Материалы для конструирования искусственных органов

Материалы для конструирования искусственных органов.

Патология, сопровождаемая выходом из строя жизненно важных органов (сердца, легких, печени, почек, поджелудочной железы), приводит к смерти пациента, если не функционирующий орган не удается заменить. Трансплантатом может служить орган другого человека или искусственный орган, разработанный с использованием новейших биомедицинских технологий. Негативными моментами, связанными с трансплантацией донорских органов, являются их дефицит и проблемы с иммунноотторжением. Последнее делает необходимым пожизненный прием пациентами дорогостоящих лекарственных препаратов, подавляющих иммунитет, что сопровождается серьезными побочными эффектами. Искусственные органы имеют ряд преимуществ, так как их имплантация требует меньших затрат времени, они изготавливаются массово, что сокращает время «ожидания» нуждающихся. Однако жизненно важные органы очень сложны, и их изготовление весьма трудоемко и требует специализированных высокофункциональных материалов и устройств. Клиническое применение искусственных органов в настоящее время ограничено только временным поддержанием функций жизненно важных органов и не обеспечивает многолетнего их функционирования. Более оптимистичная ситуация при замене менее важных органов (органы чувств, кровеносные сосуды, клапаны сердца). Успех конструирования искусственных органов во многом определяется наличием и выбором адекватного биоматериала. Активная разработка новых материалов медицинского назначения привела к тому, что в настоящее время широкий спектр биосовместимых материалов весьма успешно применяют для изготовления различных эндопротезов и устройств, предназначенных для замены десятков (около 40) различных частей человеческого организма.

Для создания тканей и органов применяются в основном синтетические материалы, материалы на основе природных полимеров (хитозан, альгинат, коллаген), а также биокомпозитные материалы (табл. 3).Таблица 3. Классы биоматериалов, применяемых в тканевой инженерии. Коллаген практически не имеет антигенных свойств. Использованный в качестве матрицы, он разрушается за счет ферментативного гидролиза и структурно замещается собственными белками, синтезируемыми фибробластами. Из коллагена могут быть изготовлены матрицы с заданными свойствами для реконструкции практически любых органов и тканей. Являясь естественным тканевым (межклеточным) белком, он оптимально подходит в качестве носителя культуры клеток, обеспечивая рост и развитие ткани. Альгинат – полисахарид из морских водорослей, может быть использован в качестве матрицы-носителя, однако не обладает достаточной биологической совместимостью и оптимальными механическими свойствами. Обычно он используется в виде гидрогелей для восстановления хрящевой и нервной ткани.

Хитозан – азотсодержащий полисахарид, который является основной составляющей наружного покрова насекомых, ракообразных и паукообразных. Этот биоматериал получают из хитиновых панцирей ракообразных и моллюсков. В настоящее время заслуживает внимания комбинированный по составу препарат – коллагеново-хитозановый комплекс. В ходе лабораторных и клинических исследований была показана его инертность и способность сохранять жизнеспособность клеточной культуры как in vitro, так и in vivo. Этот комплекс разрешен Минздравом РФ в качестве перевязочного, ранозаживляющего средства и уже используется в клинической практике в хирургии и стоматологии

Одними из первых в тканевой инженерии стали применяться биодеградируемые синтетические биоматериалы на основе полимеров органических кислот, например молочной (PLA, полилактат) и гликолевой (PGA, полигликолид). При этом в состав полимера может входить как один тип кислотного остатка, так и их сочетания в различных пропорциях.

Почка была первым органом, для которого был создан искусственный конструктор. В 1940-х годах Кольфом был изобретен аппарат диализа, который стал искусственной заменой почки. Роль этого парного внутреннего органа в функционировании организма велика; почки поддерживают равновесие состава крови, контролируя давление, объем и кислотность крови, регулируя концентрации химических веществ, синтезируя гормоны, и выполняют роль фильтров. Почки могут быть повреждены вследствие наследственных дефектов, а также травм и многих заболеваний. Удаление продуктов обмена и воды почками – это весьма сложный процесс для имитирования. Почечная недостаточность последней степени может быть исправлена посредством диализа или трансплантации донорской почки. Диализ – это одновременная диффузия и фильтрация, отличающиеся от естественной функции почек; этот процесс прост, но весьма эффективен. Диализаторы используют для удаления избыточной жидкости из организма и растворимых продуктов обмена. Обменники (фильтрующие элементы диализатора) должны иметь высокую проницаемость для воды и полярных растворимых веществ, для их изготовления используют производные целлюлозы, пористые волокна из полисульфона, полиметилметакрилата или поликарбонатов. Диализат должен содержать заданные физиологические концентрации ионов и питательных веществ, чтобы исключить потери этих компонентов из организма. Диализ – это эффективный и спасительный раствор, но он не идеален при почечной недостаточности. Аппарат диализа удаляет мочевину и неизрасходованные питательные вещества, такие как вода, сахара и соли из крови, заменяя этим функцию естественной почки. Однако естественная почка также перенаправляет неиспользованные питательные вещества обратно в организм; это процесс, который диализ выполнить не может. В среднем пациент подвергается гемодиализу три раза в неделю в течение 5–6 часов за одно лечение, при этом пациент тратит время, а службы здравоохранения – огромные средства. В ряде исследовательских центров Европы и США начата разработка биоискусственной почки. Созданы модели, которые содержат обычный патрон-гемофильтр и биореакторную камеру с устройством стимуляции почечного канальца, включающее 109 клеток почечного проксимального канальца. Такая биоискусственная почка направляет питательные элементы по трубкам, обложенным почечными клетками, повторно поглощающими полезные питательные вещества и отсылающими их через пористые стеки трубок в кровь. В настоящее время устройство проходит ограниченные клинические испытания. Ученые сумели создать 3D-почку. Для этого больной орган тщательно сканируется, из него берется образец тканей, а на основе этих данных при помощи компьютерных технологий моделируется 3D-изображение новой почки, включая внутреннее строение. Затем специальный трехмерный принтер воссоздает структуру нового органа послойно, согласно запрограммированному образцу, отображающему даже сосуды. Воссоздание продолжается в течение 6-7 часов, затем результаты распечатываются. Основой структуры искусственной почки стали мембраны с полыми волокнами, которые обычно используются в традиционном способе лечения гемодиализом.

Искусственные легкие. Легкие обменивают двуокись углерода в крови на кислород. Каждое легкое содержит маленькие воздушные мешочки – альвеолы, подвешенные в сетке узких капилляров, позволяющих только одному эритроциту проходитьпо ним одновременно. Каждая клетка выделяет двуокись углерода и поглощает кислород через мембраны альвеол. Легкое содержит 40 различных типов клеток, структура которых является слишком сложной для того, чтобы ее можно было построить искусственно, и все функции легкого до конца не исследованы. Поэтому в настоящее время разработаны только машины содействия дыханию и газообмену. Во время хирургических операций кровь удаляется из организма, и функцию оксигенации и удаления продуктов обмена, а также возвращения крови в организм осуществляют газообменники (оксигенаторы). В клинической практике применяют оксигенаторы различных конструкций: пузырьковые, мембранные, пористые. В пузырьковых оксигенаторах газобмен происходит непосредственно на пленке между кровью/газом вокруг каждого пузырька. Преимущество этой конструкции в наличии огромной площади поверхности для обмена при минимальном пограничном слое в результате того, что кровь и фазы газа перемешиваются. Контроль скорости относительной транспортировки можно осуществлять по размеру пузырьков, диаметр которых, как правило, составляет 30–50 мкм. Недостаток пузырькового оксигенатора в том, что кровь постоянно образует новые разделы фаз «кровь-газ», негативно влияющие на клетки крови и белки плазмы. Поэтому такие оксигенаторы используют в случае кратковременных процедур подключения пациентов к газообменнику. В мембранных оксигенаторах кровь непосредственно не соприкасается с газом, так как они разделены мембраной (толщина 0,2–0,4 мкм). Материал мембраны должен быть газорастворимым. Как правило, для этого используют полимерные материалы (силоксаны, полипропилен, силикон). Эффективность насыщения крови кислородом определяется свойствами используемого полимерного материала; чем выше значение проницаемости (Dα), тем эффективнее процесс газообмена (PCO2/PO2). У целлюлозы проницаемость составляет величину порядка 25, а эффективность газообмена около 18; у силоксана соответственно 1000 и 5; у полиэтилена – 12 и 3. Для придания жесткости мембране фильтрующий слой укрепляют жестким макропористым слоем с размером пор в несколько мкм. Площадь мембраны в оксигенаторе достаточна большая, не менее 2–5 м2, поэтому мембрана скручена в виде спирали с пространством для крови и газа порядка 1–3 мм. Полимерные мембраны из полых волокон или листов с многочисленными порами диаметром 1 мкм представляют собой пористые мембранные оксигенаторы. Цилиндрическое устройство заполняется пучками полых волокон. Через внутренний канал волокон или через зазоры между волокнами течет кровь. Диаметр пространства для крови может быть очень незначительным около 100 мкм. Связано это с тем, что многочисленные волокна смачиваются параллельно, поэтому сопротивление потоку и сдвигу, прилагаемое к крови, очень низкое. В данной конструкции оксигенатора силы поверхностного натяжения препятствуют прохождению крови через поры волокон (или мембраны), в результате газ осуществляет обмен на постоянном стыке фаз «газ/кровь», образуемый при попадании крови в устройство, поэтому взаимодействие газа и крови сводится к минимуму. Сравнительно недавно в Институте трансплантологии и искусственных органов Росздрава разработан имплантируемый катетер с источником кислорода, который вставляется в полую вену (вену, возвращающую кровь к сердцу) для оказания помощи пациентам с хроническими и острыми легочными заболеваниями. По мере того как кровь проходит катетер, она вновь обогащается кислородом. Устройство может обеспечить взрослого половиной того кислорода, который нужен для дыхания продолжительностью до 2 недель, поэтому оно полезно в качестве краткосрочного устройства помощи дыханию, пока естественные легкие восстанавливаются после травмы или заболевания.

Искусственное сердце. Болезни сердца – главная причина смертности, из-за которой каждый год умирает несколько миллионов людей. При потере функциональной способности сердечной мышцы для частичного или полного восстановления насосной функции сердца достаточно часто приходится прибегать к имплантированию технических устройств, имитирующих насосную функцию сердца. Для этого разрабатываются эндопротезы целого сердца или устройства, выполняющие функцию левого желудочка. К имплантации подобных устройств прибегают, как правило, у пациентов, ожидающих очереди для пересадки донорского сердца. После создания аппаратов искусственного кровообращения, сделавших возможным отключение сердца на время операции, стало возможным проведение работ по замещению сердца инженерными конструкциями. Эндопротезы сердца активно стали разрабатывать в США и СССР с конца 1960-х гг. Были сформулированы основные требования, предъявляемые к конструкторам сердца и материалам для их изготовления. Прежде всего, насосная функция искусственного сердца (ИС) должна удовлетворять потребности организма и иметь надежный источник энергии для функционирования. Очень важным моментом является использование тромборезистентного материала, исключающего тромбообразование и травмирование клеточных компонентов крови. Устройство должно по размерам соответствовать грудной полости для размещения конструкции и стабильно работать в штатном режиме на заданный срок функционирования. Для изготовления элементов искусственного сердца, применяемые на первых порах материалы (тефлон, натуральный каучук, полиметилметакрилат, поливинилхлорид) оказались малопригодными для длительного функционирования. Далее были рассмотрены в качестве вариантов свойств поверхностей элементов конструкции ИС материалы с гладкой поверхностью, а также материалы с пористой и неровной поверхностями. Хорошие результаты были получены при использовании для изготовления элементов искусственного сердца сегментированных полиуретанов с гладкой поверхностью. Повышение прочности полиуретанов возможно армированием их сетками, изготавливаемыми из политерефталата. Для изготовления элементов, контактирующих с кровью, применяют высокочистые металлы с чистотой поверхности не ниже 10-го класса. Для ряда элементов конструктора сердца используют силиконовые резины. Конструкции искусственного сердца представляют собой одну или две автономные емкости, снабженные входным и выходным клапанами (аналоги желудочков сердца). Искусственные желудочки отделены мембраной от пневматической камеры переменного объема за счет нагнетаемого или откачиваемого воздуха. В зависимости от модели ИС камеры изготавливали диафрагменного или мешочного типов. В последнем мембрана представляет собой цельный мешок, в который нагнетается воздух. В конструкторе диафрагменного типа мембрана выполнена в виде эллипсоидной диафрагмы, фиксированной к стенке искусственного желудочка. Одной из первых моделей искусственного сердца были конструкторы ИС типа «Поиск» (разработка НИИ трансплантологии и искусственных органов Росздрава) и Джавик-7, разработанный в США. Модель ИС Джавик-7, представляющий собой четырехкамерный полиуретановый агрегат с двумя диафрагменными насосами и четырьмя механическими клапанами, подсоединялся к организму и был рассчитан на службу в течение 4–5 лет; его эксплуатация предусматривала использование проводов, проходящих через кожу к внешнему аккумулятору. В 1980-х годах этот конструктор сердца проходил клинические испытания, но не позволил добиться долгосрочного успеха, хотя и служил в качестве запасного сердца для поддержания жизни пациентов в течение коротких периодов времени (1 неделя), пока они ожидали трансплантатов. В 70-е и 80-е годы прошлого века разнообразные модели эндопротеза сердца были разработаны в СССР и США. Отечественные конструкции искусственного сердца дифрагменного типа с камерой для крови, изготовленной из сегментированных полиэфируретанов, «Витур» и «Гемотан» были разработаны в СКТБ МТ им. П. О. Сухого. В одной из моделей впервые в мировой практике были использованы трехстворчатые лепестковые клапаны, что позволило улучшить гемодинамику и снизить вероятность тромбообразования. (рис. 2.14). Эта модель ИС представлена двумя овальными конструкциями с воздушными камерами, снабженные эллипсоидной диафрагмой и клапанами и представляет собой портативное устройство (120 см длиной, 110 см шириной и 80 см высотой) весом порядка 210 г, с объемом заполнения 120–140 см3и ударным объемом 80–100 см3. Большое разнообразие моделей эндопротезов целого сердца было создано в США. С к онца 1990-х г г. в Е вропе и США в к линической практике начали имплантировать ряд конструкторов сердца. Полностью пересаженное искусственное сердце было имплантировано в июле 2001 г. Роберту Тулзу, 59-летнему американцу, в штате Кентукки. Устройство весом 1 кг, называемое «АбиоКор», имело размер грейпфрута. Господин Тулз умер через 4 месяца из-за плохого общего состояния здоровья. В настоящее время в США и Европе имплантируют конструктор искусственного сердца «MicroMed DeBakey Ventricular Assist Device™», разработанный и серийно выпускаемый фирмой «Johnson Space Center» Национальной Астронавтической Федерацией США. Весьма удачной считается другая модель – «Penn Sate’s», также разработанная в США. Серьезной проблемой является разработка надежного привода, способного функционировать вне или внутри организма. Пока не реализована возможность использования ядерного источника энергии для ИС, способного длительно и стабильно функционировать. Новые возможности, представляемые новейшими биомедицинскими технологиями, связанные с техникой клеточной и тканевой инженерии, открыли пути для конструирования эндопротезов сердца принципиально новыми методами. Однако до недавнего времени попытки создать функциональный эквивалент миокарда не удавались из-за невозможности восстановления коронарного кровотока, то есть повторения его ангиоархитектоники и автономной проводящей системы. Прорывной результат по конструированию функционального сердца методом реперфузии и ретрансплантации кардиомиобластов достигнут в 2007 г. исследовательской группой Дорис Тайлор из университета Миннесоты (США). Полученные от взрослых особей 28 сердец были девитализированы, отмыты и заселены эмбриональными крысиными кардиомиоцитами. Таким образом, передовые технологии тканевой инженерии 3-го поколения позволили воплотить в жизнь идею функционирующего сердца. Внутренние искусственные сердца, такие как делают в AbioCor (изображение выше) существуют сегодня, но из-за тенденции сформировывать вызывающие сердечный удар кровяные сгустки, они устанавливаются лишь сердечникам, ждущим пересадку органа.

Гибридная печень Печень – большой и сложный орган, образованный мультифункциональными клетками, которые в зависимости от локализации и удаления от источника артериальной крови, имеют тысячи функций. Печень регулирует белковый обмен, уровень жиров и углеводов в крови, факторов свертывания крови, синтезирует множество важных для жизнедеятельности химических веществ и очищает кровь от токсинов. Это множество функций пока не удается имитировать с помощью искусственного органа. Наиболее успешно в настоящее время решается функция детоксикации крови клиническими методами с использованием плазмофореза и криофильтрации. Однако обаметода делают необходимым частые посещения клиники больными. Перспективным способом замены поврежденной печени в настоящее время является технология замены поврежденной печени гибридом искусственной ткани, так называемого конструктора, полученного методом тканевой инженерии. Второй путь лечения печеночной патологии, активно разрабатываемый в настоящее время, – имплантация в поврежденную печень стволовых клеток. Основными трудностями при разработке биоискусственной печени являются слабая пролиферативная активность клеток печени при культивировании и их низкая жизнеспособность. Для повышения физиологической активности гепатоцитов разрабатываются два подхода: внутримышечная имплантация пула изолированных гепатоцитов в микро- или макрокапсулах, изготовленных из полимерных материалов (типа альгината и агарозы); перфузия крови или плазмы пациента с использованием экстракорпоральных устройств, содержащих свободную взвесь функционирующих донорских гепатоцитов (в основном, свиных) или гепатоцитов, иммобилизованных на поверхности полимерных матриксов или в объеме. Есть данные о том, что инкапсулированные гепатоциты, вводимые интраперитониально, в течение небольшого срока (7–10 дней) способны заменять функцию печени. Однако по истечении 4–6 недель инкапсулированные гепатоциты теряют функциональную активность. Одной из причин этого может быть разрушение капсулы. Для депонирования гепатоцитов описаны положительные примеры использования для этих целей пористых гранул на основе поливинилформальдегида, а также полупроницаемых полых волокон типа Plasmaphan (AKZO-NOBEL, Wuppertal, Германия) с диаметром пор ~ 0,5 мкм. Разрабатываются экстракорпоральные системы, представляющие собой коллагеновый гель с иммобилизованными в нем гепатоцитами; в качестве носителей гепатоцитов исследуются полимерные двухмерные матриксы, изготовленные из сополимеров молочной и гликолевой кислот, модифицированные коллагеном. Успехи в области конструирования биоискусственной печени с применением гепатоцитов млекопитающих позволили начать применение таких конструкций в клинических условиях для поддержки функции печени у пациентов, ожидающих проведения ортотопической трансплантации печени.