人造心臟瓣膜

現代的，可用於臨床的生物人造心臟瓣膜，除了肺自體移植外，都是缺乏生長和組織修復潛力的不可行結構。這對它們的使用施加了很大的限制，特別是在矯正瓣膜病變的兒童中。過去15年來，組織工程已經形成。這一科學方向的目的是在諸如具有抗血栓形成表面和可行間質的人造心臟瓣膜的結構的人造環境中產生。

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人造心臟瓣膜是如何開發的？

組織工程的科學概念是基於沉降和活細胞的培養（成纖維細胞，幹細胞，等）。在合成的或天然吸收性骨架（矩陣）表示三維的閥結構，以及使用信號調節的基因，組織和生產率的移植了表達的思想細胞在細胞外基質形成期間。

這種人造心臟瓣膜與患者的組織整合以進行最終修復並進一步維護其結構和功能。因此，對初始矩陣作為操作細胞（成纖維細胞和肌成纖維細胞人），一個新的幀kollagenoelastinovy或，更精確地，細胞外基質的結果。因此，通過組織工程方法創造的最佳人造心臟瓣膜應該通過它們的解剖結構和功能接近原生瓣膜，並且還具有生物力學適應性，修復和生長的能力。

組織工程使用各種細胞採集來開發人造心臟瓣膜。因此，可以使用異種或同種異體細胞，儘管前者與動物傳染給人類的風險有關。通過對同種異體細胞進行遺傳修飾，可以降低抗原性並防止生物體排斥反應。組織工程需要細胞生產的可靠來源。該來源是直接從患者身上取得的自體細胞，並且在再植入期間不給予免疫應答。基於來自血管（動脈和靜脈）的自體細胞生產有效的人造心臟瓣膜。為了獲得純細胞培養物，已經開發了基於使用熒光活化細胞分選（FACS）的方法。來自血管的混合細胞群體用選擇性吸收在內皮細胞表面上的乙酰化低密度脂蛋白標記物進行標記。內皮細胞隨後可以容易地與來自血管的大量細胞分離，其將由平滑肌細胞，肌成纖維細胞和成纖維細胞的混合物表示。細胞的來源，無論是動脈還是靜脈，都會影響最終結構的特性。因此，就膠原形成程度和機械穩定性而言，具有靜脈細胞播種基質的人造心臟瓣膜超過了動脈細胞播種的結構。外周靜脈的選擇似乎是更方便的細胞採集來源。

肌成纖維細胞也可以從頸動脈取得。同時，從血管獲得的細胞與其天然間質細胞基本不同。自體臍帶細胞可以用作細胞的替代來源。

基於乾細胞的人造心臟瓣膜

幹細胞研究促進了近年來組織工程的進展。紅骨髓幹細胞的使用有其優點。具體而言，生物材料取樣和體外培養的簡單性以及隨後分化成各種類型的間充質細胞允許避免使用完整的血管。幹細胞是細胞胚的多能來源，具有獨特的免疫學特性，有助於其在異體條件下的穩定性。

人骨髓幹細胞通過胸骨穿刺或穿刺髂嵴獲得。它們從10-15毫升胸骨抽吸物中分離出來，與其他細胞分離並培養。一旦達到所希望的細胞數（通常在21-28天）產生它們在基質中播種（定植）是在（在5％CO 2的存在下在37℃下在濕潤的培養箱中7天）在固定位置的培養基中培養。生物反應器（機械刺激） - 其在脈衝等距再現裝置變形期間通過kupturalnuyu環境（生物刺激）或在生理條件通過創建組織生長的細胞生長的隨後刺激。成纖維細胞對促進其生長和功能活性的機械刺激敏感。脈動流動導致徑向和周向變形增加，這導致組裝細胞在這種應力的作用方向上的取向（伸長）。這反過來導致了護翼的定向纖維結構的形成。恆定的流量僅在壁上產生切向應力。脈動流對細胞形態，增殖和細胞外基質的組成有益。在生物反應器的營養培養基流，物理化學條件（pH，氧分壓和二氧化碳分壓）的性質也顯著影響膠原蛋白的產生。因此，層流，循環渦流增加膠原蛋白的產生，這導致改善的機械性能。

生長組織結構的另一種方法是在生物反應器中創建胚胎條件，而不是模擬人體的生理條件。在幹細胞的基礎上培養，組織生物膠囊具有活動和塑料閥門，當暴露於高壓和超過生理水平的流量時，其功能良好。這些結構的小葉的組織學和組織化學研究表明它們中存在積極進行基質的生物降解過程並且其被活組織替代。配置在細胞外基質蛋白，由I型膠原蛋白和III的存在天然組織的這樣的特性的特性織物疊層類型，以及糖胺聚醣。然而，沒有獲得瓣膜的典型三層結構 - 心室，海綿狀和纖維層。在所有片段中發現，表達波形蛋白的ASMA陽性細胞具有與肌成纖維細胞特徵類似的特徵。電池元件的電子顯微鏡已經被發現是可行的，主動肌成纖維細胞分泌（肌動蛋白/肌球蛋白單絲，紗膠原，彈性蛋白）和在織物表面上的特性 - 內皮細胞。

在閥門上發現了I型，III型，ASMA和波形蛋白的環。組織的翅膀和天然結構的機械性能是可比的。組織人造心臟瓣膜在20周中表現出優異的性能，並且它們的微觀結構，生物化學特徵和蛋白質基質的形成類似天然解剖結構。

由組織工程方法獲得的所有人造心臟瓣膜被動物植入肺部位置，因為它們的機械特徵與主動脈位置的負載不相符。從動物植入的組織瓣在結構上與天然組織結構相似，這表明它們在體內條件下的進一步發育和重排。進一步的研究表明，在植入人造心臟瓣膜後，組織重構和成熟過程是否會繼續在生理條件下進行。

理想的人工心臟瓣膜應具有不低於90％的孔隙率，因為它是細胞生長，營養物質和去除的細胞代謝產物的輸送，除了生物相容性和生物降解性至關重要，人工心臟瓣膜應具有化學利於接種細胞表面和機械符合天然組織的性質。必須控制基質的生物降解水平，並且與新組織的形成水平成比例，以確保在一定時間內保持機械穩定性。

目前，合成和生物基質正在開發中。生成基質的最常見的生物材料是供體解剖結構，膠原蛋白和纖維蛋白。聚合物人造心臟瓣膜被設計成在植入細胞開始產生並組織它們自己的細胞外基質網絡後立即生物降解。新的基質組織的形成可以被生長因子，細胞因子或激素調節或刺激。

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供體人造心臟瓣膜

由人或動物衍生的人造心臟瓣膜和通過去細胞化去除細胞抗原以減少它們的免疫原性可用作基質。保存的細胞外基質蛋白質是隨後播種的細胞粘附的基礎。有用於除去細胞元件下面的方法（atsellyulyarizatsii）：冷凍，治療胰蛋白酶/ EDTA，洗滌劑 - 十二烷基硫酸鈉，deoksikolatom鈉，曲拉通X-100，MEGA 10，TnBR CHAPS，吐溫20，以及多階段酶處理的方法。同時，保留細胞膜，核酸，脂質，細胞質結構和可溶性基質分子，同時保留膠原蛋白和彈性蛋白。但是，還沒有找到理想的方法。處理24小時後，僅十二烷基硫酸鈉（0.03-1％）或脫氧乙酸鈉（0.5-2％）導致完全細胞去除。

組織學檢查遠程detsellyulyarizovannyh bioklapanov（同種異體移植物和異種移植物）對實驗動物（狗和豬）表明存在部分向內生長和內皮化肌成纖維細胞接受者每個鹼基，無鈣化的跡象。注意到中等程度的炎症浸潤。然而，在脫細胞SynerGraftTM瓣膜的臨床試驗中，出現早期不足。該矩陣被確定的生物假體表達的炎症反應，這是非特異性最初並伴有淋巴細胞反應。生物修復體在一年內發生功能障礙和變性。在細胞中未觀察到細胞定植，但是檢測到瓣膜和植入前細胞碎片的鈣化。

內皮細胞接種的無細胞基質和在體外和在翼片的表面上形成的粘附層體內條件下培養，並接種天然結構間質細胞顯示其分化能力。然而，為了實現在生物反應器中的動態條件失敗基質細胞定植的期望的生理水平，並植入人工心臟瓣膜是由於加速細胞增殖和細胞外基質形成伴隨著足夠快（三個月）增厚。因此，在這個階段由細胞對其定植使用供體無細胞基質的具有許多未解決的問題，包括工作detsellyulyarizovannymi生物假體的8免疫和傳染性性質繼續。

應該指出，膠原蛋白也是製造能夠生物降解的基質的潛在生物材料之一。它可以以泡沫，凝膠或板材，海綿的形式以及作為基於纖維的預成型件使用。然而，膠原蛋白的使用與許多技術困難有關。特別是從病人那裡很難獲得。因此，目前大多數膠原基質都是動物來源的。動物膠原蛋白的延遲生物降解可帶來動物傳染病感染的風險增加，引起免疫和炎症反應。

纖維蛋白是具有可控生物降解特性的另一種生物材料。由於纖維蛋白凝膠可以由患者血液製成以用於後續製造自體基質，所以植入這種結構不會導致其毒性降低和炎症反應。然而，纖維蛋白具有擴散和浸入環境和低機械特性等缺點。

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人造心臟瓣膜由合成材料製成

人造心臟瓣膜也由合成材料製成。製造閥矩陣幾次嘗試是基於使用聚乳糖的，聚乙醇酸（PGA），polilakticheskoy酸（PLA），PGA和PLA（PLGA）和聚羥基脂肪酸酯（PHA）的共聚物。高度多孔的合成材料可以由織造或非織造纖維和使用鹽浸技術獲得。有前途的複合材料（PGA / R4NV），用於從非織造環聚乙醇酸（PGA）衍生的基質的製造中，塗有聚-4-羥基丁酸酯（R4NV）。由此材料製造的人造心臟瓣膜用環氧乙烷滅菌。然而，顯著初始剛度和這些聚合物的環的厚度，它們的快速和不受控制的降解伴隨的酸性細胞毒性產物的釋放，需要進一步調查，並搜索其它材料。

使用幀上培養由刺激產生這些細胞以形成支撐基質的自體組織培養板中肌成纖維細胞，得到樣品用細胞外基質包圍主動閥活細胞。然而，這些瓣膜組織的機械性能不足以植入。

所產生的瓣膜組織的增殖和再生的必要水平不能通過僅將細胞和基質結合來實現。細胞基因和組織形成的表達可以通過在基質和基質中加入生長因子，細胞因子或激素，促有絲分裂因子或粘附因子來調節或刺激。正在研究將這些調節劑引入基質生物材料的可能性。一般而言，對生化刺激對組織瓣膜形成過程的調節研究顯著缺乏。

無細胞豬異源矩陣P肺的生物假體包括通過選自由抗生素治療，脫氧膽酸鈉和醇由國際標準化組織採用這種加工方法的一個特殊的專利AutoTissue GmbH的方法處理detsellyulyarizovannoy織物，消除了所有的活細胞和postkletochnye結構（成纖維細胞，內皮細胞，細菌，病毒，真菌，支原體）保留了細胞外基質的體系結構，它減少了在組織中的DNA和RNA的水平，以微量 毫安，這減少至零的豬內源性逆轉錄病毒（PERV）人的傳輸的概率。Matrix P生物瓣膜完全由膠原蛋白和彈性蛋白組成，保留了結構整合。

在羊上的實驗中注入P矩陣的生物假體，其存活，其中，特別是在內膜的其光澤內表面表現的良好性能之後註冊最小反應從周圍組織中11個月。事實上，沒有炎症反應，瓣膜增厚和縮短。還記錄了Matrix P生物瓣膜組織的低鈣水平，與治療的戊二醛相比差異是統計學顯著的。

人造心臟瓣膜Matrix P在植入後的幾個月內適應患者的個體狀況。在研究中，在控制期結束後，確定了完整的細胞外基質和排出內皮。在步驟羅斯50例在從2002年期間的先天性缺陷至2004進行植入的異種移植物矩陣R，已經用戊二醛處理冷凍保存和detsellyulyarizovannymi同種異體移植SynerGraftMT，和生物假體無框相比示出優越的性能和較低的瓣壓力梯度。矩陣P的人工心臟瓣膜在先天性手術右心室流出道的重建期間肺動脈瓣置換和獲得性缺陷和在Ross手術肺動脈瓣假體，有四種尺寸（內徑）可得：嬰兒（15-17毫米），兒童（18-21毫米），中間（22-24毫米）和成人（25-28毫米）。

在組織工程的基礎上閥門的開發進度將取決於閥門細胞生物學（包括基因表達的問題和監管），胚的研究和閥門（包括血管和神經因子）的時代，每個閥門的生物力學的確切知識的成功，找出足以支付細胞開發最佳矩陣。對於更高級的組織瓣膜的進一步改進，自體瓣膜和激勵（生物或機械的）的機械和結構特性之間的關係的一個完整的理解以重新創建在體外這些特性。

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