В то же время все полимерные заплаты эластичнее внутренней грудной артерии человека (a. mammaria). Таким образом, оптимальными с точки зрения механического соответствия нативным артериям являются полимерные заплаты ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 и ФШ-ПУ-СРЛ 0,7.

Гидрофильность. Гидрофильность полимерных заплат исследовали с помощью измерения угла смачивания методом «сидячей капли». Добавление СРЛ в состав полимерной матрицы приводило к увеличению угла смачивания и, соответственно, к снижению гидрофильности материала. Статистически значимых межгрупповых различий между образцами не выявлено (р>0,05), однако наибольшее значение угла смачивания демонстрировал матрикс ФШ-ПУ-СРЛ 0,525, в то время как наименьшее значение было у заплаты ФШ-ПУ-СРЛ 0,7 (рис. 3).

Рис. 3. Угол смачивания полимерных заплат. ФШ — фиброин шелка, ПУ — полиуретан, СРЛ — сиролимус

Гемосовместимость. Полимерные заплаты практически не провоцировали гемолиз эритроцитов после контакта со свежей цитратной кровью. Степень гемолиза эритроцитов была равна «0» для всех исследуемых групп образцов.

Была оценена максимальная агрегация тромбоцитов после контакта полимерных заплат с плазмой крови. Для исследуемых материалов получены следующие значения показателя: обогащенная тромбоцитами плазма — 80,0 [79,4; 85,0]%; ФШ-ПУ — 87,1 [81,4; 91,1]%; ФШ-ПУ-СРЛ 0,175 — 84,2 [82,0; 86,7]%; ФШ-ПУ-СРЛ 0,35 — 85,9 [81,0; 89,8]%; ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 — 87,6 [83,6; 89,1]%; ФШ-ПУ-СРЛ 0,7 — 83,0 [81,3; 88,1]%.

Оценка способности вызывать агрегацию тромбоцитов после контакта образцов заплат с плазмой крови показала отсутствие статистически значимой разницы между различными типами заплат, а также с обогащенной тромбоцитами плазмой.

Таким образом, все исследуемые полимерные заплаты в равной степени демонстрировали оптимальные гемосовместимые свойства, что имеет важное значение для материалов, длительно контактирующих с кровью.

Биосовместимость полимерных заплат. Исследование матриксных свойств полимерных заплат включало в себя оценку количества адгезированных эндотелиальных клеток Ea.hy 926 на поверхности материала (кл./мм²). На всех образцах полимерных заплат плотность клеток была в 10 раз ниже, чем на контрольном пластике (p<0,05). Наибольшая плотность клеток наблюдалась на образце ФШ-ПУ-СРЛ 0,35, тогда как в остальных группах значения были сопоставимы между собой и в среднем не превышали 103 кл./мм² (рис. 4, а).

Рис. 4. Параметры биосовместимости полимерных заплат: а — плотность клеток; б — процент пролиферирующих ядер; в — клеточный индекс; г — время удвоения количества клеток. ФШ — фиброин шелка, ПУ — полиуретан, СРЛ — сиролимус

Поскольку в составе материала использовали СРЛ, обладающий антипролиферативной активностью, важной была оценка пролиферативного потенциала каждого типа полимерных заплат. Выявлено, что на поверхности всех образцов полимерных заплат, включая исходный матрикс ФШ-ПУ, пролиферация эндотелиальных клеток была ниже, чем на поверхности культурального пластика (p<0,05; рис. 4, б). Добавление СРЛ в состав полимерных заплат ожидаемо приводило к снижению относительного числа пролиферирующих клеток: на образцах ФШ-ПУ-СРЛ 0,175 и ФШ-ПУ-СРЛ 0,35 оно снижалось до 8 и 4% соответственно, а на заплатах ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 и ФШ-ПУ-СРЛ 0,7 пролиферация клеток останавливалась (см. рис. 4, б).

Анализ цитотоксичности в режиме реального времени показал, что в присутствии заплат, содержащих СРЛ, клеточный индекс эндотелиальных клеток Ea.hy 926 был ниже в сравнении с клеточным индексом эндотелиальных клеток, культивированных в присутствии контрольной заплаты ФШ-ПУ (рис. 4, в). Достоверных различий уровня цитотоксичности заплат в зависимости от концентрации СРЛ, введенного в их состав, не выявлено. Закономерно, что время удвоения клеточной популяции короче и в конт­рольных лунках, свободных от вставок с заплатами, и в лунках, содержащих вставки с заплатами без СРЛ (рис. 4, г). Удвоение клеточной популяции в группах заплат с СРЛ происходило в 1,7–2,0 раза дольше, что подтверждает антипролиферативную активность СРЛ, введенного в состав данных заплат (p>0,05; см. рис. 4).

Таким образом, по совокупности полученных данных заплаты ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 демонстрировали оптимальные антипролиферативные свойства при минимальной концентрации СРЛ, а также не обладали цитотоксическим действием на эндотелиальные клетки, что делает их перспективными для дальнейшего исследования.

Обсуждение

Проблема гиперплазии неоинтимы и последующего рестеноза в области сосудистых имплантатов является крайне актуальной, так как влияет на исход и эффективность первичного хирургического вмешательства [15]. Современная стратегия контроля над гиперплазией неоинтимы может быть реализована посредством разработки полимерных сосудистых заплат с антипролиферативными свойствами. Такой подход позволит воздействовать на патологический процесс локально, минимизируя системные побочные эффекты.

Ранее нами было продемонстрировано, что матрикс на основе полимерной композиции ФШ и ПУ является перспективной основой для разработки сосудистых заплат благодаря своим оптимальным физико-механическим свойствам, близким к нативным артериям; пористо-волокнистой структуре, благоприятной для заселения собственными клетками; высокой гидрофильности и тромборезистентности [10]. Поэтому наделение такого композитного материала антипролиферативными свойствами представляется перспективным в отношении контроля послеоперационной гиперплазии неоинтимы в области реконструкции сосудистой стенки.

Добавление СРЛ в состав композитной полимерной основы существенно не изменило ее ультраструктуру. Это привело к незначительному увеличению диаметра полимерных волокон по сравнению с матриксом ФШ-ПУ, а также уменьшило пористость матриксов. Такие особенности ожидаемо отразились на физико-механических свойствах заплат: образец с наибольшей толщиной волокон ФШ-ПУ-СРЛ 0,35 и наименьшей пористостью демонстрировал и большую прочность, и жесткость материала, в то время как образец ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 с ультраструктурой, наименее отличной от матрикса сравнения ФШ-ПУ, обладал меньшей жесткостью, и по совокупности упруго-деформативных характеристик в большей степени соответствовал нативным артериям.

Присутствие СРЛ в составе полимерных заплат не оказало негативного влияния на гемосовместимость исследуемых образцов, что является критически важным при разработке материалов, предназначенных для длительного контакта с кровью. Отсутствие выраженного гемолиза эритроцитов и агрегации тромбоцитов при контакте с кровью было продемонстрировано нами ранее и для монокомпонентных матриксов, изготовленных методом электроспиннинга из регенерированного ФШ и из термопластичного ПУ [14, 16]. При этом сам СРЛ, согласно данным литературы, в высоких дозировках (50 и 100 нг/мл) способен усиливать АДФ-индуцированную агрегацию тромбоцитов [17, 18]. В нашем исследовании инкубация образцов даже с максимальным содержанием СРЛ 1,393 мг/см² (ФШ-ПУ-СРЛ 0,7) не приводила к достижению такой высокой локальной концентрации препарата, что в итоге не повлияло на агрегацию тромбоцитов. В то же время в исследованиях [19–21], посвященных invitro оценке гемосовместимости стентов с СРЛ-наполненными полимерными покрытиями, авторы не отмечают повышения гемолиза эритроцитов или агрегации тромбоцитов, что согласуется с полученными нами результатами.

Отдельного обсуждения заслуживает исследование биосовместимости разработанных полимерных заплат. Необходимость придания заплатам антипролиферативных свойств диктовала постановку и решение двух задач: достижение оптимальной био­совместимости материала (в том числе отсутствие цитотоксичности для эндотелиальных клеток с целью сохранения возможности полноценной эндотелизации); а также способности сдерживать пролиферацию культивируемых на поверхности образцов клеток для предотвращения гиперплазии неоинтимы. В целом поверхность ФШ-ПУ не обладала высокой адгезивной способностью, что было характерно и для полимерных заплат с СРЛ. Вероятно, это могло быть связано с особенностями микрорельефа матриксов [22]. Однако исследование биосовместимости при бесконтактном культивировании заплат с эндотелиальными клетками показало отсутствие их выраженной цитотоксичности, а также отсутствие значимых различий между матриксами с различным содержанием СРЛ.

Оценка антипролиферативного действия полимерных заплат с СРЛ показала, что абсолютное подавление пролиферации культивируемых на поверхности эндотелиальных клеток достигается уже на матриксе ФШ-ПУ-СРЛ 0,525, что делает его оптимальным с точки зрения функциональной активности при минимальном содержании лекарственного препарата.

Заключение

В настоящем исследовании проведена комплексная сравнительная оценка ультраструктуры, физико-механических свойств, гемосовместимости и био­совместимости полимерных заплат, изготовленных методом электроспиннинга из смеси ФШ, ПУ и СРЛ в четырех концентрациях: 0,175; 0,35; 0,525 и 0,7%.

Благодаря высокопористой структуре поверхности, наибольшего соответствия физико-механических характеристик свойствам нативных артерий, высокой гемосовместимости и антипролиферативной активности, не сопровождавшейся цитотоксичностью, полимерная заплата ФШ-ПУ-СРЛ 0,525 представляется наиболее перспективной, что позволяет перейти к оценке ее эффективности в плане профилактики послеоперационной гиперплазии неоинтимы и рестеноза на модели реконструкции артериальной стенки.

Финансирование. Исследование выполнено за счет гранта Российского научного фонда №25-25-00791, https://rscf.ru/project/25-25-00791/.

Конфликт интересов. Авторы работы заявляют об отсутствии конфликта интересов.