Предлагаемое изобретение относится к области медицины, а именно к тканевой инженерии и регенеративной медицине, и может быть использовано для заместительной, реконструктивной и регенеративной хирургии.
Обширные повреждения внутренних органов восстанавливаются в ограниченном объеме, на их месте, как правило, формируется соединительнотканный рубец, что обусловлено низкой пролиферативной активностью зрелых клеток, особенностями архитектоники повреждаемой биологической ткани и особенностями межклеточного матрикса в постнатальном периоде онтогенеза. В частности, обращает на себя внимание ограниченная способность поперечно-полосатой скелетной мускулатуры к самостоятельной регенерации, что оправдывает необходимость в разработке методик ее артифициального восстановления.
Перспективным направлением для восстановления обширных дефектов биологических тканей, в том числе мышечной, является их заполнение гидрогелем, который с одной стороны может выполнять функцию каркаса для пролиферирующих клеток, а с другой быть носителем для различных лекарственных препаратов и даже стволовых клеток (Севастьянов В.И. Технологии тканевой инженерии и регенеративной медицины // Вестник трансплантологии и искусственных органов. 2014. №3. С. 93-108).
Известен инъекционный гетерогенный биополимерный гидрогель на основе гидролизата эмбриональных или постнатальных коллагенсодержащих тканей животного происхождения (Севастьянов В.И., Перова Н.В. Инъекционный гетерогенный биополимерный гидрогель для заместительной и регенеративной хирургии и способ его получения // Патент России №2433828, 20.11.2011. Бюл. №32). Важнейшим недостатком данного гидрогеля, а также аналогичных продуктов, в состав которых входит коллаген, является непредсказуемая по срокам их биодеградация, зависящая от индивидуальных особенностей организма, зачастую время существования гидрогелевой матрицы недостаточно для формирования полноценного регенеранта.
Известен биоактивный резорбируемый пористый 3d-матрикс для регенеративной медицины получаемый на основе полилактида (Севастьянов В.И., Попов В.К. Биоактивный резорбируемый пористый 3d-матрикс для регенеративной медицины и способ его получения // Патент России №2533457, 20.11.2014. Бюл. №32).
Важнейшим недостатком данного матрикса является необходимость его хирургической имплантации в пораженную ткань или орган, в то время как инъекционное введение гидрогелей является низкоинвазивным. Преимуществом инъекционно вводимых гидрогелей, в отличие от предложенного матрикса, является равномерное заполнение ими всего объема дефекта биологической ткани, а также удобство применения.
Известен также биодеградируемый полимерный гидрогель на основе таксанов (Власов Г.П., Палтуев P.M., Семиглазов В.Ф. Биодеградируемый полимерный носитель для постановки противоопухолевого лекарственного средства (варианты) // Патент России №2493848, 27.09.2013. Бюл. №27). Предложенный гидрогель на основе таксанов выступает как эффективная система по доставке лекарственных препаратов в пораженный орган.
Главным недостатком гидрогеля на основе таксанов, является невозможность его использования в качестве каркаса для пролиферации клеток и регенерации органа.
Известен также гидрогель карбоксиалкиламида хитозана (Ложье Э., Гуше Ф., Перро Ж-П. Гидрогель карбоксилалкиламида хитозана, его приготовление и применение в косметологии и дерматологии // Патент России №2476201, 27.02.2013. Бюл. №6).
Важнейшим недостатком данного гидрогеля является его несостоятельность в качестве конструкта для пролиферации клеток паренхимы внутренних органов, он используется как препарат для местного применения при лечении ожогов кожи.
Ближайшим аналогом предлагаемого гидрогеля является биогель альгината натрия с добавлением хитозана (Юсова А.А., Гусев И.В., Липатова И.М. Свойства гидрогелей на основе смесей альгината натрия с другими полисахаридами природного происхождения // Химия растительного сырья, 2014, №4, с. 59-66). В состав данного биогеля входят альгинат натрия и сукцинилированный хитозан.
Альгинат натрия — порошок белого цвета, по химической формуле представляет собой семейство неразветвленных двойных сополимеров: остатков β-D-маннуроновой кислоты и α-L-гулуроновой кислоты, соединенных 1→4 гликозидными связями. При добавлении воды превращается в гелеобразную массу.
Сукцинилированный хитозан — карбоксил-содержащее водорастворимое производное хитозана, получаемое по реакции N-ацилирования путем обработки хитозана янтарным ангидридом в его уксусном растворе. Гетерополимер D-глюкозоамина и N-ацетил-D-глюкозоамина, соединенных 1,4-β-гликозидной связью, хитозан обладает антибактериальными, антигрибковыми, антивирусными и иммуномодулирующими свойствами, может быть использован как компонент гелевых композиций, как доставщик лекарственных веществ.
Основным недостатком биогеля на основе альгината натрия с добавлением хитозана является: отсутствие добавок, оказывающих влияние на пролиферацию клеток, что способствует заселению гелевого имплантата фибробластами. Так, внутримышечное введение биогеля на основе альгината натрия и сукцинилированного хитозана сопровождается образованием соединительнотканной капсулы вокруг имплантата, что значительно затрудняет заселение его клетками паренхимы задействованного органа.
Задачи: Улучшить регенерацию биологических тканей путем введения гидрогеля образующего в области места повреждения каркас для регенерации пораженного органа. Разработать биосовместимый гидрогель, устойчивый к спонтанной биодеградации, контролируемыми механическими свойствами и архитектоникой образующегося в тканях, после введения геля, тканеинженерного конструкта.
Гидрогель для замещения дефектов биологических тканей, в качестве основного компонента, включает альгинат натрия с модифицирующими добавками (D-аспарагин и силикат натрия (или силикат калия), что, в отличие от биогеля на основе альгината натрия с добавлением хитозана, позволяет регулировать скорость биодеградации, механические свойства и морфологию образующегося в тканях, после введения геля, тканеинженерного конструкта.
Гидрогель, предлагаемый для заполнения дефектов биологических тканей, в том числе крупных мышечных дефектов, состоит из (в мас.%):
— альгинат натрия от 5% до 10% по массе
— D-аспарагин от 0,01% до 1% по массе
— силикат натрия (или силикат калия) от 0,05% до 1% по массе
— остальное — высокоочищенная вода.
Разброс массовых долей компонентов препарата обусловлен различием к предъявляемым требованиям по структурным и механическим характеристикам гидрогелевого имплантата. Повышение содержания альгината натрия в пределах предложенных мас.% позволяет увеличить плотность, прочность, а также сократить размер ячеек формирующегося в тканях, после введения гидрогеля, конструкта. Варьируя процентное содержание альгината натрия, можно заполнять дефекты разных по своим механическим свойствам и строению тканей.
С ростом содержания D-аспарагина, обладающего антипролиферативными свойствами, увеличивается временной отрезок от имплантации гидрогеля до заселения его клетками, что препятствует его инкапсуляции соединительнотканной оболочкой и тормозит массивное заселение образующегося конструкта пролиферирующими фибробластами.
С ростом содержания силиката натрия (или силиката калия) в образующемся после имплантации гидрогеля конструкте, увеличивается содержание кремниевых кислот, которые повышают прочность и значительно продлевают время существования образующегося в тканях полимерного каркаса, предназначенного для заселения клетками регенерирующей ткани.
Читайте также: Костюм скандин цвет кмф дымка куртка полукомбинезон ткань алова
Техническим результатом изобретения является внутримышечное введение гидрогеля на основе альгината натрия, D-аспарагина и силиката натрия (или силиката калия), что проявляется на 40-е сутки от начала исследования наличием мелкоячеистого конструкта, с единичными клетками, находящимися в стенках его ячеек, на границе имплантата видны клетки с удлиненными ядрами, по морфологии сходные с миоцитами, признаков образования фиброзной капсулы вокруг имплантата не выявлено.
Таким образом, применение имплантатов на основе предлагаемого альгинатного геля модифицированного силикатом натрия (или силикатом калия) с добавкой D-аспарагина перспективно для разработки нового метода лечения грубых дефектов мышечной ткани.
Основными компонентами гидрогеля являются альгинат натрия, D-аспарагин и силикат натрия (или силикат калия):
Натрия альгинат — Химическая формула: (C6H7O6Na)n. Представляет собой соль альгиновой кислоты, натуральный полисахарид, добываемый из красных и бурых морских водорослей. В готовом виде он выглядит как светло-бежевый порошок, прекрасно впитывающий воду. Именно гигроскопичность натрия альгината позволяет эффективно использовать его в качестве удерживающего влагу агента, а также гелеобразователя, стабилизатора и вещества для капсулирования лекарств.
D-аспарагин — Химическая формула D-аспарагина: C4H8N2O3. D-аспарагин представляет собой белый кристаллический порошок без запаха, растворимый в воде, химическое название — правовращающий изомер моноамида аспарагиновой кислоты.
Силикат натрия — Химическая формула: Na2SiO3. Представляет собой белый мелкодисперсный порошок без определенного вкуса и запаха. Растворяясь в воде, образует вязкий раствор. В разбавленных растворах силикат натрия распадается на анионы кремниевой кислоты и катионы натрия. Под действием на силикат натрия кислот образуются кремниевые кислоты, степень полимеризации которых зависит от условий протекания химической реакции.
Силикат калия — Химическая формула: K2SiO3. Представляет собой белый мелкодисперсный гигроскопичный порошок без определенного вкуса и запаха. Растворяясь в воде, образует вязкий раствор. В разбавленных растворах силикат калия распадается на анионы кремниевой кислоты и катионы калия. Под действием на силикат калия кислот образуются кремниевые кислоты, степень полимеризации которых зависит от условий протекания химической реакции.
Препарат получают путем растворения 0,5-1 г порошка D-аспарагина в 50 мл высокоочищенной воды в термостате при 40°C, далее к полученной смеси при постоянном помешивании добавляют 5-10 г порошка альгината натрия, полученную смесь выдерживают в термостате при 45°C в течение суток. Далее проводят растворение 0,05-1 г силиката натрия (или силиката калия) в 30 мл высокоочищенной воды. Затем проводят смешивание приготовленных раствором, полученную смесь доводят до 100 мас.% высокоочищенной водой и обрабатывают в гомогенизаторе при 10 тыс. об/мин, в течение 30 минут, при обязательном охлаждении стакана гомогенизатора на ледяной бане. На заключительном этапе препарат выдерживают в термостате при 45°C в течение 12 часов, затем гидрогель готов к использованию.
Препарат апробирован на 24 белых нелинейных самцах крыс средней массой 272±15 грамм, с помощью внутримышечной инъекции в левую бедренную мышцу крыс вводили полученный гидрогель, далее, под влиянием катионов кальция, содержащихся в биологических жидкостях, происходила его полимеризация, с образованием ячеистого конструкта. Эвтаназию проводили на 40 сутки от начала исследования путем декапитации предварительно наркотизированных крыс. Мышцы фиксировали в 10% нейтральном растворе параформальдегида. Выполняли проводку образцов через изопропанол, с последующей заливкой в парафин. Парафиновые блоки нарезали на срезы толщиной 10 мкм на микротоме МПС-2 (СССР). Окрашивание микропрепаратов проводили гематоксилином и эозином.
На микропрепаратах мышечной ткани, полученных от крыс, получивших внутримышечную инъекцию препарата, на границе с геля с мышцей, в перемычках образующихся сетчатых структур каркаса появились единичные клетки с удлиненными ядрами (предположительно миоциты). Признаков наличия соединительнотканной капсулы вокруг имплантата не выявлено. Результаты эксперимента подтверждены на рис. 1 и 2, на которых прослеживается ячеистая структура образующегося после введения гидрогеля каркаса, расположенные в области стенок ячеек каркаса клетки с удлиненными ядрами.
Пример 1. Нелинейный самец крысы, массой 265 гр, получил инъекцию 0,5 мл препарата в мышцы правого бедра. Для операции применяли золетил-ксилазиновый наркоз. Эвтаназия была проведена на 40 сутки, после чего, с помощью экзартикуляции, от трупа отделяли правую заднюю конечность, затем удаляли с нее шкуру и голень. Мышцы бедра фиксировали в 10% нейтральном растворе параформальдегида. Выполняли проводку образцов через изопропанол, с последующей заливкой в парафин. Парафиновые блоки нарезали на срезы толщиной 10 мкм на микротоме МПС-2 (СССР). Окрашивание полученных гистологических срезов проводили гематоксилином и эозином, далее после обезвоживания в ряду спиртов микропрепарат заключали под покровное стекло с помощью полистироловой смолы. Приготовленный микропрепарат, сфотографировали с помощью камеры Levenhuk-230 (США). Результаты эксперимента подтверждены рис. 1 и 2, где рис. 1 показывает область сформировавшегося из введенного препарата сетчатого каркаса и расположенные рядом волокна поперечно-полосатой скелетной мышечной ткани. На границе с мышцей, в перемычках сетчатого каркаса, видны единичные клетки с удлиненными ядрами (предположительно миоциты), фото сделано под увеличением в Х40 (окраска гематоксилином эозином). На рис. 2 виден сетчатый каркас с единичными клетками, расположенными в стенках его ячеек, прослеживаются отдельные участки, морфологически сходные с формирующимися мышечными волокнами, фото сделано под увеличением X100 (окраска гематоксилином эозином).
Тканевая инженерия — окно в современную медицину
Тканевая инженерия — окно в современную медицину
В перспективе тканевая инженерия, если и не приведет к бессмертию, то уж точно сделает решение многих современных проблем медицины более чем реальным.
Автор
Редакторы
Статья на конкурс «био/мол/текст»: Петр I мечтал «прорубить окно в Европу», а ученые нашего времени — окно в современную медицину. Сочетание «медицина + биотехнология» нашло свое отражение в тканевой инженерии — технологии, открывающей возможность восстановления утраченных органов без трансплантации. Методы и результаты тканевой инженерии поражают: это получение живых (а не искусственных!) органов и тканей; регенерация тканей; печать кровеносных сосудов на 3D-принтере; использование «тающих» в организме хирургических шовных нитей и многое другое.
Читайте также: Хорошая ткань для сумок
Конкурс «био/мол/текст»-2011
Эта статья представлена на конкурс научно-популярных работ «био/мол/текст»-2011 в номинации «Лучшая обзорная статья».
В последние десятилетия стали отчетливо проявляться тревожные тенденции старения населения, роста количества заболеваний и инвалидизации людей трудоспособного возраста, что настоятельно требует освоения и внедрения в клиническую практику новых, более эффективных и доступных методов восстановительного лечения больных. На рисунке 1 показано, как изменяется структура заболеваний в настоящее время.
Рисунок 1. Мировая динамика частоты заболеваний.
На сегодняшний день наука и техника предлагает несколько альтернативных путей восстановления или замены поврежденных или пораженных патологией тканей и органов:
- трансплантацию;
- имплантацию;
- тканевую инженерию.
В рамках данной статьи мы подробнее остановимся на возможностях и перспективах тканевой инженерии.
Тканевая инженерия — современная инновационная технология
Принципиально новый подход — клеточная и тканевая инженерия — является последним достижением в области молекулярной и клеточной биологии. Этот подход открыл широкие перспективы для создания эффективных биомедицинских технологий, с помощью которых становится возможным восстановление поврежденных тканей и органов и лечение ряда тяжелых метаболических заболеваний человека.
Цель тканевой инженерии — конструирование и выращивание вне организма человека живых, функциональных тканей или органов для последующей трансплантации пациенту с целью замены или стимуляции регенерации поврежденных органа или ткани. Иными словами, на месте дефекта должна быть восстановлена трехмерная структура ткани.
Важно отметить, что обычные имплантаты из инертных материалов могут устранить только физические и механические недостатки поврежденных тканей, — в отличие от тканей, полученных методом инженерии, которые восстанавливают, в том числе, и биологические (метаболические) функции. То есть, происходит регенерация ткани, а не простое замещение ее синтетическим материалом.
Однако для развития и совершенствования методов реконструктивной медицины на базе тканевой инженерии необходимо освоение новых высокофункциональных материалов. Эти материалы, применяемые для создания биоимплантатов, должны придавать тканеинженерным конструкциям характеристики, присущие живым тканям:
- способность к самовосстановлению;
- способность поддерживать кровоснабжение;
- способность изменять строение и свойства в ответ на факторы окружающей среды, включая механическую нагрузку.
Клетки и матриксы — основа основ для тканевой инженерии
Наиболее важным элементом успеха является наличие необходимого количества функционально активных клеток, способных дифференцироваться, поддерживать соответствующий фенотип и выполнять конкретные биологические функции. Источником клеток могут быть ткани организма и внутренние органы. Возможно использование соответствующих клеток от пациента, нуждающегося в реконструктивной терапии, или от близкого родственника (аутогенных клеток). Могут быть использованы клетки различного происхождения, в том числе первичные (рис. 2) и стволовые клетки (рис. 3).
Рисунок 2. Первичная клетка человека.
библиотека Федерации Киокушинкай г. Южноуральска
Рисунок 3. Стволовая клетка человека.
Первичные клетки — это зрелые клетки определенной ткани, которые могут быть взяты непосредственно от организма-донора (ex vivo) хирургическим путем. Если первичные клетки взяты у определенного организма-донора, и впоследствии необходимо имплантировать эти клетки ему же в качестве реципиента, то вероятность отторжения имплантированной ткани исключается, поскольку присутствует максимально возможная иммунологическая совместимость первичных клеток и реципиента. Однако первичные клетки, как правило, не способны делиться — их потенциал к размножению и росту низок. При культивировании таких клеток in vitro (посредством тканевой инженерии) для некоторых типов клеток возможна дедифференцировка, то есть потеря специфических, индивидуальных свойств. Так, например, хондроциты, вводимые в культуру вне организма, часто продуцируют фиброзный, а не прозрачный хрящ.
Поскольку первичные клетки не способны делиться и могут потерять свои специфичные свойства, возникла необходимость альтернативных источников клеток для развития технологий клеточной инженерии. Таковой альтернативой стали стволовые клетки.
Рисунок 4. Биокерамические изделия из ортофосфатов кальция.
Стволовые клетки — недифференцированные клетки, которые имеют способность к делению, самообновлению и дифференцировке в различные типы специализированных клеток под воздействием конкретных биологических стимулов (см.: «Была клетка простая, стала стволовая» [3]). Стволовые клетки подразделяются на «взрослые» [2] и «эмбриональные». Эмбриональные стволовые клетки образуются из внутренней клеточной массы развития зародыша на ранней стадии, а взрослые — из тканей взрослого организма, пуповины или даже плодных тканей. Однако существует этическая проблема, связанная с неизбежным разрушением человеческого эмбриона при получении эмбриональных стволовых клеток [4]. Поэтому предпочтительнее «добыча» клеток из тканей взрослого организма. Так, например, в 2007 году Шинью Яманакой (Shinya Yamanaka) из Киотского университета Японии были открыты индуцированные плюрипотентные стволовые клетки (ИПСК), получаемые из покровных тканей человека (в основном, из кожи). ИПСК открывают поистине невиданные возможности для регенеративной медицины, хотя, прежде чем они всерьез войдут в медицинскую практику, предстоит решить еще немало проблем (см.: «Снежный ком проблем с плюрипотентностью» [5]).
Для направления организации, поддержания роста и дифференцировки клеток в процессе реконструкции поврежденной ткани необходим специальный носитель клеток — матрикс, представляющий из себя трехмерную сеть, похожую на губку или пемзу (рис. 4). Для их создания применяют биологически инертные синтетические материалы, материалы на основе природных полимеров (хитозан, альгинат, коллаген) и биокомпозиты. Так, например, эквиваленты костной ткани получают путем направленной дифференцировки стволовых клеток костного мозга, пуповинной крови или жировой ткани в остеобласты, которые затем наносят на различные материалы, поддерживающие их деление (например, донорскую кость, коллагеновые матрицы и др.).
«Фирменная» стратегия тканевой инженерии
На сегодняшний день одна из стратегий тканевой инженерии такова:
- Отбор и культивирование собственных или донорских стволовых клеток.
- Разработка специального носителя для клеток (матрицы) на основе биосовместимых материалов.
- Нанесение культуры клеток на матрицу и размножение клеток в биореакторе со специальными условиями культивирования.
- Непосредственное внедрение тканеинженерной конструкции в область пораженного органа или предварительное размещение в области, хорошо снабжаемой кровью, для дозревания и формирования микроциркуляции внутри конструкции (префабрикация).
Матриксы через некоторое время после имплантации в организм хозяина полностью исчезают (в зависимости от скорости роста ткани), а в месте дефекта останется только новая ткань. Также возможно внедрение матрикса с уже частично сформированной новой тканью («биокомпозит»). Безусловно, после имплантации тканеинженерная конструкция должна сохранить свои структуру и функции в течение периода времени, достаточного для восстановления нормально функционирующей ткани в месте дефекта, и интегрироваться с окружающими тканями. Но, к сожалению, идеальные матриксы, удовлетворяющие всем необходимым условиям, пока не созданы.
Читайте также: Ткань самая красивейшая как правильно
Кровеносные сосуды из принтера
Перспективные тканеинженерные технологии открыли возможность лабораторного создания живых тканей и органов, но перед созданием сложных органов наука пока бессильна. Однако сравнительно недавно ученые под руководством доктора Гунтера Товара (Gunter Tovar) из Общества Фраунгофера в Германии сделали огромнейший прорыв в сфере тканевой инженерии — они разработали технологию создания кровеносных сосудов. А ведь казалось, что капиллярные структуры создать искусственно невозможно, поскольку они должны быть гибкими, эластичными, малой формы и при этом взаимодействовать с естественными тканями. Как ни странно, но на помощь пришли производственные технологии — метод быстрого прототипирования (другими словами, 3D-печать). Подразумевается, что сложная трехмерная модель (в нашем случае кровеносный сосуд) печатается на трехмерном струйном принтере с использованием специальных «чернил» (рис. 5).
Рисунок 5. Технология «печати» искусственного кровеносного сосуда.
Принтер наносит материал послойно, и в определенных местах слои соединяются химически. Однако заметим, что для мельчайших капилляров трехмерные принтеры пока недостаточно точны. В связи с этим был применен метод многофотонной полимеризации, используемый в полимерной промышленности. Короткие интенсивные лазерные импульсы, обрабатывающие материал, так сильно возбуждают молекулы, что они взаимодействуют друг с другом, соединяясь в длинные цепочки. Таким образом, материал полимеризуется и становится твердым, но эластичным, как естественные материалы. Эти реакции настолько управляемы, что с их помощью можно создавать мельчайшие структуры по трехмерному «чертежу».
А для того, чтобы созданные кровеносные сосуды могли состыковаться с клетками организма, при изготовлении сосудов в них интегрируют модифицированные биологические структуры (например, гепарин) и «якорные» белки. На следующем этапе в системе созданных «трубочек» закрепляются клетки эндотелия (однослойный пласт плоских клеток, выстилающий внутреннюю поверхность кровеносных сосудов) — для того, чтобы компоненты крови не приклеивались к стенкам сосудистой системы, а свободно транспортировались по ней.
Однако прежде чем действительно можно будет имплантировать выращенные в лаборатории органы с собственными кровеносными сосудами, пройдет еще какое-то время.
Давай, Россия, давай вперед!
Без ложной скромности скажем, что и в России создана научная основа для практического применения биомедицинских материалов нового поколения. Интересную разработку предложила молодой учёный из Красноярска Екатерина Игоревна Шишацкая (рис. 6) — растворимый биосовместимый полимер биопластотан [7]. Суть своей разработки она объясняет просто: «в настоящее время практические медики испытывают большой дефицит материалов, способных заменить сегменты человеческого организма. Нам удалось синтезировать уникальный материал, который в состоянии заменить элементы органов и тканей человека». Разработка Екатерины Игоревны найдет применение, прежде всего, в хирургии. «Самое простое — это, например, шовные нити, сделанные из нашего полимера, которые растворяются после того, как зарастает рана, — говорит Шишацкая. — Также можно делать специальные вставки в сосуды — стенты. Это маленькие полые трубки, которые используют, чтобы расширить сосуд. Через некоторое время после операции сосуд восстанавливается, а полимерный заменитель растворяется» [8].
Рисунок 6. Лауреат премии Президента РФ Екатерина Игоревна Шишацкая.
Первый опыт трансплантации тканеинженерной конструкции в клинике
Рисунок 7. Паоло Маккиарини, мастер-класс которого «Клеточные технологии для тканевой инженерии и выращивания органов» прошел в Москве в 2010 году.
Осенью 2008 года руководитель клиники Университета Барселоны (Испания) и Медицинской школы Ганновера (Германия) профессор Паоло Маккиарини (Paolo Macchiarini; рис. 7) провел первую успешную операцию по трансплантации биоинженерного эквивалента трахеи пациентке со стенозом главного левого бронха на протяжении 3 см (рис. 8) [11].
В качестве матрикса будущего трансплантата был взят сегмент трупной трахеи длиной 7 см. Чтобы получить природную матрицу, по свойствам превосходящую все то, что можно сделать из полимерных трубок, трахею очистили от окружающей соединительной ткани, клеток донора и антигенов гистосовместимости. Очищение заключалось в 25 циклах девитализации с применением 4%-деоксихолата натрия и дезоксирибонуклеазы I (процесс занял 6 недель). После каждого цикла девитализации проводили гистологическое исследование ткани для выявления количества оставшихся ядросодержащих клеток, а также иммуногистохимическое исследование на наличие в ткани антигенов гистосовместимости HLA-ABC, HLA-DR, HLA-DP и HLA-DQ. Благодаря биореактору собственной разработки (рис. 9) ученые на поверхность медленно вращающегося отрезка трахеи равномерно нанесли шприцем суспензию клеток. Затем трансплантат, наполовину погруженный в среду для культивирования, вращался вокруг своей оси с целью попеременного контакта клеток со средой и воздухом.
Рисунок 8. Операция по пересадке пациентке трахеи.
Рисунок 9. Биореактор для создания тканеинженерного эквивалента трахеи. А — схема биореактора, вид с боку. Б — герметизация биореактора. В — биореактор с тканеинженерным эквивалентом трахеи in situ. Г — биореактор после удаления эквивалента трахеи. Д — вид эквивалента трахеи непосредственно перед операцией.
Эквивалент трахеи находился в биореакторе 96 часов; затем его трансплантировали пациентке. При операции был полностью удален главный левый бронх и участок трахеи, к которому он примыкал. В образовавшийся промежуток вшили трансплантат, а некоторое несоответствие диаметров просветов тканеинженерного эквивалента и бронха реципиента было преодолено благодаря эластичности донорской ткани.
По истечении десяти суток после операции пациентка была выписана из клиники без признаков дыхательной недостаточности и иммунной реакции отторжения трансплантата. По данным компьютерной томографии, с помощью которых была сделана виртуальная 3D реконструкция дыхательных путей, тканеинженерный эквивалент был практически неотличим от собственных бронхов пациентки (рис. 10).
Рисунок 10. Виртуальная 3D-реконструкция дыхательных путей по данным компьютерной томографии и бронхоскопии перед операцией (А, Б) и через 1 месяц и после замены стенозного участка левого главного бронха тканеинженерным эквивалентом (В, Г). Стрелкой указан стеноз.
- Свежие записи
- Балкон в многоквартирном доме: является ли он общедомовым имуществом?
- Штраф за остекление балкона в 2022: что это и как избежать наказания
- Штраф за мусор с балкона: сколько заплатить за выбрасывание окурков
- Оформление балконного окна: выбираем шторы из органзы
- Как выбрать идеальные шторы для маленькой кухни с балконом