Проводник для проведения нервов

Нервный проводящий канал (также называемый искусственным нервным каналом или искусственным нервным трансплантатом , в отличие от аутотрансплантата ) представляет собой искусственное средство направления повторного роста аксонов для облегчения регенерации нерва и является одним из нескольких клинических методов лечения повреждений нервов . Когда прямое сшивание двух культей отрезанного нерва невозможно осуществить без натяжения, стандартным клиническим лечением повреждений периферических нервов аутологичного нерва является трансплантация . Из-за ограниченной доступности донорской ткани и функционального восстановления при трансплантации аутологичного нерва исследования в области инженерии нервной ткани были сосредоточены на разработке биоискусственных проводников нервов в качестве альтернативного метода лечения, особенно при больших дефектах. Подобные методы также изучаются для восстановления нервов в спинном мозге, но регенерация нервов в центральной нервной системе представляет собой более сложную задачу, поскольку ее аксоны не регенерируют в значительной степени в своей естественной среде. ^[1]

Создание искусственных проводников также известно как энтубуляция , поскольку нервные окончания и промежуточная щель заключены в трубку, состоящую из биологических или синтетических материалов. ^[2] Независимо от того, имеет ли кондуит форму биологической трубки, синтетической трубки или тканеинженерного кондуита, он должен облегчать нейротропную и нейротрофическую связь между проксимальным и дистальным концами нервной щели, блокировать внешние тормозящие факторы и обеспечивать физическое руководство для аксонов. отрастание. ^[3] Основная задача нервного проводника — объединить физические, химические и биологические сигналы в условиях, способствующих образованию тканей. ^[4]

Материалы, которые использовались для изготовления биологических трубок, включают кровеносные сосуды и скелетные мышцы, тогда как нерассасывающиеся и биорассасывающиеся синтетические трубки изготавливаются из силикона и полигликолида соответственно. ^[5] Тканевые проводники нервов представляют собой комбинацию многих элементов: структуры каркаса, материала каркаса, клеточной терапии, нейротрофических факторов и биомиметических материалов. Выбор того, какие физические, химические и биологические сигналы использовать, основан на свойствах нервной среды, которая имеет решающее значение для создания наиболее желательной среды для регенерации аксонов. Факторы, определяющие выбор материала, включают биосовместимость , биоразлагаемость , ^[6] механическая целостность, ^[3] управляемость во время роста нервов, имплантации и стерилизации.

Топография лесов

В тканевой инженерии выделяют три основных уровня структуры каркаса:

надстройка, общая форма лесов;
микроструктура, структура клеточного уровня поверхности; и
наноструктура, субклеточный уровень структуры поверхности. ^[7]

Надстройка

Надстройка проводника или каркаса важна для моделирования in vivo условий формирования нервной ткани . Внеклеточный матрикс, который в основном отвечает за управление ростом и формированием тканей, имеет сложную суперструктуру, созданную множеством переплетающихся волокнистых молекул. Способы формирования искусственной суперструктуры включают использование термочувствительных гидрогелей, продольно-ориентированных каналов, продольно-ориентированных волокон, выращенных растяжением аксонов и нановолокнистых каркасов.

Термочувствительные гидрогели

При черепно-мозговой травме (ЧМТ) инициируется ряд повреждающих событий, которые приводят к гибели клеток и общей дисфункции, что приводит к образованию полости поражения неправильной формы. ^[8] Образующаяся полость создает множество проблем для тканеинженерных каркасов, поскольку требуется инвазивная имплантация, и зачастую каркас не соответствует форме полости. Чтобы обойти эти трудности, были разработаны термочувствительные гидрогели , способные претерпевать переходы раствор-гель (золь-гель), которые вызваны различиями в комнатной и физиологической температурах, чтобы облегчить имплантацию посредством гелеобразования in situ и придания формы полости. вызваны, что позволяет вводить их минимально инвазивным способом. ^[8]

Метилцеллюлоза (МЦ) — материал с четко выраженными золь-гель переходами в оптимальном диапазоне температур. Гелеобразование МК происходит из-за усиления внутри- и межмолекулярных гидрофобных взаимодействий с повышением температуры. ^[8] Переход золь-гель определяется нижней критической температурой раствора (НКТР), которая представляет собой температуру, при которой модуль упругости равен модулю вязкости. LCST не должна превышать физиологическую температуру (37 °C), если каркас должен затвердеть после имплантации, обеспечивая минимально инвазивную доставку. После имплантации в полость поражения ЧМТ или проводник периферического нерва МК вызывает минимальную воспалительную реакцию. ^[8] Для минимально инвазивной доставки также очень важно, чтобы раствор MC имел вязкость при температурах ниже его LCST, что позволяет вводить его через иглу небольшого диаметра для имплантации в приложениях in vivo . ^[8] MC успешно использовался в качестве агента доставки для интраоптической и пероральной фармацевтической терапии. ^[8] Некоторые недостатки MC включают его ограниченную склонность к адсорбции белков и адгезии нейрональных клеток, что делает его небиоактивным гидрогелем. Из-за этих недостатков использование МК для регенерации нервной ткани требует присоединения биологически активной группы к основной цепи полимера для усиления адгезии клеток.

Другой термочувствительный гель образуется путем объединения хитозана с глицерофосфатной (GP) солью. ^[9] Этот раствор подвергается гелеобразованию при температуре выше 37 °C. Гелеобразование хитозана/GP происходит довольно медленно: первоначальное затвердевание занимает полчаса, а полная стабилизация — еще 9 часов. Прочность геля варьируется от 67 до 1572 Па в зависимости от концентрации хитозана; нижний конец этого диапазона приближается к жесткости ткани головного мозга. Хитозан/GP показал успех in vitro добавление полилизина , но для усиления прикрепления нервных клеток необходимо . Полилизин был ковалентно связан с хитозаном, чтобы предотвратить его диффузию. Полилизин был выбран из-за его положительного характера и высокой гидрофильности, которая способствует росту нейритов . Выживаемость нейронов увеличилась вдвое, хотя рост нейритов не изменился при добавлении полилизина. ^[9]

Продольно ориентированные каналы

Продольно ориентированные каналы представляют собой макроскопические структуры, которые можно добавить к каналу, чтобы дать регенерирующим аксонам четко определенный ориентир для роста прямо вдоль каркаса. В каркасе с архитектурой микротрубчатых каналов регенерирующие аксоны способны проходить через открытые продольные каналы, как они обычно проходят через эндоневральные трубки периферических нервов. ^[10] Кроме того, каналы увеличивают площадь поверхности, доступную для контакта клеток. Каналы обычно создаются путем введения иглы, проволоки или раствора второго полимера в полимерный каркас; после стабилизации формы основного полимера иглу, проволоку или второй полимер удаляют, чтобы сформировать каналы. Обычно создается несколько каналов; однако каркас может состоять только из одного большого канала, который представляет собой одну полую трубку.

Технику формования разработали Wang et al. для формирования проводника нерва с многоканальной внутренней матрицей и внешней стенкой трубки из хитозана. ^[10] В своем исследовании 2006 года Wang et al. иглы для акупунктуры продевали в полую хитозановую трубку, где они удерживались на месте путем фиксации на обоих концах пластырей, созданных с помощью CAD. Затем в трубку вводят раствор хитозана, который затвердевает, после чего иглы удаляют, создавая продольно ориентированные каналы. Затем для характеристики был создан репрезентативный каркас с 21 каналом с использованием акупунктурных игл диаметром 400 мкм. При исследовании под микроскопом каналы оказались примерно круглыми с небольшими неровностями; все каналы были совмещены с внутренним диаметром внешней стенки трубы. С помощью микроКТ было подтверждено, что каналы проходят по всей длине каркаса. При поглощении воды внутренний и внешний диаметры каркаса увеличивались, но диаметры каналов существенно не менялись, что необходимо для сохранения формы каркаса, направляющей растяжение нейритов. Внутренняя структура обеспечивает увеличение прочности на сжатие по сравнению с одной полой трубкой, что может предотвратить коллапс каркаса на растущие нейриты. Клетки Neuro-2a были способны расти на внутреннем матриксе каркаса и ориентировались вдоль каналов. Хотя этот метод апробирован только на хитозане, его можно адаптировать и к другим материалам. ^[10]

процесс лиофилизации и нагрева проволоки - еще один метод создания продольно ориентированных каналов, разработанный Хуангом и др. (2005). ^[11] Раствор хитозана и уксусной кислоты замораживали вокруг никель-медных (Ni-Cu) проволок в ловушке из жидкого азота ; впоследствии провода были нагреты и удалены. Провода Ni-Cu были выбраны потому, что они имеют высокий уровень сопротивления. Для сублимации уксусной кислоты использовали лиофилизаторы с контролируемой температурой. Не было никаких свидетельств слияния или разделения каналов. После лиофилизации размеры каркаса уменьшились, в результате чего каналы стали немного меньше используемой проволоки. Каркасы были нейтрализованы до физиологического значения pH с использованием основания, которое оказало сильное воздействие на пористую структуру. ^[11] Более слабые основания сохраняли однородность пористой структуры, а более сильные делали ее неуправляемой. Используемая здесь техника может быть немного модифицирована для использования с другими полимерами и растворителями. ^[11]

Другой способ создания продольно ориентированных каналов состоит в создании трубопровода из одного полимера со встроенными продольно ориентированными волокнами из другого полимера; затем избирательно растворяют волокна с образованием продольно ориентированных каналов. из поликапролактона Волокна (PCL) были встроены в каркас из (гидроксиэтил)метакрилата (HEMA). PCL был выбран вместо полимолочной кислоты (PLA) и полимолочно-гликолевой кислоты (PLGA), поскольку он нерастворим в ГЭМА, но растворим в ацетоне . Это важно, поскольку в качестве основного материала трубопровода использовался HEMA, а для избирательного растворения полимерных волокон использовался ацетон. Экструдированные волокна PCL помещали в стеклянную трубку и вводили раствор HEMA. Количество создаваемых каналов было постоянным от партии к партии, а различия в диаметре волокон можно было уменьшить за счет создания более контролируемой системы экструзии волокон PCL. ^[12] Анализ изменений пористости подтвердил, что образовавшиеся каналы являются непрерывными и однородными. Этот процесс безопасен, воспроизводим и имеет контролируемые размеры. ^[12] В аналогичном исследовании, проведенном Ю и Шойчетом (2005), ГЭМА сополимеризовали с АЭМА для создания геля P(HEMA-co-AMEA). Волокна поликапролактона (PCL) были внедрены в гель, а затем выборочно растворены ацетоном с применением ультразвука для создания каналов. Было обнаружено, что ГЭМА в смеси с 1% АЭМА создает самые прочные гели. ^[13] По сравнению с каркасами без каналов добавление 82–132 каналов может обеспечить увеличение площади поверхности примерно в 6–9 раз, что может быть полезно для исследований регенерации, которые зависят от контактно-опосредованных сигналов. ^[13]

Ито и др. (2003) разработали каркас, состоящий из одного большого продольно ориентированного канала, созданного с использованием хитозановых сухожилий крабов. ^[14] Сухожилия крабов (Macrocheira kaempferi) собирали и неоднократно промывали раствором гидроксида натрия для удаления белков и деацетилирования сухожильного хитина , который впоследствии стал известен как сухожильный хитозан. Стержень из нержавеющей стали с поперечным сечением треугольной формы (длина каждой стороны 2,1 мм) был вставлен в полую сухожильную хитозановую трубку круглого сечения (диаметр: 2 мм; длина: 15 мм). При сравнении трубок круглой и треугольной формы было обнаружено, что треугольные трубки обладают улучшенной механической прочностью, лучше сохраняют форму и увеличивают доступную площадь поверхности. ^[14] Хотя это эффективный метод создания единственного канала, он не обеспечивает такой большой площади поверхности для роста клеток, как многоканальные каркасы.

Ньюман и др. (2006) вставили проводящие и непроводящие волокна в каркас коллагена-TERP (коллаген, сшитый терполимером поли (N-изопропилакриламида) (PNiPAAm)). Волокна были встроены путем плотного обертывания их на небольшое предметное стекло и помещения раствора коллагена-TERP между ним и другим предметным стеклом; прокладки между предметными стеклами устанавливают толщину геля 800 мкм. Проводящими волокнами были углеродное волокно и кевлар , а непроводящими волокнами — нейлон-6 и вольфрамовая проволока. Невриты распространяются во всех направлениях толстыми пучками на углеродном волокне; однако в случае трех других волокон нейриты вытянуты в тонкую паутину. На углеродных и кевларовых волокнах нейриты не имели направленного роста, но росли вдоль волокон нейлона-6 и в некоторой степени вдоль вольфрамовой проволоки. В каркасах из вольфрамовой проволоки и волокон нейлона-6 нейриты прорастали в гель вблизи границы раздела «волокно-гель» в дополнение к росту вдоль поверхности. Все волокнистые гели, за исключением кевлара, показали значительное увеличение расширения нейритов по сравнению с неволокнистыми гелями. Не было различий в протяженности нейритов между непроводящими и проводящими волокнами. ^[15]

В своем исследовании 2005 года Cai et al. добавили микроволокна из поли (L-молочной кислоты) (PLLA) в полые трубки из поли (молочной кислоты) (PLA) и кремния. Характеристики направления микроволокон были обратно пропорциональны диаметру волокон: меньшие диаметры способствовали лучшей продольно ориентированной миграции клеток и регенерации аксонов. Микроволокна также способствуют миелинизации во время восстановления периферических нервов. ^[16]

Растянутые аксоны

Было продемонстрировано, что зрелые аксонные тракты растут при механическом растяжении центральной части аксонного цилиндра. ^[17] Такое механическое растяжение применялось с помощью специального биореактора для роста и растяжения аксонов, состоящего из четырех основных компонентов: специально разработанной камеры расширения аксонов, стола с линейным перемещением, шагового двигателя и контроллера. ^[17] Культура нервной ткани помещается в расширительную камеру с портом для газообмена и съемной растягивающейся рамкой, которая способна разделить две группы сом (тел нейронных клеток) и таким образом растянуть их аксоны. ^[17] Коллагеновый гель использовался для стимулирования роста более крупных аксонных трактов, выращенных при растяжении, которые были видимы невооруженным глазом. Есть две причины ускорения роста благодаря коллагеновому покрытию: 1) культура стала гидрофобной после высыхания коллагена, что позволило вырасти более плотной концентрации нейронов, и 2) коллагеновое покрытие создало беспрепятственное покрытие между двумя субстратами удлинения. . ^[17] Исследование с помощью сканирующего электронного микроскопа и ПЭМ не выявило признаков истончения аксонов из-за растяжения, а цитоскелет оказался нормальным и неповрежденным. Выращенные путем растяжения аксонные тракты культивировали на биосовместимой мембране, из которой можно было непосредственно сформировать цилиндрическую структуру для трансплантации, что устраняло необходимость переноса аксонов на каркас после завершения роста. Выращенные растягиванием аксоны смогли расти с беспрецедентной скоростью 1 см/день всего лишь за 8 дней акклиматизации, что намного превышает максимальную скорость роста 1 мм/день, измеренную для удлинения конуса роста. Скорость 1 мм/день также является средней скоростью транспорта структурных элементов, таких как нейрофиламенты. ^[17]

Каркасы из нановолокон

Исследования наноразмерных волокон пытаются имитировать внеклеточную среду in vivo , чтобы способствовать направленному росту и регенерации. ^[7] Тремя различными методами формирования нановолоконных каркасов являются самосборка, разделение фаз и электроформование. Однако существует множество других методов формирования нановолокнистых каркасов.

Самосборка нановолокнистых каркасов возможна только в том случае, если сами волокна спроектированы для самосборки. Одним из распространенных способов стимулирования самосборки каркасных волокон является использование амфифильных пептидов, так что в воде самосборку запускает гидрофобный фрагмент. ^[7] Тщательно рассчитанная разработка амфифильных пептидов позволяет точно контролировать самособирающуюся матрицу. Самосборка позволяет создавать как упорядоченные, так и неупорядоченные топографии. Филлипс и др. (2005) разработали и протестировали in vitro и in vivo самовыравнивающийся матрикс коллаген - шванновских клеток , который позволил выровнять удлинение нейритов DRG in vitro . Коллагеновые гели широко использовались в качестве субстратов для трехмерной культуры тканей . Клетки способны образовывать опосредованные интегрином соединения с коллагеном, что инициирует сборку цитоскелета и подвижность клеток. Когда клетки движутся по коллагеновым волокнам, они генерируют силы, сжимающие гель. Когда волокна коллагена связаны на обоих концах, генерируемые клетками силы создают одноосное напряжение, заставляя клетки и волокна коллагена выравниваться. Достоинствами этой матрицы являются простота и скорость приготовления. ^[2] Растворимый плазменный фибронектин также может самособираться в стабильные нерастворимые волокна при прямом механическом сдвиге в вязком растворе. Филлипс и др. (2004) исследовали новый метод сдвиговой агрегации, который приводит к улучшению агрегации. ^[18] Механический сдвиг осуществляли путем вытягивания болюса объемом 0,2 мл на 3 см с помощью щипцов; фибронектин агрегирует в нерастворимые волокна на быстро движущейся границе раздела в ультрафильтрационной ячейке. Предполагаемый механизм агрегации этих волокон заключается в удлинении и удлинении белков под действием механической силы сдвига, что приводит к латеральной упаковке и агрегации белков волокон. Филлипс и др. показали, что механический сдвиг, вызванный растяжением геля фибронектина высокой вязкости, вызывает существенные изменения в его структуре и что при одноосном растяжении вязкий гель фибронектина образует ориентированные волокнистые агрегаты фибронектина; кроме того, волокнистые агрегаты имеют пониженную растворимость и могут поддерживать различные типы клеток in vitro. ^[18]

Фазовое разделение позволяет создавать трехмерные каркасы из субмикрометровых волокон без использования специального оборудования. Пять этапов разделения фаз: растворение полимера, разделение фаз и гелеобразование, экстракция растворителем из геля, замораживание и сублимационная сушка в воде. ^[7] Конечным продуктом является непрерывная оптоволоконная сеть. Разделение фаз можно модифицировать для различных применений, а структуру пор можно варьировать с помощью различных растворителей, что может изменить весь процесс с жидкости-жидкости на твердое-жидкость. Пористость и диаметр волокна также можно изменить, варьируя начальную концентрацию полимера; более высокая начальная концентрация приводит к меньшему количеству пор и большему диаметру волокон. Этот метод можно использовать для создания сетей волокон, диаметр которых достигает диаметров коллагеновых волокон I типа. Созданная волокнистая сеть ориентирована случайным образом, и до сих пор не проводилось попыток организовать волокна. Фазовое разделение является широко используемым методом для простого создания высокопористых нановолоконных каркасов. ^[7]

Электроспиннинг обеспечивает надежную платформу для разработки синтетических проводников нервов. Электропрядение может служить для создания каркасов контролируемых размеров с различным химическим составом и топографией. Кроме того, внутри волокон можно инкапсулировать различные материалы, включая частицы, факторы роста и даже клетки. ^[19] Электропрядение создает волокна путем электрического заряда капли расплава или раствора полимера и подвешивания ее в капилляре. Затем к одному концу капилляра прикладывается электрическое поле до тех пор, пока заряд не превысит поверхностное натяжение, создавая струю полимера, которая удлиняется и утончается. Эта полимерная струя разряжается в виде конуса Тейлора, оставляя после себя электрически заряженные полимеры, которые собираются на заземленной поверхности в виде растворителя по мере испарения растворителя из струй. ^[20] Волокна были сформованы диаметром от менее 3 нм до более 1 мкм. На процесс влияют такие параметры системы, как тип полимера, молекулярная масса полимера и свойства раствора, а также параметры процесса, такие как скорость потока, напряжение, диаметр капилляра, расстояние между коллектором и капилляром и движение коллектора. ^[21] Созданная волокнистая сеть неупорядочена и имеет высокое соотношение поверхности к объему вследствие высокой пористости; Большая площадь поверхности сети идеально подходит для роста и транспортировки отходов и питательных веществ в инженерии нервной ткани. ^[7] Двумя особенностями электропряденых каркасов, которые выгодны для инженерии нервной ткани, являются морфология и архитектура, которые точно имитируют внеклеточный матрикс, а также поры, которые имеют правильный диапазон размеров, который обеспечивает обмен питательных веществ, но предотвращает рост глиальной рубцовой ткани (около 10 мкм). ^[22] Было продемонстрировано, что случайные электропряденые каркасы из PLLA обладают повышенной адгезией клеток, что может быть связано с повышенной шероховатостью поверхности. ^[22] Также было показано, что химически модифицированные маты из электропряденых волокон влияют на дифференцировку нервных стволовых клеток и увеличивают пролиферацию клеток. ^[20] За последнее десятилетие ученые также разработали многочисленные методы изготовления выровненных каркасов из нановолокон, которые служат для предоставления клеткам дополнительных топографических сигналов. ^[23] Это выгодно, поскольку крупномасштабные трехмерные выровненные каркасы невозможно легко создать с использованием традиционных технологий изготовления. ^[7] В исследовании, проведенном Yang et al. (2005) были созданы, охарактеризованы и сравнены выровненные и случайные электропряденые микроволокнистые и нановолокнистые каркасы из поли-L-молочной кислоты (PLLA). Диаметры волокон были прямо пропорциональны исходной концентрации полимера, используемого для электропрядения; средний диаметр ориентированных волокон был меньше, чем у хаотических волокон при идентичных условиях обработки. Было показано, что нервные стволовые клетки удлиняются параллельно выровненным электропряденым волокнам. ^[21] Выровненные нановолокна имели большую среднюю длину нейритов по сравнению с выровненными микроволокнами, случайными микроволокнами и случайными нановолокнами. Кроме того, на выровненных нановолокнах дифференцируется больше клеток, чем на выровненных микроволокнах. ^[21] Таким образом, результаты этого исследования показали, что выровненные нановолокна могут быть более полезными, чем невыровненные волокна или микроволокна, для стимулирования регенерации нервов.

Микроструктура и наноструктура

Микроструктура и наноструктура, наряду с суперструктурой, представляют собой три основных уровня структуры каркаса, которые заслуживают внимания при создании топографии каркаса. ^[7] В то время как суперструктура относится к общей форме каркаса, микроструктура относится к структуре клеточного уровня поверхности, а наноструктура относится к структуре субклеточного уровня поверхности. Все три уровня структуры способны вызывать клеточные реакции; однако существует значительный интерес к реакции клеток на наноразмерную топографию, мотивированный наличием многочисленных наноразмерных структур внутри внеклеточного матрикса. ^[7] Растет число методов изготовления микро- и наноструктур (многие из полупроводниковой промышленности), позволяющих создавать различные топографии с контролируемым размером, формой и химическим составом. ^[24]

Физические сигналы

Физические сигналы формируются путем создания упорядоченной поверхностной структуры на уровне микроструктуры и/или наноструктуры. Было показано, что физические сигналы на наноуровне модулируют клеточную адгезию, миграцию, ориентацию, контактное ингибирование, экспрессию генов и формирование цитоскелета. Это позволяет управлять клеточными процессами, такими как пролиферация, дифференциация и распространение. ^[24] Существует множество методов создания микро- и наноразмерных топографий, которые можно разделить на те, которые создают упорядоченные топографии, и те, которые создают неупорядоченные топографии.

Упорядоченные топографии определяются как организованные и геометрически точные шаблоны. ^[7] Хотя существует множество методов создания упорядоченных топографий, они обычно отнимают много времени, требуют навыков и опыта, а также использования дорогостоящего оборудования. ^[7]

Фотолитография включает воздействие источника света на кремниевую пластину, покрытую фоторезистом; между источником света и пластиной помещается маска с желаемым рисунком, тем самым избирательно позволяя свету фильтроваться и создавать рисунок на фоторезисте . Дальнейшее развитие пластины выявляет рисунок фоторезиста. Фотолитография, выполняемая в ближнем УФ-диапазоне, часто рассматривается как стандарт для изготовления топографий в микромасштабе. ^[7] Однако, поскольку нижний предел размера является функцией длины волны, этот метод нельзя использовать для создания наноразмерных элементов. ^[7] В своем исследовании 2005 года Mahoney et al. Созданные организованные массивы полиимидных каналов (высотой 11 мкм и шириной 20–60 мкм) создавались на стеклянной подложке методом фотолитографии. ^[25] Полиимид был использован потому, что он хорошо прилипает к стеклу, химически стабилен в водном растворе и биосовместим. Предполагается, что микроканалы ограничивают диапазон углов, под которыми элементы цитоскелета внутри конусов роста нейритов могут накапливаться, собираться и ориентироваться. ^[25] Наблюдалось значительное уменьшение числа нейритов, выходящих из сомы; однако снижение было меньшим по мере увеличения диапазона углов, под которым выходили нейриты. Кроме того, нейриты были в среднем в два раза длиннее, когда нейроны культивировались на микроканалах, по сравнению с контрольной группой на плоской поверхности; это может быть связано с более эффективным выравниванием нитей. ^[25]

При электронно-лучевой литографии (EBL) электроно-чувствительный резист подвергается воздействию пучка электронов высокой энергии. Есть выбор резиста положительного или отрицательного типа; однако более низкое разрешение объекта можно получить с помощью негативных резистов. ^[26] Узоры создаются путем программирования луча электронов на точный путь следования по поверхности материала. На разрешение влияют и другие факторы, такие как рассеяние электронов на резисте и обратное рассеяние от подложки. EBL может создавать отдельные поверхностные элементы размером порядка 3–5 нм. Если требуется несколько элементов на большой площади поверхности, как в случае тканевой инженерии, разрешение падает, и элементы могут быть созданы только размером 30–40 нм, а разработка резиста начинает более сильно влиять на формирование рисунка. ^[26] Чтобы предотвратить растворение резиста, можно использовать ультразвуковое перемешивание для преодоления межмолекулярных сил. Кроме того, изопропиловый спирт (IPA) помогает создавать массивы высокой плотности. EBL может стать более быстрым и менее затратным процессом за счет репликации нанометровых структур в полимерных материалах; процесс репликации был продемонстрирован с использованием поликапролактона (PCL) с использованием горячего тиснения и литья из растворителя . ^[7] В исследовании, проведенном Gomez et al. (2007) было показано, что микроканалы шириной 1 и 2 мкм и глубиной 400 и 800 нм, созданные с помощью EBL на PDMS, усиливают образование аксонов клеток гиппокампа в культуре в большей степени, чем иммобилизованные химические сигналы. ^[26]

Рентгеновская литография — еще один метод формирования упорядоченных структур, который можно использовать для изучения роли топографии в стимулировании нейрогенеза. Параметры маски определяют периодичность рисунка, а ширина и глубина гребней определяются условиями травления. В ходе исследования были созданы гребни с периодами от 400 до 4000 нм, шириной от 70 до 1900 нм и глубиной канавок 600 нм; развивающиеся нейриты продемонстрировали контактное наведение с элементами размером всего 70 нм, и более 90% нейритов находились в пределах 10 градусов параллельного выравнивания с гребнями и бороздками. ^[27] Не было существенной разницы в ориентации относительно размеров используемых элементов. Количество нейритов на клетку ограничивалось гребнями и бороздками, что приводило к биполярному, а не ветвящемуся фенотипу. ^[27]

Неупорядоченные топографии обычно создаются процессами, которые происходят спонтанно во время другой обработки; шаблоны имеют произвольную ориентацию и организацию с неточным контролем над геометрией элемента или без него. ^[7] Преимущество создания неупорядоченных топографий по сравнению с упорядоченными заключается в том, что эти процессы зачастую менее трудоемки, менее дороги и не требуют больших навыков и опыта. Неупорядоченные топографии можно создавать путем расслаивания полимеров, коллоидной литографии и химического травления.

При расслоении полимеров смеси полимеров подвергаются самопроизвольному разделению фаз; это часто происходит в таких условиях, как центробежное литье на кремниевые пластины. Элементы, которые можно создать с помощью этого метода, включают наноразмерные ямки, островки и ленты, которыми можно в некоторой степени управлять, регулируя соотношение и концентрацию полимера для изменения формы и размера элемента соответственно. ^[7] В горизонтальном направлении контроля не так много, хотя вертикальное направление объектов можно точно контролировать. Поскольку структура очень неупорядочена по горизонтали, этот метод можно использовать только для изучения взаимодействия клеток с нанотопографиями определенной высоты . ^[7]

Коллоидная литография недорога и может использоваться для создания поверхностей контролируемой высоты и диаметра. Наноколлиоды используются в качестве маски травления, распределяя их по поверхности материала, а затем ионно-лучевую бомбардировку или испарение пленки используют для травления вокруг наноколлиодов, создавая наноколонны и наноямки соответственно. Окончательную структуру поверхности можно контролировать, варьируя площадь, покрытую коллоидами, и размер коллоида. Площадь, покрытую коллоидами, можно изменить, изменив ионную силу коллоидного раствора. Этот метод позволяет создавать большие площади поверхности с рисунком, что необходимо для применения в тканевой инженерии. ^[7]

Химическое травление включает в себя вымачивание поверхности материала в травителе, таком как плавиковая кислота (HF) или гидроксид натрия (NaOH), до тех пор, пока поверхность не будет протравлена до желаемой шероховатости, создаваемой ямками и выступами в нанометровом масштабе. ^[7] Более длительное время травления приводит к получению более шероховатой поверхности (т.е. к меньшим поверхностным ямкам и выступам). Структуры с определенной геометрией или организацией не могут быть созданы с помощью этого элементарного метода, поскольку в лучшем случае его можно рассматривать как обработку поверхности для изменения шероховатости поверхности. Существенными преимуществами этого метода являются простота использования и низкая стоимость создания поверхности с нанотопографией . Кремниевые пластины были травлены с помощью ВЧ, и было продемонстрировано, что адгезия клеток усиливается только в заданном диапазоне шероховатости (20–50 нм). ^[7]

Химические сигналы

Помимо создания топографии с помощью физических сигналов, ее можно создавать с помощью химических сигналов путем выборочного нанесения раствора полимера в виде узоров на поверхность подложки. Существуют различные методы нанесения химических сигналов. Два метода дозирования химических растворов включают нанесение полосового рисунка и пьезоэлектрическое микродозирование.

Полимерные пленки с полосчатым рисунком можно формировать на твердых подложках путем заливки разбавленного раствора полимера. Этот метод относительно прост, недорог и не имеет ограничений на используемые материалы каркаса. Процедура включает в себя горизонтальное наложение стеклянных пластин, при этом они остаются разделенными по вертикали узким зазором, заполненным раствором полимера. Верхняя пластина перемещается с постоянной скоростью от 60 до 100 мкм/с. ^[28] Тонкая жидкая пленка раствора постоянно образуется на краю раздвижного стекла после испарения растворителя. Шаблоны полос, приготовленные на скоростях 60, 70 и 100 мкм/с, создавали ширину и расстояние между канавками 2,2 и 6,1 мкм, 3,6 и 8,4 мкм, а также 4,3 и 12,7 мкм соответственно; диапазон высот гребней составлял 50–100 нм. ^[28] Цурума, Танака и др. продемонстрировали, что эмбриональные нервные клетки, культивированные на пленке, покрытой поли-L-лизином, прикрепляются и удлиняются параллельно полосам раствора поли(ε-капролактона)/хлороформа (1 г/л) с узкой шириной рисунка и расстоянием между ними (ширина: 2,2 мкм, расстояние: 6,1). мкм). ^[28] Однако нейроны росли поперек оси узоров с широкой шириной и расстоянием (ширина: 4,3 мкм, расстояние: 12,7 мкм). В среднем нейроны на пленках с полосчатым рисунком имели меньше нейритов на клетку и более длинные нейриты по сравнению с нейронами на пленках без рисунка. Таким образом, параметры полосового рисунка способны определять направление роста, длину нейритов и количество нейритов на клетку. ^[28]

Микродозирование использовали для создания микропаттернов на культуральных чашках из полистирола путем распределения капель клейкого ламинина и неадгезивных растворов бычьего сывороточного альбумина (БСА). ^[29] Микродозатор представляет собой пьезоэлектрический элемент, прикрепленный к толкателю поверх канала, вытравленного в кремнии, который имеет по одному входному отверстию на каждом конце и соплу посередине. Пьезоэлектрический элемент расширяется при подаче напряжения, вызывая подачу жидкости через сопло. Микродозатор перемещается с помощью координатного стола, управляемого компьютером. Разрешение микроструктуры зависит от многих факторов: вязкости дозируемой жидкости, шага капель (расстояние между центрами двух соседних капель в линии или массиве) и подложки. ^[29] С увеличением вязкости линии становятся тоньше, но если вязкость жидкости слишком высока, жидкость не может быть вытеснена. Нагревание раствора создает более однородные белковые линии. Хотя для создания непрерывных линий необходимо некоторое перекрытие капель, неравномерное испарение может привести к неравномерной концентрации белка вдоль линий; этого можно предотвратить за счет более плавного испарения путем изменения свойств дозируемого раствора.

Для образцов, содержащих ламинин в концентрации 0,5 мг/мл, на микрораспределенных линиях росла более высокая доля нейритов, чем между линиями. ^[29] На образцах белков BSA 10 мг/мл и 1 мг/мл и образцах белков BSA, не содержащих жирных кислот, значительное количество нейритов избегало белковых линий и вырастало между линиями. Таким образом, линии, содержащие БСА с жирными кислотами, были столь же непермиссивными для роста нейритов, как и линии, содержащие БСА с жирными кислотами. Поскольку микродиспенсирование не требует прямого контакта с поверхностями подложки, в этом методе можно использовать поверхности с деликатной микро- или нанотопологией, которые могут быть разрушены при контакте. Можно варьировать количество осаждаемого белка, распределяя больше или меньше капель. Преимущество микродиспенсирования в том, что узоры можно создать быстро, за 5–10 минут. Поскольку пьезоэлектрический микродиспенсер не требует нагрева, можно дозировать термочувствительные белки и жидкости, а также живые клетки. ^[29]

Материал лесов

Выбор материала каркаса, пожалуй, самое важное решение, которое необходимо принять. Он должен быть биосовместимым и биоразлагаемым; кроме того, он должен быть способен включать в себя любые желаемые физические, химические или биологические сигналы, что в случае некоторых химических сигналов означает, что он должен иметь доступный сайт для химического связывания пептидов и других молекул. Материалы каркаса, выбранные для проводников нервов, почти всегда представляют собой гидрогели. Гидрогель может состоять из биологических или синтетических полимеров. Как биологические, так и синтетические полимеры имеют свои сильные и слабые стороны. Важно отметить, что материал проводника может вызвать неадекватное восстановление, когда (1) скорости деградации и резорбции не соответствуют скорости формирования ткани, (2) свойства напряжения и деформации не сравнимы со свойствами нервной ткани, (3) когда возникает деградирующий отек, вызывающий значительную деформацию, (4) возникает сильная воспалительная реакция или (5) материал имеет низкую проницаемость. ^[30]

Гидрогель

Гидрогели — это класс биоматериалов, которые представляют собой химически или физически сшитые водорастворимые полимеры. Они могут быть как разлагаемыми, так и неразлагаемыми, в зависимости от их химического состава, но разлагаемость более желательна, когда это возможно. Был большой интерес к гидрогелям для целей тканевой инженерии, поскольку они обычно обладают высокой биосовместимостью, механическими свойствами, аналогичными мягким тканям, и способностью инъецироваться в виде жидкости, образующей гель. ^[4] Когда гидрогели физически сшиты, для гелеобразования необходимо использовать разделение фаз; Фазовое разделение зависит от температуры и обратимо. ^[4] Некоторые другие преимущества гидрогелей заключаются в том, что они используют только нетоксичные водные растворители, обеспечивают проникновение питательных веществ и выход продуктов жизнедеятельности, а также позволяют клеткам самопроизвольно собираться. ^[31] Гидрогели имеют низкое межфазное натяжение, а это означает, что клетки могут легко мигрировать через границу ткань-имплантат. ^[9] Однако с помощью гидрогелей трудно сформировать широкий диапазон механических свойств или структур с контролируемым размером пор. ^[4]

Синтетический полимер

может Синтетический полимер быть неразлагаемым или разлагаемым. Для целей инженерии нервной ткани, когда это возможно, предпочтительны разлагаемые материалы, поскольку долгосрочные последствия, такие как воспаление и рубцы, могут серьезно повредить функцию нерва. Скорость разложения зависит от молекулярной массы полимера, его кристалличности и соотношения субъединиц гликолевой кислоты и молочной кислоты. ^[4] Из-за группы метильной молочная кислота более гидрофобна, чем гликолевая, поэтому ее гидролиз происходит медленнее. ^[4] Синтетические полимеры обладают более гибкими механическими свойствами и скоростью деградации, которую можно контролировать в широком диапазоне, и они устраняют проблему иммуногенности. ^[4] В настоящее время в инженерии нервной ткани используется множество различных синтетических полимеров. Однако к недостаткам многих из этих полимеров относится отсутствие биосовместимости и биологической активности, что не позволяет этим полимерам способствовать прикреплению, пролиферации и дифференцировке клеток. ^[32] Синтетические кондуиты оказались клинически успешными только для восстановления очень коротких разрывов нервных поражений размером менее 1–2 см. ^[33] Более того, регенерация нервов с помощью этих кондуитов еще не достигла уровня функционального восстановления, наблюдаемого при использовании нервных аутотрансплантатов. ^[30]

Коллаген-терполимер

Коллаген является основным компонентом внеклеточного матрикса и содержится в поддерживающих тканях периферических нервов. Терполимер (TERP) был синтезирован путем свободнорадикальной сополимеризации трех его мономеров и сшивания коллагеном, создав гибридный биологически-синтетический гидрогелевый каркас. ^[15] Терполимер основан на поли(НИПААМ), который, как известно, является безопасным для клеток полимером. TERP используется как в качестве сшивающего агента для повышения устойчивости гидрогеля, так и в качестве места для прививки биоактивных пептидов или факторов роста путем взаимодействия некоторых из его акрилоксисукцинимидных групп с группами –NH2 на пептидах или факторах роста. ^[15] Поскольку в гидрогеле коллаген-терполимера (коллаген-TERP) отсутствует биоактивный компонент, исследование добавило к нему общий пептид клеточной адгезии, обнаруженный в ламинине (YIGSR), чтобы улучшить его свойства клеточной адгезии. ^[15]

Семейство поли(молочно-гликолевой кислоты)

Полимеры семейства PLGA включают полимолочную кислоту (PLA), полигликолевую кислоту (PGA) и их сополимер поли(молочно-гликолевая кислота) (PLGA). Все три полимера были одобрены Управлением по контролю за продуктами и лекарствами для использования в различных устройствах. Эти полимеры хрупкие и не имеют областей допустимой химической модификации; кроме того, они разлагаются по объему, а не по поверхности, что не является гладким и идеальным процессом разложения. ^[4] В попытке преодолеть недостаток функциональных возможностей в их структуры были включены свободные амины, к которым можно прикрепить пептиды для контроля прикрепления и поведения клеток. ^[4]

Метакрилатный декстран (Dex-MA), сополимеризованный с аминоэтилметакрилатом (AEMA)

Декстран — это полисахарид, полученный из бактерий; обычно он вырабатывается ферментами определенных штаммов лейконостока или стрептококка . Он состоит из α-1,6-связанных остатков D-глюкопиранозы. Сшитые декстрановые гидрогелевые шарики широко используются в качестве матриц с низким связыванием с белками для применений колоночной хроматографии и для технологии культивирования клеток на микроносителях. ^[34] Однако до недавнего времени гидрогели декстрана не исследовались в области применения биоматериалов и, в частности, в качестве средств доставки лекарств. Преимущество использования декстрана в биоматериалах включает его устойчивость к адсорбции белков и клеточной адгезии, что позволяет определять специфическую клеточную адгезию с помощью намеренно присоединенных пептидов из компонентов ЕСМ. ^[34] AEMA сополимеризовали с Dex-MA, чтобы ввести первичные аминогруппы и обеспечить место для прикрепления пептидов, полученных из ECM, для стимулирования клеточной адгезии. Пептиды можно иммобилизовать с использованием химического связывания сульфо-SMMC и пептидов с цистеиновыми концевыми группами. Сополимеризация Dex-MA с AEMA позволила сохранить макропористую геометрию каркасов, а также способствовала клеточному взаимодействию. ^[34]

Поли(глицеринсебацинат) (PGS)

На основе полиглицеринсебацината (ПГС) был разработан новый биоразлагаемый прочный эластомер для использования при создании проводников нервов. ^[30] PGS изначально был разработан для целей инженерии мягких тканей, чтобы специально имитировать механические свойства ECM. Его считают эластомером, поскольку он способен восстанавливаться после деформации в механически динамических средах и эффективно распределять нагрузки равномерно по регенерирующим тканям в виде микронапряжений. ПГС синтезируется путем реакции поликонденсации глицерина и себациновой кислоты, которую можно обработать в расплаве или растворить, придав ей желаемую форму. PGS имеет модуль Юнга 0,28 МПа и предел прочности на разрыв более 0,5 МПа. ^[30] Периферический нерв имеет модуль Юнга примерно 0,45 МПа, что очень близко к модулю Юнга ПГС. Кроме того, ПГС испытывает деградацию поверхности, сопровождающуюся потерей линейной массы и прочности во время резорбции. ^[30] После имплантации период полураспада составил 21 день; полная деградация произошла на 60 день. ^[30] ПГС минимально поглощает воду во время разложения и не имеет заметного набухания; отек может вызвать деформацию, которая сужает просвет канальцев и может препятствовать регенерации. Преимущество заключается в том, что время разложения ПГС можно варьировать путем изменения степени сшивки и соотношения себациновой кислоты и глицерина. ^[30] В исследовании Sundback et al. (2005), имплантированные кондуиты PGS и PLGA имели сходные ранние реакции тканей; однако воспалительные реакции PLGA резко возросли позже, тогда как воспалительные реакции PGS продолжали снижаться. ^[30]

Полиэтиленгликоль гидрогель

Гидрогели полиэтиленгликоля (ПЭГ) биосовместимы и, как доказано, переносятся многими типами тканей, включая ЦНС. Махони и Ансет сформировали гидрогели ПЭГ путем фотополимеризации метакрилатных групп, ковалентно связанных с разлагаемыми макромерами ПЭГ. Деградацию гидрогеля контролировали с течением времени путем измерения механической прочности (модуля сжатия) и среднего размера ячеек на основе данных о степени набухания. ^[35] Первоначально полимерные цепи были сильно сшитыми, но по мере разложения сложноэфирные связи гидролизовались, что позволяло гелю набухать; модуль сжатия уменьшался по мере увеличения размера сетки до полного растворения гидрогеля. Было продемонстрировано, что клетки-предшественники нейронов можно фотоинкапсулировать и культивировать на гелях ПЭГ с минимальной гибелью клеток. Поскольку размер сетки изначально небольшой, гидрогель блокирует воспалительные и другие ингибирующие сигналы от окружающих тканей. По мере увеличения размера сетки гидрогель может служить основой для регенерации аксонов. ^[35]

Биологические полимеры

Использование биологических полимеров имеет преимущества перед синтетическими полимерами. Они, скорее всего, обладают хорошей биосовместимостью и легко разлагаются, поскольку в той или иной форме уже присутствуют в природе. Однако есть и несколько недостатков. Они обладают громоздкими механическими свойствами и скоростью деградации, которую невозможно контролировать в широком диапазоне. Кроме того, всегда существует вероятность того, что материалы природного происхождения могут вызывать иммунный ответ или содержать микробы. ^[4] При производстве материалов природного происхождения также будут наблюдаться различия в крупномасштабных процедурах изоляции от партии к партии, которые невозможно контролировать. ^[16] Некоторые другие проблемы, с которыми сталкиваются природные полимеры, заключаются в их неспособности поддерживать рост через длинные промежутки в очагах поражения из-за возможности коллапса, образования рубцов и ранней реабсорбции. ^[16] Несмотря на все эти недостатки, некоторые из которых можно преодолеть, биологические полимеры по-прежнему оказываются оптимальным выбором во многих ситуациях.

Полисиаловая кислота (ПСА)

Полисиаловая кислота (ПСА) — относительно новый биосовместимый и биорезорбируемый материал для искусственных нервных проводников. Это гомополимер α2,8-связанных остатков сиаловой кислоты и динамически регулируемая посттрансляционная модификация молекулы адгезии нервных клеток (NCAM). Недавние исследования показали, что полисиалилированный NCAM (polySia-NCAM) способствует регенерации двигательной системы. ^[36] PSA демонстрирует стабильность в условиях культивирования клеток и допускает индуцированную деградацию ферментами. Недавно также было обнаружено, что ПСА участвует в управляющих процессах, таких как нейритогенез, поиск аксональных путей и миграция нейробластов. ^[36] Животные с генетически нокаутным ПСА имеют летальный фенотип, путь которого не удалось найти; нервы, соединяющие два полушария мозга, были нарушены или отсутствовали. ^[36] Таким образом, ПСА жизненно важен для правильного развития нервной системы.

Коллаген типа I/III

Коллаген является основным компонентом внеклеточного матрикса и широко используется для регенерации и восстановления нервов. Благодаря своей гладкой микрогеометрии и проницаемости коллагеновые гели способны обеспечивать диффузию молекул через них. Скорость резорбции коллагена можно контролировать путем сшивания коллагена полипоксидными соединениями. ^[6] Кроме того, каркасы из коллагена типа I/III продемонстрировали хорошую биосовместимость и способны способствовать пролиферации шванновских клеток. Однако коллагеновые каналы, заполненные шванновскими клетками, используемые для закрытия нервных разрывов у крыс, показали удивительно неудачную регенерацию нервов по сравнению с нервными аутотрансплантатами. ^[6] Это связано с тем, что биосовместимость — не единственный фактор, необходимый для успешной регенерации нервов; другие параметры, такие как внутренний диаметр, внутренняя микротопография, пористость, толщина стенок и плотность посева шванновских клеток, необходимо будет изучить в будущих исследованиях, чтобы улучшить результаты, полученные с помощью этих гелей коллагена I/III. ^[6]

Волокно паучьего шелка

паучьего шелка Показано, что волокна способствуют клеточной адгезии, пролиферации и жизнеспособности. Аллмелинг, Йокузиес и др. показали, что шванновские клетки быстро и прочно прикрепляются к волокнам шелка, образуя биполярную форму; Уровень пролиферации и выживаемости шелковых волокон был нормальным. ^[37]

Они использовали волокна паучьего шелка, чтобы создать нервный канал со шванновскими клетками и бесклеточными ксеногенными венами. Шванновские клетки за короткий промежуток времени образовывали столбцы вдоль шелковых волокон, и эти столбцы были похожи на полосы Бунгнера, которые растут in vivo после повреждения ПНС. ^[37] Паучий шелк до сих пор не использовался в тканевой инженерии из-за хищнического характера пауков и низкого выхода шелка от отдельных пауков. Было обнаружено, что вид Nephila clavipes производит шелк, который менее иммуногенен, чем шелк тутового шелкопряда; он имеет предел прочности на разрыв 4 x 109 Н/м, что в шесть раз превышает предел прочности стали. ^[37] Поскольку паучий шелк подвергается протеолитическому разложению, во время разложения pH не изменяется по сравнению с физиологическим. Другие преимущества паучьего шелка включают его устойчивость к грибковому и бактериальному разложению в течение нескольких недель, а также то, что он не набухает. Кроме того, структура шелка способствует адгезии и миграции клеток. Однако сбор шелка по-прежнему является утомительной задачей, и точный состав варьируется у разных видов и даже у особей одного и того же вида в зависимости от диеты и окружающей среды. Были попытки синтетического производства паучьего шелка. Необходимы дальнейшие исследования, чтобы проверить возможность использования нервных проводников из паучьего шелка in vitro и in vivo . ^[37]

Фиброин шелка тутового шелкопряда

Помимо пауков, еще одним источником шелка являются шелковичные черви. Белок тутового шелкопряда Bombyx mori представляет собой ядро белка фиброина , окруженное серицином, который представляет собой семейство клееподобных белков. Фиброин охарактеризован как тяжелая цепь с повторяющейся гидрофобной и кристаллизующейся последовательностью: Gly-Ala-Gly-Ala-Gly-X (X означает Ser или Tyr). Окружающий серицин более гидрофильен из-за большого количества полярных остатков, но все же имеет некоторые гидрофобные участки β-листа. Шелк издавна использовался в качестве шовного материала из-за его высокой механической прочности и гибкости, а также проницаемости для воды и кислорода. Кроме того, фиброин шелка легко поддается манипуляциям и стерилизации. Однако использование шелка прекратилось, когда появились сообщения о нежелательных иммунологических реакциях. Недавно было обнаружено, что причина иммунологических проблем лежит исключительно в окружающем серицине. ^[38] С момента этого открытия шелк, из которого удален серицин, стал использоваться во многих фармацевтических и биомедицинских целях. Поскольку перед использованием шелка необходимо удалить серицин из фиброина, необходимо разработать эффективную процедуру его удаления, известную как дегуммирование. В одном из методов дегуммирования используется кипячение водного раствора Na ₂ CO ₃ , который удаляет серицин, не повреждая фиброин. Ян, Чен и др. продемонстрировали, что фиброин шелка и жидкость экстракта фиброина шелка демонстрируют хорошую биосовместимость со шванновскими клетками без цитотоксического воздействия на пролиферацию. ^[38]

Хитозан

Хитозан и хитин принадлежат к семейству биополимеров, состоящих из β(1–4)-связанных субъединиц N-ацетил-D-глюкозамина и D-глюкозамина. ^[39] Хитозан образуется в результате щелочного N-деацетилирования хитина, который является вторым по распространенности природным полимером после целлюлозы. ^[14] Хитозан представляет собой биоразлагаемый полисахарид, который нашел применение во многих биомедицинских приложениях, таких как хелатирующий агент, носитель лекарств, мембраны и добавки для очистки воды. ^[11] Хитозан растворим в разбавленных водных растворах, но при нейтральном pH осаждается в гель. ^[11] Он плохо поддерживает прикрепление и пролиферацию нервных клеток, но может быть усилен за счет прикрепления пептидов, полученных из ЕСМ. Хитозан также обладает слабыми механическими свойствами, преодолеть которые сложнее. ^[9]

Степень ацетилирования (ДА) растворимого хитозана колеблется от 0% до 60% в зависимости от условий обработки. ^[39] Было проведено исследование, чтобы охарактеризовать, как изменение ДА влияет на свойства хитозана. Варьирование ДА получали с помощью уксусного ангидрида или щелочного гидролиза . Было обнаружено, что снижение ацетилирования приводит к увеличению прочности на сжатие. ^[39] Биодеградацию исследовали с использованием лизоцима, который, как известно, в основном отвечает за деградацию хитозана in vivo путем гидролиза его гликозидных связей и высвобождается фагоцитирующими клетками после повреждения нерва. Результаты показывают, что за исследуемый период времени наблюдалась ускоренная потеря массы при использовании промежуточных DA по сравнению с высокими и низкими DA. ^[39] При выращивании клеток DRG на N-ацетилированном хитозане жизнеспособность клеток снижалась с увеличением DA. Кроме того, хитозан имеет увеличивающуюся плотность заряда с уменьшением DA, что отвечает за большую адгезию клеток. ^[39] Таким образом, контроль DA хитозана важен для регулирования времени разложения. Эти знания могут помочь в разработке нервного проводника из хитозана.

Арагонит

Недавно было показано, что арагонитовые каркасы поддерживают рост нейронов гиппокампа крыс. Шани и др. (2006) доказали, что арагонитовые матрицы могут поддерживать рост астроцитарных сетей in vitro и in vivo . Таким образом, каркасы из арагонита могут быть полезны для восстановления и регенерации нервной ткани. Предполагается, что Ca, полученный из арагонита ²⁺ необходим для содействия адгезии клеток и межклеточного контакта. Вероятно, это осуществляется с помощью Ca ²⁺-зависимые молекулы адгезии, такие как кадгерины. ^[40] Кристаллические матрицы арагонита имеют множество преимуществ перед гидрогелями. У них более крупные поры, что обеспечивает лучший рост клеток, а материал является биоактивным в результате высвобождения кальция. ²⁺, который способствует адгезии и выживанию клеток. Кроме того, арагонитовые матрицы обладают более высокой механической прочностью, чем гидрогели, что позволяет им выдерживать большее давление при вдавливании в травмированную ткань. ^[40]

Альгинат

Альгинат — это полисахарид, который легко образует цепи; он может быть сшит по карбоксильным группам многовалентными катионами, такими как Cu. ²⁺, Как ²⁺, или Ал ³⁺ для образования более механически стабильного гидрогеля. ^[41] Альгинаты кальция образуют полимеры, которые являются одновременно биосовместимыми и неиммуногенными и используются в тканевой инженерии. Однако они не способны поддерживать продольно ориентированный рост, который необходим для воссоединения проксимального конца с целью. Для решения этой проблемы были разработаны анизотропные капиллярные гидрогели (АКГ). Их создают путем послойного наложения водных растворов альгината натрия на водные растворы многовалентных катионов. ^[41] После образования ионы электролита диффундируют в слои раствора полимера, а диссипативный конвективный процесс вызывает осаждение ионов, создавая капилляры. Диссипативный конвективный процесс приводит к противостоянию диффузионных градиентов и трению между полиэлектролитными цепями. ^[41] Стенки капилляров выстланы осажденным альгинатом металла, а просвет заполнен выдавленной водой.

Пранг и др. (2006) оценили способность гелей ACH способствовать направленному возобновлению роста аксонов в поврежденной ЦНС млекопитающих. Многовалентными ионами, использованными для создания гелей ACH на основе альгината, были ионы меди, диффузия которых в слои альгината натрия создавала анизотропные капиллярные гели с гексагональной структурой. ^[41] После осаждения весь гель был пронизан продольно ориентированными капиллярами. Каркасы ACH способствовали выживанию взрослых NPC и высокоориентированной регенерации аксонов. ^[41] Это первый случай использования альгинатов для получения капиллярных гелей с анизотропной структурой. Будущие исследования необходимы для изучения долгосрочной физической стабильности каркасов ACH, поскольку регенерация аксонов ЦНС может занять много месяцев; однако леса не только способны обеспечивать долгосрочную поддержку, но и должны быть разлагаемыми. Из всех биологических и синтетических биополимеров, исследованных Прангом и соавт. (2006), только гели на основе агарозы могли сравниться с линейной регенерацией, вызванной каркасами ACH. Будущие исследования также должны будут выяснить, позволяют ли каркасы ACH реиннервировать мишень in vivo после травмы спинного мозга. ^[41]

Гидрогель гиалуроновой кислоты

Гиалуроновая кислота (ГК) является широко используемым биоматериалом благодаря своей превосходной биосовместимости и разнообразию физиологических функций. Его много во внеклеточном матриксе (ECM), где он связывает большие гликозаминогликаны (GAG) и протеогликаны посредством специфических взаимодействий HA-белок. ГК также связывает рецепторы клеточной поверхности, такие как CD44, что приводит к активации внутриклеточных сигнальных каскадов, которые регулируют клеточную адгезию и подвижность, а также способствуют пролиферации и дифференцировке. ^[42] Также известно, что ГК поддерживает ангиогенез, поскольку продукты ее деградации стимулируют пролиферацию и миграцию эндотелиальных клеток. Таким образом, ГК играет ключевую роль в поддержании нормальных процессов, необходимых для выживания тканей. Немодифицированная ГК использовалась в клинических целях, таких как глазная хирургия, заживление ран и пластическая хирургия. ^[42] ГК может сшиваться с образованием гидрогелей. Гидрогели ГК, которые были либо немодифицированными, либо модифицированными ламинином, были имплантированы в очаг поражения центральной нервной системы взрослого человека и протестированы на их способность индуцировать образование нервной ткани в исследовании Хоу и др. Они продемонстрировали способность поддерживать врастание клеток и ангиогенез в в дополнение к ингибированию образования глиальных рубцов. Кроме того, гидрогели ГК, модифицированные ламинином, могли способствовать расширению нейритов. ^[42] Эти результаты подтверждают, что гели ГК являются многообещающим биоматериалом для проводников нервов.

Клеточная терапия

Помимо материала каркаса и физических сигналов, биологические сигналы также могут быть включены в биоискусственный нервный канал в форме клеток. В нервной системе существует множество различных типов клеток, которые помогают поддерживать рост и поддержание нейронов. Эти клетки вместе называются глиальными клетками. Глиальные клетки были исследованы в попытке понять механизмы, лежащие в основе их способности способствовать регенерации аксонов. Обсуждаются три типа глиальных клеток: шванновские клетки, астроциты и клетки обонятельной оболочки. Помимо глиальных клеток, стволовые клетки также обладают потенциальной пользой для восстановления и регенерации, поскольку многие из них способны дифференцироваться в нейроны или глиальные клетки. В этой статье кратко обсуждается использование взрослых трансдифференцированных мезенхимальных, эктомезенхимальных, нейральных и нейральных стволовых клеток-предшественников.

Глиальные клетки

Глиальные клетки необходимы для поддержки роста и поддержания нейронов периферической и центральной нервной системы. Большинство глиальных клеток специфичны либо для периферической, либо для центральной нервной системы. Шванновские клетки расположены в периферической нервной системе, где они миелинизируют аксоны нейронов. Астроциты специфичны для центральной нервной системы; они обеспечивают питательные вещества, физическую поддержку и изоляцию нейронов. Они также образуют гематоэнцефалический барьер. Однако обонятельные обонятельные клетки пересекают границу ЦНС-ПНС, поскольку они направляют нейроны обонятельных рецепторов от ПНС к ЦНС.

Шванновские клетки

Шванновские клетки (SC) имеют решающее значение для регенерации периферических нервов; они играют как структурную, так и функциональную роль. Шванновские клетки ответственны как за валлерову дегенерацию, так и за полосы Бунгнера. Когда периферический нерв поврежден, шванновские клетки изменяют свою морфологию, поведение и пролиферацию, вовлекаясь в валлерову дегенерацию и полосы Бунгнера. ^[38] При валлеровской дегенерации шванновские клетки растут упорядоченными столбиками вдоль эндоневральной трубки, образуя полосу Бунгнера (boB), которая защищает и сохраняет эндоневральный канал. Кроме того, они высвобождают нейротрофические факторы, которые вместе с макрофагами усиливают возобновление роста. Есть некоторые недостатки использования шванновских клеток в инженерии нервной ткани; например, трудно избирательно выделить шванновские клетки, и после выделения они демонстрируют плохую пролиферацию. Одним из способов преодоления этой трудности является искусственное индуцирование других клеток, таких как стволовые клетки, в SC-подобные фенотипы. ^[43]

Эгучи и др. (2003) исследовали использование магнитных полей для выравнивания шванновских ячеек. Они использовали сверхпроводящий магнит горизонтального типа, создающий в центре поле напряженностью 8 Тл. В течение 60 часов воздействия шванновские клетки выстраивались параллельно полю; в течение одного и того же интервала шванновские клетки ориентированы не случайным образом. Предполагается, что причиной магнитной ориентации могут быть различия в чувствительности к магнитному полю компонентов мембран и элементов цитоскелета. ^[44] Коллагеновые волокна также подвергались воздействию магнитного поля, и в течение 2 часов они выстраивались перпендикулярно магнитному полю, в то время как коллагеновые волокна образовывали случайную сетчатую структуру без воздействия магнитного поля. При культивировании на коллагеновых волокнах шванновские клетки выстраивались вдоль магнитно-ориентированного коллагена после двухчасового воздействия магнитного поля силой 8 Тл. Напротив, шванновские клетки хаотично ориентируются на коллагеновых волокнах без воздействия магнитного поля. Таким образом, культура на коллагеновых волокнах позволила шванновским клеткам ориентироваться перпендикулярно магнитному полю и ориентироваться гораздо быстрее. ^[44]

Эти результаты могут быть полезны для выравнивания шванновских клеток при повреждении нервной системы, чтобы способствовать образованию полос Бунгнера, которые имеют решающее значение для поддержания эндоневральной трубки, которая направляет отрастающие аксоны обратно к своим целям. Практически невозможно выровнять шванновские клетки внешними физическими методами; таким образом, открытие альтернативного метода выравнивания имеет важное значение. Однако разработанная технология все еще имеет свои недостатки, а именно то, что для поддержания магнитного поля в течение длительного времени требуется значительное количество энергии.

Были проведены исследования, направленные на повышение миграционной способности шванновских клеток. Миграция шванновских клеток регулируется интегринами с молекулами ЕСМ, такими как фибронектин и ламинин. Кроме того, молекула адгезии нервных клеток ( NCAM известно, что ) усиливает подвижность шванновских клеток in vitro . ^[45] NCAM представляет собой гликопротеин, который экспрессируется на мембранах аксональных и шванновских клеток. Полисиаловая кислота (PSA) синтезируется на NCAM полисиалилтрансферазой (PST) и сиалилтрансферазой X (STX). ^[45] Во время развития ЦНС экспрессия ПСА в NCAM повышается до постнатальных стадий. Однако во взрослом мозге ПСА обнаруживается только в регионах с высокой пластичностью . Экспрессия ПСА не происходит на шванновских клетках.

Лавдас и др. (2006) исследовали, усиливает ли устойчивая экспрессия ПСА на шванновских клетках их миграцию. Шванновские клетки трансдуцировали ретровирусным вектором, кодирующим STX, чтобы индуцировать экспрессию PSA. PSA-экспрессирующие шванновские клетки действительно приобретали повышенную подвижность, как было продемонстрировано в анализе перекрытия разрывов и после трансплантации в постнатальных культурах срезов переднего мозга. ^[45] Экспрессия ПСА не изменяла молекулярную и морфологическую дифференцировку. Шванновские клетки, экспрессирующие ПСА, были способны миелинизировать аксоны ЦНС в срезах мозжечка, что обычно невозможно in vivo . Есть надежда, что эти шванновские клетки, экспрессирующие ПСА, смогут мигрировать по всей ЦНС без потери миелинизирующих способностей и могут стать полезными для регенерации и миелинизации аксонов в центральной нервной системе. ^[45]

Астроциты

Астроциты – это глиальные клетки, которых много в центральной нервной системе. Они имеют решающее значение для метаболической и трофической поддержки нейронов; кроме того, астроциты обеспечивают буферизацию ионов и клиренс нейротрансмиттеров. Растущие аксоны управляются сигналами, создаваемыми астроцитами; таким образом, астроциты могут регулировать поиск путей нейритов и, следовательно, формирование паттернов в развивающемся мозге. ^[40] Глиальный рубец, образующийся после травмы центральной нервной системы, образован астроцитами и фибробластами ; это самое существенное препятствие для регенерации. Глиальный рубец состоит из гипертрофированных астроцитов, соединительной ткани и внеклеточного матрикса. Две цели инженерии нервной ткани — понять функцию астроцитов и разработать контроль над их ростом. Исследования Шани и др. (2006) продемонстрировали, что выживаемость астроцитов увеличивается на 3D-арагонитовых матрицах по сравнению с обычными 2D-культурами клеток. Способность клеточных отростков растягиваться по изгибам и порам позволяет формировать несколько слоев клеток со сложной трехмерной конфигурацией.

Три различных способа, с помощью которых клетки приобрели трехмерную форму: ^[40]

прилегание к поверхности и следование 3D-контуру
растяжение некоторых процессов между двумя кривизнами
расширение процессов в 3D внутри слоев клеток, когда они расположены в многослойной ткани

В традиционной клеточной культуре рост ограничивается одной плоскостью, что приводит к образованию монослоя, при котором большинство клеток контактирует с поверхностью; однако трехмерная кривизна поверхности арагонита позволяет развиваться нескольким слоям и астроцитам, расположенным далеко друг от друга, контактировать друг с другом. Важно способствовать формированию процессов, подобных 3D- условиям in vivo , поскольку морфология астроцитарных отростков важна для управления направленностью регенерирующих аксонов. ^[40] Топография арагонита обеспечивает высокое соотношение площади поверхности к объему и отсутствие краев, что приводит к уменьшению краевого эффекта культуры. ^[40] Кристаллические матрицы, такие как упомянутый здесь арагонит, могут способствовать образованию сложной трехмерной ткани, которая приближается к условиям in vivo .

Обонятельные обонятельные клетки

Первичная обонятельная система млекопитающих сохранила способность к непрерывной регенерации во взрослом возрасте. ^[46] Нейроны обонятельных рецепторов имеют среднюю продолжительность жизни 6–8 недель и поэтому должны быть заменены клетками, дифференцированными из стволовых клеток, которые находятся в слое у основания близлежащего эпителия. новые нейроны обонятельных рецепторов должны проецировать свои аксоны через ЦНС в обонятельную луковицу Чтобы функционировать, . Рост аксонов регулируется глиальным составом и цитоархитектурой обонятельной луковицы в дополнение к наличию обонятельных оболочечных клеток (OECs). ^[46]

Предполагается, что OECs возникают в обонятельной плакоде , что указывает на другое происхождение в процессе развития, чем у других подобных микроглий нервной системы.

Другая интересная концепция заключается в том, что OECs обнаруживаются как в периферической, так и в центральной части первичной обонятельной системы, то есть в обонятельном эпителии и луковице. ^[46]

OECs подобны шванновским клеткам в том, что они обеспечивают активацию низкоаффинного рецептора NGF p75 после повреждения; однако, в отличие от шванновских клеток, они производят более низкие уровни нейротрофинов . Несколько исследований показали, что OEC способны поддерживать регенерацию поврежденных аксонов, но эти результаты часто невозможно воспроизвести. ^[46]Тем не менее, ОЭК были тщательно исследованы в отношении травм спинного мозга, бокового амиотрофического склероза и других нейродегенеративных заболеваний. Исследователи предполагают, что эти клетки обладают уникальной способностью ремиелинизировать поврежденные нейроны. ^[47]

ОЭК имеют свойства, аналогичные свойствам астроцитов . ^[48] оба из которых были идентифицированы как восприимчивые к вирусной инфекции. ^[47]^[48]

Стволовые клетки

Стволовые клетки характеризуются способностью самообновляться в течение длительного времени и при этом сохранять способность дифференцироваться по одной или нескольким клеточным линиям. Стволовые клетки могут быть унипотентными, мультипотентными или плюрипотентными, то есть они могут дифференцироваться в один, несколько или все типы клеток соответственно. ^[49] Плюрипотентные стволовые клетки могут стать клетками, происходящими из любого из трех эмбриональных зародышевых листков. ^[49] Стволовые клетки имеют преимущество перед глиальными клетками, поскольку они способны легче размножаться в культуре. Однако по-прежнему трудно предпочтительно дифференцировать эти клетки в различные типы клеток упорядоченным образом. ^[4] Еще одна трудность, связанная со стволовыми клетками, заключается в отсутствии четкого определения стволовых клеток, помимо гемопоэтических стволовых клеток (ГСК). Каждый «тип» стволовых клеток имеет более одного метода идентификации, изоляции и размножения клеток; это вызвало большую путаницу, поскольку все стволовые клетки одного «типа» (нейральные, мезенхимальные, ретинальные) не обязательно ведут себя одинаково в одинаковых условиях.

Взрослые стволовые клетки

Взрослые стволовые клетки не способны так эффективно пролиферировать и дифференцироваться in vitro, как in vivo . Взрослые стволовые клетки могут происходить из самых разных тканей, но их трудно изолировать, поскольку они определяются поведением, а не поверхностными маркерами. Еще предстоит разработать метод, позволяющий четко различать стволовые клетки и окружающие их дифференцированные клетки. Однако в определенной степени поверхностные маркеры все же можно использовать для удаления большинства нежелательных дифференцированных клеток. Пластичность стволовых клеток – это способность дифференцироваться за пределы границ эмбриональной зародышевой линии. Однако наличие пластичности вызывает горячие споры. Некоторые утверждают, что пластичность вызвана гетерогенностью клеток или событиями слияния клеток. В настоящее время клетки можно дифференцировать по клеточным линиям с выходом от 10% до 90% в зависимости от используемых методов. ^[49] Необходимо провести дополнительные исследования, чтобы стандартизировать выход при трансдифференцировке. Трансдифференцировка мультипотентных стволовых клеток является потенциальным средством получения стволовых клеток, которые недоступны или трудно получить у взрослых. ^[4]

Мезенхимальные стволовые клетки

Мезенхимальные стволовые клетки — это взрослые стволовые клетки, расположенные в костном мозге; они способны дифференцироваться в линии мезодермального происхождения. Некоторыми примерами тканей, которые они образуют, являются кости , хрящи , жир и сухожилия . МСК получают путем аспирации костного мозга. Многие факторы способствуют росту МСК, в том числе тромбоцитарный фактор роста , эпидермальный фактор роста β и инсулиноподобный фактор роста-1 . В дополнение к своим обычным путям дифференцировки, МСК могут трансдифференцироваться по немезенхимальным линиям, таким как астроциты, нейроны и миелинирующие клетки ПНС. МСК потенциально полезны для стратегий регенерации нервов, потому что: ^[50]

их использование не является этической проблемой
иммуносупрессия не требуется
они являются обильным и доступным ресурсом
они терпят генетические манипуляции

Кейлхофф и др. (2006) провели исследование, сравнивающее способность к регенерации нервов недифференцированных и трансдифференцированных МСК со шванновскими клетками в нежизнеспособных мышечных трансплантатах, перекрывающих 2-сантиметровый разрыв в седалищном нерве крысы. Все клетки были аутологичными. Трансдифференцированные МСК культивировали в смеси факторов, чтобы стимулировать образование клеток, подобных шванновским клеткам. Недифференцированные МСК не продемонстрировали регенеративной способности, тогда как трансдифференцированные МСК продемонстрировали некоторую регенеративную способность, хотя и не достигающую способности шванновских клеток. ^[50]

Эктомезенхимальные стволовые клетки

Серьезным препятствием является сложность выделения шванновских клеток и последующей индукции пролиферации. Решение состоит в том, чтобы избирательно индуцировать такие клетки, как эктомезенхимальные стволовые клетки (ЭМСК), в фенотипы, подобные шванновским клеткам. ЭМСК представляют собой клетки нервного гребня, которые мигрируют из краниального нервного гребня в первую жаберную дугу во время раннего развития периферической нервной системы. ^[43] EMSC мультипотентны и обладают способностью к самообновлению. Их можно рассматривать как шванновские клетки-предшественники, поскольку они связаны с развитием ганглиев дорсальных корешков и двигательных нервов. EMSC Дифференциация , по-видимому, регулируется внутренними генетическими программами и внеклеточными сигналами в окружающей среде. ^[43] Шванновские клетки являются источником как нейротропных, так и нейротрофических факторов, необходимых для регенерации нервов, а также каркасом для управления ростом. Не, Чжан и др. провели исследование, изучающее преимущества культивирования EMSC в каналах PLGA. Добавление фосколина и БРЕ к культуре ЭМСК приводило к образованию удлиненных клеточных отростков, характерных для шванновских клеток in vitro . ^[43] Таким образом, фосколин и BPF могут индуцировать дифференцировку в фенотипы, подобные шванновским клеткам. BPE содержит цитокины GDNF , основной фактор роста фибробластов и тромбоцитарный фактор роста , которые вызывают дифференцировку и пролиферацию глиальных и шванновских клеток путем активации MAP-киназ . При имплантации в каналы PLGA EMSC сохраняли долгосрочную выживаемость и способствовали регенерации периферических нервов через зазор в 10 мм, что обычно практически не демонстрирует регенерацию. В трансплантатах присутствовали миелинизированные аксоны, а внутри миелина образовывались базальные пластинки. Эти наблюдения позволяют предположить, что EMSCs могут способствовать миелинизации регенерированных нервных волокон внутри кондуита.

Нейральные клетки-предшественники

Вставка нейронов в биоискусственный нервный канал кажется наиболее очевидным методом замены поврежденных нервов; однако нейроны не способны размножаться и часто недолговечны в культуре. Таким образом, нейральные клетки-предшественники являются более перспективными кандидатами на замену поврежденных и дегенерированных нейронов, поскольку они самообновляются, что позволяет производить in vitro множество клеток с минимальным донорским материалом. ^[31] Чтобы подтвердить, что новые нейроны, образующиеся из нейральных клеток-предшественников, являются частью функциональной сети, необходимо наличие образования синапсов. Исследование Ма, Фицджеральда и др. Это первая демонстрация формирования функционального синапса и нейрональной сети, происходящего из нервных стволовых клеток и клеток-предшественников, на трехмерной коллагеновой матрице. Нейральные клетки-предшественники разрастались и спонтанно дифференцировались в возбудимые нейроны и образовывали синапсы; более того, они сохранили способность дифференцироваться в три линии нервной ткани. ^[31] Было также показано, что происходит не только активная рециркуляция синаптических везикул, но и формируются возбуждающие и тормозные связи, способные спонтанно генерировать потенциалы действия. ^[31] Таким образом, нейрональные клетки-предшественники являются жизнеспособным и относительно неограниченным источником для создания функциональных нейронов.

Нейральные стволовые клетки

Нейральные стволовые клетки (НСК) обладают способностью самообновляться и дифференцироваться в нейрональные и глиальные линии. Для управления дифференцировкой НСК было разработано множество методов культивирования; однако создание биоматериалов для управления дифференцировкой НСК рассматривается как более клинически значимая и полезная технология. ^{[ нужна ссылка ]} Одним из подходов к разработке биоматериала для управления дифференцировкой НСК является объединение компонентов внеклеточного матрикса (ECM) и факторов роста. Совсем недавнее исследование Накадзимы, Ишимуро и др. исследовали влияние различных молекулярных пар, состоящих из фактора роста и компонента ЕСМ, на дифференцировку НСК в астроциты и нейрональные клетки. Исследованными компонентами ЕСМ были ламинин-1 и фибронектин, которые являются естественными компонентами ЕСМ, а также ПроНектин F plus (Pro-F) и ПроНектин L (Pro-L), которые являются искусственными компонентами ЕСМ, и поли(этиленимин) (PEI). В качестве нейротрофических факторов использовали эпидермальный фактор роста (EGF), фактор роста фибробластов -2 (FGF-2), фактор роста нервов (NGF), нейротрофин-3 (NT-3) и цилиарный нейротрофический фактор (CNTF). Парные комбинации иммобилизовали на матричных клеточных массивах, на которых культивировали НСК. После 2 дней культивирования клетки окрашивали антителами против нестина , β- тубулина III и GFAP , которые являются маркерами НСК, нейрональных клеток и астроцитов соответственно. ^[51] Результаты предоставляют ценную информацию о выгодных комбинациях компонентов ЕСМ и факторов роста как практическом методе разработки биоматериала для управления дифференцировкой НСК. ^[51]

Нейротрофические факторы

В настоящее время нейротрофические факторы интенсивно изучаются для использования в биоискусственных нервных кондуитах, поскольку они необходимы in vivo для управления ростом и регенерацией аксонов. В исследованиях нейротрофические факторы обычно используются в сочетании с другими методами, такими как биологические и физические сигналы, создаваемые добавлением клеток и определенной топографии. Нейротрофические факторы могут быть иммобилизованы на каркасной структуре, а могут и не быть иммобилизованы, хотя иммобилизация предпочтительна, поскольку она позволяет создавать постоянные контролируемые градиенты. В некоторых случаях, например, в нейронных системах доставки лекарств , они свободно иммобилизуются, так что их можно избирательно высвобождать в определенное время и в определенных количествах. Доставка лекарств — это следующий шаг после простого добавления факторов роста к нервным проводникам.

Биомиметические материалы

Многие биоматериалы, используемые для проводников нервов, являются биомиметическими материалами . Биомиметические материалы — это материалы, которые были разработаны таким образом, чтобы вызывать определенные клеточные реакции, опосредованные взаимодействием с пептидами, связанными с каркасом, из белков ЕСМ; по сути, это включение клеточно-связывающих пептидов в биоматериалы посредством химической или физической модификации. ^[52]

Синергизм

Синергизм часто возникает при сочетании двух элементов; это взаимодействие между двумя элементами, которое вызывает эффект, больший, чем совокупное воздействие каждого элемента в отдельности. Синергизм очевиден при сочетании материала каркаса и топографии с клеточной терапией, нейротрофическими факторами и биомиметическими материалами. Исследование синергизма является следующим шагом после того, как отдельные методы сами по себе доказали свою эффективность. Комбинации этих различных факторов необходимо тщательно изучить, чтобы оптимизировать синергетический эффект.

Оптимизация комбинаций нейротрофических факторов

Было высказано предположение, что взаимодействия между нейротрофическими факторами могут изменять оптимальные концентрации каждого фактора. Хотя выживаемость клеток и поддержание фенотипа важны, акцент в оценке был сделан на удлинении нейритов. Комбинация NGF , нейротрофического фактора, полученного из глиальной клеточной линии ( GDNF ), и цилиарного нейротрофического фактора ( CNTF ) была представлена ганглиев дорсальных корешков культурам in vitro . Использовали по одному фактору из каждого нейротрофического семейства. ^[53] Установлено, что нет разницы в индивидуальной оптимальной концентрации и комбинаторной оптимальной концентрации; однако примерно на 5-6 день нейриты перестали расширяться и начали разрушаться. Было высказано предположение, что это произошло из-за отсутствия критически важного питательного вещества или правильных градиентов; предыдущие исследования показали, что факторы роста способны лучше всего оптимизировать расширение нейритов, когда они представлены в виде градиентов. ^[53] Будущие исследования комбинаций нейротрофических факторов должны будут включать градиенты.

Комбинация молекул адгезии нервных клеток и GFD-5

Молекулы клеточной адгезии (САМ) и нейротрофические факторы, встроенные вместе в биосовместимые матрицы, представляют собой относительно новую исследуемую концепцию. ^[54] САМ суперсемейства иммуноглобулинов (IgSF), включающего L1/NgCAM и нейрофасцин, особенно перспективны, поскольку они экспрессируются в развивающейся нервной системе на нейронах или шванновских клетках. Известно, что они служат ориентирами и опосредуют дифференцировку нейронов. Однако нейротрофические факторы , такие как NGF и фактор дифференцировки роста 5 (GDF-5), хорошо зарекомендовали себя как промоторы регенерации in vivo . Недавнее исследование Нире, Брауна и др. исследовали синергетический эффект сочетания L1 и нейрофасцина с NGF и GDF-5 на нейроны DRG в культуре; эта комбинация усиливала рост нейритов. Дальнейшее улучшение было продемонстрировано путем объединения L1 и нейрофасцина в искусственный слитый белок, который повышает эффективность, поскольку факторы не доставляются индивидуально. ^[54] Можно не только использовать разные сигналы, но и объединить их в один «новый» сигнал.

Топография в синергии с химическими и биологическими сигналами

Влияние предъявления нескольких типов стимулов, таких как химические, физические и биологические сигналы, на дифференцировку нервных клеток-предшественников не изучалось. Было проведено исследование, в котором к клеткам-предшественникам гиппокампа взрослых крыс (AHPC) предъявлялись три различных стимула: постнатальные астроциты крысы типа 1 (биологические), ламинин (химические) и микроструктурированный субстрат (физические). ^[55] Более 75% AHPC располагались в пределах 20° от канавок по сравнению со случайным ростом на подложках без рисунка. ^[55] Когда AHPC выращивали на подложках с микроузором с астроцитами, на рост влияли астроциты, которые выровнялись с бороздками; а именно, AHPCs распространяли отростки вдоль астроцитарных филаментов цитоскелета. Однако выравнивание было не таким значительным, как то, которое наблюдалось у AHPC в культуре только с микроструктурированным субстратом. Чтобы оценить различные фенотипы, выраженные в результате дифференцировки, клетки окрашивали антителами к β-тубулину III класса (TuJI), белку, взаимодействующему с рецепторами (RIP) и глиальному фибриллярному кислому белку (GFAP), которые являются маркерами ранние нейроны, олигодендроциты и астроциты соответственно. Наибольшая степень дифференцировки наблюдалась у AHPC, культивированных на структурированных субстратах с астроцитами. ^[55]

Ссылки

^ Шмидт, CE; Лич, Дж. Б. (август 2003 г.). «Инженерия нервной ткани: стратегии восстановления и регенерации». Ежегодный обзор биомедицинской инженерии . 5 : 293–347. doi : 10.1146/annurev.bioeng.5.011303.120731 . ПМИД 14527315 .
^ Jump up to: ^а ^б Филлипс, Дж. Б.; Бантинг, Южная Каролина; Холл, С.М. и Браун, Р.А. (сентябрь – октябрь 2005 г.). «Инженерия нервной ткани: самоорганизующийся канал управления коллагеном». Тканевая инженерия . 11 (9–10): 1611–1617. дои : 10.1089/ten.2005.11.1611 . ПМИД 16259614 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Рекнор, Дж.Б.; Маллапрагада, СК (2006). «Регенерация нервов: стратегии тканевой инженерии». В Бронзино, Джей Ди (ред.). Справочник по биомедицинской инженерии: тканевая инженерия и искусственные органы . Нью-Йорк: Тейлор и Фрэнсис.
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г ^час ^я ^дж ^к ^л Лавик, Э.; Лангер, Р. (июль 2004 г.). «Тканевая инженерия: современное состояние и перспективы». Прикладная микробиология и биотехнология . 65 (1): 1–8. дои : 10.1007/s00253-004-1580-z . hdl : 11603/21195 . ПМИД 15221227 . S2CID 28484381 .
^ Баттистон, Б.; Геуна, С.; Ферреро М. и Тос П. (2005). «Восстановление нервов посредством тубулизации: обзор литературы и личный клинический опыт сравнения биологических и синтетических каналов для восстановления сенсорных нервов». Микрохирургия . 25 (4): 258–267. дои : 10.1002/микр.20127 . ПМИД 15934044 . S2CID 9857612 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Стэнг, Ф.; Фанса, Х.; Вольф Г. и Кейлхофф Г. (2005). «Коллагеновые нервные кондуиты - Оценка биосовместимости и регенерации аксонов». Биомедицинские материалы и инженерия . 15 (1–2): 3–12. ПМИД 15623925 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г ^час ^я ^дж ^к ^л ^м ^н ^тот ^п ^д ^р ^с ^т Норман, Джей-Джей; Десаи, Т. А. (январь 2006 г.). «Методы изготовления наноразмерной топографии каркасов тканевой инженерии». Анналы биомедицинской инженерии . 34 (1): 89–101. дои : 10.1007/s10439-005-9005-4 . ПМИД 16525765 . S2CID 27370501 .
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж Стабенфельдт, SE; Гарсиа, Эй-Джей и ЛаПлака, MC (июнь 2006 г.). «Термообратимый гидрогель, функционализированный ламинином, для инженерии нервной ткани». Журнал исследований биомедицинских материалов . 77 (4): 718–725. дои : 10.1002/jbm.a.30638 . ПМИД 16555267 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Кромптон, Кентукки; Гауд, Джей Ди; Белламконда, РВ; Генгенбах, ТР; Финкельштейн, Д.И.; Хорн, М.К. и Форсайт, Дж.С. (январь 2007 г.). «Термочувствительный хитозановый гидрогель, функционализированный полилизином, для инженерии нервной ткани». Журнал исследований биомедицинских материалов . 28 (3): 441–449. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.08.044 . ПМИД 16978692 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с Ван, А.; Ао, К.; Цао, В.; Ю, М.; Он, К.; Конг, Л.; Чжан, Л.; Гонг Ю. и Чжан Х. (октябрь 2006 г.). «Пористые хитозановые трубчатые каркасы с вязаной внешней стенкой и управляемой внутренней структурой для инженерии нервной ткани». Журнал исследований биомедицинских материалов . 79 (1): 36–46. дои : 10.1002/jbm.a.30683 . ПМИД 16758450 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и Хуанг, ЮК; Хуанг, ГГ; Хуанг, СиСи и Лю, ХК (июль 2005 г.). «Производство пористых полимерных нервных проводников методом лиофилизации и нагрева проволоки». Журнал исследований биомедицинских материалов. Часть B: Прикладные биоматериалы . 74 (1): 659–664. дои : 10.1002/jbm.b.30267 . ПМИД 15909301 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Флинн, Л.; Далтон, П.Д. и Шойчет, М.С. (октябрь 2003 г.). «Макетирование волокон поли(2-гидроксиэтилметакрилата) для инженерии нервной ткани». Биоматериалы . 24 (23): 4265–4272. дои : 10.1016/S0142-9612(03)00334-X . ПМИД 12853258 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Ю, ТТ; Шойхет, М.С. (май 2005 г.). «Направляемая клеточная адгезия и рост в модифицированных пептидами каналах для инженерии нервной ткани». Биоматериалы . 26 (13): 1507–1514. doi : 10.1016/j.bimaterials.2004.05.012 . ПМИД 15522752 .
^ Jump up to: ^а ^б ^с Ито, С.; Сузуки, М.; Ямагути, И.; Такакуда, К.; Кобаяши, Х.; Шиномия К. и Танака Дж. (декабрь 2003 г.). «Развитие нервного каркаса с использованием сухожильной хитозановой трубки». Искусственные органы . 27 (12): 1079–1088. дои : 10.1111/j.1525-1594.2003.07208.x . ПМИД 14678421 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Ньюман, К.Д.; Маклафлин, ЧР; Карлссон, Д.; Ли, Ф.; Лю Ю. и Гриффит М. (ноябрь 2006 г.). «Биоактивные каркасы из гидрогелевых нитей для восстановления и регенерации нервов». Международный журнал искусственных органов . 29 (11): 1082–1091. дои : 10.1177/039139880602901109 . ПМИД 17160966 . S2CID 208152621 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с Кай, Дж.; Пэн, X.; Нельсон, К.Д.; Эберхарт, Р. и Смит, генеральный директор (ноябрь 2005 г.). «Проницаемые направляющие каналы, содержащие каркасы из микрофиламентов, усиливают рост и созревание аксонов». Журнал исследований биомедицинских материалов, часть A. 75А (2): 374–386. дои : 10.1002/jbm.a.30432 . ПМИД 16088902 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и Пфистер, Би Джей; Хуанг, Дж. Х.; Камешваран, Н.; Загер, Э.Л. и Смит, Д.Х. (январь 2007 г.). «Нейронная инженерия для производства нервных конструкций и нейроинтерфейсов in vitro» . Нейрохирургия . 60 (1): 137–141. дои : 10.1227/01.NEU.0000249197.61280.1D . ПМЦ 3979335 . ПМИД 17228262 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Филлипс, Дж. Б.; Кинг, VR; Уорд, З.; Портер, РА; Пристли, СП и Браун, РА (июнь 2004 г.). «Сдвиг жидкости в вязких гелях фибронектина позволяет агрегировать волокнистые материалы для тканевой инженерии ЦНС». Биоматериалы . 25 (14): 2769–2779. doi : 10.1016/j.bimaterials.2003.09.052 . ПМИД 14962555 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Сюй, Сяоюнь; Вун-Чи Йи, Питер Ю.К. Хван, Ханри Ю, Эндрю К.А. Ван, Шуджун Гао, Кум-Лунг Бун, Хай-Куан Мао , Кам В. Леонг и Шу Ван (июнь 2003 г.). «Регенерация периферических нервов с устойчивым высвобождением микроинкапсулированного поли(фосфоэфирного) фактора роста нервов в нервных проводниках». Биоматериалы . 24 (13): 2405–2412. дои : 10.1016/S0142-9612(03)00109-1 . ПМИД 12699678 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Кристоферсон, Грегори; Хунцзюнь Сун и Хай-Цюань Мао (февраль 2009 г.). «Влияние диаметра волокон электропряденых субстратов на дифференцировку и пролиферацию нервных стволовых клеток». Биоматериалы . 30 (4): 556–564. doi : 10.1016/j.bimaterials.2008.10.004 . ПМИД 18977025 .
^ Jump up to: ^а ^б ^с Ян, Ф.; Муруган, Р.; Ван С. и Рамакришна С. (май 2005 г.). «Электропрядение нано/микромасштабных волокон, ориентированных на поли(L-молочную кислоту), и их потенциал в инженерии нервной ткани». Биоматериалы . 26 (15): 2603–2610. doi : 10.1016/j.bimaterials.2004.06.051 . ПМИД 15585263 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Ян, Ф.; Сюй, CY; Котаки, М.; Ван С. и Рамакришна С. (2004). «Характеристика нервных стволовых клеток на нановолокнистом каркасе из электропрядения поли(L-молочной кислоты)». Журнал биоматериаловедения, издание Polymer . 15 (12): 1483–1497. дои : 10.1163/1568562042459733 . ПМИД 15696794 . S2CID 2990409 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Крик, Келлин; Таммиа, М.; Мартин, Р.; Хёке А. и Хай-Цюань Мао (октябрь 2011 г.). «Представление сигнальных сигналов и доставка клеток для содействия регенерации нервов». Современное мнение в области биотехнологии . 22 (5): 741–746. дои : 10.1016/j.copbio.2011.04.002 . ПМИД 21531127 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Парих, КС; Рао, СС; Ансари, HM; Циммерман, Л.Б.; Ли, Эл-Джей; Акбар, С.А. и Винтер, Дж.О. (декабрь 2012 г.). «Керамические поверхности с наноузорами для изучения влияния нанотопографии на прикрепление клеток». Материаловедение и инженерия: C . 32 (8): 2469–2475. дои : 10.1016/j.msec.2012.07.028 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с Махони, MJ; Чен, Р.Р.; Тан, Дж. и Зальцман, В.М. (март 2005 г.). «Влияние микроканалов на рост и архитектуру нейритов». Биоматериалы . 26 (7): 771–778. doi : 10.1016/j.bimaterials.2004.03.015 . ПМИД 15350782 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с Гомес, Н.; Лу, Ю.; Чен, С. и Шмидт, CE (январь 2007 г.). «Иммобилизованный фактор роста нервов и микротопография оказывают различное влияние на поляризацию и удлинение аксонов в клетках гиппокампа в культуре». Биоматериалы . 28 (2): 271–284. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.07.043 . ПМИД 16919328 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Фоли, доктор медицинских наук; Грюнвальд, EW; Нили, П.Ф. и Мерфи, СиДжей (июнь 2005 г.). «Совместная модуляция нейрогенеза клетками PC12 с помощью топографии и фактора роста нервов». Биоматериалы . 26 (17): 3639–3644. doi : 10.1016/j.bimaterials.2004.09.048 . ПМИД 15621254 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Цурума, А.; Танака, М.; Ямамото, С.; Фукусима, Северная Каролина; Ябу Х. и Симомура М.; Ямамото, Садааки; Фукусима, Нобуюки; Ябу, Хироши; Симомура, Масацугу (2006). «Топографический контроль расширения нейритов на полимерных пленках с полосовым рисунком». Коллоиды и поверхности А: Физико-химические и инженерные аспекты . 284–285: 470–474. doi : 10.1016/j.colsurfa.2005.11.100 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Густавссон, П.; Йоханссон, Ф.; Канье, М.; Уоллман Л. и Линсмайер CE (февраль 2007 г.). «Руководство Neurite по белковым микроструктурам, генерируемым пьезоэлектрическим микродиспенсером». Биоматериалы . 28 (6): 1141–1151. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.10.028 . ПМИД 17109955 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г ^час Сундбэк, Калифорния; Шью, JY; Ван, Ю.; Факен, туалет; Лангер, РС; Ваканти, Дж. П. и Хэдлок, Т. А. (сентябрь 2005 г.). «Анализ биосовместимости поли(глицеринсебацината) как материала проводника нервов». Биоматериалы . 26 (27): 5454–5464. doi : 10.1016/j.bimaterials.2005.02.004 . ПМИД 15860202 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Ма, В.; Фицджеральд, В.; Лю, QY; О'Шонесси, Ти Джей; Марич, Д.; Лин, HJ; Алкон, Д.Л. и Баркер, Дж.Л. (декабрь 2004 г.). «Дифференцировка стволовых клеток и клеток-предшественников ЦНС в функциональные нейрональные цепи в трехмерных коллагеновых гелях». Экспериментальная неврология . 190 (2): 276–288. дои : 10.1016/j.expneurol.2003.10.016 . ПМИД 15530869 . S2CID 14983203 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Ву, Ю.; Чжэн, К.; Ду, Дж.; Сонг, Ю.; Ву Б. и Го X. (2006). «Самособирающиеся пептидные нановолокна IKVAV способствуют прилипанию клеток PC12». Журнал Хуачжунского университета науки и технологий . 26 (5): 594–596. дои : 10.1007/s11596-006-0530-7 . ПМИД 17219978 . S2CID 24923464 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Пфистер, Би Джей; Ивата, А.; Тейлор, AG; Вольф, Дж.А.; Мини, Д.Ф. и Смит, Д.Х. (15 мая 2006 г.). «Разработка трансплантируемых конструкций нервной ткани, состоящих из выращенных растягиванием аксонов». Журнал методов нейробиологии . 153 (1): 95–103. дои : 10.1016/j.jneumeth.2005.10.012 . ПМИД 16337007 . S2CID 38862273 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с Левеск, СГ; Шойхет, М.С. (октябрь 2006 г.). «Синтез клеточно-адгезивных декстрановых гидрогелей и макропористых каркасов». Биоматериалы . 27 (30): 5277–5285. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.06.004 . ПМИД 16793132 .
^ Jump up to: ^а ^б Махони, MJ; Ансет, Канзас (апрель 2006 г.). «Трехмерный рост и функция нервной ткани в разлагаемых полиэтиленгликолевых гидрогелях». Биоматериалы . 27 (10): 2265–2274. doi : 10.1016/j.bimaterials.2005.11.007 . ПМИД 16318872 .
^ Jump up to: ^а ^б ^с Хейл, Ю.; Хаастерт, К.; Чеснулявичюс, К.; Стаммейер, К.; Тиммер, М.; Берски. С.; Дрегер, Г.; Джерарди-Шан Р. и Гроте К. (февраль 2007 г.). «Культивирование глиальных и нейрональных клеток на полисиаловой кислоте». Биоматериалы . 28 (6): 1163–1173. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.10.030 . ПМИД 17123601 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Аллмелинг, К.; Йокузиес, А.; Реймерс, К.; Калл С. и Фогт П.М. (июль – сентябрь 2006 г.). «Использование волокон паучьего шелка в качестве инновационного материала в биосовместимом искусственном нервном проводнике» . Журнал клеточной и молекулярной медицины . 10 (3): 770–777. дои : 10.1111/j.1582-4934.2006.tb00436.x . ПМЦ 3933158 . ПМИД 16989736 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с Ян, Ю.; Чен, X.; Дин, Ф.; Чжан, П.; Лю Дж. и Гу X. (март 2007 г.). «Оценка биосовместимости фиброина шелка с тканями и клетками периферических нервов in vitro». Биоматериалы . 28 (9): 1643–1652. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.12.004 . ПМИД 17188747 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и Фрейер, Т.; Кох, ХС; Казазян К. и Шойчет М.С. (октябрь 2005 г.). «Контроль клеточной адгезии и деградации хитозановых пленок путем N-ацетилирования». Биоматериалы . 26 (29): 5872–5878. doi : 10.1016/j.bimaterials.2005.02.033 . ПМИД 15949553 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж Шани, Б.; Перец, Х.; Блиндер, П.; Лихтенфельд, Ю.; Джегер, Р.; Ваго Р. и Баранес Д. (июль 2006 г.). «Кристаллические биоматрицы арагонита поддерживают образование астроцитарной ткани in vitro и in vivo». Тканевая инженерия . 12 (7): 1763–1773. дои : 10.1089/ten.2006.12.1763 . ПМИД 16889507 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж Пранг, П.; Мюллер, Р.; Эльджаухари, А.; Хекманн, К.; Кунц, В.; Вебер, Т.; Фабер, К.; Врёмен, М.; Богдан У. и Вейднер Н.; и др. (июль 2006 г.). «Стимулирование ориентированного повторного роста аксонов в поврежденном спинном мозге с помощью анизотропных капиллярных гидрогелей на основе альгината». Биоматериалы . 27 (19): 3560–3569. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.01.053 . ПМИД 16500703 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с Хоу, С.; Сюй, Кью; Тиан, В.; Кюи, Ф.; Кай, К.; Ма Дж. и Ли И.С. (15 октября 2005 г.). «Репарация повреждения головного мозга путем имплантации гидрогелей гиалуроновой кислоты, модифицированных ламинином». Журнал методов нейробиологии . 148 (1): 60–70. doi : 10.1016/j.jneumeth.2005.04.016 . ПМИД 15978668 . S2CID 26815655 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Не, Х.; Чжан, Ю.Дж.; Тянь, штат Вашингтон; Цзян, М.; Донг, Р.; Чен, Дж.В. и Джин, Ю. (январь 2007 г.). «Улучшение регенерации периферических нервов с помощью тканеинженерного нерва, наполненного эктомезенхимальными стволовыми клетками». Международный журнал челюстно-лицевой хирургии . 36 (1): 32–38. дои : 10.1016/j.ijom.2006.06.005 . ПМИД 17169530 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Эгучи, Ю.; Огиуэ-Икеда М. и Уэно С. (ноябрь 2003 г.). «Контроль ориентации шванновских клеток крысы с помощью статического магнитного поля силой 8 Тл». Письма по неврологии . 351 (2): 130–132. дои : 10.1016/S0304-3940(03)00719-5 . ПМИД 14583398 . S2CID 32504744 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Лавдас, А.А.; Франческини, И.; Дюбуа-Дальк М. и Матсас Р. (июнь 2006 г.). «Шванновские клетки, генетически спроектированные для экспрессии ПСА, демонстрируют повышенный миграционный потенциал без ухудшения их миелинизирующей способности in vitro». Глия . 53 (8): 868–878. дои : 10.1002/glia.20340 . ПМИД 16598779 . S2CID 36290951 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с ^д Руитенберг, MJ; Вукович Дж.; Сарич, Дж.; Басфилд, С.Дж. и Плант, Г.В. (март – апрель 2006 г.). «Клетки обонятельной оболочки: характеристики, генная инженерия и терапевтический потенциал». Журнал нейротравмы . 23 (3–4): 468–478. дои : 10.1089/neu.2006.23.468 . ПМИД 16629630 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Харбертс, Эрин; Яо, К.; Волер, Дж. Э.; Марич, Д.; Охайон, Дж.; Хенкин, Р.; Джейкобсон, С. (2011). «Проникновение вируса герпеса человека-6 в центральную нервную систему через обонятельный путь» . Труды Национальной академии наук Соединенных Штатов Америки . 108 (33): 13734–9. Бибкод : 2011PNAS..10813734H . дои : 10.1073/pnas.1105143108 . ПМК 3158203 . ПМИД 21825120 .
^ Jump up to: ^а ^б Кассиани-Ингони, Р.; Гринстоун, HL; Донати, Д.; Фогделл-Хан, А.; Мартинелли, Э.; Рефаи, Д.; Мартин, Р.; Бергер, Э.А.; Джейкобсон, С. (2005). «CD46 на глиальных клетках может функционировать как рецептор для опосредованного вирусным гликопротеином слияния клеток» . Глия . 52 (3): 252–258. дои : 10.1002/glia.20219 . ПМИД 15920733 . S2CID 25598238 .
^ Jump up to: ^а ^б ^с Баррильо, Б.; Финни, генеральный директор; Проккоп, DJ и О'Коннор, KC (ноябрь 2006 г.). «Обзор: инженерия ex vivo живых тканей со стволовыми клетками взрослых». Тканевая инженерия . 12 (11): 3007–3019. CiteSeerX 10.1.1.328.2873 . дои : 10.1089/ten.2006.12.3007 . ПМИД 17518617 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Кейлхофф, Г.; Гойл, А.; Стэнг, Ф.; Вольф Г. и Фанса Х. (июнь 2006 г.). «Инженерия периферических нервных тканей: аутологичные шванновские клетки против трансдифференцированных мезенхимальных стволовых клеток». Тканевая инженерия . 12 (6): 1451–1465. дои : 10.1089/ten.2006.12.1451 . ПМИД 16846343 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Накадзима, М.; Ишимуро, Т.; Като, К.; Ко, ИК; Хирата, И.; Арима Ю. и Ивата Х. (февраль 2007 г.). «Комбинаторный белковый дисплей для клеточного скрининга биоматериалов, которые направляют дифференцировку нервных стволовых клеток». Биоматериалы . 28 (6): 1048–1060. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.10.004 . ПМИД 17081602 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Шин, Х.; Джо С. и Микос А.Г. (ноябрь 2003 г.). «Биомиметические материалы для тканевой инженерии». Биоматериалы . 24 (24): 4353–4364. дои : 10.1016/S0142-9612(03)00339-9 . ПМИД 12922148 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б Дейстер, К.; Шмидт, CE (июнь 2006 г.). «Оптимизация комбинаций нейротрофических факторов для роста нейритов». Журнал нейронной инженерии . 3 (2): 172–179. Бибкод : 2006JNEng...3..172D . дои : 10.1088/1741-2560/3/2/011 . ПМИД 16705273 . S2CID 21122249 .
^ Jump up to: ^а ^б Ньер, М.; Браун, Б.; Гасс, Р.; Стурани С. и Фолькмер Х. (июнь 2006 г.). «Комбинация спроектированных молекул адгезии нервных клеток и GDF-5 для улучшения расширения нейритов в концепциях нервных проводников». Биоматериалы . 27 (18): 3432–3440. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.01.037 . ПМИД 16497371 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
^ Jump up to: ^а ^б ^с Рекнор, Дж.Б.; Сакагути, Д.С. ; Маллапрагада, СК (август 2006 г.). «Направленный рост и селективная дифференцировка нервных клеток-предшественников на полимерных подложках с микроузором». Биоматериалы . 27 (22): 4098–4108. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.03.029 . ПМИД 16616776 .

Внешние ссылки

[Schmidt-2003-ARBE-1] Шмидт, CE; Лич, Дж. Б. (август 2003 г.). «Инженерия нервной ткани: стратегии восстановления и регенерации». Ежегодный обзор биомедицинской инженерии . 5 : 293–347. doi : 10.1146/annurev.bioeng.5.011303.120731 . ПМИД 14527315 .

[Phillips-2005-TE-2] Jump up to: ^а ^б Филлипс, Дж. Б.; Бантинг, Южная Каролина; Холл, С.М. и Браун, Р.А. (сентябрь – октябрь 2005 г.). «Инженерия нервной ткани: самоорганизующийся канал управления коллагеном». Тканевая инженерия . 11 (9–10): 1611–1617. дои : 10.1089/ten.2005.11.1611 . ПМИД 16259614 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Recknor-2006-BEH-3] Jump up to: ^а ^б Рекнор, Дж.Б.; Маллапрагада, СК (2006). «Регенерация нервов: стратегии тканевой инженерии». В Бронзино, Джей Ди (ред.). Справочник по биомедицинской инженерии: тканевая инженерия и искусственные органы . Нью-Йорк: Тейлор и Фрэнсис.

[Lavik-2004-AMB-4] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г ^час ^я ^дж ^к ^л Лавик, Э.; Лангер, Р. (июль 2004 г.). «Тканевая инженерия: современное состояние и перспективы». Прикладная микробиология и биотехнология . 65 (1): 1–8. дои : 10.1007/s00253-004-1580-z . hdl : 11603/21195 . ПМИД 15221227 . S2CID 28484381 .

[Battiston-2005-Microsurgery-5] Баттистон, Б.; Геуна, С.; Ферреро М. и Тос П. (2005). «Восстановление нервов посредством тубулизации: обзор литературы и личный клинический опыт сравнения биологических и синтетических каналов для восстановления сенсорных нервов». Микрохирургия . 25 (4): 258–267. дои : 10.1002/микр.20127 . ПМИД 15934044 . S2CID 9857612 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Stang-2005-BME-6] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Стэнг, Ф.; Фанса, Х.; Вольф Г. и Кейлхофф Г. (2005). «Коллагеновые нервные кондуиты - Оценка биосовместимости и регенерации аксонов». Биомедицинские материалы и инженерия . 15 (1–2): 3–12. ПМИД 15623925 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Norman-2006-ABM-7] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г ^час ^я ^дж ^к ^л ^м ^н ^тот ^п ^д ^р ^с ^т Норман, Джей-Джей; Десаи, Т. А. (январь 2006 г.). «Методы изготовления наноразмерной топографии каркасов тканевой инженерии». Анналы биомедицинской инженерии . 34 (1): 89–101. дои : 10.1007/s10439-005-9005-4 . ПМИД 16525765 . S2CID 27370501 .

[Stabenfeldt-2006-JBMR-8] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж Стабенфельдт, SE; Гарсиа, Эй-Джей и ЛаПлака, MC (июнь 2006 г.). «Термообратимый гидрогель, функционализированный ламинином, для инженерии нервной ткани». Журнал исследований биомедицинских материалов . 77 (4): 718–725. дои : 10.1002/jbm.a.30638 . ПМИД 16555267 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Crompton-2007-Biomaterials-9] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Кромптон, Кентукки; Гауд, Джей Ди; Белламконда, РВ; Генгенбах, ТР; Финкельштейн, Д.И.; Хорн, М.К. и Форсайт, Дж.С. (январь 2007 г.). «Термочувствительный хитозановый гидрогель, функционализированный полилизином, для инженерии нервной ткани». Журнал исследований биомедицинских материалов . 28 (3): 441–449. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.08.044 . ПМИД 16978692 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Wang-2006-JBMR-10] Jump up to: ^а ^б ^с Ван, А.; Ао, К.; Цао, В.; Ю, М.; Он, К.; Конг, Л.; Чжан, Л.; Гонг Ю. и Чжан Х. (октябрь 2006 г.). «Пористые хитозановые трубчатые каркасы с вязаной внешней стенкой и управляемой внутренней структурой для инженерии нервной ткани». Журнал исследований биомедицинских материалов . 79 (1): 36–46. дои : 10.1002/jbm.a.30683 . ПМИД 16758450 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Huang-2005-JBMR-11] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и Хуанг, ЮК; Хуанг, ГГ; Хуанг, СиСи и Лю, ХК (июль 2005 г.). «Производство пористых полимерных нервных проводников методом лиофилизации и нагрева проволоки». Журнал исследований биомедицинских материалов. Часть B: Прикладные биоматериалы . 74 (1): 659–664. дои : 10.1002/jbm.b.30267 . ПМИД 15909301 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Flynn-2003-Biomaterials-12] Jump up to: ^а ^б Флинн, Л.; Далтон, П.Д. и Шойчет, М.С. (октябрь 2003 г.). «Макетирование волокон поли(2-гидроксиэтилметакрилата) для инженерии нервной ткани». Биоматериалы . 24 (23): 4265–4272. дои : 10.1016/S0142-9612(03)00334-X . ПМИД 12853258 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Yu-2005-Biomaterials-13] Jump up to: ^а ^б Ю, ТТ; Шойхет, М.С. (май 2005 г.). «Направляемая клеточная адгезия и рост в модифицированных пептидами каналах для инженерии нервной ткани». Биоматериалы . 26 (13): 1507–1514. doi : 10.1016/j.bimaterials.2004.05.012 . ПМИД 15522752 .

[Itoh-2003-AO-14] Jump up to: ^а ^б ^с Ито, С.; Сузуки, М.; Ямагути, И.; Такакуда, К.; Кобаяши, Х.; Шиномия К. и Танака Дж. (декабрь 2003 г.). «Развитие нервного каркаса с использованием сухожильной хитозановой трубки». Искусственные органы . 27 (12): 1079–1088. дои : 10.1111/j.1525-1594.2003.07208.x . ПМИД 14678421 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Newman-2006-IJAO-15] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Ньюман, К.Д.; Маклафлин, ЧР; Карлссон, Д.; Ли, Ф.; Лю Ю. и Гриффит М. (ноябрь 2006 г.). «Биоактивные каркасы из гидрогелевых нитей для восстановления и регенерации нервов». Международный журнал искусственных органов . 29 (11): 1082–1091. дои : 10.1177/039139880602901109 . ПМИД 17160966 . S2CID 208152621 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Cai-2005-JBMRa-16] Jump up to: ^а ^б ^с Кай, Дж.; Пэн, X.; Нельсон, К.Д.; Эберхарт, Р. и Смит, генеральный директор (ноябрь 2005 г.). «Проницаемые направляющие каналы, содержащие каркасы из микрофиламентов, усиливают рост и созревание аксонов». Журнал исследований биомедицинских материалов, часть A. 75А (2): 374–386. дои : 10.1002/jbm.a.30432 . ПМИД 16088902 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Pfister-2007-Neurosurgery-17] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и Пфистер, Би Джей; Хуанг, Дж. Х.; Камешваран, Н.; Загер, Э.Л. и Смит, Д.Х. (январь 2007 г.). «Нейронная инженерия для производства нервных конструкций и нейроинтерфейсов in vitro» . Нейрохирургия . 60 (1): 137–141. дои : 10.1227/01.NEU.0000249197.61280.1D . ПМЦ 3979335 . ПМИД 17228262 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Phillips-2004-Biomaterials-18] Jump up to: ^а ^б Филлипс, Дж. Б.; Кинг, VR; Уорд, З.; Портер, РА; Пристли, СП и Браун, РА (июнь 2004 г.). «Сдвиг жидкости в вязких гелях фибронектина позволяет агрегировать волокнистые материалы для тканевой инженерии ЦНС». Биоматериалы . 25 (14): 2769–2779. doi : 10.1016/j.bimaterials.2003.09.052 . ПМИД 14962555 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Xu-2003-Biomaterials-19] Сюй, Сяоюнь; Вун-Чи Йи, Питер Ю.К. Хван, Ханри Ю, Эндрю К.А. Ван, Шуджун Гао, Кум-Лунг Бун, Хай-Куан Мао , Кам В. Леонг и Шу Ван (июнь 2003 г.). «Регенерация периферических нервов с устойчивым высвобождением микроинкапсулированного поли(фосфоэфирного) фактора роста нервов в нервных проводниках». Биоматериалы . 24 (13): 2405–2412. дои : 10.1016/S0142-9612(03)00109-1 . ПМИД 12699678 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Christopherson-2009-Biomaterials-20] Jump up to: ^а ^б Кристоферсон, Грегори; Хунцзюнь Сун и Хай-Цюань Мао (февраль 2009 г.). «Влияние диаметра волокон электропряденых субстратов на дифференцировку и пролиферацию нервных стволовых клеток». Биоматериалы . 30 (4): 556–564. doi : 10.1016/j.bimaterials.2008.10.004 . ПМИД 18977025 .

[Yang-2005-Biomaterials-21] Jump up to: ^а ^б ^с Ян, Ф.; Муруган, Р.; Ван С. и Рамакришна С. (май 2005 г.). «Электропрядение нано/микромасштабных волокон, ориентированных на поли(L-молочную кислоту), и их потенциал в инженерии нервной ткани». Биоматериалы . 26 (15): 2603–2610. doi : 10.1016/j.bimaterials.2004.06.051 . ПМИД 15585263 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Yang-2004-JBSPE-22] Jump up to: ^а ^б Ян, Ф.; Сюй, CY; Котаки, М.; Ван С. и Рамакришна С. (2004). «Характеристика нервных стволовых клеток на нановолокнистом каркасе из электропрядения поли(L-молочной кислоты)». Журнал биоматериаловедения, издание Polymer . 15 (12): 1483–1497. дои : 10.1163/1568562042459733 . ПМИД 15696794 . S2CID 2990409 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Krick-2011-Biotechnology-23] Крик, Келлин; Таммиа, М.; Мартин, Р.; Хёке А. и Хай-Цюань Мао (октябрь 2011 г.). «Представление сигнальных сигналов и доставка клеток для содействия регенерации нервов». Современное мнение в области биотехнологии . 22 (5): 741–746. дои : 10.1016/j.copbio.2011.04.002 . ПМИД 21531127 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Parikh-2012-Materials_Science_and_Engineering:_C-24] Jump up to: ^а ^б Парих, КС; Рао, СС; Ансари, HM; Циммерман, Л.Б.; Ли, Эл-Джей; Акбар, С.А. и Винтер, Дж.О. (декабрь 2012 г.). «Керамические поверхности с наноузорами для изучения влияния нанотопографии на прикрепление клеток». Материаловедение и инженерия: C . 32 (8): 2469–2475. дои : 10.1016/j.msec.2012.07.028 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Mahoney-2005-Biomaterials-25] Jump up to: ^а ^б ^с Махони, MJ; Чен, Р.Р.; Тан, Дж. и Зальцман, В.М. (март 2005 г.). «Влияние микроканалов на рост и архитектуру нейритов». Биоматериалы . 26 (7): 771–778. doi : 10.1016/j.bimaterials.2004.03.015 . ПМИД 15350782 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Gomez-2007-Biomaterials-26] Jump up to: ^а ^б ^с Гомес, Н.; Лу, Ю.; Чен, С. и Шмидт, CE (январь 2007 г.). «Иммобилизованный фактор роста нервов и микротопография оказывают различное влияние на поляризацию и удлинение аксонов в клетках гиппокампа в культуре». Биоматериалы . 28 (2): 271–284. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.07.043 . ПМИД 16919328 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Foley-2005-Biomaterials-27] Jump up to: ^а ^б Фоли, доктор медицинских наук; Грюнвальд, EW; Нили, П.Ф. и Мерфи, СиДжей (июнь 2005 г.). «Совместная модуляция нейрогенеза клетками PC12 с помощью топографии и фактора роста нервов». Биоматериалы . 26 (17): 3639–3644. doi : 10.1016/j.bimaterials.2004.09.048 . ПМИД 15621254 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Tsuruma-2006-C&S-28] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Цурума, А.; Танака, М.; Ямамото, С.; Фукусима, Северная Каролина; Ябу Х. и Симомура М.; Ямамото, Садааки; Фукусима, Нобуюки; Ябу, Хироши; Симомура, Масацугу (2006). «Топографический контроль расширения нейритов на полимерных пленках с полосовым рисунком». Коллоиды и поверхности А: Физико-химические и инженерные аспекты . 284–285: 470–474. doi : 10.1016/j.colsurfa.2005.11.100 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Gustavsson-2007-Biomaterials-29] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Густавссон, П.; Йоханссон, Ф.; Канье, М.; Уоллман Л. и Линсмайер CE (февраль 2007 г.). «Руководство Neurite по белковым микроструктурам, генерируемым пьезоэлектрическим микродиспенсером». Биоматериалы . 28 (6): 1141–1151. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.10.028 . ПМИД 17109955 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Sundback-2005-Biomaterials-30] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж ^г ^час Сундбэк, Калифорния; Шью, JY; Ван, Ю.; Факен, туалет; Лангер, РС; Ваканти, Дж. П. и Хэдлок, Т. А. (сентябрь 2005 г.). «Анализ биосовместимости поли(глицеринсебацината) как материала проводника нервов». Биоматериалы . 26 (27): 5454–5464. doi : 10.1016/j.bimaterials.2005.02.004 . ПМИД 15860202 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Ma-2004-EN-31] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Ма, В.; Фицджеральд, В.; Лю, QY; О'Шонесси, Ти Джей; Марич, Д.; Лин, HJ; Алкон, Д.Л. и Баркер, Дж.Л. (декабрь 2004 г.). «Дифференцировка стволовых клеток и клеток-предшественников ЦНС в функциональные нейрональные цепи в трехмерных коллагеновых гелях». Экспериментальная неврология . 190 (2): 276–288. дои : 10.1016/j.expneurol.2003.10.016 . ПМИД 15530869 . S2CID 14983203 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Wu-2006-JHUST-32] Ву, Ю.; Чжэн, К.; Ду, Дж.; Сонг, Ю.; Ву Б. и Го X. (2006). «Самособирающиеся пептидные нановолокна IKVAV способствуют прилипанию клеток PC12». Журнал Хуачжунского университета науки и технологий . 26 (5): 594–596. дои : 10.1007/s11596-006-0530-7 . ПМИД 17219978 . S2CID 24923464 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Pfister-2006-JNM-33] Пфистер, Би Джей; Ивата, А.; Тейлор, AG; Вольф, Дж.А.; Мини, Д.Ф. и Смит, Д.Х. (15 мая 2006 г.). «Разработка трансплантируемых конструкций нервной ткани, состоящих из выращенных растягиванием аксонов». Журнал методов нейробиологии . 153 (1): 95–103. дои : 10.1016/j.jneumeth.2005.10.012 . ПМИД 16337007 . S2CID 38862273 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Lévesque-2006-Biomaterials-34] Jump up to: ^а ^б ^с Левеск, СГ; Шойхет, М.С. (октябрь 2006 г.). «Синтез клеточно-адгезивных декстрановых гидрогелей и макропористых каркасов». Биоматериалы . 27 (30): 5277–5285. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.06.004 . ПМИД 16793132 .

[Mahoney-2006-Biomaterials-35] Jump up to: ^а ^б Махони, MJ; Ансет, Канзас (апрель 2006 г.). «Трехмерный рост и функция нервной ткани в разлагаемых полиэтиленгликолевых гидрогелях». Биоматериалы . 27 (10): 2265–2274. doi : 10.1016/j.bimaterials.2005.11.007 . ПМИД 16318872 .

[Haile-2007-Biomaterials-36] Jump up to: ^а ^б ^с Хейл, Ю.; Хаастерт, К.; Чеснулявичюс, К.; Стаммейер, К.; Тиммер, М.; Берски. С.; Дрегер, Г.; Джерарди-Шан Р. и Гроте К. (февраль 2007 г.). «Культивирование глиальных и нейрональных клеток на полисиаловой кислоте». Биоматериалы . 28 (6): 1163–1173. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.10.030 . ПМИД 17123601 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Allmeling-2006-JCMM-37] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Аллмелинг, К.; Йокузиес, А.; Реймерс, К.; Калл С. и Фогт П.М. (июль – сентябрь 2006 г.). «Использование волокон паучьего шелка в качестве инновационного материала в биосовместимом искусственном нервном проводнике» . Журнал клеточной и молекулярной медицины . 10 (3): 770–777. дои : 10.1111/j.1582-4934.2006.tb00436.x . ПМЦ 3933158 . ПМИД 16989736 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Yang-2007-Biomaterials-38] Jump up to: ^а ^б ^с Ян, Ю.; Чен, X.; Дин, Ф.; Чжан, П.; Лю Дж. и Гу X. (март 2007 г.). «Оценка биосовместимости фиброина шелка с тканями и клетками периферических нервов in vitro». Биоматериалы . 28 (9): 1643–1652. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.12.004 . ПМИД 17188747 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Freier-2005-Biomaterials-39] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и Фрейер, Т.; Кох, ХС; Казазян К. и Шойчет М.С. (октябрь 2005 г.). «Контроль клеточной адгезии и деградации хитозановых пленок путем N-ацетилирования». Биоматериалы . 26 (29): 5872–5878. doi : 10.1016/j.bimaterials.2005.02.033 . ПМИД 15949553 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Shany-2006-TE-40] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж Шани, Б.; Перец, Х.; Блиндер, П.; Лихтенфельд, Ю.; Джегер, Р.; Ваго Р. и Баранес Д. (июль 2006 г.). «Кристаллические биоматрицы арагонита поддерживают образование астроцитарной ткани in vitro и in vivo». Тканевая инженерия . 12 (7): 1763–1773. дои : 10.1089/ten.2006.12.1763 . ПМИД 16889507 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Prang-2006-Biomaterials-41] Jump up to: ^а ^б ^с ^д ^и ^ж Пранг, П.; Мюллер, Р.; Эльджаухари, А.; Хекманн, К.; Кунц, В.; Вебер, Т.; Фабер, К.; Врёмен, М.; Богдан У. и Вейднер Н.; и др. (июль 2006 г.). «Стимулирование ориентированного повторного роста аксонов в поврежденном спинном мозге с помощью анизотропных капиллярных гидрогелей на основе альгината». Биоматериалы . 27 (19): 3560–3569. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.01.053 . ПМИД 16500703 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Hou-2005-JNM-42] Jump up to: ^а ^б ^с Хоу, С.; Сюй, Кью; Тиан, В.; Кюи, Ф.; Кай, К.; Ма Дж. и Ли И.С. (15 октября 2005 г.). «Репарация повреждения головного мозга путем имплантации гидрогелей гиалуроновой кислоты, модифицированных ламинином». Журнал методов нейробиологии . 148 (1): 60–70. doi : 10.1016/j.jneumeth.2005.04.016 . ПМИД 15978668 . S2CID 26815655 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Nie-2007-IJOMS-43] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Не, Х.; Чжан, Ю.Дж.; Тянь, штат Вашингтон; Цзян, М.; Донг, Р.; Чен, Дж.В. и Джин, Ю. (январь 2007 г.). «Улучшение регенерации периферических нервов с помощью тканеинженерного нерва, наполненного эктомезенхимальными стволовыми клетками». Международный журнал челюстно-лицевой хирургии . 36 (1): 32–38. дои : 10.1016/j.ijom.2006.06.005 . ПМИД 17169530 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Eguchi-2003-NL-44] Jump up to: ^а ^б Эгучи, Ю.; Огиуэ-Икеда М. и Уэно С. (ноябрь 2003 г.). «Контроль ориентации шванновских клеток крысы с помощью статического магнитного поля силой 8 Тл». Письма по неврологии . 351 (2): 130–132. дои : 10.1016/S0304-3940(03)00719-5 . ПМИД 14583398 . S2CID 32504744 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Lavdas-2006-Glia-45] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Лавдас, А.А.; Франческини, И.; Дюбуа-Дальк М. и Матсас Р. (июнь 2006 г.). «Шванновские клетки, генетически спроектированные для экспрессии ПСА, демонстрируют повышенный миграционный потенциал без ухудшения их миелинизирующей способности in vitro». Глия . 53 (8): 868–878. дои : 10.1002/glia.20340 . ПМИД 16598779 . S2CID 36290951 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Ruitenberg-2006-JN-46] Jump up to: ^а ^б ^с ^д Руитенберг, MJ; Вукович Дж.; Сарич, Дж.; Басфилд, С.Дж. и Плант, Г.В. (март – апрель 2006 г.). «Клетки обонятельной оболочки: характеристики, генная инженерия и терапевтический потенциал». Журнал нейротравмы . 23 (3–4): 468–478. дои : 10.1089/neu.2006.23.468 . ПМИД 16629630 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Harberts-47] Jump up to: ^а ^б Харбертс, Эрин; Яо, К.; Волер, Дж. Э.; Марич, Д.; Охайон, Дж.; Хенкин, Р.; Джейкобсон, С. (2011). «Проникновение вируса герпеса человека-6 в центральную нервную систему через обонятельный путь» . Труды Национальной академии наук Соединенных Штатов Америки . 108 (33): 13734–9. Бибкод : 2011PNAS..10813734H . дои : 10.1073/pnas.1105143108 . ПМК 3158203 . ПМИД 21825120 .

[CD46-48] Jump up to: ^а ^б Кассиани-Ингони, Р.; Гринстоун, HL; Донати, Д.; Фогделл-Хан, А.; Мартинелли, Э.; Рефаи, Д.; Мартин, Р.; Бергер, Э.А.; Джейкобсон, С. (2005). «CD46 на глиальных клетках может функционировать как рецептор для опосредованного вирусным гликопротеином слияния клеток» . Глия . 52 (3): 252–258. дои : 10.1002/glia.20219 . ПМИД 15920733 . S2CID 25598238 .

[Barrilleaux-2006-TE-49] Jump up to: ^а ^б ^с Баррильо, Б.; Финни, генеральный директор; Проккоп, DJ и О'Коннор, KC (ноябрь 2006 г.). «Обзор: инженерия ex vivo живых тканей со стволовыми клетками взрослых». Тканевая инженерия . 12 (11): 3007–3019. CiteSeerX 10.1.1.328.2873 . дои : 10.1089/ten.2006.12.3007 . ПМИД 17518617 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Keilhoff-2006-TE-50] Jump up to: ^а ^б Кейлхофф, Г.; Гойл, А.; Стэнг, Ф.; Вольф Г. и Фанса Х. (июнь 2006 г.). «Инженерия периферических нервных тканей: аутологичные шванновские клетки против трансдифференцированных мезенхимальных стволовых клеток». Тканевая инженерия . 12 (6): 1451–1465. дои : 10.1089/ten.2006.12.1451 . ПМИД 16846343 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Nakajima-2007-Biomaterials-51] Jump up to: ^а ^б Накадзима, М.; Ишимуро, Т.; Като, К.; Ко, ИК; Хирата, И.; Арима Ю. и Ивата Х. (февраль 2007 г.). «Комбинаторный белковый дисплей для клеточного скрининга биоматериалов, которые направляют дифференцировку нервных стволовых клеток». Биоматериалы . 28 (6): 1048–1060. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.10.004 . ПМИД 17081602 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Shin-2003-Biomaterials-52] Шин, Х.; Джо С. и Микос А.Г. (ноябрь 2003 г.). «Биомиметические материалы для тканевой инженерии». Биоматериалы . 24 (24): 4353–4364. дои : 10.1016/S0142-9612(03)00339-9 . ПМИД 12922148 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Deister-2006-JNE-53] Jump up to: ^а ^б Дейстер, К.; Шмидт, CE (июнь 2006 г.). «Оптимизация комбинаций нейротрофических факторов для роста нейритов». Журнал нейронной инженерии . 3 (2): 172–179. Бибкод : 2006JNEng...3..172D . дои : 10.1088/1741-2560/3/2/011 . ПМИД 16705273 . S2CID 21122249 .

[Niere-2006-Biomaterials-54] Jump up to: ^а ^б Ньер, М.; Браун, Б.; Гасс, Р.; Стурани С. и Фолькмер Х. (июнь 2006 г.). «Комбинация спроектированных молекул адгезии нервных клеток и GDF-5 для улучшения расширения нейритов в концепциях нервных проводников». Биоматериалы . 27 (18): 3432–3440. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.01.037 . ПМИД 16497371 . {{cite journal}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )

[Recknor-2006-Biomaterials-55] Jump up to: ^а ^б ^с Рекнор, Дж.Б.; Сакагути, Д.С. ; Маллапрагада, СК (август 2006 г.). «Направленный рост и селективная дифференцировка нервных клеток-предшественников на полимерных подложках с микроузором». Биоматериалы . 27 (22): 4098–4108. doi : 10.1016/j.bimaterials.2006.03.029 . ПМИД 16616776 .

[1]

[2]

[3]

[4]

[5]

[6]

[7]

[8]

[9]

[10]

[11]

[12]

[13]

[14]

[15]

[16]

[17]

[18]

[19]

[20]

[21]

[22]

[23]

[24]

[25]

[26]

[27]

[28]

[29]

[30]

[31]

[32]

[33]

[34]

[35]

[36]

[37]

[38]

[39]

[40]

[41]

[42]

[43]

[44]

[45]

[46]

[47]

[48]

[49]

[50]

[51]

[52]

[53]

[54]

[55]