Tissue Engineering in Cardiovascular Surgery: Evolution and Contemporary Condition of the Problem

Full Text

Клапанная патология является одной из наиболее распространенных форм сердечно-сосудистых заболеваний, причем ежегодно заболеваемость увеличивается. По данным «Американской Ассоциации Сердца» ежегодно в Соединенных Штатах Америки оперативное вмешательство по поводу заболеваний клапанов сердца требуется более чем 275 тысячам взрослых и 44 тысячам новорожденных пациентов [1]. Взаимодействие генетических, клеточных и экологических факторов в этиологии пороков клапанов сердца полностью не изучено, но последние данные свидетельствуют о том, что изменения в процессе морфогенеза, такие как Notch1, могут приводить к развитию патологии клапанов у новорожденных и взрослых [2]. Реконструктивная хирургия является традиционным лечением клапанных пороков [3]. Большое внимание в данной области кардиохирургии, в особенности – детской, уделяется процедурам, направленным на формирование пути оттока из правого и левого желудочка сердца. Проблема выбора оптимального кондуита для реконструкции выводного тракта по-прежнему остается открытой. Среди всего многообразия имеющихся в наличии кондуитов (гомографты, ксеновенозные и ксеноперикардиальные кондуиты, дакроновые протезы) нет ни одного, отвечающего параметрам идеального графта [4-7]. Подвергаясь агрессивному воздействию со стороны организма реципиента, а также в результате дегенеративных процессов кондуит со временем теряет свои исходные свойства, и его функция нарушается [8].
Все большее внимание уделяется невозможности роста данных типов кондуита по мере роста и развития организма, что крайне важно для больных педиатрической группы. Вследствие этого ребенку до достижения совершеннолетия необходимы несколько операций, которые сопровождаются высоким риском осложнений [3]. Таким образом, тканевая инженерия является перспективным подходом в хирургии врожденных и приобретенных пороков сердца, позволяющим преодолеть недостатки существующих вариантов лечения.
В данном обзоре освещены современные методы изготовления тканеинженерных клапанов сердца и кондуитов, обсуждаются существующие проблемы и потенциальные пути их решения.
Развитие тканевой инженерии
Тканевая инженерия начала развиваться с середины 80-х годов прошлого столетия, с работ C.Vacanti и R.Langer, изучавших новую технологию “human ear on the mouse back” [9]. Тогда же С.Vacanti с соавторами [9] начали изучать потенциал тканевой инженерии в хирургии клапанов сердца. В этот же период R.Nerem и соавторы [10] инициировали исследование для создания биодеградируемых графтов кровеносных сосудов. Целью данных исследований было создание уникальных биоконструкций, обладающих способностями к регенерации, ремоделированию и росту, что позволило бы заменить существующие синтетические и биологические протезы. Более того, потенциал роста этих конструкций представлял особый интерес для хирургии врожденных пороков сердца и сосудов, с целью избежать повторных хирургических вмешательств.
Первые тканеинженерные графты были относительно просты и полностью не отвечали критериям идеального трансплантата, но были первым шагом на пути реализации проектов в области тканевой инженерии [11]. Клетками, полученными от пациента и культивированными in vitro, заселяли трехмерные нерезорбируемые матрицы, которые имплантировали в зону поврежденных тканей; однако результаты этих работ не были удовлетворительными [12-14].
В 1993 г. Р. Zilla с соавторами [15] впервые достигли успеха, заселив in vitro протезы из PTFE аутологичными эндотелиальными клетками, которые являются оптимальным ресурсом для тканеинженерных конструкций сердечно-сосудистой системы, после чего М. Deutsch и соавторы [16] опубликовали первые успешные клинические результаты шунтирования артерий нижних конечностей ePTFE протезами, заселенными аутологичным эндотелием. Данные исследования, с одной стороны, доказали значительное улучшение проходимости эндотелизированных сосудистых протезов по сравнению с обычными. С другой стороны, были выявлены проблемы, возникающие in vivo после имплантации конструкций, выращенных in vitro – в частности, контаминация эндотелиальных клеток фибробластами, которые быстро нарастают на поверхности эндотелия.  Р. Dohmen и соавторы исследовали эффективность использования аортокоронарных шунтов из PTFE и ксеногенного материала (бычьей внутренней грудной артерии), заселенных in vitro аутологичными эндотелиальными клетками [17, 18]. Проходимость этих шунтов была отличной, однако большим недостатком являлся ограниченный срок хранения.
Еще одним прорывным направлением стали исследования биорезорбируемых матриц, впервые предложенных в 1993 г. С. Langer и R. Vacanti [19] в ходе разработки тканеинженерных клапанов сердца. Для создания клапанов были использованы биоразлагаемые полимеры, заселенные in vitro аутологичными эндотелиальными и интерстициальными клетками. В 1995 г. Т. Shinoka с соавторами [20] опубликовали первые результаты успешной имплантации тканеинженерных клапанов в выходной тракт правого желудочка овец. В начале 2000-х годов этой группой японских ученых были выполнены первые клинические исследования с использованием конструкций из клеток костного мозга, заселенных in vitro на матрицы из полимерных материалов или легочные аутографты [21, 21]. Тогда же Р. Dohmen и соавторы успешно имплантировали децеллюляризированный криосохраненный легочный аллографт, заселенный эндотелиальными клетками, который показал отличные результаты через 10 лет наблюдения [22, 23]. В 2014 г. Р. Dohmen и коллеги опубликовали успешные результаты имплантации заплаты из ксеноперикарда, заселенного эндотелиальными клетками, в нисходящую аорту [24]. Тем не менее, следует подчеркнуть, что, несмотря на хорошие результаты, показанные децеллюляризированными графтами, PTFE протезами и ксенокондуитами, заселенными эндотелиальными клетками, данные конструкции не обладают потенциалом роста, что ограничивает их использование в детской кардиохирургии [25].
В настоящее время наиболее перспективными материалами для создания кондуитов являются биорезорбируемые матрицы. Однако, несмотря на успешность отдельных экспериментальных работ, в данном направлении пока нет убедительных клинических результатов [26]. Впервые разработкой биодеградируемых протезов начали заниматься T. Shinoka и C. Breuer в 2001 г [27]. В эксперименте на животных авторы описали преимущества биоразлагаемых матриц с аутологичным клеточным наполнением, которые обладали потенциалом роста и биосовместимостью. Ключевыми преимуществами использования таких матриц является их резорбция in vivo, что позволяет избежать длительного присутствия инородных материалов в зоне реконструкции. Одновременно с резорбцией матрицы происходит клеточной наполнение и структурная самоорганизация вновь образованной аутологичной ткани.
Электроспиннинг
Последние достижения в тканевой инженерии значительно улучшили способы имитации экстрацеллюлярного матрикса с помощью различных технологий (микрожидкостные волокна, ротационный спиннинг, 3D-печать и самосборка), каждая из которых имеет свои преимущества и недостатки [28]. Вместе с тем, основным методом формования матриц остается электроспиннинг [29].
Впервые метод электроспининга описал J. Zeleny в 1914 г., а в 1934 г. A. Formhals модифицировал и запатентовал этот метод [30, 31]. С момента открытия метода прошло более 100 лет, однако процесс остался практически неизменным. Метод электроспиннинга основан на электростатических взаимодействиях и может быть использован для изготовления нановолокон с твердыми или полыми, с плоскими или лентообразными структурами, в зависимости от предполагаемого применения [32, 33]. Электроспиннинг является одним из самых простых, универсальных и экономичных методов изготовления микро- и нановолокон из электрифицированной жидкости [34]. Применение электроплетенных нановолокон в тканевой инженерии получило широкое распространение в последние несколько лет благодаря различным преимуществам электроспиннинга, включая простоту использования и технологичность [35].
Метод электроспиннинга использует высокое напряжение для растяжения и удлинения вязкоупругой струи, полученной из раствора полимера. При этом для образования микро- или наномасштабных волокон могут быть использованы как синтетические полимеры (резорбируемые и нерезорбируемые), как и природные биополимеры [32].
Принципы электроспиннинга
Электроспиннинг - это простой инструмент, состоящий из шприца с управляющим насосом, источника питания высокого напряжения и заземленного коллектора [32, 36]. Для изготовления нановолокон коллектор обычно соединен с противоэлектродом, а раствор полимера прокачивается через иглу шприца. Игла, в свою очередь, подключается к источнику питания, который обеспечивает напряжение в интервале 1 - 30 кВ. В присутствии электрического поля раствор полимера на кончике иглы становится электростатически заряженным и образует конус Тейлора. Как только электростатическая сила преодолеет поверхностное натяжение, струя заряженного раствора полимера выбрасывается из конуса Тейлора, ускоряется электрическим полем и становится тоньше по мере движения к заземленному коллектору. При контакте с коллектором растворитель быстро испаряется, полимерные цепи внутри струи растягиваются и струя затвердевает в нановолокне [34, 37].
Хотя процесс электроспининга достаточно прост в применении, существует множество параметров, которые могут существенно влиять на свойства производимых волокон: характеристика раствора (проводимость, вязкость, поверхностное натяжение, молекулярная масса, тип материала), электрический потенциал, скорость потока, расстояние от иглы до коллектора, внутренний диаметр иглы, форма и структура коллектора и параметры окружения (влажность, температура) [36, 38-40]. К примеру, внутренний диаметр иглы будет изменять размер конуса Тейлора, и таким образом, диаметр получаемого волокнам [36]. Многие авторы отмечают, что, меняя различные параметры или группу параметров (скорость потока, расстояние от иглы, концентрация материала, температура, влажность) можно влиять на полученный результат [36, 38-40]. Наиболее часто изучают влияние концентрации материала на диаметр и организацию волокон, так как диаметр волокна играет ключевую роль при создании тканеинженерных матриц [41]. Доказано, что диаметр волокна пропорционален концентрации раствора: чем ниже концентрация, тем меньший диаметр волокна может быть получен, ввиду большого количества растворителя в растворе, который испаряется во время процесса, оставляя полимер [42, 43]. Другие работы показывают, что при увеличении концентрации увеличивается проводимость раствора, и, если электропроводимость выше, диаметр волокна становится тоньше [44]. Подаваемое напряжение также оказывает эффект на размер волокна: по данным некоторых авторов, увеличение напряжения уменьшает диаметр волокна, тогда как другие авторы доказывают обратное [39, 41-46]. Диаметр волокна может уменьшаться за счет увеличения напряжения, поскольку возрастает сила электростатического растяжения, и в таких условиях струя ускоряется в электрическом поле, образуя более тонкие волокна [45]. С другой стороны, увеличение напряжения создает больший поверхностный заряд потока, что увеличивает его общую скорость от наконечника иглы до коллектора и, в конечном итоге, уменьшает диаметр волокна [46]. Некоторые же исследователи утверждают, что напряжение вовсе не влияет на диаметр волокон [39].
Для производства волокон методом электроспиннинга можно использовать сочетание двух материалов; для этого существует несколько техник [41]. Первая заключается в смешивании материалов до загрузки раствора в шприц, при этом оба материала должны иметь равную вязкость и хорошую растворимость в одном и том же растворителе. Другая техника – коаксиальный электроспиннинг, при котором материалы подаются раздельно и проходят через специальную коаксиальную фильеру, в результате чего волокно имеет два слоя – внутренний и наружный, расположенные коаксиально.
Несмотря на появление и бурное развитие таких технологий, как фотолитография и 3D-принтинг, электроспиннинг не оставляет лидирующих позиций вследствие простоты, низкой стоимости и высокой эффективности. За последние годы было изобретено множество модификаций методических подходов к электроспинингу: безыгольные установки, высокоскоростные вращающиеся цилиндры и т.д., благодаря чему технология электроспиннинга в настоящее время переживает переход на качественно иной уровень.
Материалы для тканевой инженерии
Наиболее сложная проблема в производстве тканеинженерных матриц - это сложность воссоздания микросреды, схожей с нативной тканью [46]. В поисках биосовместимых компонентов был изучен огромный спектр материалов и их комбинаций, однако и по сей день поиски идеального материала продолжаются. Использование натуральных полимеров заманчиво, в первую очередь, сохранением их исходных свойств, главным из которых является способность создавать и поддерживать межклеточные связи [45]. К наиболее распространенным биополимерам относятся желатин, хитозан, коллаген, альгинат и фиброин шелка: они являются биорезорбируемыми и биосовместимыми [45]. Однако их применение лимитировано недостатками, связанными с механическими свойствами. Кроме того, некоторые естественные биополимеры сложнее изготовить вследствие их сложных химических структур, плохой растворимости и высокого поверхностного натяжения [34, 37]. Эти ограничения естественных биополимеров могут быть преодолены с использованием гибридной системы, состоящей из смеси природного биополимера и биосовместимого синтетического полимера [46, 47]. Синтетические полимеры, используемые для электроспиннинга, легкодоступны, их стоимость, в отличие от натуральных компонентов, гораздо ниже, а механические свойства вариабельнее. Синтетические полимеры и сополимеры, такие, как поликапролактон, поливиниловые спирты, поли-L-лактид-капролактон в сочетании с различными наполнителями стали в настоящее время материалами выбора в производстве тканеинженерных матриц методом электроспининга [41].
Поликапролактон представляет собой биодеградируемый полиэфир, который имеет ряд преимуществ перед другими полимерами: обладает низкой вязкостью, низкой температурой плавления и устойчив к хлору, растворителям, жирам и влаге. Более того, он обладает оптимальной скоростью деградации, хорошими механическими свойствами, а также прост в применении [41]. Химическая структура поликапролактона позволяет связывать другие функциональные группы для изменения гидрофильности, адгезивности и биосовместимости. Группа авторов под руководством Walpoth и Moeller опубликовали серию статей по результатам имплантации графтов, созданных на основе поликапролактона, в позицию абдоминальной аорты крысам [48]. Проходимость графтов составила 100% без единого случая тромбоза в отсутствие антикоагулянтной или антиагрегантной терапии. Скорость деградации матрицы к 18 месяцу наблюдения составила около 78%. В данной модели невозможно судить о механической стабильности графта при полной деградации матрицы, так как жизненный цикл подопытных животных составляет около 2 лет. Существует мнение, что при сочетании поликапролактона с натуральными полимерами - коллагеном, эластином, хитозаном возможно создать графт, приближенный по свойствам к сосудам мышечно-эластического типа [49-52]. B.Tillman и соавторы изучали графты, созданные на основе поликапролактона и коллагена I типа (в соотношении 1:1) [49], а S. Wise с коллегами - двухслойные графты из поликапролактона и рекомбинантного человеческого тромбоэластина, в качестве протеза для замещения внутренней грудной артерии кролика [50]. Обе группы исследователей пишут о 100% проходимости в течение 4 недель и сниженной тромбогенности.
Cополимер капролактона и L-лактида совмещает в себе преимущества обоих полимеров с оптимальной скоростью деградации. Поли-L-лактид-капролактон впервые был использован в 2007 С. Hashi для электроформования сосудистых графтов [53]. Первые эксперименты проходили с созданием 2D-объектов, однако в последующих работах авторы применили более современные методы с крутящейся иглой и продольно смещающимся коллектором [54]. Внутреннюю поверхность графта дополнительно обрабатывали гирудином и имплантировали крысам в позицию общей сонной артерии. Группа контроля включала графты из поли-L-лактид-капролактона без обработки гирудином. Авторы показали, что необработанные графты из поли-L-лактид-капролактона имеют повышенную тромбогенность с 50% частотой окклюзии, в то время как поли-L-лактид-капролактон в сочетании с гирудином снижают риск окклюзий до 17%. R. Janairo показал на животной модели, что кондуиты из поли-L-лактид-капролактона, обработанные муцином, обладают повышенной антиагрегантной способностью, что приводит к отличной проходимости сосуда, повышенной клеточной инфильтрации микропор и быстрому клеточному заселению матрицы [55]. Тем не менее, матрицы из поли-L-лактид-капролактона не деградировали за время изучения in vivo, что ставит под сомнение образование и рост нового сосуда.
Группа исследователей под руководством S. Ramakrishna использовала сополимер поли-L-молочной кислоты и поли-ε-капролактона (в сочетании 70:30) с покрытием кондуита коллагеном после обработки графта атмосферной плазмой для улучшения гидрофильности. Внутренний диаметр протеза составил 1 мм при диаметре волокна 470 нанометров. Механическое тестирование на прочность показало, что упруго-эластические совйства электроспининговой модели ближе к характеристикам артерии человека, чем PTFE графту [56]. В пилотном исследовании на кроликах авторы имплантировали графт из сополимера в позицию бедренной вены. Через 7 недель графты были эксплантированы. Авторы отметили хорошую проходимость сосуда и отсутствие тромбов на стенке графта.
Результаты: из сферы идей в сферу реальных
технологий
В настоящее время существует два подхода к созданию тканеинженерных сердечно-сосудистых имплантатов, аналогичных по своей логической последовательности: создание биорезорбируемой матрицы (как правило, методом электроспиннинга) – клеточное наполнение матрицы – самоорганизация структуры под влиянием внешних и внутренних условий в жизнеспособный трансплантат, аналогичный в анатомо-функциональном отношении замещаемому элементу [57-59]:
1) Выращивание в биореакторе путем заселения биорезорбируемой полимерной матрицы ауто- или аллоклетками. При этом необходимы следующие условия: достаточно высокая скорость резорбции матрицы с одновременной структурной самоорганизацией ткани и приобретением ею анатомо-функциональных характеристик, идентичных замещаемому элементу;
2) Имплантация в пораженную зону сердечно-сосудистой системы пациента биорезорбируемой матрицы, обладающей необходимыми анатомическими параметрами и упруго-прочностными характеристиками, которая будет постепенно резорбироваться и заселяться аутологичными циркулирующими в периферической крови эндотелиоцитами или предшественниками эндотелиоцитов, а за счет миграции из пограничных областей здоровой ткани - мезенхимными клетками и миоцитами, что позволит сформироваться сосуду и/или клапану in situ.
Первый подход привлекателен возможностью получения полностью сформированного, готового трансплантата с микроархитектоникой, приближенной к естественной. Однако в настоящее время он непригоден для широкого использования в клинических условиях в связи со значительными технологическими сложностями, малыми сроками хранения таких трансплантатов и рядом побочных эффектов, возможных при использовании аллоклеточного ресурса. Ориентироваться на аутоклеточный ресурс в ежедневной клинической практике пока вообще невозможно. Именно поэтому работы в данном направлении так и не вышли еще за пределы эксперимента.
Поэтому в современных условиях значительно выше потенциал реализации направления, связанного с созданием имплантируемых, биорезорбируемых in situ матриц. Данный подход обеспечивает технологичность и стандартизацию, необходимые в любом производстве, в том числе, биотехнологическом. Готовые матрицы могут храниться стерильными в течение достаточно продолжительного срока, что очень важно для клинической практики. Важным аспектом является также то, что при данном подходе для «выращивания» органа или ткани in situ всегда используются только аутоклетки.
Первая тканеинженерная конструкция – матрица из поликапролактона и полигликолевой кислоты, заселенная аутологичными клетками, полученными из сегмента периферической вены – была имплантирована человеку в позицию легочной артерии в 1999 г. в Японии [21]. Под руководством T. Shinoka программа клинического внедрения тканеинженерных правосторонних кондуитов для коррекции врожденных пороков сердца была запущена в Nationwide Children’s Hospital (Columbus, OH) в США в 2011 г. Исследования, проведенные за это десятилетие в рамках программы по тканевой инженерии, возглавляемой T.Shinoka и C.Breuer, позволили установить ряд закономерностей, определяющих современные тенденции в развитии тканевой инженерии элементов сердечно-сосудистой системы. С одной стороны, было доказано, что имплантированные полимерные матрицы действительно замещаются живой, самообновляющейся тканью и, соответственно, имеют потенциал роста, что крайне важно для педиатрической кардиохирургии [21]. С другой стороны, выяснилось, что клетки, которыми перед имплантацией заселяют матрицу in vitro, покидают ее в течение первых дней после пребывания в организме, и основное клеточное наполнение идет за счет клеток, проникающих в матрицу из кровотока. Важную роль при этом имеют воспалительный процесс и сопровождающий его специфический сигналинг [60].
В связи с этим интенсифицировалась разработка альтернативного подхода к созданию тканеинженерных конструкций. Он заключается в модификации поверхности (так называемой «функционализации») матриц, обеспечивающей клеточное наполнение объема матрицы in situ. Такой подход дает дополнительные преимущества в виде возможности избежать травматичной процедуры получения аутогенного клеточного материала, а также культивирования клеток in vitro – мероприятия дорогостоящего и несущего большое количество рисков. Концепция функционализации базируется на создании условий для адгезии к матрице клеток из кровотока, причем основной упор делается на эндотелиальные клетки или предшественники эндотелиоцитов. Такую адгезию, по мнению исследователей, должны обеспечить антитела (например, анти-CD34 или анти-CD133), производные фибронектина (RGD- или REDV-пептиды), ламинина (YIGSR-пептид), гепарин или ростовые факторы (VEGF, TGF и др.) [61].
Недостаток такого подхода заключается в том, что, за исключением антител, данные молекулы не обладают селективностью и могут привлекать в матрицу различные типы клеток, причем дальнейшую дифференцировку этих клеток невозможно прогнозировать. Так при использовании TGFb1 наблюдали дифференцировку эндотелиальных клеток в мезенхимальные [62], а при использовании SDF1α – наполнение матрицы предшественниками гладкомышечных клеток [63]. Даже при использовании, казалось бы, селективных антител - к CD34 – в качестве осложнения была отмечена массивная гиперплазия неоинтимы [64].
В настоящее время одним из наиболее эффективных подходов представляется функционализация матриц с использованием RGD-пептида, приводящая к усилению реэндотелизации in situ рекрутированием предшественников эндотелиальных клеток [65]. На основе такого подхода компанией Xeltis (Швейцария-Нидерланды) был создан бесклапанный кавопульмональный кондуит для реконструкции путей оттока из правого желудочка, и в 2013 г. начата его клиническая апробация в НЦССХ им.А.Н.Бакулева [66].
Несмотря на эти оптимистичные данные, Toshiharu Shinoka в своем сообщении высказал обеспокоенность медленной абсорбцией кондуита Xeltis: на животной модели элементы полимерных материалов сохраняются в течение 53 недель [67]. Медленная абсорбция материала может приводить к ранней кальцификации и стенозу кондуита за счет разрастания неоинтимы.
Нельзя назвать оптимальными и результаты, полученные при клинической апробации быстро резорбируемых матриц, заселенных клетками костного мозга («tissue-engineered vascular grafts» (TEVG), разработанных самим T. Shinoka c соавторами [68]. TEVG был имплантирован 25 пациентам, как экстракардиальный кондуит для процедуры Фонтена. По данным N. Hibino и соавторов, у 40% пациентов развились стенозы кондуита, потребовавшие баллонной ангиопластики в течение 10-летнего периода наблюдения [69]. Y. Lee и T. Fukunishi считают, что более высокая концентрация клеток костного мозга, заселенных на матрицу, может резко сократить частоту стенозов; это было показано ими на животной модели [70, 71]. В настоящее время T. Shinoka и коллеги готовятся к имплантации на модели человека TEVG второго поколения.
Анализ эволюционного развития проблемы свидетельствует о том, что дальнейший прогресс тканевой инженерии будет связан с трансляционными исследованиями, использующими последние достижения химии полимеров и молекулярной биологии. Так, например, оригинальное исследование китайских ученых, опубликованное в 2015 г. и не получившее пока резонанса в мировой литературе, обосновывает возможность использования РНК-аптамеров для селективного хоуминга предшественников эндотелиоцитов CD133+ на тканеинженерной матрице [72]. Поиски в области полимеров направлены на синтез супрамолекулярных соединений, обеспечивающих контролируемую скорость резорбции, заданную пористость в каждом слое конструкции с перспективой формирования аналогичных естественным тканевых слоев, мимикрию биомеханических свойств замещаемой ткани [73].
На современном этапе развития данной отрасли науки большой интерес вызывает изучение возможности совмещения преимуществ регенеративных технологий и мини-инвазивной транскатетерной имплантации элементов сердечно-сосудистой системы. Такой подход получил интенсивное развитие в последние годы, о чем свидетельствуют публикации упомянутой ранее объединенной группы исследователей из университетов Цюриха и Эйндховена [74, 75], а также ученых из мюнхенских Ludwig Maximilians University и Technical University [76], и университета Аахена [77].
Заключение
Дальнейший прогресс тканевой инженерии невозможен, пока не будут решены следующие проблемы:
1) Выбор из широкого спектра уже существующих либо синтез новых полимеров для создания матриц, отвечающих следующим характеристикам: био- и гемосовместимость; прогнозируемая скорость резорбции, не связанная с индивидуальной вариабельностью среды реципиента и обеспечивающая оптимальный временной баланс «резорбция полимера – клеточное наполнение и самоорганизация ткани»; адекватные упруго-прочностные свойства и пористость имплантата на протяжении всего периода клеточного заселения и реструктуризации;
2) Совершенствование аппаратов и методов электроспиннига, позволяющих тонко регулировать наноструктуру различных слоев матриц, получать матрицы сложной формы (например, клапаны сердца и клапан-содержащие кондуиты, фрагменты венозной стенки с клапанами);
3) Поиск оптимальных клеточных аттрактантов для селективного заполнения клетками различных слоев матрицы с целью получения тканеинженерной структуры, максимально приближенной к естественной, обеспечивающих контролируемую дифференцировку клеток и нарастание клеточной массы для формирования de novo адекватной структуры ткани; выбор методов их прикрепления к матрице без потери активности и селективности в процессе изготовления, хранения и функционирования матрицы.

About the authors

Ilya Alexandrovich Soynov

E.N. Meshalkin National Medical Research Center

Author for correspondence.
Email: i_soynov@mail.ru
ORCID iD: 0000-0003-3691-2848
SPIN-code: 8973-2982

MD, PhD, cardiovascular surgeon the Department of cardiac surgery of congenital heart defects, senior research fellow, center of advanced surgical technologies fsbi "NMRC" to them Acad. E. N. Meshalkin

Russian Federation, 15 Rechkunovskaya Street, 630055 Novosibirsk, Russian Federation

Irina Yurievna Zhuravleva

E.N. Meshalkin National Medical Research Center

Email: i_zhuravleva@meshalkin.ru
ORCID iD: 0000-0002-6772-4092
SPIN-code: 7322-1480

MD, PhD, Professor, head of Laboratory Bioprostheses "NMRC" to them Acad. E. N. Meshalkin

Russian Federation, 15 Rechkunovskaya Street, 630055 Novosibirsk, Russian Federation

Yuriy Yurievich Kulyabin

E.N. Meshalkin National Medical Research Center

Email: ju_kuljabin@meshalkin.ru
ORCID iD: 0000-0002-2361-5847
SPIN-code: 8317-4142

MD, cardiovascular surgeon the Department of cardiac surgery of congenital heart diseases, Junior research fellow, center of advanced surgical technologies fsbi "NMRC" to them Acad. E. N. Meshalkin

Russian Federation, 15 Rechkunovskaya Street, 630055 Novosibirsk, Russian Federation

Nataliya Romanova Nichay

E.N. Meshalkin National Medical Research Center

Email: n_nichay@meshalkin.ru
ORCID iD: 0000-0002-1763-9535
SPIN-code: 8988-9110

MD, PhD, cardiovascular surgeon the Department of cardiac surgery of congenital heart defects, research fellow, center of advanced surgical technologies fsbi "NMRC" to them Acad. E. N. Meshalkin

Russian Federation, 15 Rechkunovskaya Street, 630055 Novosibirsk, Russian Federation

Tatyana Pavlovna Timchenko

E.N. Meshalkin National Medical Research Center

Email: t_timchenko@meshalkin.ru
ORCID iD: 0000-0002-1812-2845
SPIN-code: 7892-2436

Junior research fellow of Laboratory Bioprostheses "NMRC" to them Acad. E. N. Meshalkin

Russian Federation, 15 Rechkunovskaya Street, 630055 Novosibirsk, Russian Federation

Alexey Victorovich Zubritskiy

E.N. Meshalkin National Medical Research Center

Email: a_zubritskij@meshalkin.ru
ORCID iD: 0000-0003-4666-2571
SPIN-code: 9740-6496

MD, PhD, cardiovascular surgeon the Department of cardiac surgery of congenital heart diseases, Junior research fellow, center of advanced surgical technologies fsbi "NMRC" to them Acad. E. N. Meshalkin

Russian Federation, 15 Rechkunovskaya Street, 630055 Novosibirsk, Russian Federation

Alexander Vladimirovich Bogachev-Prokophiev

E.N. Meshalkin National Medical Research Center

Email: a_bogachev@meshalkin.ru
ORCID iD: 0000-0003-4625-4631
SPIN-code: 4448-6999

MD, PhD, cardiovascular surgeon the Department of cardiac surgery acquired heart disease, head of the center for new surgical technologies fsbi "NMRC" to them Acad. E. N. Meshalkin

Russian Federation, 15 Rechkunovskaya Street, 630055 Novosibirsk, Russian Federation

Alexander Mihaylovich Karaskov

E.N. Meshalkin National Medical Research Center

Email: kam@meshalkin.ru
ORCID iD: 0000-0001-8900-8524
SPIN-code: 7263-5345

MD, PhD, Professor, academician of RAS, Director of fsbi E.N. Meshalkin National Medical Research Center

Russian Federation, 15 Rechkunovskaya Street, 630055 Novosibirsk, Russian Federation

References

Supplementary files