Монодисперсионные частицы оксида железа с диаметром ~10 нм были введены в гель в заданной концентрации (Рис. 1С, слева, 13% от массы; справа, 4% от массы). Поверхность наночастиц были предварительно покрыты плюроником F127 (Рис. 1D) для минимизации агломерации, что привело к относительно однородному распределению наночастиц в геле. Альгинатные гели были ковалентно сшиты дигидразидом адипиновой кислоты (AAD) (Рис. 1D), благодаря чему была сохранена макропористая структура геля после лиофилизации и регидризации. Пептиды, содержащие RGD-последовательность были ковалентно соединены с полимером для образования геля (Рис. 1D). RGD связь дает возможность для интегринной клеточной адгезии, а плотность RGD позволяет управлять адгезией.



Было оценено влияние макропор геля на его механические свойства, так как жесткость геля напрямую влияет на деформацию, вызываемую воздействием магнитного поля. Установлено, что поры в геле сильно влияют на его упругость. Феррогель с концентрацией наночастиц в 13% и 1% альгината, сшитого при 5 мМ AAD, обладает модулем Юнга в ~30 кПа (Рис. 2А). Поры диаметров в ~700 нм сильно влияют на этот показатель, снижая его до ~2,5 кПа (Рис. 2А). Деформация таких гелей может достигать до 80% перед разрушением, в отличие от более хрупких стандартных нанопористых альгинатных гелей (Рис. 2А). Дополнительно было установлено, что модуль Юнга снижается с повышением температуры, используемой при заморозке во время синтеза геля. Макропористые феррогели с 13% концентрацией наночастиц и 1% альгината, сшитого при 5 мМ AAD, замороженного при -20 C был использован для дальнейших экспериментов. Макропористые феррогели со связанными порами, большими размерами пор, большей концентрацией наночастиц (Рис. 1С) и меньшим модулем Юнга были выбраны потому, что: во-первых, доставка лекарств и клеток предположительно будет более эффективной в скаффолдах с большими порами и связями, во-вторых, большая концентрация наночастиц повышает воздействие магнитного поля, и в-третьих, гель с меньших модулем Юнга деформируется больше при одинаковой силе. Большая деформация приводит к более эффективной доставке лекарств и клеток.



Сила, с которой магнитное поле действует на феррогель, пропорционален градиенту этого поля, что вызывает изменение формы геля. Нанопористый феррогель в форме цилиндра уменьшился по высоте на 5% под воздействием вертикального поля величиной в ~38 А/м2 (Рис. 2В). Тогда как макропористый феррогель в форме цилиндра уменьшился по высоте на 70% под воздействием магнитного поля той же величины, так как модуль Юнга у такого геля меньше, а плотность наночастиц во время деформации увеличивается (Рис. 2А). Такое большое изменение объема вызвано схлопыванием макропор в геле, что видно на изображениях замороженно-высушенного геля (Рис. 2D). Схлопывание этих пор способствует вытеканию жидкости из геля. При отсутствии магнитного поля, деформированный гель менее чем за 1 секунду возвращается в исходное состояние, втягивая окружающую жидкость обратно.
Наконец, мы исследовали возможность макропористых феррогелей к доставке клеток in vivo. Мезенхимальные стволовые клетки мыши (1,5 х 106), окрашенные DiOC18, мембранным красителем с максимумом излучения близко к инфракрасному диапазону, высевали в макропористые феррогели с содержанием RGD 50% от исходного уровня. Гели были имплантированы в подкожное пространство мыши. Если вы ищите надежное онлайн казино в России, заходите на сайте Азино777 и играйте в лучшие игровые автоматы.