Inżynieria tkankowa na matrycach nanostrukturalnych. Inżynieria tkankowa - okno na współczesną medycynę Współczesne możliwości inżynierii tkankowej

Inżynieria tkankowa była kiedyś klasyfikowana jako poddziedzina materiałów biologicznych, ale jej zakres i znaczenie wzrosło i można ją uznać za odrębną dziedzinę. Tkaniny do prawidłowego funkcjonowania wymagają pewnych właściwości mechanicznych i strukturalnych. Termin „inżynieria tkankowa” odnosi się również do modyfikacji określonych funkcji biochemicznych przy użyciu komórek w sztucznie stworzonym systemie wsparcia (na przykład sztucznej trzustce lub sztucznej wątrobie). Termin „medycyna regeneracyjna” jest często używany jako synonim inżynierii tkankowej, chociaż medycyna regeneracyjna kładzie większy nacisk na wykorzystanie komórek macierzystych do produkcji tkanki.

Zazwyczaj inżynieria tkankowa, jak twierdzą Langer i Vacanti, jest postrzegana jako „interdyscyplinarna dziedzina, w której stosuje się zasady inżynierii i biologii w celu opracowania biologicznych substytutów, które przywracają, utrzymują lub poprawiają funkcję tkanki lub całego narządu”. Inżynierię tkankową zdefiniowano również jako „zrozumienie zasad wzrostu tkanek i ich zastosowania do produkcji funkcjonalnych substytutów tkanek do użytku klinicznego”. W więcej szczegółowy opis stwierdza, że ​​„podstawowym założeniem inżynierii tkankowej jest to, że wykorzystanie naturalnego systemy biologiczne pozwoli Ci osiągnąć większy sukces w rozwoju metody terapeutyczne mające na celu wymianę, naprawę, utrzymanie i/lub poszerzenie funkcji tkanki.”

Komórki można uzyskać z tkanek płynnych, takich jak krew, na różne sposoby, zwykle przez wirowanie. Komórki są trudniejsze do uzyskania z tkanek twardych. Zazwyczaj tkankę sieka się, a następnie trawi enzymami trypsyną lub kolagenazą w celu usunięcia macierzy pozakomórkowej zawierającej komórki. Następnie komórki pozostawia się do swobodnego unoszenia się na wodzie i ekstrahuje się je jak z płynnej tkanki. Szybkość reakcji z trypsyną jest bardzo zależna od temperatury, a wysokie temperatury powodują ogromne uszkodzenia komórek. Kolagenaza wymaga niskich temperatur, dzięki czemu utrata komórek jest mniejsza, ale reakcja trwa dłużej, a sama kolagenaza jest drogim odczynnikiem. Komórki są często wszczepiane do sztucznych struktur, które mogą wspierać tworzenie trójwymiarowej tkanki. Struktury te nazywane są rusztowaniami.

Aby osiągnąć cel rekonstrukcji tkanek, rusztowanie musi spełniać określone wymagania. Wysoka porowatość i określona wielkość porów, które są niezbędne do promowania zaszczepiania komórek i dyfuzji w całej strukturze, zarówno komórek, jak i składniki odżywcze. Biodegradowalność jest często istotnym czynnikiem, ponieważ drewno niepotrzebnie wchłania się w otaczające tkanki usunięcie chirurgiczne. Szybkość rozkładu powinna jak najbardziej pokrywać się z szybkością tworzenia tkanki: oznacza to, że chociaż wytworzone komórki stworzyły wokół siebie własną, naturalną strukturę matrycy, są już w stanie zapewnić integralność strukturalną organizmu, a ostatecznie W rezultacie rusztowanie ulegnie rozbiciu, pozostawiając nowo utworzoną tkankę, która przejmie obciążenie mechaniczne.

Badano różnorodne materiały na rusztowania (naturalne i syntetyczne, biodegradowalne i trwałe). Większość tych materiałów była znana w medycynie jeszcze przed pojawieniem się inżynierii tkankowej jako tematu badawczego i były już wykorzystywane np. w chirurgii do szycia. W celu opracowania rusztowania o idealnych właściwościach (biokompatybilność, nieimmunogenność, przezroczystość itp.) zaprojektowano dla niego nowe materiały.

Rusztowania można również konstruować z materiałów naturalnych: w szczególności badano różne pochodne macierzy zewnątrzkomórkowej i ich zdolność do wspomagania wzrostu komórek. Materiały białkowe, takie jak kolagen lub fibryna, oraz polisacharydy, takie jak chitozan lub glikozaminoglikan (GAG), są odpowiednie pod względem kompatybilności, ale niektóre pytania pozostają nadal otwarte. Grupy funkcyjne rusztowania mogą być przydatne w dostarczaniu małych cząsteczek (leków) do określonych tkanek.

Nanorurki węglowe

Nanorurki węglowe to rozciągnięte cylindryczne struktury o średnicy od jednego do kilkudziesięciu nanometrów i długości do kilku centymetrów, składające się z jednej lub kilku sześciokątnych płaszczyzn grafitu zwiniętych w rurkę i zwykle zakończonych półkulistą główką, którą można uznać za pół cząsteczki fulerenu.

Jak wiadomo, fuleren (C60) został odkryty przez grupę Smalley, Kroto i Curl w 1985 roku, za co w 1996 roku badacze ci otrzymali nagrodę nagroda Nobla w chemii. Dotyczący nanorurki węglowe, wówczas nie da się podać dokładnej daty ich otwarcia. Chociaż powszechnie wiadomo, że Iijima obserwował strukturę wielościennych nanorurek w 1991 roku, istnieją wcześniejsze dowody na odkrycie nanorurek węglowych. Na przykład w latach 1974–1975. Endo i wsp. opublikowali szereg prac opisujących cienkie rurki o średnicy mniejszej niż 100 nm przygotowane metodą kondensacji pary, jednak nie przeprowadzono bardziej szczegółowych badań ich struktury.

W 1977 roku grupa naukowców z Instytutu Katalizy Oddziału Syberyjskiego Akademii Nauk ZSRR, badając pod mikroskopem karbonizację katalizatorów odwodornienia żelazowo-chromowego, zarejestrowała powstawanie „pustych dendrytów węgla” – mechanizmu zaproponowano formację i opisano konstrukcję murów. W 1992 r. w czasopiśmie „Nature” ukazał się artykuł, w którym stwierdzono, że nanorurki zaobserwowano w 1953 r. Rok wcześniej, w 1952 r., w artykule radzieckich naukowców Raduszkiewicza i Łukjanowicza opisano obserwację pod mikroskopem elektronowym włókien o średnicy około 100 nm, uzyskanych z termiczny rozkład tlenku węgla na katalizatorze żelazowym. Badania te również nie były kontynuowane.

Istnieje wiele prac teoretycznych pozwalających przewidzieć tę alotropową formę węgla. W swojej pracy chemik Jones (Dedalus) myślał o zwiniętych rurkach grafitowych. W pracy L.A. Chernozatonsky'ego i innych, opublikowanej w tym samym roku co praca Iijimy, uzyskano i opisano nanorurki węglowe, a M. Yu. Kornilov nie tylko przewidział istnienie jednościennych nanorurek węglowych w 1986 r., ale także zasugerował ich dużą elastyczność.

Struktura nanorurki

Idealna nanorurka to płaszczyzna grafitu zwinięta w walec, czyli powierzchnia wyłożona sześciokątami foremnymi z atomami węgla na wierzchołkach. Wynik takiej operacji zależy od kąta orientacji płaszczyzny grafitu względem osi nanorurki. Z kolei kąt orientacji określa chiralność nanorurki, która w szczególności determinuje jej właściwości elektryczne.

Ryc.1. Zwijanie płaszczyzny grafitu w celu wytworzenia nanorurki (n, m).

Aby otrzymać nanorurkę o chiralności (n, m), płaszczyznę grafitu należy przeciąć wzdłuż kierunków linii przerywanych i zwinąć w kierunku wektora R

Uporządkowana para (n, m) wskazująca współrzędne sześciokąta, która w wyniku zagięcia płaszczyzny musi pokrywać się z sześciokątem znajdującym się w początku współrzędnych, nazywana jest chiralnością nanorurki i jest oznaczana. Innym sposobem wskazania chiralności jest wskazanie kąta α pomiędzy kierunkiem zagięcia nanorurki a kierunkiem, w którym sąsiednie sześciokąty mają wspólny bok. Jednak w tym przypadku dla pełny opis Geometria nanorurki musi wskazywać jej średnicę. Wskaźniki chiralności jednościennej nanorurki (m, n) jednoznacznie określają jej średnicę D. Wskazana zależność ma postać:

gdzie d 0 = 0,142 nm jest odległością między sąsiednimi atomami węgla w płaszczyźnie grafitu.

Zależność pomiędzy wskaźnikami chiralności (m, n) a kątem α wyraża się zależnością:

Wśród różnych możliwych kierunków zwijania nanorurek wyróżnia się te, dla których ustawienie sześciokąta (n, m) z początkiem współrzędnych nie wymaga zniekształcenia jego struktury. Kierunki te odpowiadają w szczególności kątom α = 0 (konfiguracja fotelowa) i α = 30° (konfiguracja zygzakowata). Wskazane konfiguracje odpowiadają odpowiednio chiralnościom (n, 0) i (2m, m).

Nanorurki jednościenne

Obserwowana eksperymentalnie struktura jednościennych nanorurek pod wieloma względami różni się od wyidealizowanego obrazu przedstawionego powyżej. Przede wszystkim dotyczy to wierzchołków nanorurki, której kształt – jak wynika z obserwacji – odbiega od idealnej półkuli. Szczególne miejsce wśród nanorurek jednościennych zajmują tzw. nanorurki fotelowe lub nanorurki z chiralnością (10, 10). W nanorurkach tego typu dwa wiązania C–C zawarte w każdym sześcioczłonowym pierścieniu są zorientowane równolegle do osi wzdłużnej rurki. Nanorurki o podobnej strukturze powinny mieć strukturę czysto metaliczną.

Nanorurki wielościenne

Nanorurki wielościenne różnią się od nanorurek jednościennych znacznie szerszą różnorodnością kształtów i konfiguracji. Różnorodność konstrukcji przejawia się zarówno w kierunku wzdłużnym, jak i poprzecznym. Konstrukcja typu „rosyjskie lalki” to zbiór cylindrycznych rurek współosiowo zagnieżdżonych jedna w drugiej. Inną odmianą tej struktury jest zbiór współosiowych pryzmatów zagnieżdżonych jeden w drugim. Wreszcie ostatnia z powyższych konstrukcji przypomina zwój. Wszystkie struktury charakteryzują się odległością pomiędzy sąsiednimi warstwami grafitu bliską wartości 0,34 nm, związaną z odległością pomiędzy sąsiednimi płaszczyznami grafitu krystalicznego.

Implementacja określonej struktury wielościennych nanorurek w konkretnej sytuacji eksperymentalnej zależy od warunków syntezy. Analiza dostępnych danych eksperymentalnych wskazuje, że najbardziej typową strukturą nanorurek wielościennych jest struktura, w której na całej długości rozmieszczone są naprzemiennie odcinki typu „rosyjska lalka gniazdująca” i „papier-mache”. W tym przypadku mniejsze „rurki” są kolejno wkładane do większych rurek.

Przygotowanie nanorurek węglowych

Rozwój metod syntezy nanorurek węglowych (CNT) podąża drogą obniżania temperatur syntezy. Po opracowaniu technologii wytwarzania fulerenów odkryto, że podczas odparowania łukiem elektrycznym elektrod grafitowych wraz z powstawaniem fulerenów tworzą się wydłużone struktury cylindryczne. Mikroskopista Sumio Iijima, korzystając z transmisyjnego mikroskopu elektronowego (TEM), jako pierwszy zidentyfikował te struktury jako nanorurki. Wysokotemperaturowe metody produkcji CNT obejmują metodę łuku elektrycznego. Jeśli odparujesz pręt grafitowy (anodę) w łuku elektrycznym, na przeciwnej elektrodzie (katodzie) utworzy się twardy osad węglowy (osad), którego miękki rdzeń zawiera wielościenne nanorurki CNT o średnicy 15- 20 nm i długości większej niż 1 μm. Tworzenie nanorurek CNT z sadzy fulerenowej w wysokiej temperaturze efekty termiczne Sadzę po raz pierwszy zaobserwowały grupy z Oksfordu i Szwajcarii. Instalacja do syntezy łuku elektrycznego jest metalochłonna i energochłonna, ale ma uniwersalne zastosowanie do produkcji różnego rodzaju nanomateriałów węglowych. W tym przypadku istotnym problemem jest brak równowagi procesu podczas spalania łukowego. Metoda łuku elektrycznego zastąpiła kiedyś metodę odparowania laserowego (ablacji) wiązką lasera. Instalacja ablacyjna to konwencjonalny piec z ogrzewaniem rezystancyjnym, wytwarzający temperaturę 1200C. Aby uzyskać w nim wyższą temperaturę, wystarczy umieścić w piecu tarczę węglową i skierować ją na nią. promień lasera, naprzemiennie skanując całą powierzchnię celu.

I tak grupa Smalleya, wykorzystując drogie instalacje z laserem krótkoimpulsowym, uzyskała w 1995 roku nanorurki, „znacznie upraszczając” technologię ich syntezy. Jednakże wydajność CNT pozostała niska. Wprowadzenie niewielkich dodatków niklu i kobaltu do grafitu umożliwiło zwiększenie uzysku nanorurek CNT do 70-90%. Od tego momentu rozpoczął się nowy etap w zrozumieniu mechanizmu powstawania nanorurek. Stało się oczywiste, że metal był katalizatorem wzrostu. Tak pojawiły się pierwsze prace dotyczące wytwarzania nanorurek metodą niskotemperaturową – metodą katalitycznej pirolizy węglowodorów (CVD), w której jako katalizator wykorzystano cząstki metali z grup żelaza. Jedną z opcji instalacji do produkcji nanorurek i nanowłókien metodą CVD jest reaktor, do którego doprowadzany jest obojętny gaz nośny, przenoszący katalizator i węglowodór do strefy wysokiej temperatury. W uproszczeniu mechanizm wzrostu CNT jest następujący. Węgiel powstający podczas termicznego rozkładu węglowodorów rozpuszcza się w nanocząstce metalu.

Po osiągnięciu wysokiego stężenia węgla w cząstce następuje energetycznie korzystne „uwolnienie” nadmiaru węgla na jednej z powierzchni cząstki katalizatora w postaci zniekształconego kapturka semifulerenowego. W ten sposób rodzi się nanorurka. Rozłożony węgiel w dalszym ciągu przedostaje się do cząstki katalizatora i aby rozładować jego nadmiar w stopie, należy go stale pozbywać się. Unosząca się półkula (semifulleren) z powierzchni roztopu niesie ze sobą rozpuszczony nadmiar węgla, którego atomy na zewnątrz stopu tworzą wiązanie C–C, które stanowi cylindryczną nanorurkę ramową. Temperatura topnienia cząstki w stanie nano zależy od jej promienia. Im mniejszy promień, tym niższa temperatura topnienia. Dlatego nanocząstki żelaza o wielkości około 10 nm znajdują się w stanie stopionym poniżej 600C. Obecnie prowadzona jest niskotemperaturowa synteza CNT z wykorzystaniem katalitycznej pirolizy acetylenu w obecności cząstek Fe w temperaturze 550C. Obniżenie temperatury syntezy również ma znaczenie Negatywne konsekwencje. W niższych temperaturach otrzymuje się nanorurki CNT o dużej średnicy (około 100 nm) i wysoce wadliwej strukturze typu „bambus” lub zagnieżdżone nanostożki. Powstałe materiały składają się wyłącznie z węgla, ale nawet nie zbliżają się do niezwykłych właściwości (na przykład modułu Younga) obserwowanych w jednościennych nanorurkach węglowych otrzymywanych w wyniku ablacji laserowej lub syntezy łuku elektrycznego.

Konstrukty inżynierii tkankowej służą do tworzenia biologicznych substytutów w celu przywrócenia lub poprawy funkcji tkanki. Komórki, jako składnik konstruktu, można pozyskać z różnych źródeł i znajdować się na różnych etapach różnicowania, od komórek słabo zróżnicowanych do wysoce zróżnicowanych, wyspecjalizowanych komórek. Kolonizacja przygotowanej matrycy przez komórki jest aktualny problem współczesna biomedycyna. W tym przypadku właściwości powierzchni matrycy wpływają na kolonizację komórek, w tym na przyleganie komórek i proliferację w całej matrycy.

Obecnie znane metody otrzymywania konstruktów inżynierii tkankowej wykorzystują przygotowanie zawiesiny komórek i fizyczne nałożenie tej zawiesiny na biokompatybilny materiał poprzez stopniowe osadzanie się hodowli zawiesinowej w celu utworzenia monowarstwy i umieszczenie materiału w roztworze na długi czas , wystarczających do penetracji komórek w całej objętości materiału, a także zastosowania biodruku 3D. Zaproponowano różne metody tworzenia inżynierii tkankowej odpowiedników pustych narządów wewnętrznych, takich jak cewka moczowa, pęcherz, przewód żółciowy i tchawica.

Badania kliniczne[ | ]

Struktury inżynierii tkankowej oparte na materiałach biokompatybilnych badano w studia kliniczne u pacjentów z chorobami urologicznymi i dermatologicznymi.

Zobacz też [ | ]

Notatki [ | ]

1. , Fox C. F. Inżynieria tkankowa: przebieg warsztatów, które odbyły się w Granlibakken, Lake Tahoe, Kalifornia, 26–29 lutego 1988. - Alan R. Liss, 1988. - T. 107.
2. Atala A., Kasper F. K., Mikos A. G. Inżynieria złożonych tkanek // Nauka medycyny translacyjnej. - 2012. - T. 4, nr 160. - S. 160rv12. - ISSN 1946-6234. - DOI:10.1126/scitranslmed.3004890.
3. Vasyutin I.A., Lyndup A.V., Vinarov A.Z., Butnaru D.V., Kuznetsov S.L. Rekonstrukcja cewki moczowej z wykorzystaniem technologii inżynierii tkankowej. (rosyjski) // Biuletyn Akademii Rosyjskiej Nauki medyczne. - 2017 r. - T. 72, nr 1. - s. 17–25. - ISSN 2414-3545. - DOI:10.15690/vramn771.
4. Baranovsky D.S., Lyndup A.V., Parshin V.D. Uzyskanie funkcjonalnie kompletnego nabłonka rzęskowego in vitro do inżynierii tkankowej tchawicy (rosyjski) // Biuletyn Rosyjskiej Akademii Nauk Medycznych. - 2015 r. - T. 70, nr 5. - s. 561–567. - ISSN 2414-3545. - DOI:10.15690/vramn.v70.i5.1442.
5. Lawrence B. J., Madihally S. V. Kolonizacja komórek w degradowalnych porowatych matrycach 3D // Adhezja i migracja komórek. - 2008. - T. 2, nr 1. - s. 9-16.
6. Mironow V. i in. Drukowanie organów: inżynieria tkankowa 3D wspomagana komputerowo //TRENDY w biotechnologii. – 2003. – T. 21. – Nr. 4. – s. 157-161. doi:

W Ostatnio Na całym świecie obserwuje się niepokojący trend polegający na wzroście liczby chorób i niepełnosprawności osób w wieku produkcyjnym, co pilnie wymaga opracowania i wprowadzenia do praktyki klinicznej nowych, skuteczniejszych i dostępnych metod leczenie rehabilitacyjne chory.

Jedną z takich metod, obok implantacji i przeszczepiania, jest inżynieria tkankowa. Inżynieria komórkowa i tkankowa to najnowsze osiągnięcie w dziedzinie biologii molekularnej i komórkowej. Takie podejście otworzyło szerokie perspektywy dla stworzenia skutecznych technologii biomedycznych, za pomocą których możliwa staje się regeneracja uszkodzonych tkanek i narządów oraz leczenie szeregu poważnych chorób metabolicznych człowieka.

Celem inżynierii tkankowej jest projektowanie i hodowanie żywych, funkcjonalnych tkanek lub narządów poza organizmem człowieka w celu późniejszego przeszczepienia pacjentowi w celu zastąpienia lub stymulacji regeneracji uszkodzonego narządu lub tkanki. Innymi słowy, w miejscu ubytku należy odtworzyć trójwymiarową strukturę tkanki.

Konwencjonalne implanty wykonane z obojętnych materiałów mogą jedynie eliminować fizyczne i mechaniczne braki uszkodzonych tkanek, w przeciwieństwie do tkanek modyfikowanych, które przywracają m.in. funkcje biologiczne (metaboliczne). Oznacza to, że następuje regeneracja tkanki, a nie jej proste zastąpienie materiałem syntetycznym.

Aby jednak rozwijać i udoskonalać metody medycyny rekonstrukcyjnej oparte na inżynierii tkankowej, konieczne jest opracowanie nowych, wysoce funkcjonalnych materiałów. Materiały te wykorzystywane do tworzenia bioimplantów powinny nadawać strukturom inżynierii tkankowej cechy charakterystyczne dla żywych tkanek. Wśród tych cech:

• 1) zdolność do samoleczenia;
• 2) zdolność do utrzymania dopływu krwi;
• 3) zdolność do zmiany struktury i właściwości w odpowiedzi na czynniki środowiskołącznie z obciążeniem mechanicznym.

Najważniejszym elementem sukcesu jest obecność wymaganej liczby komórek funkcjonalnie aktywnych, zdolnych do różnicowania, utrzymywania odpowiedniego fenotypu i pełnienia określonych funkcji biologicznych. Źródłem komórek mogą być tkanki ciała i narządy wewnętrzne. Istnieje możliwość wykorzystania odpowiednich komórek pochodzących od pacjenta wymagającego terapii rekonstrukcyjnej lub od bliski krewny(komórki autogenne). Można stosować komórki różnego pochodzenia, w tym komórki pierwotne i macierzyste. Komórki pierwotne to dojrzałe komórki określonej tkanki, które można pobrać chirurgicznie bezpośrednio z organizmu dawcy (ex vivo). Jeżeli komórki pierwotne zostaną pobrane od konkretnego organizmu dawcy, a następnie konieczne będzie wszczepienie tych komórek temu organizmowi jako biorcy, wówczas prawdopodobieństwo odrzucenia wszczepionej tkanki zostaje wyeliminowane, ponieważ maksymalna możliwa zgodność immunologiczna komórek pierwotnych i odbiorca jest obecny. Jednak komórki pierwotne z reguły nie są w stanie się dzielić - ich potencjał reprodukcji i wzrostu jest niski. Podczas hodowli takich komórek in vitro (poprzez inżynierię tkankową) w przypadku niektórych typów komórek możliwe jest odróżnicowanie, czyli utrata specyficznych, indywidualnych właściwości. Na przykład chondrocyty hodowane poza organizmem często wytwarzają chrząstkę włóknistą, a nie przezroczystą.

Ponieważ komórki pierwotne nie są w stanie się dzielić i mogą utracić swoje specyficzne właściwości, istnieje zapotrzebowanie na alternatywne źródła komórek w celu rozwoju technologii inżynierii komórkowej. Komórki macierzyste stały się taką alternatywą.

Komórki macierzyste to niezróżnicowane komórki, które pod wpływem określonych bodźców biologicznych mają zdolność do dzielenia się, samoodnawiania i różnicowania w różnego rodzaju wyspecjalizowane komórki.

Komórki macierzyste dzielą się na „dorosłe” i „embrionalne”. Embrionalne komórki macierzyste powstają z wewnętrznej masy komórek wczesnego rozwoju embrionalnego, podczas gdy dorosłe komórki macierzyste powstają z tkanki dorosłej, pępowiny, a nawet tkanki płodowej. Istnieje jednak problem etyczny związany z nieuniknionym zniszczeniem ludzkiego embrionu podczas uzyskiwania embrionalnych komórek macierzystych. Dlatego lepiej jest „ekstrahować” komórki z tkanek dorosłego organizmu. Na przykład w 2007 roku Shinya Yamanaka z Uniwersytetu w Kioto w Japonii odkrył indukowane pluripotencjalne komórki macierzyste (iPSC) uzyskane z ludzkich tkanek powłokowych (głównie skóry). iPSC oferują naprawdę bezprecedensowe możliwości medycyny regeneracyjnej, choć wiele problemów pozostaje do rozwiązania, zanim na poważnie wejdą one do praktyki medycznej.

Aby poprowadzić organizację, utrzymać wzrost i różnicowanie komórek podczas rekonstrukcji uszkodzonej tkanki, niezbędny jest specjalny nośnik komórkowy – matrix, będący trójwymiarową siecią przypominającą gąbkę lub pumeks. Do ich tworzenia wykorzystuje się biologicznie obojętne materiały syntetyczne, materiały na bazie polimerów naturalnych (chitozan, alginian, kolagen) oraz biokompozyty. Na przykład równoważniki tkanki kostnej uzyskuje się poprzez ukierunkowane różnicowanie komórek macierzystych szpiku kostnego, krwi pępowinowej lub tkankę tłuszczową w osteoblasty, które następnie nakłada się na różne materiały wspierające ich podział (na przykład kość dawcy, matryce kolagenowe itp.).

Obecnie jedna ze strategii inżynierii tkankowej wygląda następująco:

• 1) selekcja i hodowla komórek macierzystych własnych lub dawcy;
• 2) opracowanie specjalnego nośnika dla komórek (matrycy) na bazie materiałów biokompatybilnych;
• 3) nałożenie hodowli komórkowej na matrycę i proliferacja komórek w bioreaktorze o specjalnych warunkach hodowli;
• 4) bezpośrednie wprowadzenie konstruktu inżynierii tkankowej w obszar zajętego narządu lub wstępne umieszczenie w obszarze dobrze ukrwionym w celu dojrzewania i wytworzenia mikrokrążenia wewnątrz konstruktu (prefabrykacja).

Po pewnym czasie od wszczepienia do organizmu żywiciela matryce całkowicie zanikają (w zależności od tempa wzrostu tkanki), a w miejscu ubytku pozostaje jedynie nowa tkanka. Możliwe jest także wprowadzenie matrycy już częściowo uformowanej nowa tkanina(„biokompozyt”). Oczywiście po wszczepieniu struktura inżynierii tkankowej musi zachować swoją strukturę i funkcje przez okres czasu wystarczający do przywrócenia normalnie funkcjonującej tkanki w miejscu ubytku i zintegrowania się z otaczającymi tkankami. Ale niestety idealne matryce, które zadowalają każdego niezbędne warunki, nie zostały jeszcze utworzone.

Obiecujące technologie inżynierii tkankowej otworzyły możliwość tworzenia żywych tkanek i narządów w laboratorium, ale nauka wciąż jest bezsilna, jeśli chodzi o tworzenie złożonych narządów. Jednak stosunkowo niedawno naukowcy pod kierunkiem dr Guntera Tovara z Towarzystwa Fraunhofera w Niemczech dokonali ogromnego przełomu w dziedzinie inżynierii tkankowej - opracowali technologię tworzenia naczyń krwionośnych. Wydawało się jednak, że nie da się sztucznie stworzyć struktur kapilarnych, gdyż muszą one być elastyczne, sprężyste, mała forma i jednocześnie oddziałują z naturalnymi tkankami. Co dziwne, przyszli na ratunek technologie produkcyjne- metoda szybkiego prototypowania (czyli druku 3D). Oznacza to, że złożony model 3D (w naszym przypadku naczynie krwionośne) drukowany jest na drukarce atramentowej 3D przy użyciu specjalnego „atramentu”.

Drukarka nanosi materiał warstwami, a w niektórych miejscach warstwy są łączone chemicznie. Zauważamy jednak, że w przypadku najmniejszych kapilar drukarki 3D nie są jeszcze wystarczająco dokładne. W tym celu zastosowano metodę polimeryzacji wielofotonowej stosowaną w przemyśle polimerowym. Krótkie, intensywne impulsy laserowe, które oddziałują na materiał, wzbudzają cząsteczki tak silnie, że oddziałują ze sobą, łącząc się w długie łańcuchy. W ten sposób materiał polimeryzuje i staje się twardy, ale elastyczny, jak materiały naturalne. Reakcje te są na tyle kontrolowane, że można z nich tworzyć najmniejsze struktury według trójwymiarowego „planu”.

Aby utworzone naczynia krwionośne połączyły się z komórkami ciała, podczas produkcji naczyń integruje się z nimi zmodyfikowane struktury biologiczne (na przykład heparyna) i białka „kotwiczące”. W kolejnym etapie komórki śródbłonka (jednowarstwowa warstwa płaskich komórek wyścielających wewnętrzną powierzchnię naczyń krwionośnych) zostają umocowane w układzie powstałych „kanalików” tak, aby składniki krwi nie przylegały do ​​ścianek układu naczyniowego, lecz są po nim swobodnie transportowane.

Jednak minie jeszcze trochę czasu, zanim będzie można wszczepić wyhodowane w laboratorium narządy z własnymi naczyniami krwionośnymi.

Jesienią 2008 roku kierownik kliniki Uniwersytetu w Barcelonie (Hiszpania) i Szkoły Medycznej w Hanowerze (Niemcy), profesor Paolo Macchiarini, przeprowadził pierwsze udana operacja w sprawie przeszczepienia bioinżynieryjnego odpowiednika tchawicy u pacjenta ze zwężeniem lewego oskrzela głównego o długości 3 cm.

Jako matrycę przyszłego przeszczepu przyjęto fragment tchawicy ze zwłok o długości 7 cm. Aby uzyskać naturalną matrycę, której właściwości przewyższają wszystko, co można wytworzyć z rurek polimerowych, tchawicę oczyszczono z otaczającego ją środowiska. tkanka łączna, komórki dawcy i antygeny zgodności tkankowej. Oczyszczanie składało się z 25 cykli dewitalizacji przy użyciu 4% dezoksycholanu sodu i dezoksyrybonukleazy I (proces trwał 6 tygodni). Po każdym cyklu dewitalizacji wykonywano badanie histologiczne tkanki w celu określenia liczby pozostałych komórek jądrzastych oraz badanie immunohistochemiczne w celu określenia obecności antygenów zgodności tkankowej HLA-ABC, HLA-DR, HLA-DP i HLA- DQ w tkance. Korzystając z bioreaktora własnej konstrukcji, naukowcy równomiernie nałożyli zawiesinę komórek za pomocą strzykawki na powierzchnię wolno obracającej się części tchawicy. Przeszczep, do połowy zanurzony w pożywce hodowlanej, następnie obracano wokół własnej osi, aby naprzemiennie wystawiać komórki na działanie pożywki i powietrza.

Inżynieria tkankowa (TI), jako dyscyplina, rozpoczęła swoją historię w pierwszej połowie XX wieku. Podstawą jej powstania był rozwój teoretyczny i praktyczny w tworzeniu „sztucznych” narządów i tkanek oraz prace nad przeszczepianiem komórek i składników biologicznie czynnych na nośnikach w celu odbudowy uszkodzeń w różnych tkankach organizmu (Langer R., Vacanti J.P., 1993). ).

Obecnie inżynieria tkankowa jest jedną z najmłodszych gałęzi medycyny, opartą na zasadach biologii molekularnej i inżynierii genetycznej. Zastosowane w nim podejście interdyscyplinarne ma na celu przede wszystkim tworzenie nowych materiałów biokompozytowych w celu przywrócenia utraconych funkcji poszczególnych tkanek lub narządów jako całości (Spector M., 1999). Podstawowymi zasadami tego podejścia jest opracowanie i zastosowanie nośników wykonanych z materiałów biodegradowalnych, które stosuje się w połączeniu z komórkami dawcy i/lub substancjami bioaktywnymi podczas implantacji do uszkodzonego narządu lub tkanki. Na przykład podczas leczenia proces rany- mogą to być powłoki kolagenowe z allofibroblastami, a w chirurgii naczyniowej - sztuczne naczynia z antykoagulantami (Vacanti S.A. i in., 1993). Ponadto jednym z poważnych wymagań stawianych tego rodzaju materiałom nośnikowym jest to, że muszą one zapewniać niezawodne podparcie, to znaczy funkcję podporową i/lub strukturotwórczą w uszkodzonym obszarze tkanki lub narządu.

W związku z tym jednym z głównych zadań inżynierii tkankowej w leczeniu patologii kości jest tworzenie sztucznych biokompozytów składających się z allo- i/lub ksenomateriałów w połączeniu z cząsteczkami bioaktywnymi (białka morfogenetyczne kości, czynniki wzrostu itp.) i zdolnych do indukowania osteogeneza. Ponadto takie biomateriały muszą posiadać szereg niezbędnych właściwości kości (Yannas I.V. i in., 1984; Reddi A.H. i in., 1987; Reddi A.H., 1998).

Po pierwsze, muszą określić zakres wady.

Po drugie, musi mieć działanie osteoiddukcyjne, to znaczy aktywnie indukować osteoblasty i ewentualnie inne komórki mezenchymalne do tworzenia kości.

I po trzecie, aby posiadał dobre wskaźniki biointegracji i biozgodności, czyli ulegał degradacji i nie wywoływał reakcji zapalnych i immunologicznych u biorcy. Ostatnia jakość zwykle osiąga się w przypadku biomateriału jedynie poprzez zmniejszenie jego właściwości antygenowych.

Połączenie wszystkich tych właściwości sprawia, że ​​takie biomateriały, równolegle z funkcją wspierającą, mechaniczną, zapewniają biointegrację – wrastanie komórek i naczyń krwionośnych w strukturę implantu, a następnie tworzenie tkanki kostnej.

Wiadomo, że działanie wspomagające dowolnego biomateriału zapewnia z reguły jego cechy konstrukcyjne. W przypadku biomateriałów wskaźnik ten jest zwykle związany z architekturą tkanki natywnej, z której jest pozyskiwany. W przypadku kości głównymi parametrami jej wytrzymałości strukturalnej są właściwości twardo-sprężyste macierzy kostnej i wielkość znajdujących się w niej porów (Marra P. G. 1998; Thomson R. C. i in., 1998).

Do najpowszechniejszych biomateriałów o jasno określonej funkcji wspierającej zalicza się sztuczny i naturalny hydroksyapatyt (HA), bioceramikę, kwas poliglikolowy i białka kolagenowe (Friess W., 1998).

Obecnie wiele z nich wykorzystuje się do uzupełniania ubytków kostnych w stomatologii chirurgicznej, ortopedii i traumatologii. różne formy hydroksyapatyt, różniący się kształtem i wielkością cząstek. Uważa się, że sztucznie uzyskany hydroksyapatyt ma prawie identyczny skład chemiczny i właściwości krystalograficzne jak natywny hydroksyapatyt kostny (Parsons J., 1988). Wielu autorów wykazało zarówno eksperymentalnie, jak i klinicznie, że zastosowanie hydroksyapatytu ma znaczną przewagę nad innymi materiałami implantacyjnymi. Zatem jego pozytywne cechy obejmują takie wskaźniki, jak łatwość sterylizacji, długi okres przydatności do spożycia, wysoki poziom biokompatybilności i niezwykle powolna resorpcja w organizmie (Volozhin A.I. i in., 1993). Hydroksyapatyt jest materiałem bioobojętnym i wysoce kompatybilnym z kością (Jarcho M. i in., 1977), jak wykazały badania eksperymentalne. W procesie zastępowania ubytku kostnego w obecności GA pod wpływem płyny biologiczne i enzymy tkankowe, hydroksyapatyt może być częściowo lub całkowicie resorbowany (Klein A.A., 1983). Pozytywne działanie hydroksyapatytu po jego wszczepieniu do jamy kostnej najwyraźniej można wytłumaczyć nie tylko właściwościami osteoprzewodzącymi materiału, ale także jego zdolnością do absorbowania na swojej powierzchni białek indukujących osteogenezę (Ripamonti U., Reddi A.H., 1992).

Obecnie większość biomateriałów do odbudowy ubytków kostnych pozyskiwana jest z tkanki chrzęstnej i/lub kostnej ludzi lub różnych zwierząt. Często do wytwarzania materiałów kompozytowych wykorzystuje się składniki innych typów tkanki łącznej – skóry, ścięgien, opon mózgowo-rdzeniowych itp. (Vope P.J., 1979; Yannas IV i in., 1982; Chvapel M., 1982; Goldberg V.M. i in., 1991; Damien C.J., Parsons J.R., 1991).

Najbardziej znanym współczesnym biomateriałem jest kolagen. Jej szerokie zastosowanie w medycynie praktycznej wiąże się z rozwojem chirurgii rekonstrukcyjnej i poszukiwaniem nowych materiałów spełniających funkcje szkieletowe i plastyczne w regeneracji tkanek. Do głównych zalet kolagenu jako biomateriału plastycznego należy jego niska toksyczność i antygenowość, wysoka wytrzymałość mechaniczna i odporność na protezy tkankowe (Istranov L.P., 1976). Źródła kolagenu w produkcji wyrobów dla chirurgia plastyczna służą tkankom bogatym w to białko – skórze, ścięgnom, osierdziu i kościom. Roztwór kolagenu skórnego produkowany przez firmę Collagen Corp. znajduje szerokie zastosowanie w praktyce medycznej. (Palo-Alto USA), pod nazwami „Zyderm” i „Zyplast”. Na bazie tego kolagenu opracowano różne produkty medyczne, takie jak implanty, opatrunki ran, nici chirurgiczne do zszywania powierzchni ran itp.

W latach 70. ubiegłego wieku po raz pierwszy uzyskano dane dotyczące wpływu przeszczepów kolagenowych na naprawę tkanki kostnej. Stwierdzono, że implanty kolagenowe sprzyjają proliferacji fibroblastów, unaczynieniu pobliskich tkanek i najwyraźniej indukują tworzenie nowej tkanki kostnej z późniejszą jej restrukturyzacją (Reddi A.H., 1985). Jako materiał szybko biodegradowalny, kolagen w postaci żelu stosowano także do odbudowy ubytków kostnych (De Balso A.M., 1976). Wyniki uzyskane przez tego autora sugerują również, że preparaty na bazie kolagenu mają zdolność stymulowania regeneracji tkanki kostnej.

Jednocześnie w celu zastąpienia ubytków tkanki kostnej rozpoczęto badania nad zastosowaniem materiałów biokompozytowych zawierających zarówno kolagen, jak i hydroksyapatyt. Tak dla chirurgia szczękowo-twarzowa i chirurgii stomatologicznej opracowano kompozycje „Alveloform” i „Bigraft”, zawierające oczyszczony włóknisty kolagen skórny i cząsteczki HA (Collagen Corp., Palo Alto, USA). Biomateriały te zastosowano do odbudowy wyrostka zębodołowego podczas leczenia chirurgicznego pacjentów z zapaleniem przyzębia (Krekel G. 1981, Lemons M.M. 1984, Miller E. 1992). Badania histologiczne i ultrastrukturalne wykazały, że skład – kolagen i HA wpływa pozytywnie na regenerację wyrostka zębodołowego, ale jednocześnie tego rodzaju biomateriały pełnią głównie funkcje szkieletowe i przewodzące, czyli wykazują właściwości osteokondukcyjne (Mehlisch DR, 1989). Później do podobnych wniosków doszło wielu innych badaczy, a obecnie ten punkt widzenia podziela większość naukowców (Glimcher M.J., 1987; Friess W., 1992; VaccantiC.A. i in., 1993).

Jednakże według innej grupy badaczy materiały biokompozytowe zawierające kolagen skórny „Ziderm” i syntetyczny hydroksyapatyt mają pewne siły osteogenne. Zatem Katthagen i in. (1984), badając wpływ materiału Kollapat zawierającego kolagen skórny typu 1 i wysoce rozproszone cząsteczki hydroksyapatytu na odbudowę ubytków kostnych kości udowej u królików, stwierdzili, że regeneracja tkanki kostnej u zwierząt doświadczalnych była 5 razy szybsza niż w grupie kontrolnej. Wyniki eksperymentów stały się podstawą do dalszego wykorzystania materiału Kollapat w praktyce klinicznej.

Powszechnie wiadomo, że do przeszczepienia i późniejszej biointegracji niewątpliwie najlepiej nadają się autoprzeszczepy, które przygotowywane są z własnych tkanek pacjenta, co całkowicie eliminuje główne powikłania immunologiczne i najbardziej infekcyjne podczas późniejszego przeszczepu (Enneking W.F. i in., 1980; Summers B.N., Eisenstein S.M., 1989; Reddi A.H., 1985; Goldberg V.M. i in., 1991). Materiały takie należy jednak przygotować bezpośrednio przed przeszczepieniem, w przeciwnym razie klinika musi posiadać bank kości do przechowywania takiego biomateriału, który w rzeczywistości jest dostępny tylko dla bardzo dużych placówek medycznych ze względu na wysokie koszty przygotowania i przechowywania tych materiałów. Ponadto możliwości uzyskania znacznych ilości materiału autologicznego są bardzo ograniczone, a w momencie jego pobrania dawca z reguły poddawany jest poważnym zabiegom chirurgicznym. Wszystko to znacząco ogranicza powszechne stosowanie autoprzeszczepów (Bos G.D. i in., 1983; Horowitz M.C. 1991). W związku z tym w zakresie leczenia patologii kości inżynieria tkankowa stoi przed prawdziwym wyzwaniem w postaci stworzenia materiałów biokompozytowych, których zastosowanie pozwoli rozwiązać wiele problemów zarówno w przeszczepianiu komórek i stymulacji tworzenia kości w miejscach uszkodzeń, jak i w ograniczaniu koszty pracy i koszty finansowe przy usuwaniu uszkodzeń kości u pacjentów o różnych profilach.

Obecnie, dzięki wysiłkom szeregu badaczy zajmujących się inżynierią tkankową, opracowano i wprowadzono materiały biokompozytowe, do których zaliczają się zarówno natywne komórki szpiku kostnego, jak i osteogenne komórki zrębu hodowane w jednowarstwowych hodowlach szpiku kostnego (Gupta D., 1982). ;Bolder S., 1998). Autorzy ci stwierdzili, że dla pomyślnej indukcji osteogenezy w miejscu przeszczepu konieczne jest wytworzenie dużej początkowej gęstości prekursorów zrębu – około 108 komórek. Jednak samo wprowadzenie zawiesiny takich komórek nie dało dobrych rezultatów. W związku z tym powstał poważny problem poszukiwanie nosicieli do przeszczepienia komórek do organizmu biorcy.

Po raz pierwszy jako taki przewoźnik Gupta D. et. glin. (1982) zaproponowali użycie ksenobonu, który został wcześniej odtłuszczony i odwapniony. Stwierdzono ponadto, że w zależności od stopnia oczyszczenia ksenobonu wzrasta procent przyłączenia elementów komórkowych do nośnika, a komórki wiążą się znacznie lepiej z jego częścią organiczną niż z naturalnym hydroksyapatytem kości (Hofman S., 1999).

Spośród materiałów syntetycznych jako nośniki do przeszczepów komórek obecnie powszechnie stosuje się ceramikę (Burder S. 1998), która jest sztucznym hydroksyapatytem otrzymywanym w wyniku obróbki fosforanu trójwapniowego w wysokich temperaturach.

Krajowi chirurdzy stomatologiczni stosowali tkankę stałą jako odpowiedni nośnik do przeszczepiania allogenicznych fibroblastów. opony mózgowe i zauważyli, że zastosowanie tego przeszczepu z allofibroblastami w leczeniu umiarkowanego i ciężkiego przewlekłego uogólnionego zapalenia przyzębia ma wiele zalet w porównaniu z innymi metodami leczenia (Dmitrieva L.A., 2001).

Wcześniej w szeregu prac nad konstrukcją „sztucznej skóry” odkryto, że powodzenie odbudowy tej tkanki po jej uszkodzeniu zależy od stanu mikrośrodowiska komórkowego w uszkodzonym obszarze. Z drugiej strony samo mikrośrodowisko tworzone jest przez optymalną kombinację głównych składników macierzy międzykomórkowej, takich jak kolageny, glikoproteiny i proteoglikany (Yannas I. i in., 1980, 1984; Pruitt B., Levine N. , 1984; Madden M. i in., 1994).

Kolagen jest typowym białkiem fibrylarnym. Jego pojedyncza cząsteczka, tropokolagen, składa się z trzech spiralnych łańcuchów polipeptydowych, zwanych łańcuchami a, które są skręcone razem w jedną wspólną helisę i stabilizowane wiązaniami wodorowymi. Każdy łańcuch a zawiera średnio około 1000 reszt aminokwasowych. W tkance kostnej występują dwie główne kombinacje łańcuchów – dwa kolageny λ1 i jeden λ2 lub typ 1 oraz trzy kolageny λ-1 lub typ III. Oprócz wymienionych typów, w kościach znaleziono w mniejszych ilościach inne izoformy kolagenu (Serov V.P., Shekhter A.B., 1981).

Proteoglikany to złożone związki polisacharydów i białek. Polisacharydy tworzące proteoglikany to liniowe polimery zbudowane z różnych podjednostek disacharydowych utworzonych przez kwasy uronowe (glukuronowy, galakturonowy i iduronowy), N-acetyloheksozaminy (IM-acetyloglukozamina, N-acetylo-galaktozamina) i sacharydy obojętne (galaktoza, mannoza i ksyloza). . Te łańcuchy polisacharydowe nazywane są glikozaminoglikanami. Co najmniej jeden z cukrów w disacharydzie ma ujemnie naładowaną grupę karboksylową lub siarczanową (Stacy M, Barker S, 1965). Dojrzała tkanka kostna zawiera głównie siarczanowane glikozaminoglikany (sGAG), takie jak siarczany chondroityny-4 i chondroityny-6, siarczan dermatanu i siarczan keratanu. Biosynteza proteoglikanów w tkance kostnej prowadzona jest głównie przez aktywowane osteoblasty oraz w niewielkim stopniu przez dojrzałe osteocyty (Juliano R., Haskell S., 1993; Wendel M., Sommarin Y., 1998).

Znaczenie funkcjonalne siarczanowanych glikozaminoglikanów w tkance łącznej (CT) jest ogromne i wiąże się przede wszystkim z tworzeniem włókien kolagenu i elastyny. Siarczane glikozaminoglikany biorą udział w niemal wszystkich procesach metabolicznych tkanki łącznej i mogą mieć modulujący wpływ na różnicowanie jej elementów komórkowych (Panasyuk A.F. i in., 2000). Wiele wskaźników regeneracji CT zależy od ich cech jakościowych i ilościowych w tkankach, a także specyfiki interakcji z innymi składnikami macierzy międzykomórkowej.

Regeneracja i odbudowa tkanki kostnej to zespół następujących po sobie procesów, obejmujących zarówno aktywację komórek osteogennych (rekrutacja, proliferacja i różnicowanie), jak i bezpośrednie tworzenie wyspecjalizowanej macierzy - jej mineralizację i późniejszą przebudowę tkanki kostnej. Co więcej, komórki te znajdują się zawsze pod kontrolą i wpływem szeregu czynników biologicznych i mechanicznych.

Przez nowoczesne pomysły Inżynieria tkankowa (TI) tkanki kostnej opiera się na trzech podstawowych zasadach zapewniających skuteczną wymianę tej tkanki.

Po pierwsze, najważniejszą zasadą przy tworzeniu biomateriałów i struktur do implantacji jest odtworzenie podstawowych cech naturalnej macierzy kostnej, gdyż to właśnie unikalna struktura tkanki kostnej najsilniej wpływa na procesy regeneracji. Wiadomo, że te cechy matrycy zależą od jej trójwymiarowej struktury i składu chemicznego, a także od jej właściwości mechanicznych i zdolności do oddziaływania na formy komórkowe tkanki łącznej (CT).

Na architekturę osnowy składają się takie parametry jak stosunek powierzchni do objętości, obecność układu porów oraz, co najważniejsze, jej właściwości funkcjonalne i mechaniczne. Dzięki tym właściwościom matryca wydaje się być w stanie regulować wrastanie naczyń, dostarczać bodźców chemotaktycznych komórkom endogennym, modulować przyleganie komórek oraz stymulować podział, różnicowanie i późniejszą mineralizację. Uważa się, że trójwymiarowa struktura matrycy może wpływać nie tylko na procesy indukcji, ale także na samą szybkość regeneracji.

Dlatego biomateriał lub struktura skonstruowana przy użyciu inżynierii tkankowej musi mieć właściwości, które w warunkach in vivo mogą zapewnić zarówno właściwości przewodzące, jak i indukcyjne naturalnej matrycy. Do pierwszych należą takie wskaźniki, jak zdolność do wypełniania i utrzymywania objętości, integracja mechaniczna oraz zapewnienie przepuszczalności dla komórek i naczyń krwionośnych. Drugi - wywiera bezpośredni lub pośredni wpływ na formy komórkowe, stymulując je do tworzenia tkanki chrzęstnej i/lub kostnej.

Kolejną ważną zasadą powodzenia celowanej inżynierii tkanki kostnej jest wykorzystanie komórek egzogennych i/lub aktywacji komórek endogennych, które biorą bezpośredni udział w procesach tworzenia tej tkanki. W tym przypadku źródłem takich komórek może być organizm własny lub dawcy. Na przykład wykorzystanie określonych typów komórek, od pluripotencjalnych komórek zrębowych szpiku kostnego po zaangażowane komórki osteoblastopodobne, z powodzeniem zastosowano zarówno w doświadczeniach na zwierzętach, jak i w klinice.

Z reguły po retransplantacji do organizmu komórki progenitorowe zrębu są w stanie różnicować się do postaci dojrzałych, syntetyzować macierz i wyzwalać kaskadę endogennych reakcji naprawczych tkanki kostnej. Jednocześnie alternatywne spojrzenie na zastosowanie biomateriałów kompozytowych zakłada ich bezpośrednie oddziaływanie na endogenne komórki kości i innych komórek tkanki łącznej, ich rekrutację (przyciąganie) do strefy implantacji, stymulację ich proliferacji i zwiększenie ich aktywności biosyntetycznej, wymuszając komórki do aktywnego tworzenia tkanki kostnej. Ponadto materiały takie mogą być dobrymi nośnikami komórek, na których możliwa jest hodowla komórek macierzystych przed przeszczepieniem. Ostatnim kluczem do sukcesu inżynierii tkanki kostnej jest zastosowanie cząsteczek bioaktywnych, w tym czynników wzrostu, cytokin, hormonów i innych substancji bioaktywnych.

Do indukcji tworzenia kości najbardziej znanymi czynnikami są białka morfogenetyczne kości, transformujący czynnik wzrostu – TGF-β, insulinopodobny czynnik wzrostu IGF i czynnik wzrostu śródbłonka naczyniowego VEGF. Dlatego też materiał biokompozytowy może być nasycany i/lub zawierają w swojej strukturze te bioaktywne cząsteczki, co pozwala na wykorzystanie go podczas implantacji jako magazynu tego typu substancji. Stopniowe uwalnianie tych czynników może aktywnie wpływać na procesy odbudowa kości. Oprócz tych substancji materiały kompozytowe mogą zawierać mikro- i makroelementy, a także inne cząsteczki (cukry, peptydy, lipidy itp.), które mogą stymulować i utrzymywać wzmożoną aktywność fizjologiczną komórek w procesie regeneracji tkanki kostnej.

Obecnie istnieje wiele różnych materiałów bioplastycznych, które mają właściwości osteokondukcyjne i/lub osteoindukcyjne. Zatem materiały zawierające prawie czysty hydroksyapatyt (HA), takie jak Osteogaf, Bio-Oss, Osteomin, Ostim, wykazują głównie właściwości przewodzące, choć mogą wykazywać słabe działanie osteoindukcyjne. Kolejną grupę materiałów stanowi całkowicie lub częściowo zdemineralizowana tkanka kostna, a także połączenia tych materiałów z substancjami biologicznie czynnymi, takimi jak białka morfogenetyczne kości i/lub czynniki wzrostu [Panasyuk A.F. i in., 2004].

Najważniejszymi wymaganiami stawianymi materiałom bioplastycznym pozostają takie parametry, jak ich właściwości antygenowe i indukcyjne. Ponadto różne rodzaje operacji często wymagają materiałów, które wraz z powyższymi wskaźnikami mają dobre właściwości plastyczne lub wytrzymałościowe, aby stworzyć i utrzymać niezbędne kształty i konfiguracje podczas wypełniania ubytków i ubytków tkanek.

Mając na uwadze powyższe, firma „Conectbiopharm” LLC opracowała technologię wytwarzania kolagenu kostnego i siarczanowanych glikozaminoglikanów kostnych (sGAG) i na ich podstawie wytworzono biokompozytowe materiały osteoplastyczne serii „Biomatrix” i „Osteomatrix”. . Zasadnicza różnica między tymi grupami biomateriałów polega na tym, że „Biomatrix” zawiera kolagen kostny i siarczanowane glikozaminoglikany kości, a „Osteomatrix”, posiadający te same dwa główne składniki tkanki kostnej, zawiera także hydroksyapatyt w swojej naturalnej postaci [Panasyuk A. F. i in., 2004]. Źródłem tych biomateriałów są kości gąbczaste i korowe różnych zwierząt, a także ludzi. Uzyskany tą technologią kolagen kostny nie zawiera innych białek i w warunkach in vitro jest praktycznie nierozpuszczalny w odpowiednio stężonych roztworach zasad i kwasów organicznych.

Ta właściwość sprawia, że ​​biomateriały są nie tylko obojętne w stosunku do układ odpornościowy ciała, ale także być odporne na biodegradację przez długi czas po ich wszczepieniu. Obecnie, w celu przyspieszenia wzrostu kości i tkanek miękkich, aktywnie wykorzystuje się metodę stymulacji komórek osoczem bogatopłytkowym (PRP). Ta nowa biotechnologia celowanej inżynierii tkankowej i terapii komórkowej jest zdaniem niektórych autorów prawdziwym przełomem w praktyce chirurgicznej. Jednak do uzyskania takiej plazmy potrzebny jest określony sprzęt techniczny, a w niektórych przypadkach specjalnie przeszkoleni pracownicy. Zastosowanie do tych celów materiału Biomatrix całkowicie rozwiązuje rzeczywisty problem minimalne koszty ponieważ nie ma potrzeby izolowania płytek krwi z krwi pacjenta. W serii eksperymentów ustaliliśmy, że materiał Biomatrix jest w stanie specyficznie duże ilości wiążą płytki krwi obwodowej (tab. 1).

Tabela 1. Wiązanie płytek krwi przez kolagen kostny.

* - 6 ml krwi inkubowano z 1 gramem kolagenu kostnego (1 gram suchego kolagenu kostnego zajmuje objętość od 2 do 7 cm3 w zależności od jego porowatości). Dane w tabeli przedstawiono jako zawartość płytek krwi w 1 ml krwi po przepuszczeniu jej przez 1 cm3 kolagenu kostnego.

Zatem 1 cm3 biomateriału Biomatrix jest w stanie związać prawie wszystkie płytki krwi (ponad 90%) z 1 ml krwi, czyli od 226 do 304 milionów płytek krwi. W tym przypadku wiązanie płytek krwi przez kolagen kostny następuje szybko i kończy się w ciągu kilku minut (wykres 1).

Wykres 1. Szybkość wiązania płytek krwi z kolagenem kostnym.

Stwierdzono również, że w przypadku stosowania biomateriału Biomatrix bez pokrycia antykoagulantami, tworzenie się skrzepu następowało niemal natychmiast. Obecnie udowodniono, że stężenie robocze dla osocza bogatopłytkowego zaczyna się od 1 miliona płytek na µl, zatem aby otrzymać osocze bogatopłytkowe, należy zagęścić płytki krwi średnio 5-krotnie, jednak taka izolacja wymaga zarówno znacznych kosztów finansowych, jak i niektórzy doświadczenie zawodowe. Dodatkowo, aby aktywować płytki krwi i uwolnić 7 czynników wzrostu: 3 typy PDGF-aa, -bb, -ab, dwa transformujące czynniki wzrostu - TGF-β1 i β2, czynnik wzrostu śródbłonka naczyniowego VEGF i nabłonkowy czynnik wzrostu EGF - Osocze bogate musi być koagulowany z płytkami krwi przed użyciem. W porównaniu ze znanymi metodami biomateriał „Biomatrix” może znacznie zwiększyć stężenie płytek krwi. Jednocześnie kolagen jest właśnie białkiem, które może aktywować czynnik Hagemana (XII czynnik krzepnięcia krwi) i układ dopełniacza.

Wiadomo, że aktywowany czynnik Hagemana uruchamia kaskadę reakcji w układzie krzepnięcia krwi i prowadzi do powstania skrzepu fibrynowego. Czynnik ten lub jego fragmenty mogą także inicjować układ kalikreina-kinina we krwi. Zatem kolagen kostny w składzie materiałów Biomatrix i Osteomatrix jest w stanie aktywować główne układy proteolizy osocza krwi, które odpowiadają za utrzymanie równowagi hemodynamicznej i zapewnienie reakcji regeneracyjnych organizmu. W przeciwieństwie do osocza bogatopłytkowego, które samo w sobie nie ma działania osteoindukcyjnego, czyli nie może inicjować tworzenia kości bez obecności komórek kostnych, materiały Biomatrix i Osteomatrix mają taki potencjał.

Zatem podczas domięśniowej implantacji biomateriałów „Biomatrix”, a zwłaszcza „Osteomatrix”, powstaje ektopowa tkanka kostna, co bezpośrednio świadczy o działaniu osteoindukcyjnym tych materiałów [Ivanov S.Yu. i in., 2000]. Łączne zastosowanie osocza bogatopłytkowego z rekombinowanym białkiem morfogenetycznym kości, które może stymulować komórki tkanki łącznej do tworzenia tkanki kostnej, rozwiązuje ten problem, ale prowadzi do znacznego wzrostu kosztów tej techniki. Należy również zaznaczyć, że materiały serii „Osteomatrix” zawierają naturalny hydroksyapatyt kostny, który ma zdolność gromadzenia się na swojej powierzchni białek morfogenetycznych kości syntetyzowanych przez osteoblasty, a przez to dodatkowo stymulując osteogenezę („osteindukcja indukowana”).

Jednocześnie zostaje całkowicie usunięty zarzut dotyczący możliwości rozwoju nowotworu w wyniku zastosowania białek rekombinowanych, ponieważ w przypadku podobnego zastosowania materiałów Biomatrix i Osteomatrix w strefie implantacji znajdują się wyłącznie białka naturalne naturalne pochodzenie. Materiały z serii „Biomatrix” i „Osteomatrix” mają także inną wyjątkową cechę – potrafią z powinowactwem wiązać siarczanowane glikozaminoglikany [Panasyuk A.F., Savashchuk D.A., 2007]. Wiązanie to, w warunkach zbliżonych do wiązania płytek krwi, następuje w krótkim czasie, a ilość związanych siarczanowanych glikozaminoglikanów znacznie przekracza parametry fizjologiczne (tab. 2).

Tabela 2. Wiązanie siarczanowanych glikozaminoglikanów przez kolagen kostny.

Obecnie powszechnie wiadomo, że zarówno kolagen, jak i hydroksyapatyt stosowane oddzielnie, mają głównie właściwości osteoprzewodzące, to znaczy mogą pełnić jedynie rolę materiału „ułatwiającego” tworzenie nowej kości. Jednakże cząsteczki te mogą również mieć słabe działanie osteoindukcyjne na komórki osteoblastyczne ze względu na niektóre ich właściwości biologiczne.

Ten efekt osteoindukcyjny jest wzmocniony przez łączne zastosowanie tych dwóch typów cząsteczek. Natomiast jeśli obok kolagenu i hydroksyapatytu w biomateriałach obecne będą także siarczanowane glikozaminoglikany, to taki kompleks będzie strukturą bliższy naturalnej macierzy kostnej, a co za tym idzie, w pełniejszym zakresie będzie miał swoje cechy funkcjonalne. Wiadomo zatem, że siarczanowane glikozaminoglikany wpływają na wiele wskaźników metabolizmu tkanki łącznej.

Są w stanie zmniejszać aktywność enzymów proteolitycznych, tłumić synergistyczne działanie tych enzymów i rodników tlenowych na macierz międzykomórkową, blokować syntezę mediatorów stanu zapalnego poprzez maskowanie determinant antygenowych i zniesienie chemotaksji, zapobiegać apoptozie komórek indukowanej przez czynniki uszkadzające, a także zmniejszają syntezę lipidów i tym samym zapobiegają procesom degradacji. Ponadto związki te biorą bezpośredni udział w budowie samych włókien kolagenowych oraz całej macierzy międzykomórkowej.

We wczesnych stadiach uszkodzenia tkanki łącznej pełnią rolę inicjatorów tworzenia tymczasowej matrycy i pozwalają na zatrzymanie rozpadu tkanki łącznej i powstawania szorstkiej blizny, a w konsekwencji zapewniają jej szybszą wymianę z tkanką łączną zwykle dla danego narządu [Panasyuk A.F. i in., 2000]. Niestety rola siarczanowanych glikozaminoglikanów w regulacji osteogenezy nie została dostatecznie zbadana, jednakże wykazano, że głównym kandydatem na induktora ektopowej osteogenezy w układzie modelowym jest proteoglikan wydzielany przez komórki nabłonka pęcherza moczowego [Fridenshtein A. .Ya., Lalykina K.S., 1972] .

Inni autorzy podzielają podobną opinię, wierząc, że proteoglikany są jednym z czynników mikrośrodowiska zrębu regulującego hematopoezę i inną histogenezę pochodnych mezenchymalnych. Ponadto wykazano, że w warunkach in vitro i in vivo siarczany chondroityny mają wyraźny wpływ na mineralizację kości.Stwierdziliśmy zatem, że kiedy materiał Osteomatrix zostanie wystawiony na działanie hodowli ludzkich chondrocytów, indukowane są ich właściwości chondrogenne . Pod wpływem materiału chondrocyty ludzkie utworzyły w hodowli struktury histotypowe, w których podczas kostnienia następowały odkładanie fosforanów i mineralizacja macierzy kostnej.

Ponadto stwierdzono, że po wszczepieniu biomateriałów „Biomatrix”, „Allomatrix-implant” i „Osteomatrix” królikom powstaje kość ektopowa, która następnie zostaje zasiedlona szpikiem kostnym. Ponadto materiały te z powodzeniem zastosowano jako nośniki do przeszczepiania progenitorowych komórek macierzystych zrębu [Ivanov S.Yu. i in., 2000]. Do chwili obecnej materiały te zyskały uznanie zarówno w praktyce stomatologicznej, jak i ortopedycznej [Ivanov S.Yu. i in., 2000, Lekishvili M.V. i in., 2002, Grudyanov A.I. i in., 2003, Asnina S.A. i in., 2004, Wasiliew M. G. i in., 2006]. Stosowane są z dużą skutecznością w przypadkach wrodzonej łamliwości kości, odbudowie dłoni, chirurgicznym leczeniu chorób przyzębia oraz eliminacji ubytków kości szczęki. Biomateriały te, dzięki opracowanej technologii ich wytwarzania, są jak dotąd jedynymi materiałami na świecie, które niemal całkowicie zachowują strukturę kolagenowo-mineralną naturalnej kości, ale jednocześnie są to materiały całkowicie pozbawione antygenowości.

Wielką zaletą tych biomateriałów jest to, że zawierają one siarczanowane w kościach glikozaminoglikany, związane powinowactwem z kolagenem i hydroksyapatytem, ​​co znacząco odróżnia je od dostępnych na świecie analogów i znacząco zwiększa ich siłę osteogenną. Zatem zaprezentowane dane eksperymentalne i kliniczne rzeczywiście dowodzą, że w oparciu o nowoczesne zasady inżynierii tkankowej opracowano i wprowadzono do praktyki klinicznej krajowe materiały biokompozytowe na bazie kolagenu kostnego, siarczanowanych glikozaminoglikanów i hydroksyapatytu. Te nowoczesne, skuteczne i bezpieczne biomateriały nowej generacji otwierają szerokie perspektywy rozwiązania wielu problemów odbudowy tkanki kostnej w traumatologii i ortopedii, a także w wielu innych obszarach praktyki chirurgicznej.

Elektronogram (ryc. 1) pokazuje, że preparaty kolagenu kostnego stanowią sieć uporządkowanych wiązek i włókien. Jednocześnie same włókna są ciasno upakowane w wiązki drugiego rzędu, bez pęknięć i defektów. Z wyglądu materiał ma klasyczną strukturę porowato-komórkową, która w pełni odpowiada architekturze natywnej kości gąbczastej i jest wolny od naczyń krwionośnych, białek, wtrąceń mechanicznych i innych. Wielkość porów waha się od 220 do 700 mikronów.

Oceniliśmy biokompatybilność kolagenu kostnego za pomocą standardowych testów po wszczepieniu go pod skórę szczurów Wistar. Za pomocą analizy histomorfologicznej oraz skaningowej mikroskopii elektronowej stwierdzono, że kolagen kostny po półtoramiesięcznym przebywaniu w organizmie biorcy praktycznie nie ulega zniszczeniu i zachowuje swoją strukturę.

Ryc. 1. Ryc. 2.

Jak widać na ryc. 2, pory, beleczki i komórki wszczepionego kolagenu kostnego są częściowo wypełnione luźnym włóknem CT, którego włókna są słabo zrośnięte z implantem. Wyraźnie widać, że wokół niego tworzy się niewielka warstwa włóknista, a w samym implancie odnotowuje się obecność niewielkiej liczby elementów komórkowych, z których głównymi są fibroblasty. Charakterystyczne jest, że implant nie jest zrośnięty z otaczającą tkanką skórną na niemal całej swojej długości. Wyniki te jednoznacznie wskazują na wysoką odporność tego materiału na biodegradację i całkowitą bioobojętność otaczającej tkanki łącznej w stosunku do niego.

Przeprowadziliśmy badania wpływu biomateriałów „Biomatrix”, „Allomatrix-implant” i „Osteomatrix” na naprawę kości na modelu osteotomii segmentowej, stosując ogólnie przyjęte metody (Katthagen B.D., Mittelmeeir H., 1984; Schwarz N. i in. , 1991). W doświadczeniu wykorzystano króliki szynszylowe o masie ciała 1,5-2,0 kg, które poddano w znieczuleniu dożylnym osteotomii odcinkowej kości promieniowej.

Po dwóch miesiącach od operacji stwierdzono powstawanie nowej tkanki kostnej w okolicy implantacji. Na ryc. 3 jest wynikiem badania histomorfologicznego materiału implantu Allomatrix po 2 miesiącach. po operacji. W strefie bliższej ubytku widoczna jest dobrze rozwinięta młoda tkanka kostna. Osteoblasty w dużych ilościach przylegają do belek kostnych.

W substancji śródmiąższowej w lukach znajdują się ostecyty, w nowej substancji kostnej tworzą się gęsto upakowane włókna kolagenowe. Substancja śródmiąższowa z aktywnymi komórkami jest dobrze rozwinięta. Obszar implantu (góra i lewa) jest aktywnie odbudowywany.

Ogólnie rzecz biorąc, w okolicy implantu następuje przyspieszone dojrzewanie tkanki kostnej.

Ponadto okazało się, że porowato-komórkowa struktura kolagenu kostnego zapewnia nie tylko utrzymanie objętości ubytku dzięki jego właściwościom elastycznym, ale także optymalną możliwość wrastania w niego komórek tkanki łącznej, rozwoju krwi tworzenie naczyń i kości podczas zastępowania tego defektu.

Definicja Jedna z dziedzin biotechnologii zajmująca się tworzeniem biologicznych substytutów tkanek i narządów. Opis Tworzenie biologicznych substytutów tkanek (przeszczepów) obejmuje kilka etapów: 1) selekcję i hodowlę materiału komórkowego własnego lub dawcy; 2) opracowanie specjalnego nośnika dla komórek (matrycy) na bazie materiałów biokompatybilnych; 3) nałożenie hodowli komórkowej na matrycę i proliferacja komórek w bioreaktorze o specjalnych warunkach hodowli; 4) bezpośrednie wprowadzenie przeszczepu w okolicę zajętego narządu lub wstępne umieszczenie w miejscu dobrze ukrwionym w celu dojrzewania i wytworzenia mikrokrążenia wewnątrz przeszczepu (prefabrykacja). Materiał komórkowy może być reprezentowany przez komórki zregenerowanej tkanki lub komórki macierzyste. Do tworzenia matryc przeszczepowych wykorzystuje się biologicznie obojętne materiały syntetyczne, materiały na bazie polimerów naturalnych (chitozan, alginian, kolagen) oraz materiały biokompozytowe. Na przykład równoważniki tkanki kostnej uzyskuje się poprzez ukierunkowane różnicowanie komórek macierzystych ze szpiku kostnego, krwi pępowinowej lub tkanki tłuszczowej. Następnie powstałe osteoblasty nakłada się na różne materiały wspierające ich podział – kość dawcy, matryce kolagenowe, porowaty hydroksyapatyt itp. Żywe odpowiedniki skóry zawierające dawcę lub własne komórki skóry, są obecnie szeroko stosowane w USA, Rosji i Włoszech. Projekty te mogą poprawić gojenie rozległych powierzchni oparzeniowych. Opracowywaniem przeszczepów zajmuje się także kardiologia (sztuczne zastawki serca, rekonstrukcja dużych naczyń i sieci naczyń włosowatych); regeneracja układu oddechowego (krtani, tchawicy i oskrzeli), jelito cienkie, wątroba, narządy układu moczowego, gruczoły wydzielina wewnętrzna i neurony. Wykorzystanie komórek macierzystych jest szeroko stosowane w inżynierii tkankowej, jednak niesie ze sobą ograniczenia zarówno etyczne (embrionalne komórki macierzyste), jak i genetyczne (w niektórych przypadkach dochodzi do złośliwego podziału komórek macierzystych). Badania ostatnie lata wykazali, że za pomocą manipulacji inżynierią genetyczną możliwe jest uzyskanie z fibroblastów skóry tzw. pluripotencjalnych komórek macierzystych (iPSc), podobnych pod względem właściwości i potencjału do embrionalnych komórek macierzystych. Nanocząsteczki metali w inżynierii tkankowej służą do kontrolowania wzrostu komórek poprzez oddziaływanie na nie pola magnetyczne różne kierunki. Na przykład w ten sposób udało się stworzyć nie tylko analogi struktur wątroby, ale także tak złożone struktury, jak elementy siatkówki. Materiały nanokompozytowe zapewniają również nanochropowatość powierzchni matryc w skali nano, co umożliwia skuteczne tworzenie implantów kostnych przy użyciu litografii wiązką elektronów (EBL). Tworzenie sztucznych tkanek i narządów wyeliminuje potrzebę przeszczepiania większości narządów dawców oraz poprawi jakość życia i przeżycie pacjentów. Autorski

• Naroditsky Boris Savelievich, doktor nauk biologicznych
• Niesterenko Ludmiła Nikołajewna, dr hab.

1. Nanotechnologia w inżynierii tkankowej / Nanometr. - URL: http://www.nanometer.ru/2007/10/16/tkanevaa_inzheneria_4860.html (data dostępu 12.10.2009)
2. Komórka macierzysta / Wikipedia – wolna encyklopedia. URL: ttp://ru.wikipedia.org/wiki/Stem Cells (data dostępu: 12.10.2009)

słownik encyklopedyczny nanotechnologia. - Rusnano. 2010 .

Zobacz, co oznacza „inżynieria tkankowa” w innych słownikach:

inżynieria tkankowa- Metody kontrolowania komórek organizmu w celu tworzenia nowych tkanek lub ekspresji substancji biologicznie czynnych Zagadnienia biotechnologiczne EN inżynieria tkankowa ... Przewodnik tłumacza technicznego

Termin bioinżynieria Termin w języku angielskim bioinżynieria Synonimy inżynieria biomedyczna Skróty Powiązane terminy polimery biodegradowalne, biomedyczne systemy mikroelektromechaniczne, biomimetyki, nanomateriały biomimetyczne, ... ...

Termin nanomateriały biomimetyczne Termin w języku angielskim nanomateriały biomimetyczne Synonimy biomimetyki, biomimetyka Skróty Powiązane terminy białka, polimery biodegradowalne, bioinżynieria, biomimetyka, biokompatybilność, biokompatybilność... ... Encyklopedyczny słownik nanotechnologii

Vadim Sergeevich Repin Data urodzenia: 31 lipca 1936 r. (1936 07 31) (76 lat) Miejsce urodzenia: ZSRR Kraj ... Wikipedia

- (łac. Łożysko, „ciasto”) narząd embrionalny u wszystkich samic ssaków łożyskowych, niektórych torbaczy, ryb młotowatych i innych żyworodnych ryb chrzęstnych, a także żyworodnych onychoforanów i wielu innych grup zwierząt, umożliwiając ... ... Wikipedia

Zawiera jedne z najwybitniejszych obecne wydarzenia, osiągnięć i innowacji w różnych dziedzinach nowoczesna technologia. Nowe technologie to innowacje techniczne, które reprezentują postępujące zmiany w dziedzinie... ...Wikipedii

Artykułyamfifilowebiodegradowalne polimerymembrana biologicznasilniki biologicznebiologiczneałyrpcjabiokompatybilnośćpowłoki biokompatybilnebisl... Encyklopedyczny słownik nanotechnologii

Artykuły Cząstki „dwulicowe”biologicznebiologiczneałypatybilnośćdwuwarstwowewektory oparte na nanomateriałachwiązania wodorowe... Encyklopedyczny słownik nanotechnologii

Artykuły Chemia „miękka” membranaały biomimetycznebiosensorpcjapowłoki biokompatybilneinżynieria dwuwarstwowamateriały hybrydoweMikrochip DNAADNA dostarczanie genów... Encyklopedyczny słownik nanotechnologii

Jest to serwisowa lista artykułów stworzona w celu koordynacji prac nad rozwinięciem tematu. To ostrzeżenie nie dotyczy... Wikipedia

Książki

• Inżynieria tkankowa, Zespół kreatywny programu „Oddychaj głębiej”. Zasadniczo nowe podejście– inżynieria komórkowa i tkankowa – to najnowsze osiągnięcie w dziedzinie biologii molekularnej i komórkowej. Takie podejście otworzyło szerokie perspektywy tworzenia… audiobooka