بررسی زیست سازگاری و واکنش سیستم ایمنی رت روی داربست‌های منفرد و مرکب نانوالیاف الکتروریسی شده (PCL/PU) جهت کاربرد در مهندسی بافت

نوع مقاله: علمی - پژوهشی

نویسندگان

1 دانشجوی دکترا مهندسی شیمی دانشگاه سیستان و بلوچستان، زاهدان، ایران

2 آزمایشگاه مهندسی پزشکی (آزمایشگاه مرکزی) دانشگاه سیستان و بلوچستان، زاهدان، ایران

3 دانشگاه علوم پزشکی مشهد، مرکز تحقیقات جراحی عروق، بیمارستان امام رضا، گروه جراحی عروق، مشهد، ایران

4 دانشگاه علوم پزشکی مشهد، مرکز تحقیقات انکولوژی جراحی، بیمارستان امام رضا، گروه جراحی عروق، مشهد، ایران

چکیده

هدف: ساخت داربست­های نانوالیافی  منفرد و مرکب که علاوه بر داشتن حد‌اقل فعل و انفعالات با بدن (عدم ایجاد واکنش سیستم ایمنی در بدن)، زیست سازگار بوده و شرایط بهینه‫ای را جهت رشد و تکثیر سلول­ها فراهم نمایند.
مواد و روش­ها: ابتدا با استفاده از روش الکتروریسی اقدام به ساخت 3 نمونه ساختار نانوالیافی از پلیمرهای زیستی پلی­کاپرولاکتان، پلی‫یورتان به­صورت منفرد و پلی­کاپرولاکتان/ پلی­یورتان به‫صورت مرکب شد. نمونه‌ها با اتیلن اکساید به‫ مدت 14 ساعت سترون و جهت بررسی واکنش سیستم ایمنی در زیر پوست بدن 12 رت کاشته شد. هم­چنین جهت بررسی میزان رشد و تکثیر سلول­ها، ساختارهای تولیدی توسط آزمون قابلیت حیات (MTT assay)  مورد بررسی و ارزیابی قرار گرفت.
نتایج: واکنش لوکالیزه، سیستمیک و عفونی شدن محل عمل تا پایان دوره با وجود عدم دریافت آنتی بیوتیک مشاهده نشد. پلیمر زیستی PCL در حالت منفرد منجر به فیبروز و راکسیون گرانولوماتویی جسم خارجی خفیف در نمونه شد. درحالی‫که در پلیمر زیستی PU ادم خفیف و فیبروز متوسط مشاهده گردید ولی هیچ‫گونه راکسیون گرانولوماتویی جسم خارجی مشاهده نشد. در نمونه­ی مرکب PCL/PU نیز ادم و راکسیون گرانولوماتویی جسم خارجی متوسط به‫همراه فیبروز خفیف مشاهده گردید.
نتیجهگیری: ساختارهای منفرد و مرکب ازPCL  و PU همگی بسترهای مناسبی جهت رشد و تکثیر سلولی داشته و همچنین میزان واکنش سیستم ایمنی بدن در این نمونه­ها بسیار کم و در حد قابل قبولی بود.

تازه های تحقیق

-

کلیدواژه‌ها


مقدمه

 

بازسازی، ترمیم بافت و ارگان‌های از دست رفته و یا به شدت آسیب دیده در بیوتکنولوژی تحت عنوان مهندسی بافت بیان می‌‫شود (1). اگرچه در بسیاری از مقالات بیان شده است که حضور داروهای جدید و دستگاه‌های دارای تکنولوژی روز باعث بهبود کیفیت زندگی بیماران بهبود یافته گشته است، اما این عوامل الزاما باعث کاهش نرخ مرگ‌ومیر در این بیماران نمی‫شود و بنابراین پیوند عضو دراین زمینه، یک مسیر درمانی جدید را ارائه می‌دهد (2).

پیوند عضو درمانی ارجح برای نارسایی عضو‫هاست و نیازی رو به رشد در این زمینه وجود دارد و اکنون در بسیاری از عرصه‌های پزشکی یکی از پرتقاضاترین راه‌حل‌های نقص عضو یا بافت، دریافت آنها از اهداکنندگان است به‫طوری که اهدا کننده می‌تواند خود بیمار باشد (اتولوگ) ((Autologous graft  or  Autograft یا افرادی که از نظر ایمونوژیک با بیمار مشابه هستند (آلوگرافت) (Allogeneic graft  or Allograft) و یا می‌تواند از طریق پیوند اعضای حیوانات (زنوگرافت یا هتروگرافت)   (Xeno graft or Hetero graft) به انسان انجام پذیرد (3 و 4).

با این‫حال سه مانع عمده که پیوند عضو را محدود کرده است عبارتند از:

1-     کمبود بحرانی اهداکنندگان

2-     ریسک بالای پیوند

3-     آلودگی‌های ویروسی و خطر ابتلا به عفونت (5)

از این رو مهندسی‌بافت برای حل این مشکلات درمانی، روشی منحصربه‫فرد به‫واسطه جایگزینی عضو یا بافت آسیب دیده با سازه‌ای که بر مبنای خصوصیات بافت یا عضو موردنظر ساخته شده است ارائه می‌دهد. مزیت مهندسی بافت آن است که منابع جایگزین را بصورت جدی در برنامه پیوند عضو یا بافت قرار می دهد. مهندسی بافت یک مبحث میان رشته‌ای است که علوم گوناگون همچون زیست‌شناسی سلولی، بیوشیمی، مهندسی‌مواد، مهندسی‌شیمی و مهندسی‌پزشکی را به کمک می‌طلبد و علوم زندگی را به سمت توسعه جایگزین‌های کاربردی برای بافت‌های آسیب‌دیده سوق می‌دهد. به‫عبارت دیگر هدف از مهندسی بافت تقلید از طبیعت برای حل محدودیت های معالجات کلینیکی و درمانی است (6, 7).

 استراتژی‌های مهندسی بافت دارای سه جزء اصلی زیر هستند:

1-سلول‌ها

2-عامل‫های واکنش زیستی یا سیگنال‌ها (Bioreactive Agents)

3-داربست‌ها یا  خانه سلول (8)

داربست‌ها برای تولید جانشینی برای بافت آسیب‌دیده بکار می­روند. از این رو داربست‌های نانوالیافی بستری متخلخل با ساختاری شبیه ماتریس‌ برون سلولی (Extracellular Matrix) ECM هستند که کاربردی گسترده در مهندسی بافت داشته و گزینه مورد قبولی جهت اتصال، تکثیر و عملکرد سلول‌ها نسبت به سایر داربست‌ها می‌باشند.  این امر در مرحله اول به جهت داشتن تخلخل ماندگار و مناسب و در مراحل بعدی به‫دلیل نسبت سطح به حجم و خواص سطحی مطلوب برای انجام فعل و انفعالات سلولی مانند چسبندگی، مهاجرت، تکثیر و تمایز بهینه است (9 و 10).

لذا تلاش در پی یافتن مواد بی اثرجهت ساخت داربست­ها که علاوه بر داشتن حد‌اقل فعل و انفعالات درون تنی (عدم ایجاد واکنش توسط سیستم ایمنی بدن)، زیست سازگار بوده و شرایط بهینه­ای را جهت رشد و تکثیر سلول­ها فراهم نماید، بیش از پیش مدنظر محققان است (11). تاکنون بیش از صد نوع پلیمر طبیعی و مصنوعی جهت کاربردهای کلینیکی مطرح گشته­اند با این حال فقط تعداد اندکی از این پلیمر‌ها توسط سازمان غذا و دارو آمریکا  (FDA) جهت استفاده در کلینیک برای کاربرد انسانی تایید شده‌اند (12 و 13). از میان پلیمرهای تایید شده توسط  FDA پلیمرهای زیستی پلی کاپرولاکتان PCL)) و پلی‫یورتان (PU) به‫دلیل ارائه­ی خواص زیستی و مکانیکی مطلوب، می­توانند نقش به‫سزایی را درکاربردهای مهندسی بافت  ایفا نمایند (14-16).

در این راستا، با توجه به نقش مهم ساختار الیاف الکتروریسی شده در کنترل فعل و انفعالات متقابل بین بافت و بدن و اینکه بسترهای بالقوه‫ای جهت کاربردهای مهندسی بافت هستند (9)، لذا در تحقیق حاضر بررسی زیست سازگار بودن و واکنش سیستم ایمنی در ساختارهای نانوالیاف منفرد و مرکبPCL  ، PU و (50/50)  PCL/PU با بدن جهت کاربرد در مهندسی بافت مورد مطالعه قرار گرفته است. در این راستا، با توجه به کاربردهای بالقوه­ این دو پلیمر، خواص مطلوب و نیاز مبرم به آنها در مهندسی­بافت، تاکنون در مورد بررسی واکنش سیستم ایمنی بدن و همچنین میزان رشد سلول در ساختارهای نانو الیافی تهیه شده از این دو پلیمر به‫روش الکتروریسی هم­زمان مطالعه­ای گزارش نشده است. در این راستا، تحقیق حاضر یافته­های چنین مطالعه­ای را گزارش می­نماید.

 

 

مواد و روش‌ها

مواد: پلیمرهای پلی­کاپرولاکتان PCL ، پلی­یورتان PU از شرکت  Sigma Aldrich و حلال­های کلروفرم، اتانول، دی­متیل فرمالدهید و تتراهیدروفوران از شرکتMerck  خریداری شد. محلول­ 10 درصد وزنی- وزنی پلی­یورتان با نسبت حلال­های (DMF:THF)(1:3) و محلول 15 درصد وزنی- وزنی پلی­کاپرولاکتان با نسبت حلال­های (CH:ETH)(7:3) تهیه شد. ساختارهای نانوالیاف پلیمری از دو محلول مذکور به صورت منفرد و دوتایی توسط روش الکتروریسی با شرایط مندرج در جدول 1 تهیه گردید.

 

جدول1. شرایط الکتروریسی  نمونه­های منفرد و مرکب

نمونه

ترکیب درصد

شرایط الکتروریسی

ساختار

ولتاژ

(kV)

 نرخ تغذیه

(ml/hr)

فاصله (cm)

سرعت چرخشی

rpm

تخلخل

 %

قطر  الیاف

(nm)

PCL

100

25

3

25

700

89.10 ± 0.69

433 ± 80

PCL/PU

(50 : 50)

25

(0.5 : 0.5)

25

700

70.00 ± 1.70

428 ± 89

PU

100

25

2

25

700

63.00  ± 0.46

470 ± 95

 

 

 

ابتدا نمونه­ها با ابعاد  1 cm ´ 1 cmتوسط  غوطه ور کردن آن ها در الکل 70 درصد به‫مدت 3 ساعت و اشعه UV به‫مدت 20 دقیقه سترون شد. سپس نمونه­ها را داخل چاهک 24 well (25000 سلول فیبروبلاست  3T3  رت در هر چاهک) قرارداده و بر روی آن­ها محیط کشت افزوده شد (محیط کشت هر سه روز تعویض گردید). چاهکها به‫مدت 24 ساعت داخل انکوباتور 37 درجه سانتی‫گراد با 5 درصد دی اکسیدکربن قرارگرفت و بعد از گذشت 24 ساعت نمونه‫ها ازداخل انکوباتور برداشته و تکثیر و چسبندگی سلول‫ها بر روی نمونه‫ها در روزهای 3 ،4 ،5 و7 توسط آزمون MTT بررسی شد. درنهایت با اندازه‫گیری طول موج در نمونه کنترل مثبت و مقایسه آن با طول موج جذب محلول برداشتی از چاهک حاوی نمونه رشد سلول‫ها مورد ارزیابی قرار گرفت.

بررسی واکنش سیستم ایمنی رت­ها با رعایت اخلاق زیستی در نحوه برخورد با حیوانات آزمایشگاهی: بررسی واکنش سیستم ایمنی بدن با پلیمرهای مورد استفاده، توسط قرار دادن نمونه­ها در زیر پوست بدن رت مورد بررسی قرار گرفت. برای این­ کار، حین استفاده از رت­های آزمایشگاهی، موازین صحیح و علمی در راستای حفظ سلامت نمونه در طول پژوهش و ایجاد شرایط مطلوب زندگی آن­ها رعایت شد. به‫طوری­که عوامل نامطلوب که می­توانند اثرات مخربی بر سلامت نمونه آزمایشگاهی و نتایج پژوهش داشته باشند حذف شود. در راستای نیل به این هدف اقدامات زیر صورت پذیرفت :

1. بررسی سلامت رت­ها در ابتدای کار (با درخواست اعلام نظر از سوی مسئول مربوطه) و رعایت موازین لازم جهت حمل‫ و نگهداری رت­ها با استفاده از نیروهای متخصص در این زمینه

2. استفاده از شرایط مناسب جهت انجام روند بی‫هوشی و عمل جراحی رت­ها که توسط جراح متخصص صورت پذیرفت.

3. بررسی روزانه محل بخیه و تصویربرداری از آن‫ها زیر نظر جراح و مسئولین نگه‫داری رت­ها.

4. تامین شرایط مطلوب بر اساس مقررات، جهت نگه‫داری و تغذیه رت­ها در طول پژوهش با بهره گیری از نیروی متخصص  در این زمینه.

5. خاتمه زندگی رت­ها طبق دستورالعمل اخلاقی کار با حیوانات آزمایشگاهی.

با رعایت موازین فوق، جهت بررسی تکرارپذیربودن نتایج هر نمونه در زیر پوست  بدن 4 رت ایمپلنت شد. نمونه‌ها با اتیلن اکساید به‫مدت 14 ساعت سترون شد. رت‫ها با ماده کتامین وزایلوزین بی‫هوش شده و نمونه­ها با ابعاد    ­cm1cm´1 به‫روش داخل صفاقی در پهلوی رت‌ها قرار داده شد وسپس با نخ 5 صفرنایلون پوست رت‫ها بخیه شد. طول مدت بی‫هوشی هر رت حدود 20 تا 25 دقیقه، و رت‫ها با سن حدود 45 روز و میانگین وزن 170 گرم انتخاب شد. در شکل 1 نمونه­­های مورد بررسی ارائه شده است. نمونه‫ها در 6 بازه زمانی 7 روزه مورد ارزیابی قرار گرفتند و واکنش لوکالیزه و سیستمیک و عفونی شدن محل عمل جراحی تا پایان دوره با وجود عدم دریافت آنتی بیوتیک توسط نمونه­ها مشاهده نشد.

بعد از اتمام دوره مورد نظر، مجدد طی یک عمل جراحی نمونه­ها از زیر پوست بدن رت برداشته شد و آزمون پاتولوژی بر روی آن‫ها انجام گرفت. در ادامه نتایج آزمون برای تمام نمونه‫ها (منفرد و مرکب) تشریح می‫شود.

 

الف)

ب)

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 


شکل1. بررسی سیستم ایمنی در رت الف)  نمونه‫های ایمپلنت شده ب)  نمای نزدیک بخیه

 

 

نتایج

ارزیابی ساختار و مرفولوژی

در مطالعه­ی مذکور، پتانسیل‫های کاربردی روش الکتروریسی به‫عنوان روشی که با انتخاب درست شرایط محلول پلیمری و فرآیندی، اجازه تولید الیاف با مقیاس میکرو و نانو را می­دهد، بررسی شده است.

 

 

در این  راستا در نتیجه­ی استفاده از روش الکتروریسی، بر اساس نتایج بیان شده در جدول 1، داربست‫های منفرد PCL  و PU  به‫ترتیب با میانگین قطر الیاف  nm 433 ± 80 و nm 470 ± 95 و داربست ترکیبی PCL/PU (50/50) با میانگین قطر الیاف nm 428 ± 89 ساخته شد. . شکل 2 تصاویرمیکروسکوپ الکترونی روبشی مربوط به سه ساختار متفاوت را نشان می­دهد.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

شکل2: تصاویرSEM ساختارهای نانوالیاف الکتروریسی شده  الف) پلی­کاپرولاکتان ب) پلی­یورتان ج) پلی­کاپرولاکتان/پلی­یورتان (50/50)

 

 

 

 

آزمون MTT

نتایج حاصل از آزمون MTT نشان دهنده­ی رشد و تکثیر مطلوب سلول­ها بروی داربست­های ساخته شده می­باشد. شکل 3 که نشان­دهنده رشد سلول‫ها در ساختارهای تولیدی و نمونه کنترل مثبت می­باشد نشان  می­دهد که میزان رشد و تکثیر سلول­ها در روزهای  4، 5 و7 نرخ افزایشی مطلوبی را نسبت به نمونه کنترل مثبت طی نموده است. بعد از بررسی و شمارش سلول­ها بر روی داربست­های ساخته شده و مقایسه آن با نمونه کنترل مثبت مشخص شد که میزان رشد سلول‫ها در روز سوم در نمونه­های منفرد PCL و PU به‫ترتیب   157.3 ± 4.7و 174 ± 5.2 و هم­چنین در نمونه ترکیبی PCL/PU (50/50)   197 ± 4.5 و در روز هفتم میزان رشد سلول‫ها در نمونه­های منفرد PCL و PU  به ترتیب 191  ±  3  و 211 ± 2.03 و هم­چنین در نمونه ترکیبی PCL/PU (50/50) 214 ± 9.5 می­باشد که همگی مقادیر بالاتری نسبت به نمونه کننرل مثبت را دارا می­باشند­.

 

                          

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

شکل 3. نتایج آزمون MTT

 

 

بررسی واکنش سیستم ایمنی رت

 

هم‫چنین با توجه به اینکه داربست­های کاربردی در مهندسی بافت با عدم زیست سازگاری مطلوب، منجر به ایجاد التهاب مزمن و یا نکروز بافت در بدن می‫شوند لذا سعی بر آن است از پلیمرهای زیست تخریب پذیری استفاده شود که خود پلیمر و محصولات حاصل از تخریب آن برای بدن سمی نبوده و منجر به ایجاد اثرات موضعی و سیستمیک در بدن نشوند.

 بر این اساس در مطالعه مذکور پلیمرهای به‫کاربرده شده در ساخت داربست­های مصنوعی با قرار گرفتن در بدن رت از نظر واکنش سیستم ایمنی مورد ارزیابی قرار گرفتند و با بررسی نتایج حاصل از آزمون پاتولوژی مشخص شد که این دو پلیمر به‫ حالت منفرد و هم­چنین داربست ترکیبی حاصل از آن­ها هر دو زیست سازگاری و زیست تخریب پذیری مناسب جهت کاربرد در مهندسی بافت را دارا می­باشند. نتایج پاتولوژی نشان می­دهد که پلیمرهای زیستی مورد استفاده در حالت منفرد منجر به ادم، فیبروز و راکسیون گرانولوماتویی جسم خارجی خفیف در نمونه PCL شد. نمونهPU با داشتن کمترین عوارض جانبی ادم خفیف، فیبروز متوسط و هیچ‫گونه راکسیون گرانولوماتویی جسم خارجی را در پی نداشت. در نمونه­ی ترکیبی PCL/PU (50/50) ادم و راکسیون گرانولوماتویی جسم خارجی متوسط به­­ همراه فیبروز خفیف مشاهده ­شد.  نتایج بالا در تصاویر پاتولوژی در شکل 4 نشان داده شده و توسط متخصص پاتولوژیست تایید شده است.

 

 

 

 

 

 

 

شکل4. نتایج آزمون پاتولوژی مربوط به ساختارهای نانوالیافی منفرد و مرکب: الف) پلی‌کاپرولاکتان ب) پلی‌یورتان ج) پلی‌کاپرولاکتان/پلی‌یورتان (50/50)

 

بحث

الکتروریسی روشی چندبعدی برای ساخت الیاف با مقیاس میکرو/ نانو است که  به‫واسطه توسعه و پیشرفت داربست با تقلید زیستی بالا از ریز محیط ماتریس‌ برون سلولی، دارای موفقیت زیادی جهت تولید ساختارهای کاربردی در مهندسی بافت است (17 و 18). زیرا این موضوع مشخص شده است که در بافت‌های طبیعی،  ECM ساختاری سه بعدی متشکل از الیاف پروتئینی و پلی ساکاریدی با قطر 50 تا 500  نانومتر دارد و الکتروریسی روشی است که اجازه تولید نانوالیاف در این محدوده و حتی فراتر را می‌دهد (15). داربست‌های PU, PCL و(50/50) PCL/PU، ساختارهای ساخته شده توسط روش الکتروریسی هستند که می­توانند به‫عنوان جانشینی برای بافت آسیب‌دیده عمل‌کنند. داربست‌های نانوالیافی بستری متخلخل با ساختاری شبیه ماتریس‌ برون سلولی هستند که کاربردی گسترده در مهندسی بافت دارند این امر در مرحله اول به‫جهت داشتن تخلخل ماندگار و مناسب و در مراحل بعدی به‫دلیل نسبت سطح به حجم و خواص سطحی مطلوب برای انجام فعل و انفعالات سلولی مانند چسبندگی، مهاجرت، تکثیر و تمایز بهینه است (19 و 20). در این راستا با توجه به اهمیت قطر الیاف و میزان تخلخل در ساختارهای الکتروریسی شده،  همان­طور که در جدول 1 بیان گردیده است نمونه­های تولیدی (منفرد و مرکب) همگی دارای قطرالیاف در حد نانومتر و میزان تخلخل مطلوبی می­باشند.

هم­چنین براساس نتایج حاصل از آزمون MTT در روزهای3، 4، 5 و 7 ساختارهای منفرد PCL، PU و ترکیب آن­ها  PCL/PU (50/50) بستری مناسب جهت رشد و تکثیر سلول­ها بوده و با بدن کاملا زیست سازگارند. بر اساس نتایج به دست آمده، میزان رشد سلول­ها در نمونه­ی ترکیبی نسبت به نمونه‫های منفرد  در طول مدت بررسی  مقدار بیشتری را به‫خود اختصاص داده است که نشان می‫دهد نمونه ترکیبی شرایط مناسبی جهت رشد و تکثیر سلولی دارد. آنالیز آماری مربوط به آزمون MTT با استفاده از نرم­افزار SPSS انجام گرفت. جهت بررسی معنی‫دار بودن تفاوت نتایج از آزمونOne-way ANOVA  و آزمون  Bonferroni با ضریب اطمینان  95 درصد استفاده شد.

نتایج آنالیز آماری نشان می­دهد که بین میزان رشد و تکثیر سلول­ها در نمونه­ی ترکیبی با نمونه­های منفرد اختلاف معنی‫داری وجود دارد. علاوه بر آن میزان رشد و تکثیر سلولی در نمونه­ی ترکیبی نسبت به نمونه­های منفرد مقدار بیشتری را به خود اختصاص داده و نشان می­دهد نمونه­ی ترکیبی گزینه­ای مناسب جهت انجام کاربردهای مهندسی بافت می­باشد. همچنین نتایج حاصل از آزمون واکنش سیستم ایمنی نشان می­دهد بعد از پایان دوره 45 روزه هیچ­گونه واکنش لوکالیزه و سیستمیک و عفونی شدن محل عمل تا پایان دوره با وجود عدم دریافت آنتی بیوتیک مشاهده  نشد. نتایج حاصل از آزمون پاتولوژی نشان می­دهد که هر چند ساختارهای تولیدی همگی دارای شرایط لازم جهت کاربردهای مهندسی بافت هستند اما ساختار منفرد  PUو ساختار ترکیبی  PCL/PU (50/50)  نتایج مطلوب­تری را نسبت به ساختار منفرد PCL نشان می­دهند. فیبروز  به‫دلیل ایجاد التهاب بافتی عامل پرخطری در آزمون پاتولوژی می‫باشد که این عامل همان­طور که نتایج نشان می­دهد در داربست منفرد PU  مقدار متوسطی را به‫خود اختصاص است. در داربست ترکیبی  PCL/PU (50/50) به‫دلیل حضور 50 درصدی PU، مقدار فیبروز کاهش یافته و داربست ­مناسب­تری را نسبت به نمونه منفرد ایجاد می­کند.

نتیجه گیری

نتایج به­دست آمده نشان می­دهد که پلیمرهای PCL، PU و همچنین ترکیب آن­ها  PCL/PU  (50/50) نمونه‫های مناسبی جهت کاربردهای مهندسی بافت می­باشند. همان‫طورکه در نتایج حاصل از  MTT مشخص است نمونه­های PCL ، PU و همچنین نمونه­ی مرکب حاصل از این دو پلیمر همگی بستری مناسب جهت رشد و تکثیر سلول­ها بودند و نمونه مرکب به‫واسطه داشتن رشد سلولی بالاتر، شرایط مناسب تری را نسبت به نمونه­های منفرد نشان داد. هم‫چنین نتایج حاصل از آزمون پاتولوژی حاکی از این است که عامل فیبروز که پارامتری مهم در زمینه واکنش سیستم ایمنی می­باشد در نمونه مرکب نسبت به نمونه­های منفرد کمتر شده و هم چنین ادم به عنوان دومین عامل با درجه اهمیت بالا در آزمون­های درون­تنی (In vivo)، در نمونه مرکب مقداری متوسطی را به خود اختصاص داده است که نسبت به نمونه­های منفرد حالت غیر قابل قبولی مشاهده نگردید. به همین دلیل می­توان گفت ساختارهای تولیدی در حالتهای منفرد و مرکب ساختارهای مناسب و مطلوبی جهت رشد و تکثیر سلول­ها بوده و هیچگونه واکنش سیستم ایمنی را نیز در پی نداشته و می­توانند کاندیداهای مورد قبولی جهت کاربردهای مهندسی بافت باشند.

 

تشکرو قدردانی

نویسندگان مقاله مراتب تشکرو قدردانی خود را از آقای دکتر رضا طاهری (متخصص جراحی عروق) و دانشکده علوم پزشکی مشهد جهت همکاری­های صورت گرفته ابراز می­دارند.

1. Samir Chugh NA. Tissue engineering applications in periodontics:Alternate god. International Clinical Dental Research Organization. January-June. 2014; Vol 6 (Issue 1):59-60.

2. Nugen HM, Edelman ER. Tissue Engineering Therapy for Cardiovascular Disease. Circulation Research. 2003; 92(10): 1068-78.

3. Kurobe H, Maxfield MW, Breuer CK, Shinoka T. Concise review: tissue-engineered vascular grafts for cardiac surgery: past, present, and future. Stem cells translational medicine. 2012; 1(7): 566-71.

4. Bouten CVC, Dankers PYW, Driessen-Mol A, Pedron S, Brizard AMA, Baaijens FPT. Substrates for cardiovascular tissue engineering. Advanced Drug Delivery Reviews. 2011; 63(4–5): 221-41.

5. Ogle B, Cascalho M, Platt1 JL. Fusion of approaches to the treatment of organ failure. American Journal of Transplantation. 2004; 4(6): 74–7.

6. SATIJA NK, GURUDUTTA GU, SHARMA S, AFRIN F, GUPTA P, VERMA YK, et al. Mesenchymal Stem Cells: Molecular Targets for Tissue Engineering. STEM CELLS AND DEVELOPMENT. 2007; 16(1): 7–23.

7. Howard D, Buttery LD, Shakesheff KM, Roberts SJ. Tissue engineering: strategies, stem cells and scaffolds. Journal of Anatomy. 2008; 213(1): 66-72.

8. Chan BP, Leong KW. Scaffolding in tissue engineering: general approaches and tissue-specific considerations. European Spine Journal. 2008; 17(Suppl 4): 467-79.

9. Vasita R, Katti DS. Nanofibers and their applications in tissue engineering. International Journal of Nanomedicine. 2006; 1(1): 15-30.

10. Hadis Eghbali MMN, Gabriella Leonardi, Davod Mohebbi-Kalhori, Roberto Sebastiano, Abdolreza Samimi, Manuela T. Raimondi. An experimental-numerical investigation on the effects of macroporous scaffold geometry on cell culture parameters.  The International journal of artificial organs. 2017.

11. Veleva AN, Heath DE, Johnson JK, Nam J, Patterson C, Lannutti JJ, et al. Interactions between endothelial cells and electrospun methacrylic terpolymer fibers for engineered vascular replacements. Journal of biomedical materials research Part A. 2009; 91(4): 1131-

 

9.

12. Ajalloueian F, Lim ML, Lemon G, Haag JC, Gustafsson Y, Sjoqvist S, et al. Biomechanical and biocompatibility characteristics of electrospun polymeric tracheal scaffolds. Biomaterials. 2014; 35(20): 5307-15.

13. Moreno MJ M-K, Rukhlova M, Dimitrievska S, Bureau MN. DEVELOPMENT OF TISSUE-ENGINEERED VASCULAR GRAFTS USING NON-WOVEN PET SCAFFOLDS. Histology and Histopathology. 2011; 21(Supplement 1.

14. Zhang YZ, Venugopal J, Huang ZM, Lim CT, Ramakrishna S. Characterization of the surface biocompatibility of the electrospun PCL-collagen nanofibers using fibroblasts. Biomacromolecules. 2005; 6(5): 2583-9.

15. Hasan A, Memic A, Annabi N, Hossain M, Paul A, Dokmeci MR, et al. Electrospun Scaffolds for Tissue Engineering of Vascular Grafts. Acta biomaterialia. 2014; 10(1):10.1016.

16. Mirbagheri M, Mohebbi-Kalhori D, Jirofti N. Evaluation of Mechanical Properties and Medical Applications of Polycaprolactone Small Diameter Artificial Blood Vessels. International Journal of Basic Science in Medicine. 2017; 2(1): 58-70.

17. Agarwal S, Wendorff JH, Greiner A. Use of electrospinning technique for biomedical applications. Polymer. 2008; 49(26): 5603-21.

18. Sarhadi F, Afarani MS, Mohebbi-Kalhori D, Shayesteh M. Fabrication of alumina porous scaffolds with aligned oriented pores for bone tissue engineering applications. Applied Physics A. 2016; 122(4): 1-8.

19. Ilie I, Ilie R, Mocan T, Bartos D, Mocan L. Influence of nanomaterials on stem cell differentiation: designing an appropriate nanobiointerface. International Journal of Nanomedicine. 2012; 7: 2211-25.

20. Hadjizadeh A, Mohebbi‐Kalhori D. Porous hollow membrane sheet for tissue engineering applications. Journal of Biomedical Materials Research Part A. 2010; 93(3): 1140-50.