Метою огляду є вивчення світового досвіду використання біоматеріалів пуповини в тканинної інженерії і 3D біопечаті. Найважливіший компонент тканинної інженерії матрикс (каркас, скаффолд), В нього мігрують, прикріплюються і функціонують клітини. Матрикс завдяки своїй тканеспеціфічной структурі інтегруються в тканину пацієнта, надаючи фактори росту і молекули клітинної адгезії для прикріплення, розмноження, диференціювання і функціонування клітин. Клітини, якими заселяють матрикс в біореакторі перед трансплантацією конструкції, або резидентні клітини, рекрутованих в трансплантований позаклітинний матрикс, і клітинно матриксні взаємодії настільки ж необхідні компоненти тканинної інженерії. Крім тривимірних конструкцій на основі безклітинних матриксов, для створення органів і тканин ex vivo розробляються програмні комплекси 3D біопечаті інноваційного методу створення тканин на основі гідрогелю і клітин, заселених за допомогою комп'ютерного біопринтера. Вимоги до гідрогелю в цілому близькі до вимог для тканеінженерной матриксов і полягають в неіммуногенності, биоразлагаемости в прогнозоване час, нецітотоксічності, здатності надавати клітинам чинники зростання. Через обмеженість донорського прижиттєвого матеріалу, складності оформлення кадаверних біоматеріалу та законодавчої заборони трансплантації ксеногенних тканин і органів людини, пошук відповідного гомологичного біоматеріалу для виготовлення тканеінженерной матриксов і гідрогелів для біопрінтірованія триває. Гомологічними доступним біоматеріалом з збереженим регенеративним потенціалом є пуповина людини. Будучи екстраембріональной тканиною, пуповина позбавлена ​​недоліків, властивих матриксу постнатальних тканин. Регенераторні фактори пуповини обговорюються в світлі їх потенційного використання для тканинної інженерії і регенеративної медицини. Провізорні органи завдяки доступності і неінвазивності отримання у здорових молодих донорів бачаться чудовим джерелом гомологичного біоматеріалу для отримання матриксов, клітин і гідрогелів для потреб тканинної інженерії і регенеративної медицини

Анотація наукової статті з біотехнологій в медицині, автор наукової роботи - Калюжна Лідія Іванівна, Земляний Дмитро Олексійович, Товпеко Дмитро Вікторович, Чеботарьов Сергій Валерійович


ANALYSIS OF THE WORLD EXPERIENCE IN THE USE OF UMBILICAL CORD BIOMATERIAL IN TISSUE ENGINEERING AND 3D BIOPRINTING

The purpose of this review is to study the world experience in the use of umbilical cord biomaterials in tissue engineering and 3D-bioprinting. The most important component of tissue engineering is matrix (frame, scaffold), Cells migrate, attach to it and function there. Due to their tissue specific structure, matrices are integrated into the patient's tissue, providing growth factors and cell adhesion molecules for cell attachment, reproduction, differentiation and functioning. The cells that inhabit the matrix in the bioreactor before the transplantation, or resident cells recruited into the transplanted extracellular matrix, and cell matrix interactions are equally necessary components of tissue engineering. In addition to three dimensional structures based on acellular matrices for the creation of organs and tissues ex vivo, developed systems 3D-bioprinting as an innovative method of creating tissues based on hydrogel and cells populated by a computer bioprinter. The requirements for hydrogel are generally close to the requirements for tissue engineered matrices, and consist in non immunogenicity, biodegradability in the predicted time, non cytotoxicity, the ability to provide growth factors to cells. Due to the limited availability of donor in vivo material, the difficulty of obtaining of cadaveric biomaterial, and the legal prohibition of human xenogenic tissue and organ transplantation, the search for a suitable homologous biomaterial for the manufacture of tissue engineered matrices and hydrogels for bioprinting continues . Homologous available biomaterial with preserved regenerative potential is the human umbilical cord. Being an extraembryonic tissue, the umbilical cord is devoid of defects inherent in postnatal tissue matrices. The regenerative factors of the umbilical cord are discussed in light of their potential use for tissue engineering and regenerative medicine. Due to the availability and noninvasiveness of obtaining from healthy young donors, umbilical cord is seen as an excellent source of homologous biomaterial for the production of matrices, cells and hydrogels for the needs of tissue engineering and regenerative medicine


Область наук:

  • Біотехнології в медицині

  • Рік видавництва: 2019


    Журнал

    Медицина і організація охорони здоров'я


    Наукова стаття на тему 'Аналіз світового досвіду використання біоматеріалів пуповини в тканинної інженерії і 3D-біопечаті'

    Текст наукової роботи на тему «Аналіз світового досвіду використання біоматеріалів пуповини в тканинної інженерії і 3D-біопечаті»

    ?ОГЛЯД

    УДК 6ПШ3.8: 6ПШ8.002.2: (03Б) 655.222: 655.3.003.02 (Ш)

    АНАЛІЗ СВІТОВОГО ДОСВІДУ ВИКОРИСТАННЯ біоматеріалів ПУПОВИНИ В ТКАНИННОЇ ІНЖЕНЕРІЇ І 3D -БІОПЕЧАТІ

    © Лідія Іванівна Калюжная1, Дмитро Олексійович Земляной2, Дмитро Вікторович

    Товпеко1, Сергій Валерійович Чеботарев1

    1 ФГБВОУ ВО «Військово-медична академія імені С. М. Кірова» МО РФ. 194044, Россия, г. Санкт-Петербург, вул.

    Академіка Лебедєва, д. 6

    2 ФГБВОУ ВО «Санкт-Петербурзький державний педіатричний медичний університет» МОЗ

    Росії. 194100, г. Санкт-Петербург, вул. Литовська, д. 2

    Контактна інформація: Лідія Іванівна Калюжна - доктор медичних наук, старший науковий співробітник

    НДО (медико-біологічних досліджень) науково-дослідного центру. E-mail: Ця електронна адреса захищена від спам-ботів. Вам потрібно увімкнути JavaScript, щоб побачити її.

    РЕЗЮМЕ: Метою огляду є вивчення світового досвіду використання біоматеріалів пуповини в тканинної інженерії і 3Б-біопечаті. Найважливіший компонент тканинної інженерії - матрикс (каркас, скаффолд), в нього мігрують, прикріплюються і функціонують клітини. Матрикс завдяки своїй тканеспеціфічной структурі інтегруються в тканину пацієнта, надаючи фактори росту і молекули клітинної адгезії для прикріплення, розмноження, диференціювання і функціонування клітин. Клітини, якими заселяють матрикс в біореакторі перед трансплантацією конструкції, або резидентні клітини, рекрутованих в трансплантований позаклітинний матрикс, і клітинно-матриксних взаємодії - настільки ж необхідні компоненти тканинної інженерії. Крім тривимірних конструкцій на основі безклітинних матриксов, для створення органів і тканин ex vivo розробляються програмні комплекси 3Б-біопечаті - інноваційного методу створення тканин на основі гідрогелю та клітин, заселених за допомогою комп'ютерного біопринтера. Вимоги до гідрогелю в цілому близькі до вимог для тканеінженерной матриксов і полягають в неіммуногенності, биоразлагаемости в прогнозоване час, нецітотоксічності, здатності надавати клітинам чинники зростання. Через обмеженість донорського прижиттєвого матеріалу, складності оформлення кадаверних біоматеріалу та законодавчої заборони трансплантації ксеногенних тканин і органів людини, пошук відповідного гомологичного біоматеріалу для виготовлення тканеінженерной матриксов і гідрогелів для біопрінтірованія триває. Гомологічними доступним біоматеріалом з збереженим регенеративним потенціалом є пуповина людини. Будучи екстраембріональной тканиною, пуповина позбавлена ​​недоліків, властивих матриксу постнатальних тканин. Регенераторні фактори пуповини обговорюються в світлі їх потенційного використання для тканинної інженерії і регенеративної медицини. Провізорні органи завдяки доступності і неінвазивності отримання у здорових молодих донорів бачаться чудовим джерелом гомологичного біоматеріалу для отримання матриксов, клітин і гідрогелів для потреб тканинної інженерії і регенеративної медицини.

    КЛЮЧОВІ СЛОВА: біоматеріали; позаклітинний матрикс; Вартон холодець пуповини людини; скаффолд; гідрогель.

    ANALYSIS OF THE WORLD EXPERIENCE IN THE USE OF UMBILICAL CORD BIOMATERIAL IN TISSUE ENGINEERING AND 3D BIOPRINTING

    © Lidia I. Kalyuzhnaya1, Dmytry A. Zemlyanoy2, Dmitriy V. Tovpeko1, Sergei V. ChebotareV

    1 S.M. Kirov Military Medical Academy. Akademika Lebedeva str., 6. Saint-Petersburg, Russia, 194044

    2 Saint-Petersburg State Pediatric Medical University. Litovskaya str., 2. Saint-Petersburg, Russia, 194100

    Contact Information: Lidia I. Kalyuzhnaya - MD, D.Sc. (Medicine), Senior researcher, Biomedical department, Science Research Center. E-mail: Ця електронна адреса захищена від спам-ботів. Вам потрібно увімкнути JavaScript, щоб побачити її.

    ABSTRACT: The purpose of this review is to study the world experience in the use of umbilical cord biomaterials in tissue engineering and 3D-bioprinting. The most important component of tissue engineering is matrix (frame, scaffold), cells migrate, attach to it and function there. Due to their tissue-specific structure, matrices are integrated into the patient's tissue, providing growth factors and cell adhesion molecules for cell attachment, reproduction, differentiation and functioning. The cells that inhabit the matrix in the bioreactor before the transplantation, or resident cells recruited into the transplanted extracellular matrix, and cell-matrix interactions are equally necessary components of tissue engineering. In addition to three-dimensional structures based on acellular matrices for the creation of organs and tissues ex vivo, developed systems 3D-bioprinting as an innovative method of creating tissues based on hydrogel and cells populated by a computer bioprinter. The requirements for hydrogel are generally close to the requirements for tissue-engineered matrices, and consist in non-immunogenicity, biodegradability in the predicted time, non-cytotoxicity, the ability to provide growth factors to cells. Due to the limited availability of donor in vivo material, the difficulty of obtaining of cadaveric biomaterial, and the legal prohibition of human xenogenic tissue and organ transplantation, the search for a suitable homologous biomaterial for the manufacture of tissue-engineered matrices and hydrogels for bioprinting continues. Homologous available biomaterial with preserved regenerative potential is the human umbilical cord. Being an extraembryonic tissue, the umbilical cord is devoid of defects inherent in postnatal tissue matrices. The regenerative factors of the umbilical cord are discussed in light of their potential use for tissue engineering and regenerative medicine. Due to the availability and noninvasiveness of obtaining from healthy young donors, umbilical cord is seen as an excellent source of homologous biomaterial for the production of matrices, cells and hydrogels for the needs of tissue engineering and regenerative medicine.

    KEY WORDS: biomaterials; extracellular matrix; Wharton's jelly human umbilical cord; scaffold; hydrogel.

    ВСТУП

    Трансплантаційна медицина - це динамічно розвивається область прикладних медичних досліджень, трансплантація - ефективний метод лікування важких захворювань і пошкоджень тканин і органів. Незважаючи на успіхи трансплантології, велике число пацієнтів продовжують потребувати рятівної операції, і їх число зростає. Брак доступних донорських органів для пересадки призводить до загибелі пацієнтів, які очікують відповідного донора. Навіть вважається «золотим стандартом» аутодермопластика залежить від того, чи-мітірованності донорського матеріалу. Тому виникла концепція тканинної інженерії і тривимірної біопечаті як універсального

    способу створення в лабораторних умовах функціонують тканин з використанням біоматеріалів, які називаються «Матрикс» ( «скаффолдамі», «каркасами») і гідрогелю, а також клітин з регенераторні можливостями.

    Ключові компоненти, відповідальні за успіх тканинної інженерії - це матрикс як просторова тривимірна структура для прикріплення клітин; клітини, що продукують власні матриксні компоненти, і кле-точно-матриксних взаємодії, направляючі поведінка клітин для подальшого ремо-делірованія пошкодженої тканини.

    Матрикс під час свого існування в організмі реципієнта допомагає прикріплятися власним пацієнт-специфічним клітинам

    і підтримує їх зростання під час розвитку тканин. У ньому збережені структурні і функціональні молекули, достатні і необхідні для функціонування і фенотипической пластичності резидентних клітин. Тканеспеці-фічний, біосумісний, біорозкладаний НЕ-імуногенний матрикс може бути виготовлений на замовлення і зберігаємо в стерильних умовах. Стати тканеінженерной трансплантатом він може після попереднього заселення його клітинами в біореакторі, або залишитися безклітинним трансплантатом для тимчасового функціонування, під час якого він заселяється резидентними клітинами пацієнта [20]. Результатом життєдіяльності заселених в трансплантований матрикс клітин є процеси його деградації і синтез клітинами компонентів власних тканин, або ремоделирование тканини.

    Матрикс можуть бути виготовлені з ксено-генних і донорських тканин, а також з компонентів - біополімерів: природних органічних матеріалів (хітозан, фиброин шовку, ДПА-луронан, фібрин, колаген), неорганічних матеріалів (гідроксиапатит), синтетичних полімерів (Полілактид, силікон) , біокераміка [26]. Синтетичні полімери неімму-ногенни, легко обробляється і керовані в своїх механічних властивостях. Матрикс з природних матеріалів притаманні биоактивность, биоразлагаемость і наявність поверхневих лігандів для адгезії клітин [47]. Втративши клітини, тканина зберігає компоненти нативного позаклітинного матриксу (ВКМ) з фіксованими на ньому факторами зростання. Тому децеллюлярізірованние матриксу донорських тканин можна розглядати як найбільш привабливу конструкцію для тканинної інженерії.

    Гідрогелі для 3Б-біопечаті - це в'язко-пружні зберігають задану форму матеріали, в які заселяють пацієнт-специфічні або алогенних клітини для їх прикріплення, проліферації і функціонування. Прийнято вважати, що гідрогелю повинні володіти, крім біологічно важливих характеристик (нецітотоксічность, биоразлагаемость і т.д.) і здатністю до затвердінню.

    Існуючі комерційні продукти на основі ВКМ, використовувані в тканинної інженерії, отримані з тканин ссавців (Epic ™, Prima ™ Plus, Hancock® II, Mosaic®, Freestyle®, Perimount® - протези клапанів серця; CopiOs® - протез для регенерації кісток, Zimmer Collagen Repair Patch ™, MatriStem®, Oasis®, Restore ™, FortaFlex®,

    Strattice ™, TissueMend®, CorMatrix ™, Meso BioMatrix ™, Permacol, Synergraft® - протези для регенерації м'яких тканин з біоматеріалу свині; Lyoplant® - протез твердої мозкової оболонки з тканин великої рогатої худоби, OrthAdapt® - протез для відновлення хронічних ран з тканин коні) або трупних тканин (дермальниє конструкти Alloderm, Karoderm, SureDerm для відновлення м'яких тканин, IOPatch ™ - імплант для застосування в офтальмології) . В експериментах досліджують біоматеріал хітозан, фиброин шовку - продукти діяльності комах; вивчають безклітковий матрикс шкіри риб як покриття для ран [39]. Протези з ксеногенних тканин створюють проблеми через імунологічних реакцій і ризику передачі пріонів [23, 45]. Відповідно до Федерального Закону №180 РФ (ФЗ №180) «Про біомедичні клітинні продуктах» ксеногенні біоматеріали заборонені до трансплантації. пошук оптимального біоматеріалу для виготовлення трансплантатів на основі тканеінженерной конструкцій і гідрогелів, що зберігає регенераторні потенції і гомологичного за походженням, залишається надзвичайно актуальним для науки. Таким етично і законодавчо прийнятним, а найголовніше - зберігає регенераторні молекули в своєму складі біоматеріалом, на наш погляд, є внеембріональний орган - пуповина.

    Метою дослідження був аналіз світового досвіду використання внеембріональних тканин людини в тканинної інженерії і 3D-6to-друку. Завданням було узагальнення відомих до теперішнього часу фактів, що підтверджують регенеративні властивості внеембріональних тканин, в тому числі пуповини, для обгрунтування можливості використання їх позаклітинних структур в тканинної інженерії і регенеративної медицини, а також 3D-біопечаті.

    Біоматеріал ДЛЯ матриксу і гідрогель

    Складні природні молекули біополімерів, як вважалося раніше, забезпечують пасивну механічну підтримку тканинних клітин. Роботи останніх років показали, що природна жорсткість і тривимірність ВКМ може бути суттєвим фактором клітинної адгезії [54]. ВКМ для тканеінженерной конструкції в ідеалі повинен бути виготовлений з тієї ж тканини, для відновлення якої він передбачений. Тканеспеціфічность матриксу, тривимірність, композиція, пористість - НЕ-

    обхідні умови для заселення його клітинами, їх поширення і диференціювання в функціонуючі елементи. Тканеспеціфіч-ний донорський біоматеріал для виготовлення матриксу надзвичайно обмежений; юридичні та етичні складності оформлення документів при посмертному донорстві (ФЗ №180) подовжують час отримання біоматеріалу на шкоду його життєздатності. Діяла до цього часу на території РФ Директива Начальника ГВМУ МО РФ «Про організацію заготівлі і трансплантації донорських органів у військових лікувальних закладах» в даний час не є актуальною [3]. Тому пошук оптимального біоматеріалу для створення трансплантатів триває.

    протягом життя людини склад, структура його тканин піддаються змінам. перенесені хвороби, пороки розвитку, вікові зміни, наслідки стресів, прийому ліків, впливу шкідливих умов праці або області проживання істотно змінюють компоненти і архітектуру тканин. З віком накопичуються зшивання колагену через його неферментного гликозилирования в тканинах людини, зменшується вміст речовин, що утримують воду в міжклітинному просторі. Металлопротеінази, що розщеплюють основні складові ВКМ колаген I і III, протеоглікани і глікозаміноглікани (GAG), призводять до зниження пружності тканин. Втрата компонентів ВКМ разом зі збільшенням поперечних зшивок колагену призводить до погіршення біомеханічних властивостей тканини. Рівні фибронектина збільшуються з віком [32], погіршуючи зв'язування клітин через інте-гріновие рецептори з ВКМ. вікові зміни донорських тканин неминуче погіршують властивості матриксу. На певному етапі розвитку тканинної інженерії цей аргумент спонукав багатьох дослідників знехтувати негативними особливостями ксеногенних тканин саме тому, що максимальний вік великих тварин - потенційних донорів біологічного матеріалу - істотно менше, ніж людини [34].

    кадаверних і алогенних біоматеріали неоптимальні для тканинної інженерії ще й з причин втрати тканинами після народження регенераторних потенцій. Тканини ембріона і провізорних органів мають особливі компоненти, що забезпечують на етапах гестації процеси регенераторного відновлення, подібні до онтогенетичними процесами розвитку плода. ВКМ тканин плода і внеембріональних органів складається з незрілого колагену з мень-

    шими сшивками, що сприяє ефективному ремоделированию тканини [7, 34]. Тому можна припустити, що ВКМ з плодових або внеембріональних тканин забезпечить більш конструктивне тканеобразованіе, ніж ВКМ постнатальних тканин. Внеембріональние органи позбавлені вікових особливостей - наслідків патологічного ремоделювання, фіброзу, окисного стресу та інших негативних змін [31].

    Амніон і пуповина після народження дитини знищуються як біологічний відхід. Вони являють собою відповідний гомологічний джерело внеембріональной тканини, доступний в достатній кількості без будь-яких етичних обмежень після пологів у здорових обстежених жінок, що зберігає у своїй структурі молекули, що сприяють регенерації, а також абсолютно невитратний [28, 35].

    У нашому дослідженні ми зосередилися на використанні пуповини людини як біоматеріалу для створення ВКМ і гідрогелів для 3Б-біопечаті. Згідно з опублікованими даними, біоматеріал пуповини володіє доведеними регенераторні властивості. Це проявляється в безрубцеве відновленні ушкоджень шкіри і епітеліальних тканин плода на середніх термінах гестації, і в прискореному загоєнні ран плода в кінці вагітності [35, 37]. Фетальний фенотип позаклітинного ма-Трікс несе в своєму складі фактори росту і молекули клітинної адгезії, що сприяє міграції клітин в безклітинну конструкцію, вміщену в зону пошкодження [31].

    ВКМ з пуповини здатний до тривалого функціонування, Біорозкладаних, нецітотоксічен, завдяки складом близький до компонентів шкірних покривів. Це робить пуповину чудовим біоматеріалом для отримання матриксу, здатним надати фактори регенерації, і гідрогелю для 3Б-біо-друку.

    Регенераторна властивості ТКАНЕЙ ПУПОВИНИ

    Конкретизовано п'ять клітинних і молекулярних аспектів механізмів регенеративного загоєння ран плода: фактори росту, запальна реакція і цитокіни, ВКМ, його механічні характеристики, стовбурові клітини [58].

    Трансформуючий фактор росту ТОР-Р3 у плода домінує над ТОР-Р1 і ТОР-Р2, у дорослих спостерігається відносне збільшен-

    ня експресії TGF-? l і TGF-? 2 в ранах в порівнянні з TGF-? 3. Підвищені рівні TGF-? 3 і вище відношення TGF-? 3 / TGF-? 1 можуть бути вирішальними для освіти більш еластичних рубців [43].

    Нейтрофілів в ранах плода мало, вони мають малі розміри, містять мало гранул, тому і синтез прозапальних цитокінів низький. Особливість клітинної відповіді на пошкодження в ранах плода є результатом зниження рекрутингу, а не самого дефіциту клітин. Особливості клітинних реакцій при запаленні у плода складаються в невиразності клітинної інфільтрації, а також специфічної експресії цитокінів. Активовані макрофаги відіграють велику роль в загоєнні ран у дорослих, але вони, очевидно, відсутні в ранах плодів мишей на середині гестації [50]. Причини цього - більш низькі рівні профібротіческо-го тромбоцитарного фактора росту PDGF, що пояснюють низький рекрутинг моноцитів в рану плода; низькі рівні експресії молекул сімейства TGF-? 1 в фетальної тканини, через що не відбувається перетворення моноцитів в макрофаги; і роль TGF-? 3 як стоп-сигналу для термінальної диференціювання моноцитів [8]. Нечисленність огрядних клітин в ранах плода в середині вагітності, їх менша зрілість (в них менше гранул), нездатність до дегра-нуляціі при пошкодженні пояснюють слабови-вираз судинну реакцію у відповідь на травму; в порівнянні з мастоцитами дорослих вони вивільняють більш низькі рівні гістаміну, TGF-? 1 і TNF-a [56].

    У ранах, сироватці крові та навколоплідних водах плода в ранні терміни вагітності виявлені високі рівні IL-10, і в зіставленні з рівнями дорослих знижені провоспа-лительного цитокіни IL-6 і IL-8. Гіперекспресія IL-10 за допомогою вірусних векторів приводила до регенеративній загоєнню ран плода зі зниженням клітинної інфільтрації, характерною для плода депозиции колагену, регенерації шкірних придатків, і повного загоєння ран, не відрізняються від навколишньої шкіри [27]. Ці результати показують, що рання експресія протизапального IL-10 ініціює каскад подій, який призводить до фенотипу безшрамового загоєння рани. Таким чином, у феномені безрубцеве-го загоєння ран плода важливу роль відіграє клітинний склад тканини і специфіка синтезу клітинами цитокінів.

    Колагени I, III типу і велика кількість гіалуронана (НА) - не просто ключові компоненти ма-Трікс, вони визначають безрубцеве загоєння

    фетальних ран. колаген в ранах плода відкладається у вигляді тонкої сітки, неотличимой від навколишнього неушкодженою тканини, в постнаталь-них ранах - у вигляді щільно розташованих паралельних пучків [17]. Співвідношення колагену III типу і I типу вище в ранах плода, ніж в пост-натальних ранах. Одиночна субодиниця колагену III може сприяти хемотаксису множинних прогеніторних типів клітин in vitro та здатна рекрутувати клітини з маркерами мультипотентні при ін'єкції in vivo [5]. Невелика кількість поперечних зшивок колагену асоціюється з більш еластичною структурою безшрамового відновлення.

    У минулому вважався пасивним структурним компонентом, НА відіграє значну роль в загоєнні ран, стимулюючи міграцію, диференціювання і проліферацію клітин. НА високого молекулярного ваги притаманний тканин плода, його підвищений рівень відзначають протягом 3 тижнів після травми. У ранах дорослих переважає низькомолекулярний НА, його рівень минуще швидко підвищується після пошкодження. НА підсилює вироблення клітинами і TGF-? 3, і колагену III типу [6].

    Біодеградація і ремоделирование ВКМ необхідні для відновлення тканини після пошкодження [53]. Імплантовані безклітинні біоматеріали після заселення клітинами також повинні бути зруйновані і замінені власними структурними елементами; ВКМ - надзвичайно динамічне середовище.

    відомі клітинні і ферментні механізми деградації ВКМ. Нейтрофіли у вогнищі запалення руйнують матриксні структури киснево пероксидазами; макрофаги - протеолітичнимиферментами. ма-тріксние металлопротеінази - адамалізі-ни - націлені на широкий спектр компонентів ВКМ; ідентифіковані понад 41 MMP у людини [53].

    Результатом руйнування ВКМ є пептидні фрагменти з потужною біоактивністю. Наприклад, деградація фібронектину призводить до утворення факторів росту ендотелію судин (VEGF), фактора росту фіброб-ластів FGF- ?, TGF-? [52]. Пептид Arg-Gly-Asp (RGD) присутній в Фібронектин, коллагене, вітронектину, остеопонтін і є одним з найбільш добре відомих продуктів деградації ВКМ. RGD-послідовно-ність - це сайт клітинного прикріплення интегринов. Фахівці тканинної інженерії користуються пептидом RGD для створення полімерів з покращеними властивостями клітинної адгезії [22].

    Тканеобразующіе процеси йдуть паралельно з явищами деградації ВКМ. Фіброб-ласти плода забезпечують ранню депозицию колагену в ложі рани, що відрізняє відповідь фі-бробластов дорослого на ТОР-Р1. Ці особливості говорять про те, що фібробласти плоду запрограмовані на освіту більш регенеративного ВКМ [35].

    Мутації з втратою деяких білків ВКМ, таких як фибронектин, ламінін або колаген, є летальними для ембріона [4], це свідчить про те, що роль білків ВКМ під час розвитку ембріона критична. Дефекти пуповини з порушенням структури і складу Вартоновим холодцю також призводять до нежиттєздатності плода та новонародженого [33].

    описані особливості тканин плода дозволяють припустити, що ВКМ, створений з провізорних органів, здатний забезпечити сприятливе середовище для міграції, проживання та функціонування клітин з утворенням ними тканин дорослого реципієнта.

    Позаклітинного матриксу Вартоновим драглям ПУПОВИНИ ЛЮДИНИ

    Розуміння біологічної основи фенотипу плоду дозволяє використовувати особливості будови і регенераторні потенції екстраембріональних тканин для відновлення тканин в постнатальному періоді шляхом створення тканеінженерной конструкції, здатної як мінімум прискорити загоєння ушкоджень, або навіть повністю їх регенерувати.

    Безклітинні матриксу пуповини виконують функції забезпечення механічної міцності завдяки колагеновим волокнам, розтяжності - волокнам еластину, функції гідратації мікрооточення - завдяки про-теогліканам; зберігають біоактивні молекули для сигналінгу чинників зростання і протеїнів, які важливі для міжклітинних комунікацій, взаємодії клітин з матриксом і формування нового ВКМ. Властивості безклітинних матриксов внеембріональних тканин вказують на їх потенціал в організації тар-гетних органів.

    Застосовувані методи видалення клітин їх тканин, що класифікуються на фізичні, хімічні, біологічні та ферментативні, або поєднують ці підходи, спираються на загальний принцип руйнування клітинної мембрани для видалення всього клітинного вмісту [25, 48]. ВКМ тканин плода, включаючи пуповину, зі-

    тримає значно більшу кількість суль-фатірованних GAG, ніж будь-які постнатальні тканини. Тому протокол видалення клітин повинен бути оптимізований для збереження важливих регенераторних молекул (хондроїтин сульфат, гепарин, гепаран сульфат).

    Ефективне видалення внутрішньоклітинних компонентів і антигенних епітопів необхідно для мінімізації негативних імунних реакцій. Мінімальними критеріями, яким слідують в усьому світі, є: (а) <50 ng двухцепочечной ДНК / мг сухої ваги ВКМ; (Б) <200 пар нуклеотидів фрагмента ДНК; (В) відсутність видимого ядерного матеріалу в тканинних зрізах, забарвлених 4,6-діамідинів-2-фе-ніліндолом або гематоксиліном і еозином. Дотримання цих критеріїв призводить до ефективності матриксов в модельних системах in vivo [16]. Тканини пуповини містять істотно менше клітин в порівнянні з пісна-Тальне тканинами, особливо в Вартоновим драглям. Це дозволяє оптимізувати протокол видалення клітин з тканин пуповини, роблячи його максимально щадним для структурних компонентів.

    ТРИВИМІРНА пористий, гідрогелевий І ін'єкційних форм безклітинного матриксу З ПУПОВИНИ ЛЮДИНИ

    Експериментальні дослідження показують, що ін'єкції ВКМ в місце пошкодження у вигляді гідрогелю більш доцільні, ніж їм-Планти волокнистого ВКМ, так як в'язкі матеріали здатні підлаштовуватися під нерівномірність зони ураження з мінімальним пошкодженням тканин під час ін'єкції [31]. Для надання форми ін'еціруемих гідрогелю ВКМ ферментативно солюбілізіруют в рідку форму, яка самозбирається в гідрогель при фізіологічних рН і температурі [28]. Висока концентрація GAG в біоматеріалу пуповини визначає високу швидкість гелеутворення в порівнянні з ВКМ з пост-натальних органів свині з низьким вмістом глікозаміногліканів [31].

    стиснення при культивуванні - суттєва особливість гидрогелей ВКМ з пісна-тальних тканин. Цей феномен характерний для колагенових гелів, засіяних фибробласта-ми, що виробляють напруга матриксу під час висунення і втягування псевдоподий [10]. Гідрогелі з нервової тканини і сечового міхура свині значно скорочувалися при 3Б-культивуванні мезенхімальних стовбура-

    вих клітин (MSC) з Вартоновим холодцю пуповини людини. Скорочення гідрогелю ВКМ пуповини людини при культивуванні фибро-бластів відбувається значно повільніше, ніж в тканинах тварин [31]. Цілком очевидно, що компоненти ВКМ пуповини, завдяки меншій контрактильности матриксу, поряд з клітинами вносять свій внесок в фетальний фенотип загоєння.

    Пуповина є не тільки чудовим біоматеріалом для отримання матриксов, а й джерелом мультіпотентних MSC, що володіють унікальним поєднанням властивостей феталь-них і постнатальних клітинних фенотипів, високою проліферативною активністю і диф-ференціровочним потенціалом, відсутністю туморогенну, стабільністю каріотипу, імуномодулюючими можливостями. по суті, внеембріональний біоматеріал - перспективний об'єкт кріохраненія для потреб культивування MSC і застосування їх для ре-целлюлярізаціі тканеінженерной конструкцій таргетних органів.

    СФЕРИ ВИКОРИСТАННЯ ПУПОВИНИ В ТКАНИННОЇ ІНЖЕНЕРІЇ

    Безклітинні каркаси судин пуповини історично раніше використовувалися для створення тканеінженерной графтов судин. В даний час ВКМ інвертованих судин пуповини досліджують при відновленні голосових зв'язок [11], як матеріал для імплантації на місце пошкоджених клапанів серця [21], як кондуїт для регенерації нерв-

    них волокон [31, 57]. Трансплантація нативної-го Вартоновим холодцю покращувала неврологічні функції при пошкодженні головного мозку в експерименті [13]. Тривимірний губчастий матрикс пуповини у вигляді ліофілізованих пластин з високою гігроскопічністю виявився ефективним поглиначем раневого ексудату [9] (рис. 1).

    Амніотичну мембрану в обробленому і необробленому вигляді з успіхом застосовували як тимчасове покриття для ран [2, 14, 49] (рис. 2), а також в офтальмології. ВКМ Варто-нова холодцю виявився чудовим фідером для культивування клітин [18, 40].

    Клітини з властивостями стовбурових з амніо-тичного епітелію, Вартоновим холодцю і ендотелій судин пуповини вже використовуються в клітинної терапії в клінічній практиці [1, 49]. Мембрани, що складаються з фібрилярних і нефібріллярних компонентів ВКМ, вироблені MSC Вартоновим холодцю пуповини людини, запропоновані в якості біоінженерних тканеподобних конструкцій [30]. Позаклітинний матрикс незрілої пуповини середини ге-стації потенційно може бути використаний в тканинної інженерії урологічних та гінекологічних конструкцій, оскільки фетальний фенотип тканини цього терміну розвитку дозволяє отримати матрикс, який сприяє загоєнню регенераторного типу, але без відновлення шкірних придатків, що оптимально для цих галузей медицини.

    Для реконструкції нервових і м'яких тканин застосування ВКМ в формі гідрогелю клінічно більш прийнятно, оскільки ці

    Мал. 1. З-пористий безклітковий матрикс пуповини. Електронна мікроскопія поверхні (Б) і поперечного перерізу (Е) скаффолда. Висока пористість і взаємопов'язаність компонентів скаффолда очевидні (цит. За: [9])

    огляди

    47

    матеріали зберігають біологічну активність з перевагою in situ полімеризації, яке передбачає мінімально інвазії-ву методику доставки. Ін'єкційні гідрогелі, отримані з ВКМ Вартоновим холодцю, в експерименті були застосовані для лікування інсульту [31].

    3D-БІОПЕЧАТЬ - ІІНОВАЦІОННАЯ ТЕХНОЛОГІЯ СТВОРЕННЯ ТКАНЕЙ І ОРГАНІВ

    Метод пошарового нанесення матеріалів, тверднуть під дією ультрафіолетових променів, і названий Ч. Халлом в 1986 році Стереолітографія [41], став прообразом системи тривимірної (3Б) друку [29]. Друкуюча головка 3Б-принтера видавлює, переносить або перетворює через спеціальне сопло вихідні матеріали в двомірної площини. За затвердевании кожного шару починається печатка. 3Б-друк останнім часом застосовують в харчовій промисловості, архітектурі, машинобудуванні, мистецтві, фармацевтиці, будівництві. Конструктивна ідея технології створення просторового об'єкта проникла і в медицину, спочатку в протезування і імплантацію, а пізніше і в трансплантології, де для створення біологічного об'єкта використовують тривимірні конструкції з біоактивних молекул і клітини. Технологія отримала назву 3Б-біопечаті [29, 60].

    Немедичне вживання 3Б-біопеча-ти - це створення тривимірних функціональних моделей людських органів і тканин для токсікологоіческіх, фармакологічних і радіологічних досліджень, а також для моделювання захворювань людини in vitro і in vivo. Технологія біопечаті може бути використана для нового індустріального способу виробництва м'яса, шкіри, на відміну від традиційних сільськогосподарських, харчових, аграрних та індустріальних технологій.

    програмне забезпечення та механічні пристрої подачі матеріалу в 3D - біопечаті аналогічні класичної 3D-друку і включають в себе біопринтер, який виступає аналогом друкованого преса, клітини, які, подібно до чорнила, наносять на основу конструкції - гідрогель (біобумага), що знаходиться в просторі комп'ютерно змодельованої потрібної форми.

    Гідрогель являє собою аналог природного позаклітинного матриксу (ВКМ) створюваної тканини - тривимірну конструкцію з білків і протеогліканів. Завдяки архітектурі і механічними властивостями, наявності молекул клітинної адгезії і факторів росту, ця конструкція підтримує прикріплення, розселення і диференціювання клітин, передачу сигналів взаємодії клітин між собою і матриксом.

    Регенеративна медицина останніх десятиліть зробила величезний стрибок у технологіях виділення, накопичення клітин, їх направ-

    ленной диференціювання, в дослідженні властивостей клітинних популяцій. Енергійно розвивається і область медико-біологічних досліджень по отриманню гідрогелів для 3Б-біопечаті.

    Гідрогелі можуть бути як природного (природного), так і синтетичного походження. В основі природних гідрогелів - полі-Сахарідний, білкові і поліпептидні з'єднання. Прикладами гідрогелів на основі природних полісахаридів, досліджуваних в даний час в регенеративної медицини, є альгінат [24], целюлоза [12], хітин, хітозан [15], декстран, агароза, гіалуронова кислота [28], пектин [38], крохмаль, ксантановая камедь. Гідрогелі на основі білкових з'єднань отримані з колагену [44], фібрину, шовку, кератину, еластину [51], желатину. Синтетичного походження гідрогелю отримують з полівінілового спирту, Поліакрили-

    да, полиетиленоксиду (поліоксиетилен), полі-етиленгліколю [59].

    Основні вимоги до матеріалу гідрогелю для біопечаті - його неіммуногенность, біосумісність, нецітотоксічность, прогнозована біодеградіруемие, тканеспеці-фічность і певні механічні характеристики. Таблиця 1 демонструє окремі властивості природних гідрогелів, деякі з них неприйнятні для регенеративної медицини за біологічними або фізичними характеристиками (наприклад, відсутність біодеградації або погані механічні властивості), більшість - з-за ксеногенної природи біоматеріалу.

    Природні гідрогелю мають більш високу біосумісність порівняно з синтетичними. Вони легше піддаються биоразложению в присутності різних ферментів (металопротеїназ, лізоциму, плазміну, ДПА-

    Таблиця 1

    Деякі властивості гідрогелів, використовуваних в біопечаті [41]

    Основа гідрогелю Походження (джерела отримання) Механізм гелеобразования Механізм біодеградації Біологічні і механічні властивості

    Колаген I Природний пептид (ссавці) • Під впливом рН. • Під впливом температури (37 ° С). • У присутності фібрину • Ферментативний (ММП) • Чудова биосовместимость. • Погані механічні властивості

    Желатин Природний пептид (ссавці) • Температурний. • Ферментативний. • фотополімеризаційні. • У присутності альгінату. • У присутності альгінату / фібриногену. • У присутності фібриногену • Розчинення при 37 ° С. • Ферментативний (ММП) • Відмінно біосумісний. • Низька швидкість гелеутворення. • Погані механічні властивості

    Фібрин Природний пептид (ссавці) • Ферментативний (тромбін) • Ферментативний (плазмін) • Відмінно біосумісний. • Висока швидкість гелеобра-тання. • Висока швидкість деградації. • Погані механічні властивості

    Гіалуронана Натуральний полісахарид (ссавці) • фотополімеризаційні. • Хімічний. • Золоті наночастинки • Ферментативний (гіалуро-нідаза) • Добре біосумісний. • Низька швидкість гелеутворюючого-вання. • Погані механічні властивості

    Альгінат Натуральний полісахарид (морські водорості) • Іонний (в присутності Са2 +) • Іонне зміщення (№ + для Са2 +) • біосумісний. • Висока швидкість гелеобра-тання. • Простий у використанні. • Висока пристосовність

    Агароза Натуральний полісахарид (морські водорості) • Під впливом температури (32 ° С) • Чи не біодегра-діруемий • Помірно біосумісний • Складний для друку

    луронідази), утворюючи при цьому біосумісні продукти метаболізму, швидко виводяться з організму. Синтетичні гідрогелю механічно більш міцні, ніж природні, і мають більш низьку швидкість деградації.

    Застосування гідрогелю для біопечаті визначають такі фізико-хімічні параметри, як його реологічні властивості (в'язкість і розрідження при зсуві) змішувальні механізми (механізм гелеутворення). Фізичне зшивання включає в себе іонні взаємодії і водневі зв'язку; хімічне зшивання полягає в освіті ковалентних зв'язків під впливом фотоініціації або ферментативного каталізу). існує чотири основні класи гідрогелів за механізмом зшивання: термочутливих гідрогелю; гідрогелю, що зшиваються іонним шляхом; гідрогелю з ферментативним сшиванием і фотополі-мерізуемие гідрогелю [41].

    цілком очевидно, що ідеальний гель буде, швидше за все, композитним, його біологічні характеристики будуть забезпечені природними полімерами людини, а механічні властивості гідрогелю будуть створені за допомогою синтетичних полімерів, біоразлагающейся зі швидкістю, порівнянної зі швидкістю ре-моделювання, і технологій зшивання [19].

    ВИСНОВОК

    Активно тривають пошуки біоматеріалу для виготовлення гідрогелю [41]. Окремі компоненти природних біополімерів (наприклад, колаген або НА) не є ідеальними для складних процесів життєдіяльності заселяють їх клітин. Надлишок колагену в середовищі гальмує вироблення фібробластами нового колагену і тому неоптимальний для ре-моделювання тканини. Лише збалансований композиційний склад ВКМ тканин людини, що володіє до того ж і факторами регенерації, зможе бути сприятливим середовищем для функціонування клітин. Навіть при недосконалості механічних властивостей гідрогелю з гомологичного біоматеріалу він з'явиться найважливішою композиційної частиною середовища, в якій механічні властивості будуть посилені за допомогою технологічних процесів обробки біоматеріалу або застосування синтетичних полімерів. Цілком очевидно, що гомологичное походження біоматеріалу пуповини для виробництва гідрогелю виявиться пріоритетним, так само як і його регенераторні характеристики. Біоматеріал пуповини доступний, процедура його отримання неінвазів-

    на, технологія виготовлення гідрогелю досить проста.

    в даний час активно розробляються так звані смарт-гідрогель [36, 42, 55]. У порівнянні з традиційними, інтелектуальні гідрогелю мають унікальні характеристики контрольованого золь-гель переходу, мають певну форму пам'яті, здатність до самосборке. Властивість солю-білізірованного бесклеточного каркаса Варто-нова холодцю пуповини полимеризоваться в гель при температурі 37 ° С і рН 7,40 дозволяє застосовувати його в ін'єкційної формі [31, 46] і дає підстави розглядати його як важливу частину композитного гідрогелю для 3Б-біопеча- ти. Таким чином, пуповина людини є чудовим природним матеріалом для створення тканеінженерной трансплантатів і гідрогелів для 3Б-біопечаті.

    3Б біопечать - це інноваційна й перспективна область сучасної медицини. У міру того як галузі інженерії, матеріалознавства, біології та медицини сходяться, стане можливим розробити більш точні і більш складні тканеспеціфічние конструкції з використанням 3Б-біопринтера.

    ЛІТЕРАТУРА

    1. Арутюнян І.В., Макаров А.В., Єльчанінов А.В., Фатхудинов Т.Х. Мультипотентні мезенхімальні стромальні клітини пупкового канатика: біологічні властивості і клінічне застосування. гени & Клітини. 2015; 10 (2): 30-38.

    2. Гаїна Ю.М., Кисельова Е.П., Шахрай С.В. Обгрунтування застосування комплексного трансплантата на основі амніотичної мембрани і мезенхімальних стовбурових клітин з жирової тканини для відновлення цілісності шкірних покривів. Новини хірургії. 2012; 20: 9-16.

    3. Івашкін А.І. Відновлення епітеліальних тканин з використанням кріоконсервованих життєздатних дермотрансплантатов і живого еквівалента шкіри. Автореф. дис. ... докт. мед. наук. М .; 2009.

    4. Строєв Ю.І., Чурилов Л.П., ред. Системна патологія сполучної тканини: Керівництво для лікарів. СПб .: ЕЛБІ-СПб; 2014.

    5. Agrawal V., Siu B.F., Chao H., Hirschi K.K., Rabom E., Johnson S.A., Tottey S., Hurley K.B., Medberry C.J., Badylak S.F. Partial characterization of the Sox2?>cell population in an adult murine model of digit amputation. Tissue Eng. Part A. 2012; 18: 1454-1463.

    6. Alaish S.M., Yager D., Diegelmann R.F., Cohen K. Biology of fetal wound healing: hyaluronate receptor expression in fetal fibroblasts. J. Pediatr. Surg. 1994; 29: 10401043.

    7. Badylak S.F. Decellularized allogeneic and xenogeneic tissue as a bioscaffold for regenerative medicine: factors that influence the host response. Ann. Biomed. Eng. 2014; 42: 1517-1524. Available at: https://doi.org/10.1007/ s10439-013-0963-7 (accessed: 07.02.2019).

    8. Barrientos S., Stojadinovic O., Golinko M.S. Growth factors and cytokines in wound healing. Wound Repair Regen. 2008; 16: 585-601. Available at: D0I: 10.1111 / j.1524-475X.2008.00410.x (accessed: 07.02.2019).

    9. Beiki B., Zeynali B., Seyedjafari E. Fabrication of a three dimensional spongy scaffold using human Wharton's jelly derived extra cellular matrix for wound healing. Materials science & Engineering C. Materials For Biological Applications. 2017; 78: 627-638.

    10. Brown R.A. In the beginning there were soft collagen-cell gels: towards better 3D connective tissue models? Exp. Cell Res. 2013. (319): 2460. Available at: DOI: 10.1016 / j.yexcr.2013.07.001 (accessed: 07.02.2019).

    11. Chan R.W., Rodriguez M.L., McFetridge P.S. The Human Umbilical Vein with Wharton's Jelly as an Allo-geneic, Acellular Construct for vocal Fold Restoration. Tissue engineering: Part A. 2009 року; 15 (11): 3537-3546.

    12. Chang C., zhang L. Cellulose-based hydrogels: present status and application prospects. Carbohydr Polym. 2011 року; 84: 40-53. Available at: https://doi.org/10.1016/). carbpol.2010.12.023 (accessed: 07.02.2019).

    13. Cheng T., Yang B., Li D., Ma S., Tian Y., Qu R., Zhang W., Zhang Y., Hu K., Guan F., Wang J. Wharton's Jelly Transplantation Improves Neurologic Function in a Rat Model of Traumatic Brain Injury. Cellular and Molecular Neu-robiology. 2015; 35 (5): 641-649. Available at: https: // doi. org / 10.1007 / s10571-015-0159-9 (accessed: 07.02.2019).

    14. Choi J.S., Kim J.D., Yoon H.S., Cho Y.W. Full-thickness skin wound healing using human placenta-derived extracellular matrix containing bioactive molecules. Tissue engineering: Part A. 2013; 19: 329-339. Available at: DOI: 10.1089 / ten.TEA.2011.0738 (accessed: 07.02.2019).

    15. Coviello T., Matricardi P., Marianecci C., Alhaique F. Polysaccharide hydrogels for modified release formulations. J. Control. Release. 2007; 119: 5-24. Available at: DOI: 10.1016 / j.jconrel.2007.01.004 (accessed: 07.02.2019).

    16. Crapo P.M., Gilbert T.W., Badylak S.F. An overview of tissue and whole organ decellularization processes. Biomaterials. 2011 року; 32: 3233-3243. Available at: https: // doi.org/10.1016/j.biomaterials.2011.01.057 (accessed: 07.02.2019).

    17. Cuttle L., Nataatmadja M., Fraser J.F., Kempf M., Kim-ble R.M., Hayes M.T. Collagen in the scarless fetal skin wound: detection with picrosirius-polarization. Wound Repair Regen. 2005; 13: 198-204. Available at: https: // doi.org/10.1111/j.1067-1927.2005.130211.x (accessed: 07.02.2019).

    18. Dan P., Velot E., Francius G., Menu P., Decot V. Human-derived extracellular matrix from Wharton's jelly:

    an untapped substrate to build up a standardized and homogeneous coating for vascular engineering. Acta Biomaterialia. 2016. Available at: DOI: 10.1016 / j.act-bio.2016.10.018 (accessed: 07.02.2019).

    19. De Mori, A., Pena Fernandez, M., Blunn, G., Tozzi, G., Roldo, M. 3D Printing and Electrospinning of Composite Hydrogels for Cartilage and Bone Tissue Engineering. Polymers. 2018; 10 (3): 285. Available at: DOI: 10.3390 / polym10030285 (accessed: 07.02.2019).

    20. Eweida A.M., Marei M.K. Naturally Occurring Extracellular Matrix Scaffolds for Dermal Regeneration: Do They Really Need Cells? Biomed. Res. Int. 2015; 2015: 839694. Available at: DOI: 10.1155 / 2015/839694 (accessed: 07.02.2019).

    21. Francisco J.C., Cunha R.C., Cardoso M.A., Baggio Sim-eoni R., Mogharbel B.F., Picharski G.L., Silva Moreira Dziedzica D., Guarita-Souza L.C., Carvalho K.A.T. De-cellularized Amniotic Membrane Scaffold as a Pericar-dial Substitute: An In Vivo Study. Transplantation Proceedings. 2016 року; 48 (8): 2845-2849. Available at: https: // doi.org/10.1016/j.transproceed.2016.07.026 (accessed: 07.02.2019).

    22. Furth M.E., Atala A., Van Dyke M.E. Smart biomaterials design for tissue engineering and regenerative medicine. Biomaterials. 2007; 28: 5068-5073. Available at: DOI: 10.1016 / j.biomaterials.2007.07.042 (accessed: 07.02.2019).

    23. Galili U. Avoiding detrimental human immune response against Mammalian extracellular matrix implants. Tissue. Eng. Part B Rev. 2015; 21. (2): 231-241. Available at: http://dx.doi.org/10.1089/ten.TEB.2014.0392 (accessed: 07.02.2019).

    24. Gao C, Liu M, Chen J, Zhang X. Preparation and controlled degradation of oxidized sodium alginatehydrogel. Polym Degrad Stabil. 2009 року; 94: 1405-1410. Available at: https://doi.org/10.1016/j.polymdegradstab.2009.05.011 (accessed: 07.02.2019).

    25. Gilbert T.W. Strategies for tissue and organ decellularization. J. Cell Biochem. 2012; 113: 22172222. Available at: https://doi.org/10.1002/jcb.24130 (accessed: 07.02.2019).

    26. Glowacki J., Mizuno S. Collagen scaffolds for tissue engineering. Biopolymers. 2008; 89: 338-344. Available at: DOI: 10.1002 / bip.20871 (accessed: 07.02.2019).

    27. Gordon A., Kozin E.D., Keswani S.G. Permissive environment in postnatal wounds induced by adenoviral-mediated overexpression of the anti-inflammatory cytokine interleukin-10 prevents scar formation. Wound Repair Regen. 2008; (16): 70-79. Available at: https: // doi.org/10.1111/j.1524-475X.2007.00326.x (accessed: 07.02.2019).

    28. Herrero-Mendez A., Palomares T., Castro B., Herrero J., Granado M. H., Bejar J. M., Alonso-Varona A. HR007: a family of biomaterials based on glycosaminoglycans for tissue repair. J. Tissue Eng Regen Med. 2017; 11 (4): 989-

    1001. Available at: DOI: 10.1002 / term.1998 (accessed: 07.02.2019).

    29. Huang Y., Zhang X., Gao G., Yonezawa T. and Cui X. (2017), 3D bioprinting and the current applications in tissue engineering. Biotechnol. J., 12 (8): 1600734. Available at: DOI: 10.1002 / biot.201600734 (accessed: 07.02.2019).

    30. Jaimes-Parra BD, Garson I., Carriel V., Durand-Herrera D., Martin-Piedra MA, Garcia JM, Sanchez-Quevedo MC, Alaminos M., Campos A. Membranes derived from human umbilical cord Wharton's jelly stem cells as novel bioengineered tissue-like constructs. Histology and histopatology. 2018; 33 (2): 147-156. Available at: DOI: 10.14670 / HH-11-897 (accessed: 07.02.2019).

    31. Koci Z., Vyborny K., Dubisova J., Vackova I., Jager A., ​​Lunov O., Jirakova K., Kubinova S. Extracellular Matrix Hydrogel Derived from Human Umbilical Cord as a Scaffold for Neural Tissue Repair and Its Comparison with Extracellular Matrix from Porcine Tissues. Tissue Engineering Part C-Methods. 2017; 23 (6): 333-345. Available at: http://dx.doi.org/10.1089/ ten.TEC.2017.0089 (accessed: 07.02.2019).

    32. Kular J. K., Basu S., Sharma R.I. The extracellular matrix: Structure, composition, age-related differences, tools for analysis and applications for tissue engineering. Journal of Tissue Engineering. 2014; 5: 1-17. Available at: DOI: 10.1177 / 2041731414557112 (accessed: 07.02.2019).

    33. Kulkarni M.L., Matadh P.S., Ashok C., Pradeep N., Avinash T., Kulkarni A.M. Absence of Wharton's jelly around the umbilical arteries. Indian J. Pediatr. 2007; 74 (8): 787-789. Available at: https://doi.org/10.1007/ s12098-007-0142-7 (accessed: 07.02.2019).

    34. Kurtz A., Oh S.J. Age related changes of the extracellular matrix and stem cell maintenance. Prev. Med. 2012; 54:50. Available at: DOI: 10.1016 / j.ypmed.2012.01.003 (accessed: 07.02.2019).

    35. Leung A., Crombleholme T.M., Keswani S.G. Fetal wound healing: implications for minimal scar formation. Curr. Opin. Pediatr. 2015; 24: (3): 371-378. Available at: DOI: 10.1097 / MOP.0b013e3283535790 (accessed: 07.02.2019).

    36. Li X., Su, X. Multifunctional smart hydrogels: potential in tissue engineering and cancer therapy. Journal of Materials Chemistry B. 2018; 6 (29): 4714-4730.

    37. Lo D.D., Zimmermann A.S., Nauta A. Longaker M.T., Lorenz H.P. Scarless fetal skin wound healing update. Birth Defects Research. Part C. 2012; (96): 237-247. Available at: https://doi.org/10.1002/bdrc.21018 (accessed: 07.02.2019).

    38. Ma X., Wei R, Cheng J., Cai J, Zhou J. Synthesis and characterization of pectin / poly (sodium acrylate) hydrogels. CarbohydrPolym. 2011 року; 86: 313-319. Available at: DOI: 10.1016 / j.carbpol.2011.04.089 (accessed: 07.02.2019).

    39. Magnusson S., Baldursson B.T., Kjartansson H., Rolfsson O., Sigurjonsson G. F. Regenerative and

    Antibacterial Properties of Acellular Fish Skin Grafts and Human Amnion / Chorion Membrane: Implications for Tissue Preservation in Combat Casualty Care. Military Medicine. 2017; 182: (3/4): 383-388. Available at: DOI: 10.7205 / MILMED-D-16-00142 (accessed: 07.02.2019).

    40. Medberry C.J., Crapo P.M., Siu B.F., Carruthers C.A., Wolf M.T., Nagarkar S.P., Agrawal V., Jones K.E., Kelly J., Johnson S.A., Velankar S.S., Watkins S.C., Modo M., Badylak S.F. Hydrogels derived from central nervous system extracellular matrix. Biomaterials. 2013; (34): 1033-1050. Available at: https://doi.org/10.1016/). biomaterials.2012.10.062 (accessed: 07.02.2019).

    41. Merceron T.K., Murphy S.V. Hydrogels for 3D Bioprinting Applications. Chapter 14 - Essentials of 3D Biofabrication and Translation. 2015: 249-270.

    42. Murphy S.V., Atala A. 3D bioprinting of tissues and organs. Nat. Biotechnol. 2014; 32: 773-785. Available at: DOI: 10.1038 / nbt.2958 (accessed: 07.02.2019).

    43. O'Kane S., Ferguson M.W. Transforming growth factor beta s and wound healing. Int. J. Biochem. Cell Biol. 1997; 29: 63-78.

    44. Park J.W., Kang Y.D.S., Kim J.S., Lee J.H., Kim H.W. 3D microenvironment of collagen hydrogel enhances the release of neurotrophic factors from human umbilical cord blood cells and stimulates the neurite outgrowth of human neural precursor cells. BiochemBiophys Res Commun. 2014; 447: 400-406. Available at: https://doi.org/10.1016/). bbrc.2014.03.145 (accessed: 07.02.2019).

    45. Rana D., Zreiqat H., Benkirane-Jessel N., Ramakrishna S., Ramalingam M. Development of decellularized scaffolds for stem cell-driven tissue engineering. Journal of tissue engineering and regenerative medicine. 2017; 11. (4): 942-965. Available at: DOI: 10.1002 / term.2061 (accessed: 07.02.2019).

    46. ​​Rapoport H.S., Sardon H., Herrero-Mendez A., Granado M.H., Castro B. Assessment of Histogel, a biomaterial derived from Wharton's jelly for tissue engineering product applications. 24th European Conference on Biomaterials. 2011 року; 2011: 15-20.

    47. Ravindran S., Song Y., George A. Development of three-dimensional biomimetic scaffold to study epithelial-mesenchymal interactions. Tissue engineering. Part A. 2010 року; 16: 327-342. Available at: DOI: 10.1089 = ten. tea.2009.0110 (accessed: 07.02.2019).

    48. Rodriguez-Rodriguez V.E., Martinez-Gonzalez B., Quiroga-Garza A., Reyes-Hernandez C.G., Fuente-Villareal D.D.L., Garza-Castro O.D.L., Guzman-Lopez S., Elizondo-Omana R.E. Human Umbilical Vessels: Choosing the Optimal Decellularization Method. (American Society of Artificial Internal Organs) ASAIO. Journal. 2017. Available at: DOI: 10.1097 / MAT.0000000000000715 (accessed: 07.02.2019).

    49. Sanluis-Verdes A., Sanluis-Verdes N., Manso-Revilla M.J., Castro-Castro A.M., Pombo-Otero J., Fraga-Marino

    M., Sanchez-Ibanez J., Domenech N., Rendal-Vazquez M.E. Tissue engineering for neurodegenerative diseases using human amniotic membrane and umbilical cord. Cell Tissue Bank. 2016. Available at: DOI: 10.1007 / s10561-016-9595-0 (accessed: 07.02.2019).

    50. Satish L., Kathju S. Cellular and molecular characteristics of scarless versus fibrotic wound healing. Dermatol. Res. Pract. 2010: Додати 790234. Available at: http: //dx.doi. org / 10.1155 / 2010/790234 (accessed: 07.02.2019).

    51. Silva R., Fabry B., Boccaccini A. Fibrous proteinbased hydrogels for cell encapsulation. Biomaterials. 2014; 35: 6727-6738. Available at: DOI: 10.1016 / j. biomaterials.2014.04.078 (accessed: 07.02.2019).

    52. Snyman C., Niesler C.U. MMP-14 in skeletal muscle repair. J. Muscle Res. Cell Motil. 2015; 36: 215-225.

    53. Swinehart I.T., Badylak S.F. Extracellular matrix bioscaffolds in tissue remodeling and morphogenesis. Developmental Dynamics. 2016 року; 245: 351-360. Available at: https://doi.org/10.1002/dvdy.24379 (accessed: 07.02.2019).

    54. Tracy L.E., Minasian R.A., Caterson E.J. Extracellular Matrix and Dermal Fibroblast Function in the Healing Wound. Advances in wound care. 2014. Available at: www.liebertpub.com/wound DOI: 10.1089 / wound.2014.0561 (accessed: 07.02.2019).

    55. Wang S., Lee J.M., Yeong W.Y. Smart hydrogels for 3D bioprinting. Int. J. Bioprinting. 2015; 1 (1): 3-14. Available at: DOI: 10.18063 / IJB.2015.01.005 (accessed: 07.02.2019).

    56. Wulff B.C., Parent A.E., Meleski M.A., DiPietro L.A., Schrementi M.E., Wilgus T.A. Mast cells contribute to scar formation during fetal wound healing. J Invest Dermatol. 2012; 132: 458-465. Available at: DOI: https://doi.org/10.1038/jid.2011.324 (accessed: 07.02.2019).

    57. Xiao B., Rao F., Guo Z.Y., Sun X., Wang Y.G., Liu S.Y., Wang A.Y., Guo Q.Y., Meng H.Y., Zhao Q., Peng J., Wang Y., Lu S.B. Extracellular matrix from human umbilical cord-derived mesenchymal stem cells as a scaffold for peripheral nerve regeneration. Neural Regen. Res. 2016 року; 11 (7): 1172-1179. Available at: DOI: 10.4103 / 1673-5374.187061 (accessed: 07.02.2019).

    58. Yagi L. H. Watanuki L. M., Isaac C., Gemperli R., Nakamura Y.M., Ladeira P.R.S. Human fetal wound healing: a review of molecular and cellular aspects. Eur. J. Plast. Surg. 2016 року; 39: 239-246. Available at: https://doi.org/10.1007/s00238-016-1201-y (accessed: 07.02.2019).

    59. Yoshimura T., Yoshimura R., Seki C., Fujioka R. Synthesis and characterization of biodegradable hydrogels based on starch and succinic anhydride. Carbohydr Polym. 2006; 64: 345-349.

    60. Zhang S., Wang H. (2018). Current Progress in 3D Bioprinting of Tissue Analogs. SLAS TECHNOLOGY: Translating Life Sciences Innovation 1-9. Available at:

    https://doi.org/10.1177/2472630318799971 (accessed: 07.02.2019).

    REFERENCES

    1. Arutyunyan I.V, Makarov A.V, Elchaninov A.V, Fat-khudinov T.H. Mul'tipotentnye mezenkhimal'nye stro-mal'nye kletki pupochnogo kanatika: biologicheskie svoystva i klinicheskoe primenenie. [Umbilical cord-derived multipotent mesenchymal stromal cells: biological properties and clinical applications]. Genes & Cells. 2015; 10 (2): 30-38. (In Russian).

    2. Gain Yu.M., Kiseleva E.P, Shakhray S.V. Obosnovanie primeneniya kompleksnogo transplantata na osnove am-nioticheskoy membrany i mezenkhimal'nykh stvolovykh kletok iz zhirovoy tkani dlya vosstanovleniya tselost-nosti kozhnykh pokrovov. [Substantiation of complex transplant application on the basis of amniotic membrane and mesenchymal stem cells from the adipose tissue to restore the cutaneous integrity]. Novosti Khirurgii. 2012; 20: 9-16. (In Russian).

    3. Ivashkin A.I. Vosstanovlenie epitelial'nykh tkaney s ispol'zovaniem kriokonservirovannykh zhiznesposob-nykh dermotransplantatov i zhivogo ekvivalenta kozhi. Avtoref. diss. ... dokt. med. nauk. [Recovery of epithelial tissues using cryopreserved viable dermotransplants and a living equivalent of skin]. PhD thesis. M .; 2009. (In Russian)

    4. Stroev Yu.I., Churilov L.P., ed. Sistemnaya patologiya soedinitel'noy tkani: Rukovodstvo dlya vrachey. [Systemic pathology of connective tissue: A guide for physicians]. Spb .: ELBI-SPB; 2014. (In Russian).

    5. Agrawal V., Siu B.F., Chao H., Hirschi K.K., Raborn E., Johnson S.A., Tottey S., Hurley K.B., Medberry C.J., Badylak S.F. Partial characterization of the Sox2 ^ cell population in an adult murine model of digit amputation. Tissue Eng. Part A. 2012; 18: 1454-1463.

    6. Alaish S.M., Yager D., Diegelmann R.F., Cohen K. Biology of fetal wound healing: hyaluronate receptor expression in fetal fibroblasts. J. Pediatr. Surg. 1994; 29 1040 -1043.

    7. Badylak S.F. Decellularized allogeneic and xenogeneic tissue as a bioscaffold for regenerative medicine: factors that influence the host response. Ann. Biomed. Eng. 2014; 42: 1517-1524. Available at: https://doi.org/10.1007/ s10439-013-0963-7 (accessed: 07.02.2019).

    8. Barrientos S., Stojadinovic O., Golinko M.S. Growth factors and cytokines in wound healing. Wound Repair Regen. 2008; 16: 585-601. Available at: DOI: 10.1111 / j.1524-475X.2008.00410.x (accessed: 07.02.2019).

    9. Beiki B., Zeynali B., Seyedjafari E. Fabrication of a three dimensional spongy scaffold using human Wharton's jelly derived extra cellular matrix for wound healing. Materials science & Engineering C. Materials For Biological Applications. 2017; 78: 627-638.

    огляди

    53

    10. Brown R.A. In the beginning there were soft collagen-cell gels: towards better 3D connective tissue models? Exp. Cell Res. 2013. (319): 2460. Available at: DOI: 10.1016 / j.yexcr.2013.07.001 (accessed: 07.02.2019).

    11. Chan R.W., Rodriguez M.L., McFetridge P.S. The Human Umbilical Vein with Wharton's Jelly as an Allogeneic, Acellular Construct for Vocal Fold Restoration. Tissue engineering: Part A. 2009 року; 15 (11): 3537-3546.

    12. Chang C., Zhang L. Cellulose-based hydrogels: Present status and application prospects. Carbohydr Polym. 2011 року; 84: 40-53. Available at: https://doi.org/10.1016/). carbpol.2010.12.023 (accessed: 07.02.2019).

    13. Cheng T., Yang B., Li D., Ma S., Tian Y., Qu R., Zhang W., Zhang Y., Hu K., Guan F., Wang J. Wharton's Jelly Transplantation Improves Neurologic Function in a Rat Model of Traumatic Brain Injury. Cellular and Molecular Neurobiology. 2015; 35 (5): 641-649. Available at: https://doi.org/10.1007/s10571-015-0159-9 (accessed: 07.02.2019).

    14. Choi J.S., Kim J.D., Yoon H.S., Cho Y.W. Full-thickness skin wound healing using human placenta-derived extracellular matrix containing bioactive molecules. Tissue engineering: Part A. 2013; 19: 329-339. Available at: DOI: 10.1089 / ten.TEA.2011.0738 (accessed: 07.02.2019).

    15. Coviello T., Matricardi P., Marianecci C., Alhaique F. Polysaccharide hydrogels for modified release formulations. J. Control. Release. 2007; 119: 5-24. Available at: DOI: 10.1016 / j.jconrel.2007.01.004 (accessed: 07.02.2019).

    16. Crapo P.M., Gilbert T.W., Badylak S.F. An overview of tissue and whole organ decellularization processes. Biomaterials. 2011 року; 32: 3233-3243. Available at: https: // doi.org/10.1016/j.biomaterials.2011.01.057 (accessed: 07.02.2019).

    17. Cuttle L., Nataatmadja M., Fraser J.F., Kempf M., Kim-ble R.M., Hayes M.T. Collagen in the scarless fetal skin wound: detection with picrosirius-polarization. Wound Repair Regen. 2005; 13: 198-204. Available at: https: // doi.org/10.1111/j.1067-1927.2005.130211.x (accessed: 07.02.2019).

    18. Dan P., Velot E., Francius G., Menu P., Decot V. Human-derived extracellular matrix from Wharton's jelly: an untapped substrate to build up a standardized and homogeneous coating for vascular engineering. Acta Biomaterialia. 2016. Available at: D0I: 10.1016 / j.act-bio.2016.10.018 (accessed: 07.02.2019).

    19. De Mori, A., Pena Fernandez, M., Blunn, G., Tozzi, G., Roldo, M. 3D Printing and Electrospinning of Composite Hydrogels for Cartilage and Bone Tissue Engineering. Polymers. 2018; 10 (3): 285. Available at: DOI: 10.3390 / polym10030285 (accessed: 07.02.2019).

    20. Eweida A.M., Marei M.K. Naturally Occurring Extracellular Matrix Scaffolds for Dermal Regeneration: Do They Really Need Cells? Biomed. Res. Int. 2015;

    2015: 839694. Available at: DOI: 10.1155 / 2015/839694 (accessed: 07.02.2019).

    21. Francisco J.C., Cunha R.C., Cardoso M.A., Baggio Sim-eoni R., Mogharbel B.F., Picharski G.L., Silva Moreira Dziedzica D., Guarita-Souza L.C., Carvalho K.A.T. De-cellularized Amniotic Membrane Scaffold as a Pericardial Substitute: An In Vivo Study. Transplantation Proceedings. 2016 року; 48 (8): 2845-2849. Available at: https: // doi.org/10.1016/j.transproceed.2016.07.026 (accessed: 07.02.2019).

    22. Furth M.E., Atala A., Van Dyke M.E. Smart biomaterials design for tissue engineering and regenerative medicine. Biomaterials. 2007; 28: 5068-5073. Available at: DOI: 10.1016 / j.biomaterials.2007.07.042 (accessed: 07.02.2019).

    23. Galili U. Avoiding detrimental human immune response against Mammalian extracellular matrix implants. Tissue. Eng. Part B Rev. 2015; 21. (2): 231-241. Available at: http://dx.doi.org/10.1089/ten.TEB.2014.0392 (accessed: 07.02.2019).

    24. Gao C, Liu M, Chen J, Zhang X. Preparation and controlled degradation of oxidized sodium alginatehydrogel. Polym Degrad Stabil. 2009 року; 94: 1405-1410. Available at: https://doi.org/10.1016Zj.polymdegradstab.2009.05.011 (accessed: 07.02.2019).

    25. Gilbert T.W. Strategies for tissue and organ decellular-ization. J. Cell Biochem. 2012; 113: 2217-2222. Available at: https://doi.org/10.1002/jcb.24130 (accessed: 07.02.2019).

    26. Glowacki J., Mizuno S. Collagen scaffolds for tissue engineering. Biopolymers. 2008; 89: 338-344. Available at: DOI: 10.1002 / bip.20871 (accessed: 07.02.2019).

    27. Gordon A., Kozin E.D., Keswani S.G. Permissive environment in postnatal wounds induced by adenovi-ral-mediated overexpression of the anti-inflammatory cytokine interleukin-10 prevents scar formation. Wound Repair Regen. 2008; (16): 70-79. Available at: https: // doi.org/10.1111/j.1524-475X.2007.00326.x (accessed: 07.02.2019).

    28. Herrero-Mendez A., Palomares T., Castro B., Herrero J., Granado M. H., Bejar J. M., Alonso-Varona A. HR007: a family of biomaterials based on glycosaminoglycans for tissue repair. J. Tissue Eng Regen Med. 2017; 11 (4): 989-1001. Available at: DOI: 10.1002 / term.1998 (accessed: 07.02.2019).

    29. Huang Y., Zhang X., Gao G., Yonezawa T. and Cui X. (2017), 3D bioprinting and the current applications in tissue engineering. Biotechnol. J., 12 (8): 1600734. Available at: DOI: 10.1002 / biot.201600734 (accessed: 07.02.2019).

    30. Jaimes-Parra BD, Garson I., Carriel V., Durand-Herrera D., Martin-Piedra MA, Garcia JM, Sanchez-Queve-do MC, Alaminos M., Campos A. Membranes derived from human umbilical cord Wharton's jelly stem cells as novel bioengineered tissue-like constructs. Histology

    and histopatology. 2018; 33 (2): 147-156. Available at: DOI: 10.14670 / HH-11-897 (accessed: 07.02.2019).

    31. Koci Z., Vyborny K., Dubisova J., Vackova I., Jager A., ​​Lunov O., Jirakova K., Kubinova S. Extracellular Matrix Hydrogel Derived from Human Umbilical Cord as a Scaffold for Neural Tissue Repair and Its Comparison with Extracellular Matrix from Porcine Tissues. Tissue Engineering Part C-Methods. 2017; 23 (6): 333-345. Available at: http://dx.doi.org/10.1089/ten.TEC.2017.0089 (accessed: 07.02.2019).

    32. Kular J. K., Basu S., Sharma R.I. The extracellular matrix: Structure, composition, age-related differences, tools for analysis and applications for tissue engineering. Journal of Tissue Engineering. 2014; 5: 1-17. Available at: DOI: 10.1177 / 2041731414557112 (accessed: 07.02.2019).

    33. Kulkarni M.L., Matadh P.S., Ashok C., Pradeep N., Avinash T., Kulkarni A.M. Absence of Wharton's jelly around the umbilical arteries. Indian J. Pediatr. 2007; 74 (8): 787-789. Available at: https://doi.org/10.1007/ s12098-007-0142-7 (accessed: 07.02.2019).

    34. Kurtz A., Oh S.J. Age related changes of the extracellular matrix and stem cell maintenance. Prev. Med. 2012; 54:50. Available at: DOI: 10.1016 / j.ypmed.2012.01.003 (accessed: 07.02.2019).

    35. Leung A., Crombleholme T.M., Keswani S.G. Fetal wound healing: implications for minimal scar formation. Curr. Opin. Pediatr. 2015; 24: (3): 371-378. Available at: DOI: 10.1097 / MOP.0b013e3283535790 (accessed: 07.02.2019).

    36. Li X., Su, X. Multifunctional smart hydrogels: potential in tissue engineering and cancer therapy. Journal of Materials Chemistry B. 2018; 6 (29): 4714-4730.

    37. Lo D.D., Zimmermann A.S., Nauta A. Longaker M.T., Lorenz H.P. Scarless fetal skin wound healing update. Birth Defects Research. Part C. 2012; (96): 237-247. Available at: https://doi.org/10.1002/bdrc.21018 (accessed: 07.02.2019).

    38. Ma X., Wei R, Cheng J., Cai J, Zhou J. Synthesis and characterization of pectin / poly (sodium acrylate) hydrogels. CarbohydrPolym. 2011 року; 86: 313-319. Available at: DOI: 10.1016 / j.carbpol.2011.04.089 (accessed: 07.02.2019).

    39. Magnusson S., Baldursson B.T., Kjartansson H., Rolfs-son O., Sigurjonsson G. F. Regenerative and Antibacterial Properties of Acellular Fish Skin Grafts and Human Amnion / Chorion Membrane: Implications for Tissue Preservation in Combat Casualty Care. Military Medicine. 2017; 182: (3/4): 383-388. Available at: DOI: 10.7205 / MILMED-D-16-00142 (accessed: 07.02.2019).

    40. Medberry C.J., Crapo P.M., Siu B.F., Carruthers C.A., Wolf M.T., Nagarkar S.P., Agrawal V., Jones K.E., Kelly J., Johnson S.A., Velankar S.S., Watkins S.C., Modo M., Badylak S.F. Hydrogels derived from central nervous system extracellular matrix. Biomaterials. 2013; (34): 1033-1050. Available at: https://doi.org/10.1016Zj.bio-materials.2012.10.062 (accessed: 07.02.2019).

    41. Merceron T.K., Murphy S.V. Hydrogels for 3D Bioprinting Applications. Chapter 14 - Essentials of 3D Biofabrication and Translation. 2015: 249-270.

    42. Murphy S.V., Atala A. 3D bioprinting of tissues and organs. Nat. Biotechnol. 2014; 32: 773-785. Available at: DOI: 10.1038 / nbt.2958 (accessed: 07.02.2019).

    43. O'Kane S., Ferguson M.W. Transforming growth factor beta s and wound healing. Int. J. Biochem. Cell Biol. 1997; 29: 63-78.

    44. Park J.W., Kang Y.D.S., Kim J.S., Lee J.H., Kim H.W. 3D microenvironment of collagen hydrogel enhances the release of neurotrophic factors from human umbilical cord blood cells and stimulates the neurite outgrowth of human neural precursor cells. BiochemBiophys Res Commun. 2014; 447: 400-406. Available at: https: // doi. org / 10.1016 / j.bbrc.2014.03.145 (accessed: 07.02.2019).

    45. Rana D., Zreiqat H., Benkirane-Jessel N., Ramakrishna S., Ramalingam M. Development of decellularized scaffolds for stem cell-driven tissue engineering. Journal of tissue engineering and regenerative medicine. 2017; 11. (4): 942-965. Available at: DOI: 10.1002 / term.2061 (accessed: 07.02.2019).

    46. ​​Rapoport H.S., Sardon H., Herrero-Mendez A., Granado M.H., Castro B. Assessment of Histogel, a biomaterial derived from Wharton's jelly for tissue engineering product applications. 24th European Conference on Biomaterials. 2011 року; 2011: 15-20.

    47. Ravindran S., Song Y., George A. Development of three-dimensional biomimetic scaffold to study epithe-lial-mesenchymal interactions. Tissue engineering. part A. 2010 року; 16: 327-342. Available at: DOI: 10.1089 = ten. tea.2009.0110 (accessed: 07.02.2019).

    48. Rodriguez-Rodriguez V.E., Martinez-Gonzalez B., Qui-roga-Garza A., Reyes-Hernandez C.G., Fuente-Villareal D.D.L., Garza-Castro O.D.L., Guzman-Lopez S., Eli-zondo-Omana R.E. Human Umbilical Vessels: Choosing the Optimal Decellularization Method. (American Society of Artificial Internal Organs) ASAIO. Journal. 2017. Available at: DOI: 10.1097 / MAT.0000000000000715 (accessed: 07.02.2019).

    49. Sanluis-Verdes A., Sanluis-Verdes N., Manso-Revilla M.J., Castro-Castro A.M., pombo-Otero J., Fraga-Marino M., Sanchez-Ibanez J., Domenech N., Rendal-Vazquez M.E. Tissue engineering for neurodegenerative diseases using human amniotic membrane and umbilical cord. Cell Tissue Bank. 2016. Available at: DOI: 10.1007 / s10561-016-9595-0 (accessed: 07.02.2019).

    50. Satish L., Kathju S. Cellular and molecular characteristics of scarless versus fibrotic wound healing. Dermatol. Res. Pract. 2010: Додати 790234. Available at: http: //dx.doi. org / 10.1155 / 2010/790234 (accessed: 07.02.2019).

    51. Silva R., Fabry B., Boccaccini A. Fibrous proteinbased hydrogels for cell encapsulation. Biomaterials. 2014; 35: 6727-6738. Available at: DOI: 10.1016 / j. biomaterials.2014.04.078 (accessed: 07.02.2019).

    52. Snyman C., Niesler C.U. MMP-14 in skeletal muscle repair. J. Muscle Res. Cell Motil. 2015; 36: 215-225.

    53. Swinehart I.T., Badylak S.F. Extracellular matrix bioscaffolds in tissue remodeling and morphogenesis. Developmental Dynamics. 2016 року; 245: 351-360. Available at: https://doi.org/10.1002/dvdy.24379 (accessed: 07.02.2019).

    54. Tracy L.E., Minasian R.A., Caterson E.J. Extracellular Matrix and Dermal Fibroblast Function in the Healing Wound. Advances in wound care. 2014. Available at: www.liebertpub.com/wound DOI: 10.1089 / wound.2014.0561 (accessed: 07.02.2019).

    55. Wang S., Lee J.M., Yeong W.Y. Smart hydrogels for 3D bioprinting. Int. J. Bioprinting. 2015; 1 (1): 3-14. Available at: DOI: 10.18063 / IJB.2015.01.005 (accessed: 07.02.2019).

    56. Wulff B.C., Parent A.E., Meleski M.A., DiPietro L.A., Schrementi M.E., Wilgus T.A. Mast cells contribute to scar formation during fetal wound healing. J Invest Dermatol. 2012; 132: 458-465. Available at: DOI: https: // doi.org/10.1038/jid.2011.324 (accessed: 07.02.2019).

    57. Xiao B., Rao F., Guo Z.Y., Sun X., Wang Y.G., Liu S.Y., Wang A.Y., Guo Q.Y., Meng H.Y., Zhao Q., Peng J., Wang Y., Lu S.B. Extracellular matrix from human umbilical cord-derived mesenchymal stem cells as a scaffold for peripheral nerve regeneration. Neural Regen. Res. 2016 року; 11 (7): 1172-1179. Available at: DOI: 10.4103 / 1673-5374.187061 (accessed: 07.02.2019).

    58. Yagi L. H. Watanuki L. M., Isaac C., Gemperli R., Nakamura Y.M., Ladeira P.R.S. Human fetal wound healing: a review of molecular and cellular aspects. Eur. J. Plast. Surg. 2016 року; 39: 239-246. Available at: https://doi.org/10.1007/s00238-016-1201-y (accessed: 07.02.2019).

    59. Yoshimura T., Yoshimura R., Seki C., Fujioka R. Synthesis and characterization of biodegradable hydrogels based on starch and succinic anhydride. Carbohydr Polym. 2006; 64: 345-349.

    60. Zhang S., Wang H. (2018). Current Progress in 3D Bioprinting of Tissue Analogs. SLAS TECHNOLOGY: Translating Life Sciences Innovation 1-9. Available at: https: // doi. org / 10.1177 / 2472630318799971 (accessed: 07.02.2019).


    Ключові слова: біоматеріалів /позаклітинного матриксу /Вартон холодець ПУПОВИНИ ЛЮДИНИ /СКАФФОЛД /гідрогель /BIOMATERIALS /EXTRACELLULAR MATRIX /WHARTON'S JELLY HUMAN UMBILICAL CORD /SCAFFOLD /HYDROGEL

    Завантажити оригінал статті:

    Завантажити