Застосування електроспіннінга в потребах тканинної інженерії






    Головна сторінка





Скачати 52.12 Kb.
Дата конвертації03.08.2018
Розмір52.12 Kb.
Типкурсова робота

ДЕРЖАВНА БЮДЖЕТНА заклад

Новосибірський НАУКОВО-ДОСЛІДНИЙ ІНСТИТУТ ТРАВМАТОЛОГІЇ І ОРТОПЕДІЇ ІМ. Я.Л. Цівія

Застосування електроспіннінга в потребах тканинної інженерії

Виконав клінічний ординатор

Терещенко В.П.

Новосибірськ, 2014.

Зміст

  • Вступ
  • 1. Електроспінніг
  • 2. Елеткроспіннінг матеріалів в потребах тканинної інженерії
  • 3. Нервова тканина
  • 4. Шкіра
  • 5. Судини
  • 6. Серцева тканина
  • 7. Кістки і хрящова тканина
  • 8. Матеріали, застосовувані в тканинної інженерії
  • висновок

Список використаної літератури


Вступ

Використовуючи клітини, живильне середовище і підкладку-матрицю тканинна інженерія створює прототипи тканин живих організмів з метою отримання продукту придатного для виконання функцій живого органу.

У міру розвитку науки все більш і більш зменшуються досліджувані і створювані нею об'єкти. Виробництво вийшло на рівень нанотехнологій, сучасні мікроскопи здатні візуалізувати мікро- і нанооб'єктів.

Дана тенденція не оминула і сучасну медицину, а зокрема і тканинну інженерію. Так, наприклад, виробництво матриць для культивування клітин зараз йде по шляху максимального копіювання структури позаклітинного матриксу живих тканин. Це підтверджують вчені з Чехії в своїй роботі присвяченій вивченню ефекту нанотопографіі матриць на Остеогенні диференціювання мезенхімальних стовбурових клітин. У висновку вони приходять до висновку, що для створення якісної тканеінженерной конструкції найкраще імітувати живу 3D нішу попередників остеобластів всередині матриці, щоб впливати на клітини хімічними і фізичними стимулами схожими з натуральними [1]. Так само ряд вчених вивчаючи ту ж тему провели експеримент з матрицями мають різний діаметр пір від 25 до 150 мкм. Культури мезенхімальних стовбурових клітин на матрицях з різним діаметром пір вели себе по-різному. Так на матрицях з меншим діаметром пір були більш виражені адгезія і остеогенна діфференцірвка, на матрицях з великим діаметром клітини активно инфильтрированной конструкцію і спостерігалася тенденція до ангіогенезу [2]. На додаток можна відзначити групу дослідників на чолі з Rebecca L. Dahlin, які в своїй оглядовій статті роблять висновок про те, що клітини живих організмів найактивніше взаємодіють з рельєфом, структури якого можна порівняти з ними ж за розмірами [3].

Таким чином вчені натрапили на проблему створення матриць з поверхнею структурованої на мікро- і нанорівні. Крім цього до матриць висувається ще ряд вимог, обумовлених необхідністю виконання функцій заміщаються ними органів, а так само властивостей дозволяють використовувати їх при імплантації в живий організм. До цих вимог належать механічна міцність, що б, наприклад, виконувати опорну функцію кістки, висока порозность, для забезпечення надходження поживних речовин, біореактивних, для взаємодії з клітинами, біодеградіруемие, що б мати можливість заміщення конструкції натуральними тканинами.

Частина цих вимог можливо виконати шляхом правильного підбору матеріалу для матриці. На сьогоднішній день вивчено безліч біодеградіруемих матеріалів, використовуваних для створення матриць. Існує дві основні групи полімерів: натуральні і синтетичні. Синтетичні полімери, такі як, полілактид (Poly (L-lactic acid) (PLLA)), полігліколіевая кислота (poly (glycolic acid), PGA) і полікапролактон (Polycaprolactone, PCL), в порівнянні з іншими забезпечують величезну гнучкість синтезу, створення різноманітних конструкцій і їх модифікування. Біоактивність цих полімерів дуже мала, що дозволяє усунути несприятливий вплив на макроорганізм. Натуральні полімери (колаген, желатин, шовк, хітин, хітозан), з іншого боку, високо біоактивних, що позитивно впливає на адгезію, проліферацію і диференціювання клітин. Колаген, желатин, шовк і хітозан широко використовуються у створенні полімерних матриць, але можливість їх застосування обмежена в зв'язку з відносно невеликою механічною міцністю [4].

Завдання ж структурування матриці на мікро- і нанорівні можна вирішити лише за допомогою вибору методу її створення. На даний момент запропоновано декілька способів створення матриць здатних задовольнити більшість з поставлених перед ними умов. До них відносяться елеткроспіннінг, стереолітографія, 3D Принтинг, метод фазової сепарації, метод самозборки амфіфільних білків і деякі інші. Кожен з них має свої переваги і недоліки. Так, наприклад, стереолітографія забезпечує можливість створення заданої структури, але вимагає дорогого устаткування і технічно складний. Набирає популярність 3D ПРІНТІНГ бракує високого дозволу вироблених виробів. Методи фазової сепарації і самозборки амфіфільних білків відносно прості і не вимагають дорогого устаткування, але не завжди здатні забезпечити необхідну досліднику мікроархітектоніку матриць.

У даній роботі буде докладніше розглянуто один з методів створення матриць для тканинної інженерії - електроспінніг. Оскільки, даний метод привертає все більший інтерес дослідників у зв'язку зі своєю відносною технічної простотою, можливістю використання практично будь-яких полімерів при синтезі, можливістю отримання чималих пористих конструкцій з діаметром фібрил від нано- до мікрометрів. Буде висвітлена технічна сторона методу, а так же зроблений упор на матеріали, що застосовуються при цьому методі, і ефект кінцевого продукту на життєдіяльність культур клітин.


1. Електроспінніг

Електроспіннінг вперше був застосований в першому десятилітті ХХ століття для потреб текстильної промисловості. І лише набагато пізніше ряд вчених показали, що багато біополімери також можливо використовувати для створення структур методом електроспінніга, що відкрило нові горизонти тканинної інженерії. Пристрій для елеткроспіннінга схематично зображено на малюнку 1.

Мал. 1. Схематичне зображення апарату для елеткроспінніга.

Апарат електроспіннінга складається з голки через яку подається розчин полімеру. З колектора, куди збирається випущена з голки струмінь полімеру. Всі складові апарату - голка, струмінь, колектор є елементами одного електричного кола. Суттю процесу електроспіннінга є подолання напругою електричного струму сил поверхневого натягу розчину полімеру на кінці голки. У міру зростання напруги на кінці голки спочатку утворюється конус Тейлора - конусоподібна крапля полімеру. Як тільки напруги досить з верхівки конуса в напрямку колектора спрямовується струмінь полімеру, діаметр якої залежить від безлічі умов. Перебуваючи в повітрі частина розчинника випаровується і на колекторі збирається чистіший полімер у вигляді хаотично або направлено покладених фібрил.

Одними з перших, хто застосували електроспіннінг для створення структур з сінтетічесгоко полімеру були вчені Doshi J. І Reneker DH. У своїй роботі від 1993 року вони вивчали технічну сторону процесу електроспіннінга. Виходячи з опису методу електроспіннінга, вчені зробили припущення, що такі параметри впливають на процес: властивості розчину - в'язкість, елеткропроводность, поверхневий натяг; і контрольовані змінні, такі як швидкість подачі полімеру, величина електричної напруги, відстань між голкою і колектором, а також умови навколишнього середовища - температура і вологість. По завершенні експерименту прогнози вчених підтвердилися. Так, наприклад, виявилося, що при в'язкості розчину менше 800 Па * с струмінь ламалася, а при більше 4000 Па * с взагалі не вдавалося сформувати струмінь через велику поверхневого натягу розчину. При цьому при збільшенні концентрації полімеру в розчині, а отже і в'язкості потрібно все більше електричну напругу для подолання поверхневого напруги і створення струменя. Чим товщі використовувалася голка, тим більшу відстань могла подолати струмінь до колектора. У висновку дослідники запропонували області науки і промисловості, де дана технологія могла б використовуватися. Серед них створення композитних матеріалів, полімерних напівпроникних мембран, використання в нетканих виробництві, виробництві покривають рани покриттів і багато іншого [6].


2. Елеткроспіннінг матеріалів в потребах тканинної інженерії

На початкових етапах використання елеткроспіннінга дослідники працювали з окремо взятими синтетичними полімерами. Надалі вчені почали створювати композитні матриці, що складаються з полімерів і білків натурального позаклітинного матриксу. Такі матриці, крім потрібних механічних властивостей, отримали так само біореактивних властивості природного клітинного оточення. У міру накопичення знань і досвіду в цій сфері виявилося, що електроспінніг дозволяє створювати безліч різноманітних конфігурацій клітинних матриць, придатних для культивування клітин різного походження, а отже придатних і для створення безлічі видів штучних тканин. Більш того вчені з'ясували, що змінюючи основні параметри структури матриці, такі як діаметр фібрил, порозность, спрямованість волокон можна впливати і на поведінку клітин в культурі - на їх адгезію, проліферацію, диференціювання і морфологію.


3. нервова тканина

Вченим, які займаються інженерією нервової тканини, методом електроспіннінга вдалося створити 4 типи матриць з полі-L-лактид (PLLA): матриці з діаметром фібрил 150-500 нм з різноспрямованими і паралельними волокнами і матриці з діаметром фібрил 800-3000 нм так само з різноспрямованими і паралельними волокнами. Для електроспінніга 5% розчину PLLA використовувалися голки 18G, для розчинів зі збільшеною концентрацією - 22G. Відстань між голкою і колектором становило 10 см. Для створення паралельних волокон використовували мандрелей обертається зі швидкістю 1000 об. / Хв. Для подолання сил поверхневого натягу розчину був обраний струм напругою в 12кВ. При веденні на отриманих матрицях нейтральні стовбурових клітин лінії С17.2 з'ясувалося, що вже до 2му дня в культурі клітини набувають витягнуту біполярну морфологію. При цьому елонгація клітин на матрицях завжди йшла вздовж напрямку фібрил, тобто на матрицях з паралельним розташуванням волокон клітини витягувалися і вирощували відростки завжди паралельно волокна. На матрицях з хаотичним розташуванням фібрил клітини подовжувалися різноспрямовано. На додаток було відзначено, що зміни морфології клітин, їх елонгація і поява відростків, спостерігалося лише у 40% при веденні культури на матриці з діаметром фібрил 0,8-3 мкм і в 80% при веденні на матриці з волокнами в 150-500 нм . Оскільки найважливішим аспектом в регенерації нервової тканини є можливість зростання відростків - аксона і дендритів, вчені зробили висновок, що для відтворення нервовий тканини необхідно використовувати паралельні нановолокна, які дуже зручно створювати методом елетроспінннга [7].

На наступному етапі в створенні матриць вчені до синтетичного 9% полімеру полі-L-лактид-ко-полікапролактона (PLCL) додали білок позаклітинного матриксу - колаген I типу. Для елеткроспінніга використовували голки діаметром 27G. Швидкість подачі розчину становила 1 мл / год, вольтаж електричного струму 15 кВ, відстань від голки до колектора 12см. При веденні людських мезенхімальних стовбурових клітин (hMSC) в нейрогенной середовищі на даних матрицях, в порівнянні з матрицями з чистого PLCL, було відзначено кілька закономірностей. По-перше, матриці з додаванням колагену виявилися більш гідрофільних - водний контактний кут 57 ± 5 о, проти матриць з чистого PLCL, де водний контактний кут склав 127 ± 8 о, що робить їх більш комфортним середовищем для життєдіяльності клітин, оскільки поживні речовини в організмі розчинені саме в воді міжклітинної рідини.До того ж істотно відрізнялися і механічні властивості отриманих матриць. Так межа міцності на розрив для матриць з додаванням колагену в три рази перевищував такий матриць з чистого PLCL (4,61 ± 0,69 МРа проти 1,42 ± 0,40 МРа), що немало важливо для періоду нейрогенезу - необхідно забезпечити цілісність конструкції під час мобілізації хворого. По-друге, при використанні колорометріческого методу була виявлена ​​значно більша проліферація клітин знаходяться на матрицях PLCL / ColI щодо культур, що розвиваються на чистому PLCL (індекс абсорбції 1300 проти 900). А так же іммуноцітохіміческіе аналіз показав достовірно більше відкладення нейрофіламенти 200 і нестін - маркерів нервової тканини культурами, що ростуть на матрицях з PLCL / ColI. Морфологія клітин в обох випадках ставала нейроподібні - клітини збільшувалися і брали мультиполярними многоотростчатую форму [8].

Таким чином, додавання білка натурального позаклітинного матриксу до матриці не тільки підсилює її механічну міцність, але і робить матрицю більш ефективної для проліферації і диференціювання клітин.


4. шкіра

Одним з перспективних напрямків застосування електроспіннінга є створення покривають рани конструкцій, для терапії великих шкірних дефектів. Адже на даний момент шкірна аутопластика прирікає хворого на безліч запрограмованих операцій, членоушкодження донорських ділянок шкіри і вкрай тривалий час відновлення.

Займаючись цією проблемою група вчених створила з полілактиду-ко-гліколід (PLGA, молекулярна вага 70 кDa, лактид / гліколід = 75/25) три типи полімерних матриць розрізняються по діаметру пір, порозности і ступеня гідрофільності. Перший тип матриць ніс пори розміром 21.0 ± 4.8 мкм, мав порозность 68.2 ± 3.7% і водний контактний кут 131.0 ± 4.6. Другий тип мав наступні параметри (в порядку перерахованому вище) 59.5 ± 16.3 мкм, 79.1 ± 5.2%, 112.4 ± 6.5. І третій 132,7 ± 39.6 мкм, 92.4 ± 4.3%, 76.1 ± 8.5. Різні характеристики матриць отримали шляхом зміни конфігурації приймального колектора: в 1м випадку - плоский нерухомий колектор, у 2м - циліндричний мандрелей обертається зі швидкістю 28 об. / Хв., В 3м - циліндричний мандрелей обертається зі швидкістю 60 об. / Хв. Параметри електроспіннінга для створення даних матриць були наступними: голка діаметром 0,6 мм, швидкість подачі розчину 0,5 мл / год, напруга струму 20кВ. Аналіз фізичних властивостей матриць показав, що механічна міцність матриць знижується в міру зростання їх порозности. Для дослідження біореактивних властивостей матриць вчені використовували культури людських дермальних фібробластів. Клітинне число збільшувалося на всіх матрицях весь період спостереження. Але характер розподілу клітин за конструкцією істотно відрізнявся. Так, для матриць першого типу з меншим розміром пір, меншою порозностью і гидрофильностью міграція клітин всередину конструкції не відзначалася зовсім. Клітини розподілялися монослоем на поверхні матриці. Даною явище дослідники пояснюють тим, що діаметр пір такої матриці (21.0 ± 4.8) істотно менше розміру фибробласта (10-100мкм). Для порівняння клітини на матрицях третього типу, з великим розміром пір, більшою порозностью і гидрофильностью відзначалася міграція клітин більш ніж на 100 мкм вглиб конструкцій. До того ж дослідження проліферації культури колорометріческім методом (MTS assay) вже після першої доби показало достовірно більшу клітинну щільність на матрицях третього типу в порівнянні з конструкціями першого і другого типів. І розрив в клітинних щільності продовжував збільшуватися весь період спостереження. У висновку проведене іммуноцітохіміческіе дослідження показало візуально більше відкладення колагену в матрицях третього типу [9].

Команда вчених на чолі з Kumbar SG займалася подібною темою. Вченими методом електроспіннінга були створені матриці з полілактиду-ко-гліколід (PLGA, лактид / гліколід 50/50) з діаметром фібрил від 150-225 нм до 3250-6000 нм і порізно від 38 до 60%. Параметри електроспінніга для створення даних матриць наступні: швидкість подачі розчину 2 мл / год, діаметр голки 20G, відстань від голки до колектора 20-40 см, вольтаж використовувався з розрахунку 1 кВ на 1 см. Механічні властивості всього ряду матриць виявилися порівнянні з механічними властивостями натуральної шкіри. Людські дермальниє фібробласти показали достовірно кращий зростання на матрицях з діаметром волокон 350-1100 нм. Експресія гена колагену III типу також виявилися достовірно великими на матрицях з цим діаметром фібрил [10].

На наступному етапі група дослідників з Сінгапуру для створення тканеінженерной еквівалента шкіри до 10% розчину синтетичного полімеру полікапролактона (PCL) додала біореактивних білок - желатин. З даного композитного розчину методом електроспіннніга (з параметрами: вольтаж 10,5 кВ, голка 0,4 мм, відстань до колектора 15 см, швидкість подачі растовра 0,7 мл / год), були отримані матриці із середнім діаметром фібрил 470 ± 120 нм і порізно 62-75%. Пористу будову матриць, за задумом вчених, має сприяти не тільки проникненню клітин вглиб конструкції, але і здійснювати ефективний гемостаз в рані. Для аналізу біологічних властивостей матриць використовувалися людські дермальниє фібробласти. Аналіз кількості клітин знаходяться на конструкціях протягом експерименту не виявив достовірних відмінностей при веденні клітин на матрицях з PCL і PCL / желатин. Але клітини знаходяться на PCL / желатин конструкціях мігрували глибше всередину матриці, що може бути пов'язано з більшою гидрофильностью даного матеріалу. Однак вчені підкреслюють, що отриманої інфільтрації мало для висновку про рівномірному розподілі клітин всередині матриці [11].

Таким чином, на поведінку клітин в культурі впливає не тільки якісний склад підкладки, але і її структура. Вченими запропоновано безліч варіантів будови матриць. Але для подальшого розвитку тканинної інженерії необхідно визначення оптимальних для клітинного росту параметрів мікроархітектоніки одержуваних конструкцій.


5. судини

Проблема стенозу і тромбування судин все ще залишається невирішеним питанням сучасної медицини. Оскільки застосовувані на даний момент методи лікування, зокрема аутотрансплантация і протезування, не дають довгострокового прийнятного ефекту. Так, при використанні в якості трансплантата великої підшкірної вени стегна її просвіт звужується до 88% до 5 році після операції і до 50 до 10 [12]. Найбільш часто використовуваний для протезування судин полімер - політетрафторетилен зменшується в просвіті до 60% вже після 5 років після імплантації [13]. Таким чином, вчені потребують нового підходу лікування патології судин. Один з варіантів - тканинна інженерія.

Група вчених, щоб створити тканеінженерной посудину провела цікавий з точки зору електроспіннінга експеримент. З діаметром голки 26G і обертанням цілінідріческого колектора зі швидкістю 300-2000 об / хв, вольтажем в 13 кВ, відстанню до колектора в 20см і швидкістю подачі розчину 0,6-1,5 мл / год дослідниками були створені двошарові матриці-трубки. Внутрішній шар складався з хаотично розташованих фібрил полікапролактона (PCL, молекулярна вага 80kDa) діаметром 600 ± 400 нанометрів і пір із середнім розміром 15мкм. Зовнішній - з циркулярних волокон полілактиду (PLA, молекулярна вага 76kDa) діаметром від 800нм до 3мкм, з порами менше 10 мкм. Загальна порізно конструкції склала 79 ± 4%. Такий підхід вчені пояснюють необхідністю імітування анатомічної будови натурального судини, де медіа містить циркулярно розташовані волокна колагену для опору розтягуванню, а інтиму є ложем для ендотеліоцитів. Дослідники наголошують 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 діб в культурі було відзначено проникнення клітин вглиб матриці, а до 30м досягнута майже повна конфлуентность. Інфільтрації конструкції людськими венозними фибробластами 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 здатні біологічно руйнуватися полімеру полікапролактона 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 більша 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 судини. 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 натуральної судинною стінкою, а правильний підбір матеріалу матриці може забезпечити необхідну для судини еластичність. Структурування конструкції на мікро- і нанорівнях допоможе в створенні оптимальних умов для того чи іншого виду клітин.


6. 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 існує ефективного лікування описаної патології, а тканинна інженерія серцевої тканини є найбільш перспективним напрямком, здатним вирішити поставлену задачу.

Щоб створити тканеінжінерний еквівалент серцевої тканини вчені 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 1-го типу - середній діаметр фібрил 1мкм, порозность 71, водний контактний кут 107 о, для 2-го - середній діаметр фібрил 1мкм, порозность 78, водний контактний кут 85 о, для 3го - 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 біодеградіруемие конструкцій показав, що додавання гліколід в конструкцію прискорює її час розкладання. Так, після 7 днів в фосфатному буфері матриця з PLLA втратила менше 10% маси, матриця з PLGA (75/25) трохи більше 10%, в той час як матриця з PLGA (10/90) втратила в масі близько 22%. Аналіз біосумісності проводився за допомогою кардіоміоцитів. В ході дослідження було виявлено, що адгезія і проліферація клітин убували в ряду PLLA - PLGA (75/25) - PLGA (10/90). Тобто кардіоміоцити краще взаємодіють з гідрофобними структурами, що не характерно для переважної більшості інших клітин організму. До того ж на матрицях з PLLA спостерігалося утворення вставних дисків між кардиомиоцитами, що говорить про формування необхідної гістологічної структури. Дане явище не було виявлено при використанні інших видів матриць. Однією з причин такої поведінки клітин може бути прискорена биодеградация, яка не дозволяє клітинам ефективно розташуватися на поверхні матриць, що містять PLGA. При використанні матриць з поздовжньо розташованими фибриллами клітини витягувалися вздовж волокон і утворювали пул однонаправлено розташованих клітин, що в поєднанні з формуванням вставних дисків між кардиомиоцитами давало гістологічну картину схожу з природною серцевої тканиною [17].

Група інших вчених вирішила додати натуральний білок желатин до 19% растовором синтетичного PLGA (лактид / гліколід = 75/25). При різних параметрах електроспіннінга (вольтаж 14-16кВ, діаметр голки 27G, швидкість подачі растор 1 мл / год, відстань до колектора 12 см) мікроархітектоніки кінцевих продуктів виявилася різною. Середній діаметр фібрил для матриць з PLGA склав 630 ± 51нм, для композитних матриць 64 ± 55 нм, середній діаметр пір 1.072 ± 0.54 мкм і 0.546 ± 0.29 мкм відповідно. До того ж було виявлено значне зниження еластичності і міцності на розрив композитних матриць в порівнянні з конструкцій з чистого PLGA. Для дослідження біосумісності вчені застосували кардіоміоцити. Колорометріческій аналіз показав достовірно більшу проліферацію клітин на композитних матрицях весь час культивування. Дослідження механічних властивостей матриць після заселення їх клітинами показав зниження і міцності і еластичності конструкцій. Розселення клітин по поверхні PLGA матриць мало обмежений характер, в той час як клітини знаходяться на PLGA / Gel конструкція вже до 4 дня зайняли майже всю представлену поверхню. Дане явище можна пояснити тим, що желатин має безліч интегрин-пов'язуються сайтів, що позитивно впливає на адгезію і диференціювання клітин. Іммуноцітохіміческіе аналіз показав візуально більше відкладення специфічних білків серцевого м'яза, таких як альфа-актин і тропонін I, на матрицях з PLGA / Gel [18].

Інша команда дослідників тестувала матриці складаються з полігліколід (PGA) і колагену I типу. У роботі був застосований електроспінніг з параметрами: діаметр голки 0,7 мм, напруга електричного струму 25 кВ, відстань до приймального колектора 23 см, швидкість подачі розчину 10мл / год. Виявилося, що додавання полігліколід до колагену істотно збільшує міцність матриці. Аналіз біосумісності за допомогою серцевих стовбурових клітин показав, що ні матриця з чистого PGA ні композитна матриця не є цитотоксин - зростання клітинного числа відзначався весь час культивування. Однак велика адгезія і проліферація спостерігалися на композитних матрицях [19].

У даних дослідженнях ще раз підтверджується велика біореактивних композитних матеріалів, але виявляється і недолік. Додавання натуральних білків може не тільки збільшувати але і зменшувати механічну міцність матриці. До того ж стає ясно, що створені сприятливі умови для одних клітин зовсім не обов'язково будуть прийнятними для іншого їх виду. Таким чином, для створення оптимального продукту вчені змушені лавірувати між механічними і біореактивних властивостями матриць шляхом вибору матеріалу і структури конструкцій, а так само виду використовуваних клітин.


7. Кісткова і хрящова тканина

Необхідність у відновленні великих кісткових дефектів і протезування хрящів зробила тканинну інженерію костнохрящевой тканини одним з найбільш вивчених напрямків. На сьогоднішній день з цією метою досліджено безліч синтетичних і композитних матеріалів. Всі вони володіють своїми достоїнствами і недоліками і багато з них є потенційними попередниками тканеінженерной конструкцій.

З метою створення тканеінженерной хряща вчені піддали електроспіннінгу 2 види полілактиду-ко-гліколід (PLGA, лактид / гліколід = 50/50 і 75/25). Параметри процесу були наступні: відстань до приймального колектора 25 см, вольтаж 0,56кВ на 1 см відстані до колектора, діаметр голки 18G, швидкість обертання 0,3 м / сек. Утворені матриці мали середній діаметр волокон 550 ± 150 нм, розміри пір від 0.0032 до 409.44 мкм і порозность 80,68%. З'ясувалося, що за механічними властивостями такі матриці можна порівняти зі шкірою, але для хряща є занадто еластичними і не виконають опорну функцію. До того ж час деградації, як і в попередніх використань PLGA, виявилося занадто мало для ефективного хондрогенез. Так була виявлена ​​необхідність зміни матеріалу або додавання речовин здатних підсилити 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 биосовместимости хондроцити активно инфильтрированной 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 хондроцитов. Адгезія і проліферація клітин більш виражена на композитних матрицях в порівнянні з конструкціями з чистого PCL. До того ж 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 полягала 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 уздовж волокон матриці, концентрично щодо пульпозного ядра. Дана хондроподобная морфологія була очікуваною. А ось клітини знаходяться в гіалуронової гелі зберегли свою округлу морфологію протягом усього експерименту, що говорить про особливості в поведінці клітин в гелях. Проте, клітини обох областей активно збільшували власну кількість і синтезували елементи позаклітинного матриксу, такі як протеоглікани і колаген I, II і IX типів [23].

Однією з особливостей тканинної інженерії кісткової 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 і 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 пір 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 <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 подібній роботі желатин був замінений на колаген I типу, результати мало відрізнялися від описаних вище. До того ж автори зазначають можливість васкуляризації конструкції за рахунок досить великого діаметра пір. Цікавий матеріал для створення тканеінженерной еквівалента кістки застосували вчені Zhang H. І Chen Z .. До синтетичному полімеру Полілактид-ко-гліколід (PLGA, молекулярна вага 100000 г / моль, лактид / гліколід = 75/25) та гідроксіаппатіта (HA, середній діаметр частинок 20-40нм) були додані багатошарові вуглецеві нанотрубки (multiwalled carbon nanotubes, MWNT). Були застосовані такі параметри електроспінніга: напруга електричного струму 20 кВ, відстань до приймального колектора 13 см, діаметр голки 0,27 мм, швидкість подачі розчину 12 мл / год. Виявилося, що в міру зростання концентрації HA в розчині збільшується середній діаметр фібрил і середній розмір пор. Аналіз біосумісності матриці за допомогою людських мезенхімальних клітин кісткового мозку показав, що проліферація культури достовірно збільшується (p <0.05) при використанні композитних конструкцій в порівнянні з контрольнимі- з чистого PLGA. До того ж було відзначено активна міграція клітин вглиб матриць містять HA. При цьому, чим більше початкова концентрація HA в розчині, тим активніше клітини инфильтрированной конструкцію, що може бути пов'язано зі зростаючим розміром пір. У висновку вчені визнають матриці, що містить вуглецеві нанотрубки придатними для використання в тканинної інженерії кісткової тканини [26].

Так само цікавими є роботи з додаванням в матриці до зазвичай використовуваних матеріалів BMP-2 (bone morphogenetic protein- сигнальна молекула, що бере участь в остеогенной диференціювання клітин). Метою додавання даної речовини в тканеінженерной конструкції є не переслідування тих чи інших механічних властивостей матриці, а поступове виділення сигнальної молекули і індукування з її допомогою остеогенного розвитку клітин. Параметри електроспінніга розчинів містять BMP-2 принципово не відрізнялися від описаних вище (вольтаж електричного струму 20-30кВ, відстань до приймального колектора 15см, швидкість подачі растовра 8,4мл / год). У ряді робіт вже було доведено, що введення в біологічно руйнуватися конструкцію BMP-2 істотно збільшує проліферацію і диференціювання клітин, а так само відкладення позаклітинного матриксу [27-28].

Кульмінацією прагнення укласти гідності всіх типів матеріалів в одній матриці є робота з використанням синтетичного полімеру - поліетилен оксиду (PEO, молекулярна вага 900000Da), натурального шовку, наногідроксіаппатіта (nHAP, середній розмір частинок 50-100нм) і BMP-2.Параметри процесу елетктроспінніга використовувалися наступні: напруга елеткріческого струму 12 кВ, відстань до приймального колектора 21.5 см, швидкість полдачі розчину 1,2мл / год. Даний підхід дав свої результати. Так отримані матриці володіли механічними властивостями схожими з властивостями натуральної кісткової тканини. А дослідження біосумісності показало збільшення проліферативної активності в ряду шовк / PEO - шовк / PEO / nHAP - шовк / PEO / BMP-2 - шовк / PEO / nHAP / BMP-2. У цьому ж ряду збільшувалася і відкладення кальцій-фосфатних депозитів [29].

В результаті застосування безлічі методів і використання великої кількості різних матеріалів вченим вдалося домогтися формування аналогів кісткової і хрящової тканин in vitro. Деякі матриці показали здатність генерувати на своїй основі кісткову і хрящову тканини і in vivo [2,30].

Беручи до уваги величезну кількість розроблених матеріалів і методів, придатних для створення тканеінженерной конструкцій, можна зробити висновок, що на даний момент робота кожної дослідницької групи повинна зводитися не тільки до пошуку нових варіантів виробництва клітинних матриць, а перш за все до найменшої опрацювання вже існуючих методів, апробації їх in vivo і створення ефективного промислового виробництва тканеінженерной конструкцій.


8. Матеріали, що застосовуються в тканинної інженерії

Матеріали, найбільш часто застосовуються для створення клітинних матриць, представлені в таблиці 1.

Таблиця 1. Матеріали та їх характеристика [31-36].

матеріал

характеристика

синтетичні полімери

Poly-L-lactic acid (PLLA),

полі-L-лактид

(C 3 H 4 O 2) n, Молекулярна маса 5,000-160,000 Da, термін біодеградації 2-3 роки.

Polycaprolactone (PCL),

полікапролактон

(C 6 H 10 O 2) n, Молекулярна маса 10,000-80,000 Da, термін біодеградації 6-18 місяців.

Poly-L-lactide-co-glycolide (PLGA), полілактид-ко-гліколід

(C 3 H 4 O 2) x (C 2 H 2 O 2) y, лактид / гліколід = 75/25, 50/50, молекулярна маса 24,000-240,000 Da, термін біодеградації 6-24 місяці.

білки

Chitosan

хітозан

Молекулярний маса 50,000-310,000 Da

Gelatin

желатин

Молекулярний маса 10,000-100,000 Da

Collagen I type,

Колаген I типу

Молекулярна маса 300,000 Da

Bone morphogenetic

protein- 2

Молекулярна маса 26,000 Da

неорганічні сполуки

Hydroxyapatite

гідроксіаппатіт

Ca 5 (OH) (PO 4) 3, діаметр частинок <200 нм

в-tricalcium phosphate

в-трікальціяфосфат

Ca 3 (PO 4) 2


висновок

У даній роботі було розглянуто безліч варіантів застосування електроспінніга для створення клітинних матриць з метою тканинної інженерії.

Аналізуючи технічну сторону процесу електроспіннінга можна зробити висновок, що на кінцеву структуру продукту впливають такі показники як: властивості розчину - в'язкість, елеткропроводность, поверхневий натяг; і контрольовані змінні, такі як швидкість подачі полімеру, величина електричної напруги, відстань між голкою і колектором, а також умови навколишнього середовища - температура і вологість. До того ж можна відзначити, що дані параметри впливають не тільки на структуру продукту а й друг на друга. Так, при збільшенні в'язкості розчину доводиться збільшувати напругу електричного струму для подолання збільшилися сил поверхневого натягу і зменшувати дистанцію до приймального колектора через меншу податливості струменя. При зниженні швидкості подачі розчину доведеться зменшити швидкість обертання приймального колектора, інакше струмінь буде обриватися. При збільшенні і швидкості подачі розчину і швидкості обертання колектора можливе створення паралельних волокон. Голки з великим діаметром краще підходять для елеткроспінніга розчинів з більшою концентрацією полімеру, тобто з більшою в'язкістю і великим поверхневий натяг. Зазвичай параметри процесу електроспінніга варіюють від 10 до 30 кВ для напруги електричного струму, від 10 до 30 см для відстані від голки до приймального колектора (або 0,5-2,0 кВ на 1 см відстані), 18-27G для діаметра голки, від 30-3000 об / хв для швидкості обертання приймального колектора і 0,5-10 мл / год для швидкості подачі розчину. Змінюючи ці параметри можливо створення тривимірних матриць з бажаної архітектонікою. Діаметр волокна і розмір пір конструкцій можна варіювати від нано- до мікрометрів. Так само в істотному діапазоні можлива зміна загальної порозности матриці. До того ж чимало важливо для інженерії певних видів тканин можливість створення паралельних волокон всередині конструкції.

Одним з достоїнств електроспінніга є можливість застосування великої кількості матеріалів для створення клітинних матриць. Синтетичні полімери (полі-L-лактид, полікапролактон, полілактид-ко-гліколід, поліетиленоксид) на виході дають гідрофобну конструкцію механічно міцну і часто надмірно еластичну. Час біодеградації таких матриць може варіювати від декількох місяців до декількох років, що так само зручно при виробництві різних типів тканин. Додавання в розчин білків природного позаклітинного матриксу (колаген, желатин, шовк, хітин, хітозан) змінює еластичність конструкцій і їх механічну міцність на розрив. Використання сигнальних молекул для створення біодеградірующіх матриць не впливає на її механічні властивості, але має суттєвий воздей ствие на поведінку клітин в культурі.

Вивчення росту культур різних клітин на отриманих матрицях дало можливість зробити висновок, що всі перераховані вище параметри істотно впливають на адгезію, проліферацію, диференціювання і морфологію клітинних елементів. Так, клітини найкраще взаємодіють з фибриллами діаметр яких, можна порівняти з ними за розмірами. Збільшення розмірів пір сприяє інфільтрації клітин вглиб конструкції і ангіогенезу. Односпрямоване розташування волокон задає напрямок елонгації клітин і зростання їх відростків. Додавання в матриці білків природного позаклітинного матриксу позитивно впливає на адгезію, проліферацію і диференціювання клітин, а також робить конструкції більш гідрофільними, що важливо для багатьох видів тканин.

Таким чином, електроспіннінг дозволяє створювати конструкції придатні для клітинного росту, а отже і створення на їх основі тканеінженерной еквівалентів тканин. Зважаючи на велику кількість напрацьованих матеріалів і методів можливих до застосування на даний момент, подальше виробництво повинно рухатися по шляху ретельного відпрацювання протоколів створення готової продукції, зміст яких буде залежати від конкретного створюваного виду тканини.


перелік використовуваної літератури

електроспіннінг матрикс тканинний інженерія

1. Faghihi, F., Eslaminejad, MB, The effect of nano-scale topography on osteogenic differentiation of mesenchymal stem cells.// Biomedical papers. - 2014. - Vol. 158 (1). - pp. 005-016. ІФ = 0.99

2. Effect of scaffold microarchitecture on osteogenic differentiation of human mesenchymal stem cells / Phadke, A., Hwang, Y., Kim. SH, and oth. / European Cells and Materials-2013.- Vol. 25. - рр.114-129. ІФ = 3,028

3. Polymeric Nanofibers in tussie engineering./ Dahlin, RL, Kasper, FK, Mikos, AG / Tissue Engineering. - 2011.- Vol. 17. ІФ = 4,022

4. Holzwarth, JM, Ma, PX, Biomimetic nanofibrous scaffolds for bone tissue engineering.// Biomaterials. - 2011. - N. 32. - pp. 9622-9629. ІФ = 8.312

5. Electrospinning of PLGA / gelatin randomly- oriented and aligned nanofibers as potential scaffold in tissue engineering / Meng, ZX, Wang, YS, Ma, C., Zheng, W., Li, L., Zheng, YF // Materials Science and Engineering. - 2010. - Vol. 30. - pp. 1204-1210. ІФ = 5,868

6. Doshi J., Reneker DH, Electrospinning Process and Applications of Electrospun Fibers.// Journal of Electrostatics. - 1995. - Vol. 35. - pp. 151-160. ІФ = 1.265

7. Electrospinning of nano / micro scale poly (L-lactic acid) aligned fibers and their potential in neural tissue engineering / F. Yang, R. Murugan, S. Wang, S. Ramakrishna / Biomaterials. - 2005. - Vol. 26. - pp. 2603-2610. ІФ = 8.312

8. Mesenchymal stem cell differentiation to neuronal cells on electrospun nanofibrous substrates for nerve tissue engineering / Prabhakaran MP, Jayarama RV, Ramakrishna S. / Biomaterials. - 2009. - Vol. 30. - pp. 4996-5003. ІФ = 8.312

9. Electrospun Fibrous Mats with High Porosity as Potential Scaffolds for Skin Tissue Engineering / Zhu X., Cui W., Li X., Jin Y. / Biomacromolecules. - 2008. - Vol. 9. - pp. 1795-1801. ІФ = 5.37

10. Electrospun poly (lactic acid-co-glycolic acid) scaffolds for skin tissue engineering./ Kumbar SG, Nukavarapu SP, James R., Nair LS, Laurencin CT / Biomaterials. - 2008. - Vol. 29. - pp. 4100-4107. ІФ = 8.312

11. Evaluation of electrospun PCL / gelatin nanofibrous scaffold for wound healing and layered dermal reconstitution./ EJ Chong, TT Phan, IJ Lim, YZ Zhang, BH Bay, S. Ramakrishna, CT Lim./ Acta Biomaterialia. - 2007. - Vol.3. - pp. 321-330. ІФ = 2,914

12. Analysis of graft healing in a new elastomer-coated vascular prosthesis./ Granke K, Ochsner JL, McClugage SG, Zdrahal P. / Cardiovasc Surg. - 1993. - Vol.1. - pp. 54-61.

13. Dynamics of extracellular matrix produc-tion and turnover in tissue engineered cardiovascular structures./ Stock UA, Wiederschain DG, Kilroy SM, Shum-Tim D., Khalil PN, Vacanti JP./ Cel Biochem - 2001. -Vol 2. - pp. 22-28.

14. Design of scaffolds for blood vessel tissue engineering using a multi-layering electrospinning technique./ Vaz CM, van Tuijl S., Bouten CVC, Baaijens FPT / Acta Biomaterialia. - 2005. - Vol. 1. - pp. 575-582. ІФ = 2,914

15. Bilayered scaffold for engineering cellularized blood vessels./ Ju YM, Choi JS, Atala A., Yoo JJ, Lee SJ / Biomaterials. - 2010. - Vol. 31. - pp. 4313-4321. ІФ = 8.312

16. Development of a composite vascular scaffolding system that withstands physiological vascular conditions./ Biomaterials. - 2008. - Vol. 29. - pp. 2891-2898. ІФ = 8.312

17.Electrospun fine-textured scaffolds for heart tissue constructs./ Zong X., Bien H., Chung CY., Yin L., Fang D., Hsiao BS, Chu B., Entcheva E. / Biomaterials. - 2005. - Vol. 26. - pp. 5330-5338. ІФ = 8.312

18. Electrospun biocomposite nanofibrous patch for cardiac tissue engineering./ Prabhakaran MP, Kai D., Ghasemi-Mobarakeh L., Seeram Ramakrishna S. / Biomedical Materials. - 2011. - Vol. 6. - pp. 1748-1760. . ІФ = 2.922

19. Micro and nano-scalein vitro 3D culture system for cardiac stem cells./ Hosseinkhani H., Hosseinkhani M., Hattori S., Matsuoka R., Kawaguchi N. / Journal of Biomedical Materials Research. - 2011. -Vol. 94. - pp. 1-8. ІФ = 2.328

20. Electrospun PLGA nanofiber scaffolds for articular cartilage reconstruction: mechanical stability, degradation and cellular responses under mechanical stimulation in vitro./ Shin HJ, Lee CH, Cho IH, Kim YJ, Lee YJ, Kim IA, Park KD / Journal of Biomaterials Science . - 2006. - Vol. 17. - pp 113-119. ІФ = 1.70

21. Electrospun PLGA nanofiber scaffolds for articular cartilage reconstruction: mechanical stability, degradation and cellular responses under mechanical stimulation in vitro./ Shield MS, Beckman MT, Bowlin GL, Wayne JS / Tissue Engineering. - 2004. - Vol.10. - pp.1510-1517. ІФ = 4,022

22. The effect of elastin on chondrocyte adhesion and proliferation on poly (3-caprolactone) elastin composites./ Annabi N., Fathi A., Mithieux SM, Martens P., Weiss AS, Dehghani F. / Biomaterials. - 2011. -Vol. 32. - pp.1517-1525. ІФ = 8.312

23. Intervertebral Disc Tissue Engineering Using a Novel Hyaluronic Acid-Nanofibrous Scaffold (HANFS) Amalgam./ Nesti LJ, Li WJ, Shanti RM, and oth./ Tissue Engineering. - 2008. - Vol.14. - pp. 1527-1535. ІФ = 4,022

24. Nanobioengineered Electrospun Composite Nanofibers and Osteoblasts for Bone Regeneration./ Venugopal VR, Low S., Choon AT, Kumar B., Ramakrishna S. / Artificial Organs. - 2008. - Vol. 35. - pp. 388-397. ІФ = 1.87

25. Increasing the pore sizes of bone-mimetic electrospun scaffolds comprised of polycaprolactone, collagen I and hydroxyapatite to enhance cell infiltration / Phipps MC, Clem WC, Grunda JM, Clines GA, Bellis SL / Biomaterials. - 2012. - Vol. 33. - pp. 524-534. ІФ = 8.312

26. Fabrication and Characterization of Electrospun PLGA / MWNTs / Hydroxyapatite Biocomposite Scaffolds for Bone Tissue Engineering./ Zhang H., Chen Z. / Journal of Bioactive and Compatible Polymers. - 2010. -Vol.25. - pp. 241-255. ІФ = 2.5

27. Optimized Bone Regeneration Based on Sustained Release From Three-Dimensional Fibrous PLGA / Hap Composite Scaffolds Loaded with BMP-2 / Fu YC, Hemin Nie H., Ho ML, Wang CK, Wang CH / Biotechnology and Bioenginering. - 2007. - Vol. 99. - pp. 996-1006. ІФ = 4.164

28. Electrospun PLLA Nanofiber Scaffolds and Their Use in Combination with BMP-2 for Reconstruction of Bone Defects./ Schofer1 MD, Roessler1 P, P., Schaefer J. and oth./ PLoS ONE. - 2011. - Vol. 6. - pp. 1-9. ІФ = 3,53

29. Electrospun silk-BMP-2 scaffolds for bone tissue engineering./ Lia C., Veparia C., HJ, Kim H, J ,,, Kaplan DL / Biomaterials. - 2006. - Vol. 27. - pp. 3115- 3124. ІФ = 8.312

30. In Vivo Response of Polylactic Acid-Alginate Scaffolds and Bone Marrow-Derived Cells for Cartilage Tissue Engineering./ Wayne JS, McDowell CL Shields KJ, Tuan RS / Tissue Engineering. - 2005. - Vol. 11. - pp. 953-963. ІФ = 4,022

31. Preparation of chitosan / PLA blend micro / nanofibers by electrospinning./ Xu J., Zhang J., Gao W., Liang H., Wang H., Li W. / Materials Letters. - 2009. - Vol. 63. - pp. 658-660. ІФ = 2.269

32. Fabrication and characterization of PCL / gelatin composite nanofibrous scaffold for tissue engineering applications by electrospinning method./ Gautam S., Dinda AK, Mishra NC / Materials Science and Engineering C. - 2013. - Vol. 33. - pp. 1228-1235. ІФ = 5,868

33. Increasing the pore sizes of bone-mimetic electrospun scaffolds comprised of polycaprolactone, collagen I and hydroxyapatite to enhance cell infiltration./ Phipps MC, Clem WC, Grunda JM, Clines GA, Bellis SL / Biomaterials. - 2012. - Vol. 33. - pp. 524-534. ІФ = 8.312


  • 1. Електроспінніг
  • 7. Кісткова і хрящова тканина
  • 8. Матеріали, що застосовуються в тканинної інженерії
  • висновок
  • перелік використовуваної літератури електроспіннінг матрикс тканинний інженерія

  • Скачати 52.12 Kb.