1
ستاد ویژه توسعه فناوری نانو Iran Nanotechnology Innovation Council بستن
  • ستاد ویژه توسعه فناوری نانو

  • بانک اطلاعات شاخص های فناوری نانو

  • سایت جشنواره فناوری نانو

  • سیستم جامع آموزش فناوری نانو

  • شبکه آزمایشگاهی فناوری نانو

  • موسسه خدمات فناوری تا بازار

  • کمیته استانداردسازی فناوری نانو

  • پایگاه اشتغال فناوری نانو

  • کمیته نانو فناوری وزارت بهداشت

  • جشنواره برترین ها

  • مجمع بین المللی اقتصاد نانو

  • اکو نانو

  • پایگاه اطلاع رسانی محصولات فناوری نانو ایران

  • شبکه ایمنی نانو

  • همایش ایمنی در نانو

  • گالری چند رسانه ای نانو

  • تجهیزات فناوری نانو

  • صنعت و بازار

  • باشگاه نانو

رگزایی با رویکرد مهندسی بافت

افراد مقاله : ‌ نویسنده اول - بهناز سادات افتخاری , نویسنده دوم - مهناز اسکندری , نویسنده سوم - فاطمه دادخواه

موضوع : آموزش و ترویج کلمات کلیدی : مهندسی بافت - نانوساختار سه بعدی تاریخ مقاله : 1398/07/09 تعداد بازدید : 611

ﻣﻬﻨﺪﺳﻲ ﺑﺎﻓﺖ ﻳـﻚ ﺣﻮزه ﻣﻄﺎﻟﻌﺎﺗﻲ ﺟﺪﻳﺪ اﺳﺖ ﻛﻪ در آن اﺻﻮل ﻣﻬﻨﺪﺳﻲ و ﺑﻴﻮﻟـﻮژی، ﺟﻬﺖ اﺻﻼح ﺑﺎﻓﺖ زﻧﺪه آﺳﻴﺐ دﻳﺪه ﺑﻜـﺎر گرفته شده و ﻣﻮﺟـﺐ ﺗﺠﺪﻳﺪ، ﺗﺮﻣﻴﻢ وﺣﻔﻆ بافت ﻣﻲ ﺷﻮد. در واقع در سالهای اخیر استفاده از این علم به منظور درﻣﺎن ﺿﺎﻳﻌﺎت ﺑﺎﻓﺘﻲ و اﻧﺪاﻣﻲ و ﺣﺘﻲ ﺟﺎﻳﮕﺰﻳﻨﻲ ﻛﺎﻣﻞ ﻳﻚ اﻧﺪام، ﺑﺴﻴﺎر ﻣﻮرد ﺗﻮﺟﻪ ﻗﺮار گرفته اﺳت. محدودیت اصلی مهندسی بافت سه بعدی، عدم توانایی در رگسازی کافی به منظور تغذیه و انتقال اکسیژن به سلولها چه درمحیط برون تنی و چه در بدن می باشد. به دلیل این مشکل در بسیاری از موارد، بافت مهندسی شده با شکست مواجه می شود و کارآمد نیست. امروزه تحقیقات زیادی به بررسی راه هایی برای رگزایی موثرتر بافت های پیوندی در داخل بدن و در آزمایشگاه پرداخته اند. هدف در این مطالعه بررسی اهمیت رگزایی و روشهای ایجاد آن در مهندسی بافت می باشد.

 

1-مقدمه
مهندسی بافت بر روی دو موضوع فراهم آوردن محیط مناسب برای سلول‌ها جهت ایجاد یا ترمیم و بازسازی بافت آسیب دیده، تمرکز دارد. استفاده از مهندسی بافت و طراحی ساختارهایی مشابه بافت‌های آسیب‌دیده، نیازمند بکارگیری ابزارهای اصلی نظیر داربست‌ سلولی، سلول‌ (ها) مناسب و مولکول‌های زیستی فعال[1] (عوامل پیام رسان[2]) ، در شرایط آزمایشگاهی می‌باشد. موفقیت در مهندسی بافت مرهون تقلید هرچه بهتر از محیط درون تنی سلول‌ها جهت تبادل پیام و رفتار مناسب از جانب آن‌ها به منظور رشد بافت طبیعی می‌باشد[6]. بزرگترین چالش در مهندسی بافت ساختار های سه بعدی، رگ‌زایی و در نتیجه محدودیت‌های انتقال جرم است. جدا از اینکه بافت هدف چه بافتی باشد، محدودیت‌هایی در زمینه انتقال مواد غذایی و اکسیژن را به سلول و مواد حاصل از سوخت و ساز به خارج از آن، شاهد هستیم. لذا تا کنون تنها بافت‌هایی مهندسی شده اند که به دلیل ابعاد کوچکشان، می‌توانند با استفاده از پدیده‌ی نفوذ مواد غذایی و اکسیژن خود را تامین کنند. علاوه بر این، رگزایی موجب یکپارچگی بافت پیوندی با بافت‌های اطراف خود می‌شود و سایر رفتارهای مناسب سلولی را تحت تاثیر قرار میدهد. در صورت عدم شکل گیری این یکپارچگی،یعنی رگزایی نامطلوب، مهندسی بافت موفق نخواهد بود[7].

رگ‌های خونی، مواد غذایی و اکسیژن را به تمام بافت‌های بدن می‌رسانند و مواد زائد و سمی را از آنها می‌زدایند. شاخه­های شبکه‌ی عروق به صورت منظم در سه بعد سازمان یافته‌اند تا مواد غذایی کافی را به همه‌ی سلول‌های بافت برساند و امکان نفوذ و انتقال گرما را فراهم کنند. دیواره‌ی این شبکه از سلول‌های اندوتلیال و دیواره‌ی رگی[3] (شامل غشای پایه، لایه الاستیک، ماهیچه صاف و بافت همبند) تشکیل شده‌‌است که توسط ماتریس خارج سلولی احاطه می‌شود (شکل1). منشا، تعداد، نوع و نظم سلول‌های دیواره؛ ترکیب داربست و ارتباط میان سیستم عروقی و اعصاب به محل رگ بستگی دارد.

تغییرات در فعالیت‌های متابولیکی منجر به تغییرات متناسب در مویرگسازی می‌شود. اکسیژن نقش محوری در این تنظیم بازی می‌کند و فاکتورهای همودینامیکی نیز برای بقای شبکه‌ی مویرگی و انطباق ساختاری دیواره‌ی عروقی حیاتی‌اند. رگزایی فرآیندی کاملا دینامیک است. به عبارت دیگر براساس تقاضای عملکردی در بافت، مویرگ‌ها می‌توانند رشد و پیشروی داشته باشند یا دچار زوال و پس‌روی شوند. به‌عنوان مثال ورزش و تحرک بدنی، رگزایی را در ماهیچه ها و قلب تحریک می‌کند، در حالیکه با توقف تحرک بدنی، پس‌روی مویرگ‌ها را شاهد هستیم. همچنین مویرگ‌ها در حین افزایش وزن در بافت چربی رشد کرده و با کاهش وزن از بین می‌روند. تحریک رگزایی می‌تواند درمانی برای بیماری‌های ایسکمی قلبی و شریان محیطی و یا ترمیم زخم باشد. کاهش و جلوگیری از رگزایی نیز در درمان سرطان، بیماری‌های چشمی، و آرتریت روماتوئید بسیار کارآمد است[8]. جان هانتر[4]، آناتومیست اسکاتلندی اولین دیدگاه علمی در زمینه‌ی رگزایی را بر اساس مطالعات خود ثبت کرد. مشاهدات او نشان داد که در سلامت یا بیماری، میان نیازهای متابولیکی و میزان رگ‌زایی تناسبی برقرار است. این باور در سال 1794 در رساله‌ی او به این صورت منتشر شد "در مجموع، هرگاه عمل قابل توجه و سریعی در حال انجام باشد، مشاهده می‌شود که سیستم عروقی به همان نسبت بزرگ می‌شود". هرچند کلمه‌ی رگزایی در این نوشته به کار نرفته‌است اما هانتر اولین کسی بود که به تنظیم رگزایی براساس یک قانون پایه‌ای در طبیعت اشاره کرد[7]. تاریخچه‌ی مدرن رگزایی با مطالعات علمی جوده فولکمن[5] که فرضیه‌ی وابستگی رشد تومورسرطانی به رگزایی را مطرح کرد، آغاز شد. با طرح این فرضیه و اثبات آن ،تحقیقات زیادی در زمینه‌ی رگزایی انجام‌گرفت[9].

رگ‌هایﺧﻮﻧﻲ از دو ﻣﻜﺎﻧﻴﺴﻢ ﻣﺨﺘﻠﻒ ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻣﻲ ﺷﻮﻧﺪ؛ آﻧﮋﻳﻮژﻧﺰ[6] و واسکوﻟﻮژﻧﺰ[7]. آﻧﮋﻳوژﻧﺰ ﻳﺎ رگ‌زاﻳﻲ ﺑﻪ ﻣﻌﻨﻲ ﺗﺸﻜﻴﻞ ﻣﻮﻳﺮﮔﻬﺎی ﺟﺪﻳﺪ از ﻋﺮوق اوﻟﻴﻪ است (شکل 2). رﮔﺰاﻳﻲ در ﺣﺎﻻت ﻣﺨﺘﻠﻒ ﭘﺎﺗﻮﻟﻮژﻳﻚ ازﻗﺒﻴﻞ رﺷﺪ ﺗﻮﻣﻮر، متاستاز، آرﺗﺮﻳﺖ روﻣﺎﺗﻮﺋﻴﺪ و ﻫﻤﭽﻨﻴﻦ در ﻓﺮاﻳﻨﺪ‌های ﻓﻴﺰﻳﻮﻟﻮژﻳﻚ ﻣﺎﻧﻨﺪ رﺷﺪ و ﻧﻤﻮ اﻧﺪام، ﺗﺮﻣﻴﻢ زﺧﻢ و ﺗﻮﻟﻴﺪ مثل دخیل می‌‌ﺑﺎﺷﺪ. آﻧﮋﻳﻮژﻧﺰ ﻳﻚ ﻓﺮآﻳﻨﺪ ﻻزم در فیزیولوژی ﻃﺒﻴﻌﻲ اﺳﺖ و در ﺻﻮرﺗﻲ برهم خوردن ﺗﻌﺎدل ﺑﻴﻦﻓﺎﻛﺘﻮرﻫﺎی اﻟﻘﺎﻛﻨﻨﺪه و ﻣﻬﺎرﻛﻨﻨﺪه آﻧﮋﻳﻮژﻧﺰ، ﺷﺮاﻳﻂ ﺑﺮای اﻳﺠﺎد ﺑﺮﺧﻲ بیماری‌ها بوجود می‌آﻳﺪ.

ﺑﺮﺧﻼف آﻧﮋﻳﻮژﻧﺰ ﻛﻪ در ﺗﻤﺎم ﻣﺮاﺣﻞ زﻧﺪﮔﻲ اﻧﺴﺎن وﺟﻮد دارد واﺳﻜﻮﻟﻮژﻧﺰ ﻓﻘﻂ در دوره کوتاهی از مراحل جنینی دیده‌می‌شود. البته امروزه واژه واسکولوژنز به ایجاد رگ‌های خونی در افراد بالغ که با سلول‌های پیش‌ساز اندوتلیال صورت می‌گیرد نیز اطلاق می‌شود. واسکولوژنز در دوران جنینی در هردو قسمت‌ داخل جنینی و خارج جنینی، با مکانیسم های متفاوتی دیده می‌شود. تا یک دهه قبل، اعتقاد بر این بود که این مکانیسم رگ‌زایی فقط در دوران جنینی وجود دارد، در حالی که مطالعات اخیر نشان داده اند که خون محیطی بزرگسالان حاوی رده‌های سلولی مشتق‌شده از مغز استخوان با ویژگی مشابه آنژیوبلاست جنینی، می‌باشد. این سلول‌ها قابلیت تکثیر و تمایز به سلول‌های اندوتلیال بالغ را که سلول‌های پیش‌ساز اندوتلیال[8] (EPC) خوانده می‌شوند را دارند[3].

یکی از انواع آنژیوژنز، آنژآنژیوژنز درمانی است.به طور معمول رگ زایی از جمله فرآیند های طبیعی در بدن است ولی می توان این فرآیند را در بافت بیمار با اهداف درمانی، شبیه سازی کرد. برای مثال در هنگام سکته قلبی، در اثر تشکیل پلاک، خون رسانی به بطن چپ متوقف شده و مرگ سلولی در اثر کمبود مواد غذایی و در نتیجه از کار افتادگی قلب را شاهد هستیم. در صورت طراحی روشی جهت افزایش خون رسانی به این بخش ها، عملکرد ماهیچه قلبی بازگردانده شده و از مرگ سلول ها جلوگیری می شود. این روش درمانی تحت عنوان آنژیوژنز درمانی شناخته می شود (رگ های جدید از عروق موجود در بافت به وجود می آیند به همین دلیل وسکلوژنز نام نمی گیرد). این روش درمانی زیر شاخه پزشکی بازساختی[9] است. در این مکانیزم با انتقال عوامل رگ زایی (VEGF، FGF) به محل مورد نظر، عروق جدید شکل می گیرند. روش های متفاوتی که برای انتقال این عوامل استفاده می شود شامل انتقال مستقیم پروتئین و انتقال ژن های بیان کننده پروتئین ها می‌باشد. این عوامل می توانند از طریق کتتر [10]به درون عروق کرونری یا به طور مستقیم به ماهیچه قلب ترزیق شوند[10].

 

2-رگ‌زایی در مهندسی بافت
در بدن، اکثر سلول‌ها در فاصله‌ی کم‌تر از 100 تا 200 میکرومتر از مویرگ قرار دارند. این فاصله فضای مناسبی برای انتشار اکسیژن ، انتقال غذا و دفع مواد زائد می‌باشد. هنگامی که بافت‌های ساخته شده به بدن پیوند زده می‌شوند، این محدودیت باعث می‌شود که فقط سلول‌هایی که از نزدیک‌ترین رگ 100 تا 200 میکرون فاصله دارند، زنده بمانند. بنابراین بافت می بایست قبل از پیوند، پیش‌رگزایی داشته‌باشد. این کار با تمهیدات مناسب در مورد سلول و بافت انجام می‌شود، در واقع می‌توان با کنترل نرخ انتشار مواد غذایی و اکسیژن، اندازه‌ی ساختار بافت مهندسی‌شده و یکپارچه شدن با رگ‌های میزبان، مشکلات عدم رگزایی را حل کرده و مانع مرگ بافت شد[11].

 

2-1-رگ زایی پس از قرارگیری ساختار سه بعدی در بدن

باتوجه به فرآیندهایی که در سیستم بیولوژیک جهت رگ زایی طی می شود، برای ایجاد رگ در یک ساختار سه بعدی مهندسی‌شده نیز می‌توان دو رویکرد متفاوت داشت:

1) وسکلوژنز

در این روش با اعمال محرک های خارجی به سلول های بنیادی مزودرم، آنها را برای تمایز به همانژیوبلاست ها و سپس دیگر انواع سلولی لازم جهت شکل گیری رگ خونی، تحریک می‌کنیم. چالش‌هایی که در این رویکرد وجود دارد شامل منبع تهیه سلول بنیادی، امکان تمایز آنها به شکل دلخواه، مشکلات اخلاقی پیش رو و امکان پایدار نگه داشتن مویرگ های شکل گرفته می‌باشند[10و11].

2) آنژیونز

از جمله شرایط مورد نیاز جهت شکل گیری مویرگ ها در طی فرآیند آنژیوژنز، وجود مویرگ ها و هیپوکسی است. پس با ایجاد یک مویرگ بر اساس روش ذکر شده در بخش وسکلوژنز و قرار دادن آن در شرایط هیپوکسی می‌توان به صورت تئوری شبکه ای از مویرگ‌ها ایجاد کرد. در این روش نیز علاوه بر چالش‌های ذکر شده برای وسکلوژنز مویرگ اولیه، چالش‌های دیگری از جمله نحوه ایجاد شرایط هیپوکسی و شیوه حمایت از ساختار مویرگ‌های ایجاد شده، مطرح هستند[10و11].

این نوع رگ زایی را که پس از کاشت ساختار در درون بافت موردنظر ایجاد می شود به صورت کلی به دو روش می توان تحریک و تقویت کرد؛ 1) به کمک طراحی مناسب داربست و 2) با بهره گیری از عوامل رشد[7]. البته این فرایند رگ زایی بسیار زمان بر می‌باشد، به صورتی که جهت رسیدن ساختار رگ به درون ساختار سه بعدی بافت طراحی‌شده، چندین هفته زمان لازم است. از همین رو، روش­های جایگزینی ارائه شده‌اند که در ادامه به آنها اشاره می‌شود ولی پیش از آن توضیحاتی در رابطه با طراحی داربست‌ و رهایش عوامل رشد می‌دهیم.

2-1-1-طراحی داربست
علاوه بر پوشش داربست با فاکتورهای رگزایی و کنترل سرعت رهایش، خود داربست می‌تواند به‌گونه‌ای طراحی شود که رگزایی را افزایش دهد. این مهندسی باید به گونه‌ای باشد که گرادیان اکسیژن، رژیم جریان، جهت‌گیری سلول و رگزایی کنترل شوند. در مهندسی داربست‌، توانایی نگهداری و ایجاد فشار اکسیژن مناسب و انتشار مواد غذایی در سر تا سر داربست ضروری است زیرا این امر باعث زنده نگه داشتن سلول‌ها و عملکرد مناسب آنها می‌شود که در زیست سازگاری حائز اهمیت است[12].

به طور کلی جهت بهبود رگ زایی در درون داربست، اندازه حفرات و میزان پیوستگی آنها به یکدیگر از اهمیت بالایی برخوردار است. مطالعات نشان داده اند که درتخلخل‌هایی با اندازه کوچکتر از 300-250 میکرومتر رگ زایی به طور موثری انجام نمی‌شود. از سوی دیگر حتی اگر اندازه تخلخل ها در این بازه بوده و داربست بسیار متخلخل باشد، در صورتی که این حفرات به یکدیگر متصل نباشند، رگ زایی عمقی که هدف نهایی است به علت عدم امکان مهاجرت سلولی، شکل نمی گیرد[7و13]. روش های سنتی ساخت داربست ها (جداسازی فازی[11]- خشک سازی انجمادی[12]...) امکان ایجاد چنین تخلخل هایی را به طور کامل نمی‌دهند. از همین رو توجه بر روی روش های نوین مانند روش ساختار آزاد جامد [13] (SFF) که قابلیت طراحی تخلخل‌ها و تعیین میزان ارتباط آنها را می دهند، جلب شده است[7].

یکی از روش‌های افزایش تطبیق داربست با شکل گیری رگ، ایجاد مجرا بر روی داربست است. جهت ایجاد کانال از میله‌های شیشه‌ای استفاده می‌شود. این میله ها را درون داربست کلاژنی فرو کرده و خارج می‌سازند. اندازه و توزیع این کانال‌ها با توجه به اندازه‌ی میله ها (معمولا بین 10-5 میکرومتر) و فاصله‌ی میله‌ها از هم تنظیم می‌شود. این کانال‌ها توانایی انتقال جریان و زنده نگه داشتن سلول‌ها را دارند. لازم به ذکر است که این کانال‌ها را می‌توان با استفاده از لیزر نیز در داربست ایجاد کرد. در مطالعه‌ای که اخیرا در دانشگاه MIT انجام گرفته‌است، کانال‌های ایجاد شده بر روی داربست را با استفاده از نظریه‌ی بی نظمی (آشوب) و فراکتال طراحی کردند. همان طور که می‌دانیم رشد و توزیع رگ‌ها در بدن از قوانین فراکتال تبعیت می‌کند. استفاده از این روش سبب بهبود رگزایی داربست شد. عاملی که در این روش ممکن است بر زیست سازگاری تاثیر منفی بگذارد، اندازه‌ی کانال‌ها و زاویه‌دار بودن آنهاست. اگر اندازه‌ی کانال در قسمت‌هایی بسیار باریک شود به گونه‌ای که سلول توانایی عبور پیدا نکند، در همان جا حبس شده و می‌میرد. همچنین میله‌ها باید به گونه‌ای باشند که در نهایت در روی داربست، الگوهای سطحی که برای رشد سلول مناسب نیستند به وجود نیاید. در کانال‌ها مسیر بن بست نیز نباید وجود داشته‌باشد. چرا که بافت توانایی دفع مواد زائد و دریافت مواد غذایی جدید را پیدا نمی کند[12].

 

2-1-2-رهایش عامل­های رشد
جهت رگ زایی در درون ساختار ابتدا لازم است که این رگ های جدید شکل بگیرند ولی به علت عدم پایداری آنها مرحله ای به عنوان بلوغ و رشد آنها تا زمانی که امکان خون رسانی به صورت کامل را پیدا کنند، در نظر گرفته شده است.

جهت شکل گیری رگ جدید ترشح عامل رشد در محیط ضروری است. یک از رویکرد هایی که برای دستیابی به این هدف وجود دارد، غنی سازی داربست با عوامل پیش رگزایی مانند عوامل رشد اندوتلیال رگی (VEGF) [14] ، عوامل رشد فیبروبلاست (bFGF) [15] یا عوامل رشد مشتق‌شده از پلاکت‌ها[16] (PDGF) است. در بدن نیز همین اتفاق می افتد. این عوامل با داربست خارج سلولی به هم می‌پیوندند و باعث رگزایی می-شوند. به عنوان مثال، پوشش کلاژن با PDGF، در رگزایی بسیار موثر است. این پوشش بر روی داربست‌های آلجینات هم باعث افزایش رگزایی می‌گردید.

همانطور که توضیح داده شد، این عامل های رشد جهت افزایش رگ زایی ضروری اند ولی استفاده از آنها به صورت منفرد (همانطور که امروزه بسیار رایج است) می‌تواند سبب شکل گیری رگ‌هایی بدون سازماندهی مشخص و غیر عملکردی شود. به همین دلیل تثبیت این رگ‌های جدید اهمیت ویژه ای پیدا می‌کند. از جمله عوامل رشدی که به این منظور استفاده می شوند می توان به PDGF، TGF-β و Ang1 اشاره کرد[7].

فعال سازی این فاکتور های رشد به صورت غیر مستقیم، روشی اثرگذارتر است. در این روش با رهایش فاکتورهای رشدی مانند SHH، HIF و BMP، سلول های موجود در موضع را به ترشح عوامل رشد رگ زایی تحریک می‌کنیم. به دلیل آنکه به این صورت سلول ها خود توانایی کنترل میزان ترشح فاکتور‌ها را دارند می‌توان از میزان موثر فیزیولوژیک آنها اطمینان پیدا کرد. همچنین به این صورت می‌توان میکروگرادیانی از عامل‌های رشد ایجاد کرد. این شرایط، اثر مستقیمی بر روی شکل گیری مورفولوژیکی مویرگ‌ها دارد. از سوی دیگر به این وسیله تمامی فاکتور های رشدی که برای هر دو مرحله رگ زایی (ایجاد رگ و تثبیت آن) لازم هستند در زمان درست و به مقدار صحیح ترشح می شوند[7].

یکی از مشکلاتی که در این روش وجود دارد چگونگی رهایش این عامل های رشد بشکل تدریجی است. بعلاوه این مواد باید به طور یکنواخت به سلول‌ها رسانده شوند. رهایش ناگهانی و در واقع مقدار بالا یا پایین این عوامل، ممکن است رشد سلول‌ها را مختل سازد. این امر روند زیست سازگاری داربست‌ها را با اختلال رو برو می‌کند. اگر رهایش عوامل کنترل نشوند و بیش از اندازه رها شوند، ممکن است روند رگزایی نامنظم پیش‌رود و منجر به ایجاد تومور گردد. در نهایت توانایی برای زمانبندی و آزاد سازی عامل رشد می‌تواند درجه‌ی رگزایی بافت را کنترل کند. از سوی دیگر به علت عدم پایداری ساختار این پروتئین ها در شرایط درون تنی، در تزریق مستقیم آنها با محدودیت مواجه هستیم[14].

به منظور رفع این مشکلات، تعبیه سیستمی جهت رهایش پیوسته و قابل کنترل عوامل رشد در درون بافت مهندسی شده پیش از ایمپلنت سازی آن، ضروری است[14]. روش های گوناگونی شامل اضافه کردن پروتئین ها و ژن های نوترکیب به بیومتریال ها (رهایش آنها به صورت نفوذ غیر فعال یا کنترل شده با تخریب داربست) و یا استفاده از سلول هایی اصلاح ژنتیکی شده اند (به گونه ای که به صورت مقادیر زیادی از عامل های رشد را رها کنند) می باشد[7].

در صورت استفاده از پروتئین های قرار داده شده در داربست، رهایش به شکل مستقل از فرآیند رشد و ترمیم صورت می گیرد و میزان رهش غیر قابل کنترل است[7]. در صورتی که رهایش بر اساس تخریب باشد، میزان رهایش وابسته به ترکیب و ساختار هندسی داربست است[7].

روش دیگری که وجود دارد استفاده از سلول های اصلاح شده ژنتیکی است. می توان این سلول‌ها را بین داربست‌های بیومتریالی کشت کرد تا سیتوکین‌ها[17] که موجب تنظیم مهاجرت سلول‌های سازنده رگ، تکثیر و بلوغ آن‌ها می شود، ترشح شوند. این روش، قابل کنترل‌تر از روش قراردهی پروتئین ها بر روی داربست است. در روش‌قبلی ، عامل های رشد به صورت تصادفی روی داربست توزیع می شدند و احتمال بوجود آمدن تومور را افزایش می‌دهند. در مطالعه‌ای، سلول‌های بنیادی مزانشیمال را در یک مدل موشی دچار آسیب پوستی استفاده کردند. این سلول‌ها، VEGF را به میزان بالایی تولید می‌کنند و رگزایی را افزایش می‌دهند. در مقایسه با روش اعمال مستقیم VEGF روی داربست، رگزایی در زمان کوتاهتر و به صورت کامل تری صورت گرفت. [15]

 

2-2-رگ زایی پیش از قرار دادن بافت سه بعدی مهندسی شده در موضع نهایی درون بدن

دراین روش می توان به دو صورت رگ را در درون ساختار، پیش از ایمپلت شدن آن در بدن، قرار داد؛ پیش رگ زایی درون­تنی و پیش رگ زایی برون­تنی.

 

2-2-1-پیش رگ زایی [18]درون­تنی
در نوع درون­تنی، در مرحله اول ساختار سه بعدی در بخشی از بدن که رگ‌ها به شکل محوری در آن قرار گرفته‌اند (مانند ماهیچه) با جراحی قرار می‌گیرد. قرار گیری این ساختار که اکنون دارای یک سرخرگ در میان خود است، درون بدن به مدت چندین هفته می‌تواند رشد مویرگ‌ها را به درون ساختار سه بعدی تضمین کند. در مرحله دوم این بافت مهندسی شده به همراه رگی که به آن غذارسانی می‌کرد و مویرگ های تشکیل شده در آن با جراحی از موضع اولیه خارج شده و به بافت هدف انتقال داده می‌شوند. در آنجا رگ محوری به ساختار رگ موضع متصل می‌شود. به این ترتیب بلافاصله پس از ایمپلنت شدن، جریان خون وارد ساختار می‌شود (شکل2). با وجود این مزیت، از جمله معایب این روش می‌توان به وجود نیاز به دوبار عمل جراحی مجزا اشاره کرد. همچنین رگ محوری باید از موضع اول خارج شود. گاهی به علت زمان بر بودن رگ زایی در مرحله اول، سلول‌هایی که در بخش مرکزی ساختار وجود داشته اند از بین رفته اند، به همین دلیل نیاز به کشت دوباره سلول ها است[7].

 

2-2-2-پیش رگ زایی برون­تنی
در حالت برون­تن با توجه به اینکه سلول‌های اندوتلیال شروع کننده‌ی رگزایی هستند، قرار دادن آنها در شرایط برون تنی مناسب می‌تواند سبب شکل گیری رگ شود. در صورت قرار دادن سلول اندوتلیال در داخل بافت های دیگر (علت نامگذاری این روش تحت عنوان "کشت دوتایی[19]") و ایجاد شرایط مناسب می توان ساختار اولیه ای از رگ را ایجاد کرد. با قرار دادن این بافت که اکنون حاوی ساختار ابتدایی رگ است در درون بدن، به صورت خودکار میان شبکه رگی ایجاد شده درون ساختار سه بعدی با رگ های در حال رشد موضع اتصال ایجاد می‌شود. به این ترتیب از رشد رگ های بخش میزبان به درون ساختار مهندسی شده، بی نیاز می شویم. از همین رو زمان مورد نیاز جهت تکمیل فرآیند رگ زایی در ساختار به طور قابل ملاحظه ای کاهش می‌یابد. البته به علت عدم اتصال اولیه این ساختار درونی با رگ های موضع، خون رسانی به آن بلافاصله ممکن نیست. برای مثال در مطالعه‌ای که برای مهندسی بافت استخوان صورت گرفته‌است، سلول اندوتلیال و سلول پیش‌ساز استخوان[20] در کشت سلولی به صورت کروی با هم شبکه ی پیش رگی تشکیل دادند اما هنگام پیوند در بدن عملکرد مناسب و یکپارچگی قابل توجهی نشان ندادند[16].

از سوی دیگر شرایط کشتی که ساختار در حالت برون تنی در آن قرار می‌گیرد به علت تنوع سلول‌های موجود در بافت هدف پیچیده تری خواهد شد. از همین رو استفاده از فاکتور های رگ زایی به علت امکان اثرگذاری منفی بر روی رشد دیگر سلول های تشکیل دهنده ساختار مهندسی شده، محدود خواهد شد[7]. در این روش، سلول های اندوتلیال به دو صورت وارد بافت یا داربست می شوند؛ به صورت کره های چند سلولی سه بعدی یا به صورت کشت در درون داربست. سلول‌های اندوتلیال خصوصا در حضور فاکتورهای رگزایی مثل VEGF، bFGF و یا در کشت همزمان با سلول‌های فیبروبلاست، جوانه‌های شبیه به مویرگ ایجاد می‌کنند. اما قطر و طول جوانه‌ها هنگامی که اندوتلیال با سلول‌های استخوانی کشت می‌شود، کاهش می‌یابند[17]. مشاهده شده است که فیبروبلاست ها شکل‌گیری شبکه‌ی سلولی اندوتلیال را منظم می‌کنند. بنابراین می توان گفت در کره‌های چند سلولی حتما باید از فیبروبلاست استفاده کرد. وقتی از این کره‌ها استفاده شود، موفقیت زیادی در رگزایی و به تبع آن در زیست سازگاری داربست حاصل می‌شود[16].

به منظور فراهم آوری شرایط مناسب جهت کشت سلول های اندوتلیال در درون بافت ها به صورتی که در بالا اشاره شد، شرایط ویژه ای نیاز است. از سوی دیگر روش های معمول دو بعدی در تقلید شرایط درون تنی موفقیت چندانی نداشته اند. مطالعات نشان داده اند که رشد بافت و تمایز سلول ها در شرایط درون تنی به فضای اطراف سلول و محرک های محیطی وابسته اند. از همین رو، محیط کشت سه بعدی (همانند آنچه که به کمک بیوراکتور ایجاد می شود) برای شبیه سازی عملکرد سلول و بافت ضروری است. این محیط های کشت علاوه بر دربرداشتن منابع تمایز یافته یا تمایز نیافته سلولی و میکرومحیط[21]سه بعدی (که به مواد سازنده داربست و یا روش های جایگزین مانند کشت میکرو-جرمی[22] یا روش صفحه های سلولی، وابسته اند) ، امکان اعمال تحریکات بیوشیمیایی و فیزیکی (دقیقا مشابه با آنچه که سلول در شرایط بدن احساس می کند) را فراهم می آورند[18]. دسته بندی های متفاوتی برای بیوراکتور ها، بر اساس بافت مورد مطالعه، شرایط مکانیکی که بیوراکتور فراهم می آورد، جریان آن و غیره انجام شده است. دسته بندی بیوراکتورها بر اساس نوع جریان و محیط مکانیک شامل سیستم های استاتیک (محیط ثابت و محیط چرخان[23]) است، سیستم های دینامیک یا با دیواره چرخان، سیستم های زیست تقلید و سیستم های تزریق کننده جریان، می باشد[19و20].

2-2-2-1-بیوراکتورها
بیوراکتور سیستمی است که حداقل یکی از عملکرد های زیر را داشته باشد:

1) محیطی مناسب جهت رشد و تکثیر و تمایز سلول‌ها در شرایط درون آزمایشگاهی فرهم کند،

2) توزیعی متوازن از سلول ها بر روی داربست سه بعدی ایجاد کند،

3) غلظت مطلوبی از موادغذایی را فراهم آورده و حفظ کند،

4) انتقال جرمی موثر به بافت فراهم کند،

5) بافت را در معرض محرک های مکانیکی قرار دهد.

از ویژگی های مهم بیوراکتورها تکرارپذیری بالای آنها، کنترل و هدایت خودکار برای یک فرایند زیستی خاص است که به این ترتیب می توان از کارکرد آنها برای بزرگ کردن مقیاس فرآیند تا حد صنعتی استفاده کرد. به وسیله بیوراکتورها می‌توان انواع محرک های مکانیکی، از طریق اعمال فشار یا تنش و تنظیم جریان سیال (تنش برشی) ، و شیمیایی را به گونه ای ایجاد کرد که محیطی شبیه به داخل بدن را برای سلول ایجاد کند. بنابراین مورفولو‍‍‍‍ژی سلولی تحت تاثیر نیروهای مکانیکی و هیدرولیکی قرار می‌گیرد تا توسعه یک بافت مشابه شرایطی که در داخل بدن است، باشد[21].

 

3-انواع بیوراکتورها

3-1-سیستم های استاتیک
این بیوراکتور، ساده ترین نوع بیوراکتور بوده و شامل یک فلاسک حاوی محیط کشت است که نمونه بافت در محیط کشت ثابت شده است. در این سیستم ها، ساختار بافت می تواند در محیطی استاتیک (میدان های مکانیکی ثابت) و یا ترکیبی (اعمال میدان های مکانیکی به کمک هم زن های مگنتیکی) رشد کند (شکل 3). برای فراهم آوری بهترین شرایط جهت رشد بافت، نقل و انتقال مواد غذایی، اکسیژن و زدودن مواد مترشح و دی اکسید کربن ضروری است. در سیستم استاتیک، تمامی مواد (به علت عدم وجود جریان درسطح سیال) از طریق نفوذ سطحی بین محیط کشت و بافت انتقال می یابند. در نوع ترکیبی، انتقال جرم بطور عمده از طریق جریان‌های همرفت توده‌ایی انجام می شود و با سطح بافت نیز در تماس بوده که می تواند سبب ناهموار شدن سطح بافت و در نهایت ناهمگن شدن بافت تشکیل شده، بشود [20].

 

3-2-سیستم های دینامیک
3-2-1-بیوراکتورهای با دیواره چرخان
در این بیوراکتورها ساختار سه بعدی در معرض جریان مداومی که به داربست اعمال می شود رشد می کند. در این سیستم به علت وجود اختلاط در جریان موجود در سطح ساختار، انتقال جرم به خوبی صورت می گیرد[22]. این نوع بیوراکتورها معمولاً بشکل استوانه ایی چرخان می باشند که بافت در محور اصلی قرار گرفته است و تحریکات مکانیکی در اثر حرکت چرخشی دیواره به شکل تنش برشی به ساختار مهندسی شده، وارد می شود. اولین مطالعات بر روی این بیوراکتورها توسط ناسا انجام شد و امروزه انواع متفاوت آن، شامل HARV (High Aspect Ratio Vessel) وSTLV  (Slow Lateral Turning Vessel) ساخته شده اند. این سیستم متشکل از لوله ای است که به صورت افقی با سرعتی قابل کنترل در دامنه 40-15 دور بر دقیقه می چرخد و با محیط کشت پر شده است. در این سیستم ها امکان نفوذ جرم داخل بافت و خارج از آن وجود دارد. این لوله می تواند حاوی 100 میلی لیتر محیط کشت باشد و تا 12 ساختار بافتی را در خود جای دهد[20].

سرعت چرخش اولیه به گونه ای تنظیم می شود که محیط کشت و سلول ها به طور هم زمان با لوله بچرخند تا علاوه بر وجود مقدار کمی از تنش برشی در محیط، انتقال جرم موثری نیز صورت گیرد (جریان لایه ای سیال). این بیوراکتورها، اولین سیستم هایی بودند که امکان کشت ساختار های متعدد به صورت هم زمان، تحت تنش برشی کم، میزان انتقال جرم بالا، و رشد سه بعدی را بدون محدود کردن پارامتر های دیگر، فراهم کردند[20].

ساختارهای غضروفی با ضخامت‌های 5/0 میلی‌متری در این فلاسک‌های چرخان رشد داده شده‌اند، البته این ساختارها هنوز برای استفاده‌های بالینی بسیار نازک هستند. انتقال توده در فلاسک‌ها به قدر کافی نبوده، و برای توزیع سلولی همگن در سرتاسر داربست‌ها کفایت نمی‌کند. بلکه سلول‌ها هنوز بر روی ساختارهای پیرامونی رشد می‌کنند[23]. در هنگام تولید بافت‌ در آزمایشگاه، سیستم های بیوراکتور معمولاً برای ایجاد یک جریان مدار-بسته محیط کشت در میان یک داربست متخلخل استفاده می‌شوند. این کار باعث زنده ماندن سلول در سرتا سر داربست می‌شود. این روش بر زیست سازگاری‌ هم تاثیرات مثبت و هم منفی دارد. حرکت سیال موجب می‌شود که مواد غذایی تازه به اکثر سلول‌ها برسد و مواد زائد دفع شده از آنها زدوده شود که این امر زیست سازگاری را بهبود می بخشد. همچنین این جریان محیط کشت بر خواص مکانیکی سلول اثر می گذارد. نیروهای مکانیکی که در اثر این جریان بر سلول وارد می‌شوند، بافت و سلول را آماده‌ی پذیرش شرایط مکانیکی درون بدن می‌کنند. همان‌طور که می‌دانیم در محیط بدن، بر بافت‌های مختلف، نیروهای مکانیکی متعدد و مختلفی وارد می‌شود که اگر بافت‌های پیوندی در معرض این محیط و این نیروها نا آشنا قرار نگرفته باشند، پس از پیوند به سرعت از بین می‌روند. بنابراین بیوراکتور چرخان با این استدلال، بر زیست‌سازگاری تاثیر مثبت دارد. اما از طرف دیگر اگر سرعت جریان محیط کشت به حدی زیاد باشد که نیروی برشی برسلول‌ها زیاد شود، باعث کنده‌شدن سلول‌ها از ایمپلنت‌شده و بر زیست سازگاری داربست تاثیر منفی دارد. همچنین امکان دارد که به غشای سلول‌ها و رشته‌های اکتین درون آن آسیب بزند[24].

 

3-2-2-بیوراکتور با داربست چرخان
در این نوع از سیستم ها بر خلاف آنچه که در بیوراکتورهای با دیواره چرخان مشاهده می شود، داربست در یک محیط ایستا می چرخد. در این سیستم نیز به علت اختلاط ایجاد شده در سطح ساختار بافت، انتقال جرم با نرخ بالایی نسبت به سیستم های کشت ایستا انجام می شود [22].

 

3-2-3-بیورآکتورهای پرفیوژن[24]
شبیه ترین سیستم به انتقال فیزیولوژیکی مواد غذایی در بدن، سیستم پرفیوژن (شکل 4) است. کشت پرفیوژن جریان ثابتی از محیط کشت را بر روی داربست سلولی و یا در درون مجموعه سلول ها فراهم می کند. به کمک این سیستم شرایط نبود مواد غذایی که در کشت های استاتیک رخ می دهد، وجود نخواهد داشت و در نتیجه با غذارسانی بهتر به سلول ها، در نهایت تراکم بیشتری از سلول ها به شکل همگن تری حاصل می گردد[25]. از سوی دیگر جریان همرفتی که به وسیله این نوع از بیوراکتور ایجاد می شود سبب شکل گیری نیروهای مکانیکی گشته و با این ترتیب بر روی رفتار سلولی اثر گذار خواهد بود[22]. در کشت های دارای پرفیوژن همگن، کمترین اختلاف غلظت در درون سیستم مشاهده می شود و از آنها برای فیلتراسیون سلولی و ته نشین سازی استفاده می کنند. از سوی دیگر در محفظه سیستم دارای پرفیوژن ناهمگن، تنوعی از سلول ها و غلظت مواد متابولیکی و غذایی مشاهده می شود[25].

در صورتی که چگالی سلولی به کار رفته، سرعت جریان و نوع داربست در انواع بیوراکتورهای ذکر شده را ثابت در نظر بگیریم، توزیع سلول‌ها، بسته به اینکه در کدام بیوراکتور به کار رود، به شدت تغییر می‌کند. تحلیل های بافت‌شناسی نشان داده اند که در سیستم های استاتیک و سیتم های دارای دیواره یا داربست چرخان، سلول‌های بر روی داربست‌های پیرامونی رشد می کنند. در مقابل کشت در مجرای بیوراکتور جریان پرفیوژن، توزیع یکدست سلول‌ها را در سرتاسر داربست‌ها سبب می‌شوند.

بیوراکتور‌های جریان پرفیوژن معمولا از یک پمپ و یک آشیانه داربست تشکیل شده‌ و از طریق لوله به یکدیگر متصل شده اند. این سیستم دارای یک پمپ جریان است که جریان محیط کشت را با فشار در میان داربست کشت شده با سلول هدایت کند (شکل 5). ساختار بافت در اتاقکی قرار گرفته که برای هدایت جریان از میان داربست طراحی شده است. داربست در جایگاهی در عرض مسیر جریان در دستگاه قرار گرفته است و محیط کشت از میان آن حرکت می کند. به این صورت افزایش انتقال جریان را شاهد هستیم. محیط کشت، درون مخزن قرار گرفته است. با این حال تاثیرات پرفیوژن مستقیم می‌تواند به شدت وابسته به سرعت جریان محیط کشت باشد. به این ترتیب بهینه سازی یک بیوراکتور نفوذ برای مهندسی یک بافت سه بعدی بایستی از طریق ایجاد تعادل دقیق میان انتقال توده‌ای مواد غذایی به سلول‌ها و زدودن محصولات زائد از سلول‌ها، نگهداری از ترکیبات ECM در داخل ساختار درربرابر استرس‌های برشی جریانی القاء شده داخل منافذ داربست انجام شود. بنابراین، این بیوراکتور در کشت چندین نوع بافت شامل استخوان، ماهیچه و چربی استفاده می‌شود. این سیستم عموما بر روی تولید یک رگ خونی تمرکز می‌کند و سبب بهبود رگزایی در دیگر بافت‌ها نمی شود [23].

از جمله سیستم های دیگری که می تواند شرایط مناسب جهت رشد بافت پیش از قرارگیری در بدن را فراهم آورد، سیستم های ریزالکترو مکانیکی (MEMS) [25] هستند. تکنولوژی MEMS با ایجاد شبکه شاخه شاخه‌ای، بستر رگی مشابه بدن فراهم می‌آورد. پلیمرهای استفاده شده در این روش می توانند زیست تخریب پذیر یا زیست تخریب ناپذیر باشند. در روش‌های مبتنی بر سلول، از کشت همزمان سلول‌های اندوتلیال روی داربست استفاده می‌شود. این سلول‌ها باعث پیش رگزایی چه در بدن و چه در آزمایشگاه می‌شوند[21].

 

3-3-سیستم‌های میکروالکترومکانیکی
سیستم‌های میکروالکترومکانیکی در اواخر دهه شصت میلادی در راستای توسعه فن‌آوری نیمه‌هادی‌ها که نسبتا قدیمی و مورد استفاده در مجتمع‌های الکتریکی با ابعاد خیلی بزرگ بودند، گسترش یافت. از همان ابتدا، اهمیت استفاده از این سیستم‌های مینیاتوری برای کاربرد‌های مهندسی پزشکی مورد توجه قرار گرفت. بکارگیری این فن آوری در بیولوژی و پزشکی، رشته جدیدی را بنیان نهاد که سیستم های میکروالکترومکانیکی زیستی[26] نام گرفت. با پیشرفت در روش های ساخت و بهبود معماری ادوات مهندسی در ابعاد میکرو نیز پیشرفته‌تر شد و کاربردهای وسیع‌تری در علوم‌زیستی پیدا کرد. در حقیقت این جهش عظیم را می‌توان به دلایلی از جمله مینیاتوری شدن دستگاه ها همزمان با بهبود کارایی، کاهش هزینه‌ها و افزایش ضریب اطمینان آن‌ها به شمار آورد.

میکروفلوییدیک[27]، شامل کارکردن بر روی نمونه حجم‌های کوچک از سیالات، در مقیاس میکرون است. این حوزه از تحقیقات نقش بسیار مهمی در توسعه دستگاه‌های Bio-MEMS داشته‌‌است. دستگاه‌های میکروفلوییدیک جهت انجام آزمون‌های سلولی طراحی و ساخته می‌شوند. توانایی این سیستم‌ها در تقلید از محیط های بیولوژیک واقعی که با حجم کاهش یافته از واکنشگرها و حضور دیگر عوامل تأثیرگذار فیزیولوژیکی همراه شده است، آن ها را تبدیل یه یک وسیله ایده­آل جهت بررسی عملکرد داروها، شبیه سازی بیماری ها در شرایط برون تنی، و همچنین سیستم هایی با قابلیت کاشت [26]، تبدیل کرده است. از این رو تلاش های زیادی برای ساخت میکرومحیط‌ها با استفاده از سیستم‌های میکروفلوییدیک شکل گرفته است. طراحی دقیق این دستگاه‌ها نیازمند فهم کامل رفتار سیال در مقیاس میکرون می‌باشد. هرچه ابعاد کوچک‌تر می‌شود وبه سمت میکرو و نانو پیش می‌رود، تأثیر نسبی خواص فیزیکی سیال از جمله کشش سطحی و مقاومت سیال برجسته ‌تر می شوند و در نتیجه روی فعالیت کل سیستم اثر می‌گذارد.

معمولاً به دلیل ابعاد کوچک کانال‌ها، عدد رینولدز کوچکتر از 100 می‌باشد. در این حالت جریان لایه‌ای بوده و ترکیب واکنشگرها فقط از طریق نفوذ امکان‌پذیر می‌باشد. کانال های میکروفلوییدیک با اشکال متفاوتی (Y و T) طراحی شده‌ اند که قابلیت اختلاط بین مولکولی را در سیالات جاری در کانالها دارا باشند. برای فائق آمدن بر نواقص این روش و بکار گرفتن سیال در این سیستم‌ها، دستگاه‌هایی نظیر میکروپمپ ‌ها طراحی و ساخته شدند. مزایای چنین دستگاه‌هایی را می توان در افزایش بازده و افزایش سرعت زمان واکنش دانست. در حقیقت میکروپمپ‌ها و میکرودریچه‌ها بخش جدایی‌ناپذیر از سیستم‌های میکروفلوییدی باشند و می‌توانند مقادیر کمی از مایعات را با اندازه های دقیق انتقال دهند. اگرچه، نظریه استفاده از آن ها نزدیک به بیست سال پیش مطرح شد ولی استفاده از آن‌ها در مهندسی پزشکی با چالش های فراوان رو به رو بوده است که از آن جمله می توان به سازگاری و ادغام با سایر سیستم‌ها اشاره نمود. یکی از اولین میکروپمپ‌های ساخته شده، سیستمی بود که برای انتقال انسولین توسط اسمیت و همکاران طراحی گردیده بود. سیستم محرک این دستگاه ها می‌تواند مکانیکی یا غیرمکانیکی باشد. میکروفلوییدیک در زمینه‌های تحقیقاتی جدید نظیر مهندسی بافت نیز دارای اهمیت می‌باشد و می‌توان با ساخت سازه‌های میکروفلوییدیک محیط درون بدن را شبیه سازی نمود تا سلول‌ها بتوانند به سیگنال‌های موقت و دایم در میکرومحیط خود پاسخ دهند[27]. گروه‌های مختلفی در این بخش تحقیق کرده‌اند. برای نمونه جنین موش در چنین سیستم های میکروفلوییدیک پرورش داده شده‌اند. از جریان‌های لایه‌ای در میکروفلوییدیک برای رساندن مواد محلول به سلول با دقت‌های کوچکتر از ابعاد سلولی استفاده شده است. در مطالعه دیگر ماتسو[28] و همکاران طرحی آماده کردند که در آن سلول‌های مایوسایت قلبی در داخل کانال‌ها قرار می‌گرفتند و آن را در جریان غیر همگن قرار می‌دادند. این بررسی توانایی بالای این روش را در تصویرگری دارویی و مطالعات سمیت سلولی با بازده بالا ثابت کرد. با وجود اینکه چندین نمونه از محیط های میکروکشت ساخته شده است، هنوز روش های کشت طولانی مدت سلول باید پیشرفت کنند تا زیست سازگارتر و موثرتر عمل نمایند[28].

بنابراین در این روش می‌توان با ایجاد جریان‌های مناسبی از محیط کشت در میان کانال‌های طراحی‌شده بر بسترهای پلیمری و کشت سلول‌های هدف بر روی این بسترها، محیط مناسبی را جهت بازسازی بافت‌ ایجاد کرد. زیرا در این روش با تغذیه و رساندن میزان مناسب اکسیژن به سلول‌ها، شرایط رگزایی را شبیه‌سازی کرده و مهندسی بافت با موفقیت همراه می‌شود [27].

در رگ زایی نمی توان تنها بر روی چسبندگی سلول به داربست و تهیه مواد مورد نیاز سلول توسط داربست تمرکز کرد. جهت ایجاد رگی دارای عملکرد، وجود محیطی که بتواند رشد سلول را جهت دهی کند، ضروری است. یکی از روش های فراهم آوری این شرایط، استفاده از سیستم های بر پایه­ی MEMS است. در این روش روی قالب سیلیکون چاپ فلزی در ابعاد میکرو انجام شده، پلیمر ذوب شده را به شکل شبکه ای از کانال های سه بعدی صفحه ای (که در ابعاد مویرگ ها است) در می آورند. این کانال ها مانند بیوراکتورهای میکروفلوئیدیکی عمل می کنند و می توان آنها را با سلول های اندوتلیال پوشش داد. این سیستم با فراهم آوردن نسبت بالای سطح به حجم، مقادیر کافی از مواد غذایی و اکسیژن را در کل ساختار فراهم کرده و مانند یک رگ طبیعی، قابلیت حذف مواد زائد را دارد. در زمینه استفاده از این سیستم ها و سلول اندوتلیال جهت بهبود رگ زایی به ویژه در رابطه با پیدا کردن مقیاسی متناسب با اندازه های فیزیولوژیک، تحقیقات زیادی در حال انجام است[21و29].

در هر کدام از این روش‌ها، دو نکته‌ی حیاتی برای تولید یک ساختار قابل رشد و پایا وجود دارد: توانایی برای اندازه گیری فشار اکسیژن در سراسر بافت مهندسی شده و همچنین نقاط تماس بافت تولید شده با بافت میزبان (یعنی جایی که رگ های بافت تولید شده و رگهای بافت میزبان به هم می چسبند) وجود دارد. برای اندازه گیری کمی مقدار اکسیژن، بررسی نرخ های سیال میان بافت، ضرایب نفوذ میان هر ناحیه بافت و نرخ های مصرف اکسیژن در هر نوع سلول، باعث می شود که نیاز به مدل کردن توزیع اکسیژن در بین ساختار داشته باشیم. این فرآیند با روش المان محدود قابل انجام می باشد. هر داربست نیازمند استفاده از معادلات مدلسازی مخصوص به شرایط بیولوژیکی و هندسی خود می باشد. اما استفاده از قانون‌های کلی مانند قانون انتشار فیک،[29] ، معادلات ناویه -استوکس[30] و قانون دارسی[31] برای جریان سیالات موجود در میان تخلخل ها به نوبه ی خود باعث ایجاد فهم پایه‌ای از بافت تهیه شده، می گردد. علاوه بر این، اندازه گیری مستقیم غلظت اکسیژن میان داربست که با استفاده از پروب های اکسیژن انجام می شود، اجازه می دهد تا این مدل ها به صورت کمی ارزیابی شوند. به منظور اتصال مناسب بین بافت های پیش رگزایی شده و رگهای میزبان، در نظر گرفتن اندازه‌ی سطح تماس، نرخ سیال‌های مورد نیاز و آسان بودن ادغام بافت میزبان و بافت تهیه شده، ضروری می باشد[7و21].

 

4-جمع بندی
امروزه تحقیقات در زمینه مهندسی بافت جهت حفظ، ترمیم و بازسازی بافت‌های آسیب‌دیده به منظور جایگزینی جراحی‌های سخت، گسترش یافته‌است. اما مهم‌ترین چالش در این زمینه رگزایی بافت مهندسی‌شده جهت اکسیژن‌رسانی و تغذیه سلول‌های هدف است. که در بسیاری از مطالعات، به دلیل عدم رگزایی،داربست‌های مهندسی بافت با شکست مواجه‌شده‌است. رگ‌هایﺧﻮﻧﻲ در داخل بدن از دو ﻣﻜﺎﻧﻴﺴﻢ ﻣﺨﺘﻠﻒ، آﻧﮋوﻳﻮژﻧﺰ[32] و واسکوﻟﻮژﻧﺰ[33] ﺗﻮﻟﻴﺪ ﻣﻲ‌ﺷﻮﻧﺪ. جهت حل این مشکل رویکردهایی در حال گسترش است، مهمترین‌این راه‌‌حل‌ها عبارتند از عامل دار کردن داربست، تکنیک‌هایی که بر پایه‌ی سلولی قرار دارند، طراحی بیورآکتورها و سیستم های ریزالکترو مکانیکی. داربست‌ها می‌توانند از طریق افزایش تخلخل یا کانال‌کشی جهت عبور محیط کشت یا قراردادن فاکتورهای رگزایی، کارآمد شوند. بیورآکتورها معمولا برای رشد بافت شرایط مناسبی مانند شرایط بدن فراهم می‌آورند. مهمترین این سیستم‌ها غوطه وری، چرخشی و فلاسک‌های چرخان هستند که در آن‌ها شرایطی وجود دارد که باعث بهبود انتقال اکسیژن و مواد غذایی می‌گردد. در روش‌های مبتنی بر سلول از کشت همزمان سلول‌های اندوتلیال روی داربست استفاده می‌شود. این سلول‌ها باعث پیش رگزایی چه در بدن و چه در آزمایشگاه می‌شوند. تکنولوژی MEMS نیز با ایجاد کانال‌ها و شاخه‌هایی، بررروی بستر پلیمری‌های تخریب‌پذیر و تخریب‌ناپذیر شرایطی را شبیه رگ‌های بدن فراهم می‌آورد. تا سلول‌ها بر روی این داربست‌ها کشت داده‌شده و محیط مناسب برای رشد و تغذیه سلول‌ها فراهم باشد.

 

منابع

1.         Bono, N., et al., A Dual-Mode Bioreactor System for Tissue Engineered Vascular Models. Ann Biomed Eng, 2017. 45 (6) : p. 1496-1510.

2.         Mescher, A.L., Junqueira's Basic Histology_ Text and Atlas-McGraw-Hill Medical Vol. 13. 2013.

3.         Peak, C.W., et al., Microscale Technologies for Engineering Complex Tissue Structures, in Microscale Technologies for Cell Engineering. 2016, Springer. p. 3-25.

4.         Martin, I., D. Wendt, and M. Heberer, The role of bioreactors in tissue engineering. TRENDS in Biotechnology, 2004. 22 (2) : p. 80-86.

5.         Leng, L., et al., Mosaic hydrogels: one‐step formation of multiscale soft materials. Advanced materials, 2012. 24 (27) : p. 3650-3658.

6.         Badylak, S.F., Xenogeneic extracellular matrix as a scaffold for tissue reconstruction. Transplant immunology, 2004. 12 (3-4) : p. 367-377.

7.         Rouwkema, J., N.C. Rivron, and C.A. van Blitterswijk, Vascularization in tissue engineering. Trends Biotechnol, 2008. 26 (8) : p. 434-41.

8.         Adams, R.H. and K. Alitalo, Molecular regulation of angiogenesis and lymphangiogenesis. Nature reviews Molecular cell biology, 2007. 8 (6) : p. 464.

9.         Kaully, T., et al., Vascularization—the conduit to viable engineered tissues. Tissue Engineering Part B: Reviews, 2009. 15 (2) : p. 159-169.

10.       Birla, R., Introduction to tissue engineering- applications and challenges, ed. T. Samad. 2014: John Wiley & Sons.

11.       Novosel, E.C., C. Kleinhans, and P.J. Kluger, Vascularization is the key challenge in tissue engineering. Advanced drug delivery reviews, 2011. 63 (4) : p. 300-311.

12.       Caspi, O., et al., Tissue engineering of vascularized cardiac muscle from human embryonic stem cells. Circulation research, 2007. 100 (2) : p. 263-272.

13.       Laschke, M. and M. Menger, Vascularization in tissue engineering: angiogenesis versus inosculation. European Surgical Research, 2012. 48 (2) : p. 85-92.

14.       Nomi, M., et al., Role of growth factors and endothelial cells in therapeutic angiogenesis and tissue engineering. Current stem cell research & therapy, 2006. 1 (3) : p. 333-343.

15.       Almubarak, S., et al., Tissue engineering strategies for promoting vascularized bone regeneration. Bone, 2016. 83: p. 197-209.

16.       Herbert, S.P. and D.Y. Stainier, Molecular control of endothelial cell behaviour during blood vessel morphogenesis. Nature reviews Molecular cell biology, 2011. 12 (9) : p. 551.

17.       Oh, D., et al. Microscopic Tubular Cell Organization for Artificial Vascularization. in 6th European Conference of the International Federation for Medical and Biological Engineering. 2015. Springer.

18.       Wendt, D., et al., Bioreactors in tissue engineering: scientific challenges and clinical perspectives. 2008.

19.       Oragui, E., M. Nannaparaju, and W.S. Khan, Suppl 2: The Role of Bioreactors in Tissue Engineering for Musculoskeletal Applications. The open orthopaedics journal, 2011. 5: p. 267.

20.       Barron, V., et al., Bioreactors for cardiovascular cell and tissue growth: a review. Annals of biomedical engineering, 2003. 31 (9) : p. 1017-1030.

21.       Lovett, M., et al., Vascularization strategies for tissue engineering. Tissue Engineering Part B: Reviews, 2009. 15 (3) : p. 353-370.

22.       Hansmann, J., et al., Bioreactors in tissue engineering—principles, applications and commercial constraints. Biotechnology journal, 2013. 8 (3) : p. 298-307.

23.       Engin, M., et al., LOP43: A Vascularized Nerve Graft Substitute Generated in a Chamber Bioreactor. Plastic and Reconstructive Surgery, 2014. 134 (2) : p. 393.

24.       Sakaguchi, K., T. Shimizu, and T. Okano, Construction of three-dimensional vascularized cardiac tissue with cell sheet engineering. Journal of Controlled Release, 2015. 205: p. 83-88.

25.       (Eds.) , J.C.a.M.A.-R., Bioreactors for tissue engineering principles design and operation. 2005, Netherlands: Springer.

26.       Grayson, A.C.R., et al., A BioMEMS review: MEMS technology for physiologically integrated devices. Proceedings of the IEEE, 2004. 92 (1) : p. 6-21.

27.       Borenstein, J.T., et al., Microfabrication technology for vascularized tissue engineering. Biomedical microdevices, 2002. 4 (3) : p. 167-175.

28.       Wong, H.K., et al., Novel method to improve vascularization of tissue engineered constructs with biodegradable fibers. Biofabrication, 2016. 8 (1) : p. 015004.

29.       Dew, L., S. MacNeil, and C.K. Chong, Vascularization strategies for tissue engineers. Regenerative medicine, 2015. 10 (2) : p. 211-224.