CN110253876A - 基于3d打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及生物工程技术，提供了基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，具体步骤为：装载PCL注射器，移至3D生物打印机的第一打印架上，将明胶支架材料加入到第二注射器内，移至打印机第二打印架上，将纤维蛋白凝胶和细胞混合物加入到第三注射器内，移至打印机第三打印架上，调整软件和PCL注射器，使用3D生物打印平台构建PCL框架，并在PCL框架上建立凹槽，将明胶支架材料打印填充至PCL框架内，将纤维蛋白凝胶与细胞混合物打印固定于PCL框架上形成条带，然后悬浮于培养基中，通过纤维蛋白回缩和细胞张力所产生的牵张力控制血管的分支形成，从而能够构建预血管化的组织工程组织或器官，解决组织工程组织和器官的缺血问题。

Description

基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法
技术领域
本发明涉及生物工程技术，具体涉及基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法。
背景技术
3D打印血管的模式主要有两种，一种是间接打印，一种是直接打印。间接打印是打印一种可牺牲的填充物构建模型支架，溶解后产生管道系统。另一种采用含细胞的生物墨水支架打印血管结构。两种方式的联合应用能更好地制作出符合要求的血管结构。例如：采用直接打印控制细胞的位置构建微米级的毛细血管网络结构，同时采用间接打印的模式制作模型管道，然后灌注细胞，从而构建毫米级的大血管。
在微挤压型打印技术的基础上，Gao团队[Biomaterials. 2015，61:203-15]发明了一种挤出型共轴打印头，分为内外两个管道，内管道可以投放钙盐溶液，而外管道可投放藻朊酸盐溶液，打印出的结构自身携带可灌注的微管道，随着载物台的降低，打印结构浸入到钙盐溶液中进行二次交联。打印精度可达900微米。增加微管道数目可提高细胞的成活率。缺点是虽然藻朊酸提供了直线、生物相容性较好的微挤压打印方法，但由于缺乏自支撑，很难打印出复杂的组织或器官。Kolesky等 [Adv Mater. 2014，26(19):3124-30]采用类似的方式按照既定程序同时打印Pluronic F127 和混有细胞的 Gelatin-methacrylate(GelMA)。包裹在无细胞的GelMA中的打印结构通过光聚合作用交联基质。Pluronic F127通道会在温度降低时溶解，随后灌注HUVECs完成血管化组织结构的构建。
Miller等[Nat Mater. 2012,11(9):768-74]采用生物打印机以碳水化合物玻璃为支架材料构建3D血管网络，制作完毕后10分钟，灌注35×106cell/ml的HUVECs悬液，培养基中静置1小时，然后继续灌注，1天后HUVECs即可铺整个管道系统。再生血管的功能在以兔肝细胞为主的组织工程组织中得到了验证。
现在打印机的细胞打印精度为150-200微米，还不能直接打印出10-20微米的毛细血管网结果[Trends Biotechnol. 2015,33(7):395–400]。但除了打印机的直接调控外，生物墨水在打印过程中或过程后都可以对内皮细胞发育过程进行调控[Adv Mater. 2014,26(19):3124–30]。
Lee等[Biomaterials. 2014,35(28):8092-102]在HUVEC-明胶管道周围投放胶原，培养过程中当明胶溶解后，HUVECs会沉降而粘附在周围的胶原管壁上。作为细胞外基质的组成成分的胶原可以促进HUVECs的内皮化，进而增加血管管壁的完整性。
Norotte等[Biomaterials. 2009,30(30):5910–7]将脐静脉平滑肌细胞及成纤维细胞制作成细胞球，将细胞球与琼脂糖条带一起打印，琼脂糖条带作为打印导板，形成直线或分支装的血管结构。打印结构经培养后细胞球会相互融合形成单层或多层的小直径空腔血管（直接为0.9-2.5 mm）。
外界张力刺激能够影响组织的血管形成。例如，Levenberg团队以聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane, PDMS)微柱为支撑，对与纤维蛋白原共培养的脐静脉内皮细胞(Human umbilical vein endothelial cell, HUVEC)和成纤维细胞(Fibroblast，FB)施加一定的牵张力。结果发现血管能够按照牵张力的方向生长，植入动物体内后，血管能够迅速与受区血管建立联系，血液可通过这些血管，并且血管仍能保持其一致的方向性，其认为外界机械力作用对血管生长方向的调控起关键作用。这种外力对血管生成的调控是由改变HUVEC微环境实现的[PNAS 2016, 113(12):3215-20]。Moore等对胚胎肺研究发现，Rho依赖牵张力诱导的血管形成中，适宜的牵张力可促进血管形成，但过大牵张力不利于血管的形成[Dev Dyn 2005, 232(2):268-81]，这说明适当水平的张力刺激对血管的形成非常重要。
虽然根据仿生学原理采用3D生物打印机得到的血管结构外形与正常的组织血管非常相似，但因为未对单个的血管内皮细胞进行控制，故其血管内皮细胞的贴壁及血管化程度很难控制，并不能保证内皮细胞生长方向完全按照支架结构的方向生长。因此，这种方式还不能完成临床所需要的血管化组织或器官。组织工程的另一项技术手段-自我组装，依赖于细胞作为组织发生的主要初始因素，通过调节细胞微环境，驱动生物打印组织按照胚胎机制发育来实现组织的发育和成熟，自我组装原理对血管生成的调控是由改变HUVEC微环境实现的，形成的血管是HUVEC自发形成的血管结构，符合生命的发展过程，血管网的结构和功能更为可靠，与实体细胞的联系也更为紧密，将会为组织工程组织或器官的血管化提供可靠的研究思路。
发明内容
要解决的技术问题：本发明的目的是通过对组织工程组织或器官的微血管化进行控制，从而构建预血管化的组织工程组织或器官，解决组织工程组织和器官的缺血问题。
技术方案：
本发明提供了基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，包括以下步骤：
步骤一：建立3D框架结构模型，编辑程序并导入3D生物打印机；
步骤二：装载PCL注射器，移至3D生物打印机的第一打印架上；
步骤三：将1-2mL明胶支架材料加入到第二注射器内，密封后冰浴20-30min，后移至打印机第二打印架上，放置25-35min；
步骤四：将纤维蛋白凝胶和细胞混合物加入到第三注射器内，密封后冰浴20-30min，后移至打印机第三打印架上，放置25-35min；
步骤五：调整软件和PCL注射器，使用3D生物打印平台在Petri培养皿中构建PCL框架，并在PCL框架上建立凹槽，调整第二注射器，将明胶支架材料打印填充至PCL框架内，调整第三注射器，将纤维蛋白凝胶与细胞混合物打印固定于PCL框架上形成条带，向Petri培养皿中加入10μL凝血酶，室温下交联30-40min，再于Petri培养皿中加入组织培养基，移至含5%CO2，37℃培养箱中培养30-40min。
优选的，步骤三中明胶支架材料的制备方法为：将明胶加入到基础液离心管中，振荡混匀后移至37℃温室内，固定于轮盘式混匀器上，设置转速为8-12rpm/min，时间为15-25min，完毕后，将得到透明的液体移至生物安全柜内，采用0.2 μm过滤器进行过滤即得。
优选的，步骤四中所述的细胞包括脐静脉内皮细胞和成纤维细胞。
优选的，步骤五中PCL注射器的加热器温度为90-95℃，注射压力为680-700Kpa。
优选的，步骤五中凹槽的深度为90-110μm。
优选的，步骤五中构建的PCL框架是圆形或方形。
优选的，步骤五中第二注射器的注射压力为95-120Kpa，温度为18-19℃。
优选的，步骤五中第三注射器的注射压力为85-110Kpa，温度为18-19℃。
有益效果：本发明通过3D生物打印平台构建PCL圆形或方形框架结构，将纤维蛋白-脐静脉内皮细胞和成纤维细胞复合物条带固定于PCL框架上，在纤维蛋白-脐静脉内皮细胞和成纤维细胞复合物条带之间及底层均填充明胶支架材料，然后浸没于组织培养基中，明胶支架材料发生溶解，纤维蛋白-脐静脉内皮细胞和成纤维细胞复合物条带固定于PCL框架上并悬浮于培养基中，由于纤维蛋白回缩和细胞张力所产生的牵张力控制血管的分支形成，改变框架结构的大小从而实现对分支数目的控制，本发明提出的精细控制3D打印框架结构，可以实现对牵张力的控制，调控3D打印组织血管分支形成，为构建具有类似正常组织的血管系统的组织工程组织或器官提供了可靠的途径。
说明书附图
图1为本发明方法工艺流程图；
图2为本发明实施例1中框架结构宽度（条带的长度）为5mm时本发明方法构建的血管系统；
图3为本发明实施例2中框架结构宽度（条带的长度）为10mm时本发明方法构建的血管系统。
具体实施方式
实施例1和实施例2中Petri培养皿的直径为10cm；
实施例1和实施例2中纤维蛋白凝胶和明胶支架材料的制备方法分别为：
将含有10%甘油和3mg/mL透明质酸的DMEM高糖培养基移至离心管中，然后加入纤维蛋白和明胶，其中纤维蛋白的加入量为5mg/mL，明胶的加入量为35mg/mL，将此离心管标记为纤维蛋白凝胶；
将含有10%甘油和3mg/mL透明质酸的DMEM高糖培养基移至离心管中，然后加入明胶，明胶的加入量为35mg/mL，将此离心管中标记为明胶支架材料；
将两个标记好的离心管振荡混匀后移至37℃温室内，固定于轮盘式混匀器上，设置转速为10rpm/min，时间为20min，完毕后，将得到透明的液体移至生物安全柜内，采用0.2μm过滤器进行过滤，分别获得纤维蛋白凝胶和明胶支架材料，待用。
实施例1：
步骤一：根据构建组织血管分支确定3D框架结构宽度为5mm，编辑程序并导入3D生物打印机；
步骤二：装载PCL注射器，移至打印机的第一打印架上；
步骤三：将2 mL明胶支架材料加入到第二注射器内，密封后室温下置于冰上冷却20min，后移至打印机第二打印架上，放置35min；
步骤四：将脐静脉内皮细胞、成纤维细胞分别按照4×106/mL的比例和1×106/mL的比例加入到1mL纤维蛋白凝胶中，混合于注射器内，密封后室温下置于冰上冷却20min，后移至打印机第三打印架上，放置35min；
步骤五：调整软件和PCL注射器，设置PCL注射器的加热器温度为90℃，注射压力为700Kpa，使用3D生物打印平台在Petri培养皿中构建PCL框架，并在PCL框架上建立凹槽，凹槽的深度为90μm，调整第二注射器的注射压力为120Kpa，温度为18℃，将明胶支架材料打印填充至Petri培养皿中的PCL框架内，调整第三注射器的注射压力为110 Kpa，温度为18℃，将步骤四中制备的纤维蛋白凝胶与细胞混合物打印固定于Petri培养皿中的PCL框架上形成条带，向Petri培养皿中加入10μL凝血酶并置室温无菌环境中30 min，然后将13mL配好的组织培养基加入到Petri培养皿中，组织培养基为EGM-2与DMEM高糖培养基按照体积比4:1混合而成，移至含5%CO2、37℃培养箱中培养30min，至明胶支架材料发生溶解，纤维蛋白-细胞复合物条带固定于PCL框架上并悬浮于培养基中，由于纤维蛋白回缩和细胞张力所产生的牵张力控制血管的分支形成。
实施例2
步骤一：构建组织无分支的血管结构确定3D框架结构为10mm，编辑程序并导入3D生物打印机；
步骤二：装载PCL注射器，移至打印机的第一打印架上；
步骤三：将1 mL明胶支架材料加入到第二注射器内，密封后室温下置于冰上冷却30min，后移至打印机第二打印架上，放置25min；
步骤四：将脐静脉内皮细胞、成纤维细胞分别按照4×106/mL的比例和1×106/mL的比例加入到1mL纤维蛋白凝胶中，混合于注射器内，密封后室温下置于冰上冷却50min，后移至打印机第三打印架上，放置25min；
步骤五：调整软件和PCL注射器，设置PCL注射器的加热器温度为95℃，注射压力为680Kpa，使用3D生物打印平台在Petri培养皿中构建PCL框架，并在PCL框架上建立凹槽，凹槽的深度为110μm，调整第二注射器的注射压力为95Kpa，温度为19℃，将明胶支架材料打印填充至Petri培养皿中的PCL框架内，调整第三注射器的注射压力为85 Kpa，温度为19℃，将步骤四中制备的纤维蛋白凝胶与细胞混合物打印固定于Petri培养皿中的PCL框架上形成条带，向Petri培养皿中加入10μL凝血酶并置室温无菌环境中30 min，然后将12mL配好的组织培养基加入到Petri培养皿中，组织培养基为EGM-2与DMEM高糖培养基按照体积比4:1混合而成，移至含5%CO2、37℃培养箱中培养40min，至明胶支架材料发生溶解，纤维蛋白-细胞复合物条带固定于PCL框架上并悬浮于培养基中，由于纤维蛋白回缩和细胞张力所产生的牵张力控制血管的分支形成。

Claims (8)

1.基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，其特征在于，包括以下步骤：
步骤一：建立3D框架结构模型，编辑程序并导入3D生物打印机；
步骤二：装载PCL注射器，移至3D生物打印机的第一打印架上；
步骤三：将1-2mL明胶支架材料加入到第二注射器内，密封后冰浴20-30min，后移至打印机第二打印架上，放置25-35min；
步骤四：将纤维蛋白凝胶和细胞混合物加入到第三注射器内，密封后冰浴20-30min，后移至打印机第三打印架上，放置25-35min；
步骤五：调整软件和PCL注射器，使用3D生物打印平台在Petri培养皿中构建PCL框架，并在PCL框架上建立凹槽，调整第二注射器，将明胶支架材料打印填充至PCL框架内，调整第三注射器，将纤维蛋白凝胶与细胞混合物打印固定于PCL框架上形成条带，向Petri培养皿中加入10μL凝血酶，室温下交联30-40min，再于Petri培养皿中加入组织培养基，移至含5%CO2，37℃培养箱中培养30-40min。
2.根据权利要求1所述的基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，其特征在于，步骤三中明胶支架材料的制备方法为：将明胶加入到基础液离心管中，振荡混匀后移至37℃温室内，固定于轮盘式混匀器上，设置转速为8-12rpm/min，时间为15-25 min，完毕后，将得到透明的液体移至生物安全柜内，采用0.2 μm过滤器进行过滤即得。
3.根据权利要求1所述的基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，其特征在于，步骤四中所述的细胞包括脐静脉内皮细胞和成纤维细胞。
4.根据权利要求1所述的基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，其特征在于，步骤五中PCL注射器的加热器温度为90-95℃，注射压力为680-700Kpa。
5.根据权利要求1所述的基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，其特征在于，步骤五中凹槽的深度为90-110μm。
6.根据权利要求1所述的基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，其特征在于，步骤五中构建的PCL框架是圆形或方形。
7.根据权利要求1所述的基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，其特征在于，步骤五中第二注射器的注射压力为95-120Kpa，温度为18-19℃。
8.根据权利要求1所述的基于3D打印框架控制的牵张力调控组织血管分支的方法，其特征在于，步骤五中第三注射器的注射压力为85-110Kpa，温度为18-19℃。
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