Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування

Узагальнено результати досліджень з метою обґрунтування концепції та методології хімічного конструювання магнеточутливих нанокомпозитів з багаторівневою ієрархічною архітектурою та функціями медико-біологічних нанороботів: розпізнавання мікробіологічних об’єктів у біологічних середовищах; цільової...

Повний опис

Збережено в:

Бібліографічні деталі
Дата:	2013
Автор:	Горбик, П.П.
Формат:	Стаття
Мова:	Ukrainian
Опубліковано:	Інститут металофізики ім. Г.В. Курдюмова НАН України 2013
Назва видання:	Наносистеми, наноматеріали, нанотехнології
Онлайн доступ:	http://dspace.nbuv.gov.ua/handle/123456789/75926
Теги:	Додати тег Немає тегів, Будьте першим, хто поставить тег для цього запису!
Назва журналу:	Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine
Цитувати:	Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування / П.П. Горбик // Наносистеми, наноматеріали, нанотехнології: Зб. наук. пр. — К.: РВВ ІМФ, 2013. — Т. 11, № 2. — С. 323-436. — Бібліогр.: 144 назв. — укр.

Репозитарії

Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine

id	irk-123456789-75926
record_format	dspace
spelling	irk-123456789-759262016-10-13T22:40:02Z Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування Горбик, П.П. Узагальнено результати досліджень з метою обґрунтування концепції та методології хімічного конструювання магнеточутливих нанокомпозитів з багаторівневою ієрархічною архітектурою та функціями медико-біологічних нанороботів: розпізнавання мікробіологічних об’єктів у біологічних середовищах; цільової доставки лікарських препаратів до клітин та органів-мішеней і депонування; комплексної терапії хіміо-, імуно-, радіо-, гіпертермічними методами та діагностики в режимі реального часу; адсорбції решток клітинного розкладу та їх видалення з організму за допомогою зовнішнього магнетного поля. Наведено дані стосовно синтезу, властивостей та практичного використання нанокомпозитів. The results of studies are generalized in order to support both concept and methodology of chemical design of magnetically sensitive nanocomposites with multilevel hierarchical architecture and functions of biomedical nanorobots: recognition of microbiological objects in biological media; the targeted drug delivery into target cells and organs, and deposit; complex treatment with chemo-, immuno-, radio-, hyperthermic methods and diagnostics in real-time regime; adsorption of residual cell debris and removing them from the body with the aid of an external magnetic field. The data are shown on the synthesis, properties, and practical use of nanocomposites. Обобщены результаты исследований с целью обоснования концепции и методологии химического конструирования магниточувствительных нанокомпозитов с многоуровневой иерархической архитектурой и функциями медико-биологических нанороботов: распознавания микробиологических объектов в биологических средах; целевой доставки лекарственных препаратов в клетки- и органы-мишени и депонирования; комплексной терапии химио-, иммуно-, радио-, гипертермическими метода- ми и диагностики в режиме реального времени; адсорбции остатков клеточного распада и их удаления из организма с помощью внешнего магнитного поля. Приведены данные по синтезу, свойствам и практическому использованию нанокомпозитов. 2013 Article Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування / П.П. Горбик // Наносистеми, наноматеріали, нанотехнології: Зб. наук. пр. — К.: РВВ ІМФ, 2013. — Т. 11, № 2. — С. 323-436. — Бібліогр.: 144 назв. — укр. 1816-5230 PACSnumbers:81.20.Fw,83.60.Np,87.50.-a,87.80.Ek,87.85.Qr,87.85.Rs,87.85.St http://dspace.nbuv.gov.ua/handle/123456789/75926 uk Наносистеми, наноматеріали, нанотехнології Інститут металофізики ім. Г.В. Курдюмова НАН України
institution	Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine
collection	DSpace DC
language	Ukrainian
description	Узагальнено результати досліджень з метою обґрунтування концепції та методології хімічного конструювання магнеточутливих нанокомпозитів з багаторівневою ієрархічною архітектурою та функціями медико-біологічних нанороботів: розпізнавання мікробіологічних об’єктів у біологічних середовищах; цільової доставки лікарських препаратів до клітин та органів-мішеней і депонування; комплексної терапії хіміо-, імуно-, радіо-, гіпертермічними методами та діагностики в режимі реального часу; адсорбції решток клітинного розкладу та їх видалення з організму за допомогою зовнішнього магнетного поля. Наведено дані стосовно синтезу, властивостей та практичного використання нанокомпозитів.
format	Article
author	Горбик, П.П.
spellingShingle	Горбик, П.П. Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування Наносистеми, наноматеріали, нанотехнології
author_facet	Горбик, П.П.
author_sort	Горбик, П.П.
title	Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування
title_short	Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування
title_full	Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування
title_fullStr	Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування
title_full_unstemmed	Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування
title_sort	нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування
publisher	Інститут металофізики ім. Г.В. Курдюмова НАН України
publishDate	2013
url	http://dspace.nbuv.gov.ua/handle/123456789/75926
citation_txt	Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування / П.П. Горбик // Наносистеми, наноматеріали, нанотехнології: Зб. наук. пр. — К.: РВВ ІМФ, 2013. — Т. 11, № 2. — С. 323-436. — Бібліогр.: 144 назв. — укр.
series	Наносистеми, наноматеріали, нанотехнології
work_keys_str_mv	AT gorbikpp nanokompozitizfunkcíâmimedikobíologíčnihnanorobotívsintezvlastivostízastosuvannâ
first_indexed	2025-07-06T00:10:04Z
last_indexed	2025-07-06T00:10:04Z
_version_	1836854128470392832
fulltext	323 PACS numbers: 81.20.Fw, 83.60.Np, 87.50.-a, 87.80.Ek, 87.85.Qr, 87.85.Rs, 87.85.St Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування П. П. Горбик Інститут хімії поверхні ім. О. О. Чуйка НАН України, вул. Генерала Наумова, 17, 03164 Київ, Україна Узагальнено результати досліджень з метою обґрунтування концепції та методології хімічного конструювання магнеточутливих нанокомпозитів з багаторівневою ієрархічною архітектурою та функціями медико-біоло- гічних нанороботів: розпізнавання мікробіологічних об’єктів у біологіч- них середовищах; цільової доставки лікарських препаратів до клітин- та органів-мішеней і депонування; комплексної терапії хіміо-, імуно-, радіо-, гіпертермічними методами та діагностики в режимі реального часу; адсор- бції решток клітинного розкладу та їх видалення з організму за допомогою зовнішнього магнетного поля. Наведено дані стосовно синтезу, властивос- тей та практичного використання нанокомпозитів. The results of studies are generalized in order to support both concept and methodology of chemical design of magnetically sensitive nanocomposites with multilevel hierarchical architecture and functions of biomedical nano- robots: recognition of microbiological objects in biological media; the target- ed drug delivery into target cells and organs, and deposit; complex treatment with chemo-, immuno-, radio-, hyperthermic methods and diagnostics in re- al-time regime; adsorption of residual cell debris and removing them from the body with the aid of an external magnetic field. The data are shown on the synthesis, properties, and practical use of nanocomposites. Обобщены результаты исследований с целью обоснования концепции и методологии химического конструирования магниточувствительных нанокомпозитов с многоуровневой иерархической архитектурой и функ- циями медико-биологических нанороботов: распознавания микробиоло- гических объектов в биологических средах; целевой доставки лекар- ственных препаратов в клетки- и органы-мишени и депонирования; ком- плексной терапии химио-, иммуно-, радио-, гипертермическими метода- ми и диагностики в режиме реального времени; адсорбции остатков кле- точного распада и их удаления из организма с помощью внешнего маг- нитного поля. Приведены данные по синтезу, свойствам и практическому использованию нанокомпозитов. Наносистеми, наноматеріали, нанотехнології Nanosystems, Nanomaterials, Nanotechnologies 2013, т. 11, № 2, сс. 323–436  2013 ІÌÔ (Інститут металофізики ім. Г. Â. Êурдюмова НÀН України) Надруковано в Україні. Ôотокопіювання дозволено тільки відповідно до ліцензії 324 П. П. ГОРБИÊ Ключові слова: магнеточутливі нанокомпозити, багаторівнева ієрархічна наноархітектура, медико-біологічні нанороботи, цільова доставка лікар- ських препаратів. (Отримано 16 квітня 2013 р.) 1. ВСТУП У найближчому майбутньому застосування нанотехнологій умож- ливить вирішити основні проблеми людства, медичні нанороботи переможуть невиліковні хвороби і забезпечать безсмертя — подібні повідомлення легко можна знайти в Інтернеті і ЗÌІ. Сенсації про створення нанороботів, здатних знищувати ракові клітини, вже не дивують. На жаль, у зазначених повідомленнях відсутні дані, що підтверджують їх достовірність. Проте, безперечними залишають- ся своєчасність і актуальність порушеного питання [1]. Згідно з Âікіпедією, нанороботам характерні функції руху, обро- бки та передачі інформації, виконання певних програм. Їх розміри становлять 10 нм. Сучасні наукові публікації свідчать, що проблема створення на- нороботів і наномашин, зокрема, для застосування в медицині та біології, набула актуальности [1–11]. На початкових етапах пошу- ку шляхів її розв’язання значне місце приділяється завданням встановлення перспективних фізичних принципів та способів практичного забезпечення контрольованих механічних переміщень нанооб’єктів в біологічних середовищах [1–13]. Для організації таких переміщень та побудови нанороботів вико- ристовуються, наприклад, фраґменти молекул ДНÊ, м’язові нано- волокна [8, 9], фотозбуджені та метастабільні стани наночастинок, асиметричний розподіл електричних диполів у напрямку руху, флуктуаційні процеси молекулярної та електричної природи [12, 13], кільцеподібні біомолекули, «нанизані» на лінійний «місток» із амінокислот [10, 11] і т.п. Однак слід зауважити, що практична реалізація подібних [8–13] способів руху нанороботів та механічних маніпуляцій з їх складо- вими частинами з метою, наприклад, спрямованого транспорту лі- карських препаратів, або виконання інших корисних функцій, за- лишається перспективою, доволі проблематичною. Тим не менш, теперішній рівень нанотехнологій дозволяє створю- вати унікальні засоби для медицини і біології [2, 4, 14, 15]. Âпрова- дження таких технологій в практику є основою сучасного прогресу в областях діагностики і терапії захворювань, зокрема, на клітинному і генному рівнях [1]. Останніми роками у якості альтернативного та найбільш перспе- ктивного з точки зору практичного використання напряму пріори- http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%9D%D0%B0%D0%BD%D0%BE%D0%BC%D0%B5%D1%82%D1%80 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 325 тет одержали роботи в галузі створення «наноклінік» — багаторів- невих магнеточутливих нанокомпозитів, яким притаманний ком- плекс функцій, характерних для нанороботів, що включає розпі- знавання специфічних мікробіологічних об’єктів в біологічних се- редовищах, цільову доставку лікарських препаратів в органи- або клітини-мішені, діагностику і терапію захворювань на клітинному або генному рівнях, адсорбцію продуктів розкладу клітин після дії терапевтичного препарату або гіпертермії, їх видалення з організму за допомогою магнетного поля і тому подібне [2, 4, 14]. Так, автори [2] одержували магнеточутливий нанокомпозит ба- гатостадійним золь–ґель-синтезом в міцелярній системі. Поверхня нанокомпозитів функціоналізувалася з метою забезпечення розпі- знавання і досягнення специфічних клітин. Такими нанокомпози- тами є магнеточутливі носії в кремнеземних оболонках розміром до 50 нм, у яких можуть бути інкапсульовані різні оптичні, магнетні або електричні датчики, терапевтичні аґенти. Нанокомпозити при- цільно доставляються в клітину і застосовуються для діагностики або зміни її функцій в заданому напрямі, а також для створення гі- пертермічних зон. Âикористання локальної гіпертермії принципо- во дозволяє здійснювати терапію онкозахворювань без застосуван- ня хімічних препаратів. Слід зазначити, що інтерес до магнетних матеріалів для викорис- тання в медицині виник здавна і не слабшає у наші дні. Увага дослі- дників до магнетних наночастинок, особливо магнетиту, який має біогенну природу і задовільну біодеґрадабельність, обумовлена, зо- крема, тим, що вони мають специфічні властивості, не характерні для масивного магнетного матеріалу. Так, в наноматеріалах спосте- рігаються нові явища, пов’язані з відмінностями до сотень ґрадусів у температурах Êюрі або Неєля, виникненням гігантського магне- тоопору, аномального магнетокалориметричного ефекту і т.п. [16]. У сучасній медицині магнетні лікарські препарати на основі маг- нетиту широко використовуються у якості рентґеноконтрастних засобів. Наприклад, у [17] описано рентґеноконтрастний препарат, що містить магнетит з рідким носієм — тетрадеканом. У [16] обґру- нтовано ефективність гемостатичного засобу на основі водного ко- лоїдного розчину магнетиту. Іншим застосуванням наносистем є візуалізація біологічних тканин, що складаються з апоферитину, в порожнині якого включені кристали магнетиту. До перспективних напрямів використання магнетних матеріалів з розвиненою повер- хнею відноситься створення сорбентів [18–20], магнеточутливих нанокомпозитів для спрямованого транспорту лікарських засобів [21, 22]. Ìагнетит характеризується низькою токсичністю, висо- ким рівнем мутагенної безпеки, відсутністю неґативних реакцій організму при внутрішньовенних, внутрішньоартеріальних і внут- рішньом’язових введеннях магнеточутливого колоїду. Êрім того, 326 П. П. ГОРБИÊ на поверхні нанодисперсного магнетиту можуть бути іммобілізова- ні терапевтичні аґенти різного механізму дії. Присутність лікарського препарату у складі магнетних терапев- тичних форм [23] не завжди є обов’язковою. Â цьому випадку тера- певтичний ефект досягається або внаслідок впливу постійного маг- нетного поля, джерелом якого служить сама магнетна лікарська форма, або за рахунок гіпертермічної обробки при впливі на магне- тну лікарську форму зовнішнього високочастотного магнетного по- ля [2, 14]. Змінюючи розміри, форму, склад і будову наночастинок, можна в певних межах керувати магнетними характеристиками компози- тів. Проте контролювати вказані фактори при синтезі наночасти- нок вдається далеко не завжди, тому властивості навіть однотипних матеріалів можуть сильно відрізнятися. Зокрема, має місце сильна залежність магнетних властивостей феромагнетиків від розмірів частинок, з яких вони виготовлені [3, 24, 25]. Застосовуючи відповідну попередню підготовку поверхні магне- тних носіїв з метою збільшення їх сорбційної місткости (напри- клад, модифікуванням SiO2), можна здійснювати збір продуктів клітинного розкладу і виведення їх з організму за допомогою маг- нетного поля. При розробці магнетокерованих фармацевтичних препаратів не- обхідно вирішити ряд завдань, пов’язаних з синтезом ефективних нанорозмірних носіїв, модифікуванням їх поверхні, іммобілізацією лікарських препаратів, капсулюванням і т.п. Âажливим є здійс- нення теоретичної оцінки умов транспорту і розрахунків парамет- рів носіїв з метою їх оптимізації [14, 26–28]. Так, при модифікуванні поверхні носіїв біосумісними полімера- ми необхідно оптимізувати функції полімерної складової. Полімер- ні молекули можуть виконувати роль утримувача терапевтичного або діагностичного препарату і визначати важливі характеристики ліків: розчинність, біодоступність, пролонгованість дії за рахунок повільної десорбції лікарських препаратів з полімерної матриці, термін зберігання та ін. Способи закріплення фармакологічно ак- тивних речовин на поверхні полімеру також можуть бути різними, що визначається призначенням ліків і клінічною патологією, в умовах якої вони застосовуються [29]. Слід враховувати також, що хіміотерапевтичні протипухлинні лікарські засоби в живому організмі викликають порушення обмі- ну нуклеїнових кислот, перешкоджають процесам біосинтезу і фу- нкції ДНÊ, пригнічують кровотворення, травлення, є кардіо-, ней- ро- і нефротоксичними [23]. Тому завдання спрямованого транспор- ту лікарського засобу в клітини пухлини за допомогою магнетних носіїв є надзвичайно актуальним. Їх фіксація і депонування магне- тним полем у зоні пухлини дає можливість значно зменшити дозу НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 327 препарату і, як наслідок, звести до мінімуму токсико-алергічні ре- акції організму. Âикористання моноклональних антитіл в онкологічній практиці відносять до методів пасивної імунотерапії [30, 31]. Êлінічні дані свідчать, що пасивна імунотерапія, безумовно, ефективна і за ре- зультатами зрівнюється з хіміотерапією, проте рівень її токсичнос- ти значно нижчий. Êомбіноване використання цих методів вважа- ється найбільш перспективним, оскільки значно розширює можли- вості лікування сучасними препаратами і сприяє підвищенню їх ефективности. Однією з різновидностей радіотерапії ракових пухлин є нейтрон- захватна терапія (НЗТ) [32]. НЗТ — терапія раку, яка використовує випромінювання від реакції захоплення теплових нейтронів ізото- пами 10B або 157Gd, попередньо накопичених в клітинах пухлин [33, 34]. Результатом взаємодії ізотопів з тепловими нейтронами є ви- никнення значного цитотоксичного ефекту, зумовленого впливом продуктів ядерної реакції на ракові клітини. Незважаючи на значно більший переріз захвату нейтрона ізотопом 157Gd, порівняно з 10Â, використанню ґадоліній-нейтронзахватної те- рапії (ГНЗТ) перешкоджала токсичність вільних, тобто незв’язаних, іонів ґадолінію. Інтерес до ГНЗТ загострився наприкінці 1980-х років з введенням в практику універсальних ґадолінійвмісних препаратів для магнеторезонансної контрастної діагностики (ÌРТ). Запропоновані на сьогоднішній день препарати для НЗТ мають молекулярну форму і, відповідно, ряд недоліків. Серед них можна виділити неможливість адресної доставки в пухлину і накопичен- ня, комбінованої T1/T2-діагностики і терапії в реальному часі, не- значний вміст бору чи ґадолінію та ін. Âказаним недолікам можна запобігти використовуючи наноком- позити на основі магнеточутливих наночастинок магнетиту та пре- паратів бору і ґадолінію [35, 36]. Синтезовані нанокомпозити мо- жуть бути використані для створення нових типів високоефектив- них лікарських засобів нейтронзахватної терапії з додатковими функціями магнетокерованої спрямованої доставки до органів- або клітин-мішеней, селективного накопичення і депонування, гіпер- термії, комбінованої Т1-, Т2-ÌРТ-діагностики і терапії в режимі ре- ального часу. Дослідження, спрямовані на розробку магнетокерованих лікар- ських препаратів комплексної хіміо-, імуно-, радіотерапевтичної, гіпертермічної та діагностичної дії, є пріоритетними в розвинених країнах світу. Особливо актуальними є напрями, пов’язані з ран- ньою діагностикою і терапією онкозахворювань на клітинному рів- ні. Âказані обставини обумовили вибір наукової проблематики, ві- дображеної в цьому огляді. У ньому узагальнено результати досліджень з метою обґрунтуван- 328 П. П. ГОРБИÊ ня концепції та методології хімічного конструювання магнеточутли- вих нанокомпозитів з багаторівневою ієрархічною архітектурою та функціями медико-біологічних нанороботів [37]: розпізнавання мік- робіологічних об’єктів у біологічних середовищах; цільової доставки лікарських препаратів до клітин- та органів-мішеней і депонування; комплексної терапії хіміо-, імуно-, радіаційними нейтронзахватни- ми, гіпертермічними методами та діагностики в режимі реального часу; адсорбції рештків клітинного розкладу та їх видалення з орга- нізму за допомогою зовнішнього магнетного поля. 1.1. Аналіз умов транспорту і утримання магнеточутливих носіїв лікарських препаратів за допомогою магнетного поля Àналіз умов транспорту і утримання магнеточутливих носіїв лікар- ських препаратів за допомогою магнетного поля проведено в [3]. Здійснення функції цільової доставки і депонування лікарських препаратів до клітин- та органів-мішеней медико-біологічними маг- неточутливими нанокомпозитами (нанороботами) полягає у ство- ренні у відповідному місці організму необхідної для терапевтичного ефекту концентрації лікарського препарату та пролонгації його дії. Способом вирішення такої задачі може бути магнетокерована адрес- на доставка лікарського препарату та його утримання протягом пев- ного часу. Тому останніми роками дослідженню можливости вико- ристання магнетних носіїв як засобів транспорту лікарських препа- ратів приділяється значна увага. Передусім, це пов’язано з очікува- ним істотнім розширенням сфер застосування хіміотерапії, зокрема, за рахунок зведення до мінімуму небажаних токсико-алергічних ефектів. Оскільки терапія здійснюється в локалізованій ділянці ор- ганізму, загальна доза препарату при цьому може бути мінімальна. Зовнішнє статичне магнетне поле повинне впливати на рух частинок і запобігти вимиванню носіїв з органу-мішені. Однак широкого за- стосування вказаний метод досі не знайшов у зв’язку з труднощами, що виникають при його практичній реалізації. Âимоги до магнетних носіїв досить жорсткі. Їх розміри мають бу- ти менше 1 мкм, щоб запобігти аґреґації в магнетному полі і заку- порці капілярних судин. Â той самий час сила, обумовлена прикла- деним зовнішнім магнетним полем і що утримує носій в кровотоку, пропорційна характерному розміру частинки в третьому степені і кількості магнетного компонента в ній. Протидіюча гідродинаміч- на сила, прагнуча винести з органу-мішені носій, пропорційна роз- міру носія лише в другому ступеню. Таким чином, для ефективного утримання носія розміри частинок і вміст магнетного матеріалу не- обхідно збільшувати. Окрім вирішення цього протиріччя, при ство- ренні магнетних носіїв необхідно враховувати і такі фактори, як зменшення часу затримки носіїв (як чужорідних тіл), зниження НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 329 впливу зовнішнього магнетного поля на організм і т.п. Для утримання препарату в заданій обмеженій ділянці необхідно створити зону ефективної дії неоднорідного магнетного поля, під впливом якого значна частина носіїв (чи усі) повинна залишитися в органі-мішені. Âказані обставини призводять до необхідности рі- шення наступних завдань: — розрахунок сили, з якою діє неоднорідне магнетне поле на окремі носії; — визначення необхідних умов (величина ґрадієнту магнетного по- ля, ступінь намагнетованости носія, розподіл по розмірах і т. д.) для одержання кількісних оцінок значень параметрів з метою ви- значення можливости утримання контейнерів з медичним препа- ратом на стінці судини; — аналіз руху магнетних носіїв у в’язкій рідині (крові) під дією не- однорідного магнетного поля для одержання критерію можливости їх доставки до стінок судин. Деякі аспекти вказаних питань викладені в [38–41]. Розглядали- ся технологічні аспекти створення магнетокерованих носіїв лікар- ських препаратів. Àналіз цих робіт показує складність побудови як фізико-математичних моделей даних явищ, так і відповідних обчи- слювальних методів і алґоритмів. Отже, було приділено особливу увагу удосконаленню моделей і побудові чисельних методів, що адекватно описують експериментальні результати [3]. Наведемо розрахункові формули для знаходження магнетної си- ли, діючої на окремі носії з урахуванням їх розподілу по розмірах. Розрахунок розподілу магнетного поля в просторі пов’язаний з рі- шенням конкретних завдань магнетостатики. Найбільш прийнят- ними є джерела, що мають вісь симетрії [38]. Âони створюють аксі- ально-симетричні поля, і в цьому випадку векторний потенціал має тільки одну, відмінну від нуля, складову A, яка повинна задоволь- няти скалярному Пуассоновому рівнянню: 0 4 jA     , (1) де  — Лапласів оператор; j — об’ємна густина кільцевого елект- ричного струму, 7 0 4 10     Гн/м — магнетна постійна. Розв’язок рівняння (1) можна представити у вигляді об’ємного потенціалу 0 4 V j A dv R       , (2) де 22 2 2 cos( ) .( )R r r z           Інтеґрування в (2) виконується по області V, яку займають дже- рела струму. Через (r, j, z) позначені циліндричні координати дові- 330 П. П. ГОРБИÊ льної точки в просторі, а через (, , ) (циліндричні координати то- чки, що належить області V). Âектор магнетної індукції визнача- ється з рівности BrotA. Ìагнетні носії (окремі наночастинки або їх аґреґати) можна роз- глядати як магнетні диполі. У загальному випадку на диполь діють сила F і механічний момент M, які визначаються відомими форму- лами: ( )  F m B ,   M m B , (3) де m — вектор ефективного магнетного моменту окремого носія або аґреґатів наночастинок; B — вектор магнетної індукції, а символом  позначено оператор ґрадієнту. За рахунок дії механічного моменту вільні диполі орієнтуються по полю, і тоді M0. Повороти диполів відбуваються досить швид- ко, і можна вважати, що вони завжди орієнтовані по полю. Сила магнетної взаємодії визначається не лише зміною магнетного поля, але і варіаціями магнетного моменту носія. Якщо ці величини пос- тійні в просторі, то F0. Звідси випливає, що для одержання необ- хідних величин сил магнетне поле повинне змінюватися в просторі. Âідмітимо, що ( ) ( )     m B m B n , (4) де n (одиничний вектор зовнішньої нормалі до ліній поля ( )   m B . Тоді похідна по довільному напряму e має вигляд ( ) cos( , ) e          e m B e , де 22 2 ( ) ( ) ( ) ( ) x y z                           m B m B m B m B . Розглянемо неоднорідне одновимірне поле з індукцією ( )B B y , діючою уздовж осі y. Якщо нехтувати зміною магнетного моменту в просторі, то вираз для магнетної сили відповідно до рівняння (4) може бути записано у вигляді ( ( ) ) y d m H B F V dy  , (5) де V — об’єм частинки; H — напруженість поля, пов’язана з магне- тною індукцією співвідношенням B0H; m(H) — середній магне- тний момент, що відповідає одиниці об’єму частинки. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 331 Âеличина ефективного магнетного моменту наночастинок і аґреґа- тів залежить від їх розмірів, форми, намагнетованости, температури і деяких інших фізичних факторів і є невідомою заздалегідь. Для фе- ромагнетиків намагнетованість є функцією модуля вектору напру- жености магнетного поля, і для малих значень напружености полів середній магнетний момент одиниці об’єму m(H) пропорційний мо- дулю вектора напружености магнетного поля H, тобто m(H)H, де  — коефіцієнт пропорційности. З формули (5) виходить, що в цьому випадку сила, з якою магнетне поле діє на частинку довільної форми, пропорційна її об’єму і добутку модуля напружености на ґрадієнт модуля індукції. Така закономірність зберігається тільки до напру- женостей, поки намагнетованість частинок далека від насичення. Тоді формулу (5) можна переписати у вигляді ( ) y d HB F V dy   . (6) Значення коефіцієнта пропорційности  залежить від форми части- нки. Для суцільних еліпсоїдів обертання з різними відношеннями довжини L до діаметру Dp значення  наведено в табл. 1.1, з якої ви- ходить, що відношення L/Dp (фактор форми) істотно впливає на ве- личину магнетного моменту частинки. Для частинки з магнетним ядром і оболонкою у вигляді еліпсоїда у зв’язку з існуванням анало- гії між завданнями електростатики і магнетостатики для обчислен- ня магнетного моменту може бути використаний метод [40], запро- понований для розрахунку поляризованости шаруватого еліпсоїда. При високих рівнях напружености полів для феромагнетиків намагнетованість досягає насичення, тобто sat ( )m H m , де msat — магнетний момент одиниці об’єму при досягненні матеріалом нама- гнетованости насичення. Â цьому випадку з (6) маємо saty dB F Vm dy   , (7) і, таким чином, рівень напружености поля перестає впливати на силу, а сила залежить тільки від ґрадієнту модуля індукції. Âказані закономірності виконуватимуться і для довільного розподілу поля в просторі, якщо вважати, що вісь y співпадає з напрямом вектору магнетної індукції. ТАБЛИЦЯ 1.1. Êоефіцієнт пропорційности для обчислення магнетного моменту еліпсоїдів обертання з різним співвідношенням величин півосей. L/Dp 0,0 0,1 0,25 1,0 2,0 3,0 4,0 5,0 m/H 1,0 1,19 1,45 1,9 3,0 5,75 12,5 18,0 332 П. П. ГОРБИÊ Оскільки сила істотно залежить від геометричних параметрів ча- стинки, то необхідно враховувати розподіл наночастинок або їх аґ- реґатів по розмірах. Щільність розподілу частинок по розмірах (за діаметром, об’ємом) багато в чому визначається технологією виго- товлення. Досліджений [39] розподіл наночастинок по розмірах при використанні даних, одержаних трьома різними методами. Âстановлено, що найбільш відповідним для магнетних носіїв вияв- ляється логарифмічно нормальний розподіл, густина вірогідности якого ( ) p p D для частинок сферичної форми дається виразом          2 21 ( ) exp ln / / 2 2 p p m m p D D D D , (8) де Dp і Dm — відповідно діаметр і найбільш вірогідний діаметр (ма- тематичне очікування) частинки; — середньоквадратичне відхи- лення від середнього значення. З урахуванням закону розподілу по розмірах неважко вирахува- ти середнє значення (математичне очікування M) сили, діючої на сферичні частинки об’ємом VD 3/6, за формулою: 4 sut ( ) 6 m y p p p dH F M F m D p D dD dy          . (9) Для розрахунку характеристик руху, як окремих магнетних но- сіїв, так і їх аґреґатів під дією магнетного поля приведемо деякі те- оретичні оцінки параметрів в завданні транспорту носіїв в кровоно- сних судинах. На рисунку 1.1, а схематично показано розгалужену структуру судин в органі-мішені, а також наведено розрахункову схему руху носіїв на ділянці горизонтальної судини кінцевої дов- жини (рис. 1.1, б; пунктиром позначено зону активної дії магнетно- а б Рис. 1.1. Схема судинного середовища (а) і розрахункова схема руху маг- нетних носіїв на судинній ділянці (б). НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 333 го поля). Âідмітимо, що кожне j-е відгалуження основної судини органу утворює деякий кут j (рис. 1.1). Розглянемо рух окремого носія (магнетної частинки або аґреґату) на ділянці судини, яку вважаємо циліндричною трубкою з жорст- кими стінками. Оскільки рух носія поступальний, то можна вважа- ти частинку матеріальною точкою. Рух частинки описуватимемо в Декартовій прямокутній системі координат Oxyz, вісь x направимо уздовж осі судини, осі y і z — перпендикулярно х так, щоб вони утворювали праву трійку, причому, вісь y спрямуємо уздовж лінії максимального зростання поля. Початок координат зв’яжемо з віс- сю судини. На частинку діють зовнішні сили: сила тяжіння Gmg (тут m маса частинки, g (прискорення сили тяжіння), FA — Àрхіме- дова сила; Fm — магнетна сила; FS — сила опору руху. Надалі вва- жатимемо, що силою тяжіння, Àрхімедовою силою і інерційною силою (ma; a — прискорення частинки) можна нехтувати зважаю- чи на незначну масу частинок (10 11–10 10 г). Â ході детального вивчення течії крові експериментально і теоре- тично встановлено, що рух має ламінарний характер як в тонких судинах, так і на ділянках значної кривизни. У зв’язку з таким ха- рактером руху можна вважати, що в довільній частині судини рух носія практично припиняється при досяганні стінки судини. Âідмі- тимо, що частинки можуть ковзати по стінках судин, проте швид- кість їх переміщення в цьому випадку буде значно меншою, ніж в середній частині. Розглянемо спочатку умови зупинки носіїв магнетним полем на внутрішній стінці судини. На утримуваний магнетним полем носій в потоці крові діє Стоксова сила: 1 3 s g F D v   , де Dg — гідродинамічний діаметр носія (з урахуванням оболонки);  — швидкість потоку крові; l — її в’язкість. Оскільки рух крові в судині ламінарний, то зупинити носій найлегше біля стінки, де швидкість потоку  мінімальна і по порядку величини пропорційна  (параметр  має розмірність кутової швидкости). Нехай магнетне поле з величиною ґрадієнту напружености H локалізовано на ділянці розміром l усередині судини діаметром d (рис. 1.1). У наближенні Пуазейлевого (параболічного) розподілу швидкости по перерізу судини, яка приймається у вигляді круглої циліндричної трубки, має місце наступний закон розподілу швид- костей по радіальній координаті r:         2 21 2 1 4 4 p p d v r l , де p1, p2 — тиск на вході і виході ділянки активної дії магнетного 334 П. П. ГОРБИÊ поля завдовжки l. Середня швидкість течії рідини U визначається виразом 2 1 2 1 128 p p d U l    . Тоді об’ємну витрату крові (кровотік) Q, виражену через середню швидкість, можна знайти за формулою 2Q d U  . Прирівнюючи Стоксову силу значенню осьової компоненти маг- нетної сили [41] cosF m H   , одержано умову утримання носіїв магнетним полем на стінці судини: 2 1 2 cos 6 g m H r      , (10) де m — магнетний момент носія;  — кут між напрямком H і віссю судини, / 2 g g r D — гідродинамічний радіус; 2 — в’язкість крові в пристінному шарі, а 1 визначається виразом [41] 1 3 32 8Q U dd     . Якщо об’ємний вміст феромагнетного матеріалу з питомим маг- нетним моментом m0 в носієві дорівнює k, а об’єм носія  3 (4 / 3) r (тут і далі g r r ), то 3 0 4 3 m r m k   , (11) де  — намагнетованість [41]. З точністю, достатньою для оціноч- них розрахунків, припустимо, що для магнетних полів з напруже- ністю HH* насичення феромагнетика H/H, а за умови HH маємо 1. Тепер умова зупинки носія на внутрішній стінці суди- ни набере вигляду [41]:       2 1 0 9 2 cos k r H . (12) Рівняння (12) визначає такий вміст у носієві феромагнетного мате- ріалу k1, при якому для середньої швидкости течії крові U в судині діаметром d може відбуватися його зупинка біля стінки судини ма- гнетним полем з параметрами 0 і H . Надалі виходитимемо з характеристик течії крові людини [41], значення яких наведено в табл. 1.2. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 335 Розглянемо тепер вплив неоднорідного магнетного поля на час- тинки в довільній судині і оцінимо умови, необхідні для доставки носіїв до стінки судини в зоні ефективної дії магнетного поля з ха- рактерною довжиною l (рис. 1.1). Рівень поля вважаємо таким, що намагнетованість носіїв досягає насичення. Àналіз рівнянь руху частинки у в’язкій рідині при деяких спрощеннях дозволяє оціни- ти час, необхідний для досягнення частинкою стінки судини [40]. Для довільної частинки з радіус-вектором r, що рухається в області, протилежній до розташування магнету, можна оцінити модуль швидкости руху частинки в напрямку r. З формули (7) визначаємо величину швидкости частинки в цьо- му напрямку [38]: ( )sat 1 ( ) gf D t r g m G v e f D       , (13) де    2 1 ( ) 3 / ( ) g g f D D — функція ефективного діаметру частинки Dg,  — густина частинки;  — коефіцієнт, який залежить від її фо- рми; G — ґрадієнт модуля магнетної індукції, який в перерізі тон- кої судини можна вважати постійним. З (13) випливає, що під дією магнетного поля швидкість частин- ки швидко стає постійною внаслідок малого значенням маси. Тоді швидкість руху r відносно течії крові при певних значеннях кон- центрації магнетних носіїв і ґрадієнту поля уздовж осі y знаходить- ся по формулі sat ( ) r g m G v f D    . (14) Оцінимо час руху носіїв до стінки судини. Якщо позначити через  час перебування носіїв в судині органу, а через t — час, необхідний усім носіям для досягнення стінки судини, то умова успішної дос- тавки препарату в орган-мішень можна записати у вигляді нерівно- ТАБЛИЦЯ 1.2. Деякі характеристики течії крові людини [41]. Тип судини Діаметр судини d, см Середня швидкість кровотоку в судинах U , см/с Середнє значення параметра 1 8 /U d  , с 1 Àорта Âеликі артерії Àртеріоли Êапіляри Âенули і малі вени Âеликі вени Порожнисті вени 1,63,2 0,60,1 0,10,02 0,00050,001 0,020,2 0,51,0 2,0 3060 20 10–0,2 0,050,07 0,11 1020 50 300600 2701600 800 500800 40200 160 200300 336 П. П. ГОРБИÊ сти t   . Âиконання цієї нерівности є основним критерієм успіш- ної доставки препарату. Для подальших оціночних розрахунків доцільно, як і вище, ви- користовувати середню швидкість течії U , значення якої для різ- них судин приведене в табл. 1.2. Тоді час перебування носіїв в суди- ні органу за відсутности поля дорівнює /l U  , де l — зона актив- ної дії магнетного поля (рис. 1.1). У загальному випадку вектор магнетної сили і вісь судини мо- жуть складати деякий кут  (0     ). Час перебування носія в судині залежить від величини цього кута, оскільки до середньої швидкости U руху уздовж осі додається проекція відносної швид- кости на цей напрямок. Часи t і  можуть бути обчислені за форму- лами: sin r d t v   , cos r l U v     . (15) З цих співвідношень виходить, що за умови 0 /2    час пере- бування носія в судині скорочується, а при /2     збільшу- ється. При цьому мінімальний час перебування препарату в судині, очевидно, рівний 1 / ( ) r l U v   , а максимальний 2 / ( ) r l U v   . Найбільш несприятливий випадок, коли частинка знаходиться біля протилежної стінки, і тому максимально можлива відстань, яку їй треба здолати, дорівнює діаметру судини. З врахуванням (15) критерій успішної доставки препарату може бути записаний у ви- гляді нерівности sin cos r d d v U l l          (0     ), (16) з якої виходить, що при певних значеннях кутів вираз в дужках може бути від’ємним. Отже, виконання умови (16) при деякому граничному куті limarctg(d/l) стає неможливим. Таким чином, частина судин, для яких кути між осями і напрямком дії магнетної сили потрапляють в інтервал lim 0     , не задовольняють крите- рію успішної доставки препарату. У загальному випадку формальний розв’язок нерівности (16) має вигляд 1 2      , де 1 2 2 arctg arcsin arcsin r d d d U l l vd l      , 2 2 2 arctg arcsin arcsin r d d d U l l vd l        . (17) Цей розв’язок існує за умови НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 337 2 2 1 r d U vd l   , а інакше — розв’язків немає. Графічна ілюстрація нерівности (16) зображена на рис. 1.2, де схематично показані залежності t() і () при фіксованих значен- нях довжини і діаметру судин і середніх швидкостях. Слід мати на увазі, що для більшости кровоносних судин відно- шення діаметрів до довжини активної зони дії поля малі, тому і значення граничного кута буде малим. Наприклад, для судини з відношенням / 0,1d l  граничний кут    lim 6 . Оскільки кут  можна вважати випадковою величиною, рівномірно розподіленою у вказаному інтервалі кутів, то вірогідність попадання судин в цей інтервал буде мала, і в розглянутому прикладі вона рівна лише 0,03. Для тонших судин ця вірогідність ще менша. Тому з дуже ви- сокою вірогідністю допустимо вважати, що нерівність lim    ви- конується. При цьому для малих значень відношення d/l можна використо- вувати наближення lim /d l  . Область існування розв’язків нерівности обмежена значеннями кутів 12; для наочности на рис. 1.2 вона зафарбована. Для різних значень довжини і діаметру судини і швидкостей цей інтер- вал може бути різним (у тому числі і порожнім, якщо криві не пере- тинаються). Довжина інтервалу 2 1 A     має наступний сенс: для усіх судин, осі яких утворюють з вектором магнетної сили ку- ти, що потрапляють в цей інтервал, є гарантована доставка препа- рату до їх стінок. Оскільки кути можуть набувати довільних зна- чень в інтервалі [0, ] і при цьому розподілені рівномірно, відно- шення /A   покаже, в яку саме частину судин органу, довільно орієнтованих в просторі, може бути доставлений препарат. З урахуванням введених позначень приходимо до нерівности ви- гляду Рис. 1.2. Графічна ілюстрація розв’язання нерівности (16): 1 — залежність ( ) / ( sin ) r t d v   ; 2 — ( ) / ( cos ) r d U v     . 338 П. П. ГОРБИÊ lim sin 1 sin(1 ) / 2 cos( / 2) r d v U U l        , (18) яка дозволяє повністю вирішити поставлене завдання визначення необхідних значень швидкостей і, відповідно, характеристик поля. Нерівність зв’язує швидкість відносного руху, яку повинне забез- печити прикладене магнетне поле, з середньою швидкістю течії крові в судині, геометричними параметрами судин і частиною ви- користаних судин органу-мішені. У таблиці 1.3 наведено значення параметра 2 1 ( ) /      при різних значеннях min / r r v v , де min / r v Ud l . З цих даних виходить, що навіть при незначному збільшенні мінімальної критичної шви- дкости min cr /v Ud l , яка є фіксованою характеристикою конкретної судини, можна досягти 50%-го успіху в доставці препарату до стін- ки судини. Таблиця 1.3 уможливлює оцінити необхідні швидкості для будь-якої судини за наявности відповідних характеристик. З урахуванням наведених вище (у рамках спрощеної моделі од- новимірного поля) виразів, одержуємо нерівність для оцінки необ- хідних середніх рівнів ґрадієнтів в судинах sat ( ) cos( / 2) g f DUd G l m     . (19) Цей критерій дозволяє визначити для конкретного органу необхід- ні значення потрібних швидкостей руху магнетних носіїв. У свою чергу, він дає можливість провести оцінку необхідних рівнів полів і ґрадієнтів. Точніше рішення цих завдань вимагає додаткових дос- ліджень і удосконалення моделей для опису руху носіїв в судинах. Âідмітимо, що з одержаного загального критерію виходить резуль- тат, наведений в [41] — формула (5). Утримати усі носії, які потрапляють у велику судину, можна лише тоді, коли характерний розмір l области локалізації магнет- ного поля дорівнює ctgl bU d    , де b — коефіцієнт порядку оди- ниці, /d V    — час перетину носієм судини під дією поперечної складової магнетної сили. Поперечна компонента V  швидкости носія має вигляд 1 sin . 6 H V r       ТАБЛИЦЯ 1.3. Êритичні швидкості при різних значеннях параметра . , % 30 50 70 90 min cr / r v v 1,12 1,41 2,20 6,39 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 339 Як і раніше, виражаючи  через k, знаходимо умову доставки 100% носіїв до стінки судини на потрібній ділянці при дії магнет- ного поля (тут і нижче r — гідродинамічний радіус): 1 2 2 1 0 sin ( ctg )k Ud br H l d           . (20) Порівнюючи цей вираз з умовою зупинки носіїв біля стінки судини при 45 b4/3 і умові, що ld и 1/22, одержуємо 2 1 2 1 18 k d k rl  . (21) Для 100%-ної доставки носіїв до стінки за умови 18d lr пот- рібний більший вміст в них феромагнетного матеріалу, ніж для зу- пинки їх біля стінки; для випадку 18d lr — навпаки. Якщо вміст феромагнетика в контейнері складає k1/k20,01, то для реалізації 100%-ної доставки носіїв до стінки судини і їх зупи- нки в судинах різного діаметру потрібне магнетне поле з 6 1,6 10H   À/м (насичувальне поле) і 6 1,6 10H   À/м для вен, де U 0,1 см/с, або 8 2,2 10H   À/м2 для артерій, де U 0,4 см/с. Âідмітимо ряд обставин, важливих для практичного використан- ня одержаних теоретичних результатів. Існує певна величина на- пружености магнетного поля для конкретного феромагнетного ма- теріалу носіїв, після досягнення якої подальше її збільшення не при- зводить до зміни сили. При цьому як для слабких, так і для сильних полів магнетна сила пропорційна об’єму ядра, зайнятому магнетною речовиною частинки, і істотно залежить від її форми. Âизначальним фактором служить також ґрадієнт модуля вектора магнетної індук- ції зовнішнього поля. Тільки при швидкій зміні поля в просторі мо- жливе досягнення великих значень сили, які потрібні для утриман- ня частинок в потрібній області капілярно-судинного середовища. У конкретних випадках при розрахунку конфігурації магнетних полів необхідно враховувати тип магнетного носія, розташування ор- гану-мішені, а конструювання носіїв проводитися з урахуванням типу органу-мішені, конкретних ліків і механізму їх терапевтичної дії. У тонких судинах ( 18d rl ) можна реалізувати доставку усіх носіїв, що знаходяться в зоні активної дії магнетного поля до стінки судини з наступним їх утриманням. При магнетному полі напру- жености 6 1,6 10H   À/м необхідні рівні ґрадієнтів складають 6 1,6 10H   À/м для вен (де U 0,1 см/с) і 8 2,2 10H   À/м2 для артерій (U 0,4 см/с). У великих судинах ( 18d rl ) досягти 100%-ної доставки прак- тично неможливо, оскільки необхідні для цього величини ґрадієн- тів створити технічно важко, проте деяка частина носіїв, розташо- ваних ближче до магнету, все ж утримається магнетним полем. 340 П. П. ГОРБИÊ У судинах діаметром більше 3 см досягти 100%-ного осадження носіїв важко, оскільки необхідний ґрадієнт напружености магнет- ного поля складає 1012–1013 À/м2. Це, проте, не унеможливлює зу- пинки на внутрішніх стінках великих судин тієї частини магнет- них носіїв, які досягли поверхні за час «прольоту» области локалі- зації зовнішнього магнетного поля. З одержаних в цій роботі оцінок виходить, що при застосуванні оптимально вибраних магнетних систем можливо досягти утри- мання контейнерів з ліками навіть у великих магістральних суди- нах. Подальші дослідження покажуть ефективність розроблених підходів, проте слід особливо відмітити, що проведені розрахунки і знайдені рівні ґрадієнтів вказують на реальну можливість доставки і утримання магнетних носіїв в органі-мішені. Â той же час, врахо- вуючи складність даної проблеми транспорту лікарських препара- тів, з проведених вище оцінок можна зробити висновок, що вирі- шення конкретних терапевтичних завдань за допомогою магнетних носіїв вимагає виконання всебічних як теоретичних досліджень на модельних системах, так і проведення необхідних попередніх екс- периментів, у тому числі на клітинних культурах і тваринах. 2. СИНТЕЗ МАГНЕТОЧУТЛИВИХ ПОЛІФУНКЦІОНАЛЬНИХ НАНОКОМПОЗИТІВ МЕДИКО-БІОЛОГІЧНОГО ПРИЗНАЧЕННЯ ТА ДОСЛІДЖЕННЯ ЇХ ВЛАСТИВОСТЕЙ 2.1. Схема хімічного конструювання нанокомпозитів з функціями нанороботів На рисунку 2.1 наведено схему хімічного конструювання наноархі- тектури поліфункціональних нанокомпозитів з властивостями на- нороботів [5, 14] згідно зі сформульованою концепцією, експериме- нтально відпрацьованою за всіма основними етапами шляхом пос- лідовного синтезу елементів наноархітектури та всебічної перевір- ки їх функціональности. Â якості першого рівня ієрархічної наноструктури — вихідного матеріалу для хімічного конструювання нанокомпозитів, вибраний монодоменний магнетит розміром 8–50 нм. Âідомо, що магнетит має біогенну природу і задовільно виводиться організмом. У цій схемі він може виконувати функції магнеточутливого носія лікар- ських препаратів; перетворювача енергії високочастотного магнет- ного поля зовнішнього джерела в теплову з метою створення гіпер- термічних зон; наночастинки з реакційно здатною поверхнею, що дозволяє реалізувати подальший дизайн заданої ієрархічної архі- тектури поліфункціонального нанокомпозиту. Другий ієрархічний рівень наноструктури (1–4 нм) може мати досить складну будову. Âін забезпечує стабілізацію нанорозмірного НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 341 носія шляхом модифікування його поверхні біосумісним покрит- тям (поліакриламід, кремнезем, гідроксоапатит, оксид титану чи алюмінію тощо). Наявність шару модифікатора зберігає високу пи- тому поверхню наночастинки і дозволяє здійснити необхідну хімі- чну функціоналізацію, наприклад, гідроксильними, карбоксиль- ними, тіольними й аміногрупами. Біофункціоналізація нанокомпозиту здійснюється на третьому рівні (1–3 нм) шляхом іммобілізації хіміо- (цисплатин, доксорубі- цин), імуно- (антитіла), радіотерапевтичних (бор- та ґадолінійвміс- них нейтронзахватних аґентів) і діагностичних (Т1-, Т2-контрасту- вальних аґентів, наночастинок благородних металів) препаратів, а також сенсорів, що забезпечують розпізнавання специфічних мік- робіологічних об’єктів. Слід зазначити, що наночастинки благород- них металів, наприклад, завдяки наявності плазмонного резонансу можуть виконувати функції як сенсорів (оптичні мітки), так і тера- певтичних аґентів (термальна та фотодинамічна терапія). Ôункції четвертого ієрархічного рівня пов’язані з капсулюван- ням нанокомпозитів для збереження їх властивостей та пролонгації дії лікарських препаратів. Нанокапсулювання здійснюється дек- страном, желатиною, полівініловим спиртом (ПÂС), полівінілпіро- лідоном (ПÂП). Нижче наведено результати експериментального відпрацювання Рис. 2.1. Схема хімічного конструювання наноархітектури багаторівневих нанокомпозитів з функціями нанороботів. 342 П. П. ГОРБИÊ всіх основних етапів хімічного конструювання поліфункціональ- них нанокомпозитів та моделей нанороботів, дослідження їх влас- тивостей та перевірки функціональности. 2.2. Магнеточутливі носії Синтез магнеточутливого нанорозмірного носія — нанодисперсного магнетиту здійснено за методикою [42] співосадженням солей залі- за за реакцією: Fe 22Fe 38NH4OHFe3O44H2O8NH4 +. Рентґенівська дифрактограма (дифрактометр ДРОН-4-07) синте- зованого магнетиту наведена на рис. 2.2. Середній розмір кристалі- тів Fe3O4 становив 8–11 нм (знайдено за формулою Шеррера). Питома поверхня синтезованого магнетиту складала S90–180 м2/г (визначено за тепловою десорбцією арґону). Ìетодами ІЧ-спектрометрії на поверхні магнетиту встановлена присутність функціональних груп ОН, концентрація яких складала 2,2 ммоль/г або 24 мкмоль/м2 при Sпит.90 м 2/г (розраховано за да- ними термогравіметричного аналізу). Êриві намагнетування зразків вимірювали за допомогою вібра- ційного магнетометра на частоті 228 Гц при кімнатній температурі. Дані щодо результатів вимірювань викладені нижче при розгляді відповідних наноструктур. Для досліджень використовували сухі розмагнетовані високодисперсні зразки. Дослідження морфології наночастинок Fe3O4 методами силової атомної мікроскопії свідчило, що значна кількість наночастинок у висушеному стані формує аґреґати, розмір яких сягає 500 нм. Рис. 2.2. Дифрактограма нанорозмірного магнетиту. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 343 Для виготовлення нанокомпозитів використовували фракції час- тинок магнетиту, середній розмір яких знаходився в діапазоні 8–50 нм, які, за експериментальними даними, є монодоменними. Поверхня порошку магнетиту стабілізувалася олеїновою кисло- тою в розчині гексану. Âміст вуглецю і водню в стабілізованому ма- гнетиті складав: C — 2,00%, Н — 1,50%. Â [43] показано, що стабі- лізуюче покриття на поверхні магнетиту формується з двох шарів щільноупакованої олеїнової кислоти, яка знаходиться переважно в іонізованій формі. Це підтверджується наявністю в ІЧ-спектрах характеристичних смуг поглинання групи СОО  (див. 2.4.1, рис. 2.9). Дифузна смуга поглинання при 105 см 1 відповідає валентним коливанням Fe–OH. За допомогою растрової електронної мікроско- пії (РЕÌ) високої роздільчої здатности і атомної силової мікроско- пії (ÀСÌ) встановлено, що частинки магнетиту розмірами до 50 нм мають близьку до еліпсоїдної форму. Ìетодика [42] уможливлює одержувати магнетит з широким ро- зподілом частинок по розмірах, що обумовлює необхідність прове- дення додаткової операції фракціонування і низький вихід моно- доменних ладанної фракції частинок. При використанні магнетиту для медичних застосувань його час- тинки повинні відповідати ряду вимог [43]: — розмір частинок не повинен перевищувати 60 нм, щоб вони мог- ли вільно проходити через капіляри, не викликаючи емболізації; — частинки повинні мати досить великий сумарний магнетний мо- мент в технічно досяжних полях для утримання їх в течії крові при фізіологічних параметрах. Для магнетних наночастинок це зна- чення співпадає з теоретично оціненою величиною найменшого по розмірах магнетного домену. Частинки магнетиту в монодоменно- му стані мають найбільше значення коерцитивної сили. Оцінка значення розміру сферичних монодоменних частинок магнетиту при температурі 300С складає 30 нм; — носії мають бути здатні нести необхідний набір хіміотерапевтич- них аґентів, при цьому лікарська речовина повинна займати значну частину об’єму препарату; — поверхневі властивості носіїв повинні забезпечувати максимум біосумісности і мінімум антигенности; — магнетні носії після виконання функцій мають бути біодеґраду- ючими, при цьому продукти розпаду повинні швидко виводитися з організму або бути мінімально токсичними. З метою реалізації вищезгаданих умов і одержання стабільних прогнозованих результатів, була розроблена кріохімічна методика гетерогенного синтезу магнетиту на межі поділу двох фаз: твердої — замороженого розчину солей, і рідкої — розчину аміаку фіксова- ної концентрації [3]. При топленні розчину солей на тонкій міжфа- зній межі підтримується (у першому наближенні) постійний ґраді- 344 П. П. ГОРБИÊ єнт концентрацій. З одного боку — розчин аміаку, узятий в надли- шку, з іншого — у міру танення твердої фази вивільняється і всту- пає в реакцію розчин, що має заздалегідь задану, постійну концен- трацію компонентів реакції. На відміну від гомогенного синтезу, зростання наночастинок на деякій відстані від поверхні замороже- ного розчину солей припиняється внаслідок відсутности солі залі- за. Це дозволяє запобігти зростанню частинок, що утворилися, і зберегти їх первинний розмір. Постійна температура, внаслідок протікання ендотермічної реа- кції топлення розчину солей, сприяє утворенню нанорозмірних ча- стинок з близьким розподілом по розмірах. Низька температура ре- акційної суспензії перешкоджає протіканню процесу утворення аґ- реґатів з білякритичних зародків і їх рекристалізації з утворенням великих і не кращим чином структурованих частинок. Реактор для кріохімічного синтезу (рис. 2.3) складається із склянки (3) з аміачним розчином (5), в який опущений фтороплас- товий стрижень (2), що обертається, із замороженим у вигляді ци- ліндра сольовим розчином (4) певного складу. У нижній частині склянки осідає магнетит (6), що утворюється в результаті реакції. Наночастинки магнетиту синтезовані за наступною методикою. Перший розчин складається з розчиненого у мінімальній кількості води сульфату заліза FeSO47H2O (26,3 г на 100 г H2O при 293 Ê). Стехіометричну кількість хлориду тривалентного заліза нагрівали до 315С і вливали при перемішуванні в попередній розчин. Одер- жували концентрований розчин солей заліза À. Розбавлений водою розчин À, заздалегідь вставивши стрижень (2), охолоджували до Рис. 2.3. Блок-схема установки кріо- хімічного синтезу монодоменного ма- гнетиту. Рис. 2.4. Залежність температури (Т) замерзання сольового розчину À від об’ємної долі води (ХH2O ). НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 345 температури на 20С нижче за точку кристалізації цього складу (рис. 2.4, штрихова лінія). Стрижень (2) прикріплювали до ротора мотора, потім опускали циліндр з сольового розчину в розчин аміа- ку відповідної концентрації. Швидкість обертання стрижня скла- дала 3,2 об/с. Розчин солей заліза, що розтанув, вступає в реакцію хімічної конденсації з розчином аміаку з утворенням високодиспе- рсного магнетиту. Ìагнетит осаджували за допомогою неоднорідного магнетного поля, розчин відділяли методом декантації. Осад багаторазово про- мивали до видалення наявних в розчині аніонів. За кріохімічною методикою були одержані зразки нанокристалі- чного магнетиту. Як видно з рис. 2.5, площа поверхні висушеного порошку, досліджена методом адсорбції арґону, плавно змінювала- ся залежно від міри розбавлення водою початкового розчину А і складала 40–180 м 2/г. Розмір частинок залежно від умов синтезу складав 6–50 нм з досить вузьким інтервалом розподілу (рис. 2.6). Âизначені умови одержання монодоменного магнетиту при конт- ролі іn sіtu розміру частинок за допомогою силового наноскопу Dig- ital Instruments NanoScope (рис. 2.7, а). Рентґенівські дослідження показали, що зразки, одержані за цією методикою, мали не повніс- тю сформовану кристалічну ґратницю. На дифрактограмі зразка (рис. 2.7, б) є лише три найбільш інтенсивних рефлекси: 1 (235,5), 2 (30,4), 3 (42,1), характерні для магнетиту. Переваги запропонованої методики полягають в тому, що вона дозволяє без- посередньо в процесі синтезу одержувати монодоменні частинки Рис. 2.5. Залежність усередненого ді- аметру (а) і площі поверхні частинок магнетиту (б) від розбавлення водою розчину складу А (ХH2O — об’ємна до- ля H2О). Рис. 2.6. Розподіл наночастинок магнетиту по діаметру. 346 П. П. ГОРБИÊ магнетиту заданої фракції з більш високим виходом і спрощує про- цес подальшого виділення високодисперсного продукту (сепарації). 2.3. Дослідження гіпертермічного ефекту З метою з’ясування можливости створення гіпертермічних зон дос- ліджений нерезонансний (тепловий) вплив електромагнетного ви- промінювання (3 см) на модельні м’язові тканини тварин in vitro, в які проводили ін’єкцію високодисперсного магнетиту (рис. 2.8) [22]. Для досліджень використовували зразки тканин масою 5 г. Тканини 2 і 3 відрізнялися наявністю різної кількости жирової складової. Площа опромінення складала 2 см 2. Âстановлено, що у разі введення в м’язові тканини частинок Fe3O4 (0,1% мас.) погли- Рис. 2.8. Залежність температури зразків м’язової тканини від часу оброб- ки: 1 — початковий; 2, 3 — з магнетитом. а б Рис. 2.7. ÀСÌ-зображення частинок Fe3O4 на полірованій поверхні монокрис- талічного кремнію (а) і дифрактограма зразка нанорозмірного магнетиту (б). НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 347 нання електромагнетного випромінювання зростає, а швидкість нагрівання збільшується від 2–3 до 4 ґрад/хв при потужності ви- промінення 0,5 Âт. 2.4. Хімічне модифікування поверхні магнетиту 2.4.1. Модифікування поверхні магнетиту поліакриламідом З метою підвищення біосумісности наночастинок, а також функціо- налізації поверхні необхідними реакційноздатними групами для по- дальшої іммобілізації біоактивних компонентів, проведено форму- вання полімерного поліакриламідного покриття на поверхні наноди- сперсного магнетиту. Шар поліакриламіду на поверхні частинок ма- гнетиту одержували полімеризацією акриламіда зі зшиваючим аґен- том N,N′-метилен-біс-акриламідом в плазмі жеврійного ÂЧ-розряду [3, 44, 45]. Àналіз кінетичних кривих титрування подвійних вуг- лець-вуглецевих зв’язків свідчить про те, що повна полімеризація шару поліакриламіду (ПÀÀ) здійснюється протягом 120 с. Âивченням ІЧ-спектрів вихідного магнетиту і модифікованого поліакриламідним покриттям встановлена наявність на їх поверхні функціональних груп –ОН і –NH2 відповідно. ІЧ-спектри вихідних зразків магнетиту (1) та модифікованих поліакриламід ним шаром (2) наведено на рис. 2.9. Для вихідного Fe3О4 смуга поглинання (СП) 3428 см 1 відповідає валентним коливанням О–Н-груп поверхні магнетиту, що асоцію- ються водневими зв’язками, і валентним коливанням адсорбованих молекул води [46]. Поглинання при 2851 і 2922 см 1 відноситься до симетричних і асиметричних валентних коливань СН2-груп стабілі- Рис. 2.9. ІЧ-Ôур’є-спектри вихідного магнетиту (1) і магнетиту з поліак- риламідним покриттям (2); таблетки KBr. 348 П. П. ГОРБИÊ зуючого покриття. СП 1710 см 1 відповідає валентним коливанням карбонільної групи олеїнової кислоти, не зв’язаної водневими зв’язками [47]. Поглинання при 1620 см 1 відповідає деформацій- ним коливанням молекул води, адсорбованих поверхнею магнети- ту. СП 1445 і 1550 см 1 характеризують симетричні і асиметричні коливання зв’язків груп –СОО  стабілізуючого покриття. У ІЧ-спектрі магнетиту з поліакриламідним покриттям з’являються смуги поглинання модифікатора. Інтенсивна СП 3428 см 1 обумовлена валентними коливаннями зв’язку N–Н. СП 2851 і 2922 см 1 відносяться до симетричних і асиметричних валентних коливань СН2-груп поліакриламіду. СП 1677 см 1 належить валент- ним коливанням СО амідної групи, низькочастотне крило якої при 1642 см 1 пов’язане з деформаційними коливаннями NH2-груп по- ліакриламіду [46]. Смуги при 1360 і 1465 см 1 слід віднести до симетричних і асиме- тричних коливань СН2-груп поліакриламіду. СП при 1120 см 1 на- лежить С–N деформаційним коливанням амідної групи. У цій са- мій області можуть реєструватися смуги поглинання заряджених форм атомарного і молекулярного кисню (О 2, О  та ін.), виникнен- ня яких можливо в процесі полімеризації в плазмі ÂЧ-розряду [48]. Досліджені магнетні характеристики частинок магнетиту і з’ясований вплив на них поліакриламідного покриття (рис. 2.10). Ìасу покриття змінювали від 5 до 50% від загальної маси частинок магнетиту. На основі експериментальних результатів розраховува- ли питому намагнетованість зразків і, будували експериментальні залежності іf(Н). Âикористовуючи ці залежності, визначали граничну намагнетованість за умови насичення s, залишкову на- магнетованість r, коерцитивну силу Нс [49]. а б в Рис. 2.10. Залежність питомої намагнетованости частинок магнетиту без полімерного покриття (а) і з покриттям (б, в) від напружености магнетного поля. Ìаса покриття: б — 10, в — 50% від загальної маси зразка. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 349 На рисунку 2.10, а, б, в наведені залежності питомої намагнето- ваности від напружености магнетного поля для порошків магнети- ту без покриття і з різним вмістом покриття на поверхні. З аналізу даних видно, що зміна маси покриття від 0 до 10% не призводить до помітної зміни початкових магнетних характеристик магнетиту: значення s знаходиться в межах від 61,510 7 до 62,010 7 Тлм3/кг, Нс від 30,94 до 29,31 кÀ/м, r30,110 7 Тлм3/кг. При подальшому збільшенні маси покриття до 50 % відбувається зменшення значень s до 51,110 7 Тлм3/кг та r до 24,010 7 Тлм3/кг, Нс29,31 кÀ/м. Ці результати свідчать, що приріст маси ПÀÀ-покриття на поверх- ні частинок магнетиту до 50% не спричиняє значного впливу на ма- гнетні характеристики. Зразки нанокомпозитів Fe3O4/ПÀÀ досліджували методами си- лової атомної та силової магнетної наноскопії. На рисунках 2.11, а– г наведено атомно-силові (а, в) і магнето-силові (б, г) зображення ма- а б в г д е ж з Рис. 2.11. Àтомно-силові (а, в, д, ж) і магнето-силові (б, г, є, з) зображення масивів нанокомпозитів Fe3O4/ПÀÀ (а–г) і Fe3O4/-ÀПС (д–з) в форматах 2d (а, б, д, є) і 3d (в, г, ж, з). 350 П. П. ГОРБИÊ сивів нанокомпозитів Fe3O4/ПÀÀ (а–г) в форматах 2d (а, б) і 3d (в, г). Для досліджень використовували висушені порошкоподібні зра- зки з широким розподілом частинок та їх аґреґатів за розміром (від 8 нм до 1 мкм). Âидно, що зображення нанокомпозитів, одержані за атомно-силовим та магнето-силовим методами, знаходяться в доб- рій відповідности, що свідчить про координацію магнетних і «сило- вих» фаз та незначну товщину і досить рівномірний розподіл зши- того поліакриламіду навколо частинок магнетиту. 2.4.2. Хімічне модифікування поверхні магнетиту -амінопропіл- силоксаном Для функціоналізації нанодисперсного магнетиту активними амі- ногрупами проведений синтез -амінопропілсилоксанового покрит- тя на поверхні наночастинок магнетиту. Ìодифікування поверхні наночастинок проводили рідиннофазним способом — -амінопро- пілтриетоксисиланом в толуолі [50] за схемою: Â результаті реакції поліконденсації поверхня магнетиту набува- ла основних властивостей за рахунок приєднання -амінопропільних груп. Одержані модифіковані зразки досліджувалися методами де- риватографії, рентґеноструктурного аналізу і ІЧ-Ôур’є-спектро- скопії, атомно-силової мікроскопії та рентґенофотоелектронної спе- ктроскопії* [50]. Після модифікування магнетиту приєднанням до поверхні - амінопропільних груп за даними рентґенофазового аналізу струк- турних перетворень магнетиту не відбувалося. Âміст амінопропіль- них груп розраховували по втраті маси в інтервалі 450–1010 Ê з урахуванням присутности в пробі фізично адсорбованої води (тер- могравіметричний аналіз). Êонцентрація амінопропільних груп складає 24 мкмоль/м2. ІЧ-Ôур’є-спектр магнетиту, модифікованого -ÀПС (рис. 2.12) містить смуги поглинання 3280 і 3370 см 1, які відносяться до си- метричних і асиметричні валентних коливань NН2-груп амінопро- пільного радикала. Смуги поглинання 2861 і 2920 см 1 належать симетричним і асиметричним валентним коливанням СН2-груп * Âсі дослідження методом рентґенофотоелектронної спектроскопії виконано в Інституті металофізики ім. Г. Â. Êурдюмова НÀН України. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 351 амінопропільного радикала. СП при 1625 см 1 відноситься до дефо- рмаційних коливань молекул води, адсорбованої на поверхні маг- нетиту. СП 1550 см 1 характеризує симетричні деформаційні коли- вання протонованих аміногруп NH3+, поява яких в ІЧ-спектрі обу- мовлена перенесенням протона гідроксильних груп поверхні до атомів азоту амінопропільного радикала. СП при 1542 см 1 нале- жить деформаційним коливанням NН2-груп [51, 52]. Інтенсивний дублет СП 1052 і 1108 см 1 свідчить про утворення на поверхні маг- нетиту полімерної структури –Si–O–Si– з достатньо високим ступе- нем полімеризації [53]. Результати досліджень зразків високодисперсного магнетиту, модифікованого -амінопропілсилоксаном, методами рентґенофо- тоелектронної спектроскопії [3, 5, 54] наведені на рис. 2.13, а, б, в, г. Спектр Si2p (рис. 2.13, а) містить максимуми, що належать фотое- лектронам груп покриття модифікатора. Êомпонент з Езв.101 еÂ відповідає групам, які включають Si–C-зв’язок, а з Езв.102,5 еÂ — групам із зв’язком Si–ОН. У спектрі N1s присутні дві компоненти (рис. 2.13, б): максимум з енергією зв’язку 399,2 еÂ вказує на наяв- ність на поверхні зразка NH2-груп, 400 еÂ — груп [–NH3]  . Спектр О1s (рис. 2.13, в) свідчить про наявність на поверхні дос- ліджуваних високодисперсних частинок різних форм кисню: 528– 530 еÂ — атомів кисню в оксидній матриці, 532 еÂ — у складі ОН- груп, 534 еÂ — фізично зв’язаної води. Ìаксимум при 710,1 еÂ (рис. 2.13, г) свідчить, що основною фазою поверхні зразка є магне- тит, тобто на поверхні не виявлені хімічні зв’язки, що відповідають іншим оксидним фазам заліза. На підставі аналізу цих результатів запропонована модель пове- рхні частинок високодисперсного магнетиту, модифікованого - ÀПС (рис. 2.14). Рис. 2.12. ІЧ-Ôур’є-спектр магнетиту, модифікованого -ÀПС. 352 П. П. ГОРБИÊ Згідно з цією моделлю на поверхні частинок Fe3O4 утворюється моношар оксиду кремнію, в якому атоми кремнію, з одного боку, через кисневі містки хімічно зв’язані з атомами заліза, а з іншої ті, що утримують амінопропільні групи. Êонцентрація амінопропіль- них груп складає 2,2 ммоль/г або 24 мкмоль/м2 при Sпит.90 м 2/г, що відповідає концентрації гідроксильних груп на поверхні вихід- ного магнетиту. Таким чином, на поверхні магнетиту формується полімерне покриття Sі–O–Si з досить високим ступенем полімери- зації, яке, у свою чергу, може бути надалі використане для надання магнетним носіям певних хімічних або біохімічних властивостей, а Рис. 2.13. РÔ-спектри високодисперсного магнетиту, модифікованого -амі- нопропілтриетоксисиланом. Рис. 2.14. Ìодель поверхні високодисперсного магнетиту, модифікованого -амінопропілтриетоксисиланом. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 353 також виготовлення магнетокерованих адсорбентів. Àтомно-силові (д, ж) і магнето-силові (є, з) зображення масивів нанокомпозитів Fe3O4/-ÀПС (д–з) в форматах 2d (д, є) і 3d (ж, з) на- ведено на рис. 2.11. Ìожна зробити висновок про збіг магнетних і «силових» фаз, тобто незначну товщину і досить рівномірний роз- поділ шару -амінопропілсилоксану навколо частинок магнетиту. 2.4.3. Модифікування поверхні магнетиту мезо-2,3-димеркаптосукциновою кислотою Перспективними модифікувальними аґентами [55] поверхні нано- розмірних частинок медико-біологічного призначення являються сполуки з тіольними функціональними групами. Âикористання ме- зо-2,3-димеркаптосукцинової кислоти (ДÌСÊ) для формування ка- псули магнеточутливих частинок вирішує проблему стабільности колоїдної системи у водному середовищі, біосумісности матеріалу, і уможливлює іммобілізацію необхідних сполук через тіольні і кар- боксильні функціональні групи поверхні. Проведені дослідження свідчать про здатність тіольних груп до утворення зв’язків із з іонами важких металів, залишками цистеї- ну в молекулах білків крові [56] і полегшене виведення їх з органі- зму [57]. Тіольні групи ДÌСÊ забезпечують формування дисульфі- дних містків між адсорбованими молекулами і утворення міцної полімерної нанокапсули [56–58]. Покриття, створені за участю ДÌСÊ, містять як тіольні, так і ка- рбоксильні групи. Âказані типи груп можуть бути використані для ковалентного приєднання сенсорних молекул і лікарських препа- ратів [57, 59–61]. 2.4.3.1. Синтез магнетної суспензії на основі мезо-2,3-димеркаптосукцинової кислоти ДÌСÊ приєднується до оксиду заліза шляхом утворення зв’язку карбоксильної групи з гідроксильною групою поверхні по реакції: 354 П. П. ГОРБИÊ Наважки 0,249 г FeCl24H2O і 0,751 г FeCl36H2O розчиняли в 11,4 мл дистильованої води в реакторі з азотною атмосферою [55]. Тем- пературу розчину доводили до 80С і при перемішуванні повільно доводили до 1,4 мл 25% водного розчину аміаку. Âипадав осад Fe3O4 чорного кольору. До реакційної суміші додавали 0,29 г мезо-2,3- димеркаптосукцинової кислоти в 20 мл води і температуру суміші піднімали до 94С на 30 хв. Спостерігалося швидке перетворення чорного осаду в стабілізовану водну суспензію з утворенням черво- нуватого забарвлення. Одержану реакційну суміш очищали діалі- зом проти 2 л дистильованої води. Синтезований водний золь наночастинок Fe3O4, покритих ДÌСÊ, є стабільним в широких межах рН (3–11), у фосфатних буферних системах. Підтверджено, що аґреґація частинок суспензії прохо- дить в незначній мірі. Âільні карбоксильні групи надають частин- кам нанокомпозиту гідрофільних властивостей. Характеристики колоїдних магнетних суспензій досліджували фізичними та хімічними методами: ІЧ-Ôур’є-спектроскопії (Perkin Elmer, модель 1720Х) в діапазоні 400–4000 см 1; рентґенівської фо- тоелектронної спектроскопії (електронний спектрометр ЕС-2402 з енергоаналізатором PHOIBOS-100_SPECS), ЕÌgK 1253,6 еÂ, Р200 Âт, р210 7 Па (спектрометр оснащено йонною гарматою IQE-11/35 і джерелом повільних електронів FG-15/40 для компенсації зарядки поверхні діелектриків, спектри S2p-рівнів розкладали на незалежні Рис. 2.15. ІЧ-спектри магнетиту (1), нано- композиту Fe3O4/ДÌСÊ (2) і ДÌСÊ (3). Рис. 2.16. Êомпоненти S2p-спек- трів зразків ДÌСÊ (а) і наноком- позиту Fe3O4/ДÌСÊ (б). НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 355 компоненти методом Ґауса–Ньютона із їхньою шириною на половині висоти Е0,9 еÂ, площа компонент визначалася після вирахуван- ня фону за методом Ширлі [61]); кількісного аналізу функціональ- них SH-груп (наважки одержаного нанокомпозиту (0,03 г) розчиня- ли в 20 мл диметилсульфоксиду, додавали 50 мл 0,1 н розчину йоду, паралельно готували контрольний розчин, суміш ретельно перемі- шували і залишали на деякий час для забезпечення повноти реакції, надлишок йоду титрували 0,1 н розчином тіосульфату натрію у при- сутності крохмалю). Âміст тіольних груп (X у %) розраховували за формулою: X(V1V0)NM100/g1000, де V1 і V0 — об’єми розчинів тіосульфату натрію, які було витрачено на титрування контрольного розчину і проби відповідно, мл; N — нормальність розчину тіосульфату натрію; M — молярна маса ті- олу; g — наважки нанокомпозиту, г. Âизначення дзета-потенціалу і середнього розміру частинок утвореної магнетної рідини здійснювали за допомогою динамічного світлорозсіювання на приладі Zetasizer компанії Malvern, Âеликоб- ританія. Були проведені вимірювання розподілу частинок магнет- ної рідини Fe3O4/ДÌСÊ/вода по дзета-потенціалу. На рисунку 2.15 наведено ІЧ-Ôур’є-спектри магнетиту, наноко- мпозиту Fe3O4/ДÌСÊ і ДÌСÊ. Спостерігаються три основні групи смуг при 550 см 1, (1400 см 1 і 1630 см 1) і (2505 см 1 і 2510 см 1), що відповідають S–S, CO і S–H зв’язкам в ДÌСÊ покритті на поверхні магнетиту і оболонки. Не зважаючи на те, що характерис- тична смуга S–S перекривається зі смугою Fe–O при 593 і 606 см 1, незначне зміщення у бік менших енергій і підвищення інтенсивно- сти піку при 550 см 1 на ІЧ-спектрі є свідченням утворення S–S- зв’язку між молекулами ДÌСÊ [57]. РÔ спектри S2p-рівнів наночастинок магнетиту з оболонкою ДÌСÊ і зразка порівняння ДÌСÊ, як результат розкладання спек- трів на компоненти, наведені на рис. 2.16, а, б і в табл. 2.1. З рисун- ТАБЛИЦЯ 2.1. Енергії зв’язку (Езв., еÂ) максимумів компонент S2p-спект- рів і інтеґральні інтенсивності компонент I (%). Езв. S2p, еÂ I, Fe3O4/ДÌСÊ, % I, ДÌСÊ, % 162,3 5,27 4,97 163,0 16,68 18,47 163,7 51,81 57,5 164,3 21,39 19,06 168,3 4,85 — 356 П. П. ГОРБИÊ ка 2.16 видно, що в спектрах початкового ДÌСÊ присутні сигнали від трьох нееквівалентних станів іонів сірки. Домінуюча компонен- та в області Езв.163,7 еÂ відповідає фраґменту зв’язку H–S–C в ДÌСÊ [61]. За результатами розкладання на компоненти спектру поверхні модифікованого магнетиту видно (рис. 2.16, а), що кількість і спів- відношення компонент в порівнянні з початковим зразком ДÌСÊ практично не змінюється. Це вказує на формування на поверхні ма- гнетиту шару саме з ДÌСÊ. Âідмінністю є наявність в області Езв.168,4 еÂ слабкого сигналу (4%), який можна зв’язати з присутністю слідів розчинника — диметилсульфоксиду (ДÌСО). Âраховуючи, що Езв. S2p-рівня ато- мів сірки у фраґменті –SS– [61] знаходиться в тій самій області ене- ргій, що і для фраґменту S–H в ДÌСÊ, зафіксувати зміну вкладів двох нееквівалентних станів атома сірки не вдалося. Êомпоненти з Езв.163,0 еÂ і Езв.164,3 еÂ можна співвіднести із сполуками проміжних етапів синтезу ДÌСÊ, як основної речовини. Хімічні методи визначення функціональних груп в органічних сполуках широко застосовуються, незважаючи на розвиток інстру- ментальних методів аналізу. Тіоли можна розглядати як похідні сірководню, в яких заміщений один атом водню, що обумовлює по- дібність їх хімічних властивостей. Âідомо декілька методів для кількісного визначення SH-груп, Рис. 2.17. Розподіл частинок Fe3O4–ДÌСÊ у воді за дзета-потенціалом. ТАБЛИЦЯ 2.2. Дзета-потенціал і усереднений розмір частинок (z) магнет- ної рідини Fe3O4/ДÌСÊ/вода згідно з даними світлорозсіювання. Дзета-потенціал, мÂ 40,3 Ширина розподілу за дзета-потенціалом, мÂ 9,84 Провідність зразка, мС/см 0,129 z — усереднений діаметр частинок, нм 40,5 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 357 наприклад, арґентометричний метод, що включає амперометричне і алкаліметричне потенціометричне титрування, а також методи, засновані на окисненні йодом та іонами міді. У дослідженнях [14, 15] було обрано метод титрування Êімбола– Êрамера–Ріда, заснований на реакції окиснення: 2RSHI2RSSR2HI. Àналіз показав, що кількість SH-груп в нанокомпозитах складає 2,4 ммоль/г. При Sпит.130 м 2/г, кількість SH-груп — 19 мкмоль/м2. Для порівняння проводили кількісне вимірювання SH-груп в ДÌСÊ. Âиявилось, що концентрація SH-груп в ДÌСÊ складає 17 ммоль/г. Дзета-потенціал і середній розмір частинок зразків магнетної рі- дини досліджено методом динамічного світлорозсіювання. Було проведено серії вимірювань розподілу частинок магнетної рідини Fe3O4–ДÌСÊ/вода по дзета-потенціалу, результати яких показано в табл. 2.2 і рис. 2.17. Ìетодом динамічного світлорозсіювання досліджували також розподіл кількости частинок магнетної рідини Fe3O4–ДÌСÊ/вода залежно від розміру (рис. 2.18, а) і від інтенсивности розсіяння (рис. 2.18, б) (4 виміри). За даними рис. 2.16 зафіксовано розміри найдрібніших части- нок, тоді як рис. 2.18, а, б вказують на наявність у складі наноком- позитів Fe3O4–ДÌСÊ аґреґованих частинок Fe3O4. Такі аґреґати є помітними навіть у незначних кількостях, оскільки інтенсивність динамічного світлорозсіювання дуже сильно зростає зі збільшен- ням розміру частинок. Âимірювання -потенціалу магнетних наночастинок у водному середовищі при рН7 свідчать, що частинки мають досить високий а б Рис. 2.18. Розподіл частинок Fe3O4/ДÌСÊ у воді за розмірами (а) та за ін- тенсивністю динамічного світлорозсіювання (б). 358 П. П. ГОРБИÊ неґативний потенціал. Це сприяє електростатичному відштовху- ванню, яке перешкоджає аґреґації частинок у воді. При зростанні рН -потенціал зменшується за рахунок підвищення ступеню іоні- зації COOH- і SH-функціональних груп [59]. а б в г Рис. 2.19. Àтомно-силові (а, в) і магнето-силові (б, г) зображення масивів нанокомпозитів Fe3O4/ДÌСÊ (а–г) в форматах 2d (а, б) і 3d (в, г). Рис. 2.20. ІЧ-Ôур’є-спектри гідроксоапатиту (1) і нанокомпозиту магне- тит/гідроксоапатит (2). НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 359 Зразки нанокомпозитів Fe3O4/ДÌСÊ досліджували методами си- лової атомної та силової магнетної мікроскопії (рис. 2.19). За ре- зультатами досліджень можна стверджувати, що у досліджених зразках містяться як наночастинки розмірами 8 нм, так і аґреґати (до 100 нм). Зображення нанокомпозитів, одержаних за атомно- силовим та магнето-силовим методами, свідчить про незначну тов- щину і досить рівномірний розподіл ДÌСÊ навколо частинок маг- нетиту. Розроблена методика синтезу нанокомпозитів Fe3O4/ДÌСÊ може бути використана для одержання медико-біологічних нанокомпо- зитів з іммобілізованими сенсорними молекулами та біоактивними сполуками, яким притаманні функції розпізнавання мікробіологі- чних об’єктів. 2.4.4. Модифікування поверхні магнетиту гідроксоапатитом З метою надання магнеточутливим носіям високої біосумісности розроблена методика синтезу нанокомпозитів на основі нанокрис- талічного магнетиту і гідроксоапатиту (ГÀ). Âихідний магнетит си- нтезували рідиннофазним способом. Синтез гідроксоапатиту на по- верхні магнетиту здійснювали за двома способами. Â основі синтезу покриття з гідроксоапатиту з використанням нітрату кальцію [62, 63] покладено реакцію: 10Са(NO3)26(NH4)2HPO48NH4ОНСа10(PO4)6(ОН)220NH4NO3. Одержані зразки досліджені методами ІЧ-Ôур’є-спектроскопії, рентґеноструктурного аналізу і рентґенівської фотоелектронної спектроскопії, вивчені їх склад і структура. ІЧ-Ôур’є-спектри гідроксоапатиту і нанокомпозиту Fe3O4/ГÀ на- ведено на рис. 2.20. З порівняння одержаних ІЧ-Ôур’є-спектрів з даними літератури [64–67] можна зробити висновки, що смуга поглинання в спектрі вихідного гідроксоапатиту (рис. 2.20, ГÀ) в області 3569 см 1 нале- жить валентним коливанням ОН-груп, координованих катіоном. Âалентним коливанням ОН-груп також відповідає широка смуга в області 3700–2800 см 1, що свідчить про наявність водневих зв’язків. СП 1645 см 1 характеризує деформаційні коливання мо- лекул води, адсорбованої на поверхні гідроксоапатиту. Про наявність валентних коливань груп СО3 2 в структурі гідрок- соапатиту свідчить СП 1455 см 1. Смуга поглинання в області 1095 см 1 належить коливанням груп РО4 3 і НРО4 2 структури гідроксоа- патиту. СП в області 800–400 см 1 зумовлені деформаційними ко- ливаннями тетраедрів РО4 3. 360 П. П. ГОРБИÊ Широка смуга поглинання в області 3500 см 1 (рис. 2.20, ÌГÀ) відповідає валентним коливанням ОН-груп поверхні нанокомпози- ту. Широка СП в області 1380 см 1, яка відсутня у спектрі магнети- ту, відповідає валентним коливанням зв’язків Р–О. СП 1645 см 1 характеризує деформаційні коливання молекул води, адсорбованих на поверхні нанокомпозиту. СП при 1460 см 1 належить деформа- ційним коливанням ОН-груп, а також вказує на наявність в струк- турі зразка груп СО3 2. СП в області 1095–1100 см 1 належить коли- ванням груп РО4 3 і НРО4 2 структури гідроксоапатиту. СП в області 800–500 см 1 належать деформаційним коливанням Fe–OН-груп магнетиту. При термообробці відбувається руйнування водневих зв’язків і видалення фізично адсорбованої води, однак, завдяки ви- сокій термічній стійкості зв’язку ОН-груп з катіоном в ГÀ, інтенси- вність СП, зв’язаних з цією групою, не знижується. За даними рентґенівської дифракції (рис. 2.21) зразки містили магнетит (найбільш інтенсивні рефлекси на дифрактограмах) і гід- роксоапатит (рефлекси при кутах 230,2, 33,7, 37,1, 37,6, 38,4, 39,8, 46,6, 54,8). Середній розмір кристалітів магнетиту та гідрок- соапатиту розраховували згідно рефлексів (311) та (002), відповід- но, з використанням формули Шеррера. Âстановлено, що фаза гідроксоапатиту характеризується спів- відношенням Ca/P1,67; це відповідає стехіометрії реакції його утворення. Товщина шару гідроксоапатиту на поверхні наночасти- нок магнетиту, визначена по співвідношенню площ Fe2p-/Fe3p- ліній, дорівнює 4 нм (оцінено по приросту маси нанокомпозиту, яка склала 30%). Хімічний склад і середній розмір кристалітів досліджуваних фаз приведені в табл. 2.3. Рис. 2.21. Дифрактограма нанокомпозиту Fe3O4/ГÀ. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 361 Â основу іншого способу [68] покладено реакцію одержання гід- роксоапатиту з ацетату калію: Àцетат калію є супутнім продуктом синтезу гідроксоапатитового покриття з реаґентів, використаних в даному способі, та є безпеч- ним для організму. Тому, на наш погляд, цей спосіб створення пок- риттів з гідроксоапатиту на поверхні магнетних носіїв є доцільні- шим для медико-біологічного застосування. Синтезовані нанокомпозити досліджені методами рентґенофазо- вого аналізу, підтверджено склад і структура нанокомпозиту. 2.4.4.1. Синтез нанокомпозитів Fe3O4/ГА/Ag У якості магнетних носіїв використовували фракцію частинок од- нодоменного магнетиту розміром 20–50 нм. Синтез нанокомпозиту Fe3O4/ГÀ здійснювали за описаною вище методикою [63]. Питома поверхня (Sпит.) дослідних зразків складала 105 м 2/г. Ìодифікування нанокомпозиту Fe3O4/Ca10(PO4)6(OH)2 наночас- тинками срібла проводили з 0,005 н розчину AgNO3. Êількість сріб- ла, введеного в реакційну суміш, складала 1% від маси зразка Fe3O4/Ca10(PO4)6(OH)2. Âідновлення іонів срібла проведене 0,005%- ним гідразин гідратом при нагріванні і перемішуванні [69] за реак- ціями: 4Ag  N2H44OH  4AgN24H2O, N2H44H2O2NH4OH2OH  . ТАБЛИЦЯ 2.3. Середній розмір кристалітів в структурі нанокомпозитів магнетит/гідроксоапатит згідно із JCPDS No. 19-629 і JCPDS No. 21-145. Тип зразка Ôазовий склад Середній розмір кристалітів, нм 1 Fe3O4 Ca10(PO4)6(OH)2 15 20–5 2 Fe3O4 Ca10(PO4)6(OH)2 35–40 20–25 362 П. П. ГОРБИÊ Âизначено, що для нанокомпозиту магнетит/гідроксоапа- тит/срібло (Fe3O4/ГÀ/Ag) Sпит.104 м 2/г. Наявність срібла на пове- рхні підтверджена рентґенофазовим аналізом (рентґенівський ди- фрактометр ДРОН-УÌ 1 з використанням фокусування Рентґено- вих променів за Бреґґом–Брентано, СоK-випромінення анода, 0,179021 нм, Fe-фільтр, у відбитих променях). Обчислений за формулою Шеррера середній розмір наночастинок Ag складав 10 нм. У складі магнеточутливих нанокомпозитів наночастинки благо- родних металів (як уже зазначалось у 2.1) можуть виконувати фун- кції сенсорів (оптичні мітки), терапевтичних аґентів (термальна та фотодинамічна терапія), спейсерних ділянок для зв’язування мо- ноклональних антитіл тощо [70]. 2.4.5. Нанокомпозити Fe3O4–ТiO2 Синтез нанокомпозитів Fe3O4–ТiO2 здійснювали методом рідинно- фазного молекулярного нашарування [82]. Ідея методу полягає в послідовному нарощуванні моношарів заданого хімічного складу на поверхні твердого носія. Наважку високодисперсного магнетиту, попередньо висушеного при 120С до постійної маси, обробляли ультразвуком і розміщува- ли в скляному реакторі з мішалкою і оберненим холодильником. Додавали CCl4 і перемішували до утворення стійкої суспензії. Потім додавали трикратний надлишок TiCl4. Êількість TiCl4 розраховува- ли виходячи з того, що поверхня синтезованого магнетиту містить 0,0017 моль/г ОН-груп, а густина (TiCl4)1,73 г/см 3. Êонцентра- цію ОН-груп розраховували за даними диференціального термогра- віметричного аналізу. Синтез проводили протягом 4 годин при температурі кипіння CCl4. Суміш після охолодження фільтрували і промивали CCl4 до неґативної реакції на Ti4+-іони (по пероксиду водню). Оскільки TiCl4 легко гідролізує на повітрі, перетворюючись в TiO2, зразки за- лишали в ексикаторі в атмосфері насиченої водяної пари на кілька годин, для впевнености, що в щепленому шарі всі Cl-іони заміщені на ОН-групи. Реакції на поверхні відбувались за схемою: 2(Fe3O4–OH)TiCl4(Fe3O4–O)2TiCl22HCl, (Fe3O4–O–)2TiCl22H2O(Fe3O4–O)2Ti(OH)22HCl. Для нанесення другого шару зразок спочатку висушували при 120С для видалення адсорбованої води, а потім повторно обробля- ли TiCl4 за методикою, описаною вище: НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 363 (Fe3O4–O–)2Ti(OH)2TiCl4(Fe3O4–O–)2Ti TiCl22HCl. Послідовно наносили чотири шари. Àналіз результатів досліджень свідчив, що кінцевий продукт синтезу має наступну структуру: … (Fe3O4–O–)2Ti Ti Ti Ti(OH)2. Синтезовано чотири типових серії зразків модифікованого Fe3O4 з кількістю моношарів від одного до чотирьох. Наявність на поверхні наночастинок Fe3O4 діоксиду титану підт- верджено спектрометричними і рентґенографічними дослідження- ми продуктів молекулярного нашарування. Â 1–3 шарах на поверхні Fe3O4 відбувалося формування аморфної структури. Ôормування кристалічної фази анатазу спостерігалося при наявності не менше, аніж 4-х шарів. Отже, при поступовому нарощуванні діоксиду титану на поверх- ні магнетиту, структура, властива анатазу, утворюється, певно, лише тоді, коли на поверхні магнетиту з’являється 4 атоми титану, чого достатньо для створення елементарної комірки TiO2. Для цього потрібно чотири цикли молекулярного нашарування, які забезпе- чують в масштабі постійної ґратниці TiO2 відповідну координацію 4-х атомів титану. Застосування термічного відпалювання зразків призводило до кристалізації анатазу вже при нанесенні першого шару покриття. Âстановлено, що модифікування поверхні частинок Fe3O4 шаром SiO2 і ТіО2 сприяє підвищенню термостабільности нанокомпозитів (по відношенню до властивостей магнетиту). 2.4.6. Рідиннофазне модифікування поверхні магнетиту ізопропілатом алюмінію З метою створення магнетокерованого нанокомпозиту, поверхня якого вкрита моношаром гідроксиду алюмінію, розроблено мето- дику хімічного модифікування поверхні наночастинок Fe3O4 ізоп- ропілатом алюмінію рідиннофазним методом у ізопропіловому спирті [83]. Попередньо ізопропілат алюмінію висушували перегонкою при Т138С і р11 Торр. Â результаті синтезу утворюється моношар гідроксиду алюмінію за схемою: ░\|–OH(C3H7O)3Al░\|–O–AlO(H)3C3H7OH, а поверхня набуває амфотерного характеру за рахунок Al-O(H)-груп. 364 П. П. ГОРБИÊ Ìетодами ІЧ-Ôур’є-спектроскопії, рентґенофазового аналізу та рентґенівської фотоелектронної спектроскопії вивчено функціона- льний склад модифікованої поверхні та її структуру. Âстановлено, що в результаті синтезу на поверхні нанорозмірних частинок магнетиту утворюється фаза гідроксиду алюмінію. Після відпалювання зразку при 460С кристалічний магнетит частково перетворюється у -Fe2O3, з’являється фаза Al2O3. Незважаючи на зменшення намагнетованости насичення у від- паленому зразку, магнетний момент в нанокомпозитах зберігаєть- ся. Це свідчить те, що перехід Fe3O4 в -Fe2O3 відбувається не повні- стю (підтверджено даними рентґенофазового аналізу та рентґенів- ської фотоелектронної спектроскопії). Синтезовані нанокомпозити можуть бути використані при ство- ренні магнетокерованих лікувальних засобів шлунково-кишкової терапії та сорбентів. 2.5. Біофункціоналізація магнетокерованих нанокомпозитів 2.5.1. Іммобілізація нормального імуноглобуліну людини на поверхні нанокомпозитів Fe3O4/ПАА і Fe3O4/-АПС Одним з найважливіших етапів створення поліфункціонального нанокомпозиту є іммобілізація на його поверхні біологічно актив- них молекул, зокрема, імуноглобулінів [63]. Така функціоналіза- ція поверхні сприяє доставці лікарського препарату виключно в ці- льові клітини організму. Отже важливою частиною досліджень є моделювання умов та вивчення механізму іммобілізації антитіл на поверхні магнеточутливого носія. Â результаті досліджень розроблено методики іммобілізації сен- сорних молекул на поверхнях нанокомпозитів як органічної, так і неорганічної природи на прикладі нормального імуноглобуліну людини [71]. Зокрема, проведена іммобілізація нормального імуно- глобуліну людини на поверхні, функціоналізованій аміногрупами. Безпосередньо перед посадкою на поверхню, нормальний імуног- лобулін людини з концентрацією С100 мг/г очищали діалізом проти 2 л 0,02 моль/л ацетатного буфера на фізіологічному розчині протягом доби [4]. З очищеного Ig виготовляли серію розчинів для побудови калібрувального графіку. Здійснювали вимірювання оп- тичної густини (D) та спектрів поглинання Ig на Spectrometer Lambda 35 UV/vis Perkin Elmer Instruments при 280 нм (рис. 2.22, калібрувальний графік на рис 2.23). Проведено два типи іммобілізації антитіл — методом фізичної адсорбції і ковалентного зв’язування. Наважки нанокомпозитів Fe3O4/ПÀÀ і Fe3O4/-ÀПС по 100 мг за- ливали розчинами нормального Ig людини (після діалізу) різної НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 365 концентрації. Àдсорбцію Ig проводили у фізіологічному середовищі протягом 2 годин в динамічному режимі за кімнатної температури. Êількість адсорбованої речовини на поверхні нанокомпозитів визначали ви- мірюванням концентрації Ig контактних розчинів до і після адсор- бції. Êонцентрацію вимірювали спектрофотометрично, при 280 нм по калібрувальному графіку. Хімічна іммобілізація антитіл на поверхні нанокомпозитів може бути здійснена шляхом ковалентної взаємодії реакційноздатних аміногруп з альдегідними функціональними групами окисненого імуноглобуліну [71]. Окиснення очищеного нормального Ig людини проводили 0,1 моль/л NaIO4 в ацетатному буфері (рН 5,0) по реакції: Окиснений Ig очищали діалізом проти 2 л 0,02 моль/л ацетатного буфера (рН 5,0). Розчин окиснених антитіл після діалізу був дове- дений до рН 8–9 0,06 моль/л карбонатно-гідрокарбонатним буфе- ром на фізіологічному розчині (рН 9,5). Для побудови калібрувального графіку виготовляли серію еталон- них розчинів окисненого Ig. Проведено вимірювання оптичної гус- тини (D) при 280 нм і спектрів поглинання Ig. Спектри поглинан- ня приведені на рис. 2.24, калібрувальний графік — на рис. 2.25. Оскільки аміногрупи на поверхні Fe3O4/ПÀÀ не є реакційноздат- ними внаслідок стеричних перешкод, проведена додаткова їх акти- вація етилендіаміном по реакції: Рис. 2.22. Спектри поглинання нор- мального Ig людини в середовищі фізіологічного розчину. Рис. 2.23. Êалібрувальний графік (нормальний Ig людини у середови- щі фізіологічного розчину). 366 П. П. ГОРБИÊ Êовалентне зв’язування Ig на нанокомпозитах Fe3O4/ПÀÀ і Fe3O4/-AПС проводили в 0,06 моль/л карбонатному буфері (рН 9,0) на фізіологічному розчині протягом 2 годин в динамічному режимі за кімнатної температури. Êовалентне зв’язування Ig з поверхнею відбувалося по реакції: Êількість іммобілізованих антитіл на поверхні нанокомпозитів визначали вимірюванням концентрації Ig контактних розчинів до і після адсорбції. Êонцентрацію вимірювали методом спектрофото- метрії УÔ-поглинання при 280 нм по калібрувальному графіку. Одержані ізотерми неспецифічної адсорбції (табл. 2.4, 2.5, рис. 2.26) та ковалентного приєднання Ig (табл. 2.6, 2.7, рис. 2.27) для вказаних нанокомпозитів не мають виходу на насичення. Êовалентне приєднання антитіл до амінофункціоналізованих нанокомпозитів виконували наступним чином. Групи амінів, роз- Рис. 2.24. Спектри поглинання оки- сненого Ig людини в середовищі ка- рбонатного буферу на основі фізіоло- гічного розчину. Рис. 2.25. Êалібрувальний графік (нормальний Ig людини, окиснений 0,1 моль/л NaIO4 у 0,02 моль/л аце- татному буфері, рН 5,0). НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 367 ташовані на поверхні нанокомпозитів, реагували з альдегідними функціональними групами, утвореними на молекулах Ig шляхом періодатного окиснення карбогідратних залишків Ig. При цьому утворювалися основи Шиффа (іміни). Êовалентне приєднання ан- титіл по цьому методу до поверхні носіїв має перевагу перед іншими методами іммобілізації і полягає в орієнтованому закріпленні мо- лекул антитіла, а саме, Fc-фраґментом до поверхні, тоді як Fab- фраґмент залишається незмінним і орієнтованим назовні. Обчислені коефіцієнти розподілу (Е) і кількости Ig, іммобілізо- ваного на поверхні нанокомпозитів при максимальній концентрації його початкового розчину С1,4 мг/г, зведено в табл. 2.8. У разі ковалентного приєднання коефіцієнти розподілу перевищують більш ніж на порядок відповідні коефіцієнти розподілу для неспе- цифічної адсорбції, показуючи зміщення рівноваги у бік іммобілі- зації речовини на поверхні. При ковалентному приєднанні імуноглобуліну на поверхні нано- композитів значна його частина (64–80%) залишається в розчині, оскільки реакція утворення основ Шиффа проходить як в прямому, так і у зворотньому напрямі (табл. 2.9, 2.10). ТАБЛИЦЯ 2.4. Ізотерма неспецифічної адсорбції нормального Ig людини на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/ПÀÀ. С0, мг/мл D(280 нм) Афіз, мг/г 0,35 0,485 0,84 0,45 0,629 0,90 0,55 0,776 0,85 0,71 0,966 2,32 0,86 1,153 3,40 1,40 1,762 9,48 ТАБЛИЦЯ 2.5. Ізотерма неспецифічної адсорбції нормального Ig людини на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/-ÀПС. С0, мг/мл D(280 нм) Афіз, мг/г 0,15 0,249 0,00 0,25 0,305 0,00 0,45 0,607 0,64 0,55 0,745 0,66 0,71 0,964 0,80 0,86 1,178 0,568 1,00 1,361 0,97 1,40 1,911 1,18 368 П. П. ГОРБИÊ Рис. 2.26. Ізотерми неспецифічної адсорбції нормального Ig людини (1) та ковалентного приєднання окисненого Ig людини (2) Fe3O4/ПÀÀ-наноком- позитів. Неспецифічна адсорбція, Е = 5,40 мл/г; ковалентне приєднання, Е = 83,53 мл/г. ТАБЛИЦЯ 2.6. Ізотерма ковалентного приєднання окисненого Ig людини на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/ПÀÀ. С0, мг/мл D(280 нм) А, мг/г 0,15 0,201 5,07 0,25 0,288 15,52 0,35 0,420 19,14 0,45 0,528 26,48 0,55 0,630 34,59 0,71 0,841 40,57 0,86 0,974 55,79 1,00 1,144 63,04 1,40 1,416 116,00 ТАБЛИЦЯ 2.7. Ізотерма ковалентного приєднання окисненого Ig людини на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/-ÀПС. С0, мг/мл D (280 нм) А, мг/г 0,15 0,282 2,42 0,25 0,352 6,14 0,35 0,468 12,07 0,45 0,594 16,67 0,55 0,723 20,70 0,71 0,924 28,08 0,86 1,025 48,19 1,00 1,207 53,71 1,40 1,742 67,41 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 369 Природа поверхні нанокомпозиту також впливає на величину як фізичної, так і ковалентної іммобілізації Ig. Êількості іммобілізо- ваного Ig і коефіцієнти розподілу є вищими у разі нанокомпозиту Fe3O4/ПÀÀ. Дослідження десорбції фізично адсорбованого Ig показало, що після промивання нанокомпозитів в 5 мл фізіологічного розчину практично увесь Ig переходить в розчин упродовж 1–2 хв. Âивільнення ковалентно іммобілізованого Ig в модельне середо- вище (фізіологічний розчин) досліджували на зразках Fe3O4/ПÀÀ і Fe3O4/-ÀПС. Êінетика вивільнення ковалентно зв’язаного Ig наве- дена на рис. 2.28 і 2.29. Параметри кінетичних кривих обчислено методом найменших квадратів із застосуванням формули y(х)y0Aex/t, де y0 — кількість зв’язаного Ig, яка не переходить в модельне середовище за даних умов, А — кількість зв’язаного Ig, що вивільняється в модельне середовище, 1/t — характеризує шви- дкість вивільнення Ig і визначає кривизну кінетичної кривої. Рис. 2.27. Ізотерми неспецифічної адсорбції нормального Ig людини (1) і ковалентного приєднання окисненого Ig людини (2) на Fe3O4/-ÀПС. Не- специфічна адсорбція Е0,92 мл/г; ковалентне приєднання, Е59,51 мл/г. ТАБЛИЦЯ 2.8. Êількість Ig людини, іммобілізованого на поверхні нано- композитів різної хімічної природи при максимальній концентрації поча- ткового розчину імуноглобуліну С1,4 мг/г. Нанокомпозит Афіз, мг/г Ефіз, мл/г Аков, мг/г Еков, мл/г Fe3O4/ПÀÀ 9,48 6,1 116,00 83,53 Fe3O4/-ÀПС 1,18 0,92 67,41 59,51 Т А Б Л И Ц Я 2 .9 . П а р а м е т р и о б ч и с л е н и х к ін е т и ч н и х к р и в и х в и в іл ь н е н н я к о в а л е н т н о з в ’я з а н о г о і м у н о г л о б у л ін у л ю д и н и y  y 0 A e  x / t д л я н а н о к о м п о з и т у F e 3 O 4 / П А А . П а р а м е т р у (0 )  5 5 ,8 м г / г у (0 )  4 0 ,6 м г / г у (0 )  3 4 ,6 м г / г у (0 )  1 9 ,1 м г / г у (0 )  1 5 ,6 м г / г у 0 4 9 ,7 7  3 ,2 5  3 0 ,4 0  1 ,2 2  2 5 ,9 4  0  1 1 ,0 9  0  0  0  А 2 ,7 6  5 ,6 2  1 1 ,3 5  0  8 ,6 5  0  8 ,0 5  0  1 5 ,5 2  0  t 0 ,2 7  1 ,4 5  1 ,8 0  1 9 ,5 4  2 ,6 4  1 ,2 4  4 ,3 7  1 ,3 5  6 ,5 1  2 ,4 5  Т А Б Л И Ц Я 2 .1 0 . П а р а м е т р и о б ч и с л е н и х к ін е т и ч н и х к р и в и х в и в іл ь н е н н я к о в а л е н т н о з в ’я з а н о г о ім у н о г л о б у л ін у л ю д и н и y  y 0  A e  x / t д л я н а н о к о м п о з и т у F e 3 O 4 / - A П С . П а р а м е т р у (0 )  4 8 ,2 м г / г у (0 )  2 8 ,1 м г / г у (0 )  1 2 ,1 м г / г у 0 2 8 ,6 9  3 ,8 9  9 ,1 3  0  0  0  А 1 7 ,6 0  4 ,8 9  1 8 ,9 3  3 ,1  1 2 ,0 6  3 ,9 7  t 6 0 ,1 5  5 ,1 2  1 4 ,9 3  8 ,0 3  1 2 ,1 8  1 7 ,6 8  370 П. П. ГОРБИК НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 371 З одержаних кінетичних кривих можна бачити, що відносне ви- вільнення зменшується із зростанням кількости імуноглобуліну іммобілізованого на обох поверхнях нанокомпозитів. При кількості іммобілізованого Ig 55,8 мг/г (Fe3O4/ПÀÀ) і 48,2 мг/г (Fe3O4/-ÀПС) впродовж перших 10–15 хв десорбується, відповідно, 16–18% іму- ноглобуліну. При малих кількостях іммобілізованого Ig 15,5 мг/г (Fe3O4/ПÀÀ) і 12,0 мг/г (Fe3O4/-ÀПС) вже упродовж перших 5–10 хв десорбується до 30% Ig. Âивільнення імуноглобуліну, іммобілізованого за допомогою ко- валентного зв’язку, проходить повільніше і у меншій мірі, чим у разі неспецифічної іммобілізації. 2.5.2. Іммобілізація малеімід-активованих імуноглобулінів на поверхні Fe3O4/ДМСК Проведено біофункціоналізацію антитілами нанокомпозитів на ос- нові нанодисперсного магнетиту, поверхня якого модифікована ме- зо-2,3-димеркаптосукциновою кислотою. Хімічна іммобілізація антитіл на поверхні нанокомпозитів Fe3O4/ДÌСÊ була здійснена шляхом взаємодії реакційноздатних сульфогруп носія з малеімід- ними функціональними групами, заздалегідь активованого sulfo- SMCC імуноглобуліну [14, 15]. Сульфосукцинімідил-4-(N-малеімідометил)циклогексан-1-карбо- ксилат (sulfo-SMCC) — реактив для синтезу стабільних малеімід- активованних глікопротеїнів, що безпосередньо вступають в реак- цію з сульфгідрильними групами. При цьому, NHS-ефіри sulfo- SMCC вступають в реакцію з імуноглобулінами, перетворюючи їх на реакційноздатні малеіміди. Ці відносно стабільні малеімід- активовані інтермедіати можуть бути ліофілізовані та зберігатися Рис. 2.28. Êінетика десорбції окис- неного імуноглобуліну людини з Fe3O4/ПÀÀ. Справа вказані початко- ві адсорбовані кількості окисненого імуноглобуліну людини. Рис. 2.29. Êінетика десорбції окис- неного імуноглобуліну людини з Fe3O4/-AПС. Справа вказані поча- ткові адсорбовані кількості окис- неного імуноглобуліну людини. 372 П. П. ГОРБИÊ для подальшого зв’язування з носієм [72–75]. Sulfo-SMCC — розчинний у воді, стійкий, мембранонепроникний крослінкер. Ìолекулярна формула C16H17N2O9SNa, молекулярна маса 436,37, довжина спейсера 0,83 нм (9 атомів) [75]. Âін містить аміно-реакційноздатну N-гідроксисукцинімідну групу (NHS-естер) і сульфогідрил-реакційноздатну малеімідну групу. NHS-естери вступають в реакцію з первинними амінами при pH 7–9 і утворю- ють стабільні амідні зв’язки. Ìалеімід вступає в реакцію з сульфо- гидрильною групою при pH 6,5–7,5 з утворенням стабільного тіое- фірного зв’язку. Ìалеімідні групи sulfo-SMCC надзвичайно стабі- льні до pH 7,5 завдяки циклогексановому містку в спейсерному фраґменті. Наявність гідрофільної сульфонільної групи забезпечує розчинність sulfo-SMCC у воді і інших водних буферах [76]. Sulfo-SMCC використовується для синтезу нанокомпозитів типу антитіло-носій. Двостадійна схема синтезу наведена на рис. 2.30. Спочатку Ig, що містить аміногрупу, реагує з надлишком крослі- нкера. Після проходження реакції проводиться видалення надли- шку реактиву діалізом. При введенні в реакційну суміш сульфогід- рилвмісного носія, відбувається зв’язування з малеімідними гру- пами комплексу антитіло-спейсер і утворення специфічних ком- плексів носій-антитіло. Âивчена ізотерма іммобілізації імуноглобуліну людини на пове- рхні нанокомпозиту Fe3O4/ДÌСÊ за допомогою спейсерних моле- кул sulfo-SMCC за методикою, вказаною вище. Àдсорбція Ig склала 92,15 мг/г при концентрації С1,40 мг/г. Результати дослідження представлені в табл. 2.11. Проведено вивчення вивільнення іммобілізованого Ig з поверхні нанокомпозитів магнетит/ДÌСÊ в модельне середовище. У якості модельного середовища використовували фізіологічний розчин. Одержані результати показали, що упродовж 24 годин десорбується а б Рис. 2.30. Схема двостадійної реакції зв’язування Ig і носія з реакційноз- датними сульфогрупами за допомогою sulfo-SMCC. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 373 8–12% імуноглобуліну. Âивільнення Ig, іммобілізованого за допомо- гою спейсера sulfo-SMCC, протікає повільніше і у меншій мірі, чим у разі неспецифічної іммобілізації на інших полімерних поверхнях. 2.5.3. Іммобілізація імуноглобуліну на поверхні нанокомпозиту магнетит/гідроксоапатит Створення на поверхні модифікованих магнеточутливих носіїв ді- лянок зі спейсерами для зв’язування моноклональних антитіл є од- ним з вирішальних етапів синтезу біофункціоналізованих наноко- мпозитів, в тому числі, з функціями нанороботів [62]. Такими діля- нками зі спейсерними властивостями можуть бути наночастинки благородних металів. Âикористання срібла і золота в сучасних тех- нологіях виготовлення лікарських форм [70] обумовлює доціль- ність їх вибору в наших дослідженнях. При одержанні нанокомпо- зитів срібло в нанорозмірному стані наносять на поверхню носія, що мінімізує його витрати. Â [77] вивчено взаємодію іонів Ag+ і атомів срібла з дендримера- ми поліамідоамінів, що широко використовуються в біології і ме- дицині. Âизначено константи стійкости продуктів, стехіометричні співвідношення, коефіцієнт дифузії комплексів і міру адсорбції Ag+ на дендримери. Âивчена взаємодія Ag  з альбуміном людини, дове- дено утворення зв’язків Ag–S і Ag–N. Наведені дані підтверджують можливість використання срібла у якості спейсера для міцного за- кріплення протеїнів на поверхні магнетокерованого носія неоргані- чної або органічної природи. Ìетою досліджень, що розглянуті нижче, було вивчення проце- сів адсорбція/десорбція імуноглобуліну, як моделі антитіла, на по- верхні нанокомпозитів Fe3O4/ГÀ і Fe3O4/ГÀ/Ag для використання їх при цілеспрямованому створенні багатофункціональних біосумі- сних нанокомпозитів медико-біологічного призначення. Нормальний імуноглобулін людини очищали діалізом проти 0,02 моль/л ацетатного буфера на фізіологічному розчині. Àдсорбцію Ig проводили в заданому середовищі впродовж 2 годин в динамічному ТАБЛИЦЯ 2.11. Ізотерма іммобілізації активованого sulfo-SMCC Ig лю- дини на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/ДÌСÊ. С0, мг/мл D (280 нм) А, мг/г 0,25 0,37 7,92 0,45 0,62 20,43 0,86 1,45 67,32 1,40 1,87 92,15 374 П. П. ГОРБИÊ режимі за кімнатної температури. Êількість адсорбованої речовини на поверхні нанокомпозитів визначали вимірюванням концентрації Ig в контактних розчинах до і після адсорбції. Âимірювання оптич- ної густини і спектрів поглинання Ig (у фосфатному буфері (рН7,0) і фізіологічному розчині) здійснювали на приладі Spec- trometer Lambda 35 UV/vis Perkin Elmer Instruments при 280 нм. Âивільнення Ig в модельне середовище (фізіологічний розчин) досліджували на зразках Fe3O4/ГÀ і Fe3O4/ГÀ/Ag, що містять іму- ноглобулін, іммобілізований з різних буферних систем (фосфатний буфер, фізіологічний розчин). Âідповідні концентрації десорбова- ної речовини (Сдес) розраховували по графіках ізотерм десорбції. Àдсорбція протеїнів на гідроксоапатиті включає як аніонний, так і катіонний обмін. Àктивні центри Са2+ взаємодіють з карбок- сильними функціональними групами Ig, тоді як РО4 2-центри взає- модіють з основними ділянками молекули. Âизначено, що форма одержаних ізотерм адсорбції імуноглобуліну є відмінною для різ- них буферних систем (рис. 2.31, 2.32). Так, ізотерми адсорбції Ig в середовищі фосфатного буфера (рис. 2.31) мають специфічну форму внаслідок виникнення конкуренції адсорбтива і фосфат-іонів роз- чинника за адсорбційні центри адсорбенту. Згідно з літературними даними [78], така форма кривої властива системам, в яких взаємодія між адсорбованими молекулами є си- льнішою, ніж взаємодія між розчиненими сполуками і адсорбен- том. Імуноглобуліни зазвичай адсорбуються при низьких концент- раціях (10–20 мÌ) на поверхні носія з фосфатного буфера, хоча де- які кислі протеїни адсорбуються лише у водному середовищі, роз- чинах солей або нефосфатних буферах. Êоефіцієнт розподілу E імуноглобуліну між поверхнею нанокомпо- Рис. 2.31. Ізотерми адсорбції норма- льного Ig людини на поверхні нано- композитів Fe3O4/ГÀ і Fe3O4/ГÀ/Ag з фосфатного буфера. Рис. 2.32. Ізотерми адсорбції норма- льного Ig людини на поверхні нано- композитів Fe3O4/ГÀ і Fe3O4/ГÀ/Ag з фізіологічного розчину. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 375 зиту і розчином складає 111,36 мл/г для Fe3O4/ГÀ, а для Fe3O4/ГÀ/Ag — 186,67 мл/г. При адсорбції з фізіологічного розчину для Fe3O4/ГÀ E47, 2 мл/г, для Fe3O4/ГÀ/Ag Е59,4 мл/г. Àдсорбція Ig на повер- хні нанокомпозиту з наночастинками срібла перевищує адсорбцію на поверхні магнетит/ГÀ в двох буферних системах. Це є свідченням то- го, що наночастинки срібла на поверхні композиту виступають в ролі додаткових адсорбційних центрів. Хімічна природа поверхні нанокомпозиту також впливає на ад- сорбцію Ig. Про це свідчать результати досліджень ізотерм адсорб- ції Ig (табл. 2.12) нанокомпозитами з активними –NH2-групами по- верхні: магнетит/поліакриламід (Fe3O4/ПÀÀ) і магнетит/-аміно- пропілсилоксан (Fe3O4/-ÀПС) [3, 4, 14]. Згідно з даними [79, 80], підвищення кількости біомолекул в ро- зчині до рівня, що перевищує їх кількість в адсорбованому моно- шарі, сприяє впорядкуванню біомолекул і утворенню щільної упа- ковки. У випадку антитіл їх орієнтація є, переважно, перпендику- лярною до поверхні. Âраховуючи високу адсорбцію (А34–38 мг/г) імуноглобуліну в порівнянні з адсорбцією на поверхнях нанокомпозитів, функціона- лізованих аміногрупами (А1,18–9,48 мг/г), можна припустити утворення компактної упаковки адсорбованих антитіл на поверхні нанокомпозитів, модифікованих ГÀ і сріблом. Êінетику десорбції іммобілізованого Ig в модельне середовище (фі- зіологічний розчин) досліджували на зразках Fe3O4/ГÀ і Fe3O4/ГÀ/Ag (рис. 2.33, 2.34). Одержані кінетичні криві свідчать про зниження де- сорбції Ig із зростанням кількости імуноглобуліну, іммобілізованого на двох поверхнях нанокомпозитів у фосфатному буфері. При низькій кількості адсорбованого імуноглобуліну в перші 10–15 хвилин десор- бується його до 50% імуноглобуліну, тоді як при вищій адсорбції про- тягом того ж часу десорбується близько 10–20%. Êінетика десорбції імуноглобуліну з поверхні Fe3O4/ГÀ/Ag наведена нижче. Âивільнення імуноглобуліну, іммобілізованого з фізіологічного розчину, при великих концентраціях (А17–38 мг/г) не відбува- ється. Âідомо [80], що великі біомолекули, у тому числі антитіла, не десорбуються при розведенні тим самим буфером, в якому відбу- валася адсорбція, природа адсорбенту також істотно впливає на ТАБЛИЦЯ 2.12. Âеличини адсорбції Ig людини і коефіцієнти розподілу нанокомпозитів з різною хімічною природою поверхні. Нанокомпозит А, мг/г, фіз. розчин Е, мл/г, фіз. розчин Fe3O4/ГÀ 34,0 47,2 Fe3O4/ГÀ /Ag 38,0 59,4 Fe3O4/ПÀÀ 9,48 6,1 Fe3O4/-ÀПС 1,18 0,92 376 П. П. ГОРБИÊ здатність адсорбованих біомолекул до десорбції. Така тенденція ха- рактерна також для досліджених поверхонь. Таким чином, вивчено процеси іммобілізації імуноглобуліну лю- дини на поверхні нанокомпозитів магнетит/гідроксоапатит і маг- нетит/гідроксоапатит/срібло у фосфатному буфері і фізіологічному розчині. Експериментальна залежність адсорбції від концентрації адсорбенту свідчить про особливості механізму адсорбції в цих бу- ферних системах, а саме, вірогідну конкуренцію молекул імуногло- буліну і фосфат-іонів на активних центрах адсорбенту у фосфатно- му буфері. Âстановлено, що наночастинки срібла є додатковими ад- сорбційними центрами адсорбенту. Àнтитіла, іммобілізовані на по- верхні нанокомпозитів Fe3O4/ГÀ і Fe3O4/ГÀ/Ag, характеризуються слабкою десорбцією в модельному середовищі, більш інтенсивне вивільнення імуноглобуліну, іммобілізованого з фізіологічного ро- зчину, відбувається при низьких рівнях адсорбції. Âажливими напрямами застосування біофункціоналізованих імуноглобулінами магнетних наноматеріалів є видалення збудни- ків інфекційних захворювань з крові та інших біологічних рідин, діагностика захворювань (контрастування і візуалізація), розпізна- вання мікробіологічних об’єктів (за допомогою специфічних анти- тіл) і терапія на клітинному рівні. 2.5.4. Іммобілізація моноклональних антитіл СD 95 на поверхні нанокомпозитів Fe3O4/-AПС і Fe3O4/ПАА Наступним завданням досліджень було відпрацювання методики створення нанокомпозитів з імунотерапевтичними властивостями а б Рис. 2.33. Êінетика десорбції імуноглобуліну людини з поверхні наноком- позитів: а — Fe3O4/ГÀ, б — Fe3O4/ГÀ/Ag. На вставках наведена початкова адсорбція імуноглобуліну з фосфатного буфера. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 377 (містять моноклональні антитіла) та функціями розпізнавання специфічних клітин. Як відомо, тканина пухлини характеризується цілим рядом осо- бливостей, які відрізняють її від нормальної тканини, починаючи від порушень мікроциркуляції і закінчуючи експресією антиген- них детермінант і рецепторів. Саме комплексне вивчення останніх заклало основу до розробки методів, так званої «тарґетної терапії», використовуючи специфічні клітини у якості мішені. У таких ви- падках ліґанди, здатні специфічно зв’язуватися з вказаними реце- пторами, ковалентно або нековалентно приєднуються до наночас- тинок — носіїв протипухлинного препарату. Це дозволяє не лише підвищити концентрацію препарату біля клітини-мішені, але і зменшити його токсичну дію на організм. Âивчалася неспецифічна (фізична) адсорбція і ковалентне приє- днання моноклональних антитіл на нанокомпозитах з модифікова- ною поверхнею: Fe3O4/-AПС і Fe3O4/ПÀÀ. У якості сенсорних мо- лекул використовувалося моноклональне мишаче антитіло СD 95 [3, 4, 14]. Були виготовлені 4 типи зразків, для яких наважки дорівнювали 0,03 г, об’єми розчинів СD 95 і СD 95 окисненого на один зразок складали 1,0 і 1,7 мл відповідно: 1. Fe3O4/-AПССD 95; 2. Fe3O4/ПÀÀСD 95; 3. Fe3O4/-AПССD 95окисн; 4. Fe3O4/ПÀÀСD 95окисн. Àдсорбцію (фізичну) моноклональних антитіл СD 95 (С20 мкг/мл) на нанокомпозитах Fe3O4/-AПС і Fe3O4/ПÀÀ (зразки 1 і 2, відповідно) проводили у фізіологічному розчині (1 мл) протягом 2 годин в динамічному режимі за кімнатної температури. Іммобілізацію моноклональних антитіл СD 95 здійснювали кова- лентним приєднанням окиснених антитіл до амінофункціоналізова- них нанокомпозитів. Àміни реагують з альдегідними групами, утво- реними в молекулах антитіл шляхом періодатного окиснення їх кар- богідратних залишків з утворенням основ Шиффа. Êовалентне приє- днання антитіл цим методом до поверхні носіїв має перевагу в порів- нянні з іншими методами і полягає в орієнтованому закріпленні мо- лекули антитіла на поверхні. Результати ковалентного приєднання моноклонального антитіла СD 95 представлено в табл. 2.13. Окиснення моноклональних антитіл СD 95 проводили 0,1 M NaIO4 в ацетатному буфері (рН 5,0). Окиснений СD 95 очищали діа- лізом проти 0,02 Ì ацетатного буфера (рН 5,0). Розчин окиснених антитіл після діалізу був доведений до рН 8–9 0,06 Ì карбонатно- 378 П. П. ГОРБИÊ гідрокарбонатним буфером на фізіологічному розчині (рН 9,5). По- чаткова концентрація моноклональних антитіл СD 95 після діалізу складала 13 мкг/мл. Êовалентне зв’язування моноклонального антитіла СD 95 на на- нокомпозитах Fe3O4/-AПС і Fe3O4/ПÀÀ, активованого етилендіа- міном (зразки 3, 4), проводили в 0,06 Ì карбонатному буфері (рН 9,0) на фізіологічному розчині протягом 2 годин в динамічному ре- жимі за кімнатної температури. Надосадовий розчин відділяли в полі постійного магнету і вимірювали концентрацію глікопротеїну на комбінованому ридері для мікропланшету Synergy HT, Model SIAFRTD, Serial Number 202993 (Bio Tek). Êількісне визначення вмісту антитіла в пробах було проведено за методом Бредфорда [81]. У його основу покладено зсув спектру пог- линання барвника Êумасі (Coomassie Blue) G-250 на довжині хвилі 595 нм при освітлюванні ним комплексу з білком. Êонцентрацію CD 95окисн визначали за калібрувальним графікам і розраховували адсорбцію моноклональних антитіл на поверхні досліджуваних на- нокомпозитів. Окиснення моноклональних антитіл СD 95 проводили згідно описаної вище методики (2.5.1). Початкова концентрація моноклональних антитіл СD 95 після ді- алізу складала 13 мкг/см3. Êовалентне зв’язування моноклональних антитіл СD 95 (V1,7 мл із С3,88 мкг/мл) на поверхні нанокомпо- зитів Fe3O4/-AПС і Fe3O4/ПÀÀ (наважки по 0,03 г), здійснювали протягом 1,5 годин в динамічному режимі за кімнатної температури. Одержані зразки відокремлювали в полі постійного магнету. Одержані результати вказують на істотні переваги ковалентного приєднання антитіл порівняно з неспецифічною адсорбцією: збіль- шується термодинамічна стійкість шару іммобілізованого за раху- нок утворення ковалентного зв’язку і кінетична стійкість в резуль- таті ускладнення десорбції за рахунок повільного гідролізу основ Шиффа [4, 14]. ТАБЛИЦЯ 2.13. Іммобілізація моноклональних антитіл СD 95 на поверхні магнеточутливих нанокомпозитів Fe3O4/-AПС і Fe3O4/ПÀÀ. Нанокомпозит С0, мкг/мл D Срівн., мкг/мл А, мкг/г Fe3O4/-AПССD 95 20,00 0,73 19,96 1,2 Fe3O4/ПÀÀСD 95 20,00 0,72 19,93 2,3 Fe3O4/-AПССD 95окисн. 3,88 0,44 1,45 137,7 Fe3O4/ПÀÀСD 95окисн. 3,88 0,42 1,00 163,2 Примітка: С0 — початкова концентрація антитіл; D — оптична густина; Срівн. — рівноважна концентрація антитіл при адсорбції; А — адсорбція СD 95 на поверхні нанокомпозитів. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 379 2.5.5. Іммобілізація цитотоксичного препарату цисплатин на поверхні нанокомпозитів Fe3O4/-АПС Fe3O4/ПАА і Fe3O4/ГА Цисплатин — протипухлинний препарат, що містить платину, се- рійно випускається промисловістю у вигляді розчину. Ìеханізм протипухлинної дії похідних платини пов’язаний зі здатністю до біфункціонального алкілування ланцюгів ДНÊ, що веде до пода- льшого пригнічення біосинтезу нуклеїнових кислот і апоптозу клі- тин. Цисплатин погано проникає через гематоенцефалічний бар’єр, швидко перетворюється без участи ферментів у неактивні метаболі- ти. Зв’язування з білками (у вигляді метаболітів) становить 90%. У початковій фазі період напіввиведення лікарського препарату з крові 1/2 складає 20–49 хв, в кінцевій фазі при нормальній виділь- ній функції нирок 58–73 год, при анурії — 240 год. Âиводиться ни- рками 27–43% за 5 діб; платину можна виявити в тканинах протя- гом 4 місяців після введення [23, 82, 83]. Àдсорбцію цитотоксичного препарату на поверхні нанокомпози- тів проводили протягом 18 годин з розчину цисплатину з концент- рацією 1 мг/мл. Êонцентрацію розраховували по платині. Àдсорб- цію цисплатину здійснювали при перемішуванні впродовж 18 год при 293 Ê системи (V50 мл), що містить нанодисперсний магне- тит з відповідним покриттям (200 мг). Êількість адсорбованої речовини визначали вимірюванням кон- центрації Pt2-іонів аліквотних контактних розчинів (5 мл) до і піс- ля адсорбції цисплатину. Âимірювання проводили на однопромене- вому двоканальному атомно-абсорбційному спектрофотометрі С- 115 Ì1 з полум’яним атомізатором, дейтерієвим коректором фону і цифровою реєстрацією. Âикористовували лампу з порожнинним катодом на платину (аналітична лінія — 265,9 нм); паливно-окисна система — ацетилен–повітря. Âеличину адсорбції А (мг/г) розраховували за формулою  0 1 / ,A C C V g    де А — величина адсорбції Pt2+, мг/г; C0 — концентрація вихідного розчину Pt2+, мг/м3103; С1 — концентрація розчину після адсорбції Pt2+, мг/м3103; V — об’єм розчину, мг/м310 3; g — наважка магне- титу з покриттям, г. Стабільність розчинів цитостатика досліджували, вимірюючи його активність на поживне середовище кожні 10, 20, 30 діб. Âста- новлено, що активність розчину цисплатину залишається незмін- ною протягом одного місяця. Досліджено кінетику адсорбції цисплатину на поверхні магнето- керованих нанокомпозитів (рис. 2.35, а, б, в). Показано, що кількість адсорбованого цисплатину (за Pt2+) стано- 380 П. П. ГОРБИÊ вила 128 мг/г на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/ПÀÀ, 98,3 мг/г — на Fe3O4/-ÀПС та 60,1 мг/г на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/ГÀ. Ос- новна частина цитостатика адсорбувалась протягом 2–3 годин. 2.5.5.1. Вивчення впливу нанокомпозитів на життєздатність клітин Нижче наведені результати досліджень біологічної активности си- нтезованих магнеточутливих нанокомпозитів [4, 5, 14]. Ìетою досліджень було порівняння цитотоксичної дії цисплати- ну (ЦП), адсорбованого на нанокомпозитах з різною хімічною при- родою поверхні, і стандартизованого лікарського препарату цисп- латин у культивованому середовищі. Ìоделі магнеточутливих лікарських засобів на основі синтезова- них нанокомпозитів Fe3O4/ПÀÀЦП, Fe3O4/-ÀПСЦП та Fe3O4/ГÀЦП досліджено in vitro в ІЕПОР НÀН України. Проведе- но аналіз цитотоксичної дії синтезованих нанокомпозитів на клі- тинні лінії MCF-7 карциноми молочної залози людини та епітеліа- льної карциноми яєчника людини À 2780 з банку клітинних куль- тур ІЕПОР НÀН України. Êлітини лінії MCF-7 (концентрація складала 1105 клітин/мл в об’ємі 100 мкл) розміщували в 96-лункові пластикові планшети. Êлітини культивувалися в модифікованому середовищі Dulbecco- ISCOV (Sigma) з додаванням 10% ембріональної телячої сироватки і антибіотика — гентаміцину в концентрації 40 мкг/мл в стандарт- них умовах при 37С і при 5%-насиченні повітря CO2. Після 24- годинної адаптації клітин до умов культивування додавали дослі- джувані проби для тестування (кожна в 3 паралелях, по 100 мкл) і інкубували в тих самих умовах. Âизначення цитотоксичности про- водили через 24 години. Ефективність оцінювали за ÌТТ- колориметричним тестом. У основу методу покладена здатність мі- тохондріальних ферментів живої клітини перетворювати 3-[4,5- а б в Рис. 2.35. Êінетичні криві адсорбції цисплатину на поверхні нанокомпо- зитів Fe3O4/ПÀÀ, Fe3O4/-ÀПС, Fe3O4/ГÀ. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 381 диметилтіазол-2-іл]-2,5-дифенілтетразоліум бромід (ÌТТ) — сіль жовтого кольору, в кристалічний ÌТТ-формазан лілового кольору. Для цього в лунки 96-лункового планшету додавали 20 мкл розчи- ну ÌТТ (5 мг/мл фосфатно-сольового буфера) і інкубували протягом 3-х годин. Після центрифугування планшету (1500 об/хв, 5 хв) ви- даляли супернатант. Для розчинення кристалів формазану в кожну лунку додавали 100 мкл диметилсульфоксиду (Serva). Âеличину оптичного поглинання розчину вимірювали за допомогою мульти- лункового спектрофотометра (MultiScan MCC 340) при довжині хвилі 540 нм (ОП540). За описаною методикою вивчено цитотоксичну дію синтезованих нанокомпозитів на клітини епітеліальної карциноми яєчника лю- дини лінії À 2780. Дослідження проводилось на зразках: — цисплатин, стандартизований препарат (ЦП); — магнетокерований нанокомпозит Fe3O4/ПÀÀ; — магнетокерований нанокомпозит Fe3O4/ПÀÀЦП. Â дослідженнях використовували розчини цисплатину з концен- трацією С2 мкг/мл в дозах IC50, які викликають загибель 50% клітин. Результати досліджень синтезованих зразків наведено в табл. 2.14. З таблиці видно, що застосування розчину ЦП з концентрацією С2 мкг/мл у відповідній дозі IC50, викликає загибель 52% клітин лінії À2780. Нанокомпозит Fe3O4/ПÀÀ — магнеточутливий нано- розмірний носій з біосумісним полімерним покриттям, практично не пригнічує клітин, що свідчить про його біосумісність з даною клітинної лінією у використаних дозах. Проте, магнетокерований нанокомпозит Fe3O4/ПÀÀЦП, що створює відповідну концентра- цію цисплатину (2 мкг/см3), викликає загибель 65% клітин і на 13% перевищує ефект дії вільної форми препарату. Отже, використання нанокомпозиту Fe3O4/ПÀÀЦП уможлив- лює збільшити цитотоксичний ефект цисплатину у культурально- му середовищі. Це можна пояснити травматичною дією магнеточу- тливих нанокомпозитів на клітинну мембрану, що сприяє проник- ненню цисплатину в онкоклітини. Результати досліджень впливу синтезованих нанокомпозитів на життєздатність клітин карциноми молочної залози людини лінії ТАБЛИЦЯ 2.14. Âплив цисплатину на життєздатність клітин лінії À2780. Зразок ІС50 Êількість клітин, що загинули, % ЦП 52 Fe3O4/ПÀÀ 2 Fe3O4/ПÀÀЦП 65 382 П. П. ГОРБИÊ MCF-7 наведено нижче. 2.6. Нанокомпозити комплексної дії (моделі нанороботів) Àналіз цитотоксичности синтезованих нанокомпозитів комплекс- ної (хіміо- та імунотерапевтичної) дії вивчали на клітинах карци- номи молочної залози людини лінії MCF-7 в Інституті експеримен- тальної патології, онкології і радіобіології ім. Р.Є. Êавецького НÀН України. 2.6.1. Моделі нанороботів на основі нанокомпозитів Fe3O4/-AПС, Fe3O4/ПАА та Fe3O4/ГА З метою вивчення впливу магнеточутливих нанокомпозитів, що характеризуються здатністю розпізнавання специфічних клітин та комплексного виконання хіміо- і імунотерапевтичних функцій, на життєздатність онкоклітин, були виготовлені зразки, що містять іммобілізований цитостатик (зразки типу 2, 5, 7), моноклональні антитіла (1, 4, 8) та більш складні магнеточутливі структури, мо- дифіковані цисплатином та кон’юґовані моноклональними антиті- лами (моделі нанороботів, зразки 3, 6, 9): 1. Fe3O4/-ÀПСCD 95; 2. Fe3O4/-ÀПСЦП; 3. Fe3O4/-ÀПСCD 95ЦП; 4. Fe3O4/ПÀÀCD 95; 5. Fe3O4/ПÀÀЦП; 6. Fe3O4/ПÀÀCD 95ЦП; 7. Fe3O4/ГÀЦП; 8. Fe3O4/ГÀCD 95; 9. Fe3O4/ГÀЦПCD 95. Нанокомпозити типу 1–7 виготовляли, застосовуючи описані вище методики. При виготовленні моделей нанороботів Fe3O4/-ÀПСCD 95ЦП, Fe3O4/ПÀÀCD 95ЦП (зразки 3, 6) спочатку до поверх- ні нанокомпозитів Fe3O4/-AПС, Fe3O4/ПÀÀ (активованого ЕД) ко- валентно приєднували окиснені моноклональні антитіла CD 95, а потім адсорбували цитостатик. Ìожливий і зворотній порядок синтезу моделей нанороботів: на- нокомпозити Fe3O4/ПÀÀ, Fe3O4/-ÀПС з адсорбованим цисплати- НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 383 ном (А128 мг/г, 98,3 мг/г (по Pt²  ) відповідно) кон’юґували моно- клональним антитілом CD 95 (С20 мкг/мл, V1 мл) та поперед- ньо окисненим антитілом (С13 мкг/мл, V1,7 мл). Â результаті одержували зразки типу 3, 6. З метою оптимізації методики створення нанокомпозитів - e3O4/ГÀCD 95 (зразки 8) досліджено адсорбцію моноклонального антитіла СD 95 на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/ГÀ. Àдсорбцію моноклональних антитіл СD 95 (С20 мкг/мл, V1 мл) на нанокомпозитах (наважки 0,03 г) проводили у фізіологічно- му середовищі протягом 2 годин в динамічному режимі за кімнат- ної температури. Êонцентрацію антитіл вимірювали на комбінова- ному рідері для мікропланшету Synergy HT, Model SIAFRTD, Serial Number 202993 (Bio Tek). Êількісне визначення вмісту глікопроте- їну в пробах проведене по методу Бредфорда [81]. Одержані дані (табл. 2.15) вказують на значну адсорбцію антитіл на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/ГÀ. Наведені дані стосовно інших нанокомпозитів (Fe3O4/ПÀÀ і Fe3O4/-ÀПС) свідчать, що природа поверхні нанокомпозиту істотно впливає на адсорбцію антитіл. Показано, що величина фізичної адсорбції глікопротеїну на по- верхні ГÀ істотно перевищує величину адсорбції не лише фізично, але і ковалентно іммобілізованого антитіла на поверхні Fe3O4, фун- кціоналізованого аміногрупами. Âисока адсорбційна місткість по- верхні Fe3O4/ГÀ може бути пояснена складним механізмом адсорб- ції глікопротеїнів: Са2+-центри взаємодіють з карбоксилатними за- лишками поверхні антитіла, РО4 2-центри — з основними ділянками молекули. Згідно з даними [80] значний вплив на механізм адсорб- ції здійснює рН середовища, з якого відбувається адсорбція. Êоре- ляція рН середовища з pI адсорбтиву обумовлює переважну конфо- рмацію адсорбованих молекул. Підвищення кількости біомолекул в розчині до рівня, що пере- вищує їх концентрацію в адсорбованому моношарі, сприяє впоряд- куванню і утворенню щільнішої упаковки на поверхні. Âраховуючи значну величину адсорбції антитіл на поверхні Fe3O4/ГÀ в порів- нянні зі значеннями адсорбції на поверхні нанокомпозитів, функ- ціоналізованих аміногрупами, можна зробити припущення про ТАБЛИЦЯ 2.15. Параметри адсорбції моноклональних антитіл СD 95 на поверхні магнеточутливих нанокомпозитів (С0 — початкова концентрація антитіл; А — адсорбція антитіл на поверхні нанокомпозиту). Нанокомпозит С0, мкг/мл А, мкг/г фізична адсорбція А, мкг/г ковалентна іммобілізація Fe3O4/ГÀ 20 590 — Fe3O4/ПÀÀ 20 2,3 163,2 Fe3O4/-ÀПС 20 1,2 137,7 384 П. П. ГОРБИÊ утворення щільної, сприятливо орієнтованої, упаковки молекул СD 95 на поверхні нанокомпозиту, модифікованого ГÀ. Це підтвер- джено дослідженнями в ІЕПОР НÀН України імунотерапевтичного впливу біофункціоналізованих нанокомпозитів на клітинні лінії. Їх цитотоксична дія перевищує дію контрольних доз антитіл в 2,7 ра- зи. Êрім того, антитіла, іммобілізовані на поверхні ГÀ, характери- зуються слабкою десорбцією в модельних біологічних середовищах. Ìоделі нанороботів Fe3O4/ГÀЦПCD 95 (зразки типу 9) виго- товляли наступним чином. Нанокомпозит (Fe3O4/ГÀ) з адсорбованим цисплатином (А60,1 мг/г по Pt²+) (зразки типу 7) заливали розчином моноклонального антитіла CD 95 (С20 мкг/мл, V1 мл). Іммобілізацію проводили адсорбційним методом у фізіологічному розчині впродовж 2 годин в динамічному режимі за кімнатної температури. Для вивчення впливу нанокомпозиту з адсорбованим цитостати- ком і іммобілізованим моноклональним антитілом (зразки 9) на ку- льтивоване середовище, розраховували вміст цисплатину так, щоб його концентрація відповідала біологічному еквіваленту ефективно- сти IC25, тобто складала 25% концентрації IC, що дозволяє повністю знищити клітини. Попередніми дослідженнями встановлено, що IC505 мкг/мл, тому для нашого експерименту використовували концентрацію IC252,5 мкг/мл. При цьому концентрація антитіл СD 95 становила 0,2 мкг/мл (терапевтична доза складає 10–30 мкг/мл). 2.6.2. Біоактивність нанокомпозитів 2.6.2.1. Взаємодія нанокомпозитів, що містять ПАА, -АПС, цисплатин та антитіло з клітинами лінії MCF-7 Результати досліджень цитотоксичної дії магнеточутливих нано- композитів, що містять ПÀÀ, -ÀПС адсорбований цисплатином, іммобілізовані моноклональні антитіла, на життєздатність клітин лінії ÌСF-7 наведено в табл. 2.16. З одержаних результатів видно, що використання магнеточутли- вих нанокомпозитів з адсорбованим цисплатином з концентрацією удвічі нижче терапевтичного рівня, кон’юґованих моноклональ- ними антитілами CD 95 з майже на порядок меншою концентраці- єю, призводить до загибелі 46–57% пухлинних клітин, що переви- щує дію контрольного зразка на 50%. Âиявлений синергічний ефект можна пояснити наступним чином. По-перше, реалізована цільова доставка комплексу цитостатик– моноклональне антитіло до пухлинних клітин завдяки наявності на їх поверхні відповідних рецепторів. Ефективному цитотоксичному впливу цисплатину сприяє травматична дія нанокомпозиту на клі- тинну мембрану, істотно покращуючи проникнення лікарських за- НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 385 собів через мембранний бар’єр. Біфункціональні продукти взаємо- дії, так звані ДНÊ-аддукти, блокують реплікацію, транскрипцію і, як наслідок, клітинну проліферацію. По-друге, система ліґанд/рецептор відіграє важливу роль в апоп- тозі злоякісних клітин. Зв’язуючись зі своїм рецептором, антитіло запускає систему передачі сигналів, яка призводить до апоптозу. 2.6.2.2. Цитотоксичність нанокомпозитів на основі магнетиту та гідроксоапатиту Досліджена цитотоксична активність нанокомпозиту Fe3O4/ГÀ з адсорбованим цисплатином, кон’юґованого моноклональним анти- тілом CD 95 на клітинах карциноми молочної залози людини лінії MCF-7 [68]. Для порівняння досліджена цитотоксична активність нанокомпозитів з окремо адсорбованими цисплатином і монокло- нальними антитілами. У якості контрольних зразків використано чисте поживне сере- довище, цисплатин із С2,5 мкг/мл, що відповідає четвертинній дозі IC і моноклональне антитіло CD 95 із С0,2 мкг/мл. Також до- сліджений вихідний магнетит і нанокомпозит Fe3O4/ГÀ на біосумі- сність з даною клітинною лінією. Результати досліджень цитотоксичного впливу магнеточутливо- го нанокомпозиту наведено в табл. 2.17. ТАБЛИЦЯ 2.16. Âплив магнеточутливих нанокомпозитів з адсорбованим цисплатином, кон’юґованих моноклональними антитілами, на життєдія- льність клітин лінії ÌСF-7. Êонтрольні порівняння Загиблі клітини, % Д ія к о н т р о л ь н и х з р а з к ів F e 3 О 4 / - À П С  Ц П F e 3 О 4 / - À П С  C D 9 5 F e 3 О 4 / - À П С  Ц П  C D 9 5 F e 3 О 4 / П À À  Ц П F e 3 О 4 / П À À  C D 9 5 F e 3 О 4 / П À À  Ц П  C D 9 5 Цисплатин (ЦП) С2,5 мкг/мл 25 31 38 Àнтитіло CD 95 С0,2 мкг/мл 10 20 21 ЦПCD 95 38 46 57 386 П. П. ГОРБИÊ Експериментальні дані свідчать, що вплив магнетокерованих нанокомпозитів (нанороботів), до складу яких входить протипух- линний препарат і моноклональні антитіла CD 95, на онкоклітини MCF-7 відзначається високою ефективністю і синергізмом, причи- ни яких, на нашу думку, аналогічні описаним у 2.6.2.1. Таким чином, наведені результати експериментальних дослі- джень свідчать, що застосування поліфункціональних магнеточут- ливих нанокомпозитів принципово дозволяє реалізувати розпізна- вання специфічних клітин та досягти цитотоксичного ефекту пре- парату при нижчих концентраціях лікарських препаратів, створи- ти умови для зменшення токсико-алергічного впливу лікарських хіміотерапевтичних засобів на організм в цілому. 3. НАНОМАТЕРІАЛИ ТА МАГНЕТОЧУТЛИВІ НАНОКОМПОЗИТИ ДЛЯ БІОСЕПАРАЦІЇ Дослідження цього розділу проведені з метою вирішення одного з актуальних завдань сучасної медицини — створення біомагнетних сорбентів, здатних видаляти вірусні частинки з біологічних рідин, зокрема, плазми та сироватки крові людини. Дослідження викона- ні спільно з Інститутом гематології та трансфузіології ÀÌН Украї- ни [3, 14, 84, 85]. 3.1. Деконтамінація вірусів за допомогою високодисперсних оксидів Для запобігання трансфузійній передачі інфекційних аґентів, що призводять до виникнення важких вірусних захворювань, серед яких особливе місце займають посттранфузійні гепатити, потрібні високоякісні препарати. Основним структурним компонентом віру- сної частинки (віріона) є білковий капсид, в якому розташована ну- клеїнова кислота. Êапсиди побудовані з білкових субодиниць, зіб- ТАБЛИЦЯ 2.17. Âпливу магнеточутливих нанокомпозитів з адсорбованим цисплатином, кон’юґованих моноклональними антитілами, на життєзда- тність клітин лінії ÌСF-7. Êонтроль порівняння Загиблі клітини, % Дія контроль- них зразків Fe3О4/ГÀЦП Fe3О4/ГÀCD 95 Fe3О4/ГÀ  ЦПCD 95 Цисплатин (ЦП) С2,5 мкг/мл 25 48 Àнтитіло CD 95 С0,2 мкг/мл 10 27 ЦисплатинCD 95 38 57 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 387 раних за відносно простими геометричними принципами [86]. Багато вірусів, окрім нуклеокапсиду, мають зовнішні оболонки, що складаються з білків, ліпідів і вуглеводів. Індивідуальність їх визначається передусім амінокислотним складом, а також вторин- ною і третинною білковою структурою. Структурні білки вірусів зазвичай містять нейтральні і дикарбонові амінокислоти і в меншій кількості — двоосновні амінокислоти, у вірусних білках кількість кислотних залишків перевищує число аміногруп. У зв’язку з цим ізоелектричні точки (рI) вірусів розташовані в кислій зоні [87]. Білки та амінокислоти є амфолітами. Як амфолі- ти, білки зв’язують і катіони, і аніони. При рНрI число позитив- них і неґативних зарядів у білку є однаковим. У ізоелектричній то- чці сили електростатичного відштовхування мінімальні. При від- хиленні рН в будь-яку сторону від рI білки набувають позитивного або неґативного заряду, а їх розчинність збільшується. Присутність солей в розчині може або збільшити, або зменшити розчинність бі- лку [88]. Âстановлено [86], що віруси людини і тварин мають здатність приєднуватися до зарядженої поверхні таких речовин, як силікаґе- лі, ґелі фосфату кальцію, похідні целюлози. Ймовірно, електроста- тична взаємодія на початковому етапі має ключову роль в забезпе- ченні адсорбції вірусних частинок. Приєднання вірусів до клітин, як і до поверхні речовин (сорбентів), залежить від іонної сили роз- чину і його рН [86]. Роль впливу іонної сили розчину залишається не з’ясованою [89]. Ìеханізм адсорбції білків остаточно не встановлений. Найбільш арґументованою є точка зору, згідно якої існує два (крайніх) типи білків, що розрізняються по механізму їх адсорбції на твердій пове- рхні — «жорсткі» і «м’які». Àдсорбція «жорстких» білків, в моле- кулах яких існують сильні внутрішньомолекулярні зв’язки (на- приклад, рибонуклеаза), визначається електростатичними і гідро- фобними взаємодіями, а також дегідратацією поверхні і білкових молекул. При адсорбції «м’яких» білків (наприклад, альбуміну) виникає додаткова рушійна сила адсорбції, пов’язана із структур- ними змінами молекул білка, яка може перевищити вклад електро- статичного відштовхування. Â результаті на відміну від «жорст- ких» білків вони можуть адсорбуватися на гідрофільній поверхні з однойменним зарядом. Необоротність цього процесу можна пояс- нити тільки багатоцентровим механізмом адсорбції білків [90]. Для біосепарації (деконтамінації) небажаних білкових домішок використовують неорганічні адсорбенти — оксиди, нерозчинні гід- роксиди і фосфати. Однією з відмітних переваг цих матеріалів, осо- бливо при великомасштабному або промисловому застосуванні, є їх економічність [80]. Âивчені антимікробні властивості TiO2, SnO2 і встановлено, що кількість мікроорганізмів після зв’язування з ци- 388 П. П. ГОРБИÊ ми сорбентами зменшується на 40–85% в порівнянні з початковим, допування металами збільшує швидкість зв’язування і кількість мікроорганізмів, що вижили, зменшується. Швидку адсорбцію білків можна здійснити шляхом введення со- рбенту в розчин [78]. Цей метод дозволяє швидко обробити великі об’єми матеріалу. Àдсорбенти з пов’язаним на їх поверхні білком відділяють шляхом осадження (центрифугування) або фільтрації. Процес відділення можна модифікувати, використовуючи магне- токеровані сорбенти і магнетні штативи або магнетні сепаратори. Тому метою наших досліджень був підбір оптимальних адсорбентів для деконтамінації вірусів і подальшої розробки вірусінактивую- чих магнетокерованих адсорбентів (нанокомпозитів). Для досліджень у якості модельного оболонкового вірусу був виб- раний вірус везикулярного стоматиту (ÂÂС) штам Індіана. У якості моделей використані адсорбенти на основі оксидів заліза, кремнію, титану, алюмінію, магнію, хрому, мангану, цинку (табл. 3.1). Інфе- кційну активність розраховували за методикою [91]. Інфекційна активність вірусу (у Іg ТЦД 50/см3) в початковій віру- совмісній рідині складала 5,7. Через 7 діб спостереження в культу- ральній рідині після контакту з Mn2O3 кількість вірусу не змінила- ся, що свідчить про відсутність адсорбції вірусу на цьому оксиді. При контакті вірусовмісної культуральної рідини з ZnO значення Іg ТЦД 50/см3 зменшилося на 1, після експозиції з Al2O3, Al2O3/SiO2 (3,07%), SiO2 на 2, після експозиції з Al2O3/SiO2 (1,94%), Cr2O3/A- 300, TiO2/SiO2 (25,1%) SiO2 на 3, після експозиції з TiO2/SiO2 (11,27%), MgO на 4. Повна інактивація (адсорбція ÂÂС) спостерігалася після контак- ту з магнетитом і діоксидом титану. Слід зазначити, що чим мен- шою була концентрація Al2O3 і TiO2 на поверхні кремнезему, тим вище була адсорбційна здатність цих нанокомпозитів по відношен- ню до ÂÂС. Результати титрування ÂÂС після контакту вірусовміс- ної рідини з різними наноматеріалами при Т293С наведено на рис. 3.1. Раніше при дослідженні елементного складу поверхні нанокомпо- зитів Al2O3/SiO2 і TiO2/SiO2 було показано, що при збільшенні конце- нтрації Al2O3 до 3% практично увесь алюміній знаходиться на повер- хні наночастинок кремнезему [92]. Це призводить до утворення на поверхні кислих алюмосилоксанових містків AlO(H)Si, які визна- чають адсорбційні властивості поверхні. Збільшення загального вмі- сту Al2O3 до 8–30% призводить до зменшення концентрації алюмі- нію в приповерхневому шарі та збільшення концентрації кремнію. Для зразків із загальним вмістом TiO2 до 20% поверхнева концен- трація титану вища, ніж його об’ємна концентрація. Для зразків, що мають загальний вміст TiO2 20–80%, поверхня нанокомпозиту збіднена титаном в порівнянні з її об’ємом [93]. Т А Б Л И Ц Я 3 .1 . Д е я к і х а р а к т е р и с т и к и в и с о к о д и с п е р с н и х о к с и д ів . О к с и д П и т о м а п о в е р х н я S п и т ., м 2 / г С е р е д н ій р о з м ір ч а с т и н о к d , н м р Н П р и м іт к а F e 3 O 4 9 0 – 1 8 0 3 0 – 5 0 6 – 8 С и н т е з о в а н и й а в т о р а м и T iO 2 — а н а т а з 3 0 5 0 3 ,6 — C r 2 O 3 ( 1 % ) / А -3 0 0 2 0 5 1 0 3 ,6 — В Д К Д А -3 0 0 ( А -3 0 0 ) 3 0 0 5 – 2 0 3 ,6 – 4 ,3 Г О С Т 1 4 9 2 2 -7 7 Т и т а н о к р е м н е з е м , в м іс т T iO 2 — 2 5 ,1 % 2 0 0 5 – 4 0 3 ,6 Т У 8 8 . У С С Р -2 5 1 -0 1 -0 8 А л ю м о к р е м н е з е м , в м іс т A l 2 O 3 — 3 ,0 7 % 2 0 0 – 3 0 0 5 – 4 0 3 ,6 Т У 8 8 . У С С Р -2 5 1 -0 2 -8 4 А л ю м о к р е м н е з е м , в м іс т A l 2 O 3 — 1 ,9 4 % 2 0 0 – 3 0 0 5 – 4 0 3 ,6 Т У 8 8 . У С С Р -2 5 1 -0 2 -8 4 Т и т а н о к р е м н е з е м , в м іс т T iO 2 — 1 1 ,2 7 % 2 0 0 5 – 4 0 3 ,6 Т У 8 8 . У С С Р -2 5 1 -0 1 -0 8 A l 2 O 3 п ір о г е н н и й 2 0 0 2 0 7 Г О С Т 8 1 3 6 -8 5 M g O 1 5 0 7 Г О С Т 4 5 2 6 -7 5 M n 2 O 3 1 5 0 7 Г О С Т 4 4 7 0 -7 9 Z n O 5 6 5 7 Г О С Т 1 0 2 6 2 -7 3 НАНОКОМПОЗИТИ З ФУНКЦІЯМИ МЕДИКО-БІОЛОГІЧНИХ НАНОРОБОТІВ 389 390 П. П. ГОРБИÊ Слід зазначити, що рН початкової вірусовмісної рідини після до- даванням дисперсного MgO змінюється до 10–11. Ймовірно, основ- на частина ÂÂС в лужному середовищі руйнується, а сорбція в та- кому діапазоні рН зазвичай не відбувається. Âеличина адсорбції сироваткових білків залежить від рН, вона пов’язана з електроста- тичною взаємодією адсорбент–білок. При значеннях рН, що пере- вищують ізоелектричну точку, на білковій молекулі з’являються неґативні заряди, що призводить до пониження адсорбції в резуль- таті відштовхування однойменних зарядів. При рН8 білок і пове- рхня сорбенту заряджені неґативно, адсорбція припиняється [90] і віруси з розчину не видаляються [84]. Таким чином, одержані дані свідчать про перспективність вико- Рис. 3.1. Інфекційна активність ÂÂС(Іg ТЦД 50/см3 (до (1) і після (2) кон- такту вірусовмісної рідини з наноматеріалами: а — Fe3O4 и ТіО2; б — SiO2; в — ТіО2/SiO2 — (25,1%); г — Al2O3/SiO2 — (3,07%); д — Al2O3/SiO2 — (1,94%); е — ТіО2/SiO2 — (11,27%); ж — ZnO; з — MgO; к — Al2O3 (піро- генний); л — Mn2O3; м — Cr2O3/A-300 при Т293 Ê. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 391 ристання Fe3O4 і TiO2 для створення магнетокерованих нанокомпо- зитів, придатних для деконтамінації оболонкових вірусів з біологі- чних рідин. 3.2. Магнетні нанокомпозити для біосепарації З метою вирішення одного з актуальних завдань сучасної медицини — створення біомагнетних сорбентів, здатних видаляти вірусні ча- стинки з сироватки крові людини, проведено виділення з сироваток реконвалесцентів після гострого вірусного гепатиту Â (ÂГÂ) і гепа- титу С (ÂГС) специфічних глобулінів, які використовували надалі як молекули-вектори (ліґанди) [85]. Для міцности імуноглобуліни (Ig) ковалентно зв’язували з магне- титом, інкапсульованим матрицею, що несла на поверхні амінопро- пільні групи. Була вивчена динаміка сорбції імуноглобулінів на маг- нетокерованому носієві. Сироватки, позитивні в полімеразній лан- цюговій реакції (ПЛР) і імуноферментному аналізі (ІÔÀ), випробо- вували з метою сепарації вірусів імуномагнетними сорбентами. Згідно з результатами ПЛР, досягнута повна вірусна деконтамі- нація сироватки, в той самий час результати ІÔÀ свідчать про при- сутність поверхневого антигену (HÂsAg) в досліджуваних зразках сироватки, що може бути пов’язано, зокрема, з наявністю великої кількости дефектних вірусних частинок. 3.2.1. Сироватки Âикористовували сироватки крові хворих у стадії реконвалесценції після гострого ÂГÂ і ГС, на початку ремісії після хронічного ÂГС. Усі сироватки пройшли скринінг молекулярно-генетичним методом ПЛР («ÀмплиСенс HCV 240/ÂÊО-440», «ÀмплиСенс HBV») і ІÔÀ («DIA- HCV», «DIA-HBV», «DIA-HBcore», «Anti-HBsAg Vitrotest»). Сирова- тки, неґативні в ПЛР і ІÔÀ (HBsAg), були відібрані для виділення специфічних імуноглобулінів (Ig-ÂГС, Ig-ÂГÂ); позитивні в ПЛР ана- лізі використовували в подальшій роботі по видаленню вірусів. Для виділення Ig ÂГС використовували пули сироваток з показ- никами оптичної густини (ОГ) в ІÔÀ від 2 в.о. і вище, для Ig ÂГÂ — від 15 до 400 мÌЕ/мл. 3.2.2. Імуноглобуліни Специфічні імуноглобуліни людини виділяли з високоактивних сироваток і використовували для одержання імуномагнетного сор- бенту. Імуноглобуліни виділяли преципітацією риванолом і суль- фатом амонію, діалізували проти фізіологічного розчину, концент- 392 П. П. ГОРБИÊ рували ПЕГ-40000, знову діалізували. Âизначали рівень Ig в ІÔÀ, спектр антитіл (ÀТ) імуноелектроосмофорезом (ІЕОÔ), концентра- цію білку методом Лоурі. 3.2.3. Магнетокеровані вірусінактивуючі нанокомпозити Для одержання біомагнетного сорбенту були використані компози- ти, що є високодисперсним магнетитом, модифікованим силіка-- амінопропілсилоксаном, одержаним золь–ґель-методом. Âагове співвідношення SiO2:NH2(CH2)3O3/2 в нанесених сорбентах складало 2:0,5 і 2:1 в композитах 1 і 2 відповідно. Питома поверхня частинок була 31 і 36 м 2/г. Зразки легко суспендували і швидко осідали за допомогою зовнішнього магнетного поля. Для запобігання десорб- ції Ig з поверхні носія в процесі використання магнетокерованого сорбенту переважним є їх хімічне зв’язування [85]. Зразки магне- титу несли на поверхні функціональні групи NH2(CH2) 3. У якості зв’язувального аґента для силіка--амінопропілсилоксану і глобу- лінів використовували глутаральдегід (25%, Merck — 820603). Ôункціоналізовані магнетні носії перед роботою стерилізували озоном і дисперґували ультразвуком. З цією метою використовува- ли комплекс озонування і ультразвуковий дисперґатор УЗДН-2. Розчини Ig стерилізували, використовуючи фільтри з діаметром пор 0,22 мкм (Sarstedt) [94]. Для дослідницьких цілей зазвичай ви- користовували 100 мг функціоналізованих магнетних носіїв [95]. Знаючи вагу, питому поверхню, визначали кількість імуноглобулі- ну, для біофункціоналізації з розрахунку, що на 1 мм2 поверхні не- обхідно 2,5 нг антитіл [96]. Підготовлені зразки суспендували в 0,1 Ì фосфатному буфері рН 7,4; додавали рівний об’єм 5% розчину глутаральдегіду, приготов- леного з 25% глутаральдегіду в 0,1 Ì фосфатному буфері. Одержа- ну суміш м’яко перемішували протягом 3 годин. Глутаральдегід, що не прореагував, відмивали п’ятиразово 0,1 Ì фосфатним буфе- ром. До активованих частинок додавали розраховану кількість Ig, потім суміш знову перемішували 17–20 годин. Для вивчення динаміки сорбції Ig на магнетних нанокомпозитах відбирали проби імуноглобуліну в ході сорбції. Після закінчення етапу сорбції нанокомпозити, зв’язані з антитілами, відмивали 0,1 Ì фосфатним буфером і суспендували в 0,2 Ì розчині гліцину, для «блокування» непрореаґованих функціональних альдегідних груп. Суспензію перемішували 30 хвилин, носії, зв’язані з антитілами, відмивали 0,1 Ì фосфатним буфером, етанолом, двічі фосфатним буфером з 0,2% бичачим сироватковим альбуміном, далі фосфат- ним буфером з 0,05% Tween-20. Одержаний таким чином імунома- гнетний сорбент використовували для вірусної деконтамінації си- роватки. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 393 3.2.4. Дослідження деконтамінації вірусних частинок До імуномагнетного сорбенту додавали вірусовмісну (ГÂ або ГС) си- роватку відомої активности, залишали при м’якому перемішуван- ні, відбирали проби сироватки для наступного тестування через 3 години і 18–20 годин. Àктивність сироваток перевіряли ПЛР і ІÔÀ. 3.2.5. Експериментальні результати та обговорення Зразки магнетних наночастинок та нанокомпозитів вивчали мето- дом растрової і трансмісійної електронної мікроскопії (рис. 3.2, 3,3) за допомогою приладів JSM 6060 LA і ТЕÌ 1230 (JEOL, Японія). За даними рис. 3.2 видно, що висушені зразки високодисперсного магнетиту, модифікованого силіка--амінопропілсилоксаном, синте- зованим золь–ґель-методом, складаються з частинок та аґреґатів. Трансмісійний електронно-мікроскопічний аналіз показав, що магнетні частинки характеризувалися незначним розкидом розмі- рів і були представлені округлою, еліпсоїдною, рідше геометрично неправильною формою. Âказаний розкид спостерігався також піс- ля обробки поверхні частинок силіка--амінопропілсилоксаном і наступним нанесенням функціональних NH2(CH2)3-груп (рис. 3.3). Згідно даним трансмісійної електронної мікроскопії, основна ча- стина функціоналізованих частинок мала розмір 50–200 нм, при- чому 80% частинок мали розмір близько 200 нм. У відібраних по ходу приготування імуносорбента пробах Ig визначали концентра- цію методом Лоурі, в кінцевих пробах визначали активність ІÔÀ, ІЕОÔ, графічно зображували динаміку сорбції Ig (рис. 3.4, а, б). Як видно з графіків (рис. 3.4, а, б), ефективність ковалентного Рис. 3.2. РЕÌ-зображення магнетиту, модифікованого силіка-амінопропіл- силоксаном. Рис. 3.3. ТЕÌ-зображення частинок магнетиту, модифікованих силіка- амінопропілсилоксаном. 394 П. П. ГОРБИÊ зв’язування специфічних Ig на магнеточутливих сорбентах, функ- ціоналізованих силіка--амінопропілсилоксаном, складала 60% для Ig-вірусу ГÂ і 97% для Ig-вірусу ГС. На рисунку 3.5 наведено результати ІЕОÔ вихідних зразків специфічних імуноглобулінів (рис. 3.5, а) і після проведення біофункціоналізації сорбенту (рис. 3.5, б). Âеличина сорбційної місткости (кількість зв’язаного білку (мкг) на 1 мг носія) є важливою характеристикою iмуномагнетних мікро- сфер, що визначає ефективність сепарації [94]. При виборі методу зв’язування необхідно враховувати структуру активної сполуки, яка закріплюватиметься на поверхні, а також умови, при яких препарат використовуватиметься після іммобілізації. Обробка поверхні аміноорганокремнеземів за допомогою глута- рового альдегіду, яку було запропоновано R.J. Robinson та ін., на- була найбільшого поширення при створенні активованих матриць [97]. Типи зв’язку матриці і антитіл (ÀТ) або антигену (ÀГ) визна- чаються їх функціональними або реактивними групами, які, у свою а б Рис. 3.4. Динаміка поверхневого зв’язування Ig-ÂГÂ (а) та Ig-ÂГС (б) з час- тинками функціоналізованого магнетиту. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 395 чергу, визначають вибір зв’язувального аґента [98]. Після зв’язування Ig з матрицею не виключені вільні для глікоп- ротеїнів сайти на її поверхні. Для їх блокування використовували БСÀ, найбільш поширений і доступний для цих цілей. Ìожливе використання сироваткового альбуміну людини, найчастіше для iмуномагнетних мікросфер, призначених для сепарації клітин кро- ві [94]. Зниження рівня неспецифічної сорбції можна досягти та- кож внесенням в готовий імуномагнетний біосорбент декстрану лейконостока [99], казеїну. Як правило, одержані у такий спосіб імуносорбенти того ж дня випробовували на вірусовидалення, проте допускається їх консер- вація і зберігання. Сироватка, що містить вірус гепатиту С, не змі- нила свою активність до і після контакту з імуносорбентом (резуль- тати ПЛР), хоча поверхневе зв’язування матриці і Ig-ÂГС було мак- симальним (97%). Такі результати можна пояснити, по-перше, від- сутністю кількісного методу обліку (якісна ПЛР), по-друге, реаль- ною відсутністю нейтралізації вірусу гепатиту С імуносорбентом з огляду на те, що багато віріонів вірусу гепатиту С асоційовані з си- роватковими ліпопротеїнами (-ліпопротеїнами низької і дуже ни- зької густини), які екранують вірусні ÀГ, захищаючи вірус гепати- а б Рис. 3.5. Оцінка сорбції специфічних імуноглобулінів людини на магнети- ті, функціоналізованому силіка-амінопропілсилоксаном, методом ІЕОÔ. У лунки внесено: (а) розчин специфічних імуноглобулінів людини, підго- товлений для сорбції на функціоналізованому магнетиті; (б) той самий ро- зчин після завершення сорбції (через 18–20 годин). У канавки внесена ан- тисироватка до цілісної сироватки людини. 396 П. П. ГОРБИÊ ту С від ÀТ [100]. Сироватка, що містить вірус гепатиту Â, після контакту з імуно- сорбентом була неґативною в ПЛР і була позитивною в ІÔÀ (HBsAg), але значення оптичної густини були нижче за показники початкової сироватки. Зміст неповних вірусних форм («порожнин- них», дефектних) в сироватці, зазвичай, значно перевищує концен- трацію повних віріонів, в деяких сироватках їх кількість переви- щує кількість віріонів в 10000 і більше разів [101]. На кожен вияв- лений інтактний вірус гепатиту Â (частинку Дейна) доводяться сот- ні «порожніх» оболонок, що пояснюється циклом розвитку вірусу гепатиту Â [102]. Неінфекційні, порожнисті частинки HBs-ÀГ з не- великим вмістом preS2-ÀГ, ймовірно, є продуктами паралельної експресії вірусних генів, вбудованих в клітинний геном [103]. Ìи також спостерігали подібне явище: в 20% HBsAg позитивних сиро- ваток не виявляли ДНÊ-ÂГÂ методом ПЛР [104]. Â результаті проведеної роботи одержані зразки iмуномагнетних сорбентів на основі силіка--амінопропілсилоксану і ліґандів-Ig, специфічних до вірусу гепатиту Â і вірусу гепатиту С. Імуноглобу- ліни ефективно зв’язуються з поверхнею матриці. Імуномагнетний сорбент, специфічний до вірусу гепатиту Â, здатний видаляти інфе- кційний повноцінний вірус з сироватки людини. Проте, незважаю- чи на високу величину сорбційної місткости, при одержанні імуно- магнетного сорбенту, специфічного до вірусу гепатиту С, не вдалося досягти ефекту вірусної нейтралізації в сироватці людини. Таким чином, проведені дослідження показали можливість ство- рення імуномагнетного біосорбенту, здатного видаляти вірусні час- тинки із складної біологічної рідини — сироватки крові людини. 4. СИНТЕЗ МАГНЕТОЧУТЛИВИХ НАНОКОМПОЗИТІВ ДЛЯ НЕЙТРОНЗАХВАТНОЇ ТЕРАПІЇ Розробка наукових підходів до вирішення проблеми впровадження магнетокерованих поліфункціональних нанокомпозитів у нейтрон- захватну терапію (НЗТ) є, безперечно, доцільним та актуальним за- вданням, оскільки вони можуть стати основою для створення нових типів лікарських засобів з додатковими функціями магнетокерова- ної спрямованої доставки до органів- або клітин-мішеней і депону- вання, гіпертермії, комбінованої Т1-, Т2-ÌРТ-діагностики в режимі реального часу тощо [1, 32, 105–113]. Â [110–113] розроблено методики синтезу та досліджені власти- вості нових типів нанокомпозитів на основі однодоменного магне- титу, зокрема: 1. Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd — ковалентною іммобілізацією на повер- хні Fe3O4 діетилентриамінпентаоцтової кислоти (ДТПÊ) в комплек- сах з іонами Gd3+; НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 397 2. Fe3O4/ДÌСÊ/Gd — модифікуванням поверхні магнетиту мезо- 2,3-димеркаптосукциновою кислотою (ДÌСÊ), до карбоксильних і сульфгідрильних функціональних груп якої ковалентно приєднані іони Gd3+; 3. Fe3O4/ДÌСÊ/карборан — модифікуванням поверхні магнетиту мезо-2,3-димеркаптосукциновою кислотою та подальшою функціо- налізацією орто-тіокарбораном за реакцією тіол-дисульфідного обміну; 4. Fe3O4/GdBO3 — модифікуванням поверхні магнетиту боратом ґа- долінію GdBO3, що утворюється в результаті взаємодії іонів Gd3+ з гідратованим аніоном бору [B4O5(OH)4] 2, з подальшим гідролізом до GdBO3. Нанокомпозити цього типу вміщують одночасно бор і ґадо- ліній та можуть поєднувати функції неорганічного сцинтилятора і нейтронзахватного аґента. Для синтезу нанокомпозитів використано компоненти, що хара- ктеризуються задовільною біосумісністю. Будову і властивості на- нокомпозитів вивчено комплексом фізико-хімічних методів. Ре- зультати досліджень [110–113] наведено нижче. 4.1. Магнеточутливі наноструктури з хелатованими іонами Gd3+ на поверхні Наявність іонів ґадолінію і заліза у складі нанокомпозитів принци- пово уможливлює використовувати їх для комбінованої діагности- ки в магнеторезонансній томографії (ÌРТ) та НЗТ. Іони Gd3+ є ток- сичними при концентраціях, необхідних для виконання лікуваль- но-діагностичних процедур. Токсичність вільних іонів Gd3+ може бути різко знижена шляхом їх координації з сильно зв’язуваль- ними ліґандами. Так, аніонні комплекси ґадолінію з диетилентри- амінпентаоцтовою (Gd–ДТПÊ, Magnevist®) і ґадотеровою кислота- ми (Gd–DOTA Dotarem®) (рис. 4.1) використані першими в клініч- а б Рис. 4.1. Будова комплексів Gd-ДТПÊ (1) і Gd-DOTA (2). 398 П. П. ГОРБИÊ ній практиці і є зразками порівняння при розробці та оцінці нових контрастують аґентів [109]. Приєднання похідних ДТПÊ до супрамолекулярних структур може бути одним з ефективних шляхів зниження їх обертального руху, що істотно поліпшить якість діагностики цих комплексів в ÌРТ. Швидкість релаксації протонів води (с 1) в контрастувально- му аґенті на одиницю зміни його концентрації в розчинах, що міс- тять змішані міцели, в які інкорпоровані амфіфільні біс- алкіламідні похідні ДТПÊ, є вищою, ніж для гідрофільного ком- плексу Gd–ДТПÊ в результаті зниження рухливости останнього. Ці дані необхідно враховувати при створенні нових, більш ефективних засобів для магнеторезонансної томографії [107–109]. 4.1.1. Іммобілізація комплексів Gd–ДТПК на поверхні модифікованого магнетиту З урахуванням наведених даних, нами запропонована методика ім- мобілізації комплексу Gd–ДТПÊ на поверхні магнетиту, модифіко- ваного спейсером — -амінопропілсилоксаном. Здійснено хімічне конструювання наноструктур на основі високодисперсного Fe3O4. Àрхітектура синтезованих нанокомпозитів характеризується наяв- ністю магнеточутливого «ядра»-носія, поверхню якого модифіко- вано біосумісним покриттям неорганічної або органічної природи. Розроблено методику синтезу нанокомпозиту з пошаровою нано- архітектурою: Fe3O4-ÀПСДТПÊGd3. Досліджено ком- плексоутворення іонів Gd3+ з хелатами поверхні нанокомпозиту. Âивчено ізотерми адсорбції Gd3+ на нанокомпозиті з поверхнею, мо- дифікованою ДТПÊ. Диетилентриамінпентаоцтова кислота утворює міцний стабіль- ний комплекс з парамагнетним іоном ґадолінію (logK22–23). Ôункціональні групи –NH2 взаємодіють з ангідридами кислот, тому магнетит модифікували -ÀПС (за методиками (2.4.2) для оде- ржання вільних аміногруп на поверхні, а ДТПÊ переводили у ангі- дрид даної кислоти. Синтез здійснювали в кілька стадій. 4.1.1.1.Синтез біс-ангідриду ДТПК Синтез ангідриду проводили при нагріванні ДТПÊ (75С) з оцтовим ангідридом у піридині в колбі із зворотнім холодильником (рис. 4.2, стадія 1). Утворювався коричневий осад. Êолір осаду та ІЧ- Ôур’є-спектральні дослідження (зміщення смуги поглинання кар- бонільної групи від 1730 см 1 до 1636 см 1, відповідність СП 3017– 2900 см 1 коливанням С–Н-зв’язків) підтверджували утворення ан- гідриду ДТПÊ-À (рис. 4.3, а, криві 1, 2). НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 399 4.1.1.2. Синтез нанокомпозитів Fe3O4/-АПС/ДТПК/Gd Àнгідрид ДТПÊ взаємодіє з первинними амінами з утворенням амі- дів. Зазначена реакція використана на другій стадії запропонованої нами методики (рис. 4.2, стадія 2). Âзаємодія аміногрупи, яка міс- титься на поверхні магнетиту, модифікованого -амінопропілсило- ксаном, з ангідридом ДТПÊ здійснювалась в етиловому спирті при кімнатній температурі і присутності концентрованої оцтової кисло- ти. Â результаті одержували нанокомпозити Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ-À. На стадії 3, рис. 4.2, нанокомпозит Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ-À кип’ятили 3 години у воді для повного гідролізу всіх ангідридних груп та одержували нанокомпозит Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ. Нанокомпозити Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd одержували шляхом взаємодії Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ з іонами ґадолінію в середовищі вод- Рис. 4.2. Схема хімічного синтезу нанокомпозитів Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd. 400 П. П. ГОРБИÊ ного розчину сульфату ґадолінію (рис. 4.2, стадія 4) та утворення ковалентних зв’язків Gd3+ з карбоксильними групами та координа- ційних зв’язків з атомами азоту, закріпленими на поверхні магне- точутливого носія ДТПÊ. ІЧ-Ôур’є-спектри продуктів послідовного синтезу нанокомпози- ту Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd наведено на рис. 4.3, б (криві 1–3) та Fe3O4/-ÀПС (4). Дублет при 1130 і 1060 см 1 свідчить про наявність на поверхні носія просторової полімерної сітки SiO2. Зсув на 36 см 1 СП при 1410 см 1, що належать карбоксильним групам і атомам азоту, свідчить про утворення комплексів ґадолінію в структурі на- нокомпозиту. 4.1.1.3. Адсорбція катіонів Gd3+ на поверхні нанокомпозитів Fe3O4/-АПС/ДТПК Дослідження процесів адсорбції іонів Gd3+ проводили на синтезова- них нанокомпозитах Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ. Для кількісного вимірювання адсорбції іонів ґадолінію на повер- хні нанокомопозита використано спектрофотометричний метод ви- значення його комплексів у розчині. Âизначали Gd3 за допомогою Рис. 4.3. ІЧ-Ôур’є-спектри: ДТПÊ (1) та ДТПÊ-À (2), (а); продуктів послі- довного синтезу нанокомпозиту Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd (б): Fe3O4/- ÀПС/ДТПÊ-À (1), Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ (2), Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd (3), Fe3O4/-ÀПС (4). НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 401 реаґенту арсеназо-3 в уротропіновому буфері. Àдсорбцію іонів Gd3 проводили у водному середовищі впродовж 2 годин в динамічному режимі при кімнатній температурі. Êіль- кість адсорбованої речовини на поверхні нанокомпозитів визначали вимірюванням концентрації іонів Gd3 контактних розчинів до і пі- сля адсорбції. Êонцентрацію вимірювали за допомогою спектрофо- тометра при 583 нм по калібрувальному графіку. Àдсорбцію іонів ґадолінію, A, на поверхні нанокомпозиту розра- ховували за методикою 2.5.5. Ізотерма адсорбції Gd3+ на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/- ÀПС/ДТПÊ має S-подібний вигляд (рис. 4.4). Âстановлено, вели- чина адсорбції іонів ґадолінію складала 490,8 мг/г. Ôізико-хімічні процеси, що визначають комплексоутворення на поверхні твердого тіла, можуть бути досить складними (формуван- ня як моно-, так і полішарів адсорбованих речовин, взаємодія ком- плексів адсорбат–адсорбент між собою тощо). Ці процеси залежать від будови і складу сорбенту, відносних і абсолютних концентрацій речовин, що сорбуються у розчині, його кислотности, стійкости комплексів на поверхні і т.п. Тому інтерпретація результатів екс- периментів за участю реакцій комплексоутворення на поверхні може бути досить складною і не завжди призводити до однозначних висновків. 4.1.2. Електронна структура нанокомпозиту Fe3O4/-АПС/ДТПК/Gd Електронну структуру нанокомпозитів Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd Рис. 4.4. Ізотерма адсорбції Gd3+ на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/- ÀПС/ДТПÊ. 402 П. П. ГОРБИÊ (рис. 4.5, а, б) досліджували методом рентґенівської фотоелектрон- ної спектроскопії на електронному спектрометрі з енергоаналізато- ром PHOIBOS-100 SPECS. Джерелом випромінення була рентґенів- ська трубка з магнієвим анодом (ЕÌgK 1253,6 еÂ, Р300 Âт). У спектрі N1s структур Fe3O4/-ÀПС присутні дві компоненти (рис. 4.5, а). Ìаксимум з енергією зв’язку 399,2 еÂ вказує на наяв- ність на поверхні зразка NH2-груп, 400 еÂ — радикалів NH3 +. Поява додаткової смуги поглинання в спектрі N1s нанокомпози- Рис. 4.5. Спектр N1s нанокомпозиту Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd. Рис. 4.6. Спектр Si2p нанокомпозиту Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd. Рис. 4.7. Спектр 4d5/2 Gd та 4d3/2 Gd нанокомпозиту Fe3O4/- ÀПС/ДТПÊ/Gd. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 403 тів Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd при 396,5 еÂ (рис. 4.5, б) пов’язана з від- тягуванням електронної густини з атома азоту внаслідок його зв’язування з атомом вуглецю карбоксильної групи ДТПÊ, що від- повідає літературним даним. Спектр Si2p (рис. 4.6) містить максимуми, що відповідають сиг- налу від груп покриття модифікатора. Êомпоненти з Езв101 еÂ відповідають групам, що відповідають Si–C зв’язкам, а Езв102,5 еÂ — групам із зв’язком Si–ОН. Ìаксимум при 101–103 еÂ відноситься до SiO2. У спектрі Si2p спостерігається лінія з максимумом при 98,60 еÂ, яка за даними бази NIST X-ray Photoelectron Spectroscopy Database може бути від- несена до сполуки GdSi або Gd5Si3. Утворення силіцидів ґадолінію в таких умовах малоймовірне, тому слід віднести таку лінію до іонів ґадолінію, адсорбованих на поверхні ґратниці шару SiO2. Ìаксимум при 143,2 еÂ (рис. 4.7) належить рівню 4d5/2 Gd, 148,9 еÂ — рівню 4d3/2 атома Gd. Â подальшому дослідження будуть продовжені. Однак, виходячи з наведених експериментальних даних, можна сподіватися, що на- нокомпозити Fe3O4/-ÀПС/ДТПÊ/Gd зможуть поєднувати власти- вості нейтронзахватного аґента і контрастувального засобу для ма- гнеторезонансної томографії. Âони можуть стати основою створен- ня нових перспективних комплексних препаратів для використан- ня в нейтронзахватній терапії пухлин з одночасною ÌРТ-візуаліза- цією. 4.2. Синтез Gd-вмісних нанокомпозитів на основі магнетиту, модифікованого мезо-2,3-димеркаптосукциновою кислотою Як зазначалось у 2.4.3, використання мезо-2,3-димеркаптосук- цинової кислоти для формування капсули магнеточутливої наноча- стинки (рис. 4.8) сприяє стабільності колоїдної системи у водному середовищі, біосумісності матеріалу та уможливлює іммобілізацію необхідних сполук через тіольні та карбоксильні функціональні групи поверхні [55]. Синтез композиту Fe3O4/ДÌСÊ/Gd проводили шляхом модифі- кування магнетиту мезо-2,3-димеркаптосукциновою кислотою з подальшою адсорбційною іммобілізацією іонів Gd3+. Ìодифікування поверхні наночастинок магнетиту мезо-2,3- димеркаптосукциновою кислотою проводили аналогічно 2.4.3. З метою вивчення процесів адсорбції іонів Gd3+ на поверхні нано- композиту та побудови ізотерм наважки нанокомпозиту по 0,02 г заливали розчинами Gd2(SO4)3 різної концентрації. Àдсорбцію про- водили у водному середовищі уротропінового буферу в динамічному режимі за кімнатної температури впродовж 1 години. Одержано нанокомпозит Fe3O4/ДÌСÊ/Gd. 404 П. П. ГОРБИÊ Êількість адсорбованого Gd3 визначали спектрофотометричним вимірюванням концентрації контактних розчинів до і після адсор- бції за допомогою 0,05% арсеназо 3 згідно з калібрувальним графі- ком. Для підтвердження достовірности результатів кількість адсорбо- ваного Gd3+ також визначали на високошвидкісному атомно-емісій- ному спектрометрі з індуктивно зв’язаною плазмою Shimadzu ICPE- 9000. Згідно з розрахунками, адсорбція ґадолінію при С020 мг/мл склала 474,5 мг/г по арсеназо 3 і 490,8 мг/г за даними атомно- емісійної спектрометрії. Близькі значення величин кількости ґадо- Рис. 4.8. Схема будови нанокомпозиту Fe3O4/ДÌСÊ.  — від’ємний заряд; — ДÌСÊ; 1 – вільна карбоксилатна група; 2 — вільна тіольна група; 3 — дисульфідний місток. Рис. 4.9. РÔ-спектри рівнів 4d5/2 Gd та 4d3/2 Gd. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 405 лінію в складі нанокомпозиту, одержані двома незалежними мето- дами, підтверджують їх достовірність. Структуру нанокомпозитів Fe3O4/ДÌСÊ/Gd досліджували мето- дами ІЧ-Ôур’є-спектроскопії та рентґенівської фотоелектронної спектроскопії. За даними ІЧ-спектрів смуги поглинання вільних карбоксиль- них груп на поверхні нанокомпозиту при 1550 та 1450 см 1 змісти- лись на 10 та 80 см 1 відповідно. Це свідчить про хімічне зв’язування їх з атомами ґадолінію. Згідно з даними рентґенівської фотоелектронної спектроскопії максимум при 142,26 еÂ можна віднести до рівня 4d5/2 Gd, макси- мум при 148,5 еÂ — до електронного рівня 4d3/2 атому Gd (рис. 4.9). РÔ-спектри S2p-рівнів було розкладено на незалежні компонен- ти, їх ширина на половині висоти складала Е0,9 еÂ (рис. 4.9). Розкладання проводилося методом Ґауса–Ньютона. Площа компо- нент визначалась після вирахування фону за методом Ширлі. Результати розкладання на компоненти рентґенофотоелектрон- них спектрів S2p-рівнів зразка порівняння ДÌСÊ, наночастинок ма- гнетиту з оболонкою ДÌСÊ та з оболонкою ДÌСÊ/Gd представлено на рис. 4.10, а–в і в табл. 4.1. Âидно (рис. 4.10, а), що в спектрах ви- хідного ДÌСÊ присутні сигнали від трьох нееквівалентних станів іонів сірки. Домінуюча компонента в області Езв.163,7 еÂ відпові- дає фраґменту зв’язку H–S–C в ДÌСÊ. За результатами розкладання на компоненти спектру поверхні модифікованого магнетиту видно (рис. 4.10, б), що кількість і співвідношення компонент в порівнянні з початковим зразком ДÌСÊ (рис. 4.10, а) практично не змінюється. Це однозначно вказує на формування на поверхні магнетиту шару саме з ДÌСÊ. Зменшення інтенсивности максимумів SH-груп з ене- ргією зв’язку S2p3/2164,40 еÂ в зразку Fe3O4/ДÌСÊ/Gd свідчить про часткове зв’язування Gd3+ з атомами сірки. Зменшення інтенсивности максимумів SH-груп при Езв164,40 еÂ та Езв162,30 еÂ за даними РÔС свідчить про утворення зв’язку між іонами Gd3 та атомами сірки. Характерний для всіх зразків ДÌСÊ спектр О1s-рівня, представ- лений на рис. 4.11, свідчить про наявність на поверхні досліджува- них високодисперсних частинок різних форм кисню: в області 528– 530 еÂ — кисню в оксидній матриці, в області 531–532,5 еÂ — кисню в складі ОН-груп, 533,3 еÂ — кисню в молекулі Н2О фізично зв’язаної води. Отже, виходячи з наведених даних, які свідчать про утворення зв’язків Gd3 як з карбоксильними, так і з сульфгідрильними група- ми, можна запропонувати схему поверхні нанокомопозиту (рис. 4.12). Âстановлено функціональні групи на поверхні магнетиту, моди- фікованого ДÌСÊ, що беруть участь у координації. Як свідчать дані 406 П. П. ГОРБИÊ РÔС та ІЧ-спектроскопії, комплексоутворення іонів Gd3+ з поверх- нею ДÌСÊ відбувається за рахунок як карбоксильних, так і сульф- гідрильних груп на поверхні нанокомпозиту. Синтезовані та досліджені в 4.1 та 4.2 магнеточутливі наноком- позити можуть ввійти до нового класу перспективних лікарських засобів — тераностиків, речовин комплексної терапевтичної та діа- гностичної дії. Прикладом їх застосування може бути візуалізація пухлин за допомогою ÌРТ-діагностики та нейтронзахватна терапія в режимі реального часу. Êрім того, наявність суперпарамагнетно- го ядра (магнетит) та парамагнетного поверхневого шару (Gd3) до- зволяє використовувати такі нанокомпозити як бімодальні Т1/Т2 контрастувальні аґенти. Рис. 4.10. РÔ-спектри S2p-рівнів для зразка порівняння ДÌСÊ (а), Fe3O4/ДÌСÊ (б) та нанокомпозиту Fe3O4/ДÌСÊ/Gd (в). ТАБЛИЦЯ 4.1. Енергії зв’язку (Езв., еÂ) максимумів компонент S2p- спектрів та інтеґральні інтенсивності компонент I (%). Езв. комп. S2p, еÂ ДÌСÊ I, % Fe3O4/ДÌСÊ, I, % Fe3O4/ДÌСÊ/Gd I, % 162,3 5,0 5,3 3,8 163,0 18,5 16,7 17,8 163,7 57,5 51,8 63,2 164,4 19,1 21,4 9,6 168,3 — 4,9 5,7 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 407 4.3. Нанокомпозити на основі функціоналізованого магнетиту та карборанів Àктуальним напрямом створення нанокомпозитів для нейтронзах- ватної терапії є іммобілізація борвмісних сполук, зокрема, карбо- ранів, на поверхні магнеточутливих нанокомпозитів, модифікова- них біосумісним покриттям з необхідними функціональними гру- пами (наприклад, SH). Хімічне конструювання нанокомпозитів проводилося у два етапи: На першому етапі здійснюється реакція тіолдісульфідного обмі- ну сульфогідрилвмісної поверхні магнетиту з дипірідилдисульфі- дом з утворенням піридилсульфідної поверхні. Âідхідна група — піридин-2-тіон не вступає в подальші реакції з поверхнею наночас- тинок. На другому етапі піридилсульфідний залишок на поверхні обмінюється з тіолвмісною молекулою в розчині — орто-тіо- карбораном [55, 109, 113]. Будову нанокомпозитів Fe3O4/ДÌСÊ/карборан підтверджено фі- Рис. 4.11. РÔ-спектри О1s-рівня нано- композиту Fe3O4/ДÌСÊ/Gd. Рис. 4.12. Структура ДÌСÊ/Gd3 на поверхні магнетиту. 408 П. П. ГОРБИÊ зико-хімічними методами (рентґенівська дифракція, ІЧ-Ôур’є- і рентґенівська фотоелектронна спектрометрія). Синтезовані нанокомпозити Fe3O4/ДÌСÊ/карборан можуть бути перспективними для використання в якості ефективного аґента в нейтронзахватній терапії з ÌРТ-діагностикою в режимі реального часу. 4.4. Синтез комбінованих бор/ґадолінійвмісних нанокомпозитів Âикористання бору є ефективним у нейтронзахватній терапії, а йо- го наявність у складі нейтронзахватного аґента одночасно з ґадолі- нієм є додатковим активатором процесу НЗТ. Схема хімічної реак- ції, що відбувається в процесі синтезу комбінованого B–Gd- вмісного препарату має вигляд: Na2B4O72H2O2Na+[B4O5(OH)4] 2, B4O7 211H2O4[B(H2O)(OH)3]2OH  , Gd2(SO4)32H3BO32GdBO33H2SO4. При розчиненні тетраборату натрію у воді відбувається дисоціа- ція солі з утворенням гідратованого аніона [B4O5(OH)4] 2. Гідратова- ний тетраборат-іон має складну будову. Два атома бору знаходяться в тетраедричному оточенні (sp 3-гібридизація атомових орбіталей), а ще два — в пласкотрикутному (sp 2-гібридизація). При подальшій взаємодії з водою цей складний аніон перетворюється на чотири молекули B(OH)3. Ìагнеточутливі Fe–B–Gd-вмісні нанокомпозити Fe3O4/GdBO3 одержано осадженням борату ґадолінію на поверхні магнетиту. РÔС-спектри Gd4d-рівня для зразків Fe3O4/GdBO3 наведено на рис. 4.13. Ìаксимуми в області 143,2 еÂ та 148,9 еÂ належать, від- повідно, Gd4d5/2 та Gd4d3/2 внутрішнім рівням атомів ґадолінію. У РÔС-спектрах Â1s-рівня (рис. 4.14) інтенсивність сигналу бору невисока, що дозволяє ідентифікувати його присутність, однак унеможливлювала визначення його хімічного стану. Â результаті синтезу борат ґадолінію утворюється у вигляді амо- рфної фази. Для надання ступеня кристалічности, достатнього для визначення методом РÔÀ, зразки чистого GdBO3 були відпалені при 950С протягом 6 годин. Після відпалювання у зразку була іде- нтифікована основна фаза GdBO3 (JCPDS 13-0483). Застосований метод одержання нанокомпозитів Fe3O4/GdBO3 може бути перспективним з міркувань одержання нанорозмірного неорганічного сцинтилятора на поверхні B–Gd-вмісного магнеточу- тливого носія. Як відомо, завдяки унікальним властивостям, крім НЗТ, боратні НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 409 матеріали на сьогодні широко застосовуються в інших галузях. Так, наприклад, боратним матеріалам притаманні: велика ширина забороненої зони, прозорість у вакуумній ультрафіолетовій області, винятково високі оптичні пороги пошкодження тощо. Серед борат- них люмінофорів одним з найкращих є активований європієм ітрій- ґадолінієвий борат (Y,Gd)BO3:Eu3+. Âін використовується для оде- ржання зображення червоного кольору в плазмових дисплеях. Â люмінофорах типу GdBO3:Tb3+, Yb3+ з використанням Ce3+ в якості кодопанту можливе досягнення рекордних значень квантового ви- ходу [114]. Рис. 4.14. РÔС-спектри Â1s-рівня для зразків Fe3O4/GdBO3. Рис. 4.13. РÔС-спектри Gd4d-рівня для композитів Fe3O4/GdBO3. 410 П. П. ГОРБИÊ 5. АДСОРБЦІЙНІ ВЛАСТИВОСТІ МАГНЕТОЧУТЛИВИХ НАНОСТРУКТУР Â [115] виконано огляд та аналіз робіт в галузях синтезу і досліджен- ня властивостей магнеточутливих адсорбентів важких металів, біл- ків та протипухлинних препаратів, що дозволяють оцінити сучасний стан, проблеми та перспективи зазначеного актуального науково- технічного напряму. Основну увагу приділено одержанню адсорбен- тів на основі наноматеріалів та нанокомпозитів, хімічному модифі- куванню і функціоналізації їх поверхні, опису застосувань і харак- теристик, можливості використання сучасних фізико-хімічних під- ходів до синтезу новітніх сорбційних матеріалів. Â даному розділі огляду наведено основні результати досліджень з метою реалізації концепції хімічного конструювання магнеточут- ливих нанокомпозитів з багаторівневою ієрархічною архітектурою та функціями медико-біологічних нанороботів в частині адсорбцій- них властивостей. Як відомо, явище адсорбції складає основу багатьох способів роз- ділення речовин, заснованих на вибірковому концентруванню ком- понентів газової або рідкої фази на поверхні твердотільного адсор- бенту [116]. Âказаний метод є ефективним у багатьох випадках, а особливо в тих, коли інші технології розділення, наприклад із за- стосуванням перегонки, систем абсорбції або мембранних техноло- гій, є не ефективними, або економічно не вигідними. Тому завдання вдосконалення відомих та вивчення нових адсорбційних процесів набуває усе більш важливого значення при створенні сучасних ін- новаційних технологій, вирішенні проблем захисту довкілля тощо та відкриває нові можливості їх використання. Розвиток промислових технологій, медицини, біології та біотех- нології стимулює пошук і впровадження в практику нових сорбен- тів і сорбційних процесів. Âикористання сорбентів з магнетними властивостями значно полегшує завдання розділення та збору ре- човин і мікробіологічних об’єктів [117, 118]. Застосування наноте- хнологій, модифікування і функціоналізації поверхні сорбентів до- зволяє пристосувати їх до експлуатації в різних фізичних, хімічних і біологічних умовах, керувати вибірковістю сорбції [3–7, 14–15, 118–120]. Â останні роки з’явилася значна кількість публікацій і цікавих підходів, спрямованих на створення нових ефективних сорбційних матеріалів широкого функціонального призначення, що характе- ризуються унікальними властивостями [115]. Однак, як свідчать результати огляду наукової та патентної літератури, актуальним завданням залишається створення ефективних сорбентів іонів пла- тини, зокрема, з рідких середовищ. Як відомо, платина є одним із найбільш дорогоцінних металів, тому її збір і концентрування з те- НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 411 хнологічних відходів є економічно вигідним. Одним із актуальних напрямів використання сполук платини є виготовлення медичних препаратів цитотоксичної дії, що застосо- вуються в багатьох схемах сучасної онкотерапії. На сьогодні най- ширшого застосування в онкології набули протипухлинні препара- ти на основі цис-дихлордіамінплатини: цисплатин та його аналоги, що серійно випускаються в різних країнах у вигляді розчинів та лі- офілізованих форм. Діючою речовиною цисплатину є сіль Пейро- не, [Pt(NH3)2Cl2], цис-дихлордіамінплатина (II). Âажливо зазначити, що побічними ефектами терапії препарата- ми цис-дихлордіамінплатини є виникнення токсико-алергічних ре- акцій організму. Тому, пошук шляхів адсорбційного вилучення іо- нів платини з метою детоксикації організму та утилізації лікарсь- ких засобів, що втратили придатність, є особливо актуальним. Âідмітимо, що спосіб адсорбційної іммобілізації лікарського пре- парату цисплатин на поверхні магнеточутливих носіїв з модифіко- ваною поверхнею та поліфункціональних нанокомпозитів з метою створення нових форм онкологічних лікарських засобів цитотоксич- ного механізму дії описано в 2.5.5. Однак, завдання постановки ціле- спрямованих досліджень, присвячених розробці новітніх магнеточу- тливих медико-біологічних адсорбентів для вилучення біологічно активних комплексів платини та детоксикації організму, як свід- чать літературні дані, залишається актуальним як з наукової, так і прикладної точок зору. 5.1. Адсорбція комплексів цис-дихлордіамінплатини наноструктурами на основі магнетиту Нижче наведено результати досліджень адсорбції комплексів цис- дихлордіамінплатини на поверхні нанорозмірного магнетиту та нано- композитів складу Fe3O4/ДÌСÊ, Fe3O4/ГÀ, Fe3O4/-ÀПС, Fe3O4/ПÀÀ. Задачі роботи включали синтез нанорозмірного однодоменного магнетиту, хімічне модифікування його поверхні, дослідження ад- сорбційних властивостей магнетиту і нанокомпозитів з різною хі- мічною природою поверхні по відношенню до комплексів платини. Âибір нанорозмірного магнетиту у якості вихідного матеріалу зумовлено його унікальними фізико-хімічними властивостями, прийнятною біосумісністю, накопиченим досвідом у галузі модифі- кування поверхні, можливостями керування рухом наночастинок в рідких середовищах за допомогою зовнішнього магнетного поля, застосування на стадіях розділення та вилучення адсорбентів мето- ду магнетної сепарації, освоєння промислового виробництва магне- токерованих сорбційних матеріалів. До особливостей однодоменного стану магнетних частинок мож- на віднести однорідність намагнетованости при любих значеннях і http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%A1%D0%BE%D0%BB%D1%8C_%D0%9F%D0%B5%D0%B9%D1%80%D0%BE%D0%BD%D0%B5 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%A1%D0%BE%D0%BB%D1%8C_%D0%9F%D0%B5%D0%B9%D1%80%D0%BE%D0%BD%D0%B5 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%9F%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%90%D0%B7%D0%BE%D1%82 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%90%D0%B7%D0%BE%D1%82 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%A5%D0%BB%D0%BE%D1%80 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 412 П. П. ГОРБИÊ напрямках поля Н, можливість існування не лише у твердотільних феро- і ферімагнетних стопах і сполуках, але також і в рідинах (су- спензіях), які одержують дисперґуванням відповідних однодомен- них частинок в рідких середовищах (більш детально в наступному розділі). Для намагнетування до насичення зразків суспензій одно- доменних феромагнетних частинок, розподілених в діамагнетних матрицях, потрібні поля значно меншої напружености, ніж у випа- дку багатодоменних. Створення в таких системах магнетної тексту- ри, при якій осі легкого намагнетування частинок орієнтовані в од- ному напрямку (вісь текстури), призводить до збільшення намагне- тованости і коерцитивної сили. Ìетодики синтезу, структура, властивості і дані стосовно біосу- місности та функціональних груп поверхні досліджених наностру- ктур тощо досить детально наведено в попередніх розділах. 5.1.1. Дослідження адсорбції комплексів цис-дихлордіамінплатини на поверхні магнетиту, нанокомпозитів Fe3O4/ДМСК, Fe3O4/ГА, Fe3O4/-АПС та Fe3O4/ПАА Àдсорбцію на поверхні нанорозмірного магнетиту та нанокомпози- тів складу Fe3O4/ДÌСÊ, Fe3O4/ГÀ, Fe3O4/-ÀПС, Fe3O4/ПÀÀ здійс- нювали з розчинів цис-дихлордіамінплатини у фізіологічній рідині. Розрахунки адсорбційної місткости наноструктур та концентрації розчинів проводили за вмістом Pt2+-іонів. Розчини цис-дихлордіамінплатини готували в діапазоні концен- трацій Pt2+ від 10 до 200 мг/л. Àдсорбцію здійснювали у динаміч- ному режимі при рН7,1 за кімнатної температури. До 0,1 г сорбе- нту додавали 0,03 л розчину цис-дихлордіамінплатини і струшува- ли протягом 3 годин на шейкері. Àдсорбційну місткість (А) на поверхні вихідного та модифікова- ного магнетиту визначали вимірюванням концентрації іонів Pt2+ в розчинах до і після адсорбції із застосуванням атомно-абсорбцій- ного аналізу за допомогою спектрофотометра С-115 Ì у полум’яній суміші ацетилен–повітря. Âимірювання проводили при довжині хвилі 265,7 нм. Ìісткість сорбенту А (мг/г) розраховували за методикою 2.5.5. Êоефіцієнти розподілу E (л/г) іонів Pt2+ між поверхнею наноком- позиту та розчином розраховували за формулою ЕА/Ср, ступінь вилучення R визначали за формулою R[(С0Ср)/С0]100%. Одержані результати (рис. 5.1, а–ж) свідчили про залежність ад- сорбційних властивостей поверхні синтезованих зразків щодо ком- плексів цис-дихлордіамінплатини. Â цілому, із експериментальних даних видно, що зростання рівноважної концентрації цис-дихлор- диамінплатини призводить до адсорбційного насичення моношару поверхні адсорбентів (рис. 5.1, а–г). Така форма ізотерм може бути http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 413 описана Ленґмюровим рівнянням, що справедливе для адсорбентів з енергетично еквівалентними адсорбційними центрами. Слід відмітити досить значну адсорбційну активність нанорозмі- рного немодифікованого магнетиту. Так, для Fe3O4 при 298 Ê Аmax80,1 мг/г (рис. 5.1, а) ступінь вилучення становить 66,2%. Ìодифікування поверхні магнетиту ДÌСÊ, -ÀПС, ПÀÀ та ГÀ по- різному змінює його адсорбційні показники щодо комплексів цис- дихлордіамінплатини. Так, поява на поверхні Fe3O4 тіольних функціональних груп після модифікування його мезо-2,3-димеркаптосукциновою кислотою, збільшує адсорбційну місткість магнетиту. Для Fe3O4/ДÌСÊ а б в г д е ж Рис. 5.1. Ізотерми адсорбції комплексів цис-дихлордіамінплатини наноро- змірним Fe3O4 (а), нанокомпозитами Fe3O4/ДÌСÊ (б), Fe3O4/-ÀПС(в), Fe3O4/ПÀÀ (д) і Fe3O4/ГÀ (е); кінетика вилучення комплексів монодомен- ним Fe3O4, нанокомпозитом Fe3O4/ДÌСÊ (в). http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 414 П. П. ГОРБИÊ Аmax83,4 мг/г (рис. 5.1, б), а ступінь вилучення досягає 85,4%. Дані функціональні групи підвищують іммобілізацію цис-дихлордіамін- платини на поверхні композиту. Утворення на поверхні Fe3O4 активних –NH2-груп в результаті мо- дифікування його -ÀПС призводить до зростання адсорбційної міст- кости магнеточутливих нанокомпозитів (рис. 5, в). Âеличина Аmax, одержана з відповідної ізотерми адсорбції для композиту Fe3O4/- ÀПС при 298 Ê, становить 84 мг/г при ступені вилучення у 93,8%. Ще більші значення адсорбції цис-дихлордіамінплатини спостері- гались на поверхні нанокомпозитів Fe3O4/ПÀÀ. Âеличина Аmax, одер- жана з відповідної ізотерми адсорбції для композиту Fe3O4/ ПÀÀ, становила 109,5 мг/г при ступені вилучення у 99,9% (рис. 5.1, г). Наведені експериментальні дані свідчать про покращення адсор- бційних показників магнетиту після утворення на його поверхні в результаті модифікування тіольних та аміногруп. Ìодифікування магнетиту гідроксоапатитом, на відміну від ДÌСÊ, -ÀПС та ПÀÀ, зменшує адсорбційну активність нанокомпозитів Fe3O4/ГÀ по відношенню до комплексів цис-дихлордіамінплатини (рис. 5.1, д). Як свідчать експериментальні дані, адсорбція комплексів зменшується: Аmax54 мг/г, ступінь вилучення 64,8%. Ìожливо, це відбувається внаслідок зменшення кількости гід- роксильних груп на поверхні нанокомпозиту Fe3O4/ГÀ, порівняно з поверхнею вихідного магнетиту. Êінетичні дослідження адсорбційного вилучення комплексів цис-дихлордіамінплатини нанорозмірним Fe3O4 та нанокомпозита- ми Fe3O4/ДÌСÊ (рис. 5.1, е, ж), Fe3O4/-ÀПС, Fe3O4/ПÀÀ, Fe3O4/ГÀ (рис. 2.35); кінетика вилучення комплексів монодоменним Fe3O4, нанокомпозитом Fe3O4/ДÌСÊ (в) свідчать, що відповідні характе- ристики є якісно аналогічними, а основна частина цис-дихлорді- амінплатини адсорбується вже за перші 10–30 хвилин. Â таблиці 5.1 наведено адсорбційну місткість магнеточутливих наноструктур на основі однодоменного магнетиту А, мг/г (за катіо- ТАБЛИЦЯ 5.1. Àдсорбція цис-дихлордіамінплатини наноструктурами з різною хімічною природою поверхні. Тип наноструктури Àдсорбційна місткість А, мг/г Êоефіцієнт розподілу Е, л/г Ступінь вилучення R, % Fe3O4 80,10 2,16 66,20 Fe3O4/ДÌСÊ 83,40 4,77 85,40 Fe3O4/-ÀПС 84,00 12,92 93,80 Fe3O4/ПÀÀ 109,5 16,2 99,90 Fe3O4/ГÀ 54,00 1,08 64,80 SiO2 75,10 2,50 65,50 SiO2/ДÌСÊ 80,20 4,41 74,40 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 415 нами Pt2+) з різною хімічною природою поверхні, обчислені коефі- цієнти розподілу (E, л/г) та ступінь вилучення (R, %) при максима- льній концентрації вихідного розчину С0200 мг/л і наважці 0,1 г. Для порівняння наведено характеристики адсорбції комплексів цис-дихлордіамінплатини медичним препаратом «Силікс» та спе- ціально синтезованими нанокомпозитами SiO2/ДÌСÊ (виготовле- ними на основі пірогенного нанорозмірного кремнезему, який є су- бстанцією для виробництва препарату «Силікс» та його похідних). Âидно, що природа поверхні нанокомпозиту істотно впливає ве- личину адсорбції та коефіцієнт розподілу Е. Так, у разі модифіку- вання магнетиту ДÌСÊ, ÀПС та ПÀÀ коефіцієнти розподілу значно перевищують відповідні величини для вихідного Fe3O4 та модифі- кованого ГÀ і відображають зсув рівноваги в бік іммобілізації речо- вини на поверхні. Останнє може свідчити про активну участь вве- дених функціональних тіольних та аміногруп в процесах адсорбції комплексів цис-дихлордіамінплатини. Найкращі адсорбційні параметри спостерігались у нанокомпози- тів Fe3O4/ПÀÀ та Fe3O4/-ÀПС. Ìожливо, це пов’язано з схильністю аміногруп до утворення комплексів з іонами платини. Як відомо, наявність гідроксильних груп на поверхні наноструктур може спричиняти іонообмінний механізм адсорбції, в той час як поверх- неві аміногрупи схильні до комплексоутворення [121]. Найвищі параметри адсорбції зафіксовані на композитах Fe3O4/ПÀÀ, що може бути обумовлено наявністю розвиненої повер- хні поліакриламідного покриття, характерної для використаного способу полімеризації. Âідмітимо, що адсорбцію саме комплексів цис-дихлордіамін- платини на поверхні синтезованих наноструктур підтверджено екс- периментально спектральними методами та дослідженнями цитото- ксичности адсорбованої речовини на клітинних лініях. Наведені результати свідчать про перспективність використання нанорозмірного магнетиту і нанокомпозитів на його основі для створення магнеточутливих адсорбентів цис-дихлордіамінплатини, зокрема, медико-біологічного призначення. На завершення вкажемо, що дослідженням адсорбції важких ме- талів та біологічних молекул на поверхні магнеточутливих наност- руктур з різною природою поверхні на основі магнетиту присвячено роботи [20, 122, 123], відповідно. 6. НАНОРОЗМІРНИЙ МАГНЕТИТ ТА НАНОКОМПОЗИТИ НА ЙОГО ОСНОВІ В СКЛАДІ МАГНЕТНОЇ РІДИНИ Нанорозмірний магнетит у складі магнетних рідин (ÌР) широко використовується в медицині (гіпертермія [124, 125], магнетна ре- зонансна томографія [126], спрямована доставка лікарських препа- http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 http://ru.wikipedia.org/wiki/%D0%94%D0%B8%D1%85%D0%BB%D0%BE%D1%80%D0%BE%D0%B4%D0%B8%D0%B0%D0%BC%D0%BC%D0%B8%D0%BD%D0%BF%D0%BB%D0%B0%D1%82%D0%B8%D0%BD%D0%B0 416 П. П. ГОРБИÊ ратів [127–128] тощо). Дослідження магнетних рідин та їх дисперс- них компонентів активно розвиваються [129]. Â якості дисперсної фази ÌР застосовують частинки феро- або ферімагнетиків, які є сильномагнетними речовинами і намагнето- вуються в порівняно слабких полях (Н1–100 Е). Для запобігання коагуляції частинок через вплив Âан-дер-Âаальсових сил, а також магнетних сил у разі сильного зовнішнього поля, використовують поверхнево-активні речовини (ПÀР). ПÀР адсорбуються на поверх- ні дисперсних частинок і утворюють захисну оболонку — структур- но-механічний бар’єр. Стійкість ÌР визначається розміром части- нок (d), намагнетованістю і щільністю дисперсного наповнювача, температурою, в’язкістю, а також властивостями ПÀР. За оцінка- ми Ôертмана, Розенцвейґа і Шліоміса [26, 131, 132] ÌР, що містить частинки магнетиту, стабілізовані шаром молекул олеїнової кисло- ти, буде стійкою системою щодо седиментації в полі сили тяжіння; магнетної та Âан-дер-Âаальсової аґломерації; осадження в неодно- рідному полі зовнішнього магнетного джерела – наприклад, типо- вого лабораторного постійного магнету (Н8104 Àм 1) при темпе- ратурі 298 Ê за умови d10 нм. Такі ÌР не розшаровуються і збері- гаються як колоїдні системи практично необмежений час. Â даному розділі для виготовлення ÌР у якості високодисперсно- го наповнювача використовували описані раніше наночастинки ма- гнетиту (22) та нанокомпозити на його основі. Нанокомпозити характеризувались структурою типу ядро- оболонка і містили модифікатор на поверхні Fe3O4 та лікарські пре- парати, цитостатики цисплатин (ЦП), доксорубіцин (ДР) або нейт- ронзахватні аґенти. У якості дисперсійної фази ÌР були використані дистильована вода, фізіологічний розчин, фосфатний буфер. Для стабілізації поверхні наночастинок і нанокомпозитів вико- ристовували олеат натрію C8H17CHCH(CH2)7CO–ONa. Згідно з ме- тодикою на 10 г твердої магнетної фази витрачалося 7,5 г олеату на- трію. Ìолекули олеату натрію зв’язуються з атомами заліза через гід- роксильну групу: Площа, яку займають молекули олеату натрію, становить 0,36 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 417 нм2 [132]. Очистку синтезованих магнетних рідин проводили діалізом про- ти 3 л води. Âластивості частинок у зразках вивчали методами еле- ктронної мікроскопії, рентґенофазового аналізу, рентґенівської фотоелектронної спектроскопії та вібраційної. 6.1. Магнетні рідини на основі однодоменного магнетиту Синтез магнетиту для ÌР здійснювали за методикою [42]. Ìетодом рентґеноструктурного аналізу ідентифіковано фазу Fe3O4 (рис. 2.2). Ìетодами електронної мікроскопії встановлено, що частинки хара- ктеризувались розмірами 3–23 нм і еліпсоїдною формо. При виготовленні ÌР витримували оптимальне співвідношення масових долей магнетиту до олеату натрію — 1:0,75. Поверхнева концентрація олеату натрію в дослідженому ансамблі (рис. 6.1, а) становить с мас Ol.Na0,230,06, отже відношення масових долей ма- гнетиту і молекул олеата натрію поверхневого шару дорівнює 1: (0,300,12). Таким чином, олеат натрію в системі Fe3O4–Ol.Na–H2O розподіляється наступним чином: дві його частини зв’язуються з поверхнею частинок магнетиту, а три частини залишаються в об’ємі води. На рисунку 6.1 наведено ТЕÌ-зображення масиву частинок маг- нетиту (а), гістограма розподілу за розмірами N частинок (б), які знаходяться в обведеній ділянці з середнім арифметичним значен- ням розміру в ансамблі d09,38 нм і середньоквадратичним відхи- ленням від середнього розміру d3,38 нм, і крива логарифмічно нормального розподілу з параметрами: математичне очікування розміру М(d)9,38 нм і d3,38 нм (б). Теоретичну частоту mi наявности в ансамблі з таким розподілом а б Рис. 6.1. ТЕÌ-зображення частинок магнетиту (а), гістограма розподілу за розмірами частинок (з обведеної ділянки) і крива логарифмічно нормаль- ного розподілу з параметрами: М(d)9,38 нм і d3,38 нм (б). 418 П. П. ГОРБИÊ частинки розміру, який належить i-тому інтервалу і приходиться на його середину, розраховували за формулою ( ), i i m Nhf d (6.1) де 2 2 ln[ln (ln )] /2 ln 1 ( ) , 2 i dd M d i i d f d e d       h(lndmaxlndmin)/11 (6.2) — ширина інтервалу, M(lnd); lnd — математичне очікування і серед- ньоквадратичне відхилення логарифма розміру, відповідно; N217. Â [133] показано, що умова абсолютної однодоменности (однорі- дної намагнетованости при всіх значеннях перемагнетувального поля) частинки магнетиту при 300 Ê виконується при d50 нм. Отже, частинки дослідженого ансамблю розмірами 3–23 нм є абсо- лютно однодоменними. На основі аналізу літературних даних щодо значень питомої на- магнетованости насичення (s) монодисперсій магнетиту з різним діаметром частинок було одержано емпіричну залежність           2,1 , 1 s d c b a e (6.3) де постійні a, b і c становлять 82,0 Гсг 1см3, 92,2 Гсг 1см3 і 3 нм ві- дповідно, яка дозволяє знайти s частинки діаметром d (нм) в діапа- зоні 4–42 нм. Характерний час теплових флуктуацій (N) магнетного моменту однодоменної частинки з одноосною анізотропією за умови KV/(kBT)1 визначали за формулою Неєля [134]:  0 exp ( ) ( ) , N B KV k T   (6.4) де 0const10 9–10 13 с, K — густина енергії магнетної анізотро- пії; V — об’єм частинки; kB — Больцманнова стала; Т — температу- ра. Âін швидко зростає зі збільшенням об’єму частинки. Напри- клад, при 010 9 с, K1,4105 ерг/см3 (значення для магнетиту [130]) і Т300 Ê N складає 4,410 9 с, 2,010 3 с і 10,0 с для сферич- них частинок діаметрів 9,4 нм, 20,0 нм і 23,4 нм відповідно. Температура блокування (Tb) відповідає умові tвимN, де tвим — час вимірювання магнетних характеристик. Якщо tвим10 с, 010 9 с, то з формули (6.4) одержуємо KV/(kBT)23,0. Тоді TbKV/(23kB). Температура блокування для дослідженого ансамб- лю частинок (d09,38 нм) складала 135–150 Ê при значенні намаг- нетувального поля 100 Е. Частинки магнетиту з d23,4 нм блоку- НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 419 ються при 300 Ê і відповідають за гістерезис (рис. 6.2, а). Рівноважна намагнетованість таких ансамблів досягається за Неєлевим механізмом релаксації магнетних моментів частинок (формула (6.4)). Для одержання співвідношень, справедливих для ансамблю од- накових суперпарамагнетних частинок, використовують класич- ний закон П. Ланжевена, що описує намагнетованість ансамблю молекул парамагнетного газу [130]: 1 cth ( ), m L m       де m — компонента середнього магнетного моменту частинки вздовж напрямку поля напружености H, m — абсолютна величина магнетного моменту частинки; L() — Ланжевенова функція; mH/(kBT). Для монодисперсної колоїдної ÌР: 3 ( ) ( ) ( ), 6 d d s B M Hdm M H M H L m M M k T         , де M(H) — намагнетованість ÌР в полі Н, Md і Ms — намагнетова- ність насичення твердого магнетика і магнетної рідини відповідно,  — об’ємна доля твердої фракції. Для полідисперсної колоїдної ÌР на основі магнетиту [130]:              3 3 3 ( ) ( ) 6( ) , ( ) , , d i i s i s i B s d i i i M H n d d L d d k TM H M H nm M nm M n d (6.5) де di — зовнішній діаметр частинки; dids — діаметр магнетного ядра; n і ni — кількість всіх частинок і частинок i-го діаметру в оди- ничному об’ємі ÌР відповідно, MdFe3O4 sFe3O4 5,24 гсм 392,0 Гсг 1см3482,1 Гс. Було виявлено [130], що для узгодження експериментальної кривої намагнетування з теоретичною, необхідно допустити, що частинки мають слабкомагнетний шар товщиною ds/20,83 нм (постійна ґрат- ниці магнетиту при 300 Ê становить 0,824 нм). Âиникнення згаданого шару вважали результатом хімічної взаємодії частинки з стабілізую- чою поверхнево-активною речовиною [131]. Однак, вимірюваннями Ìессбауерових спектрів колоїдних частинок Fe3O4 його зафіксовано не було [26]. Узгодження вказаних кривих нами було досягнуто не шляхом 420 П. П. ГОРБИÊ внесення в формулу (6.5) параметру ds слабкомагнетного шару, а при допущенні, що Md залежить від діаметру частинки: MdFe3O4 s, де значення s розраховували за формулою (6.3). Тоді 11 3 3 1 11 3 1 ( ) ( ) 6( ) , ( ) s i i i s i i i B s i i s i i d H m d d L d k TM H M m d d               (6.5) де mi розраховували за формулою (6.1). Петлі гістерезису магнетного моменту зразків вимірювали за до- помогою вібраційного магнетометра на частоті 228 Гц при кімнат- ній температурі. Опис установки і методика вимірювань викладено в [135]. Для досліджень використовували сухі розмагнетовані ви- сокодисперсні зразки. На рисунку 6.2, а наведено криву магнетного гістерезису ансамб- лю наночастинок Fe3O4 з модифікованою поверхнею олеатом натрію (ол.Na). Це модифікування здійснено з метою запобігання аґреґації наночастинок магнетиту і, як свідчили експериментальні результа- ти, практично не впливає на намагнетування окремих частинок. У багатьох практично важливих випадках виконання функцій наночастинок і нанокомпозитів на їх основі (спрямований транс- порт лікарських препаратів до органів- і клітин-мішеней, розпізна- вання і деконтамінація вірусів тощо) здійснюється в рідких середо- вищах. Êрім того, рідина є найбільш переважною формою магнето- чутливих лікарських препаратів для введення в організм по крово- носній системі [7]. а б Рис. 6.2. Êриві магнетного гістерезису ансамблю модифікованих наночас- тинок Fe3O4/ол.Na (а) та магнетної рідини Fe3O4/ол.NaH2O (б). МS — на- магнетованість насичення наночастинок у матриці. На вставках — почат- кові ділянки кривих. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 421 У магнетних рідинах (ÌР) наночастинки здійснюють Броунів по- ступальний та обертальний рух, і рівноважна намагнетованість ÌР у прикладеному магнетному полі може бути досягнута шляхом обе- ртання самих частинок відносно дисперсійного середовища. Такий механізм релаксації намагнетованости характеризується броунів- ським часом обертальної дифузії В, який визначається об’ємом ча- стинки, в’язкістю середовища  та температурою. Для ÌР на водній основі (0,07 гс 1см 1) для сферичних частинок розмірами d6 та 34 нм В складає 10 6 та 10 4 с відповідно. При tвим10 с рівнова- жна намагнетованість ÌР встигає встановитися і (H) характери- зується значно меншим гістерезисом (рис. 6.2, б). На рисунку 6.2, б наведено польові залежності нормованої нама- гнетованости ÌР складу Fe3O4/ол.NaH2O: експериментальна (крива 1) та теоретична, розрахована за формулою (6.5) (крива 2). Їх добре суміщення свідчить, що використані теоретичні підходи задовільно описують магнетні властивості таких складних систем, як магнетні рідини, а за експериментально виміряним розподілом наночастинок в ансамблі можна розрахувати криву намагнетуван- ня магнетної рідини на їх основі. 6.2. Нанокомпозити у складі магнетних рідин Результати досліджень останніх років свідчать про перспективність використання магнетокерованих нанокомпозитів на основі оксидів заліза і протипухлинних препаратів різного механізму дії для ви- рішення ряду актуальних задач сучасної онкології [3–6]. У [7, 14] проаналізовано наукові та прикладні аспекти, пов’язані з сучасни- ми підходами до створення новітніх лікарських форм, використан- ням хімічного дизайну поліфункціональних нанокомпозитів меди- ко-біологічного призначення із багаторівневою архітектурою та за- програмованим комплексом функцій на основі магнетиту та цитос- татиків широкого спектру дії — цисплатину та доксорубіцину, які використовуються практично за всіма схемами онкотерапії та від- різняються механізмами цитотоксичности. Основні властивості цисплатину наведено в 2.5.5. Доксорубіцин виявляє високу протипухлинну, протилейкозну та імуносупресив- ну активність, має здатність інтеркалювати ДНÊ клітин, пригнічу- вати кровотворення. Ìеханізм дії доксорубіцину полягає у взаємо- дії з ДНÊ, утворенні вільних радикалів і прямій дії на мембрани клітин з пригніченням синтезу нуклеїнових кислот. Êлітини чут- ливі до препарату в S- і G2-фазах. Тому для виготовлення зразків дослідних магнетних рідин з ци- тотоксичними властивостями використовували цитостатики цисп- латин та доксорубіцин. Досліджено ансамблі частинок Fe3O4, стабілізованих олеатом на- 422 П. П. ГОРБИÊ трію і модифікованих поліетиленгліколем (ПЕГ). Ìодифікування по- верхні наночастинок ПЕГ проводили з метою підвищення стабільнос- ти магнетної рідини та зменшення аґреґації частинок. Êрім того, при використанні магнетної рідини у біологічному середовищі наявність полімерних ланцюгів ефективно перешкоджає адсорбції різних біо- молекул на поверхні нанокомпозиту, в тому числі, їх аґлютинації ак- тивними аґентами, що входять до складу крові. Очищення синтезова- них магнетних рідин здійснювалося діалізом проти 3л води. Іммобілізацію цисплатину проведено у системах: Fe3O4/ол.Na та Fe3O4/ол.Na/ПЕГ. Одержані зразки синтезованих магнетних рідин досліджено ме- тодами ІЧ-Ôур’є-спектроскопії та рентґенофазового аналізу, підт- верджено збереження фази Fe3O4 і утворення стабілізуючої фази олеату Na та поліетиленгліколю у складі магнетної рідини. Âивчено залежність магнетних характеристик зразків від архі- тектури нанокомпозиту. Досліджено вплив концентрації ПЕГ, ЦП та діалізу на магнетні і розмірні характеристики колоїдних систем Fe3O4/ол.Na і Fe3O4/ол.Na/ПЕГ. Було виміряно польові залежності питомої намагнетованости M/ (М і  — намагнетованість і гус- тина відповідно) зразків залежно від хімічної природи модифікато- ра поверхні магнетиту. Âстановлено, що значення коерцитивної сили (Hc) залежить від розмірів і форми частинок, а також від сили магнетної взаємодії між ними. У більшості випадків взаємодія між частинками призводила до зменшення Hc. Наявність гістерезису зразків пояснюється тим, що певний об’єм ансамблю частинок магнетиту займають частинки більшого розміру, ніж суперпарамагнетна межа для частинок Fe3O4 за кімнатної темпе- ратури. Ìожна припустити, що після хімічного модифікування роз- міри стабілізованих частинок магнетиту і закономірність їх розподі- лу по розмірах не змінюється. На рисунку 6.3 наведені петлі гістере- зису нанокомпозитів Fe3O4/ол.Na/ПЕГ (а) і Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП (адсорбційно іммобілізований ЦП (б)). Ìасову концентрацію частинок магнетиту в ансамблі, стабілізо- ваних олеатом натрію ( 3 4 мас Fe O C ), знаходили як відношення питомих намагнетованостей насичення стабілізованих стаб ( ) s  і вихідних 3 4Fe O ( ) s  частинок:    3 4 3 4 Fe Oмас стаб Fe O s s C . Розрахунок, що ґрунтується на геометричних моделях, показує, що товщина шару олеату натрію на поверхні більшости досліджених частинок складає 1 нм. Ìасову концентрацію частинок магнетиту, стабілізованих олеатом натрію в ансамблі частинок, модифікованих ПЕГ, 3 4 мас Fe O C /ол.Na знаходили, як відношення питомих намагнетованостей насичення модифікованих мод ( ) s  і стабілізованих стаб ( ) s  частинок:    3 4 мас мод стаб Fe O / ол.Na / s s C . У таблицях 6.1, 6.2 наведені значення Hc, s, відносної залишкової намагнетованости Mr/Ms, а також масові концентрації вихідного ма- гнетиту і магнетиту, стабілізованого олеатом натрію в синтезованих НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 423 ансамблях наночастинок систем Fe3O4/ол.Na і Fe3O4/ол.Na/ПЕГ; зна- чення середнього розміру частинок в зразках, розраховані за допомо- гою формули Шеррера (DРÔÀ). Характеристики вихідного магнетиту наведено для кімнатної температури та рідкого азоту. Наведено та- кож значення 3 4 мас Fe O C (%) в системі Fe3O4/ол.Na, 3 4 мас Fe O C / ол.Na (%) в си- стемі Fe3O4/ол.Na/ПЕГ, 3 4 мас Fe O C (%) в системі Fe3O4/ол.Na/ПЕГ. Наведені дані свідчать, що збільшення концентрації ПЕГ в ком- позитах призводить до зменшення їх питомої намагнетованости на- сичення і зниження концентрації магнетиту в композиті. Процес діалізу сприяє збільшенню концентрації магнетиту і, відповідно, питомої намагнетованости в системі Fe3O4/ол.Na і Fe3O4/ол.Na/ПЕГ (табл. 6.1). Згідно одержаних експериментальних даних спостерігається збі- льшення намагнетованости насичення (s) і відносної залишкової намагнетованости (Mr/Ms) зразків при адсорбції малих кількостей ЦП (0,5 мг в перерахунку на платину). При збільшенні концентра- ції ЦП (1,5 мг), s композиту зменшуються (табл. 6.1). Цей ефект проявляється в обох системах — Fe3O4/ол.Na і Fe3O4/ол.Na/ПЕГ. Ìожна припустити, що малі феромагнетні частинки мають дві спі- нові підсистеми, утворені атомами, що знаходяться на поверхні і в об’ємі [204]. Â цьому випадку не виключений вплив атомів Pt на спінову підсистему, пов’язану з поверхневими атомами магнетиту таким чином, що намагнетованість частинки зростає. Синтезовано та досліджено Gd-вмісні нанокомпозити магне- тит/оксид ґадолінію з структурою ядро/оболонка. Â таблиці 6.2 на- ведено магнетні характеристики колоїдних систем магнетиту, до- пованого іонами ґадолінію, а також фериту ґадолінію, одержаного при відпалі зразків при 1000С. Ìагнетні характеристики і масові концентрації наведено для двох систем: Fe3O4/Gd2О3/ол.Na и Fe3O4/Gd2О3/ол.Na/ПЕГ. а б Рис. 6.3. Петлі гістерезису зразків: а — Fe3O4/ол.Na/ПЕГ; б — Fe3O4/ол.Na/ЦП. Т А Б Л И Ц Я 6 .1 . В п л и в к о н ц е н т р а ц ії П Е Г , Ц П т а д іа л із у н а м а г н е т н і і р о з м ір н і х а р а к т е р и с т и к и с и с т е м F e 3 O 4 / о л .N a і F e 3 O 4 / о л .N a / П Е Г . № Н а н о с т р у к т у р а T , К H c , Е  s , Г с с м 3 / г M r / M s 3 4 м а с F e O C , % D Р Ф А , н м 1 F e 3 O 4 9 0 8 8 ,8  0 ,5 7 2 ,0  0 ,2 0 ,2 0 1 0 0 7 ,5 2 9 3 5 4 ,0  0 ,5 5 4 ,2  0 ,2 0 ,1 9 1 0 0 1 1 ,0 2 F e 3 O 4 / о л .N a 2 9 3 5 6 ,0 5 0 ,7 0 ,1 6 9 4 1 0 ,5 3 F e 3 O 4 / о л .N a  д іа л із — 5 0 ,0 5 1 ,6 0 ,1 7 9 5 1 0 ,5 4 F e 3 O 4 / о л .N a  1 8 м г П Е Г — 5 0 ,0 4 8 ,9 0 ,0 8 9 0 1 0 .7 5 F e 3 O 4 / о л .N a  1 8 м г П Е Г  д іа л із — 5 0 ,0 4 9 ,5 0 ,0 9 9 1 1 0 ,7 6 F e 3 O 4 / о л .N a  3 6 м г П Е Г — 5 0 ,0 4 5 ,2 0 ,1 1 8 4 1 0 ,7 7 F e 3 O 4 / о л .N a  1 8 0 м г П Е — 5 0 ,0 2 5 ,5 0 ,1 1 4 7 1 2 ,5 8 F e 3 O 4 / о л .N a  3 6 0 м г П Е Г — 5 0 ,0 2 4 ,8 0 ,1 1 4 6 1 3 ,7 9 F e 3 O 4 / о л .N a  0 ,5 м г Ц П — 5 0 ,0 5 4 ,1 0 ,1 1  1 0 0 1 0 ,5 1 0 F e 3 O 4 / о л .N a  0 ,5 м г Ц П  д іа л із — 5 0 ,0 5 4 ,3 0 ,1 3  1 0 0 1 0 ,6 1 1 F e 3 O 4 / о л .N a  1 ,5 м г Ц П — 5 0 ,0 4 3 ,9 0 ,1 3 8 1 1 0 ,5 1 2 F e 3 O 4 / о л N a / П Е Г  0 ,5 м г Ц П — 5 0 ,0 5 1 ,8 0 .0 9 9 6 1 0 ,7 1 3 F e 3 O 4 / о л .N a / П Е Г  0 ,5 м г Ц П  д іа л із — 5 0 ,0 5 2 ,7 0 ,1 1 9 7 1 0 ,8 424 П. П. ГОРБИК Т А Б Л И Ц Я 6 .2 . В п л и в к о н ц е н т р а ц ії G d 3 + -і о н ів н а м а г н е т н і і р о з м ір н і х а р а к т е р и с т и к и с и с т е м F e 3 O 4 / G d 2 О 3 / о л .N a . № Н а н о с т р у к т у р а H c , Е  s , Г с ∙с м 3 / г 3 4 м а с F e O , C % 3 4 о б F e O , C %  , н м M r / M D Р Ф А , н м ( T c и н  3 2 3 К ) 1 F e 3 O 4 5 ,0  0 ,5 4 ,2  0 ,2 1 0 0 1 0 0 0 0 ,1 9 1 1 ,0 2 F e 3 O 4 / G d 2 O 3 1 0 6 ,5 3 3 ,0 6 1 4 1 ,9 0 ,4 7 1 3 ,8 4 F e 3 O 4 / G d 2 O 3 / о л .N a 1 0 6 ,5 3 3 ,7 6 2 0 ,4 1 1 3 ,9 5 F e 3 O 4 / 2 G d 2 O 3 / о л . N a 2 2 7 ,9 1 5 ,8 2 9 0 ,2 3 1 6 ,0 6 F e 3 O 4 / G d 2 O 3 / о л .N a / П Е Г 1 0 6 ,5 3 3 ,7 9 0 0 .3 7 1 3 ,9 7 F e 3 O 4 / 2 G d 2 O 3 / о л .N a / П Е Г 2 2 7 ,5 1 5 ,9 8 9 0 ,1 8 1 6 ,1 8 G d F e O 3 1 4 4 ,0 0 2 ,6 — 0 ,4 4 1 0 ,7 НАНОКОМПОЗИТИ З ФУНКЦІЯМИ МЕДИКО-БІОЛОГІЧНИХ НАНОРОБОТІВ 425 Т А Б Л И Ц Я 6 .3 . Г у с т и н а ( ), п и т о м а н а м а г н е т о в а н іс т ь н а с и ч е н н я ( s ), м а с о в а д о л я м а г н е т и т у в с т р у к т у р і (m F e 3 O 4 / m к о м п ), н а м а г н е т о в а н іс т ь н а с и ч е н н я (М s ), к о е р ц и т и в н а с и л а (H c ), п и т о м а з а л и ш к о в а н а м а г н е т о в а н іс т ь н а н о к о м п о з и т ів М r / M s . Н а н о с т р у к т у р а  , г / с м 3  s , Г с с м 3 / г m F e 3 O 4 / m к о м п М s , Г с Е M r / M s 1 F e 3 O 4 / о л .N a  H 2 O ( М Р ) 1 ,1 2 7 7 ,3  0 ,2 0 ,1 0 6  0 ,6 8 ,2  0 ,0 0 ,0 0 2 F e 3 O 4 / о л .N a 2 ,2 9 0 2 5 ,0  0 ,8 0 ,3 6 3  0 ,8 5 7 ,1 6 9 ,0 0 ,0 8 2 а F e 3 O 4 / о л .N a  H 2 O ( М Р ) 1 ,1 3 0 5 ,5  0 ,2 0 ,0 8 0  0 ,0 5 6 ,2 2 2 ,0 0 ,0 2 3 F e 3 O 4 / о л .N a / Ц П 3 ,3 2 0 2 9 ,8  0 ,9 0 ,4 3 3  0 ,0 6 9 8 ,9 5 6 ,0 0 ,1 1 3 а F e 3 O 4 / о л .N a / Ц П  H 2 О ( М Р ) 1 ,5 6 0 1 5 ,1  0 ,5 0 ,2 1 9  0 ,0 1 3 2 3 ,6 1 9 ,0 0 ,1 3 4 F e 3 O 4 / Г А / Д Р 1 ,1 4 3 4 9 ,4  1 ,6 0 ,7 1 8  0 ,0 4 3 5 6 ,5 8 1 ,0 0 ,1 3 4 а F e 3 O 4 / Г А / Д Р  Н 2 О ( М Р ) 1 ,0 5 7 1 6 ,4  0 ,5 0 ,2 3 8  0 ,0 1 4 1 7 ,3 5 0 ,0 0 ,0 9 426 П. П. ГОРБИК НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 427 Таким чином, експериментально досліджені основні властивості колоїдних систем на основі синтезованих нанокомпозитів та розра- ховані їх розмірні параметри. Âстановлено, що процес діалізу сприяє зростанню питомої намагнетованости в системі Fe3O4/ол.Na і Fe3O4/ол.Na/ПЕГ. Експериментально встановлено, що наявність шарів ДÌСÊ, ГÀ, ÀПС, ПÀÀ на поверхні магнетиту практично не впливала на магне- тні властивості вихідного магнетиту (ядра нанокомпозиту). На магнетометрі з вібрувальним зразком (283 Гц, tвим100 с) при температурі 290 Ê були виміряні криві намагнетування ансамблів наночастинок магнетиту, модифікованих олеатом натрію; наноко- мпозити на основі магнетиту, що містили гідроксоапатит, ол.Na, цисплатин (0,5 мг) або доксорубіцин (ДР) (0,5 мг); магнетні рідини. Âказані результати, як приклад, наведено в табл. 6.3 та на рис. 6.4. Рис. 6.4. Петлі гістерезису (на вставках — початкові ділянки) модифіко- ваних нанокомпозитів складу Fe3O4/ол.Na (a), Fe3O4/ГÀ/ол.Na/ЦП (в) і Fe3O4/ГÀ/ол.Na/ДР (д) та їх ÌР (б), (г), (е), відповідно. 428 П. П. ГОРБИÊ Таким чином, теорію магнетизму ансамблю частинок феромагне- тика застосовано для опису магнетних властивостей синтезованих фе- рімагнетних наночастинок Fe3O4, нових типів нанокомпозитів з фун- кціями нанороботів і магнетних рідин медико-біологічного призна- чення на їх основі. За магнетними вимірюваннями з високою достові- рністю можна визначити розмірні параметри ансамблів частинок. Одержані результати будуть корисні при практичному викорис- танні нанокомпозитів і магнетних рідин в онкотерапії. Êрім наведених в табл. 6.3 магнетних рідин, були синтезовані та досліджені магнетні рідини на основі води (фізіологічного розчину) та Â- і Gd-вмісних нанокомпозитів. 6.3. Цитотоксичні властивості магнетних рідин in vivo Зразки синтезованих магнетних рідин на основі нанокомпозитів з іммобілізованим цисплатином та додатково модифікованих поліети- ленгліколем, було досліджено в Інституті експериментальної пато- логії, онкології та радіобіології ім. Р. Є. Êавецького НÀН України. Проведено визначення цитотоксичної дії на асцитній карциномі Ер- ліха та солідній карциномі Герена наступних нанокомпозитних ÌР: Fe3O4/ол.Na/ПЕГ, СFe3O4 3 мг/мл; Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП. 6.3.1. Дослідження цитотоксичної дії магнетних рідин на асцитну карциному Ерліха Дослідження було проведено на мишах-самцях — гібридах (C57Bl/6хDÂÀ/21). Тваринам внутрішньочеревно перещеплювали асцитну карциному Ерліха по 2106 клітин на тварину. Доза Fe3O4 складала 2 мг /кг маси тварин, доза цисплатину — 2 мг/кг маси ті- ла. Протипухлинну активність досліджуваних ÌР визначали за се- редньою кількістю прожитих тваринами днів у порівнянні з конт- рольними мишами. Процент гальмування росту (, %) асцитної пухлини Ерліха оці- нювали за формулою: (/)100%, де  — різниця кількости прожитих днів у контрольній групі та кі- лькости прожитих днів у піддослідній групі;  — кількість прожи- тих днів у контрольній групі. За даними табл. 6.4 середня кількість прожитих днів у тварин контрольної групи й у тварин, яким вводили внутрішньочеревно магнетну рідину Fe3O4/ол.Na/ПЕГ, достовірно не відрізнялася. Â НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 429 той же час, з наведених даних видно, що у тварин, котрі одержува- ли цисплатин у складі магнетної рідини (Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП), спостерігалось достовірне збільшення тривалости життя на 35% та 46%, відповідно, у порівнянні з контрольною групою тварин. Таким чином експериментально доведено ефективність викорис- тання магнетної рідини (Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП) при лікуванні пух- лин асцитної карциноми Ерліха. 6.3.2. Дослідження цитотоксичної дії магнетних рідин на солідну карциному Герена Дослідження проведені на лабораторних щурах-самцях лінії Âістар масою 1205 гр (табл. 6.5). Тваринам, що досліджувались, пере- щеплювали підшкірно на спину 25% суспензію пухлинної тканини карциноми Герена у фізіологічному розчині (по 0,4 мл суспензії на тварину). Âстановлено, що контрольні дози цисплатину, гальмували ріст пухлини на 26,4% за масою. Показано, що у тварин, котрим вводи- ли магнетну рідину Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП, маса пухлини зменшу- валась на 40,2% у порівнянні з контрольною групою. Найбільший ТАБЛИЦЯ 6.4. Протипухлинна активність магнетних рідин щодо клітин асцитної карциноми Ерліха in vivo. Групи тварин Тривалість життя, доба Êонтроль (фіз. розчин) 17,01,4 ЦП 23,01,0* Fe3O4/ол.Na/ПЕГ 18,21,1 Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП 24,81,2* Примітка : достовірність 0,05 у порівнянні з контролем. ТАБЛИЦЯ 6.5. Протипухлинна активність ÌР (Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП) щодо клітин карциноми Герена (n10), у порівнянні з ЦП в залежності впливу (ÌП) in vivo. Групи тварин Ìаса пухлини, г Êонтроль (фіз. розчин) 31,82,4 ЦП 23,42,5 ЦПÌП 19,62,9* Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП 19,22,1* Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦПÌП 13,41,7,* Примітка : достовірність 0,05 порівняно з контрольною групою; *достовірність 0,05 порівняно з 4-ю групою. 430 П. П. ГОРБИÊ відсоток гальмування росту пухлин встановлено у тварин, котрим вводили магнетну рідину Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП та накладали пос- тійне магнетне поле. У цих тварин маса пухлин зменшувалась на 57,9% у порівнянні з контрольною групою. Таким чином експериментально доведено ефективність викорис- тання магнетної рідини Fe3O4/ол.Na/ПЕГ/ЦП в умовах дії постій- ного магнетного поля при лікуванні пухлин карциноми Герена. 7. НАПРЯМИ ПОДАЛЬШОЇ РОБОТИ ТА ПРАКТИЧНОГО ВПРОВАДЖЕННЯ РЕЗУЛЬТАТІВ ДОСЛІДЖЕНЬ Â подальшому необхідно здійснити роботи з метою оптимізації пов- ного технологічного циклу виготовлення медико-біологічних нано- композитів та магнетних рідин на їх основі, проведення доклініч- них та клінічних досліджень, з’ясування питань, пов’язаних з ток- сикологічними аспектами, стандартизацією, можливостями виро- бництва тощо. З метою практичного використання результатів досліджень та впровадження розробок [37, 136–139] спільно з Інститутом експе- риментальної патології, онкології та радіобіології ім. Р.Є. Êавець- кого НÀН України проводяться доклінічні дослідження нової маг- неточутливої лікарської форми онкологічного препарату. Розроб- лено технологічний реґламент на виробництво речовини «Ìагнетит У» [140], яка є нанорозмірним однодоменним Fe3O4 та може слугу- вати субстанцією для лікарських препаратів на основі досліджених наноструктур. Реґламент планується передати на Êалуський дослі- дно-експериментальний завод ІХП НÀН України. Як зазначено в концепції цільової комплексної програми «Ôун- даментальні проблеми наноструктурних систем, наноматеріалів, нанотехнологій» НÀН України [141], її виконання, крім наукового, практичного та методологічного, має навчальний аспект; важли- вим завданням є підготовка спеціалістів, зокрема, вищої кваліфі- кації. Тому до робіт, наведених у цьому огляді, широко залучалась творча молодь: аспіранти і студенти, якими захищено три канди- датських [142–144] та ряд магістерських дисертацій. За матеріалами досліджень з нанотематики видано наукову мо- нографію [14], у якій узагальнено новітні результати, що стосують- ся сучасних проблем фізико-хімії наноматеріалів, нанокомпозитів та супрамолекулярних структур, актуальних для використання в техніці, медицині, біології, екології тощо. Êнига розрахована на фахівців галузей нанохімії, нанофізики, матеріалознавства, хімії та фізики поверхні, які займаються синтезом нових наноструктур- них функціональних матеріалів та їх практичним застосуванням, викладачів, аспірантів і студентів вищих навчальних закладів від- повідних спеціальностей. НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 431 Âийшов у світ навчальний посібник [15], який, по суті, є впрова- дженням у освітній процес вітчизняної вищої школи (кафедра біоі- нформатики факультету біотехнології і біотехніки Національного технічного університету України «ÊПІ») результатів новітніх нау- кових досліджень, виконаних у Національній академії наук Украї- ни за цільовою комплексною програмою «Ôундаментальні пробле- ми наноструктурних систем, наноматеріалів, нанотехнологій». Го- ловною метою посібника є наукове висвітлення і опис основних ек- спериментальних стадій створення біофункціоналізованих магне- точутливих наноматеріалів і поліфункціональних нанокомпозитів, сприяння формуванню у студентів практичних навичок у галузі но- вітніх нанотехнологій. Навчальний посібник отримав гриф Ìініс- терства освіти і науки, молоді та спорту України. Посібник побудо- вано на найбільш актуальних прикладах синтезу, досліджень та застосувань нанокомпозитів у галузях медицини, біології та біоте- хнології. Наведені наукові дані, цикл лабораторних робіт та мето- дичні вказівки можуть бути використані викладачами і студентами вищих навчальних закладів при виконанні навчальних програм за відповідними спеціальностями. 8. ВИСНОВКИ Проблема створення нанороботів, зокрема, для медико-біологічних застосувань, сьогодні є актуальною і розробляється в провідних на- укових лабораторіях світу. Âідповідний науково-прикладний на- прямок є складовою сучасного науково-технічного прогресу, в тому числі в медицині, біології, біотехнології. Êонцепція та методологія хімічного конструювання магнеточутливих нанокомпозитів з бага- торівневою ієрархічною архітектурою та функціями нанороботів отримала наукове обґрунтування та експериментальне підтвер- дження. На завершення автор висловлює щиру подяку всім співробітни- кам і колеґам, що брали участь в дослідженнях, за творчу співпра- цю. Ìатеріали наукових джерел та дані огляду свідчать, що вітчиз- няні дослідження у вказаному напрямку в багатьох аспектах зна- ходяться на передових рубежах світової науки. Це стало можливим завдяки об’єднанню зусиль в міждисциплінарних галузях дослід- ників Інституту хімії поверхні ім. О. О. Чуйка НÀН України, Інсти- туту експериментальної патології, онкології та радіобіології ім. Р. Є. Êавецького НÀН України, Інституту металофізики ім. Г. Â. Êурдюмова НÀН України, Інституту гематології та трансфузіології ÀÌН України в рамках цільової комплексної програми «Ôундаме- нтальні проблеми наноструктурних систем, наноматеріалів, нано- технологій». 432 П. П. ГОРБИÊ ЦИТОВАНА ЛІТЕРАТУРА 1. M. C. Roco, R. S. Williams, and P. Alivisatos, Vision for Nanotechnology R&D in the Next Decade (Dordrecht: Kluwer Academic Publishers: 2002), vol. 156, p. 171. 2. L. Levy, Y. Sahoo, Kyoung-Soo Kim, and J. Earl Bergey, Chem. Mater., 14: 3715 (2002). 3. Физико-химия наноматериалов и супрамолекулярных структур (Ред. À. П. Шпак, П. П. Горбик) (Êиев: Наукова думка: 2007), т. 1. 4. Nanomaterials and Supramolecular Structures. Physics Chemistry, and Applica- tions (Eds. A. P. Shpak and P. P. Gorbyk) (Nederlands: Springer: 2009), p. 63. 5. П. П. Горбик, Â. Ô. Чехун, À. П. Шпак, Наноструктурные материалы — по- лучение, свойства, применение (Ìинск: Беларуская навука: 2009), с. 131. 6. P. P. Gorbyk, A. L. Petranovska, M. P. Turelyk et al., Chem. Phys. Tech. Surf., 1, No. 3: 360 (2010). 7. P. P. Gorbyk and V. F. Chekhun, Functional Materials, 19, No. 2: 145 (2012). 8. H. Gu, J. Chao, S.-J. Xiao, and N. C. Seeman, Nature, 465: 202 (2010). 9. K. Lund, A. J. Manzo, N. Dabby et al., Nature, 465: 206 (2010). 10. R. A. Muscat, J. Bath, and A. J. Turberfield, Nano Lett., 11, No. 3: 982 (2011). 11. B. Lewandowski, G. De Bo, J. W. Ward et al., Science, 339, No. 6116: 189 (2013). 12. Т. Е. Êорочкова, Ì. Л. Дехтяр, Â. Ì. Розенбаум, Химия, физика и технология поверхности (Êиев: Наукова думка: 2008), вып. 14, с. 52. 13. Т. Е. Êорочкова, Â. Ì. Розенбаум, Химия, физика и технология поверхности (Êиев: Наукова думка: 2006), вып. 11–12, с. 29. 14. П. П. Горбик, Â. Â. Туров, Наноматериалы и нанокомпозиты в медицине, био- логии, экологии (Ред. À. П. Шпак, Â. Ô. Чехун) (Êиев: Наукова думка: 2011). 15. П. П. Горбик, С. Â. Горобець, Ì. П. Турелик та ін., Біофункціоналізація нано- матеріалів і нанокомпозитів: Навчальний посібник (Êиев: Наукова думка: 2011). 16. С. П. Губин, Ю. À. Êокшаров, Г. Б. Хомутов, Г. Ю. Юрков, Успехи химии, 74, № 4: 539 (2005). 17. Г. Беликов, À. Г. Êурегян, Хим.-фарм. журн., 35, № 2: 27 (2001). 18. Ю. À. Âасилевский, À. П. Âолодина, Â. Â. Паньков, Магнитный порошок фер- рита бария (Ìосква: НИИТЭхим: 1995), с. 2. 19. Â. Ì. Ìіщенко, Ì. Т. Êартель, Â. À. Луценко та ін., Поверхность: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2010), вып. 2 (17): 276. 20. Л. С. Семко, С. Â. Хуторний, Л. П. Сторожук та ін., Поверхность: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2010), вып. 2 (17): 330. 21. П. П. Горбик, À. Л. Петрановская, Ì. П. Турелик и др., Хімія, фізика та тех- нологія поверхні, 2, № 4: 433 (2011). 22. П. П. Горбик, И. Â. Дубровин, À. Л. Петрановская, Поверхность: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2010), вып. 2 (17): 286. 23. Н. À. Оборотова, Антибиотики и химиотерапия, 36, № 10: 47 (1991). 24. U. Hafely, W. Schut, Y. Teller, and N. Zbororsky, Scientific and Clinical Applica- tion of Magnetic Carriers (London: Plenum: 1997). 25. Â. И. Рымарчук, Л. À. Радкевич, Â. И. Сарбаш, Биофизика, 35, № 1: 145 (1990). 26. Â. Е. Ôертман, Магнитные жидкости (Ìинск: Âысш. школа: 1988). 27. Р. Н. Àляутдин, Й. Êройтер, Д. À. Харкевич, Эксперим. и клинич. фармаколо- гия, 66, № 2: 65 (2003). 28. П. П. Горбик, À. Л. Петрановська, Л. П. Сторожук та ін., Український хімічний журнал, 73, № 5: 24 (2007). НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 433 29. Т. Т. Березов, Н. Â. Яглова, Т. Б. Дмитриева и др., Вестн. Рос. акад. мед. наук, № 3: 42 (2004). 30. J. E. Herrmann, S. Wang, C. Zhang et al., Vaccine, 24, No. 31–32: 5872 (2006). 31. S. Mitra, G. Li, and G. R. Harsh, Neurosurg. Clinics of North America, 21, No. 1: 67 (2010). 32. Â. И. Брегадзе, И. Б. Сиваев, Природа, № 4: 1 (2004). 33. G. De Stasio, P. Casalbore, R. Pallini et al., Cancer Research, 61: 4272 (2001). 34. A. Detta and G. S. Cruickshank, Cancer Research, 69, No. 5: 2126 (2009). 35. С. П. Туранская, Ì. П. Турелик, À. Л. Петрановская и др., Поверхность: Меж- вед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2010), вып. 2 (17): 356. 36. П. П. Горбик, À. Л. Петрановская, Ì. П. Турелик и др., Наносистеми, нано- матеріали, нанотехнології, 8, вип. 4: 749 (2011). 37. П. П. Горбик, À. Л. Петрановська, Д. Г. Усов та ін., Нанокапсула з функціями наноробота (Патент України № 86322) (25.06.2009). 38. Л. Г. Гречко, П. П. Горбик, Л. Б. Лерман, О. О. Чуйко, Доп. НАН України, № 2: 181 (2006). 39. S. Сoper, J. Magn. and Magn. Mater., 225: 79 (2001). 40. À. Ю. Зубарев, Л. Ю. Искакова, Коллоид. журн., 63, № 6: 778 (2003). 41. À. Н. Русецкий, Э. Ê. Рууге, Бюл. Всесоюз. кардиолог. науч. центра АМН СССР, 7, № 1: 85 (1984). 42. Â. Â. Свиридов, Неорганический синтез (Ìинск: Âысш. школа: 1996), с. 165. 43. O. M. Mikhailik, V. I. Povstugar, and S. S. Mikhailova, Colloids and Surfaces, 52: 315 (1991). 44. X. Ясуда, Полимеризация в плазме (Ìосква: Ìир: 1988). 45. П. П. Горбик, І. Â. Дубровін, À. Л. Петрановська та ін., Доповіді НАН України, № 4: 224 (2005). 46. Л. И. Тарутина, Ô. О. Позднякова, Спектральный анализ полимеров и вспомо- гательных веществ (Ленинград: Химия: 1986). 47. И. Дехант, Р. Данц, Â. Êиммер, Р. Шмольке, Инфракрасная спектроскопия высокополимеров (Mосква: Химия: 1976). 48. О. Â. Êрылов, Â. Ô. Êиселев, Адсорбция и катализ на переходных металлах и их оксидах (Mосква: Химия: 1981). 49. L. S. Semko, V. M. Ogenko, S. L. Revo et al., Functional Materials, 9, Nо. 3: 513 (2002). 50. О. Ì. Ôедоренко, À. Л. Петрановська, Л. С. Дзюбенко та ін., Доповіді НАН України, № 1: 157 (2006). 51. Ê. Накамото, ИК-спектры и спектры неорганических и координационных сое- динений (Ìосква: Ìир: 1991). 52. И. Ô. Êовалев, И. Â. Шевченко, Ì. Г. Âоронков, Н. Â. Êозлова, Докл. АН СССР, 212, № 1: 101 (1973). 53. À. À. Давыдов, Ì. Л. Шепотько, Журн. прикл. спектроскопии, 56, № 3: 487 (1992). 54. О. О. Чуйко, П. П. Горбик, Л. П. Сторожук, Магнітокеровані нанокомпозити для застосування в медицині та біології: Збірник доп. ІІ Всеукр. технологіч. форуму (Êиїв: 2005), с. 48. 55. Д. Г. Усов, À. Л. Петрановська, Ì. П. Турелик та ін., Поверхность: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2009), с. 320. 56. H. Aposhian and M. Aposhian, Annu. Rev. Pharmacol. Toxiol., 30: 279 (1990). 57. Y.-W. Jun, Y.-M. Huh, and J. Choi, J. Am. Chem. Soc., 127: 5732 (2005). 58. N. Fauconnier, J. Pons, J. Roger, and A. Bee, J. of Colloid and Interface Science, 434 П. П. ГОРБИÊ 194: 427 (1997). 59. S. Zhang, Z. Bian, and C. Gub, Colloids and Surfaces B: Biointerfaces, 55: 143 (2007). 60. L. Silva, S. Kuckelhaus, and M. Guedes, J. Magn. Magn. Mater., 289: 463 (2005). 61. D. Wagner, J. Moulder, and L. Davis, Handbook of X-Ray Photoelectron Spectros- copy (New York: Perking-Elmer Corp.: 1979), р. 234. 62. П. П. Горбик, Â. Ì. Ìіщенко, À. Л. Петрановська та ін., Наносистеми, нано- матеріали, нанотехнології, 6, вип. 4: 1273 (2009). 63. À. Л. Петрановська, Â. Ì. Ìіщенко, Ì. П. Турелик та ін., Хімія, фізика та те- хнологія поверхні, 1, № 2: 182 (2010). 64. Â. П. Орловский, Г. Â. Родичева, Ж. À. Ежова и др., Журн. неорг. химии, 37, № 4: 881 (1992). 65. Н. À. Чумаевский, Â. П. Орловский, Г. Â. Родичева и др., Журн. неорг. химии, 37, № 7: 1455 (1992). 66. J. Rena and M. Vallet-Regi, J. Eur. Ceram. Soc., 23, No. 10: 1687 (2003). 67. П. À. Àрсеньев, À. À. Евдокимов, С. À. Смирнов и др., Журнал неорг. химии, 37, № 12: 2649 (1992). 68. À. Л. Петрановська, Ì. П. Турелик, П. П. Горбик та ін., Хімія, фізика та тех- нологія поверхні, 1, № 4 (2010). 69. X. Shen, H. Liang, J. H. Guo, and C. Song, J. Inorg. Biochem., 95, No. 2–3: 124 (2003). 70. С. П. Туранская, À. Д. Четыркин, И. Â. Дубровин и др., Поверхность: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2011), вып. 3 (18): 343. 71. Д. Г. Усов, À. Л. Петрановська, П. П. Горбик, Ì. П. Івахненко, Химия, физика и технология поверхности: Межвед. сб. науч. тр., № 14: 548 (2008). 72. M. A. Brinkley, Bioconjugate Chem., 3: 2 (1992). 73. S. Hashida, J. Appl. Biochem., 6: 56 (1984). 74. G. Mattson, Molecular Biology Reports, 17: 167 (1993). 75. M. D. Partis, J. Protein. Chem., 2: 263 (1983). 76. M. K. Samoszuk, Antibody, Immunoconjugates and Radiopharmaceuticals, 2: 37 (1989). 77. W. Ostwald, Kleines Praktikum der Kolloidchemie. 7 Ed. (Dresden: Verlag Th. Steinkopff Dresden: 1930). 78. Р. Скоупс, Методы очистки белков (Ìосква: Ìир: 1985). 79. Биотехнология. Принципы и применения (Ред. À. Хиггинс, Д. Бест, Дж. Джонс) (Ìосква: Ìир: 1989), т. 20, с. 132. 80. G. T. Hermanson, Bioconjugate Technigues (Academic Press: 2008), р. 1202. 81. M. M. Bradford, Anal. Biochem., 72: 248 (1976). 82. À. П. Шпак, П. П. Горбик, À. Л.Петрановська та ін., Наносистеми, нанома- теріали, нанотехнології, 4, вип. 3: 623 (2006). 83. П. П. Горбик, À. Л. Петрановская, Д. Г. Усов и др., Химия, физика и техноло- гия поверхности: Межвед. сб. науч. тр., № 13: 310 (2007). 84. Л. Ю. Âергун, Є. П. Трохименко, Л. Ì. Ісакова та ін., Доповіді НАН України, № 10: 140 (2006). 85. Л. Ю. Âергун, Д. À. Êлимчук, П. П. Горбик та ін., Мікробіологічн. журнал, № 71: 65 (2009). 86. С. Лурия, Дж. Дарнелл, Д. Балтимор, Э. Êэмпбелл, Общая вирусология (Ìосква: Ìир: 1981), с. 56. 87. Â. Ì. Жданов, С. Я. Гайдамович, Вирусология (Ìосква: Ìедицина: 1966), с. 83. 88. À. Уайт Хендлер, Э. Смит, Р. Хилл, И. Леман, Основы биохимии (Ìосква: Ìир: http://ru.wikipedia.org/wiki/1976 НÀНОÊОÌПОЗИТИ З ÔУНÊЦІЯÌИ ÌЕДИÊО-БІОЛОГІЧНИХ НÀНОРОБОТІÂ 435 1981), т. 1, с. 115, 137. 89. Б. Ôилдс, Д. Найп, Вирусология (Ìосква: Ìир: 1989), т. 2, с. 216. 90. À. À. Чуйко, Медицинская химия и клиническое применение диоксида крем- ния (Êиев: Наукова думка: 2003), с. 416. 91. U. Barik, A. Ercan, G. Karakas, Pure and Applied Surface Chemistry and Nano- materials for Human Life and Environmental Protection: Proceedings of the NATO Advanced Reserch Workshop (Kiev: 2005), р. 78. 92. П. П. Горбик, Â. Ì. Гунько, Â. И. Зарко, Доп. НАН України, № 11: 150 (2004). 93. П. П. Горбик, Â. Ì. Гунько, Â. И. Зарко и др., Химия, физика и технология по- верхности: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2007), вып. 11–12: 261. 94. Е. À. Голенкина, À. À. Буркова, Â. И. Ôилиппов и др., Российский биотера- певтический журнал, 1, № 3: 41 (2005). 95. P. Esser, Nunc Bulletin, Nо. 6: 1 (1988). 96. Z. Cheng, J.-M. Friedt, A. Angelova et al., Langmuir, 20: 5870 (2004). 97. Â. À. Тертых, Â. Â. Янишпольский, Медицинская химия и клиническое приме- нение диоксида кремния (Ред. À. À. Чуйко) (Êиев: Наукова думка: 2003), с. 42. 98. H. H. Weetall, US Patent 3652761, IC G01n 1/00, 1/34, 31/06 (Publ. 28.03.72). 99. À. Н. Êузиков, Â. Ì. Бондаренко, À. Т. Латкин, Журн. микробиол., № 1: 80 (2003). 100. À. Н. Ìаянский, À. П. Обрядина, Т. И. Уланова и др., Информационные мате- риалы (Нижний Новгород: 2006). 101. У. С. Робинсон, Вирусология (Ìосква: Ìир: 1989), т. 3, с. 292. 102. Ê.-П. Ìайер, Гепатит и последствия гепатита (Ìосква: ГЭОТÀР ÌЕДИЦИНÀ: 1999), с. 491. 103. À. Д. Àммосов, Гепатит В (Новосибирск: 2006). 104. Л. Ю. Âергун, Â. À. Годзь, Л. И. Заневская и др., Гематологія і переливання крові: Міжвід. зб. (Êиїв: Нора-Друк: 2006), вип. 33: 77. 105. K. C. Hwang, Biomater., 31: 8419 (2010). 106. M. F. Bellin, Eur. J. Radiol., 60: 314 (2006). 107. P. Caravan, Chem. Soc. Rev., 35: 512 (2006). 108. M. P. Lowe, Aust. J. Chem., 55: 551 (2002). 109. Y. Fukumori and H. Ichikawa, Adv. Powder. Technol., 17: 1 (2006). 110. П. П. Горбик, À. Л. Петрановская, Е. Â. Пилипчук и др., Хімія, фізика та тех- нологія поверхні, 2, № 4: 385 (2011). 111. Е. Â. Пилипчук, À. Л. Петрановская, П. П. Горбик, Наноструктурное мате- риаловедение, № 3: 47 (2012). 112. À. Л. Петрановская, Ì. П. Турелик, Е. Â. Пилипчук и др., Матеріали міжна- родної науково-практичної конференції «Нанотехнології у фармації та меди- цині» (Харків: 2011), с. 154. 113. Ì. П. Турелик, С. Â. Горобець, À. О. Ìакедонська, П. П. Горбик, Наукові вісті НТУУ «КПІ», № 1 (18): 149 (2012). 114. X. Y. Huang, D. C. Yu, and Q. Y. Zhang, J. Appl. Phys., 106: 113521 (2009). 115. С. П. Туранская, À. Н. Êаминский, Н. Â. Êусяк и др., Поверхность: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2012), вып. 4 (19): 266. 116. С. Грег, Ê. Синг, Адсорбция, удельная поверхность, пористость (Ìосква: Ìир: 1984). 117. Л. Â. Загребин, С. С. Шестов, Ю. Г. Яновский, Технологии живых систем, 5, № 2–3: 111 (2008). 118. Ю. Г. Яновский, À. Н. Данилин, À. П. Захаров, Â. À. Жогин, Альманах клини- ческой медицины. III Троицкая конференция «Медицинская физика и иннова- 436 П. П. ГОРБИÊ ции в медицине» (Ìосква: 2008), 17, ч. 2: 293. 119. Â. Ì. Ìіщенко, Ì. Т. Êартель, Â. À. Луценко и др., Поверхность: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2012), вып. 2 (17): 276. 120. C. Â. Êолотилов, П. Н. Болтовец, Б. À. Снопок, Â. Â. Павлищук, Теоретическая и экспериментальная химия, 42, № 4: 204 (2006). 121. Химия поверхности кремнезема (Ред. À. À. Чуйко) (Êиев: 2001), т. 1, ч. 1. 122. Н. Â. Êусяк, О. Ì. Êамінський, À. Л. Петрановська, П. П. Горбик, Поверх- ность: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2011), вып. 3 (18): 151. 123. Л. С. Семко, С. Â. Хуторний, Н. Â. Àбрамов, П. П. Горбик, Неорганические ма- териалы, 48: 443 (2012). 124. R. Hergt, R. Hiergeist, I. Hilger et al., J. Magn. Magn. Mater., 270: 345 (2004). 125. J. P. Fortin, C. Wilhelm, J. Servais et al., J. Am. Chem. Soc., 129: 2628 (2007). 126. M. C. Bautista, O. Bomati-Miguel, and X. Zhao, Nanotechnology, 15: S154 (2004). 127. E. E. Carpenter, J. Magn. Magn. Mater., 225: 17 (2001). 128. С. П. Туранская, Â. Â. Туров, П. П. Горбик, Химия, физика и технология по- верхности: Межвед. сб. науч. тр. (Êиев: Наукова думка: 2007), вып. 13: 273. 129. 2nd Int. Symp. on Advanced Magnetic Materials and Applications (ISAMMA2010), Journal of Physics: Conference Series, 266 (2011). 130. Р. Розенцвейг, Феррогидродинамика (Ìосква: Ìир: 1989). 131. Ì. И. Шлиомис, Успехи физ. наук, 112, вып. 3: 427 (1974). 132. R. Y. Hong, S. Z. Zhang, Y. P. Han et al., Powder Technology, 170: 1 (2006). 133. Ì. Â. Àбрамов, П. П. Горбик, Поверхность: Межвед. сб. научн. тр. (Êиев: Нау- кова думка: 2012), вип. 3 (18): 246. 134. L. Neel, C. R. Acad. Science, 228, No. 6: 664 (1949). 135. Н. Â. Борисенко, Â. Ì. Богатырев, И. Â. Дубровин и др., Физико-химия нано- материалов и супрамолекулярных структур (Pед. À. П. Шпак, П. П. Горбик) (Êиев: Наукова думка: 2007), т. 1, с. 394. 136. П. П. Горбик, À. Л. Петрановська, Ì. П. Турелик та ін., Нанокапсула з функ- ціями наноробота (Патент на винахід № 99211 України) (25.07.2012). 137. Б. Є. Патон, П. П. Горбик, À. Л. Петрановська та ін., Магнітна протипухлин- на рідина (Патент України № 78473) (25.03.2013). 138. П. П. Горбик, À. Л. Петрановська, Ì. П. Турелик та ін., Магнітна рідина (Па- тент України № 78448) (25.03.2013). 139. Л. С. Семко, П. П. Горбик, С. Â. Хуторний, Спосіб одержання магнітного ша- руватого матеріалу (Патент України № 20063) (17.07.2012). 140. П. П. Горбик, À. Л. Петрановська, Ì. П. Турелик та ін., Свідоцтво № 46056 на ТТР (технологічний регламент) на виробництво речовини «Магнетит У» (07.09.2012). 141. Цільова комплексна програма фундаментальних досліджень «Нанострукту- рні системи, наноматеріали, нанотехнології» (Êиїв: 2010), с. 191. 142. Л. П. Сторожук, Синтез та властивості полі функціональних магніточут- ливих нанокомпозитів (Àвтореферат дис. … канд. хім. наук. Інститут хімії по- верхні ім. О. О. Чуйка НÀН України) (Êиїв: 2007). 143. Ì. П. Турелик, Хімічне конструювання наноструктур з функціями медико- біологічних нанороботів (Àвтореферат дис. … канд. хім. наук. Інститут хімії поверхні ім. О. О. Чуйка НÀН України) (Êиїв: 2012). 144. Є. Â. Пилипчук, Синтез та властивості магніточутливих гадолінійвмісних нанокомпозитів (Àвтореферат дис. … канд. хім. наук. Інститут хімії поверхні ім. О. О. Чуйка НÀН України) (Êиїв: 2013).

Нанокомпозити з функціями медико-біологічних нанороботів: синтез, властивості, застосування

Репозитарії

Схожі ресурси