нюють необхідністю імітування анатомічної будови натурального посудини, де медіа містить циркулярно розташовані волокна колагену для опору розтягуванню, а інтиму є ложем для ендотеліоцитів. Дослідники роблять акцент на тому, що за час всього експерименту не спостерігалося роздвоєння конструкції на шари, що можна пояснити наявністю міцної зони змішування. Аналіз механічних властивостей показав, що такі матриці витримують на розрив до 4.3 ± 0.2 MPa, при максимальному розтягуванні в 47.0 ± 6.3%, що значно міцніше, ніж при ізольованому використанні PCL. Для дослідження біосумісності матриць іспользовлі мишачі фібробласти 3Т3 і людські венозні міофібробласти. Мишачі фібробласти збільшували власне число аж до 30 дня культивування. До 14м добі в культурі було відзначено проникнення клітин вглиб матриці, а до 30м досягнута майже повна конфлуентность. Інфільтрації конструкції людськими венозними фібробластами відзначено не було. До 30 дня клітини формували моношар на поверхні матриці. Іммуноцітохіміческіе дослідження показали відкладення колагену і глікозаміногліканів в обох випадках [14].
У парі досліджень при додаванні до синтетичного Біорозкладана полимеру полікапролактон білка природного позаклітинного матриксу колагену I типу спостерігалося зменшення модуля Юнга з 7.5 ± 0.7 (для чистого PCL) до 2.7 ± 1.2 (для композитного матеріалу), що говорить про зниження ригідності матеріалу і прояві їм більш еластичних властивостей. Параметри електроспінніга для створення даних матриць були наступні: напруга електричного струму 5-25кВ, відстань до колектора 10-20см, швидкість обертання приймального мандрелей 1000 об/хв, швидкість подачі растовором 1-10 мл/год. В експерименті спостерігалася достовірно велика адгезія і проліферація ендотеліальних і гладком'язових клітин на матрицях з додаванням колагену в порівнянні з конструкціями з чистого PCL. Ендотеліальні клітини самостійно розподілялися по внутрішній стороні циліндричної матриці, що може говорити можливості становленні посудини. Морфологія клітин ендотеліальних клітин залежала від діаметра волокон матриці. Так, при діаметрі фібрил менше 1 мкм клітини мали многоотросчатую форму, велика кількість сайтів фокальній адгезії на безлічі волокон знаходяться поряд з ними. При діаметрі фібрил від 2,39 до 4,45 мкм клітини контактували лише з одним волокном, що не продукували сайтів фокальній адгезії і мали витягнуту уздовж волокна форму. Іммуноцітохіміческіе аналіз експресії ендотеліальних маркерів, таких як CD31, фактор фон Віллебранда, VE-кадгерінов показав значно більшу їх відкладення в культурах клітин вирощуваних на матрицях з діаметром волокна до 1 мкм. Спостерігалася характерна для ендотеліальних клітин локалізація молекул: CD31, VE-кадгерінов - між мембранами окремих клітин і фактора фон Віллебранда всередині клітини [15-16].
Таким чином електроспіннінг дозволяє створювати циліндричні структури схожі за будовою з натуральною судинною стінкою, а правильний підбір матеріалу матриці може забезпечити необхідну для посудини еластичність. Структурування конструкції на мікро- і нанорівнях допоможе в створенні оптимальних умов для того чи іншого виду клітин.
. Серцева тканина
Однією з причин розвитку хронічної серцевої недостатності є рубцювання і розвиток зон гипокинеза міокарда після перенесеного хворим гострого інфаркту міокарда. Якщо врахувати, що смертність від серцево-судинних захворювань знаходиться на першому місці серед інших причин смертності, то проблема лікування даної патології стає однією з найактуальніших в сучасній медицині. На сьогоднішній день не існують ефективного лікування описаної патології, а тканинна інженерія серцевої тканини є найбільш перспективним напрямком, здатним вирішити поставлену задачу.
Щоб створити тканеінжінерний еквівалент серцевої тканини учені піддали електроспінннігу 3 види синтетичних полімерів: полі-L-лактид (PLLA, молекулярна вага 100000 г/моль), полілактид-ко-гліколід (лактид/гліколід=10/ 90), полілактид-ко-гліколід (лактид/гліколід=75/25). Параметри одержані матриць наступні: для 1го типу - середній діаметр фібрил 1мкм, порозность 71, водний контактний кут 107 о, для 2го - середній діаметр фібрил 1мкм, порозность 78, водний контактний кут 85 о, для третіх - середній діаметр фібрил 0,9 мкм , порозность 75, водний контактний кут 65 о. Параметри процесу електроспінніга, що дозволив створити дані матриці наступні: відстань до приймального колектора 15 см, напруга струму 2кВ на 1 см, швидкість подачі розчину 6мл/год. Кожна матриця мала варіант з хаотично розташованими волокнами і варіант з поздовжнім розташуванням, що забезпечувалося різної швидкість обертання приймального мандрелей. Аналіз біодеградіруемимі конструкцій показав, що додавання гліколід в конструкцію прискорює її час розкладання. Так, після 7 днів на фосфатному буфері матриця з PLLA втратила менше 10% маси,...
