Les volets d’ingénierie nécessitent un réseau vasculaire fonctionnel intégré. Dans ce protocole, nous présentons une méthode de fabrication d’un lambeau de tissu imprimé en 3D contenant un réseau vasculaire hiérarchique et ses anastomoses microchirurgicales directes à l’artère fémorale du rat.
L’ingénierie de tissus implantables, fonctionnels et épais nécessite la conception d’un réseau vasculaire hiérarchique. La bioimpression 3D est une technologie utilisée pour créer des tissus en ajoutant couche après couche de biomatériaux imprimables, appelés bioencres, et de cellules de manière ordonnée et automatique, ce qui permet de créer des structures très complexes que les techniques traditionnelles d’ingénierie tissulaire ne peuvent pas réaliser. Ainsi, la bioimpression 3D est une approche in vitro attrayante pour imiter la structure complexe vasculaire native, allant des vaisseaux millimétriques aux réseaux microvasculaires.
Les progrès de la bioimpression 3D dans des hydrogels granulaires ont permis l’extrusion à haute résolution de bioencres à matrice extracellulaire à faible viscosité. Ce travail présente une approche combinée de bio-impression 3D et d’impression 3D basée sur des moules sacrificiels pour la fabrication de lambeaux de tissus vascularisés d’ingénierie. La bioimpression 3D de cellules endothéliales et de soutien à l’aide d’une bioencre recombinante collagène-méthacrylate dans un bain de support en gélatine est utilisée pour la fabrication d’un réseau capillaire auto-assemblé. Cette microvascularisation imprimée est assemblée autour d’un échafaudage poreux en forme de vaisseau méso-échelle, fabriquée à l’aide d’un moule sacrificiel imprimé en 3D, et est ensemencée avec des cellules endothéliales.
Cet assemblage induit l’endothélium du vaisseau méso-échelle à s’anastomose avec le réseau capillaire environnant, établissant un réseau vasculaire hiérarchique dans un lambeau de tissu modifié. Le lambeau artificiel est ensuite directement implanté par anastomose chirurgicale sur une artère fémorale de rat à l’aide d’une technique de brassard. Les méthodes décrites peuvent être étendues pour la fabrication de divers lambeaux de tissu vascularisés destinés à être utilisés dans la chirurgie de reconstruction et les études de vascularisation.
Les défauts tissulaires graves sont causés par des blessures traumatiques, des défauts congénitaux ou des maladies, et la norme d’or actuelle pour traiter ces défauts consiste à utiliser des greffes autologues, des lambeaux de tissus vascularisés et des lambeaux libres microvasculaires comme substituts tissulaires. Cependant, ces options présentent les inconvénients d’une morbidité limitée des tissus du site donneur et du site donneur1. Ainsi, il existe une demande croissante de substituts tissulaires alternatifs pouvant être utilisés pour corriger ces défauts2. L’épaisseur des constructions tissulaires modifiées est limitée par la diffusion des nutriments et des gaz vers les cellules et, par conséquent, un réseau vasculaire approprié est essentiel pour générer de grands échafaudages épais et correctement nourris.
Plusieurs approches ont été appliquées pour favoriser la vascularisation des implants3, notamment le recrutement in vivo du support vasculaire de l’hôte, l’administration de facteurs de croissance et de cytokines dans les échafaudages, la prévascularisation des implants, la génération d’un lit de microvasculaire ramifié perfusable à l’aide de techniques de micromotif4, l’utilisation de matériaux sacrificiels pour la formation de canaux/réseaux vasculaires5 , ainsi que la création de canaux dans les constructions bioimprimées en 3D 5,6. La vascularisation des tissus épais nécessite l’incorporation d’un réseau vasculaire hiérarchique composé de vaisseaux à l’échelle macro et à l’échelle microcapillaire. Les vaisseaux à l’échelle macro distribuent efficacement le sang dans toute la construction et permettent des anastomoses microchirurgicales avec les vaisseaux sanguins hôtes, tandis que les vaisseaux à l’échelle microcapillaire permettent la diffusion des nutriments.
La bio-impression a attiré l’attention ces dernières années en raison des avantages qu’elle offre par rapport aux méthodes conventionnelles d’ingénierie tissulaire. Les tissus et les organes sont des objets 3D complexes et complexes avec une architecture spécifique. La bioimpression 3D, avec sa capacité à déposer des couches de biomatériaux en haute résolution, permet de créer des substituts complexes de tissus et d’organes (par exemple, reins, poumons, foie)7. Plusieurs technologies d’impression ont été adaptées pour la bio-impression, notamment la bioimpressionà base d’extrusion, à jet d’encre 8, le dépôt assisté par laser 9,10 et la bioimpression11,12 basée sur la stéréolithographie. Les technologies basées sur l’extrusion reposent sur l’extrusion du matériau à travers une buse en appliquant une pression sur la surface en vrac du matériau opposée à la buse.
L’incorporation réversible de forme libre d’hydrogels suspendus (FRESH) est une technique de bio-impression13,14 qui utilise un matériau de support granulaire dans lequel le matériau extrudé est déposé et fixé en place par le bain de support. Le bain de support donne un support mécanique pour la bioencre extrudée et pré-réticulée jusqu’à sa réticulation. Le principal avantage de cette technique est que le bain de support permet d’extruder des matériaux à faible viscosité qui ne peuvent pas maintenir leur forme après l’extrusion et avant la réticulation15. Cela élargit le bassin de matériaux disponibles qui peuvent être utilisés comme bioencres.
Cet article présente un protocole pour la génération d’un lambeau vascularisé qui combine des vascularisations à micro-échelle et à méso-échelle. Pour ce faire, des réseaux microvasculaires bio-imprimés et auto-assemblés sont générés dans un hydrogel de méthacrylate de collagène humain recombinant (rhCollMA), qui se connecte ensuite à l’intérieur d’un échafaudage vasculaire implantable plus grand, résultant en un lambeau de tissu16 entièrement conçu. Pour établir une perfusion rapide et directe des tissus modifiés, une anastomose microchirurgicale directe aux vaisseaux hôtes est nécessaire. L’échafaudage vasculaire n’a pas une force de rétention de suture suffisante pour être anastomisé à l’aide de la suture traditionnelle de la paroi des vaisseaux microchirurgicaux. Par conséquent, nous décrivons une méthode « brassard»17,18,19 pour obtenir une anastomose avec l’artère fémorale commune d’un rat. Dans cette méthode, les extrémités du vaisseau sont fixées avec des sutures circonférentielles, sans qu’il soit nécessaire de perforer la paroi du vaisseau.
Bien que le protocole proposé ait été préparé pour étudier la vascularisation hiérarchique dans l’environnement rhCollMA, cette approche peut être étendue et appliquée à une variété de nouvelles applications. Le protocole peut être appliqué à la bio-impression de diverses cellules spécifiques aux tissus dans différentes bioencres. De plus, la géométrie et la taille des constructions peuvent être facilement modifiées pour répondre à des exigences spécifiques, telles que la reconstruction de grands tissus ou des études biologiques.
L’ingénierie des tissus vascularisés est l’un des principaux défis de l’ingénierie tissulaire20. Les méthodes actuelles de création de tissu vasculaire artificiel se concentrent sur la créationd’une microvascularisation auto-assemblée 21,22,23 ou la fabrication d’échafaudages vasculaires à méso-échelle24,25 et non sur la recréation d’un système de vascularisation hiérarchique, qui peut être perfusé immédiatement et directement lors de l’implantation26 . Dans ce travail, nous décrivons un protocole qui utilise deux modalités d’impression 3D pour fabriquer un réseau de vaisseaux hiérarchique composé de vascularisations à micro-échelle et méso-échelle. Le protocole combine un réseau microvasculaire auto-assemblé bioimprimé en 3D avec un échafaudage vasculaire à méso-échelle, obtenant un lambeau implantable et vascularisé. De plus, cet article présente un protocole pour anastomoser directement ce lambeau à l’artère fémorale d’un rat.
La bio-impression 3D a suscité de l’intérêt ces dernières années en raison de sa polyvalence par rapport aux techniques traditionnelles d’ingénierie tissulaire. Bien que ce protocole décrive la génération d’un réseau microvasculaire dans rhCollMA bioink, les méthodes utilisées peuvent être appliquées avec peu de modifications à de nombreuses autres bioencres de la pléthore de bioencres étudiées et nouvelles et de bains de soutien27,28. Nous avons choisi d’utiliser rhCollMA comme bioencre en raison de l’abondance de collagène de type I dans l’ECM humain, fournissant un environnement approprié pour la fixation cellulaire. De plus, il est produit de manière recombinante dans les plantes et modifié avec des groupes méthacrylate, ce qui permet la photopolymérisation et la formation d’hydrogels 3D stables29,30. La photocroisillonnage a été réalisée par l’ajout du photoinitiateur LAP, qui s’est avéré non toxique et est activé par l’exposition à une lumière bleue de 405 nm, réduisant ainsi la phototoxicité possible de la lumière UV. Cependant, l’utilisation de bioencres photosensibles nécessite l’utilisation d’un milieu de culture sans rouge phénol pour la préparation de la bioencre et du matériau de support. En outre, le protocole décrit l’utilisation d’un matériau de support en gélatine, qui permet l’extrusion haute fidélité de bioencres tels que rhCollMA. Ainsi, il est essentiel d’assurer l’utilisation de fluide froid lors de sa préparation et du refroidissement du lit de l’imprimante. Un chauffage excessif peut se produire en raison de la source lumineuse utilisée pour la réticulation ou à des températures ambiantes élevées.
Une bioimprimante à base d’extrusion a été utilisée ici pour créer le réseau microvasculaire bioimprimé, et il existe actuellement de nombreuses bioimprimantes disponibles dans le commerce qui peuvent générer des constructions similaires. De plus, les méthodes proposées peuvent être facilement modifiées et appliquées pour étudier différentes géométries, tailles et modèles de remplissage. Dans ce travail, un motif de remplissage rectiligne a été choisi pour créer des pores interconnectés, et cela peut être imprimé relativement rapidement avec une haute fidélité.
Les bulles d’air présentent un défi important dans la bio-impression par extrusion, en particulier à l’intérieur des matériaux de support. Par conséquent, il est crucial de minimiser la présence et la formation de ces bulles en utilisant des pipettes à déplacement positif pour le transfert du matériau de support, la préparation de la suspension de cellules bioencres et leur transfert vers les cartouches d’impression.
Dans ce travail, les cellules endothéliales adipeuses humaines et les cellules souches de la pulpe dentaire ont été utilisées comme cellules de soutien en raison de leur isolement relativement facile des patients. De plus, une concentration cellulaire totale de 8 x 106 cellules/mL a été choisie puisqu’il a été démontré que cette concentration établissait les réseaux vasculaires les plus développés16. Bien que ce protocole puisse être utilisé pour générer des microvascularisations en utilisant différents types et sources de cellules, ainsi que différentes bioencres, un étalonnage de la concentration cellulaire doit être effectué pour établir les meilleures conditions pour le développement du réseau microvasculaire. De plus, des cellules spécifiques aux tissus (c.-à-d. des myoblastes ou des ostéoblastes) peuvent être incorporées dans la bioencre pour obtenir des lambeaux vascularisés spécifiques aux tissus.
Le moule de l’échafaudage vasculaire poreux a été fabriqué à l’aide d’un matériau soluble dans l’eau imprimé en 3D sur une imprimante 3D d’extrusion disponible dans le commerce. Il en résulte une technique rentable basée sur des plates-formes de prototypage rapide, de sorte que de nombreuses géométries et tailles différentes d’échafaudages vasculaires peuvent être étudiées et criblées rapidement31. Néanmoins, une limitation de cette méthode est la limite de résolution de la plupart des imprimantes 3D32. Cependant, avec l’évolution rapide de l’industrie entourant la fabrication additive, ces limites devraient s’améliorer au fil du temps. L’utilisation de solvants organiques pour le processus de fabrication est une autre limitation du protocole, car la plupart des solvants organiques sont toxiques pour les cellules, empêchant la possibilité de combiner la procédure de bio-impression avec le processus de fabrication de l’échafaudage vasculaire.
La méthode décrite d’ensemencement de la lumière de l’échafaudage en utilisant l’aspiration plutôt que de pousser la suspension cellulaire a des effets majeurs sur la localisation des cellules ensemencées. L’utilisation d’une pression négative permet l’endothélisation de la lumière interne de l’échafaudage tout en minimisant tout déversement de la suspension cellulaire à travers les perforations sur la paroi de l’échafaudage16.
La méthode de « brassard » décrite pour les anastomoses microchirurgicales peut être facilement modifiée et adaptée à différents matériaux ou tailles d’échafaudage vasculaire, ainsi qu’à différentes artères et veines dans une large gamme de modèles animaux. Les adaptations au protocole incluraient différentes tailles de tubes en polyimide et tailles de suture. Cette méthode ne nécessite pas la perforation de la paroi de l’échafaudage, ce qui pourrait entraîner le développement de défauts. Ce travail présente un protocole qui peut être étendu à de nombreuses applications. Les aspects critiques de ce protocole, qui comprennent la fabrication de vascularisations à méso- et micro-échelle et leur assemblage et leur implantation, représentent des aspects critiques des lambeaux artificiels à la fois pour des applications reconstructives, ainsi que des études vasculaires et autres études d’ingénierie tissulaire.
The authors have nothing to disclose.
Ce projet a reçu un financement du Conseil européen de la recherche (CER) dans le cadre du programme de recherche et d’innovation Horizon 2020 de l’Union européenne (convention de subvention n° 818808). rhCollMA a été généreusement fourni par CollPlant (Rehovot, Israël). Les auteurs remercient l’Autorité de recherche préclinique du Technion pour son aide en matière de soins aux animaux, ainsi que Janette Zavin, Galia Ben David et Idan Redenski.
1,4-Dioxane | Biosolve Chemical | 42405 | |
27 G x 0.5" blunt tip dispensing needles | CML supply | 901-27-050 | |
3cc amber syringe barrel & piston set | Nordson EFD | 7012085 | Amber syringes used to block light and prevent premature crosslinking |
5-0 AssuCryl PGA absorbale suture | Assut Sutures | Absorbable sutures used for skin wound closure | |
6-0 polypropelene sutures | Assut Sutures | 9351 | |
Acland clamps | S&T | B-1V | |
Adventitia scissors | S&T | SAS-15 | |
Angled no.3 jeweler's forceps | S&T | JFAL-3-18 | |
BioAssemblyBot 400 3D Bioprinter | Advanced Solutions | a 6-axis 3D bioprinter | |
Bovine albumin serum Probumin | Millipore | 82-045-1 | |
Buprenorphine | vetmarket | B15100 | |
BVOH filament | Verbatim | 55903 | a water-soluble 1.75 mm diameter filament |
Clamp applying forceps | S&T | CAF-4 | |
Dental pulp stem cells | Lonza | PT-5025 | |
Dietrich bulldog clamps | Fine Science Tools (FST) | 18039-45 | |
di-Sodium hydrogen phosphate (Na2HPO4) | Carlo Erba Reagents | 480141 | |
Dissection scissors | S&T | 18039-45 | |
DMEM, High Glucose, No Phenol Red | Sartorius | 01-053-1A | |
Duratears | Alcon | DJ03 | |
ECM media + bullet kit | Sciencell | #1001 | |
Ethanol 96% | Gadot-Group | 64-17-5 | |
GlutaMAX | Gibco | 35050061 | glutamine substitute |
Goat anti-mouse Cy3 antibody | Jackson | 115-166-072 | |
Heparin Sodium 5,000 I.U./mL | Panpharma | – | |
Human adipose microvascular cells | Sciencell | #7200 | |
Human fibronectin | Sigma | F0895-5MG | A stock concentration of 1 mg/mL |
Isoflurane, USP Terrell | Piramal Critical Care | NDC 66794-011-25 | |
LifeSupport | Advanced Biomatrix | 5244 | a gelatin support slurry for FRESH 3D bioprinting |
Lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate (LAP) | Sigma-Aldrich | 900889 | |
Low-glucose DMEM | Biological Industries | 01-050-1A | |
MICROMAN E M1000E, 100-1,000 µL | Gilson | FD10006 | |
Mouse anti-SMA antibody | Dako | M0851 | |
NEAA | Gibco | 11140068 | |
Needle holder | Fine Science Tools (FST) | 12500-12 | |
Paraformaldehyde solution 4% in PBS | ChemCruz | SC-281692 | |
Penicillin-Streptomycin-Nystatin Solution | Biological Industries | 03-032-1B | |
Phospate buffered saline (PBS) | Sigma | P5368-10PAK | |
Poly(ethylene oxide), M.W. 250,000 to 400,000 | Acros Organics | 178602500 | |
Poly(L-lactic acid), IV 5.0 dl/g (PLLA) | Polysciencse, Inc. | 18582-10 | |
Polyimide tubing, ID: 0.0249", OD: 0.0273" | Cole-Parmer | 95820-05 | A thin-walled tube used to fabricate cuffs for microsurgical anastomoses |
Prusa I3 MK2.5 3D Printer | Prusa Research | http://www.prusa3d.com/ | a popular commercial 3D printer |
Resomer RG 503 H, Poly(D,L-lactide-co-glycolide) (PLGA) | Evonik Industries | 719870 | |
rhCollMA | CollPlant | https://collplant.com/ | generously provided by CollPlant (Rehovot, Israel) |
round-handled needle holder | S&T | B-15-8 | |
Scalpel handle – #3 | Fine Science Tools (FST) | 10003-12 | |
small fine straight scissors | Fine Science Tools (FST) | 14090-09 | |
Sodium Chloride | Biosolve Chemical | 19030591 | |
Sodium Phosphate dibasic (NaH2PO4) | Riedel-de Haen | 4276 | |
Solidworks | Dassault Systems | CAD software | |
Straight no.3 jeweler's forceps | S&T | JF-3-18 | |
Straight serrated forceps | Fine Science Tools (FST) | 11050-10 | |
Surgical Scalpel Blade No.15 | Swann-Morton Limited | 305 | |
Triton-X 100 | BioLab LTD | 57836 | |
TSIM | Advanced Solutions | 3D slicing and design software for the BioAssembly Bot | |
Vessel dilator | S&T | D-5a.1 | |
Zeiss Tivato 700 surgical microscope | Zeiss |