CURRENT APPROACHES OF BONE TISSUE ENGINEERING

Full Text

Актуальность В настоящее время разработка новых методик регенерации костной ткани остаётся актуальной проблемой в хирургической стоматологии, челюстно-лицевой хирургии и травматологии. Каждый год около 12% населения России получают травмы, из которых 80% приходится на население молодого и трудоспособного возраста [1]. Кроме того, в последнее время отмечается рост числа больных с заболеваниями, сопровождающимися обширными дефектами костной ткани (опухоли, туберкулёз). Нуждаемость населения в стоматологической помощи по поводу полного отсутствия зубов составляет около 18%, и эта цифра ежегодно растет. Так, по данным ряда авторов, к 2020 г. она составит 15 млн человек [2]. У 30% стоматологических пациентов хирургического профиля при лечении необходимо использование костезамещающих материалов [3, 4]. Эти данные свидетельствуют о возрастающей актуальности применения костезамещающих материалов во всех областях реконструктивной медицины, а также о необходимости разработки объективных и информативных методов контроля эффективности их применения. Одной из основных проблем, связанных с использованием традиционных методик и материалов при восстановлении костных дефектов в челюстно-лицевой хирургии является недостаточное структурное и функциональное соответствие имплантируемых изделий с живой тканью. Живая ткань, в частности костная, является гибридной динамической системой, состоящей из клеток и внеклеточного материала. В такой системе живые клетки находятся внутри сложно структурированного матрикса внеклеточного вещества, которое они синтезируют и подвергают деструкции, создавая тем самым необходимую микроструктуру всей системы. Костная ткань обладает сложной микроструктурой и составом, включающим композитный полимерно-неорганический материал, который определяет её физико-химические свойства, а её регенерация протекает с контролируемой скоростью и интенсивностью, зависящей от микроокружения при воздействии функциональной нагрузки, а также под управлением различных эндогенных биологически активных веществ. В то же время современные костезамещающие остеопластические материалы в большинстве своём обладают остеокондуктивными свойствами за счёт своих матрикс-ных характеристик или биоактивными свойствами благодаря стимуляции отдельных стадий остеогенеза [5]. Создание сложных комбинированных остеопластических материалов или костных имплантатов с расширенными структурными и функциональными свойствами стало возможным благодаря развитию регенеративной медицины и инженерных направлений в биологии и медицине: биоинженерии (в частности, тканевой инженерии) и биотехнологии. Тканевая инженерия кости предлагает перспективные подходы для создания костезамещающих материалов и имплантатов с контролируемыми во времени остеоиндуктивными свойствами. Актуальность развития инженерии костной ткани отражена в научной литературе. Так, при анализе баз данных по ключевым словам «инженерия костной ткани» (bone engineering) получены следующие данные: e-library.ru - 34 455 источников (статьи, патенты), http://www.sciencedirect.com - 126 459 источников, http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed -34 516 источников. Регенерация костной ткани Физиологический и репаративный остеогенез кости изучен достаточно хорошо. При переломе разрушается костная матрица, повреждаются сосуды и формируется гематома. Цитокины из матрицы и дегрануляция тромбоцитов в области перелома образуют среду биологически активных белков, привлекающих мультипотентные мезенхимальные стволовые клетки (МСК), которые мигрируют в область повреждения. Остеокласты разрушают повреждённые фрагменты кости, стимулируя остеобласты, а также привлекая МСК. Далее МСК пролиферируют и под воздействием внеклеточного матрикса, эндогенной стимуляции цитокинами, ростовыми факторами образуют предшественников остеобластов, хондробластов или фибробластов в зависимости от их локального микроокружения в области перелома. Таким образом, МСК в благоприятных для регенерации кости или хряща биохимических и биомеханических свойствах среды претерпевают дифференциацию в остеогенном или хондро-генном направлении [6]. Эти клетки продуцируют матрикс с образованием костной и хрящевой ткани, создавая костную мозоль. Минерализованные костные и хрящевые ткани подвергаются эндохондральному окостенению, образующему кость до полного заполнения дефекта. Костная мозоль в процессе реконструкции приобретает необходимые геометрические и физические свойства для противодействия приложенных к ней нагрузок. Таким образом, клеточными реакциями по заживлению костных дефектов являются химиоатракция, миграция, пролиферация и дифференцировка, а основными предшественниками этой клеточной группы являются МСК. Естественные процессы регенерации костной ткани достаточны для осуществления своевременного восстановления целостности скелета только при условии сопоставления костных отломков и обеспечении их внутренней жёсткой фиксации. Однако в некоторых ситуациях необходимо усиление естественных регенеративных механизмов и включение дополнительных мер для восстановления обширных дефектов, включающих в себя значительную потерю костной ткани из-за обширной травмы, резекции опухоли, метаболических заболеваний, эндопротезирования, снижения регенераторного потенциала человека. Использование тканевой инженерии позволяет преодолеть указанные неблагоприятные факторы для оптимизации регенерации костной ткани. Наибольший интерес в современной тканевой инженерии кости представляют, во-первых, технологии изготовления скаффолдов (матриксов) заданной индивидуальной формы с приближенными механическими свойствами и сроками резорбции, характерными для нативной кости; во-вторых, технологии насыщения скаффолдов факторами роста и морфогенами для придания им свойств биологической активности и остеоиндукции; в третьих, технологии культивирования и использования МСК в составе костных имплантатов, что позволит придать им свойство остеогенности [7]. Материалы для получения скаффолдов Разработка и выбор подходящего каркаса является одним из важнейших аспектов тканевой инженерии. Каркасы действуют не только в качестве физической поддержки, но и как искусственная внеклеточная матрица (ИВМ), что способствует присоединению, пролиферации и дифференциации посеянных клеток [8]. Идеальный каркасный материал должен соответствовать следующим критериям [9]. • Обладать механической прочностью и эластичностью, достаточной для хирургических манипуляций; • Не быть токсичным; • Иметь способность полностью биорезорбироваться до продуктов, метаболизирующихся в организме; • Быть биосовместимостимым на биохимическом и клеточном уровнях; • Иметь скорость резорбции матрикса, соответствующую скорости восстановления костной ткани в области дефекта; • Отличаться технологичностью изготовления - должен легко формоваться в виде пористой структуры, обеспечивая процессы роста, развития ткани и неоваскуляризации; • Обладать возможностью стерилизации стандартными способами без изменения их медико-технических свойств. Материалы для каркасов в тканевой инженерии условно можно разделить на 2 группы: природные и синтетические. Синтетические полимерные материалы, такие как полигликолевая кислота, полимолочная кислота (ПМК), поликапро-лактон используются для изготовления медицинских швов, каркасных мембран, стентов сосудов и носителей для доставки лекарств [10]. Природные полимеры, включая коллаген, фибрин, хитозан и поли-3-оксиалканоаты (ПОА), являются биологически совместимыми и дают положительные результаты при использовании их в качестве матриксов для тканевой инженерии [11]. Перспективным направлением в изготовления костных матриксов (скаффолдов) являются CAD/CAM-технологии (от англ. Computer-aided design/Computer-aided manufacturing), в частности аддитивное производство - послойное наложениям материала слой за слоем на основе компьютерной 3D-модели (Solid free form (SFF) fabrication techniques). К аддитивному производству относятся лазерная стереолитография (Stereo Lithography Apparatus; 3D Systems, F&S Stereolithog-raphietechnik GmbH, Институт проблем лазерных и информационных технологий РАН); технологии лазерного спекания (SLS, Selective Laser Sintering - лазерное спекание порошковых материалов; 3D Systems, F&S Stereolithographietechnik GmbH, The ExOne Company / Prometal, EOS GmbH); послойного наплавления (FDM, Fused Deposition Modeling - послойное наложение расплавленной полимерной нити (Stratasys Inc.); струйного моделирования (Ink Jet Modelling, 3D Systems, Objet Geometries Ltd.,Solidscape, Inc.); склеивания порошков (binding powder by adhesives, Z Corporation) [12-14]. Природные полимеры (альгинаты, коллаген, желатин, хитозан и др.) помимо того, что проявляют высокую степень биосовместимости с тканями и клетками организма, являются также высокоэффективными биостимуляторами. Они распадаются на более простые соединения, которые выделяются из организма, либо принимают активное участие в биосинтезе, происходящем на клеточном уровне. К недостаткам естественных полимеров относят низкую механическую прочность, сложность обработки, слишком быстрое время резорбции с невозможностью его контроля, они также имеют склонность вызывать ксеногенные осложнения, так как большинство этих материалов животного или растительного происхождения. Коллаген - является основным структурным компонентом внеклеточного матрикса (ВКМ), а также основной частью соединительной ткани. Он составляет около 30% от общей массы белков у млекопитающих и входит в состав почти каждой ткани, обеспечивая прочность и структурную стабильность [15]. При введении коллагена в организм он подвергается быстрой резорбции, расщепляясь, стимулирует репаративные процессы, в частности, образование собственного коллагена организма, обладает гемостатическими свойствами. В связи с этим коллаген и его производные широко используются в косметологии и медицине [16]. Однако серьёзным недостатком коллагена является неконтролируемое время резорбции (до 1 мес) в условиях живого организма, которого недостаточно для полного восстановления тканей, что приводит к образованию рубцовой ткани. Денатурированная форма коллагена - желатин - также используется для создания твердотельных пористых и гелевых матриксов. Пористые желатиновые губки исследовали в качестве транспорта для зрелых мезенхимальных стволовых клеток в хрящевой регенерирующей терапии [17]. Из природных полимеров, относящихся к классу полисахаридов, можно упомянуть альгинаты и хитозан. Главным недостатком хитозана является низкий уровень механической прочности, что решается комбинированием хитозана с другими материалами, а скорость биодеградация альгината является довольно медленным и малоконтролируемым процессом. Данные полимеры по своим структурным характеристикам имеют сходство с такими компонентами костного матрикса как гликозаминогликаны [18]. Гликозаминогликаны - гидратные составляющие ВКМ, находятся в соединительной ткани в виде комплексов с белками, связаны с ними слабыми и прочными межмолекулярными взаимодействиями. Хитин - поли-в(1->4)№ацетил-В-глюкозамин - хитозаны, производные от хитина, полученные при его очистке путем ацетилирования, содержат в своей структуре больше 50% несвязанного амина. Высокая биосовместимость, биодеградируемость, низкая токсичность, лёгкость формирования в виде пленок, мембран, губок, фотосшиваемых гидрогелей и низкая стоимость привлекают интерес к данному материалу в тканевой инженерии. Хитин и его производные используют самостоятельно либо в комбинации с другими материалами, такими как альгинат, желатин и др. Основным недостатком этого природного полимера является малый уровень прочности, изменение структуры при стерилизации различными методами [19]. Альгинат - природный линейный полисахарид, экстрагируемый из бурых морских водорослей. Он состоит из 1-4 связанных остатков a-L гулуроновой и P-D-маннуроновой кислот. Блоки полиманнуроновой кислоты придают вязкость альгинатным растворам, блоки гулуроновой кислоты ответственны за специфическое связывание альгинатом двухвалентных ионов металлов. Прореагировав с дивалентными катионами, такими как Са, Ва, Sr, особенно с Mg, альгинаты формируют гидрогели, используют также тривалентные катионы А и Fe. Приготовление таких гидрогелей заключается в добавлении альгината натрия в раствор, содержащий сшивающие катионы. [18]. Матриксы на основе альгината применяли для восстановления хрящевой ткани. Отмечается, что альгинат, содержащий Р-трикальций фосфат, способен поддерживать рост и дифференцировку остеогенных клеток in vitro [20]. Тем не менее, к недостаткам альгината относят то, что данный полимер не обладает распознающими биологическими доменами, в отличие, например, от коллагена (адгезивный пептид - RGD), что приводит к плохой адгезии клеток на его поверхность. Также свойства альгинатных гидрогелей могут неконтролируемым образом изменяться вследствие потери гелем ионных сшивок [21]. Поли-3-оксиалканоаты_(ПОА). Благодаря своей высокой биосовместимости наиболее известный представитель ПОА - поли-3-оксибутират. При контакте с плёнками или полимерными клеточными каркасами на основе БПОБ мышечные и человеческие фибробласты, мезенхимальные стволовые клетки, остеобласты костной ткани кролика, остеогенные клетки саркомы человека, хондроциты суставного хряща кролика и клетки гладкой мускулатуры кролика проявляют удовлетворительный уровень клеточной адгезии, пролиферации и жизнеспособности. Доказано, что фибробласты, эндотелиальные клетки и изолированные гепатоциты, посеянные на поверхность пленок ПОБ, проявляют высокий уровень клеточной адгезии и роста. Высокая жизнеспособность и пролиферация макрофагов и фибробластов отмечались при их культивации в присутствии частиц низкомолекулярного ПОБ, однако рост клеток на пленках был относительно мал при клеточной плотности в интервале от 1-103 до 2405. Вместе с тем, такие характеристики полимера, как химический состав, морфология поверхности, поверхностная энергия и гидрофобность полимера оказывают большое влияние на жизнеспособность клеток и их рост. Таким образом, ПОБ может быть использован в качестве клеточного каркаса в условиях in vivo для контролируемой клеточной пролиферации [22]. В большинстве случаев получение каркасов из ПОБ для клеточной инженерии основано на модификации поверхностных свойств этого биополимера, что достигается, например, методом выщелачивания - вымывания предварительно введённой соли или обработки поверхности ферментами химическими и физическими методами. Роль поверхности наиболее важна, поскольку ключевым фактором, определяющим использование биополимера в клеточной инженерии, является адгезия клеток, которая в свою очередь определяет клеточную физиологию. Наиболее эффективными методами, повышающими клеточную адгезию к ПОБ и рост клеток на поверхности, является обработка поверхности эстеразами, щелочью или электрофизической плазменной обработкой. Обработка липазой увеличивает число здоровых клеток в 200 раз по сравнению с необработанным образцом ПГБ, обработка щёлочью (NaOH) усиливает данный эффект в 25 раз. Воздействие на поверхность плёнок БПОБ в плазме низкого давления с присутствием аммиака увеличивает рост фибробластов человека и эпителиальных клеток респираторной мукозы как результат возрастания гидрофильно-сти полимерной поверхности. Таким образом, возрастание гидрофильности поверхности вследствие ферментативной обработки (липаза), щелочной обработки (NaOH) или плазмой приводит к гидрофилизации поверхности, что упрощает протекание адгезии к таким модифицированным поверхностям. Морфология поверхности ПОБ существенно влияет на адгезию и рост клеток, причём различные клетки предпочитают различные по структуре поверхности. Так, остеобласты преимущественно развиваются на грубых шероховатых поверхностях с подходящим размером углублений и пор, тогда как фибробласты предпочитают гладкие поверхности как и эпителиальные клетки, выбирающие для адгезии гладкие поверхности. Подобная чувствительность клеток к размерам пор и шероховатости поверхности, по-видимому, связана с жизнедеятельностью клеток, с необходимостью газового обмена и обмена различными веществами, т. е. с возможностью реализовать некоторые диффузионные и гидродинамические условия подачи питательных веществ для клеток, а также с особенностями адсорбции белков. Плёнки ПОБ, приводимые в контакт с кровью, не активируют (не смещают) гемостаз системы на клеточном уровне, но могут активировать систему коагуляции и реакцию комплемента, т.е. воздействовать на молекулярном уровне [23]. Поли-3-оксибутират-ко-3-оксигексаноат (ПОБГк) является естественным биологическим полиэфирным материалом, который принадлежит к семейству ПОА [24]. Наряду с другими хорошо известными полимерами из группы ПОА, поли-3-оксибутиратом (ПОБ) и поли-3-оксибутират-ко-3-оксивалератом (ПОБВ) ПОБГк имеет хорошую способность к биологическому разложению и обладает механическими свойствами. ПОБГк биосовместим с различными типами клеток, в том числе с клетками гладкой мускулатуры, фибробластами, полученными из суставных хрящей хондроцитами, остеобластами, а также клетками костного мозга [25]. ПОА, как правило, биоразлагаемые и термообрабатываемые, вследствие чего они получили широкое применение как в традиционных медицинских приборах, так и в тканевой инженерии. Из-за хорошей биосовместимости ПОА привлекают всё большее внимание как биоматериалы клеточных каркасов для тканевой инженерии. Ye C. и др. [26] показали, что трёхмерный каркас ПОБ/ПОБГк, засеянный дифференцированными стволовыми клетками человека из жировой ткани, способен производить хрящевые ткани после имплантации в подкожный слой голых мышей. Каркасы из ПОБ/ПОБГк были успешно применены в естественных условиях модели восстановления сухожилия, о чём свидетельствует облегчение восстановления движения сухожилия и полного восстановления несущей нагрузки у крыс-реципиентов [27]. К отрицательным свойствам относят хрупкость и большой срок резорбции, что ограничивает его практическое применение. Другой представитель группы ПОА - ПОБВ может быть получен в виде волокон, которые способствуют реэпителизации. После модификации поверхности ПОБ и ПОБВ могут способствовать остеоинтеграции [28]. Синтетические полимеры. Полигликолид представляет собой высококристаллический полимер (45-55%) с большим пределом прочности по растяжению. Гликолид - это мономер, который используют в реакции полимеризации, синтезируется он из димеризации гликолевой кислоты, из-за своего большого предела прочности полигликолид впервые отмечен как рассасывающийся, синтетический шовный материал (Дексон) [29]. Полигликолид является одним из наиболее прочных синтетических биоматериалов, с модулем упругости при растяжении 12,5 ГПа. Вследствие чего полигликолид применялся в качестве материала для ортопедической фиксации переломов (Biofix), а также был использован в качестве покрытия швов для увеличения их биосовместимости и доставки антибиотиков в области закрытой раны [30]. Полилактид подобно гликолиду образуется путём димеризации молочной кислоты. Лактид проходит полимеризацию с раскрытием кольца для достижения конечной цели получения полимерного продукта. Лактид, или молочная кислота, имеется в 2 оптических изоформах - L-лактид и D-лактид. Полилактид представляет собой полимер с 35% кристалличности и модулем Юнга 4.8 ГПа, что делает его значительно более гибким, чем полигликолид. Из-за гидролиза сложного эфира основной цепи, полилактид теряет большую часть своей силы через 6 мес в естественных условиях. Подобно полигликолиду, полилактид подвергается в организме биодеградации с образованием в качестве конечного продукта молочной кислоты - компонента клеточного метаболизма. Имплантаты из полилактида в основном применяются в ортопедии из-за высокого модуля Юнга этого полимера и его способности выдерживать большие механические нагрузки, в частности, при сжатии. Клинически доступные ортопедические имплантаты из полилактида включают штифты, винты и другие фиксирующие устройства. Мембраны из полилактида также применялись при регенерации критических костных дефектов [31]. Керамика и биоактивное стекло. Благодаря своим механическим и структурным особенностям керамика играет важную роль в тканевой инженерии кости. Многие керамические материалы не резорбируются, однако это является положительным свойством при замещении обширных костных дефектов, которые требуют длительного периода заживления. В этом случае каркас служит механической поддержкой для повреждённых тканей, позволяя интеграцию клеток-хозяев. Некоторые виды керамики, такие как трикальций фосфат и кальций карбонат, могут разлагаться в естественных условиях, их применяют при лечении небольших костных дефектов. Несмотря на то что биоактивное стекло уступает керамическим материалам по своей структуре, оно служит важным компонентом в интеграции каркаса. Биоактивное стекло в основном используется в сочетании с керамическими материалами из-за их способности стимулирования сцепления тканей в естественных условиях. Биоактивное стекло может инициировать покрытие его поверхности гидроксикарбонат апатитом. Этот слой структурно схож с минеральным гидроксиапатитом, найденным в кости, и сцепление между материалами позволяет каркасу физически прирастать к костной ткани [32]. Большое количество приспособлений из керамики и биоактивного стекла одобрено для клинического использования. Керамические тазобедренные опоры и приспособления для фиксации используются в эндопротезировании тазобедренного сустава, керамические смеси также применяют в позвоночных замещениях у пациентов с опухолью спинного мозга. Биоактивное стекло и полиуретан применяются при замещениях тела позвонка [33]. Цитокины и морфогены. Костные морфогенетические протеины и фактор роста эндотелия сосудов. В настоящее время известно несколько протеиновых молекул, способных существенным образом моделировать процесс костной регенерации. Например, такие факторы, как семейство КМП - костные морфогенетические протеины (англ. BMP, bone morphogenetic protein) и ФРЭС - фактор роста эндотелия сосудов (англ. VEGF,.Vascular endothelial growth factor). В современной научной литературе КМП (костные морфогенетические протеины) представляют собой одно из суперсемейств ТРФ-в и имеют немаловажную роль в регулировании роста, дифференцировки и апоптоза различных типов клеток, включая остеобласты, хондробласты, нервные и эпителиальные клетки [34]. В настоящее время индентифи-цирано 20 гомо- или гетеродимерных структурно связанных протеинов, схожих друг с другом, наличие которых отмечается у многих животных, а также у человека [35]. Согласно исследованиям по изучению молекулярных и клеточных механизмов костеобразования в процессе остеогенеза на месте перелома имеются различные ростовые факторы (цитокины), которые влияют друг на друга, взаимодействуют с несколькими типами клеток и, возможно, КМП являются среди них наиболее важными и активными остеоиндукторами. КМП синтезируются клетками костной ткани и одновременно их активизируют. Источником КМП являются остеопрогениторные и мезенхимные стволовые клетки, а также остеобласты и хондроциты [36]. Участвуя в хондрогенезе и остеогенезе, КМП стимулируют костеобразование в последовательности, подобной эмбриональному морфогенезу. VEGF-A (Vascular endothelial growth factor) - фактор роста эндотелия сосудов, представляет собой группу гомодимеризованных гликопротеидов молекулярной массы 34-42 кДа. Является ведущим фактором ангиогенеза и блокирует апоптоз эндотелиальных клеток кровеносных сосудов, индуцирует протеиназы, ремоделирующие межклеточное вещество, усиливает проницаемость сосудов и вазодилатацию, ингибирует антигенпрезентирующие дендритные клетки. VEGF чрезвычайно важен для формирования сосудистой системы в ходе эмбриогенеза и в раннем постнатальном периоде, однако у взрослых его физиологическая активность ограничена регенерацией тканей. Ранее нами было показано, что введение ФРЭС в состав костезамещающих материалов, может существенным образом модулировать процессы репаративной регенерации костной ткани [37]. Таким образом, можно сделать вывод, что применение КМП и ФРЭС является перспективным и своевременным направлением в развитии тканевой инженерии кости при восстановлении обширных костных дефектов. Мезенхимальные стволовые клетки МСК - мультипотентные клетки, способные дифференцироваться в остеобласты, хондроциты, адипоциты, теноциты и миобласты [38]. Их источником является либо камбиальный слой надкостницы, либо костный мозг, хотя есть и другие источники, такие как: мышцы, жир и синовиальная оболочка [39, 40]. Самыми богатыми источниками МСК у молодых людей являются костный мозг и надкостница. Несмотря на постоянное уменьшение их количества, с возрастом всё же они могут быть обнаружены и у пожилых людей. Наибольшее число МСК и их биологическая активность находятся в метафизе кости и в области толстой, васкуляризированной надкостницы, что способствует более активной регенерации в данных областях. При изучении МСК в основном использовали аспираты, извлекаемые из костного мозга [41]. Методики изоляции, как правило, основаны на адгезивных свойствах МСК. Центрифугирование в градиенте плотности используется первоначально для разделения ядросодержащих МСК, далее по мере того как клетки культивируют, МСК прилипают к поверхности колбы. Неадгезивные клетки удаляются с питательной средой при её изменении, концентрируя МСК. Клетки многократно пассируют, расширяя их популяцию, пока не выработается чистая культура. Подтверждено, что выделенные клетки обладают остеогенным потенциалом [42]. Клетки приобретают шестигранную остеобластную форму, и существует переходная индукция щелочной фосфатазной деятельности. Клетки экспрессируют белок мРНК костной матрицы и отложение гидроксиапатита - минерализаторов внеклеточной матрицы, подтверждая, что выделенные клетки становятся клетками, образующими кость. Исследования в естественных условиях, которые документируют остеобластный потенциал МСК, включают загрузку выделенных и культивированных клеток в пористые керамические носители и имплантирование их в подкожные ткани живого животного. Васкуляризированные кости формируются в пределах границ керамических имплантатов, а не в бесклеточных имплантатах. Модификация этих методов показала, что МСК можно также заставить дифференцироваться в хондрогенном направлении. Кроме того, клетки могут способствовать костной регенерации при операциях имплантация [43]. МСК также может поддержать жизнеспособность и потенциал мультипотентности после криоконсервации. Таким образом, МСК могут быть эффективно изолированы, культивированы, сохранены и имплантированы. In vivo и клинические исследования костно-инженерных конструкций Тканевую инженерию костной ткани в челюстно-лицевой хирургии можно подразделить на три основных направления: реконструктивная хирургия нижней челюсти, хирургическое лечение врождённых костных аномалий челюстно-лицевой области и регенерация костной ткани при дентальной имплантации. S. Catros и соавт. провели сбор всей научной литературы по клиническому применению тканевой инженерии в челюстно-лицевой хирургии за период с 1999 по 2010 г., по данным направлениям авторами найдено 48 международных статей, 19 из которых посвящены реконструкции нижней челюсти, 6 - хирургическому лечению врождённых костных аномалий и 23 - костной регенерации при дентальной имплантации [44]. Заключение Восстановление дефектов костной ткани является важной задачей в практике врача-стоматолога-хирурга, челюстнолицевого хирурга, а успех проведения данного оперативного вмешательства зависит от большого ряда факторов и требует фундаментальных знаний о различных видах биоматериалов, технологии их изготовления, а также преимуществах и недостатках их использования. Применение скаффолдов -это перспективный метод тканевой инженерии. При регенерации костных дефектов наиболее перспективным является применение сложных скаффолдов на основе синтетических материалов с включёнными в их состав минеральными компонентами и ростковыми факторами.

About the authors

I. A Stamboliev

People's Friendship University of Russia

117198, Moscow, Russian Federation

Julia Vladimirovna Gazhva

603005, Nizhny Novgorod, Russian Federation

Email: gazhva@yandex.ru
PhD, Tutor, assistant of the Department of Maxillofacial Surgery and Implantol-ogy NNSMA

S. G Ivashkevich

People's Friendship University of Russia

117198, Moscow, Russian Federation

V. M Ryabova

603005, Nizhny Novgorod, Russian Federation

References

Supplementary files