тивного хондрогенез. Так була виявлена ??необхідність зміни матеріалу або додавання речовин, здатних посилити механічну складову [20].
В іншій роботі вчені навпаки використовували лише білок натурального позаклітинного матриксу - колаген II типу. Матриці отримані методом електроспіннінга мали волокна із середнім діаметром 496 нм м середню площу пір 6,94 мкм 2. Аналіз механічних властивостей показав, що матриця хоч і має достатній запас міцності, але є ригидной і майже не піддається деформації (1-2% розтягування). Що так само не придатне для хрящової тканини. Однак при дослідженні біосумісності хондроцити активно инфильтрированную конструкцію, що немало важливо для майбутнього тканеобразованія [21].
Щоб зберегти переваги і усунути недоліки обох типів використовуваних матеріалів вчені створили композитну матрицю з полікапролактона (PCL) і еластину із середнім діаметром пор 540 ± 21 мкм. Механічні властивості даної конструкції наближалися до механічних властивостей природної хрящової тканини. У міру збільшення концентрації еластину в розчині вело до збільшення захоплення води і гідрофільності матриці, що додатково збільшувало еластичність конструкції, що важливо для хрящової тканини. Аналіз біосумісності проводився за допомогою хондроцитів. Адгезія і проліферація клітин більш виражена на композитних матрицях в порівнянні з конструкціями з чистого PCL. Вдобавок на матрицях з PCL/еластину відзначалася активна інфільрація клітин вглиб конструкції [22].
Цікавий підхід до створення композитних матриць для протезування міжхребцевого диска здійснила група вчених на чолі з Leon J. Nesti. Суть методу полягало в тому, що в центр матриці створеної методом електроспіннінга з полі-L-лактид (PLLA, молекулярна вага 50000 Da) вводився гель з гіалуронової кислоти. Зроблено це було для повторення макроструктури міжхребцевого диска. Так, матриця з чистого PLLA на периферії конструкції імітувала фіброзне кільце, а введена в центр гіалуронова кислота за рахунок своєї здатності залучати велику кількість води покликана виконувати еластичну і амортизаційну функцію пульпозного ядра. Параметри елеткроспінніга для створення фіброзного кільця були наступні: голка діаметром 18G, вольтаж з розрахунку 0,8кВ на 1 см відстані до колектора, швидкість подачі растовором 1,8мл/год. При веденні на отриманих конструкціях мезенхімальних стовбурових клітин виявилася ще одна особливість, але вже в морфології клітин. Так, в області фіброзного кільця на пізніх терміну культивування клітини подовжилися, придбали отросчатую форму, розташувалися вздовж волокон матриці, концентрично щодо пульпозного ядра. Дана хондроподобная морфологія була очікувана. А ось клітини знаходяться в гіалуронової гелі зберегли свою округлу морфологію протягом усього експерименту, що говорить про особливості в поведінці клітин в гелях. Тим не менш, клітини обох областей активно збільшували власне кількість і синтезували елементи позаклітинного матриксу, такі як протеоглікани і колаген I, II і IX типів [23].
Однією з особливостей тканинної інженерії кістково?? тканини є застосування синтетичних полімерів не тільки в поєднанні з натуральними білками але і в поєднанні з неорганічним сполуками природного позаклітинного матриксу кістки, такими як гідроксіаппатіт, бета-трикальций фосфат та іншими кальцій-фосфат містять речовинами.
Так група вчених методом електроспіннінга створила матрицю відразу з трьох складових - полікапролактона (PCL, молекулярна вага 80000 Da), гідроксіаппатіта (HA, діаметр частинок 30.25 ± 4.43нм), желатину типу A. Параметри процесу склали вольтаж 11-13 кВ, відстань до колектора 12 см, швидкість подачі розчину 1,5 мл/год. Отримана матриця мала діаметр фібрил 411 ± 158нм, розмір пор 7-35мкм і порозность 93%. Механічні властивості отриманої матриці вигідно відрізнялися від властивостей матриць з чистого PCL, а так само композитних PCL/HA і PCL/желатин, за рахунок ефективного поєднання еластичності і міцності (розтягнення 142% при 1.2MPa) конструкції. При аналізі біосумісності за допомогою людських фетальних остеобластів була виявлена ??достовірно (p lt; 0.001) велика проліферація (88%), активність лужної фосфотаза (77%) і мінералізація (66%) на композитних матрицях в порівнянні з конструкціями з чистого PCL [24]. В іншій схожій роботі желатин був замінений на колаген I типу, результати мало відрізнялися від описаних вище. Вдобавок автори відзначають можливість васкуляризації конструкції за рахунок досить великого діаметру пір. Цікавий матеріал для створення тканеінженерной еквівалента кістки застосували вчені Zhang H. І Chen Z .. До синтетичних полімерів Полілактид-ко-гліколід (PLGA, молекулярна вага 100000 г/моль, лактид/гліколід=75/25) і гідроксіаппатіта (HA, середній діаметр частинок 20-40нм) були додані багатошарові вуглецеві нанотрубки (multiwalled carbon nanotubes, MWNT). Були застосовані наступні пар...
