Ткиво инженерство на наноструктурирани матрици. Ткиво инженерство - прозорец во модерната медицина Современи можности за инженерство на ткиво

Инженерството на ткива некогаш беше класифицирано како подсекција на биолошки материјали, но како што растеше по обем и важност, може да се гледа како подсекција сама по себе. Ткаенините бараат одредени механички и структурни својства за да функционираат правилно. Терминот „инженерство на ткиво“ се однесува и на корекција на извршувањето на специфични биохемиски функции со користење на клетки во вештачки создаден систем за поддршка (на пример, вештачки панкреас или вештачки црн дроб). Терминот „регенеративна медицина“ често се користи како синоним за инженерство на ткиво, иако има поголем акцент во регенеративната медицина на употребата на матични клетки за производство на ткива.

Типично, инженерството на ткиво, како што е наведено од Лангер и Ваканти, се гледа како „интердисциплинарно поле во кое се применуваат принципите на инженерството и биологијата за да се развијат биолошки замени, што е реставрација, зачувување или подобрување на функцијата на ткивата или на цела орган“. Инженерството на ткивата исто така е дефинирано како „разбирање на принципите на раст на ткивото и нивна примена во производството на функционални ткивни замени за клиничка употреба“. Подетален опис вели дека „Основната претпоставка на инженерството на ткивата е дека употребата на природни биолошки системи ќе овозможи поголем успех во развојот на терапевтски методи насочени кон замена, поправка, одржување и/или проширување на функцијата на ткивото“.

Клетките може да се добијат од течни ткива како што е крвта на различни начини, обично со центрифугирање. Потешко е да се извлечат клетки од цврсти ткива. Типично, ткивото се меле и потоа се вари со ензими на трипсин или колагеназа за да се отстрани екстрацелуларната матрица што ги содржи клетките. После тоа, на клетките им се дозволува слободно да лебдат и тие се отстрануваат како од течни ткива. Брзината на реакција со трипсин е многу зависна од температурата, а високите температури предизвикуваат голема штета на клетките. Колагеназата бара ниски температури и затоа помала загуба на клетки, но реакцијата трае подолго и самата колагеназа е скап реагенс. Клетките често се имплантираат во вештачки структури способни да го поддржат формирањето на тридимензионално ткиво. Овие структури се нарекуваат скелиња.

За да се постигне целта за реконструкција на ткивото, скелето мора да исполнува некои специфични барања. Висока порозност и дефинирана големина на порите, кои се од суштинско значење за промовирање на сеење и дифузија на клетките низ структурата, и клетките и хранливите материи. Биоразградливоста е често значаен фактор, бидејќи скелињата се апсорбираат во околните ткива без потреба од хируршко отстранување. Брзината со која се случува распаѓањето треба да се совпаѓа што е можно поблиску со стапката на формирање на ткиво: тоа значи дека додека произведените клетки ќе создадат своја природна структура на матрикс околу нив, тие веќе се способни да го одржат структурниот интегритет во телото, и на крајот на крајот скелето ќе биде скршено, оставајќи новоформирано ткиво кое ќе го преземе механичкото оптоварување.

Различни материјали за скелиња (природни и синтетички, биоразградливи и трајни) се истражени. Повеќето од овие материјали биле познати во медицинското поле уште пред инженерството на ткивата како тема за истражување и веќе биле користени, на пример, во операцијата за шиење. Со цел да се развијат скелиња со идеални својства (биокомпатибилност, неимуногеност, транспарентност и сл.), за нив се дизајнирани нови материјали.

Скелињата може да се изградат и од природни материјали: особено, проучени се различни деривати на екстрацелуларната матрица и нивната способност да го поддржуваат растот на клетките. Протеинските материјали како што се колаген или фибрин и полисахариди како што се хитозан или гликозаминогликан (GAG) се соодветни во однос на компатибилноста, но некои прашања сè уште остануваат отворени. Функционалните групи на скелиња можат да бидат корисни во испораката на мали молекули (лекови) до одредени ткива.

јаглеродни наноцевки

Јаглеродните наноцевки се продолжени цилиндрични структури со дијаметар од еден до неколку десетици нанометри и должина до неколку сантиметри, кои се состојат од една или повеќе хексагонални графитни рамнини валани во цевка и обично завршуваат со хемисферична глава, што може да се смета како половина молекула фулерен.

Како што е познато, фулеренот (C60) бил откриен од групата Смали, Крото и Карл во 1985 година, за што во 1996 година овие истражувачи ја добиле Нобеловата награда за хемија. Што се однесува до јаглеродните наноцевки, овде не може да се наведе точниот датум на нивното откривање. Иако е општо познато дека Iijima ја набљудувал структурата на повеќеѕидните наноцевки во 1991 година, постојат претходни докази за откривање на јаглеродни наноцевки. Така, на пример, во 1974 - 1975 година. Ендо и соработниците објавија голем број трудови во кои се опишуваат тенки цевки со дијаметар помал од 100 nm, подготвени со методот на кондензација на пареа, но подетална студија за структурата не беше спроведена.

Група научници од Институтот за катализа на сибирскиот огранок на Академијата на науките на СССР во 1977 година, додека ја проучувале карбонизацијата на катализаторите за дехидрогенизација на железо-хром под микроскоп, регистрирале формирање на „шупливи јаглеродни дендрити“, додека механизам на беше предложена формација и беше опишана структурата на ѕидовите. Во 1992 година, беше објавена статија во Nature во која се наведува дека наноцевките биле забележани во 1953 година. Една година претходно, во 1952 година, статија на советските научници Радушкевич и Лукјанович објавила за електронско микроскопско набљудување на влакна со дијаметар од околу 100 nm, добиено од термичко разложување на оксидниот јаглерод на железен катализатор. Овие студии исто така не беа продолжени.

Постојат многу теоретски работи за предвидување на оваа алотропна форма на јаглерод. Во делото, хемичарот Џонс (Дедалус) шпекулираше за намотани цевки од графит. Во делото на Л.А. нивната голема еластичност.

Структура на наноцевки

Идеална наноцевка е графитна рамнина валана во цилиндар, односно површина обложена со правилни шестоаголници, на чии врвови се наоѓаат атоми на јаглерод. Резултатот од таквата операција зависи од аголот на ориентација на графитната рамнина во однос на оската на наноцевката. Аголот на ориентација, пак, ја одредува хиралноста на наноцевката, што ги одредува, особено, неговите електрични карактеристики.

Сл.1. Преклопување на графитна рамнина за да се добие (n, m) наноцевка

За да се добие наноцевка со хиралитет (n, m), графитната рамнина мора да се исече по насоките на точките линии и да се тркала по правецот на векторот R.

Подредениот пар (n, m) што ги означува координатите на шестоаголникот, кој, како резултат на преклопувањето на рамнината, мора да се совпадне со шестоаголникот што се наоѓа на почетокот на координатите, се нарекува хиралност на наноцевката и се означува. Друг начин да се означи хиралноста е да се означи аголот α помеѓу насоката на преклопување на наноцевката и насоката во која соседните шестоаголници делат заедничка страна. Меѓутоа, во овој случај, за целосен опис на геометријата на наноцевките, неопходно е да се одреди неговиот дијаметар. Индексите на хиралност на еднослојната наноцевка (m, n) уникатно го одредуваат неговиот дијаметар D. Оваа врска ја има следната форма:

каде што d 0 = 0,142 nm е растојанието помеѓу соседните јаглеродни атоми во графитната рамнина.

Врската помеѓу индексите на хиралитет (m, n) и аголот α е дадена со:

Помеѓу различните можни насоки на преклопување на наноцевките, се издвојуваат оние за кои порамнувањето на (n, m) шестоаголникот со потеклото не бара нарушување на неговата структура. Овие насоки кореспондираат, особено, на аглите α = 0 (конфигурација на фотелја) и α = 30° (цик-цак конфигурација). Овие конфигурации одговараат на хиралностите (n, 0) и (2m, m), соодветно.

Наноцевки со еден ѕид

Структурата на едноѕидните наноцевки набљудувани експериментално во многу аспекти се разликува од идеализираната слика претставена погоре. Пред сè, ова се однесува на темињата на наноцевката, чија форма, како што следува од набљудувањата, е далеку од идеална хемисфера. Посебно место меѓу едноѕидните наноцевки заземаат таканаречените наноцевки на фотелја или наноцевки со хиралитет [10, 10]. Во наноцевките од овој тип, две од C-C врските што го сочинуваат секој шестчлен прстен се ориентирани паралелно со надолжната оска на цевката. Наноцевките со таква структура треба да имаат чисто метална структура.

Повеќеѕидни наноцевки

Наноцевките со повеќе ѕидови се разликуваат од наноцевките со еден ѕид во многу поширока разновидност на облици и конфигурации. Разновидноста на структурите се манифестира и во надолжната и во попречната насока. Структурата од типот „руски кукли“ е збир од коаксијално вгнездени цилиндрични цевки. Друг тип на оваа структура е збир на вгнездени коаксијални призми. Конечно, последната од овие структури наликува на свиток (скрол). Сите структури се карактеризираат со вредноста на растојанието помеѓу соседните слоеви на графит, што е блиску до вредноста од 0,34 nm, што е вродено во растојанието помеѓу соседните рамнини на кристален графит.

Имплементацијата на една или друга структура на повеќеѕидни наноцевки во одредена експериментална ситуација зависи од условите на синтезата. Анализата на достапните експериментални податоци покажува дека најтипичната структура на наноцевките со повеќе ѕидови е структура со делови од типот „руска кукла“ и „папие-маше“ наизменично лоцирани по должината. Во овој случај, „цевките“ со помала големина се сукцесивно вгнездени во поголемите цевки.

Добивање јаглеродни наноцевки

Развојот на методи за синтеза на јаглеродни наноцевки (CNTs) го следеше патот на намалување на температурите на синтезата. По создавањето на технологијата за производство на фулерени, беше откриено дека при испарувањето на графитните електроди со електричен лак, заедно со формирањето на фулерените, се формираат продолжени цилиндрични структури. Микроскопот Сумио Иџима, со помош на преносен електронски микроскоп (TEM), беше првиот што ги идентификуваше овие структури како наноцевки. Методите на висока температура за производство на CNT го вклучуваат методот на електричен лак. Ако графитната прачка (анода) испари во електричен лак, тогаш на спротивната електрода (катода) се формира тврд јаглерод, во чие меко јадро содржи CNT со повеќе ѕидови со дијаметар од 15- 20 nm и должина поголема од 1 μm. Формирањето на CNT од фулеренска саѓи под високотемпературно термичко дејство на саѓи првпат беше забележано од Оксфорд и Швајцарската група. Инсталацијата за синтеза на електричен лак е метал-интензивна, одзема енергија, но универзална за добивање на разни видови јаглеродни наноматеријали. Во овој случај, значаен проблем е нерамнотежата на процесот за време на согорувањето на лакот. Методот на електричен лак во еден момент го замени методот на ласерско испарување (аблација) со ласерски зрак. Единицата за аблација е конвенционална рерна за загревање со отпорност која дава температура од 1200C. За да се добијат повисоки температури во него, доволно е да се постави јаглеродна цел во печката и да се насочи ласерски зрак кон неа, наизменично скенирање на целата површина на целта.

Така, групата на Smalley, користејќи скапа опрема со ласер со краток импулс, доби наноцевки во 1995 година, „значително поедноставувајќи ја“ технологијата на нивната синтеза. Сепак, приносот на CNT остана низок. Воведувањето на мали додатоци на никел и кобалт во графит овозможи да се зголеми приносот на CNT до 70-90%. Од тој момент, започна нова фаза во концептот на механизмот на формирање на наноцевки. Стана очигледно дека металот е катализатор за раст. Така, се појавија првите работи за производство на наноцевки со метод на ниска температура - методот на каталитичка пиролиза на јаглеводороди (CVD), каде што како катализатор се користеа честички од метал од железна група. Една од опциите за инсталација за производство на наноцевки и нановлакна по методот CVD е реактор во кој се снабдува инертен гас-носител кој ги носи катализаторот и јаглеводородите до зоната на висока температура. Поедноставен, механизмот за раст на CNT е како што следува. Јаглеродот формиран за време на термичкото распаѓање на јаглеводородот се раствора во металната наночестичка.

По постигнување висока концентрација на јаглерод во честичката на едно од лицата на катализаторот на честичките, се јавува енергетски поволна „изолација“ на вишокот јаглерод во форма на искривена полуфулеренска капа. Така се раѓа наноцевката. Распаднатиот јаглерод продолжува да навлегува во честичката на катализаторот, а за да се ослободи вишокот на неговата концентрација во топењето, мора постојано да се отстранува. Растечката хемисфера (полуфулерен) од површината на топењето го носи со себе растворениот вишок јаглерод, чии атоми надвор од топењето формираат врска C–C, која е цилиндрична рамка-наноцевка. Температурата на топење на честичката во нано големина зависи од нејзиниот радиус. Колку е помал радиусот, толку е помала точката на топење. Затоа, железните наночестички со големина од околу 10 nm се во стопена состојба под 600C. Во моментот, нискотемпературната синтеза на CNT е извршена со методот на каталитичка пиролиза на ацетилен во присуство на честички Fe на 550C. Намалувањето на температурата на синтезата има и негативни последици. При пониски температури се добиваат CNT со голем дијаметар (околу 100 nm) и силно неисправна структура од „бамбус“ или вгнездени нанокони. Добиените материјали се состојат само од јаглерод, но тие не се ни приближуваат до извонредните карактеристики (на пример, модулот на Јанг) забележани во едноѕидните јаглеродни наноцевки добиени со ласерска аблација или синтеза на електричен лак.

Ткиво инженерски конструкции се користат во создавањето на биолошки замени за поправка или подобрување на функционирањето на ткивата. Клетките, како компонента на конструкцијата, можат да се добијат од различни извори и да бидат во различни фази на диференцијација од слабо диференцирани клетки до високодиференцирани специјализирани клетки. Колонизацијата на подготвената матрица од клетки е итен проблем на современата биомедицина. Во исто време, својствата на површината на матриксот влијаат на колонизацијата на клетките, вклучително и врзувањето на клетките и нивната пролиферација по должината на матрицата.

Моментално познатите методи за добивање на конструкции направени со ткиво користат подготовка на клеточна суспензија и физичка примена на оваа суспензија на биокомпатибилен материјал со седиментација на суспензијата во фаза по фаза со формирање на еднослоен и ставање на материјалот во решението долго време доволно за пенетрација на клетките низ целиот волумен на материјалот, како и користење на 3D биопечатење. Различни методи се предложени за формирање на еквиваленти на шупливи внатрешни органи создадени со ткиво, како што се уретрата, мочниот меур, жолчниот канал, трахеата.

Клинички истражувања[ | ]

Ткиво инженерските конструкции базирани на биокомпатибилни материјали се проучувани во клиничките испитувања на пациенти со уролошки и дерматолошки заболувања.

исто така види [ | ]

Белешки [ | ]

1. , Фокс С. Ф. Инженерство на ткива: зборници на работилница, одржана во Гранлибакен, Лејк Тахо, Калифорнија, 26-29 февруари 1988 година. - Алан Р. Лис, 1988 година. - Т. 107.
2. Атала А., Каспер Ф. К., Микос А. Г.Инженерски комплексни ткива // Научна преведувачка медицина. - 2012. - V. 4, бр.160. - S. 160rv12. - ISSN 1946-6234. - DOI:10.1126/scitranslmed.3004890.
3. Vasyutin I.A., Lundup A.V., Vinarov A.Z., Butnaru D.V., Kuznetsov S.L.Реконструкција на уретрата користејќи технологии за инженерство на ткиво. (руски) // Билтен на Руската академија на медицински науки. - 2017. - Т. 72, бр.1. - стр. 17–25. - ISSN 2414-3545. - DOI: 10.15690/vramn771.
4. Барановски Д.С., Лундуп А.В., Паршин В.Д.Добивање функционален цилијарен епител ин витро за инженерство на ткиво на душникот (руски) // Билтен на Руската академија на медицински науки. - 2015. - Т. 70, бр.5. - стр. 561–567. - ISSN 2414-3545. - DOI:10.15690/vramn.v70.i5.1442.
5. Лоренс Б. Џ., Мадихали С. В.Клеточна колонизација во разградливи 3D порозни матрици // Адхезија и миграција на клетките. - 2008. - Том 2, бр.1. - стр. 9-16.
6. Миронов В. и др. Печатење на органи: компјутерски потпомогнато млазно инженерство на ткиво засновано на 3D //ТРЕНДИ во биотехнологијата. - 2003. - T. 21. - Бр. 4. - S. 157-161. doi:

Неодамна, во целиот свет е забележан алармантен образец, кој се состои во зголемување на бројот на болести и инвалидитет на работоспособни луѓе, што итно бара развој и воведување во клиничката пракса на нови, поефикасни и подостапни методи на ресторативен третман на пациенти.

Еден од овие методи, заедно со имплантација и трансплантација, е инженерството на ткиво. Клеточното и ткивното инженерство - е најновото достигнување во областа на молекуларната и клеточната биологија. Овој пристап отвори широки перспективи за создавање на ефективни биомедицински технологии, со помош на кои станува возможно да се обноват оштетените ткива и органи и да се третираат голем број тешки човечки метаболички болести.

Целта на ткивното инженерство е изградба и одгледување на живи, функционални ткива или органи надвор од човечкото тело за последователна трансплантација на пациент со цел да се замени или стимулира регенерација на оштетен орган или ткиво. Со други зборови, тродимензионалната структура на ткивото мора да се обнови на местото на дефектот.

Обичните импланти направени од инертни материјали можат само да ги елиминираат физичките и механичките дефекти на оштетените ткива, за разлика од инженерските ткива кои ги обновуваат, меѓу другото, биолошките (метаболички) функции. Односно, ткивото се обновува, а не едноставно се заменува со синтетички материјал.

Меѓутоа, за развој и подобрување на методите на реконструктивна медицина засновани на инженерство на ткиво, неопходно е да се совладаат нови високофункционални материјали. Овие материјали што се користат за создавање на биоипланти треба да им дадат на структурите направени со ткиво карактеристики својствени за живите ткива. Меѓу овие карактеристики:

• 1) способност за само-заздравување;
• 2) способност за одржување на снабдувањето со крв;
• 3) способност за промена на структурата и својствата како одговор на факторите на животната средина, вклучително и механичкиот стрес.

Најважниот елемент на успехот е достапноста на потребниот број функционално активни клетки кои се способни да се разликуваат, да го одржуваат соодветниот фенотип и да вршат специфични биолошки функции. Изворот на клетките може да бидат телесните ткива и внатрешните органи. Можно е да се користат соодветни клетки од пациент кој има потреба од реконструктивна терапија или од близок роднина (автогени клетки). Може да се користат клетки од различно потекло, вклучувајќи примарни и матични клетки. Примарните клетки се зрели клетки на специфично ткиво што може да се земат директно од донорски организам (ex vivo) со операција. Доколку примарните клетки се земени од одреден донорски организам и последователно овие клетки треба да се имплантираат во него како реципиент, тогаш веројатноста за отфрлање на имплантираното ткиво е исклучена, бидејќи постои максимална можна имунолошка компатибилност на примарните клетки. и примачот. Сепак, примарните клетки, по правило, не се способни да се делат - нивниот потенцијал за репродукција и раст е низок. При култивирање на такви клетки ин витро (преку инженерство на ткиво), за некои типови на клетки, можна е дедиференцијација, односно губење на специфични, индивидуални својства. На пример, хондроцитите внесени во култура надвор од телото често произведуваат фиброзна, а не транспарентна 'рскавица.

Бидејќи примарните клетки не се способни да се делат и може да ги загубат своите специфични својства, постои потреба од алтернативни клеточни извори за развој на технологии за клеточно инженерство. Матичните клетки станаа таква алтернатива.

Матичните клетки се недиференцирани клетки кои имаат способност да се делат, самообновуваат и диференцираат во разни видови специјализирани клетки под влијание на специфични биолошки дразби.

Матичните клетки се поделени на „возрасни“ и „ембрионални“. Ембрионските матични клетки се добиени од внатрешната клеточна маса на раниот ембрионски развој, додека возрасните матични клетки се добиени од ткивото на возрасните, папочната врвца или дури и феталното ткиво. Сепак, постои етички проблем поврзан со неизбежното уништување на човечкиот ембрион при примање ембрионски матични клетки. Затоа, се претпочита да се „извадат“ клетките од ткивата на возрасен организам. На пример, во 2007 година, Шинја Јаманака од Универзитетот во Кјото во Јапонија откри индуцирани плурипотентни матични клетки (iPSCs) добиени од човечки ткива (главно кожа). IPSC нудат навистина невидени можности за регенеративна медицина, иако има уште многу проблеми што треба да се решат пред тие сериозно да влезат во медицинската пракса.

За насочување на организацијата, поддршка на растот и диференцијацијата на клетките во процесот на реконструкција на оштетеното ткиво, потребен е посебен клеточен носач - матрица, која е тродимензионална мрежа слична на сунѓер или пемза. За нивно создавање се користат биолошки инертни синтетички материјали, материјали базирани на природни полимери (хитозан, алгинат, колаген) и биокомпозити. На пример, еквивалентите на коскеното ткиво се добиваат со насочена диференцијација на матичните клетки на коскената срцевина, крвта од папочната врвца или масното ткиво во остеобласти, кои потоа се применуваат на различни материјали кои ја поддржуваат нивната поделба (на пример, донаторска коска, колагенски матрици итн.) .

До денес, една од стратегиите на ткивното инженерство е како што следува:

• 1) избор и одгледување на сопствени или донаторски матични клетки;
• 2) развој на специјален носач за клетки (матрица) врз основа на биокомпатибилни материјали;
• 3) примена на клеточната култура на матрицата и клеточното размножување во биореактор со посебни услови за одгледување;
• 4) директно воведување на структура изработена од ткиво во областа на засегнатиот орган или прелиминарно поставување во област добро снабдена со крв за созревање и формирање на микроциркулација во структурата (префабрикација).

Матриците целосно исчезнуваат по одредено време по имплантацијата во организмот домаќин (во зависност од стапката на раст на ткивото), а на местото на дефектот останува само ново ткиво. Исто така, можно е да се воведе матрица со веќе делумно формирано ново ткиво („биокомпозит“). Се разбира, по имплантацијата, структурата создадена со ткиво мора да ја задржи својата структура и функции за временски период доволен за да се врати нормално функционираното ткиво на местото на дефектот и да се интегрира со околните ткива. Но, за жал, сè уште не се создадени идеални матрици кои ги задоволуваат сите потребни услови.

Ветувачките технологии за инженерство на ткиво ја отворија можноста за лабораториско создавање на живи ткива и органи, но науката сè уште е немоќна пред создавањето на сложени органи. Сепак, релативно неодамна, научниците предводени од д-р Гунтер Товар (Гунтер Товар) од Друштвото Фраунхофер во Германија направија огромен напредок во областа на инженерството на ткивата - тие развија технологија за создавање на крвни садови. Но, се чинеше дека е невозможно вештачки да се создадат капиларни структури, бидејќи тие мора да бидат флексибилни, еластични, мали во форма и во исто време да комуницираат со природните ткива. Чудно е доволно, но производствените технологии дојдоа до спасување - метод за брзо прототипирање (со други зборови, 3D печатење). Разбирливо е дека сложен тродимензионален модел (во нашиот случај, крвен сад) се печати на тридимензионален инк-џет печатач со помош на специјално „мастило“.

Печатачот го нанесува материјалот во слоеви, а на одредени места слоевите се хемиски споени. Сепак, забележуваме дека за најмалите капилари, тридимензионалните печатачи сè уште не се доволно прецизни. Во овој поглед, беше применет методот на мултифотонска полимеризација што се користи во полимерната индустрија. Кратките интензивни ласерски импулси кои го обработуваат материјалот ги возбудуваат молекулите толку силно што тие комуницираат едни со други, поврзувајќи се во долги синџири. Така, материјалот се полимеризира и станува тврд, но еластичен, како природни материјали. Овие реакции се толку контролирани што може да се користат за создавање на најмали структури според тродимензионален „цртеж“.

И со цел создадените крвни садови да можат да се спојат со клетките на телото, модифицираните биолошки структури (на пример, хепарин) и протеините „сидро“ се интегрираат во нив за време на производството на садови. Во следната фаза, ендотелните клетки (единствен слој рамни клетки што ја обложуваат внатрешната површина на крвните садови) се фиксираат во системот на создадени „тубули“ така што крвните компоненти не се лепат за ѕидовите на васкуларниот систем, туку се слободно транспортирани преку него.

Сепак, ќе помине извесно време пред органите израснати во лабораторија со свои крвни садови всушност да бидат имплантирани.

Во есента 2008 година, шефот на клиниката на Универзитетот во Барселона (Шпанија) и Медицинскиот факултет во Хановер (Германија), професор Паоло Макиарини (Паоло Макиарини) ја изврши првата успешна трансплантација на биоинженерски еквивалент на душникот на пациент со стеноза на главниот лев бронх за 3 см.

Како матрица на идниот графт беше земен сегмент од кадаверична трахеа долга 7 см. За да се добие природна матрица со својства супериорни од се што може да се направи од полимерни цевки, душникот беше исчистен од околното сврзно ткиво, донорските клетки, и антигени за хистокомпатибилност. Прочистувањето се состоеше од 25 циклуси на девитализација со користење на 4% натриум деоксихолат и деоксирибонуклеаза I (процесот траеше 6 недели). По секој циклус на девитализација, се вршеше хистолошки преглед на ткивото за да се утврди бројот на преостанати нуклеарни клетки, како и имунохистохемиска студија за присуство на антигени на хистокомпатибилност HLA-ABC, HLA-DR, HLA-DP и HLA- DQ во ткивото. Користејќи биореактор од сопствен дизајн, научниците рамномерно нанесоа клеточна суспензија на површината на бавно ротирачкото парче од душникот со шприц. Потоа графтот, полупотопен во медиумот за култура, се ротира околу својата оска со цел наизменично да ги контактира клетките со медиумот и воздухот.

Ткивото инженерство (ТИ), како дисциплина, ја започна својата историја во првата половина на 20 век. Основата за нејзиното основање беше теоретскиот и практичниот развој на создавањето на „вештачки“ органи и ткива и работата на трансплантација на клетки и биолошки активни компоненти на носители за обновување на оштетувањето во различни ткива на телото (Langer R., Vacanti J.P. , 1993).

Во моментов, инженерството на ткиво е една од најмладите гранки во медицината, заснована на принципите на молекуларната биологија и генетскиот инженеринг. Интердисциплинарниот пристап што се користи во него е насочен првенствено кон создавање на нови биокомпозитни материјали за враќање на изгубените функции на поединечните ткива или органи како целина (Спектор М., 1999). Главните принципи на овој пристап лежат во развојот и употребата на носачи направени од биоразградливи материјали за имплантација во оштетен орган или ткиво, кои се користат во комбинација или со донаторски клетки и/или со биоактивни супстанции. На пример, при третман на процес на рана, тоа може да бидат колагенски облоги со алофибробласти, а во васкуларната хирургија, вештачки садови со антикоагуланси (Vacanti SA et.al., 1993). Дополнително, еден од сериозните барања за таквите материјали за носење е дека тие мора да обезбедат сигурна поддршка, односно функција за поддршка и/или формирање структура во оштетената област на ткивото или органот.

Затоа, една од главните задачи на ткивниот инженеринг во третманот на коскените патологии е создавање на вештачки биокомпозити кои се состојат од ало- и/или ксеноматеријали во комбинација со биоактивни молекули (коскени морфогенетски протеини, фактори на раст итн.) и способни за индуцирање остеогенезата. Во исто време, таквите биоматеријали мора да имаат голем број неопходни коскени својства (Yannas I.V. et.al., 1984; Reddi A.H.et.al., 1987; Reddi A.H., 1998).

Прво, тие мора да го исполнат и одржуваат (скеле) обемот на дефектот.

Второ, да се има остеоиндуктивност, односно активно да се индуцираат остеобластите и, евентуално, други мезенхимални клетки да формираат коска.

И, трето, да има добри показатели за биоинтеграција и биокомпатибилност, односно да биде разградлив и да не предизвикува воспалителни и имунолошки реакции кај примачот. Последниот квалитет обично се постигнува во биоматеријалот само со намалување на неговите антигенски карактеристики.

Комбинацијата на сите овие својства им овозможува на ваквите биоматеријали, паралелно со потпорната, механичка функција, да обезбедат биоинтеграција - навлегување на клетките и крвните садови во структурите на имплантот, проследено со формирање на коскено ткиво.

Познато е дека потпорниот ефект на кој било биоматеријал е обезбеден, по правило, од неговите структурни карактеристики. За биоматеријали, овој индикатор обично се поврзува со архитектониката на природното ткиво од кое е добиено. За коската, главните параметри на нејзината структурна сила се тврдо-еластичните карактеристики на коскената матрица и големината на порите во неа (Marra P. G. 1998; Thomson R. C. et. al., 1998).

Најчестите биоматеријали со посебна потпорна функција вклучуваат вештачки и природен хидроксиапатит (HA), биокерамика, полигликолна киселина и колагенски протеини (Friess W., 1998).

Во моментов, многу различни форми на хидроксиапатит се користат за замена на коскените дефекти во хируршката стоматологија, ортопедија и трауматологија, кои се разликуваат по формата и големината на честичките. Се верува дека вештачки добиениот хидроксиапатит е практично идентичен во хемискиот состав и кристалографските параметри со природниот хидроксиапатит на коските (Парсонс Ј., 1988). Многу автори и експериментално и клинички покажуваат дека употребата на хидроксиапатит има значителни предности во однос на другите материјали за имплантација. Значи, неговите позитивни карактеристики вклучуваат такви индикатори како леснотија на стерилизација, долг рок на траење, високо ниво на биокомпатибилност и екстремно бавна ресорпција во телото (Volozhin A.I. et al., 1993). Хидроксиапатитот е бионертен и високо компатибилен со коските (Jarcho M. et.al., 1977) како што е прикажано во експерименталните студии. Во процесот на замена на коскениот дефект во присуство на HA, под влијание на биолошки течности и ткивни ензими, хидроксиапатитот може делумно или целосно да се ресорбира (Klein A.A., 1983). Позитивниот ефект на хидроксиапатитот по неговата имплантација во коскената празнина очигледно се објаснува не само со остеокондуктивните својства на материјалот, туку и со неговата способност да ги апсорбира протеините кои предизвикуваат остеогенеза на неговата површина (Ripamonti U., Reddi A.H., 1992).

Во моментов, најголемиот дел од биоматеријали за реставрација на коскените дефекти се добиваат од 'рскавицата и/или коскените ткива на луѓе или разни животни. Често, за производство на композитни материјали, се користат и компоненти од други видови сврзно ткиво - кожа, тетиви, менинги итн. (Voupe P.J., 1979; Yannas I.V. et.al., 1982; Chvapel M., 1982; Goldberg V.M. et.al., 1991; Damien C.J., Parsons J.R., 1991).

Колагенот е најпознатиот од современите биоматеријали. Неговата широка употреба во практичната медицина е поврзана со развојот на реконструктивната хирургија и потрагата по нови материјали кои вршат функции на скеле и пластика во регенерацијата на ткивата. Главните предности на колагенот како пластичен биоматеријал вклучуваат неговата ниска токсичност и антигеност, висока механичка сила и отпорност на ткивни протези (Istranov L.P., 1976). Изворите на производство на колаген во производството на производи за пластична хирургија се ткивата богати со овој протеин - кожата, тетивите, перикардот и коските. Широко се користи во медицинската пракса, раствор за кожен колаген произведен од Collagen Corp. (Пало-Алто САД), под имињата „Zyderm“ и „Zyplast“. Врз основа на овој колаген, развиени се различни медицински производи, како што се импланти, прекривки за рани, хируршки нишки за шиење на површините на раните итн.

Во 70-тите години на минатиот век за прв пат беа добиени податоци за ефектот на колагенските графтови врз поправката на коскеното ткиво. Во исто време, беше откриено дека колагенските импланти промовираат пролиферација на фибробластите, васкуларизација на блиските ткива и, очигледно, предизвикуваат формирање на ново коскено ткиво со неговото последователно реструктуирање (Reddi A.H., 1985). Како брзо биоразградувачки материјал, колагенот се користел и во форма на гел за реставрација на коскените дефекти (De Balso A.M., 1976). Резултатите добиени од овој автор, исто така, сугерираат дека препаратите базирани на колаген се способни да ја стимулираат регенерацијата на коскеното ткиво.

Во исто време, за да се заменат коскените дефекти, започнаа и студии за употреба на биокомпозитни материјали кои содржат и колаген и хидроксиапатит. Значи, за максилофацијална хирургија и хируршка стоматологија, беа развиени композиции „Алвелоформ“ и „Биграфт“ кои содржат прочистен фибриларен кожен колаген и честички ХА (Колаген Кор., Пало Алто, САД). Овие биоматеријали беа користени за обновување на алвеоларниот гребен во хируршки третман на пациенти со периодонтитис (Krekel G. 1981, Lemons M.M. 1984, Miller E. 1992). Хистолошките и ултраструктурните студии покажаа дека составот - колаген и HA има позитивен ефект врз регенерацијата на коската на гребенот, но во исто време, овој вид биоматеријали вршат главно скелетни и спроводливи функции, односно ги покажуваат своите остеокондуктивни својства. (Mehlisch D.R., 1989). Подоцна, многу други истражувачи дојдоа до слични заклучоци, а повеќето научници моментално се придржуваат до оваа гледна точка (Glimcher M.J., 1987; Friess W., 1992; VaccantiC.A. et.al., 1993).

Сепак, според друга група истражувачи, биокомпозитните материјали кои содржат дермален колаген „Зидерм“ и синтетички хидроксиапатит имаат одредена остеогена моќ. На пример, Катаген и сор. (1984), проучувајќи го ефектот на материјалот Collapat кој содржи тип 1 кожен колаген и високо дисперзирани честички на хидроксиапатит врз реставрацијата на коскените дефекти на бедрената коска кај зајаците, откри дека регенерацијата на коскеното ткиво кај експерименталните животни се одвива 5 пати побрзо отколку кај контролата. Овие експериментални резултати ја формираа основата за понатамошна примена на материјалот „Колапат“ во клиничката пракса.

Добро е познато дека најпогодни за трансплантација и последователна биоинтеграција се несомнено автографтите, кои се подготвуваат од сопствените ткива на пациентот и тоа целосно ги елиминира главните имунолошки и најинфективните компликации за време на последователната трансплантација (Enneking W.F. et.al., 1980; Summers Б.Н., Ајзенштајн С.М., 1989; Реди А.Х., 1985; Голдберг В.М. и др., 1991). Меѓутоа, таквите материјали мора да се подготват непосредно пред трансплантацијата, во спротивно клиниката мора да има банка за коски за складирање на таков биоматеријал, кој во реалноста е достапен само за многу големи медицински установи поради високата цена за подготовка и складирање на овие материјали. Дополнително, можностите за добивање на значителни количини автоматско се многу ограничени, а кога се зема, по правило, донаторот се подложува на сериозни хируршки интервенции. Сето ова значително ја ограничува широката употреба на автографтови (Bos G.D. et.al., 1983; Horowitz M.C. 1991). Затоа, во областа на лекувањето на коскените патологии, ткивното инженерство се соочува со вистинска задача да создаде биокомпозитни материјали, чија употреба ќе обезбеди решение за многу проблеми како во трансплантацијата на клетките, така и во стимулацијата на формирањето на коските на местата на нејзиното оштетување, и во намалувањето на трудовите и финансиските трошоци при елиминирање на коскеното оштетување кај пациенти од различни профили.

Во моментов, поради напорите на голем број истражувачи кои работат на полето на ткивното инженерство, развиени и воведени се биокомпозитни материјали, кои вклучуваат и природни клетки на коскената срцевина и стромални остеогени прогениторни клетки одгледувани во еднослојни култури на коскената срцевина (Гупта Д. , 1982; Болдер С., 1998). Овие автори открија дека за успешна индукција на остеогенезата на местото на трансплантацијата, неопходно е да се создаде висока, почетна густина на стромалните прогенитори - околу 108 клетки. Во исто време, едноставното воведување на суспензија на такви клетки не даде добри резултати. Во овој поглед, се појави сериозен проблем во потрагата по носители за трансплантација на клетки во телото на примачот.

За прв пат како таков носител, Гупта Д. et. ал. (1982) предложи употреба на ксенобон, претходно обезмастено и декалцифицирано. Понатаму, беше откриено дека, во зависност од степенот на прочистување на ксенобонот, процентот на прицврстување на клеточните елементи на носачот се зголемува, а клетките се врзуваат многу подобро со неговиот органски дел отколку со природниот коскеен хидроксиапатит (Hofman S., 1999).

Од синтетичките материјали, керамиката во моментов широко се користи како носители за трансплантација на клетки (Burder S. 1998), што е вештачки хидроксиапатит добиен со третирање на трикалциум фосфат со високи температури.

Домашните стоматолошки хирурзи ја користеа дура матер како соодветен носител за трансплантација на алогени фибробласти и забележаа дека употребата на оваа трансплантација со алофибробласти во третманот на умерен и тежок хроничен генерализиран периодонтитис има голем број предности во однос на другите методи на лекување (Дмитриева Л.А., 2001).

Претходно, во серија работи за изградба на „вештачка кожа“, беше откриено дека успехот на реставрацијата на ова ткиво по неговото оштетување зависи од состојбата на клеточната микросредина во оштетената област. Од друга страна, самата микросредина се создава со оптимална комбинација на главните компоненти на екстрацелуларната матрица, како што се колагените, гликопротеините и протеогликаните (Yannas I. et.al., 1980, 1984; Pruitt B., Levine N. , 1984; Madden M. et.al., 1994).

Колагенот е типичен фибриларен протеин. Неговата индивидуална молекула, тропоколаген, се состои од три спирални полипептидни синџири, наречени а-синџири, кои се извиткани заедно во една заедничка спирала и стабилизирани со водородни врски. Секој а-ланец содржи во просек околу 1000 остатоци од аминокиселини. Постојат две главни комбинации на синџири во коскеното ткиво - два λ1 и една λ2 или тип 1 колаген и три λ-1 или тип III колаген. Покрај горенаведените типови, други изоформи на колаген беа пронајдени во мали количини во коската (Serov V.P., Shekhter A.B., 1981).

Протеогликаните се сложени соединенија на полисахариди со протеини. Полисахаридите што ги сочинуваат протеогликаните се линеарни полимери изградени од различни дисахаридни подединици формирани од уронски киселини (глукуронска, галактуронска и идуронска), N-ацетилхексозамини (IM-ацетилглукозамин, N-ацетил-галактозамин) и неутрална сахариди (манилоза, галактоза) . Овие полисахаридни синџири се нарекуваат гликозаминогликани. Најмалку еден од шеќерите во дисахаридот има негативно наелектризирана карбоксилна или сулфатна група (Stacey M., Barker C, 1965). Зрелото коскено ткиво содржи главно сулфатирани гликозаминогликани (sGAGs), како што се хондроитин-4 и хондроитин-6 сулфати, дерматан сулфат и кератан сулфат. Биосинтезата на протеогликаните во коскеното ткиво се врши главно од активирани остеобласти и, во мала мера, од зрели остеоцити (Juliano R., Haskell S., 1993; Wendel M., Sommarin Y., 1998).

Функционалното значење на сулфатните гликозаминогликани во сврзното ткиво (КТ) е големо и е поврзано првенствено со формирање на колагенски и еластински влакна. Сулфатните гликозаминогликани се вклучени во речиси сите процеси на метаболизмот на сврзното ткиво и можат да имаат модулирачки ефект врз диференцијацијата на неговите клеточни елементи (Panasyuk A.F. et al., 2000). Многу параметри на регенерацијата на ST зависат од нивните квалитативни и квантитативни карактеристики во ткивата, како и спецификите на интеракцијата со другите компоненти на екстрацелуларната матрица.

Регенерацијата и реставрацијата на коскеното ткиво е комплекс од последователни процеси, вклучително и активирање на остеогени клетки (регрутирање, пролиферација и диференцијација), и директно формирање на специјализирана матрица - нејзина минерализација и последователно ремоделирање на коскеното ткиво. Во исто време, овие клетки се секогаш под контрола и влијание на голем број биолошки и механички фактори.

Според современите концепти, инженерството на ткиво (ТИ) на коскеното ткиво се заснова на три главни принципи кои обезбедуваат успешна замена на ова ткиво.

Прво, најважниот принцип во создавањето на биоматеријали и структури за имплантација е репродукцијата на главните карактеристики на природната коскена матрица, бидејќи токму уникатната структура на коскеното ткиво има најизразен ефект врз процесите на регенерација. Познато е дека овие карактеристики на матрицата зависат од нејзината тродимензионална структура и хемиски состав, како и од неговите механички својства и способност да влијае на клеточните форми на сврзното ткиво (КТ).

Архитектониката на матрицата вклучува такви параметри како што се односот површина и волуменот, присуството на систем на пори и, што е најважно, неговите функционални и механички својства. Поради овие индикатори, матрицата, очигледно, може да го регулира васкуларниот раст, да обезбеди хемотактички стимули за ендогени клетки, да го модулира клеточното прицврстување, да стимулира поделба, диференцијација и последователна минерализација. Се верува дека тродимензионалната структура на конструкцијата на матрицата може да влијае не само на процесите на индукција, туку и на самата стапка на регенерација.

Затоа, биоматеријалот или конструкцијата направена од ткиво мора да има својства кои, под in vivo услови, се способни да обезбедат и спроводливи и индуктивни својства на природната матрица. Првите вклучуваат такви индикатори како способност за полнење и одржување на волуменот, механичка интеграција, обезбедување пропустливост на клетките и крвните садови. Вториот - обезбедува директен или индиректен ефект врз клеточните форми, стимулирајќи ги да формираат 'рскавица и / или коскени ткива.

Следниот важен принцип за успехот на насоченото инженерство на коскеното ткиво е употребата на егзогени и/или активирање на ендогени клетки кои се директно вклучени во процесите на создавање на ова ткиво. Во овој случај, изворот на таквите клетки може да биде и сопствен и донорски организам. На пример, употребата на одредени типови на клетки од плурипотентни стромални клетки на коскената срцевина до обврзани клетки слични на остеобластите успешно се користат и во експериментите со животни и во клиниката.

Како по правило, за време на обратна трансплантација во телото, стромалните прогениторни клетки се способни да се диференцираат во зрели форми, да синтетизираат матрица и да предизвикаат каскада од реакции за поправка на ендогени коскени ткива. Во исто време, алтернативниот поглед на употребата на композитни биоматеријали сугерира нивниот директен ефект врз ендогените коски и други клетки на сврзното ткиво, нивното регрутирање (привлекување) во зоната на имплантација, стимулација на нивната пролиферација и зголемување на нивната биосинтетичка активност, принудувајќи ги овие клетките активно да формираат коскено ткиво. Покрај тоа, таквите материјали можат да бидат добри носители на клетки на кои може да се одгледуваат матични клетки пред трансплантацијата. Последниот од главните принципи за успех на инженерството на коскеното ткиво е употребата на биоактивни молекули, вклучувајќи фактори за раст, цитокини, хормони и други биолошки активни супстанции.

За индукција на формирање на коски, најпознати фактори се коскените морфогенетски протеини, трансформирачки фактор на раст - TGF-β, фактор на раст сличен на инсулин IGF и васкуларен ендотелен фактор на раст VEGF. Затоа, биокомпозитниот материјал може да биде заситен и/или да ги содржи овие биоактивни молекули во неговата структура, што овозможува да се користи за време на имплантација како складиште за такви супстанции. Постепеното ослободување на овие фактори може активно да влијае на процесите на регенерација на коските. Покрај овие супстанции, составот на композитните материјали може да вклучува микро- и макроелементи, како и други молекули (шеќери, пептиди, липиди, итн.) способни да стимулираат и одржуваат зголемена физиолошка активност на клетките во коскеното ткиво кое се опоравува.

Во моментов, постои широк спектар на биопластични материјали кои имаат остеокондуктивни и/или остеоиндуктивни својства. Така, материјалите што содржат практично чист хидроксиапатит (HA), како што се Osteogaf, Bio-Oss, Osteomin, Ostim, покажуваат главно спроводливи својства, иако тие се способни да вршат слаб остеоиндуктивен ефект. Друга група материјали е целосно или делумно деминерализирано коскено ткиво, како и комбинации на овие материјали со биолошки активни супстанции, како што се коскените морфогенетски протеини и/или фактори на раст [Panasyuk A.F. et al., 2004].

Најважните барања за биопластични материјали остануваат такви параметри како што се нивните антигенски и индуктивни својства. Дополнително, за различни операции честопати се потребни материјали кои, заедно со горенаведените индикатори, имаат добри пластични или цврсти карактеристики за да ги создадат и одржуваат потребните форми и конфигурации при пополнување на шуплините и ткивните дефекти.

Земајќи го предвид сето горенаведено, Konectbiopharm LLC разви технологија за добивање на коскениот колаген и коскените сулфатирани гликозаминогликани (sGAGs) и врз нивна основа се произведени биокомпозитни остеопластични материјали од сериите Biomatrix и Osteomatrix. Главната разлика помеѓу овие групи биоматеријали е во тоа што Biomatrix содржи коскено колаген и сулфатни коскени гликозаминогликани, а Остеоматрикс, кој ги има истите две главни компоненти на коскеното ткиво, исто така содржи хидроксиапатит во неговата природна форма [Panasyuk A. F. et al., 2004]. Изворот на овие биоматеријали се сунѓерести и кортикални коски на различни животни, како и на луѓе. Коскениот колаген добиен со оваа технологија не содржи други протеини и, под ин витро услови, практично е нерастворлив во доволно концентрирани раствори на алкали и органски киселини.

Ова својство овозможува биоматеријалите да бидат не само инертни во однос на имунолошкиот систем на телото, туку и да бидат отпорни на биоразградување долго време по нивното имплантација. Во моментов, за да се забрза растот на коските и меките ткива, активно се користи методот на стимулација на клетките со плазма богата со тромбоцити (PRP). Оваа нова биотехнологија на насочено ткивно инженерство и клеточна терапија е, според некои автори, вистински пробив во хируршката пракса. Меѓутоа, за добивање на таква плазма потребна е одредена техничка опрема, а во некои случаи и специјално обучени вработени. Користењето на материјалот Biomatrix за овие цели целосно го решава вистинскиот проблем со минимални трошоци, бидејќи нема потреба да се изолираат тромбоцитите од крвта на пациентот. Во серија експерименти, откривме дека материјалот „Biomatrix“ е способен конкретно и во големи количини да ги врзува тромбоцитите од периферната крв (табела 1).

Табела 1 Врзување на крвните тромбоцити со колагенот на коските.

* - 6 ml крв се инкубираат со 1 g коскеен колаген (1 g сува коскена колаген зафаќа волумен од 2 до 7 cm³, во зависност од неговата порозност). Податоците во табелата се претставени како содржина на тромбоцити во 1 ml крв откако ќе се помине низ 1 cm³ коскеен колаген.

Значи, 1 cm³ биоматеријал Biomatrix може да ги врзе скоро сите тромбоцити (повеќе од 90%) од 1 ml крв, односно од 226 до 304 милиони тромбоцити. Во исто време, врзувањето на тромбоцитите со коскениот колаген се случува брзо и се завршува во рок од неколку минути (графикон 1).

Графикон 1. Стапката на врзување на крвните тромбоцити за коскениот колаген.

Исто така, беше откриено дека ако биоматеријалот „Биоматрикс“ се користел без покривање со антикоагуланси, тогаш формирањето на згрутчување се случило речиси веднаш. Сега е докажано дека работната концентрација за плазма богата со тромбоцити започнува од 1 милион тромбоцити на μl. Затоа, за да се добие плазма богата со тромбоцити, крвните тромбоцити мора да се концентрираат во просек 5 пати, но во исто време, како изолацијата бара значителни финансиски трошоци и одредено професионално искуство. Дополнително, за активирање на тромбоцитите и нивно ослободување на 7 фактори на раст: 3 типа PDGF-aa, -bb, -ab, два трансформирачки фактори на раст - TGF-β1 и β2, васкуларен ендотелен фактор на раст VEGF и епителен фактор на раст EGF - Богатата плазма мора да се коагулира со тромбоцити пред употреба. Во споредба со познатите методи, биоматеријалот „Биоматрикс“ може значително да ја зголеми концентрацијата на тромбоцитите. Во исто време, колагенот е токму протеинот кој е способен да го активира Хагеман факторот (XII фактор на коагулација на крвта) и системот на комплемент.

Познато е дека активираниот Хагеман фактор предизвикува каскада на реакции на системот за коагулација на крвта и доведува до формирање на згрутчување на фибрин. Овој фактор или неговите фрагменти, исто така, можат да го иницираат системот на каликреин-кинин на крвта. Така, коскениот колаген во составот на материјалите "Biomatrix" и "Osteomatrix" е во состојба да ги активира главните системи на протеолиза на крвната плазма, кои се одговорни за одржување на хемодинамска рамнотежа и обезбедување на регенеративни реакции на телото. За разлика од плазмата богата со тромбоцити, која сама по себе нема остеоиндуктивен ефект, односно не може да иницира формирање на коска без присуство на коскени клетки, материјалите Biomatrix и Osteomatrix имаат таква моќ.

Значи, со интрамускулна имплантација на биоматеријали Biomatrix и, особено, Osteomatrix, се формира ектопично коскено ткиво, што директно ја докажува остеоиндуктивната активност на овие материјали [Иванов С.Ју. et al., 2000]. Комбинираната употреба на плазма богата со тромбоцити со рекомбинантен коскено морфогенетски протеин, кој може да ги стимулира клетките на сврзното ткиво да формираат коскено ткиво, го решава овој проблем, но тоа доведува до значително зголемување на цената на техниката. Исто така, треба да се забележи дека материјалите од серијата Osteomatrix содржат природен коскеен хидроксиапатит, кој е способен за афинитет да ги акумулира коскените морфогенетски протеини синтетизирани од остеобластите на неговата површина и на тој начин дополнително да ја стимулира остеогенезата („индуцирана остеоиндукција“).

Во овој случај, приговорот за можноста за развој на тумори поради употреба на рекомбинантни протеини е целосно отстранет, бидејќи во случај на слична употреба на материјалите Biomatrix и Osteomatrix, во зоната на имплантација се присутни само природни протеини од природно потекло. . Материјалите од сериите „Биоматрикс“ и „Остеоматрикс“ имаат и друг уникатен квалитет - тие се способни со афинитет да ги врзуваат сулфатните гликозаминогликани [Panasyuk A.F., Savashchuk D.A., 2007]. Ова врзување во услови слични на врзувањето на тромбоцитите се случува за краток временски период и бројот на врзани сулфатирани гликозаминогликани значително ги надминува физиолошките параметри (табела 2).

Табела 2 Врзување на сулфатирани гликозаминогликани за коскениот колаген.

Во моментов, добро е познато дека и колагенот и хидроксиапатитот што се користат одделно имаат главно остеокондуктивни својства, односно тие се способни да ја играат улогата на само „олеснувачки“ материјал за создавање на нова коска. Сепак, овие молекули можат да имаат и слаб остеоиндуктивен ефект врз остеобластните клетки поради некои од нивните биолошки својства.

Овој остеоиндуктивен ефект е зајакнат со комбинирана употреба на овие два типа на молекули. Од друга страна, ако сулфатните гликозаминогликани се исто така присутни во биоматеријалите заедно со колагенот и хидроксиапатитот, тогаш таквиот комплекс ќе биде поблизок во структурата до природната коскена матрица и, според тоа, ќе ги има своите функционални карактеристики во поголема мера. Значи, познато е дека сулфатните гликозаминогликани влијаат на многу индикатори на метаболизмот на сврзното ткиво.

Тие се способни да ја намалат активноста на протеолитичките ензими, да го потиснат синергетскиот ефект на овие ензими и радикали на кислород врз меѓуклеточната матрица, да ја блокираат синтезата на воспалителните медијатори со маскирање на антигенските детерминанти и да ја укинат хемотаксата, да ја спречат клеточната апоптоза предизвикана од штетни фактори и ја намалува синтезата на липидите и со тоа ги спречува процесите на деградација. Покрај тоа, овие соединенија се директно вклучени во изградбата на самите колагенски влакна и на екстрацелуларната матрица како целина.

Во раните фази на оштетување на сврзното ткиво, тие дејствуваат како иницијатори за создавање на привремена матрица и ви овозможуваат да го запрете распаѓањето на сврзното ткиво и формирање на груба лузна и последователно да обезбедите негова побрза замена со сврзно ткиво нормално за овој орган [Panasyuk A.F. et al., 2000]. За жал, улогата на сулфатните гликозаминогликани во регулацијата на остеогенезата не е доволно проучена, меѓутоа, се покажа дека главниот конкурент за улогата на индуктор на ектопична остеогенеза во моделниот систем е протеогликанот што го лачат клетките на мочниот меур. епител [Fridenshtein A.Ya., Lalykina K.S., 1972].

Други автори делат слично мислење, верувајќи дека протеогликаните се еден од факторите на стромалната микросредина која ја регулира хематопоезата и другата хистогенеза на мезенхималните деривати. Дополнително, докажано е дека ин витро и ин виво хондроитин сулфатите имаат изразен ефект врз минерализацијата на коските.Така, откривме дека кога материјалот „Остеомтрикс“ е изложен на култура на човечки хондроцити, се индуцираат нивните хондрогени својства. Под влијание на материјалот, човечките хондроцити формирале хистотипски структури во културата, во кои се случува таложење на фосфат и минерализација на коскената матрица при неговата осификација.

Понатаму, беше откриено дека по имплантација на биоматеријали „Биоматрикс“, „Аломатрикс-имплант“ и „Остеоматрикс“ кај зајаци, се формира ектопична коска, по што следи нејзино населување со коскената срцевина. Покрај тоа, овие материјали успешно се користат како носители за трансплантација на матични стромални прогениторни клетки [Иванов С.Ју. et al., 2000]. До денес, овие материјали се здобија со признание и во стоматолошката и во ортопедската пракса [Иванов С.Ју. et al., 2000, Лекишвили М.В. et al., 2002, Грудјанов А.И. et al., 2003, Asnina S.A. et al., 2004, Vasiliev M. G. et al., 2006]. Со висока ефикасност се користеа во случаи на несовршена остеогенеза, реставрација на раката, во хируршки третман на пародонтални заболувања и отстранување на дефекти на коските на вилицата. Овие биоматеријали, благодарение на развиената технологија за нивно производство, досега се единствените материјали во светот кои речиси целосно ги зачувале колагенските и минералните структури на природната коска, но во исто време овие материјали се целосно лишени од антигеност.

Големата предност на овие биоматеријали е што содржат сулфатирани коскени гликозаминогликани, афинитет поврзан со колаген и хидроксиапатит, што значително ги разликува од аналози достапни во светот и значително ја подобрува нивната остеогена моќ. Така, горенаведените експериментални и клинички податоци навистина докажуваат дека, врз основа на современите принципи на ткивното инженерство, домашните биокомпозитни материјали базирани на коскениот колаген, сулфатирани гликозаминогликани и хидроксиапатит се развиени и воведени во клиничката пракса. Овие модерни, ефективни и безбедни биоматеријали од новата генерација отвораат широки перспективи за решавање на многу проблеми со реставрација на коскеното ткиво во трауматологијата и ортопедијата, како и во многу други области на хируршката пракса.

Електронограмот (сл. 1) покажува дека препаратите на коскениот колаген се мрежа од наредени снопови и влакна. Во исто време, самите влакна се густо спакувани во снопови од втор ред, без прекини и дефекти. Во својот изглед, материјалот има класична порозно-клеточна структура, која целосно одговара на архитектониката на родната сунѓереста коска и е ослободена од садови, протеини, механички и други подмножества. Големината на порите се движи од 220 до 700 µm.

Биокомпатибилноста на коскениот колаген беше евалуирана од нас според стандардни тестови во услови на нивна имплантација под кожата на стаорци Вистар. Со помош на хистоморфолошка анализа и скенирачка електронска микроскопија, беше откриено дека коскениот колаген по еден ипол месец престој во телото на примачот практично не се уништува и ја задржува својата структура.

Слика 1. Сл. 2.

Како што може да се види на сл. 2, порите, трабекулите и клетките на имплантираниот коскеен колаген се делумно исполнети со лабава влакнеста КТ, чии влакна се слабо залемени на имплантот. Јасно се гледа дека околу него се формира незначителен влакнест слој, а во самиот имплант е забележано присуство на мал број клеточни елементи од кои главни се фибробластите. Карактеристично е што имплантот не е залепен на околното дермално ткиво речиси низ целата должина. Овие резултати јасно укажуваат на високата отпорност на овој материјал на биоразградување и целосната бионертност на околното сврзно ткиво во однос на него.

Спроведовме студии за ефектот на биоматеријалите „Biomatrix“, „Allomatrix-implant“ и „Osteomatrix“ на остеорепарација на моделот на сегментална остеотомија според општо прифатените методи (Katthagen B.D., Mittelmeeir H., 1984; Schwarz N. et.al. ., 1991). Во експериментот, користени се зајаци од расата Chinchilla со тежина од 1,5-2,0 kg, кои биле подложени на сегментална остеотомија на радиусот под интравенска анестезија.

Два месеци по операцијата, во зоната на имплантација е забележано формирање на ново коскено ткиво. На сл. 3 резултат од хистоморфолошки преглед на материјалот „Аломатрикс-имплант“ по 2 месеци. по операцијата. Во проксималната зона на дефектот, видливо е добро развиено младо коскено ткиво. Остеобластите во голем број се во непосредна близина на коскените греди.

Во интерстицијалната супстанција, во празнините се наоѓаат остецити.Во новата коскена материја се формираат густо спакувани колагенски влакна. Интерстицијалната супстанција со активни клетки е добро развиена. Областа за имплантација (горе и лево) активно се обновува.

Во принцип, постои забрзано созревање на коските околу областа на имплантот.

Покрај тоа, се покажа дека порозно-клеточната структура на коскениот колаген обезбедува не само одржување на волуменот на дефектот поради неговите еластични својства, туку и оптимална можност за раст на клетките на сврзното ткиво во него, развој на крв садови и формирање на коска при замена на овој дефект.

Дефиниција Една од областите на биотехнологијата која се занимава со создавање на биолошки замени за ткива и органи. Опис Создавањето на биолошки ткивни замени (графт) опфаќа неколку фази: 1) селекција и одгледување на сопствен или донаторски клеточен материјал; 2) развој на специјален носач за клетки (матрица) врз основа на биокомпатибилни материјали; 3) примена на клеточната култура на матрицата и клеточното размножување во биореактор со посебни услови за одгледување; 4) директно внесување на графтот во пределот на засегнатиот орган или прелиминарно поставување во област добро снабдена со крв за созревање и формирање на микроциркулација во внатрешноста на графтот (префабрикација). Клеточниот материјал може да биде претставен со регенерирани ткивни клетки или матични клетки. За создавање на матрици на графтови, се користат биолошки инертни синтетички материјали, материјали базирани на природни полимери (хитозан, алгинат, колаген), како и биокомпозитни материјали. На пример, еквивалентите на коскеното ткиво се добиваат со насочена диференцијација на матичните клетки од коскената срцевина, крвта од папочната врвца или масното ткиво. Потоа, добиените остеобласти се нанесуваат на различни материјали кои ја поддржуваат нивната поделба - донорска коска, колагенски матрици, порозен хидроксиапатит итн. Овие дизајни го подобруваат заздравувањето на обемните површини со изгореници. Развојот на графтови се врши и во кардиологијата (вештачки срцеви залистоци, реконструкција на големи садови и капиларни мрежи); за обновување на респираторните органи (ларинксот, душникот и бронхиите), тенкото црево, црниот дроб, органите на уринарниот систем, ендокрините жлезди и неврони. Употребата на матични клетки е широко користена во областа на ткивното инженерство, но има и етички (ембрионски матични клетки) и генетски ограничувања (во некои случаи се јавува малигна поделба на матичните клетки). Неодамнешните студии покажаа дека со помош на манипулации со генетски инженеринг е можно да се добијат таканаречените плурипотентни матични клетки (iPSc) од фибробластите на кожата, слични по нивните својства и потенцијал на ембрионските матични клетки. Металните наночестички во ткивното инженерство се користат за контрола на растот на клетките со нивно изложување на магнетни полиња од различни насоки. На пример, на овој начин беше можно да се создадат не само аналози на структурите на црниот дроб, туку и такви сложени структури како елементи на мрежницата. Исто така, нанокомпозитните материјали обезбедуваат грубост на површината на матриците во нано размери за ефикасно формирање на коскени импланти со помош на методот на литографија со електронски зрак (EBL). Создавањето на вештачки ткива и органи ќе овозможи да се одбие трансплантација на повеќето органи донори, да се подобри квалитетот на животот и преживувањето на пациентите. Авторите

• Борис Народицки, доктор по биолошки науки
• Нестеренко Људмила Николаевна, д-р.

1. Нанотехнологии во инженерството на ткиво / Нанометар. - URL: http://www.nanometer.ru/2007/10/16/tkanevaa_inzheneria_4860.html (пристапено на 12.10.2009)
2. Матични клетки / Википедија - бесплатна енциклопедија. URL: ttp://ru.wikipedia.org/wiki/Stem Cells (Пристапено на 12.10.2009)

Енциклопедиски речник на нанотехнологијата. - Руснано. 2010 .

Погледнете што е „инженерство на ткиво“ во другите речници:

ткиво инженеринг- Методи на контролирање на телесните клетки со цел да се формираат нови ткива или да се изразат биолошки активни супстанции Теми на биотехнологијата EN ткиво инженеринг… Прирачник за технички преведувач

Термин биоинженеринг Англиски термин биоинженеринг Синоними биомедицинско инженерство Кратенки Поврзани термини биоразградливи полимери, биомедицински микроелектромеханички системи, биомиметика, биомиметички наноматеријали,… …

Поим биомиметички наноматеријали Англиски термин биомиметички наноматеријали Синоними биомиметика, биомиметика Кратенки Поврзани поими протеини, биоразградливи полимери, биоинженерство, биомиметици, биокомпатибилност, биокомпатибилни… Енциклопедиски речник на нанотехнологијата

Вадим Сергеевич Репин Датум на раѓање: 31 јули 1936 година (1936 07 31) (76 години) Место на раѓање: СССР Земја ... Википедија

- (латински плацента, „колач“) ембрионски орган кај сите женски плацентарни цицачи, некои торбари, риби со чекан и други живородени рскавици, како и живородени онихофори и низа други групи животни, што дозволува ... Википедија

Содржи некои од најистакнатите актуелни настани, достигнувања и иновации во различни области на модерната технологија. Новите технологии се оние технички иновации кои претставуваат прогресивни промени во областа ... ... Википедија

Артикли амфифилни биоразградливи полимери биолошка мембрана биолошки мотори биолошки нано објекти Енциклопедиски речник на нанотехнологијата

Статии „двонасочни“ честички активирач бактериохлорофилбиолошки моторбиолошки нанообјекти биомиметици биомиметички наноматеријали биосензорбиокомпатибилностбислојни вектори базирани на наноматеријали водородно поврзување… Енциклопедиски речник на нанотехнологијата

Статии „мека“ хемиска биолошка мембранабиомиметикбиомиметички наноматеријали биосорбиокомпатибилни облогибислојни генетски инженерски хибридни материјали Капа за испорака на микрочипген ДНАДНА… Енциклопедиски речник на нанотехнологијата

Ова е услужна листа на статии создадени за координирање на работата на развојот на темата. Ова предупредување не трае ... Википедија

Книги

• Ткиво инженерство, Дише длабоко шоу креативен тим. Фундаментално нов пристап - инженерство на клетки и ткива - е најновото достигнување во областа на молекуларната и клеточната биологија. Овој пристап отвори широки изгледи за создавање ... аудио книга