Ingineria țesuturilor

Informațiile prezentate nu sunt sfaturi medicale și este posibil să nu fie corecte. Conținutul are doar scop ilustrativ și nu înlocuiește sfatul medicului: citiți avertismentele .

Ingineria țesuturilor este sectorul terapeutic interdisciplinar care își propune să răspundă nevoilor medicale legate de țesuturi și organe prin recrearea, ingineria lor sau promovarea reparării acestora (dacă sunt deteriorate, prin stimularea mecanismelor de autoreparare ale organismului); restabilind, recreând sau îmbunătățind astfel funcțiile biologice originale ^[1] .

Ciclul explicativ al ingineriei țesuturilor

De asemenea, reprezintă unul dintre instrumentele utilizate de medicina regenerativă .

Ingineria țesuturilor studiază, de asemenea, proiectarea și construcția bioreactoarelor în care sunt produse organe și țesuturi, începând de la inseminarea celulelor în schele adecvate; sau schele tridimensionale, de diferite tipuri, care susțin arhitectura celulară ^[2] .

Schelele, care sunt în general realizate din material nanocompozit polimeric biocompatibil ^[3] , sunt proiectate pentru a permite o mai bună aderență, creștere, diferențiere și difuzie celulară; definind forma finală a organului sau țesutului care urmează să fie regenerat ^[4] .

În ultimul deceniu, sa acordat o atenție deosebită dezvoltării schelelor tridimensionale, a bioreactoarelor și a dispozitivelor organ-on-chip .

Istorie

Termenul de inginerie tisulară apare în jurul anilor șaptezeci ai secolului trecut, destinat exclusiv manipulării țesuturilor și organelor; mai târziu, termenul capătă semnificația modernă, adică este definit ca acel domeniu interdisciplinar care aplică principiile și metodele ingineriei și științelor vieții pentru a dezvolta înlocuitori biologici pentru întreținerea, repararea, înlocuirea sau îmbunătățirea funcțională a țesuturilor biologice sau a organelor întregi ^{[ 5]} .

În 1994, compania de inginerie a țesuturilor a fost înființată la Boston, al cărei acronim era TES (Tissue Engineering Society), iar revista specializată „Tissue Engineering” (adică ingineria țesuturilor) a fost fondată ^[6] .

TES a fost transformat mai târziu în TESI (Tissue Engineering Society International) și, în cele din urmă, un deceniu mai târziu (2005) prin unirea acesteia din urmă cu alte companii de inginerie a țesuturilor, precum cea europeană ( ETES : European Tissue Engineering Society) și diverse asiatice omologii s-a născut compania TERMIS (Societatea Internațională de Inginerie a Țesuturilor și Medicină Regenerativă), incluzând, pe lângă ingineria țesuturilor, și sectorul medicinei regenerative ^[7] .

Ingineria țesuturilor a câștigat o mare popularitate datorită serviciului de televiziune BBC, care a demonstrat posibilitatea de a proiecta țesuturi cartilaginoase arătând spectatorilor un șoarece cu urechea umană altoită pe spate.

Viitorul acestui sector al ingineriei și medicinei este acela că, prin utilizarea de noi tehnologii și materiale, să se regenereze sau să se înlocuiască țesuturile și organele deteriorate sau compromise de patologii, boli sau traume.

Nanomaterialele în ingineria țesuturilor

În țesuturile naturale, celulele sunt scufundate într-o matrice extracelulară (ECM: matrice extracelulară) caracterizată printr-o structură de nanofibre naturale organizate ierarhic pentru a forma o rețea polimerică care, prin interacțiunile generate între nanofibre și celule, permite ^[8] :

• susținerea întregii arhitecturi celulare determinând astfel morfologia țesutului;

• influențează comportamentul celular (proliferare, diferențiere și migrație) datorită stimulilor și interacțiunilor biomecanice prin legarea la factorii de creștere și interacțiunea cu receptorii de la suprafața celulei ^[9] ;

• influențează proprietățile biochimice și biomecanice ( rezistența la compresiune și la tracțiune , elasticitatea ...) diferitelor țesuturi și organe ^[9] .

Matricea extracelulară naturală este alcătuită în principal din trei clase de biomolecule :

• proteine ​​fibroase structurale cum ar fi colagenul fibrilar (în special tipurile I, II și III) și elastina : colagenul conferă integritate structurală și rezistență țesuturilor ^[10] , în timp ce elastina crește proprietățile lor elastice;

• proteoglicani (molecule proteice formate prin unirea glicozaminoglicanilor (GAG: polizaharide cu lanț neramificat) cu proteine ​​ECM): permit legarea și stocarea factorilor de creștere în interiorul ECM;

• polizaharide non-proteoglicanice: un exemplu este acidul hialuronic care conferă rezistență la compresiune țesuturilor datorită capacității sale de a se umfla în prezența apei ^[11] .

Datorită dimensiunii nanoscopice a constituenților matricei extracelulare (diametrul proteinelor structurale este cuprins între 50 și 500 nm ^[10] ), a apărut un interes natural în utilizarea nanomaterialelor și a nanotehnologiilor în ingineria țesuturilor ^[3] .

În prezent, de fapt, în acest domeniu de aplicare, biomaterialele și nanocompozitele polimerice sunt utilizate în sinteza schelelor care imită matricea extracelulară, deoarece posedă un grad ridicat de afinitate cu constituenții micromediului celular, adică sunt capabili să imite compoziția, topografia și arhitectura țesuturilor umane ^[12] .

Deoarece fiecare tip de țesut se caracterizează printr-un ECM având o compoziție și o structură care îi conferă proprietăți biochimice și biomecanice specifice (gândiți-vă, de exemplu, la diferențele dintre țesutul pulmonar și osos ^[9] ), matricele extracelulare sintetice trebuie să fie produse în mod specific. pentru acea țesătură pe care doriți să o recreați sau să o reparați; obținerea unei interconectivități și porozități corecte care facilitează creșterea și migrația celulelor în structura poroasă a schelei, pentru a evita suprapopularea (care împiedică creșterea celulară) și pentru a favoriza aprovizionarea cu substanțe nutritive (adică vascularizația ).

Mai mult, schelele trebuie să fie realizate din materiale biocompatibile care, odată altoite in vitro sau in vivo , pot fi îndepărtate din organism prin degradare sau reabsorbție, lăsând doar țesut biologic ^[10] .

Succesul în regenerarea țesuturilor depinde, prin urmare, în mare măsură de capacitatea, prin utilizarea nanotehnologiilor, de a produce și proiecta materiale biomimetice care simulează complexitatea și funcționalitatea microambientului celular la scară nanometrică ^[8] ; recrearea unui mediu care susține și reglează funcțiile celulare necesare pentru sinteza diferitelor țesuturi.

Nanomateriale polimerice și materiale nanocompozite

Materialele nanocompozite sunt sisteme bifazice sau multifazice, constând din două sau mai multe componente, fiecare dintre ele corespunzând unei faze diferite; cu cel puțin una dintre ele (nanofill) caracterizată prin cel puțin o dimensiune nanometrică.

De obicei, o componentă constituie matricea omogenă în care sunt găzduite una sau mai multe faze dispersate care constituie întărirea sau umplutura sa (nanofill).

Spre deosebire de materialele compozite , adăugarea de nanofillere permite consolidarea matricei polimerice utilizând o cantitate considerabil mai mică (1-5% în greutate comparativ cu 10-70% în greutate din compozitele tradiționale) ^[13] .

Acest lucru se întâmplă deoarece diferitele componente sunt asociate unele cu altele la nivel micro-nanoscopic în așa fel încât să-și combine în mod adecvat proprietățile, combinându-le într-un singur material, reducându-i drastic masa; permițând astfel o creștere a proprietăților mecanice, chimice, fizice, termice și de barieră, precum și o rezistență mai mare la oboseală și uzură a matricei asociate ^[13] .

Acest lucru explică de ce materialele nanocompozite polimerice găsesc o utilizare naturală nu numai în ingineria țesuturilor, ci mai general în domeniul biomedical, unde permit o îmbunătățire a tehnicilor de diagnostic (utilizate ca biosenzori , actuatori, diagnostice in vitro : puncte cuantice, nanotuburi ...) și terapeutice (nanocompozite polimerice, nanoparticule structurate intern ...) ^[14] .

Biocompatibilitatea și toxicitatea nanomaterialelor în ingineria țesuturilor

Datorită utilizării potențiale a unei clase largi de nanomateriale și nanocompozite (în special a celor care au o matrice polimerică) în câmpul biomedical, apare problema evaluării biocompatibilității și a toxicității posibile a acestor posibili candidați față de sistemele biologice vii cu care vor a intra în contact.

Biocompatibilitatea este definită ca fiind capacitatea unui material de a opera într-o situație specifică cu reacția adecvată a mediului gazdă; aceasta înseamnă că materialul promovează răspunsul adecvat al corpului și că, în același timp, acesta nu dezvoltă o reacție adversă asupra materialului însuși ^[14] .

Prin toxicitate , pe de altă parte, înțelegem capacitatea unei substanțe, la anumite doze sau concentrații, de a provoca daune și chiar riscuri grave, acute sau cronice pentru organismele vii cărora le-a fost administrat sau care au intrat în contact cu aceasta ^[15] .

Prin urmare, este extrem de important să se evalueze răspunsul specific al celulelor și țesuturilor (în condiții de expunere acută sau cronică și la doze farmacologice sau toxicologice) la fiecare nanocompozit candidat ^[14] prin intermediul testelor:

• in vivo folosind modele animale ;

• in vitro prin testare:
  • citocompatibilitate : permite stabilirea citotoxicității unui material, evaluând dacă interacțiunea cu biomaterialul provoacă moartea sau modificări negative ale celulelor;
  • hemocompatibilitate : permite stabilirea gradului de coagulare a sângelui pe biomateriale sau dispozitive care intră în contact cu sângele ^[14] .

Astfel de analize ar trebui să fie un pas preliminar pentru dezvoltarea oricărui material cu utilizare biomedicală.

Diferitele proprietăți și reactivitate ale nanomaterialelor, în comparație cu materialele cu dimensiuni macroscopice, se datorează unei creșteri a suprafeței specifice care determină o creștere a reactivității, o posibilă sarcină de suprafață mai mare și o tendință mai mare de aglomerare formând clustere.

Biocompatibilitatea și eventuala toxicitate a nanomaterialelor depinde de diverși factori: compoziția particulelor, dimensiunea, concentrația, forma, starea de agregare, reactivitatea și sarcina de suprafață, potențialele de atracție electrostatică, metodele de sinteză și modificare ^[14] .

Pentru a stabili cantitatea de nanomaterial pe care un organism o poate lua în considerare, trebuie luați în considerare factori precum toxicitatea potențială, metabolismul , stabilitatea, mecanismele de eliminare și acumularea in vivo ^[14] .

Există, de asemenea, diferite moduri și momente în care un organism poate intra în contact cu nanoparticulele, parametri importanți pentru stabilirea toxicității acestora.

Nanoparticulele pot pătrunde în interiorul unui organism viu prin:

• inhalare (factori determinanți: dimensiune, formă, încărcarea suprafeței și starea de agregare);

• ingestie (factori determinanți: dimensiune, formă și compoziție);

• prin epidermă (factori determinanți: mărime) ^[14] .

Răspunsul celulelor la expunerea la nanoparticule este foarte variat și depinde de natura nanoparticulelor, de tipul de celule implicate și de condițiile de expunere.

Efectele citotoxice și biologice date de o acumulare de nanoparticule în timp, după o administrare, sunt dificil de evaluat; de fapt, tehnicile utilizate in vitro nu sunt foarte eficient replicabile in vivo ( microscopie electronică sau microscopie cu forță atomică ) și acest lucru se aplică și tehnicilor de marcare (radioactive, fluorescente sau chimice) dacă particulele pătrunse nu sunt modificate superficial.

Biomateriale

Dintre biomaterialele utilizate în ingineria țesuturilor ca componente ale matricei extracelulare sau ale acelei schele tridimensionale (adică schele) care susține întreaga arhitectură celulară, se remarcă așa-numitele nanobiomateriale, adică acele materiale care au cel puțin o dimensiune nanometrică care interfață cu mediul biologic.

Datorită structurii reticulare pe care o formează, prezența temporară a nanobiomaterialelor permite interacțiuni mecanice directe cu celulele (în special cu receptorii de suprafață), acționând ca un mijloc de a furniza semnale adecvate pentru manipularea arhitecturii celulare.

Utilizarea optimă a acestor biomateriale ar putea, cel puțin potențial, să ne permită să înțelegem limbajul celular pentru a „instrui” și a modifica comportamentul celulelor în repararea țesuturilor și în reconstrucția organelor ^[12] .

O clasă largă de biomateriale este utilizată în ingineria țesuturilor datorită biocompatibilității, biodegradabilității lor (adică nu necesită operațiuni ulterioare pentru îndepărtarea lor, deoarece părțile degradate nu sunt toxice pentru organism și sunt expulzate prin căile naturale de eliminare) și o cost relativ scăzut; în plus, structura lor promovează aderența, creșterea, proliferarea și diferențierea celulelor, conferind țesutului proprietățile mecanice, chimice și biologice dorite ^[16] .

Principalele biomateriale naturale utilizate în ingineria țesuturilor sunt: fibronectina , colagenul, polipeptidele , glicozaminoglicanii, hidroxiapatita și alginatul .

În ceea ce privește biomaterialele sintetice, nanocompozitele polimer-silicat sunt puternic utilizate datorită biocompatibilității lor și creșterii proprietăților mecanice obținute prin adăugarea de nanoparticule de silicat ^[17] .

Cele mai frecvent utilizate nanofillere sunt silice , Montmorillonit natural sau modificat ( Cloisite ), Bentonită , Wollastonit , Laponit (o argilă sintetică de tip Hectorit ) și ochelarii bioactivi (sintetici).

Ca exemple de sisteme polimer-silicat sunt citate următoarele:

• Acid polilactic-co-glicolic (PLG) - Montmorillonit (MMT): adăugarea unor cantități mici de MMT crește rezistența și alungirea PLG de la 7% la 210% în testele de tracțiune, datorită reticulării fizice care apare între polimeri și nanoparticule ^[18] → utilizate în suturi .

• Acid poli-L-lactic (PLLA) - Montmorillonit (MMT): adăugarea MMT determină o creștere cu 40% a modulului elastic al eșafodului în PLLA, o scădere a cristalinității polimerului (datorită interacțiunilor de suprafață) și, prin urmare, o creștere a degradării sale ^[17] ; în plus, promovează o integritate structurală mai mare în timpul biodegradării polimerilor, o creștere a rigidității și transparenței la concentrații mai mari și cu un grad de exfoliere a MMT-urilor ^[17] → utilizate în schele degradabile pentru ingineria țesuturilor.

În funcție de țesătura care urmează a fi proiectată, sunt utilizate diferite materiale pentru a obține proprietăți care sunt mai apropiate de echivalentul natural; proprietățile diferitelor țesuturi umane care pot fi proiectate și materialele utilizate pentru regenerarea lor vor fi descrise mai jos.

Țesutul osos

Țesutul osos este un țesut conjunctiv mineralizat al cărui scop principal este susținerea structurală a corpului (adică mușchii , organele, țesuturile moi ...), precum și permiterea mișcării acestuia și protecția organelor vitale; matricea sa este un material nanocompozit format dintr-o fază organică (formată din proteine ​​fibroase structurale, în principal colagen fibrilar de tip I) și o fază anorganică (cristale de hidroxiapatită (HA sau HAP): este forma minerală hidroxilată a apatitei , un mineral format din ioni de calciu și ioni de fosfat) care conferă țesăturii o rezistență și o duritate mecanice considerabile.

În proiectarea dispozitivelor protetice , integrarea dintre materialul sintetic și țesutul osos înconjurător este importantă; din acest motiv, în dezvoltarea biomaterialelor pentru regenerarea țesutului osos, se utilizează materiale nanostructurate deoarece sunt capabile să imite atât structura cât și compoziția osului natural ^[19] , favorizând aderența, creșterea și proliferarea osteoblastelor și conferind proprietăți adecvate țesutul.

În acest caz, schelele utilizate trebuie să aibă următoarele caracteristici: rezistență mecanică ridicată, porozitate și duritate, precum și o arhitectură tridimensională adecvată ^[20] .

Materialele utilizate pe scară largă la producerea schelei sunt:

• polimeri sintetici și naturali (de exemplu, acid poliglicolic (PGA), acid polilactic-co-glicolic (PLGA), acid poli-L-lactic (PLLA), acid polilactic (PLA), policaprolactonă (PCL), colagen ...)) în ceea ce privește biodegradabilitatea și ușurința de fabricare ^[21] sunt utilizate ca fază organică în sinteza unui schelă cu o structură continuă tridimensională având o suprafață și o porozitate ridicate ^[19] ;
• nanoceramice (de exemplu nanocristale de hidroxiapatită, alumină și oxid de zinc ): cresc proprietățile mecanice și osteo-conductive și permit, de asemenea, cimentarea diferitelor părți osoase împreună ^[19] ;
• nanotuburi de carbon → conductibilitatea lor electrică poate fi exploatată pe substraturi pentru a direcționa și crește creșterea celulară și a stimula formarea osoasă:
  • aplicând un curent alternativ pe substrat, nanocompozitele pe bază de acid polilactic (PLA) și nanotuburile de carbon cu pereți unici au arătat o creștere a proliferării osteoblastice de 46% și a producției de calciu de peste 300% ^[3] ;
  • nanotuburile de carbon funcționalizate cu fosfați înlocuiesc rolul colagenului fibrilar de tip I ca loc de nucleație pentru depunerea și cristalizarea hidroxiapatitei (HAP) în primele etape ale formării osoase (după 14 zile de mineralizare stratul HAP atinge o grosime de 3 mm) ^[3] ;
  • raportul de aspect ridicat ar permite obținerea unui eșafod cu un grad mai mare de aliniere a fibrelor pentru a imita mai eficient țesutul osos in vivo ;
  • deși nu sunt biodegradabile (ceea ce limitează utilizarea acestora în acest sector biomedical), nanotuburile de carbon pot fi îndepărtate rapid din corp prin căile naturale de eliminare a corpului; în plus, citotoxicitatea lor poate fi redusă printr-o funcționalizare chimică de suprafață ^[3] ;
• nanoparticule metalice.

În corpul uman, prezența in vivo a siliciului permite formarea de cartilaj și oase, datorită participării sale la metabolismul celular; în plus, în țesuturile conjunctive poate acționa ca un agent de reticulare ^[17] .

Plecând de la acest rol important, am încercat să proiectăm substraturi în polimeri biodegradabili în asociere cu materiale nanostructurate care conțin oxizi de siliciu (de exemplu, silice, bioglasuri, Wollanstonite ...).

Ca exemplu, sunt citate următoarele:

• Bioglass - poli (3-hidroxibutirat) (P3HB): prezența bioglasului determină o creștere a proprietăților mecanice ale polimerului și a bioactivității acestuia datorită formării unui strat de suprafață de hidroxiapatită când sistemul este scufundat într-un fluid corporal; în plus, pe măsură ce concentrația sa crește, pierde în greutate și absorbția apei de către sistem crește; nanocompozitul permite aderența, proliferarea și diferențierea osteoblastelor pe suprafața sa ^[17] .
• Silice - chitosan : nanostructurile de silice cresc proprietățile mecanice și biologice ale materialului, favorizând aderența și proliferarea celulelor; în plus, atunci când este scufundat într-un fluid corporal, nanocompozitul induce depunerea mineralelor de calciu și fosfor, indicând o bioactivitate in vitro → sunt utilizate ca membrane în regenerarea osoasă ^[17] .

Țesutul vezicii urinare

Țesutul vezicii urinare , împreună cu cel al pielii, a fost unul dintre primele țesuturi care au fost proiectate, deoarece este structural subțire și relativ simplu.

Similar cu țesuturile osoase și ale cartilajului, chiar și pentru țesuturile moi, cum ar fi cea a vezicii urinare, nanomaterialele par a fi cea mai bună soluție tehnică datorită proprietăților lor (de exemplu, rugozitatea suprafeței similară cu cea a țesutului biologic, energie de suprafață ridicată în comparație cu materialele convenționale, selectivă adsorbția proteinelor ...) care permit o creștere a vitezei de regenerare a țesuturilor.

Materialele utilizate în principal sunt nanofibre de polimeri electro-filate care sunt capabile să imite nanostructurile orientate care alcătuiesc țesutul muscular al vezicii urinare.

Studiile actuale vizează căutarea nanofibrelor polimerice cât mai biocompatibile, cum ar fi nanostructurile acidului polilactic-co-glicolic (PLGA) împreună cu filmele din poliuretan (PU) care par să crească funcțiile celulare ale țesutului vezicii urinare ^[21] .

Tesut epitelial

Regenerarea pielii , în cazul suturii rănilor sau a suprafețelor mari de epidermă care trebuie înlocuite (ca și în cazurile de arsuri), a făcut progrese considerabile datorită ingineriei țesuturilor, în care se încearcă reproducerea unui țesut cu proprietăți cât mai similare posibil epidermei pentru a nu provoca cicatrici care restricționează mișcarea, provoacă durere și sunt estetic nedorite.

Numeroase materiale naturale precum colagenul, chitosanul și laminina sunt utilizate ca schele în ingineria pielii, deoarece posedă caracteristici similare cu cele ale componentelor naturale ale pielii.

Mai mult, au fost studiați polimeri naturali și sintetici, cum ar fi nanofibrele de fibroină de mătase , o proteină fibroasă produsă de păianjeni și unele insecte; schela produsă cu acest material are o porozitate ridicată și o zonă specifică care pare să favorizeze aderența și propagarea keratinocitelor (adică cel mai abundent tip de celule din epidermă).

Pe de altă parte, în ceea ce privește pansamentul rănilor, printre materialele care trezesc cel mai mare interes sunt membranele nanofibrelor poliuretanice (PU), care par să garanteze o permeabilitate excelentă la oxigen și controlul asupra evaporării apei. , prin rană, a microorganismelor care ar putea produce infecții ^[20] .

Tesut nervos

Țesutul nervos este componenta principală a celor două părți care alcătuiesc sistemul nervos la cele mai evoluate ființe vii: cea centrală (formată din creier și măduva spinării care controlează, coordonează, reglează și procesează principalele funcții și activități vitale) și cel periferic (format din ganglionii nervoși și din nervii care radiază din sistemul nervos central către extremitățile corpului, al cărui scop este de a primi și transmite stimuli senzoriali și motori interni și externi).

Este compus din două tipuri de celule: neuroni (care primesc și transmit impulsuri) și celule gliale (sau neuroglia, care ajută la propagarea impulsului nervos și furnizează substanțe nutritive neuronilor).

În comparație cu alte țesuturi umane, țesutul nervos este foarte delicat și poate fi deteriorat de diferite condiții patologice; de asemenea, este mult mai complicat să se reproducă.

O condiție necesară pentru reproducerea sa eficientă este utilizarea unui material cu citocompatibilitate excelentă și proprietăți mecanice (pentru susținerea țesutului) și electrice (pentru transmiterea stimulilor), pentru a obține creșterea corectă a neuronilor și pentru a evita debutul de inflamație sau infecție ^[21] .

În prezent, pentru sinteza schelei pe care să crească și să se diferențieze celulele stem, se folosesc matrici polimerice biocompatibile sau geluri polimerice, încărcate cu filme de nanotub sau nanofibre pentru a încerca să reproducă proprietățile țesutului nervos natural (adică să transmită semnale electrochimice pentru a crea noi sinapse ) ^[22] .

S-au obținut rezultate excelente prin exploatarea proprietăților electrice ale nanotuburilor de carbon și ale filmelor de grafen ca substraturi pentru creșterea neuronilor ^[3] .

Țesut cardiac

Dacă țesutul cardiac este rănit din cauza, de exemplu, a unui infarct miocardic sau a ischemiei , acesta nu este în măsură să se autorepară, astfel încât daunele suferite sunt ireversibile; singurele tratamente până în prezent sunt transplanturile de inimă.

Cercetările în ingineria țesuturilor au făcut posibilă reproducerea țesutului cardiac prin utilizarea celulelor stem, a factorilor de creștere și a biomaterialelor; diferite sunt însă dificultățile întâmpinate datorită caracteristicilor specifice ale celulelor cardiace.

Țesutul cardiac, de fapt, are proprietăți electrice și de contracție, precum și anisotrop ; proprietățile electrice, în special, au fost reproduse de nanostructuri pe bază de carbon (de exemplu monostraturi de grafen sau grafen oxidat) și nanoparticule de aur ^[22] .

Țesături artificiale și naturale

Țesuturile artificiale recreate sau reparate (de exemplu, oasele, cartilajul, pielea, mușchii, vasele de sânge , vezica urinară ...) par să aibă proprietăți mecanice și structurale mai mici decât cele ale țesuturilor naturale; aceasta, împreună cu o viteză mică de vascularizație (adică viteza procesului de formare a vaselor de sânge noi), se dovedește a fi unul dintre cele mai mari obstacole în ceea ce privește producția de țesuturi artificiale; în prezent este posibil să se recreeze ( in vitro sau in vivo ) numai țesuturi structurale subțiri și relativ simple, cum ar fi pielea, cartilajul și vezica urinară ^[12] .

Aceste diferențe între țesăturile artificiale și cele naturale pot fi atribuite nanomaterialelor polimerice și nanocompozitelor utilizate și structurii interne a țesăturii artificiale; progresul în acest domeniu poate fi realizat prin ingineria matricelor extracelulare și promovarea formării rapide a mediului celular ^[12] .

Cea mai mare provocare în acest domeniu este, de fapt, crearea de țesături tridimensionale (a căror condiție necesară pentru durabilitate este o ordine internă ridicată la nivel nano și micrometric) cu funcții din ce în ce mai complexe, cu o stabilitate funcțională și biomecanică mai mare.

Vascularizația sau angiogeneza este un factor fundamental în proiectarea țesuturilor artificiale; de fapt, creșterea de noi vase de sânge este esențială pentru furnizarea de oxigen și substanțe nutritive către celulele țesutului în formare, favorizând creșterea și regenerarea acestora.

O vascularizație scăzută a țesuturilor artificiale poate duce, de asemenea, la o acumulare de deșeuri care pot provoca tulburări locale temporare ^[4] .

O creștere a vascularizației poate fi obținută datorită eliberării controlate și localizate de factori angiogenici (de exemplu, factori de creștere vasculară endotelială, factori de creștere fibroblastici ...) ^[8] din schele, utilizând diferite nanotehnologii:

• nanoparticule țintă (modificate corespunzător cu liganzi celulari specifici sau molecule de semnalizare) aderate la suprafața schelei ^[8] ;

• nanotuburi de carbon funcționalizate care permit un control al producției și transportului diferiților factori de creștere către celule ^[3] .

Dezvoltările și progresele recente în materii biomateriale, celule stem, factori de creștere și diferențiere și biomimetice au permis succesul ingineriei țesuturilor în dezvoltarea țesuturilor care combină matrici extracelulare proiectate (adică schele), celule și molecule biologice. punerea bazelor pentru o „înlocuire” eficientă a pieselor umane.

Proprietățile schelei și influența nanomaterialelor asupra proprietăților finale

Un fattore determinante per il successo dell'ingegneria tissutale nella riparazione e sintesi di tessuti e organi risulta essere la corretta progettazione dello scaffold; dal momento che deve rimpiazzare la matrice extracellulare naturale, lo scaffold dovrà influire correttamente sulle proprietà biomeccaniche, biochimiche e biologiche del tessuto e delle cellule.

In particolare dovrà soddisfare i seguenti requisiti:

• possedere un grado di porosità tale che gli interstizi o pori abbiano un'adeguata dimensione e costituiscano un reticolo percolativo che favorisca la crescita e disposizione cellulare, l'apporto di sostanze nutritive e lo smaltimento dei prodotti metabolici ^[4] ;

• le fibre che costituiscono lo scaffold siano biocompatibili, non tossiche e bioriassorbibili, con una velocità di riassorbimento e degradazione compatibile con quella di formazione del nuovo tessuto ^[4] , in modo tale che al termine del processo di sintesi il tessuto sia costituito unicamente da materiale biologico;

• avere un'alta area superficiale ^[4] e adeguate proprietà fisico-chimiche superficiali (eg topografia, carica superficiale, adsorbimento e rilascio di proteine) ^[23] tali da favorire l'adesione, la crescita, la proliferazione, la differenziazione e la migrazione cellulare grazie a corrette interazioni cellula – scaffold ^[24] ;

• imprimere al tessuto sintetico proprietà meccaniche simili al tessuto naturale che si vuole rimpiazzare, in modo tale da favorire un suo corretto funzionamento con i tessuti circostanti una volta innestato in vivo ; sopportando, perciò, i carichi e stress fisiologici cui sarà soggetto ed evitando l'insorgere di zone di accumulo di stress residuo all'interfaccia tra il tessuto sintetico e l'ambiente circostante che possono portare ad un degrado o rottura accelerata del tessuto artificiale o di quelli circostanti (si pensi, ad esempio, all'innesto di protesi nel tessuto osseo);

• mantenere adeguate proprietà meccaniche per assicurare l'integrità strutturale del tessuto ^[24] e l'architettura cellulare, soprattutto durante la sua fase di degradazione.

Nei tessuti naturali l'architettura cellulare (ie l'orientazione tridimensionale delle cellule che definisce la forma del tessuto), e di conseguenza le proprietà biomeccaniche, è garantita dalle dimensioni nanometriche delle proteine strutturali dell'ECM (avente un diametro di 50-500 nm), le quali sono 1 o 2 ordini di grandezza inferiori alle dimensioni cellulari; ciò permette alle cellule un contatto diretto con il maggior numero di fibre possibili ^[10] .

Dal momento che uno dei fattori determinanti per il successo dello scaffold nella sintesi di tessuti artificiali è quella di ottenere proprietà analoghe a quelle del tessuto naturale che si vuole sostituire, risulta fondamentale riuscire a produrre fibre sintetiche avente diametri nanometrici.

Le tecniche convenzionali di processing (ie lavorazione) dei polimeri non sono in grado di ottenere filati avente diametri inferiori a 10 µm; perciò sono state sviluppate tecniche innovative (campo di ricerca tuttora in forte sviluppo) per ottenere fibre nanometriche che permettano di simulare efficacemente la geometria dell'ECM ^[10] .

Le proprietà biomeccaniche del tessuto, oltre a dipendere dalle dimensioni nanometriche delle fibre dello scaffold, dipendono da una disposizione tridimensionale ordinata ed organizzata delle cellule, che può essere raggiunta grazie all'impiego di nanograte ^[8] che fungono da substrato per la coltura cellulare o di scaffold con un forte grado di allineamento delle nanofibre.

È stato dimostrato che l'allineamento delle nanofibre influenza l'allineamento e l'elongazione delle cellule ^[8] , guidando una crescita cellulare avente la desiderata anisotropia ^[25] ; inoltre, permette un'infiltrazione cellulare più efficiente in quanto i pori, avendo una maggiore dimensione, vanno a formare un reticolo percolativo più ordinato e organizzato ^[26] .

Il controllo della dimensione dei pori e della porosità dello scaffold permette, oltre a un miglioramento della proliferazione cellulare e della vascolarizzazione, un controllo sulle proprietà meccaniche dello scaffold e quindi del tessuto finale.

Risulta, perciò, fondamentale ottenere valori ottimali di porosità e dimensione dei pori; infatti, se un'alta porosità e dimensione dei pori aumenta la vascolarizzazione e facilita l'adesione e la crescita cellulare, per contro le proprietà meccaniche dello scaffold risultano essere insufficienti a causa di un valore eccessivo di vuoto interno.

Un scaffold, invece, con una porosità troppo bassa comporterebbe delle proprietà meccaniche elevate a scapito di un'insufficiente vascolarizzazione, crescita e migrazione cellulare (con una conseguente insufficiente organizzazione tridimensionale).

In base al tessuto che si vuole riprodurre, ci sarà dunque un valore ottimale di porosità che si dovrà ottenere in fase di sintesi dello scaffold; soluzione del problema che può essere facilitata impiegando, ad esempio, nanofibre con opportuna resistenza meccanica intrinseca.

Sintesi di tessuti tridimensionali e tecniche di fabbricazione degli scaffold

Il processo di sintesi di un tessuto (in particolare quello osseo e cartilagineo) può suddiviso in sei fasi ^[4] :

1. fabbricazione di uno scaffold bioriassorbibile;
2. inseminazione delle cellule nello scaffold polimerico in condizioni statiche su una piastra di Petri ;
3. crescita di un pre-tessuto in coltura dinamica con una beuta rotante (spinner flask);
4. crescita del tessuto maturo in ambiente fisiologico (con un bioreattore);
5. trapianto chirurgico;
6. assimilazione e rimodellamento del tessuto artificiale da parte dell'organismo ospitante.

Per un successo nell'impiego clinico dei tessuti sintetici tridimensionali, risulta importante che durante tutta la fase di sintesi del tessuto lo scaffold sia esposto ad una quantità sufficiente del mezzo di coltura; i bioreattori con controllo computerizzato permettono un rifornimento continuo delle sostanze nutrienti, uno scambio gassoso, l'eliminazione dei prodotti di scarto ed un controllo del microambiente biochimico ed idrodinamico che imita le condizioni del fluido interstiziale nel tessuto naturale.

La creazione di un letto vascolarizzato permette, quindi, la sopravvivenza, la crescita e la rigenerazione cellulare ^[4] .

Esistono due strategie nella sintesi di tessuti artificiali: nella prima lo scaffold è progettato per sostenere meccanicamente le cellule e il materiale biologico fino a quando il tessuto non viene trapiantato e rimodellato dal tessuto circostante; nella seconda, invece, viene progettato in modo tale da mantenere le proprietà meccaniche fino a quando il pre-tessuto viene posto nel bioreattore, ovvero fino a quando il tessuto ingegnerizzato non abbia sufficiente integrità meccanica da autosostenersi ^[4] .

Come è stato precedentemente spiegato, uno degli obiettivi della sintesi di tessuti artificiali (che risulta fattore determinante per il suo successo) è quello di sviluppare scaffold che imitino le proprietà chimiche, fisiche, meccaniche e strutturali del tessuto naturale che si vuole sostituire (nella fattispecie dell'ECM); per ottenere ciò risulta fondamentale riuscire a produrre fibre sintetiche avente diametri nanometrici, con la corretta orientazione e disposizione delle fibre e dimensione dei pori.

Attualmente, nella rigenerazione di tessuti di vario tipo (sia in vitro che in vivo ), l'utilizzo di impalcature in nanofibre (nanofibrous scaffolds) e nanocompositi risulta essere la tecnica maggiormente impiegata per ottenere tessuti tridimensionali sufficientemente organizzati, grazie alla loro somiglianza strutturale con l'ECM originaria; questa tecnica, però, spesso non permette di ottenere strutture 3D adeguatamente organizzate con dimensioni dei pori e proprietà meccaniche del tessuto finale adeguate.

L'impiego di nanofibre costituite da polimeri biocompatibili, non tossici e bioriassorbibili, permetterebbe di ottenere strutture reticolari avente un'appropriata dimensione dei pori e interconnettività tra le fibre; ciò favorirebbe l'adesione, la crescita, la disposizione, la proliferazione, la differenziazione e la migrazione cellulare, nonché l'apporto di sostanze nutritive e lo smaltimento dei prodotti metabolici.

Per aumentare determinate funzionalità dello scaffold (eg proprietà meccaniche, adesione e crescita cellulare…) sono spesso applicate delle modifiche di bulk (eg copolimerizzazione , aggiunta di gruppi funzionali alle catene polimeriche prima della fabbricazione dello scaffold che modificano le proprietà meccaniche e di processing del polimero) o superficiali (adottate successivamente alla produzione dello stesso) ^[24] .

Inoltre possono essere utilizzati nanomateriali come additivi alla matrice polimerica, quali:

• polimeri funzionali: polimeri elettricamente conduttivi vengono impiegati nella riparazione di tessuti neurali e nella stimolazione dei neuroni ^[12] ;

• idrossiapatite: impiegata nell'ingegneria osseo-tissutale come nanoparticelle miscelate a polimeri sintetici o naturali (eg collagene) in quanto imita la dimensione dei cristalli minerali nelle ossa e negli altri tessuti mineralizzati ^[24] ;

• nanoparticelle metalliche e nano-materiali a base di carbonio ^[12] .

La produzione di scaffold in nanofibre è resa attualmente possibile da tre differenti tecniche di nanofabbricazione:

• self-assembly ( auto-assemblaggio );
• phase separation (separazione di fase);
• elettrospinnig ^[10] .

Self-assembly

La tecnica del self-assembly sfrutta l'organizzazione spontanea e autonoma dei singoli componenti in strutture ordinate e stabili senza l'intervento umano ^[24] grazie alla formazione di legami non-covalenti ^[10] ; simulando, perciò, il naturale processo di assemblaggio dell'ECM ^[8] .

Questa tecnica, pur permettendo la produzione di nanofibre avente diametri dimensionalmente consistenti con i corrispettivi naturali, è difficilmente applicabile su scala industriale causa la complessità della procedura e la bassa produttività ^[10] .

Phase separation

La separazione di fase è un processo termodinamico dove un sistema omogeneo multi-componente genera fasi multiple per abbassare l' energia libera del sistema ^[19] .

Nel caso specifico di soluzioni polimeriche si genera una fase ricca di polimero ed una ricca di solvente (povera di polimero) ^[10] , grazie ad un'attivazione termica o con l'aggiunta di un non-solvente; la separazione di fase porta alla formazione di un gel cui viene aggiunta acqua per estrarre la fase ricca di solvente.

In seguito il gel viene raffreddato al di sotto della temperatura di transizione vetrosa del polimero e liofilizzato sottovuoto (processo di freeze-drying) ^[10] ; questa fase permette la sublimazione dell'acqua contenuta all'interno del gel formando una schiuma polimerica i cui vuoti corrispondono alla fase ricca di solvente estratta ^[19] .

Questo processo produttivo permette la sintesi di un network fibroso percolativo che si traduce in membrane polimeriche porose ^[10] e scaffold con strutture simili ad una spugna ^[8] .

È possibile controllare la dimensione dei pori e l'interconnetività delle fibre variando la concentrazione, la dimensione e la geometria degli agenti porogeni aggiunti nella soluzione polimerica durante il processo di separazione di fase (eg zucchero, sale inorganico, sfere in paraffina…) ^[10] .

Una limitazione a questa tecnica è dovuta al ristretto numero di polimeri processabili ed al fatto che è limitata, come il precedente processo di self-assembly, alla scala di laboratorio ^[10] .

Elettrospinning

L'elettrospinning è una tecnica molto semplice e pratica che permette di sintetizzare strutture fibrose tridimensionali complesse con un controllo sull'allineamento delle fibre ^[8] ; tale semplicità l'ha resa attualmente l'unica tecnica di processing di nanofibre applicabile su scala industriale nella produzione di massa ^[10] .

Lo scaffold prodotto con questa tecnica presenta un'architettura simile a quella delle proteine strutturali che costituisco l'ECM, con nanofibre caratterizzate da un'alta area specifica e rapporto d'aspetto tali da aumentare l'area di contatto e quindi l'adesione di cellule ^[23] , ligandi , fattori di crescita e altre biomolecole ^[26] ; inoltre è possibile regolarne la porosità, la forma e le dimensioni nonché ottenere le desiderate proprietà e funzionalità modificandone la composizione ^[25] .

Per i motivi sopracitati, gli scaffold in nanofibra prodotti tramite elettrospinning possiedono una potenziale applicazione in molti settori biomedici (eg ingegneria tissutale, sutura di ferite, immobilizzazione di enzimi e trasporto di farmaci) ^[25] .

Uno dei limiti dell'elettrospinning è la bassa velocità di infiltrazione cellulare dovuta alle piccole dimensioni dei pori dello scaffold in rapporto alle dimensioni medie delle cellule (spesso comparabili), la quale provoca un ritardo nella crescita del tessuto ^[26] .

Un sistema di elettrospinning è in genere costituito dai seguenti componenti principali: una sorgente di potenza ad alto voltaggio, una pompa a siringa (syringe pump), una siringa, una filiera (eg punta di pipetta, ago…), un dispositivo di raccolta con messa a terra ^[23] (di solito uno schermo metallico, un piatto o un mandrino rotante) ^[25] .

Il processo consta dei seguenti passaggi:

• si carica la soluzione polimerica nella siringa che va ad alimentare la filiera (di solito un ago);
• tramite la sorgente di potenza si genera un campo elettrico tra il dispositivo di raccolta ed il capillare caricato positivamente contenente la soluzione polimerica ^[10] ;
• sotto l'applicazione del campo elettrico esterno si forma sulla punta dell'ago una goccia conica (o cono di Taylor ^[23] ) per effetto dell'equilibrio tra la tensione superficiale ed il campo elettrico ^[25] ;
• quando il campo elettrico applicato (e quindi la forza elettrostatica ) supera la tensione superficiale della goccia, il cono di Taylor subisce un'elongazione fino ad emettere un sottile getto polimerico diretto verso il dispositivo di raccolta ^[25] ;
• la grande velocità che raggiunge il getto permette al solvente, durante la sua propagazione, di evaporare gradualmente ^[23] ;
• il getto fluido viene raccolto in forma di reticolo (mesh) di fibre polimeriche dal dispositivo di raccolta grazie alla differenza di potenziale tra questo e la filiera ^[23] .

La tecnica di elettrospinning permette la produzione di fibre polimeriche continue avente diametri tra i nanometri ei micrometri (dipendenti dai parametri di processing impiegati) che possono essere raccolte a formare un reticolo, o scaffold, di fibre non intrecciate con orientazione random ^[23] o controllata ^[10] , con una grande area specifica e piccole dimensioni dei pori (dell'ordine dei µm) ^[25] .

Dal momento che lo scaffold prodotto dovrà imitare l'ECM dello specifico tessuto naturale che si intende replicare, sia da un punto di vista strutturale che delle proprietà meccaniche, chimiche fisiche e biologiche, occorre modificare e controllare diversi parametri sia in fase progettuale (scelta ottimale dei materiali) che di produzione e post-produzione.

La possibilità di processare un ampio numero di polimeri con la tecnica dell'elettrospinning permette di modificare le proprietà meccaniche, fisiche, biologiche e di degradazione dello scaffold scegliendo opportunamente i materiali da impiegare nella fabbricazione delle nanofibre; le proprietà finali desiderate sono ottenute tramite processi di copolimerizzazione e blending polimerico ^[23] che combinano tra loro differenti omopolimeri, copolimeri o blend naturali e sintetici ^[25] quali, ad esempio:

• acido poliglicolico (PGA);
• acido polilattico (PLA);
• polidiossanone (PDO);
• policaprolattone (PCL);
• blend e copolimeri in PGA e PLA;
• blend in PGA e PCL, PLA e PCL, PDO e PCL;
• elastina;
• collagene ^[10] .

In fase di produzione diversi parametri di processing possono essere modificati per controllare e affinare le caratteristiche e le funzionalità dello scaffold prodotto:

• concentrazione e viscosità della soluzione polimerica: influiscono sul diametro delle fibre (eg all'aumentare della concentrazione aumenta il diametro) ^[10] ;
• geometria del dispositivo di raccolta: una sua variazione modifica la dimensione e la forma dello scaffold ^[10] ;
• volume processato: un suo aumento comporta un aumento dello spessore dello scaffold ^[10] ;
• velocità di rotazione del dispositivo di raccolta (di solito un disco o un cilindro rotante): permette di controllare l'allineamento delle fibre → alte velocità di rotazione comportano un allineamento delle fibre in direzione parallela alla direzione di rotazione ma possono generare una discontinuità nelle fibre, causando, inoltre, una diminuzione del diametro ^[23] ; basse velocità generano, invece, una loro deposizione random sul dispositivo di raccolta ^[10] .

Altri parametri che controllano lo spessore delle fibre e la loro morfologia sono: elasticità, conduttività e tensione superficiale della soluzione, intensità del campo elettrico, distanza tra la filiera e il dispositivo di raccolta, temperatura e umidità ^[25] .

Infine modifiche chimico-fisiche in fase di post-produzione permettono di ottenere scaffold con un'anisotropia e porosità controllata e funzionalità adattate alla specifica applicazione ^[25] .

Sono state sviluppate diverse tecniche di elettrospinning per poter ottenere specifiche proprietà e funzionalità delle nanofibre prodotte ^[25] :

• multilayered elettrospinning: impiegato per produrre scaffold nella rigenerazione ossea;
• core-shelled elettrospinning;
• two-phase elettrospinning;
• blowing-assisted elettrospinning;
• mixing elettrospinning: permette, come la tecnica multilayered, di fabbricare scaffold costituiti da differenti polimeri.

Applicazioni

Tra le varie applicazioni dell'ingegneria tissutale si ricordano:

• sostituzione e riparazione di tessuti biologici:
  • tessuto vescicale;
  • tessuto epiteliale;
  • tessuto nervoso;
  • tessuto cardiaco;
• costruzione di impalcature cellulari;
• substrati per la coltura cellulare: influenzano la crescita delle cellule ^[17] ;
• substrati costituiti da nanocompositi polimero – vetro bioattivo per la riparazione di difetti ossei: inducono la formazione di tessuto osseo legandosi contemporaneamente ai tessuti circostanti, permettendo il fissaggio, ad esempio, di protesi ^[17] .

Note

Voci correlate

• Biomeccanica
• Medicina rigenerativa
• Nanomateriali
• Nanocomposito
• Ingegneria genetica

Altri progetti

• Wikimedia Commons contiene immagini o altri file su ingegneria tissutale

Collegamenti esterni

• [1]

V · D · M Ingegneria
Civile	Edile · Costruzioni · Ambientale · Sismica · Geotecnica · Idraulica · Mineraria · Strutturale · Trasporti
Meccanica	Acustica · Aerospaziale · Automobilistica · Navale · Ferroviaria · Termotecnica
Elettrica	Informatica · Automazione · Elettromeccanica · Elettronica · Microonde · Elettrotecnica · Radiotecnica · Telecomunicazioni
Chimica	Biochimica · Bioingegneria · Molecolare · Petrolifera · Processo · Reazioni chimiche
Interdisciplinare	Agraria · Audio · Biomedica · Gestionale · Ingegneria matematica · Meccanica applicata · Ingegneria fisica · Antincendio · Industriale · Materiali · Metallurgia · Meccatronica · Genio militare · Nanotecnologia · Nucleare · Ottica · Fotonica · Robotica · Sanitaria · Software · Sistemi · Tissutale

Portale Ingegneria

Portale Medicina