小直徑組織工程血管移植物的生物製備

研究背景

➣3D列印和再生醫學技術的快速發展使生物組織工程血管移植物(TEVG)的製備具有在體內整合、重塑和修復的能力，預示著心血管疾病管理的正規化轉變。

➣本文討論了血管組織工程中使用的各種基於支架的增材製造方法，包括3D列印、生物列印、靜電紡絲和熔融電紡絲書寫，並根據人體血管系統的生物力學和功能要求進行了評估。

➣本綜述提供關於再生醫學對血管移植物發展前景的跨學科見解，探索發展中技術成功臨床整合的關鍵考慮因素和前景。

➣微型增材製造、生物製造、組織工程和去細胞化方面的持續進步將最終開發出臨床上可行的、現成的 TEVG，用於小直徑應用。

組織工程血管移植物

圖1.用於開發小直徑 TEVG 的生物製造技術和工藝的基本示意圖。A) 生物列印。B) 細胞片軋製。C) 3D 列印。D) 靜電紡絲。E) 去細胞化和再細胞化。

➣生物製造組織結構支架的主要要求是生物相容性和可生物降解材料的可製造性，精確控制支架形態和機械結構的能力，以及調節表面性能以增強細胞粘附和分化的能力。

➣生物列印技術是利用細胞負載的水凝膠生物墨水，以適當的流變效能直接或液滴擠壓來製造生物工程微環境的組織結構。混合3D生物列印結合了增材製造和自組裝技術，實現了更高程度的功能化。

➣靜電紡絲技術存在的關鍵技術問題：溶解聚合物所需的化學溶劑的蒸發會導致擠出過程中的混沌射流不穩定，降低了纖維收集的精度，導致不受控制的纖維脫位、孔隙度和直徑。另外，溶解合成聚合物所需的化學溶劑可能揮發或有毒，因此存在細胞相容性問題。

生物列印的組織工程血管移植物

圖2. TEVG 製造的生物列印技術。A) 微管的同軸生物列印擠出。B) 微管的熒光顯微照片。C) 具有一致壁厚的各種直徑微管的橫截面熒光顯微照片。D) 3D 生物列印 GelMA/PEGD/藻酸鹽結構。不含裂解酶組合物和 (F) 的生物列印 GelMA/PEGD/藻酸鹽構建體 (E) 的 SEM 顯微照片。G) 6 天后 GelMA/PEGD/藻酸鹽管狀結構中血管 SMC（染成綠色）和 VEC（染成紅色）的合併橫截面熒光顯微照片。

➣Liang等人描述了一種特殊的生物列印工藝(圖2A)，以製造內徑和外徑可調的TEVG，其範圍分別為0.3-2.0 mm和0.5-3.0 mm(圖2B,C)。

➣本研究是透過同軸噴嘴擠出一種新型水凝膠生物墨水實現的，這種生物墨水由奈米粘土、n -丙烯醯甘油醯胺(NAGA)和明膠甲基丙烯醯(GelMA)組成，稱為CNG生物墨水。

➣Zhou等人提出了另一種用於製作小直徑TEVG的同軸生物列印方法，該方法成功地製作了腔內HUVECs和血管壁血管SMCs的雙列管狀結構。

3D列印的組織工程血管移植物

圖3.A-C) 透過 DLP 製備的基於 3D 列印氨基樹脂的雙層管狀結構。透過四軸 FDM 生產的 3D 列印 PCL 管狀支架的 SEM 顯微照片，具有（D、E）矩形和（F、G）金剛石孔設計。 (H) PCL 和 (I) 聚多巴胺/VEGF 表面改性 PCL (PCLDV) 雙層管狀支架透過靜電紡絲和 FDM製備。(J) PCL 和 (K) PCLDV 雙層支架結構的 SEM 顯微照片。

➣ 適用於開發支架的工藝包括熔融沉積模型(FDM)、立體光刻(SLA)、數字光處理(DLP)、電液射流3D列印等技術。

➣Chiu等使用含有2-羥甲基丙烯酸乙酯(HEMA)和多巴胺的氨基樹脂基光敏材料，成功製備出生物相容的圓柱形和支化管狀結構物(圖3A-C)，內徑約為4mm。

➣基於定製的幾何設計，將直徑為260 μm的針壓在直徑為2 mm的旋轉芯軸上，透過擠壓PCL製備出具有矩形和菱形孔的管狀支架(圖3 D-G)。

➣採用溶液靜電紡絲法制備PCL奈米纖維網片，然後將其纏繞在3毫米長的棒材上，並透過電紡絲片的邊緣密封成管狀結構(圖3 H,J)。

靜電紡的組織工程血管移植物

圖4. A) 靜電紡絲膠原/彈性蛋白/聚合物支架的 SEM。B) 膠原/彈性蛋白/聚合物支架表面形態的 SEM。C) SMC 接種的電紡膠原蛋白/彈性蛋白/聚合物支架在培養 21 天后的 SEM 和 (D) H&E 染色。E) PLLA/明膠溶液電紡管狀結構。細胞接種前和 SMC 培養 120 小時後 (G) 對齊的 PLLA/明膠溶液電紡支架表面形態 (F) 的 SEM。H) 雙層蛋殼膜 (ESM)/TPU 結構。I-K) 描繪不同層的 ESM/TPU 構造的橫截面 SEM。

➣靜電紡絲技術顯著改進了增材製造工藝，以開發用於組織工程應用的微米和奈米纖維支架結構。

➣在溶液靜電紡絲中，聚合物溶解在溶劑中產生均質溶液，當在施加的壓力和控制的電位差下從噴嘴擠出時，觀察到泰勒錐射流的形成。

➣靜電紡絲可以成功製備多種生物聚合物溶液的管狀支架，內徑為4.75 mm(圖4 A,B)。

➣如圖 4E 所示，具有多種內徑（2-6 毫米）的支架被成功地電紡。 測試了幾種明膠濃度，目的是最佳化用於 TEVG 生物製造的細胞粘附和增殖。此外，研究了明膠對溶液可紡性的影響，獲得了相對取向度較好的奈米纖維。

熔融電紡絲書寫的組織工程血管移植物

圖5. A) PP 和 (B) PLA 管狀支架透過熔體靜電紡絲製造。(C) PP 和 (D) PLA 支架表面形態的 SEM圖。E) PCL 管狀支架透過傷口 MEW 製造F) 傷口的 SEM 顯微照片，MEW PCL 纖維。G) 2 周後在 MEW PCL 支架上培養 2 周的人類成骨細胞的 CSLM 3D 投影。H) 活/死檢測染色。I-K) 透過受控 MEW 製造的管狀 PCL 支架的 SEM 。

➣使用聚合物熔體代替溶液繞過了傳統靜電紡絲的侷限性，並促進了透過 MEW 開發的支架幾何形狀受到高度控制，並透過仿生結構、表面處理和生物功能化模仿天然組織的 ECM 框架。

➣MEW 促進穩定、粘彈性、熔融聚合物射流透過連線到高壓電源後擠出，這會產生泰勒錐現象，將熔融聚合物纖維收集到接地的收集器上，可以製備管狀結構。

➣MEW是精密支架生產的優越製造技術，但材料的選擇在很大程度上僅限於熔點在約200°C以下的合成熱塑性塑膠。

➣透過現代MEW工藝製備的聚合物熔體的可印刷性還高度依賴於聚合物的粘度和電導率。

展望與挑戰

01 為進一步推進現有的研究工作，期望在生物功能工程血管的開發中整合幹細胞生物學，在實現可行的生產技術後，成為規模化生產非免疫原性人體血管移植物的前沿。

02 除了製造和培養方法的最佳化之外，強調移植過程的植入，並指出細胞成分對 TEVG 的培養至關重要，但體內宿主細胞的募集對成功整合工程組織更重要。

03 由於現有人工血管移植的侷限性，自體血管重建仍然是治療心血管疾病的金標準，特別是在小直徑血管旁路手術中。

04 透過生物功能、組織工程結構的發展，在血管領域改善治療選擇的迫切需求有望透過下一代TEVG的生物製造得到滿足。