DOI: 10.1021/acsami.9b17266
在骨軟骨界面內，細胞和細胞外基質梯度為穩態組織功能提供了生物力學和生化生態位。產后關節負荷對于這種組織梯度的發展至關重要，導致以深度依賴的方式形成由軟骨的淺、中、深部區域以及軟骨下骨構成的功能性骨軟骨組織。在這方面，一種新穎的可變核-殼電紡技術被用來在動態壓縮載荷下在三維支架內產生空間控制的應變梯度，從而實現局部應變幅度依賴性的多表型干細胞分化。人間充質干細胞在具有線性或雙相機械梯度的電紡絲支架中培養，該梯度經過工程計算和實驗驗證。細胞/支架構建體在成骨介質中以支架深度依賴的方式承受不同強度的動態壓縮應變，頻率為1 hz，每天2小時，持續42天。在壓縮性較大的區域觀察到了軟骨生成標記（ACAN，COL2A1，PRG4）的空間表達上調和糖胺聚糖沉積。相反，成骨標記物（COL1A1，SPARC，RUNX2）和鈣沉積被下調以響應高局部壓縮應變。動態力學分析表明僅在動態培養條件下才能維持工程機械梯度，從而確認了生物力學梯度在發展和維持組織梯度中的強大作用。這些結果表明，人間充質干細胞的多表型分化可以通過調節局部的機械微環境來控制，為骨軟骨組織中梯度結構的重建提供了一種新的策略，有助于體內損傷關節的成功再生和體外界面組織模型的建立。
圖1.具有各種中空芯層尺寸的核-殼微纖維支架的機械性能。用以下核（PEG）：殼（PCL）流速比（mL / hr）合成的電紡核-殼微纖維的代表性橫截面SEM圖像：（A）0:11，（B）1:10，（C）2：9，（D）3：8，（E）4：7，（F）5：6和（G）6：5（比例尺= 5 μm）。靜電紡絲后，PEG芯層被PBS浸出。（H）每個條件下，整體和中空芯層的尺寸。（I）由不同芯層合成的3毫米厚的電紡支架的代表性壓縮應力-應變圖，如（A）-（G）中所示的殼流速。（J）通過調節芯層：殼流速比，隨著中空芯層尺寸的增加，電紡支架的平衡模量表現出降低的機械性能。
圖2.具有相對于支架厚度的中空芯尺寸梯度的微纖維支架的合成和表征。 通過在靜電紡絲過程中動態改變芯和殼的流速（A和B），以在中空芯的尺寸上產生線性（A和C）或雙相（B和D）梯度，來合成由變化的中空芯尺寸組成的整體式支架， 從而獲得機械性能。（A和B）逆向控制核殼流速，同時保持總合并流速為11 mL / hr。（C和D）電紡支架的垂直橫截面掃描電鏡圖像，顯示中空芯尺寸以線性梯度（C）或雙相梯度（D）以深度依賴方式（插圖）連續變化，且總纖維直徑相對均勻（比例尺：整體視圖和插圖分別為1 mm和10 μm）。
圖3.線性和雙相應變梯度的計算模型及其實驗驗證。利用COMSOL多物理場的計算模型來預測在壓縮載荷下由（A）線性或（B）雙相堆芯尺寸梯度產生的應變梯度。通過數字圖像相關（DIC）技術將模型預測與實驗測量值進行比較，以跟蹤（C）線性和（D）雙相梯度的壓縮應變的局部變化。
圖4.由相對基因表達確定的工程線性應變梯度支架中人間充質干細胞的成骨或成軟骨分化。通過qRT-PCR測定成骨標記物（COL1A1，ON（SPARC）和RUNX2）和成軟骨標記物（ACAN，COL2A1和 PRG4）。每種基因表達相對于細胞的表達標準化后，再接種到支架中。*和**分別表示p <0.05和p <0.01（n = 6）。
圖5.由相對基因表達確定的工程化雙相應變梯度支架中人間充質干細胞的成骨或成軟骨分化。通過qRT-PCR測定成骨標記物（COL1A1，ON（SPARC）和RUNX2）和軟骨形成標記物（ACAN，COL2A1和 PRG4）。將每種基因表達相對于細胞的表達標準化后，再接種到支架中。 *和**分別表示p <0.05和p <0.01（n = 6）。
圖6.在各種梯度條件下培養的細胞/支架構建體的代表性組織學圖像，顯示出不同的細胞外基質組成。將培養了49天的具有線性或雙相梯度的細胞/支架構建體進行組織學成像（鈣茜素為茜素紅，糖胺聚糖為阿爾辛藍）以評估空間調節的細胞外基質沉積（比例尺：250 μm）
圖7.通過動態細胞培養維持應變梯度。通過動態細胞培養（B和D）維持工程應變梯度持續49天，而靜態培養（A和C）導致梯度損失。
圖8.具有各種工程梯度配置和培養持續時間的細胞/支架構建體的動態力學分析。通過在長達49天（n = 6）的不同時間點測量壓縮模量來評估細胞/支架梯度構建體的機械性能。
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