Worldlex Wiki L’ingénierie tissulaire est une discipline du génie biomédical qui utilise une combinaison de cellules , de techniques d’ingénierie , de matériaux et de facteurs biochimiques et physicochimiques appropriés pour restaurer, maintenir, améliorer ou remplacer différents types de tissus biologiques . L’ingénierie tissulaire implique souvent l’utilisation de cellules cultivées sur des matrices tissulaires pour la formation de nouveaux tissus viables à des fins médicales, mais ses applications ne se limitent pas aux cellules et aux matrices tissulaires. Autrefois considérée comme un sous-domaine des biomatériaux , elle a pris une importance et un champ d’application considérables et peut désormais être considérée comme un domaine à part entière.
définitions de l'ingénierie tissulaire couvrent un large éventail d'applications, en pratique, le terme est étroitement associé aux applications visant à réparer ou remplacer des portions ou des tissus entiers ( organes , os , cartilage , vaisseaux sanguins , , peau , muscles , etc. ). Souvent, les tissus concernés nécessitent certaines propriétés mécaniques et structurelles pour un fonctionnement optimal. Le terme a également été appliqué aux efforts déployés pour réaliser des fonctions biochimiques spécifiques à l'aide cellules au sein d'un système de support artificiel (par exemple, un pancréas artificiel ou un foie bio-artificiel ). Le terme « médecine régénérative » est souvent utilisé comme synonyme d'ingénierie tissulaire, bien que les spécialistes de la médecine régénérative mettent davantage l'accent sur l'utilisation de cellules souches ou progénitrices pour produire des tissus.
Selon une définition courante de l'ingénierie tissulaire, proposée par Langer et Vacanti il s'agit d'un domaine interdisciplinaire qui applique les principes de l'ingénierie et des sciences de la vie au développement de substituts biologiques capables de restaurer, maintenir ou améliorer la fonction d'un tissu biologique ou d'un organe entier . Langer et Vacanti distinguent également trois principaux types d'ingénierie tissulaire : les cellules, les substances inductrices de tissu et l'approche cellules + matrice (souvent appelée échafaudage). L'ingénierie tissulaire a aussi été définie comme « la compréhension des principes de la croissance tissulaire et leur application à la production de tissus de remplacement fonctionnels à usage clinique » . Enfin, l'ingénierie tissulaire repose sur le postulat que l'exploitation de la biologie naturelle du système permettra d'améliorer les stratégies thérapeutiques visant à remplacer, réparer, maintenir ou améliorer la fonction tissulaire
Les progrès réalisés dans le domaine multidisciplinaire de l'ingénierie tissulaire ont permis de développer une nouvelle gamme de composants de remplacement tissulaire et de stratégies d'implantation. Les avancées scientifiques concernant les biomatériaux , les cellules souches, les facteurs de croissance et de différenciation, ainsi que les environnements biomimétiques , ont ouvert des perspectives uniques pour fabriquer ou améliorer des tissus existants en laboratoire, grâce à des combinaisons de matrices extracellulaires artificielles (« échafaudages »), de cellules et de molécules bioactives. Parmi les principaux défis auxquels l'ingénierie tissulaire est confrontée aujourd'hui figurent la nécessité d'obtenir une fonctionnalité plus complexe, une stabilité biomécanique et une vascularisation accrues pour les tissus cultivés en laboratoire et destinés à la transplantation.
Étymologie
L’origine historique du terme est incertaine, car sa définition a évolué au cours des dernières décennies. Le terme est apparu pour la première fois dans une publication de 1984 décrivant l’organisation d’une membrane de type endothélial à la surface d’une prothèse ophtalmique synthétique implantée de longue durée .
La première utilisation moderne du terme, telle que reconnue aujourd'hui, remonte à 1985 et est due au chercheur, physiologiste et bioingénieur Yuan-Cheng Fung du Centre de recherche en ingénierie. Il a proposé d'associer les termes « tissu » (en référence à la relation fondamentale entre les cellules et les organes) et « ingénierie » (en référence au domaine de la modification de ces tissus). Le terme a été officiellement adopté en 1987.
Histoire
Aujourd'hui, les hydrogels sont considérés comme le matériau de choix pour les bio-encres en bio-impression 3D, car ils imitent la matrice extracellulaire naturelle des cellules tout en possédant des propriétés mécaniques robustes capables de soutenir des structures 3D. De plus, l'utilisation d'hydrogels en bio-impression 3D permet aux chercheurs de produire différents échafaudages pouvant servir à la formation de nouveaux tissus ou organes. Les tissus imprimés en 3D doivent encore relever de nombreux défis, comme l'ajout de vaisseaux sanguins. Néanmoins, l'impression 3D de fragments de tissus contribuera sans aucun doute à améliorer notre compréhension du corps humain, accélérant ainsi la recherche fondamentale et clinique.
Parmi les hydrogels, Festigel, un groupe de polymères de gélification thermoréversibles, a été décrit comme ayant une efficacité en ingénierie tissulaire in vitro et en cicatrisation des plaies in vivo dans la sténose urétrale , la régénération parodontale en plus de son potentiel de transport de tissus et de cellules.
Exemples
Selon la définition de Langer et Vacanti, les exemples d'ingénierie tissulaire se répartissent en une ou plusieurs des trois catégories suivantes : « cellules seulement », « cellules et échafaudage » ou « facteurs inducteurs de tissu ».
- Viande in vitro : Tissu musculaire animal artificiel comestible cultivé in vitro .Dispositif de foie bioartificiel , « foie temporaire », dispositif d'assistance hépatique extracorporelle (ELAD) : la lignée cellulaire d'hépatocytes humains (lignée C3A) cultivée dans un bioréacteur à fibres creuses peut imiter la fonction hépatique en cas d'insuffisance hépatique aiguë. Un ELAD pleinement fonctionnel pourrait temporairement remplacer le foie du patient, évitant ainsi une transplantation et permettant la régénération de son propre foie.Pancréas artificiel : La recherche porte sur l’utilisation de cellules insulaires pour réguler la glycémie, notamment en cas de diabète . Des facteurs biochimiques pourraient être utilisés pour induire la différenciation de cellules souches pluripotentes humaines en cellules fonctionnant comme les cellules bêta , responsables de la production d’insuline dans les îlots de Langerhans .Vessies artificielles : Anthony Atala ( Université Wake Forest ) a implanté avec succès des vessies artificielles, construites à partir de cellules cultivées ensemencées sur un support en forme de vessie, chez sept des quelque 20 sujets humains testés dans le cadre d'une expérience à long terme .
- Cartilage : du cartilage cultivé en laboratoire, cultivé in vitro sur un support, a été utilisé avec succès comme greffe autologue pour réparer les genoux des patients.
- Cartilage sans support : cartilage généré sans l’utilisation de matériau de support exogène. Dans cette méthodologie, tout le matériau de la construction est produit directement par les cellules.
- Cœur bioartificiel : Le laboratoire de Doris Taylor a construit un cœur de rat biocompatible en recellularisant un cœur de rat décellularisé. Cette matrice et les cellules ont été placées dans un bioréacteur , où elles ont maturement permis d’obtenir un organe partiellement ou totalement transplantable. Ces travaux ont été qualifiés de « marquants ». Le laboratoire a d’abord retiré les cellules d’un cœur de rat (un processus appelé « décellularisation ») puis a injecté des cellules souches de rat dans le cœur décellularisé.
- Vaisseaux sanguins issus de l'ingénierie tissulaire : Vaisseaux sanguins cultivés en laboratoire et pouvant servir à réparer les vaisseaux endommagés sans déclencher de réponse immunitaire . L'ingénierie tissulaire des vaisseaux sanguins a été développée selon différentes approches. Ils peuvent être implantés sous forme de vaisseaux pré-ensemencés et cellulaires, de greffes vasculaires acellulaires constituées de vaisseaux décellularisés ou de greffes vasculaires synthétiques .
- Peau artificielle construite à partir de cellules de peau humaine intégrées dans un hydrogel , comme dans le cas des constructions bio-imprimées pour la réparation des brûlures sur le champ de bataille.
- Moelle osseuse artificielle : La moelle osseuse cultivée in vitro en vue d'une transplantation constitue une approche « juste des cellules » de l'ingénierie tissulaire.
- Os bio-ingénieré : Une matrice structurale peut être composée de métaux comme le titane, de polymères à vitesse de dégradation variable ou de certains types de céramiques. Les matériaux sont souvent choisis pour favoriser le recrutement des ostéoblastes , contribuant ainsi à la régénération osseuse et au rétablissement de la fonction biologique. Différents types de cellules peuvent être ajoutés directement à la matrice pour accélérer le processus.
- Pénis cultivé en laboratoire : des matrices décellularisées de pénis de lapin ont été recellularisées avec des cellules musculaires lisses et endothéliales. L’organe a ensuite été transplanté chez des lapins vivants et a fonctionné de manière comparable à l’organe natif, ce qui suggère un potentiel en tant que traitement des traumatismes génitaux .
- L’ingénierie tissulaire de la muqueuse buccale utilise une approche cellulaire et d’échafaudage pour reproduire la structure et la fonction tridimensionnelles de la muqueuse buccale .
Cellules colorées en culture Les cellules constituent l'un des principaux éléments du succès des approches d'ingénierie tissulaire. L'ingénierie tissulaire utilise les cellules comme stratégies de création ou de remplacement de nouveaux tissus. On peut citer comme exemples les fibroblastes utilisés pour la réparation ou le renouvellement de la peau , les chondrocytes utilisés pour la réparation du cartilage (produit approuvé par la FDA et commercialisé par MACI) et les hépatocytes utilisés dans les systèmes de suppléance hépatique.
Les cellules peuvent être utilisées seules ou avec des matrices de support pour des applications d'ingénierie tissulaire. Un environnement adéquat favorisant la croissance, la différenciation et l'intégration cellulaires au tissu existant est essentiel pour la production de cellules à partir de ces éléments constitutifs. La manipulation de ces processus cellulaires ouvre des perspectives alternatives pour le développement de nouveaux tissus (par exemple, la reprogrammation cellulaire – cellules somatiques, vascularisation).
cellules souches embryonnaires de souris Les cellules primaires sont celles isolées directement du tissu hôte. Elles constituent un modèle ex vivo du comportement cellulaire, sans aucune modification génétique, épigénétique ou développementale, ce qui en fait une réplique plus fidèle des conditions in vivo que les cellules obtenues par d'autres méthodes. Cette contrainte peut toutefois rendre leur étude difficile. Ce sont des cellules matures, souvent différenciées de façon terminale, ce qui signifie que pour de nombreux types cellulaires, la prolifération est difficile, voire impossible. De plus, les microenvironnements dans lesquels ces cellules évoluent sont hautement spécialisés, ce qui rend souvent la reproduction de ces conditions complexe.
Cultures secondaires : Une partie des cellules d'une culture primaire est transférée dans un nouveau récipient pour poursuivre sa culture. Le milieu de culture primaire est retiré, les cellules à transférer sont prélevées, puis cultivées dans un nouveau récipient contenant un milieu de croissance frais. Une culture secondaire est utile pour garantir aux cellules l'espace et les nutriments nécessaires à leur croissance. Elle est particulièrement utilisée lorsqu'une quantité de cellules supérieure à celle de la culture primaire est souhaitée. Les cellules secondaires partagent les mêmes contraintes que les cellules primaires (voir ci-dessus), mais présentent un risque supplémentaire de contamination lors du transfert dans un nouveau récipient.Les cellules souches sont des cellules indifférenciées capables de se diviser en culture et de donner naissance à différents types de cellules spécialisées. On distingue les cellules souches « adultes » et les cellules souches « embryonnaires » selon leur origine. Si l'utilisation des cellules souches embryonnaires fait encore l'objet d'un important débat éthique, on pense qu'une autre source alternative – les cellules souches pluripotentes induites – pourrait s'avérer utile pour la réparation des tissus malades ou endommagés, ou encore pour la croissance de nouveaux organes.Les cellules totipotentes sont des cellules souches qui peuvent se diviser en d'autres cellules souches ou se différencier en n'importe quel type de cellule du corps, y compris les tissus extra-embryonnaires.
Les cellules pluripotentes sont des cellules souches capables de se différencier en n'importe quel type cellulaire de l'organisme, à l'exception des tissus extra-embryonnaires. Les cellules souches pluripotentes induites (iPSC) constituent une sous-classe de cellules souches pluripotentes, semblables aux cellules souches embryonnaires (ESC), dérivées de cellules adultes différenciées. Les iPSC sont créées en modifiant l'expression de facteurs de transcription dans des cellules adultes jusqu'à ce qu'elles acquièrent les caractéristiques des cellules souches embryonnaires.
Les cellules souches multipotentes peuvent se différencier en n'importe quel type cellulaire de la même classe, comme les cellules sanguines ou osseuses . Les cellules souches mésenchymateuses (CSM) en sont un exemple courant.
Échafaudages
Les échafaudages sont des matériaux conçus pour induire des interactions cellulaires optimales, favorisant ainsi la formation de nouveaux tissus fonctionnels à des fins médicales. Les cellules sont souvent ensemencées dans ces structures capables de soutenir la formation de tissus tridimensionnels . Les échafaudages imitent la matrice extracellulaire du tissu natif, reproduisant le milieu in vivo et permettant aux cellules d'influencer leur propre microenvironnement. Ils remplissent généralement au moins une des fonctions suivantes : permettre l'adhérence et la migration cellulaires, acheminer et retenir les cellules et les facteurs biochimiques, permettre la diffusion des nutriments essentiels et des produits de synthèse, et exercer certaines influences mécaniques et biologiques pour modifier le comportement des cellules.Thorsten Walles a implanté avec succès la première greffe bioartificielle fournissant un réseau vasculaire inné pour l'approvisionnement post-transplantation du greffon chez un patient en attente de reconstruction trachéale.
Pour atteindre l’objectif de reconstruction tissulaire, les échafaudages doivent répondre à certaines exigences spécifiques. Une porosité élevée et une taille de pores adéquate sont nécessaires pour faciliter l’ensemencement cellulaire et la diffusion des cellules et des nutriments dans toute la structure.
La biodégradabilité est souvent un facteur essentiel, car les matrices doivent de préférence être absorbées par les tissus environnants sans qu'il soit nécessaire de les retirer chirurgicalement. La vitesse de dégradation doit coïncider autant que possible avec la vitesse de formation tissulaire : ainsi, pendant que les cellules élaborent leur propre matrice extracellulaire, la matrice assure l'intégrité structurelle au sein de l'organisme et finit par se décomposer, laissant place au tissu nouvellement formé qui prendra en charge les contraintes mécaniques. L'injectabilité est également importante pour les applications cliniques. Des recherches récentes sur l'impression d'organes montrent combien un contrôle précis de l'environnement 3D est crucial pour garantir la reproductibilité des expériences et obtenir de meilleurs résultats.
Matériels
Le choix des matériaux est essentiel à la fabrication d'un échafaudage. Les matériaux utilisés peuvent être naturels ou synthétiques, biodégradables ou non. De plus, ils doivent être biocompatibles, c'est-à-dire ne pas avoir d'effets indésirables sur les cellules. Le silicone, par exemple, est un matériau synthétique non biodégradable couramment utilisé pour l'administration de médicaments, tandis que la gélatine est un matériau naturel biodégradable fréquemment utilisé dans les échafaudages pour la culture cellulaire.
Le matériau nécessaire varie selon l'application et dépend des propriétés mécaniques recherchées. Par exemple, l'ingénierie tissulaire des défauts des os longs requiert un support rigide dont la résistance à la compression est similaire à celle de l'os cortical (100-150 MPa), bien supérieure à celle d'un support utilisé pour la régénération cutanée.
Il existe quelques matériaux synthétiques polyvalents utilisés dans de nombreuses applications d'échafaudages. L'un de ces matériaux couramment utilisés est l'acide polylactique (PLA), un polymère synthétique. Le PLA est un polyester qui se dégrade dans le corps humain pour former de l'acide lactique , une substance chimique naturelle facilement éliminée par l'organisme. L'acide polyglycolique (PGA) et la polycaprolactone (PCL) sont des matériaux similaires : leur mécanisme de dégradation est comparable à celui du PLA, mais le PCL se dégrade plus lentement et le PGA plus rapidement. Le PLA est souvent combiné au PGA pour former l'acide polylactique-co-glycolique (PLGA). Cette combinaison est particulièrement intéressante car la dégradation du PLGA peut être modulée en modifiant les proportions massiques de PLA et de PGA : plus de PLA signifie une dégradation plus lente, plus de PGA une dégradation plus rapide. Cette modularité, associée à sa biocompatibilité, en fait un matériau extrêmement utile pour la fabrication d'échafaudages. matrice extracellulaire ont été étudiés afin d’évaluer leur capacité à favoriser la croissance cellulaire. Les matériaux à base de protéines, tels que le collagène ou la fibrine , et les matériaux polysaccharidiques, comme le chitosane ou les glycosaminoglycanes (GAG), se sont tous révélés compatibles avec les cellules. Parmi les GAG, l’acide hyaluronique , éventuellement associé à des agents de réticulation (par exemple le glutaraldéhyde , le carbodiimide hydrosoluble , etc.), constitue une option possible comme matériau d’échafaudage. Grâce à la fixation covalente de groupements thiols sur ces polymères, ils peuvent se réticuler par formation de ponts disulfure. L'utilisation de polymères thiolés ( thiomères ) comme matériaux d'échafaudage pour l'ingénierie tissulaire a été initialement présentée lors du 4e Symposium d'Europe centrale sur les technologies pharmaceutiques à Vienne en 2001. Les thiomères étant biocompatibles, présentant des propriétés mimétiques cellulaires et favorisant efficacement la prolifération et la différenciation de divers types cellulaires, ils sont largement utilisés comme échafaudages en ingénierie tissulaire. De plus, il a été démontré que des thiomères tels que l'acide hyaluronique thiolé et le chitosane thiolé possèdent des propriétés de cicatrisation et font l'objet de nombreux essais cliniques . Par ailleurs, un fragment de protéine de la matrice extracellulaire, tel que le peptide RGD , peut être couplé à un matériau non bioactif pour favoriser l'adhérence cellulaire. Les tissus décellularisés constituent une autre forme d'échafaudage. Il s'agit d'un procédé utilisant des produits chimiques pour extraire les cellules des tissus, ne laissant subsister que la matrice extracellulaire. On obtient ainsi une matrice entièrement formée et spécifique au type de tissu souhaité. Cependant, l'échafaudage décellulaire peut engendrer des problèmes immunitaires avec les cellules qui y sont introduites ultérieurement.
Plusieurs méthodes de préparation de structures poreuses destinées à servir d'échafaudages pour l'ingénierie tissulaire ont été décrites dans la littérature. Chacune de ces techniques présente des avantages, mais aucune n'est exempte d'inconvénients.
Auto-assemblage des nanofibres
L’auto-assemblage moléculaire est l’une des rares méthodes permettant de créer des biomatériaux dont les propriétés, tant à l’échelle qu’en chimie, sont similaires à celles de la matrice extracellulaire (MEC) naturelle in vivo , une étape cruciale pour l’ingénierie tissulaire de tissus complexes. De plus, ces échafaudages d’hydrogel ont démontré une supériorité en termes de toxicologie in vivo et de biocompatibilité par rapport aux macro-échafaudages traditionnels et aux matériaux d’origine animale.
technologies textiles
Ces techniques englobent toutes les approches qui ont été utilisées avec succès pour la préparation de mailles non tissées de différents polymères . En particulier, des structures non tissées en polyglycolide ont été testées pour des applications en ingénierie tissulaire : ces structures fibreuses se sont révélées utiles pour la culture de différents types de cellules. Leurs principaux inconvénients sont liés aux difficultés rencontrées pour obtenir une porosité élevée et une taille de pores régulière.
Coulée par solvant et lixiviation des particules
Le procédé de coulée en solution et de lixiviation de particules (SCPL) permet la préparation de structures à porosité régulière, mais d'épaisseur limitée. Le polymère est d'abord dissous dans un solvant organique approprié (par exemple, l'acide polylactique dans le dichlorométhane ), puis la solution est coulée dans un moule rempli de particules porogènes. Ces porogènes peuvent être un sel inorganique comme le chlorure de sodium , des cristaux de saccharose , des sphères de gélatine ou de paraffine . La taille des particules porogènes influe sur la taille des pores de la structure, tandis que le rapport polymère/porogène est directement lié à la porosité de la structure finale. Après la coulée de la solution polymère, le solvant est laissé s'évaporer complètement, puis la structure composite dans le moule est immergée dans un bain de liquide adapté à la dissolution du porogène : de l'eau pour le chlorure de sodium, le saccharose et la gélatine, ou un solvant aliphatique comme l'hexane pour la paraffine. Une fois le porogène totalement dissous, on obtient une structure poreuse. Outre la faible épaisseur maximale pouvant être obtenue, un autre inconvénient de la SCPL réside dans l'utilisation de solvants organiques qui doivent être totalement éliminés afin d'éviter tout dommage potentiel aux cellules ensemencées sur l'échafaudage.
mousse de gaz
Pour s'affranchir de l'utilisation de solvants organiques et de porogènes solides, une technique utilisant un gaz comme porogène a été mise au point. Des structures discoïdes, constituées du polymère souhaité, sont d'abord préparées par moulage par compression à l'aide d'un moule chauffé. Ces disques sont ensuite placés dans une chambre où ils sont exposés à du CO₂ sous haute pression pendant plusieurs jours. La pression à l'intérieur de la chambre est progressivement ramenée à la pression atmosphérique. Au cours de ce processus, les molécules de dioxyde de carbone qui s'échappent du polymère forment des pores, créant ainsi une structure spongieuse. Les principaux inconvénients de cette technique résident dans la chaleur excessive générée lors du moulage par compression (qui empêche l'incorporation de tout matériau thermosensible dans la matrice polymère) et dans le fait que les pores ne forment pas une structure interconnectée.
lyophilisation par émulsification
Cette technique ne nécessite pas l'utilisation d'un porogène solide comme la SCPL. Tout d'abord, un polymère synthétique est dissous dans un solvant approprié (par exemple, l'acide polylactique dans le dichlorométhane), puis de l'eau est ajoutée à la solution polymère et les deux liquides sont mélangés afin d'obtenir une émulsion . Avant que les deux phases ne se séparent, l'émulsion est coulée dans un moule et congelée rapidement par immersion dans l' azote liquide . L'émulsion congelée est ensuite lyophilisée pour éliminer l'eau dispersée et le solvant, laissant ainsi une structure polymère poreuse solidifiée. Bien que l'émulsification et la lyophilisation permettent une préparation plus rapide que la SCPL (puisqu'elles ne nécessitent pas d'étape de lixiviation fastidieuse), elles requièrent tout de même l'utilisation de solvants. De plus, la taille des pores est relativement petite et la porosité est souvent irrégulière. La lyophilisation seule est également une technique couramment employée pour la fabrication d'échafaudages. Il est notamment utilisé pour préparer des éponges de collagène : le collagène est dissous dans des solutions acides d' acide acétique ou d'acide chlorhydrique qui sont coulées dans un moule, congelées à l'azote liquide puis lyophilisées .
Séparation de phases induite thermiquement
À l'instar de la technique précédente, le procédé de séparation de phases TIPS requiert l'utilisation d'un solvant à bas point de fusion et facilement sublimable. Par exemple, le dioxane peut être utilisé pour dissoudre l'acide polylactique ; la séparation de phases est ensuite induite par l'ajout d'une petite quantité d'eau, formant ainsi une phase riche en polymère et une phase pauvre en polymère. Après refroidissement en dessous du point de fusion du solvant et quelques jours de séchage sous vide pour sublimer ce dernier, on obtient un support poreux. La séparation de phases liquide-liquide présente les mêmes inconvénients que l'émulsification/lyophilisation.
Électrofilage
L'électrofilage est une technique très polyvalente permettant de produire des fibres continues dont le diamètre varie de quelques microns à quelques nanomètres. Dans un dispositif d'électrofilage typique, le matériau de support souhaité est dissous dans un solvant et placé dans une seringue. Cette solution est injectée à travers une aiguille et une haute tension est appliquée à l'extrémité de celle-ci et à une surface conductrice de collecte. L'accumulation de forces électrostatiques au sein de la solution provoque l'éjection d'un fin filament fibreux vers la surface de collecte, chargée de manière opposée ou reliée à la terre. Au cours de ce processus, le solvant s'évapore, laissant des fibres solides et formant un réseau très poreux. Cette technique est hautement paramétrable : il est possible de moduler le solvant, la tension, la distance de travail (distance entre l'aiguille et la surface de collecte), le débit de la solution, la concentration du soluté et la nature de la surface de collecte. Ceci permet un contrôle précis de la morphologie des fibres.
À l' échelle industrielle , pour des raisons d'évolutivité, 40 voire 96 aiguilles fonctionnent simultanément. Les principaux obstacles à la mise en œuvre de ces dispositifs sont : 1) le maintien de l'homogénéité des variables mentionnées précédemment pour l'ensemble des aiguilles et 2) la formation de « billes » dans les fibres individuelles, lesquelles doivent présenter un diamètre uniforme. En modifiant des variables telles que la distance au collecteur, l'amplitude de la tension appliquée ou le débit de la solution , les chercheurs peuvent modifier considérablement l'architecture globale de l'échafaudage.de fabrication assistées par ordinateur ont été introduites en ingénierie tissulaire. Dans un premier temps, une structure tridimensionnelle est conçue à l'aide d'un logiciel de CAO. La porosité peut ensuite être ajustée grâce à des algorithmes intégrés au logiciel. L'échafaudage est alors réalisé par impression jet d'encre de poudres polymères ou par dépôt de fil fondu (FDM ) d'un polymère fondu.
Une étude menée en 2011 par El-Ayoubi et al. a examiné une technique de modélisation 3D permettant de produire des échafaudages macroporeux en poly-L-lactide ( biocompatibles et biodégradables ) présentant deux tailles de pores différentes, grâce à la fabrication additive (SSF) assistée par ordinateur (CAO), afin d'explorer le remplacement thérapeutique du cartilage articulaire comme alternative à la réparation tissulaire conventionnelle. L'étude a révélé que plus la taille des pores est petite, associée à une contrainte mécanique dans un bioréacteur (afin d'induire des conditions similaires à celles in vivo), plus la viabilité cellulaire est élevée, ce qui améliore la fonctionnalité thérapeutique potentielle en réduisant le temps de récupération et en augmentant l'efficacité de la transplantation.
Bioimpression assistée par laser
Dans une étude de 2012 , Koch et al. se sont intéressés à la possibilité d'utiliser la bio-impression laser (LaBP) pour construire des motifs 3D multicellulaires dans une matrice naturelle, et à la fonctionnalité et à la formation de tissus des structures ainsi générées. La LaBP organise de petits volumes de suspensions de cellules vivantes selon des motifs haute résolution prédéfinis . L'étude s'étant révélée concluante, les chercheurs envisagent que « les structures tissulaires ainsi générées pourraient être utilisées pour des tests in vivo par implantation dans des modèles animaux » (14). À ce jour, seul du tissu cutané humain a été synthétisé, mais les chercheurs prévoient qu'« en intégrant d'autres types cellulaires (par exemple, des mélanocytes , des cellules de Schwann , des cellules folliculaires) à la structure cellulaire imprimée, il sera possible d'analyser le comportement de ces cellules dans un microenvironnement 3D in vitro similaire à leur environnement naturel », ce qui s'avérera utile pour la découverte de médicaments et les études toxicologiques .
Nanomembranes de soie d'araignée recombinante auto-assemblées
Gustafsson et al. ont mis au point des membranes bioactives autoportantes de plusieurs centimètres de surface et d' une épaisseur de seulement 250 nm, formées par auto-assemblage de soie d'araignée à l'interface d'une solution aqueuse. Ces membranes combinent de manière unique une épaisseur nanométrique, la biodégradabilité, une résistance et une déformation extrêmement élevées, la perméabilité aux protéines et favorisent l'adhérence et la prolifération cellulaires rapides. Ils ont démontré la croissance d'une couche cohérente de kératinocytes. Ces nanomembranes de soie d'araignée ont également été utilisées pour créer un modèle statique in vitro de vaisseau sanguin.
Ingénierie tissulaire in situ
La régénération tissulaire in situ est définie comme l’implantation de biomatériaux (seuls ou en association avec des cellules et/ou des biomolécules) dans la lésion tissulaire, en utilisant le microenvironnement de l’organisme comme bioréacteur naturel. Cette approche a trouvé une application dans la régénération osseuse, permettant la formation de constructions cellulaires directement au bloc opératoire.
Méthodes d'assemblage
Un problème récurrent en ingénierie tissulaire réside dans les limitations du transport de masse. Les tissus reconstitués sont généralement dépourvus d'apport sanguin initial, ce qui rend difficile pour les cellules implantées d'obtenir suffisamment d'oxygène et de nutriments pour survivre ou fonctionner correctement.Kyriacos A. Athanasiou en 2006 , et les applications de ce procédé ont permis d'obtenir un cartilage artificiel dont la résistance se rapproche de celle du tissu natif . L'auto-assemblage est une technologie de choix pour permettre à des cellules cultivées en laboratoire de s'assembler en structures tridimensionnelles. Pour isoler les tissus en cellules, les chercheurs doivent d'abord dissoudre la matrice extracellulaire qui les lie normalement. Une fois isolées, les cellules doivent former les structures complexes qui constituent nos tissus naturels.les ondes de Faraday est étudiée comme matrice pour l'assemblage d'entités biologiques dans le cadre d'une ingénierie tissulaire ascendante. Cette matrice liquide peut être reconfigurée dynamiquement en quelques secondes, et l'assemblage sur cette matrice peut être réalisé de manière évolutive et parallèle. L'assemblage d'hydrogels à l'échelle micrométrique, de cellules, de microbilles porteuses ensemencées de neurones et de sphéroïdes cellulaires en diverses structures symétriques et périodiques a été démontré avec une bonne viabilité cellulaire. La formation d'un réseau neuronal 3D a été obtenue après 14 jours de culture tissulaire.
fabrication additive
Les cellules sont sensibles à leur environnement, notamment à la rigidité du gel et au contact d'autres cellules. Les cellules isolées ne peuvent pas prospérer ; un minimum de quatre cellules voisines est nécessaire au développement ultérieur des organoïdes. Des modifications de la composition du milieu ont permis d'obtenir soit des sphères creuses composées principalement de progéniteurs pancréatiques, soit des organoïdes complexes qui subissent spontanément une morphogenèse et une différenciation pancréatiques. Le maintien et l'expansion des progéniteurs pancréatiques nécessitent une signalisation active de Notch et de FGF , reproduisant ainsi les interactions de signalisation de la niche in vivo.
Les organoïdes étaient considérés comme pouvant potentiellement fournir des mini-organes pour les essais de médicaments et des cellules productrices d'insuline de rechange.
Outre les matrices 3D Matrigel, d'autres systèmes de gel de collagène ont été développés. Des matrices collagène/acide hyaluronique ont été utilisées pour la modélisation in vitro de la glande mammaire, avec co-culture de cellules épithéliales et d'adipocytes. Le kit HyStem est une autre plateforme 3D contenant des composants de la matrice extracellulaire et de l'acide hyaluronique, utilisée dans la recherche sur le cancer. De plus, les constituants des hydrogels peuvent être modifiés chimiquement pour favoriser la réticulation et améliorer leurs propriétés mécaniques.une culture prolongée afin de favoriser la survie, la croissance et l'induction de leur fonctionnalité. De manière générale, les conditions essentielles à la vie cellulaire doivent être maintenues en culture : oxygène , pH , humidité , température , nutriments et pression osmotique .la diffusion est souvent le seul moyen de transport des nutriments et des métabolites. Cependant, lorsqu'une culture devient plus grande et plus complexe, comme c'est le cas pour les organes et les tissus entiers reconstitués, d'autres mécanismes doivent être mis en œuvre pour la maintenir, tels que la création de réseaux capillaires au sein du tissu.
Un autre problème lié à la culture tissulaire est l'introduction des facteurs ou stimuli nécessaires à l'induction de la fonctionnalité. Dans de nombreux cas, une simple culture de maintien est insuffisante. Des facteurs de croissance , des hormones , des métabolites ou nutriments spécifiques, ainsi que des stimuli chimiques et physiques sont parfois requis. Par exemple, certaines cellules réagissent aux variations de la tension en oxygène dans le cadre de leur développement normal, comme les chondrocytes , qui doivent s'adapter à des conditions de faible oxygénation ou d'hypoxie lors du développement du squelette. D'autres, comme les cellules endothéliales, réagissent aux contraintes de cisaillement dues à l'écoulement du fluide, rencontrées dans les vaisseaux sanguins . Les stimuli mécaniques, tels que les impulsions de pression, semblent être bénéfiques à tous les types de tissus cardiovasculaires, comme les valves cardiaques, les vaisseaux sanguins ou le péricarde.La prolifération et la différenciation cellulaires sont fortement influencées par des signaux mécaniques et biochimiques présents dans la matrice extracellulaire environnante . Les bioréacteurs sont généralement conçus pour reproduire l'environnement physiologique spécifique du tissu cultivé (par exemple, la flexion et le cisaillement du fluide pour la croissance du tissu cardiaque) . Ceci permet à des lignées cellulaires spécialisées de prospérer dans des cultures reproduisant leur environnement natif, et fait également des bioréacteurs des outils intéressants pour la culture de cellules souches . Un bioréacteur performant à base de cellules souches permet d'amplifier efficacement les cellules souches aux propriétés uniformes et/ou de promouvoir une différenciation contrôlée et reproductible en types cellulaires matures sélectionnés
Il existe divers bioréacteurs conçus pour les cultures cellulaires 3D. On trouve de petites chambres cylindriques en plastique, ainsi que des chambres en verre, dont l'humidité interne est régulée et spécifiquement conçue pour la culture cellulaire tridimensionnelle. Le bioréacteur utilise des matériaux synthétiques bioactifs , tels que des membranes en polyéthylène téréphtalate, pour entourer les sphéroïdes cellulaires dans un environnement riche en nutriments. Faciles à ouvrir et à fermer, ces bioréacteurs permettent de prélever des sphéroïdes cellulaires pour analyse, tout en maintenant une humidité relative de 100 % à l'intérieur de la chambre. Cette humidité est essentielle pour une croissance et une fonction cellulaires optimales. La chambre du bioréacteur fait partie d'un dispositif plus vaste qui tourne afin d'assurer une croissance cellulaire homogène dans les trois dimensions.
QuinXell Technologies, désormais Quintech Life Sciences ( Singapour) , a mis au point un bioréacteur appelé TisXell Biaxial Bioreactor , spécialement conçu pour l'ingénierie tissulaire. Il s'agit du premier bioréacteur au monde doté d'une chambre sphérique en verre à rotation biaxiale , mimant la rotation du fœtus dans l'utérus et créant ainsi un environnement propice à la croissance des tissus.
Plusieurs formes de stimulation mécanique ont également été combinées dans un seul bioréacteur. Une étude universitaire, s'appuyant sur l'analyse de l'expression génique, a montré que l'application d'une combinaison de contrainte cyclique et de stimulation ultrasonore à des cellules pré-ostéoblastiques dans un bioréacteur accélérait la maturation et la différenciation de la matrice extracellulaire. Cette technologie de bioréacteur à stimulation combinée pourrait permettre une culture plus rapide et plus efficace des cellules osseuses dans le cadre de futures thérapies cliniques à base de cellules souches.
MC2 Biotek a également développé un bioréacteur appelé ProtoTissue qui utilise l'échange gazeux pour maintenir des niveaux d'oxygène élevés dans la chambre cellulaire ; améliorant ainsi les bioréacteurs précédents, car les niveaux d'oxygène plus élevés aident la cellule à croître et à subir une respiration cellulaire normale .
Les axes de recherche actuels sur les bioréacteurs portent notamment sur l'augmentation de l'échelle de production et l'optimisation de l'environnement physiologique, deux aspects susceptibles d'améliorer l'efficacité des bioréacteurs en recherche et en pratique clinique. Les bioréacteurs sont actuellement utilisés pour étudier, entre autres, les thérapies cellulaires et tissulaires, la réponse cellulaire et tissulaire à des modifications spécifiques de l'environnement physiologique, ainsi que le développement des maladies et des lésions.Université de Tokyo a mis au point des fibres cellulaires atteignant un mètre de long et d'une taille d'environ 100 μm . Ces fibres ont été créées à l'aide d'un dispositif microfluidique générant un double flux laminaire coaxial. Chaque « couche » du dispositif microfluidique est composée de cellules ensemencées dans une matrice extracellulaire (MEC) , d'une gaine d'hydrogel et enfin d'une solution de chlorure de calcium. Les cellules ensemencées sont cultivées dans la gaine d'hydrogel pendant plusieurs jours, puis celle-ci est retirée, emportant avec elle les fibres cellulaires viables. Différents types cellulaires ont été insérés dans le cœur de MEC, notamment des myocytes , des cellules endothéliales , des fibres nerveuses et des fibres épithéliales . Cette équipe a ensuite démontré que ces fibres peuvent être tissées ensemble pour fabriquer des tissus ou des organes, selon un mécanisme similaire au tissage textile . Les morphologies fibreuses présentent l'avantage d'offrir une alternative aux échafaudages traditionnels, et de nombreux organes (comme les muscles) sont composés de cellules fibreuses.
organes bioartificiels
Peau
La peau bio-ingénierée est un type d'organe bioartificiel souvent utilisé pour traiter les brûlures, les ulcères du pied diabétique ou d'autres plaies importantes qui cicatrisent mal spontanément. La peau artificielle peut être fabriquée à partir d'autogreffes, d'allogreffes et de xénogreffes. L'autogreffe, prélevée sur la peau du patient, permet une cicatrisation plus rapide du derme et le site donneur peut être réutilisé plusieurs fois. L'allogreffe, souvent issue de peau de cadavre, est principalement utilisée pour traiter les grands brûlés. Enfin, la xénogreffe, d'origine animale, fournit une structure de cicatrisation temporaire. Elle favorise la régénération du derme, mais ne s'intègre pas à la peau du receveur. La peau bio-ingénierée est désormais disponible dans le commerce. Integra, initialement conçu pour le traitement des brûlures, est composé d'une matrice de collagène et de sulfate de chondroïtine et peut servir de substitut cutané. Le sulfate de chondroïtine intervient comme composant des protéoglycanes, qui contribuent à la formation de la matrice extracellulaire. Integra peut être repeuplée et revascularisée tout en conservant son architecture de collagène dermique, ce qui en fait un organe bioartificiel . Dermagraft, un autre produit cutané bio-ingénieré commercialisé, est composé de fibroblastes vivants. Ces fibroblastes prolifèrent et produisent des facteurs de croissance, du collagène et des protéines de la matrice extracellulaire, qui contribuent à la formation du tissu de granulation.
Cœur
Le nombre de patients en attente d'une transplantation cardiaque ne cessant d'augmenter, et le nombre de personnes inscrites sur la liste d'attente dépassant la disponibilité des organes , les cœurs artificiels utilisés comme traitement de substitution en cas d'insuffisance cardiaque terminale permettraient de pallier cette difficulté. Les cœurs artificiels sont généralement utilisés comme traitement transitoire avant une transplantation cardiaque ou peuvent être employés comme traitement de substitution en cas de dysfonctionnement cardiaque terminal . Le cœur artificiel total (CAT), introduit pour la première fois par le Dr Vladimir P. Demikhov en 1937 s'est imposé comme une alternative idéale. Depuis, il a été développé et perfectionné en tant que pompe mécanique assurant une assistance circulatoire à long terme et remplaçant les ventricules cardiaques malades ou endommagés incapables de pomper correctement le sang, rétablissant ainsi les flux sanguins pulmonaire et systémique . Parmi les CAT actuels figure AbioCor, un dispositif approuvé par la FDA qui comprend deux ventricules artificiels et leurs valves, ne nécessite pas de connexion sous-cutanée et est indiqué chez les patients atteints d'insuffisance cardiaque biventriculaire. En 2010, SynCardia a lancé le pilote portable Freedom qui permet aux patients d'avoir un appareil portable sans être confinés à l'hôpital.
Rein
Bien que la transplantation rénale soit possible, l'insuffisance rénale est le plus souvent traitée par un rein artificiel. Les premiers reins artificiels, et la majorité de ceux actuellement utilisés, sont extracorporels, comme dans le cas de l'hémodialyse (filtration directe du sang) ou de la dialyse péritonéale (filtration via un liquide intra-abdominal). Afin de contribuer aux fonctions biologiques d'un rein, telles que la production de facteurs métaboliques ou d'hormones, certains reins artificiels intègrent des cellules rénales. Des progrès ont été réalisés pour rendre ces dispositifs plus petits, plus transportables, voire implantables . L'un des défis restant à relever pour ces dispositifs miniaturisés est de compenser leur volume limité et, par conséquent, leurs capacités de filtration restreintes.
Des matrices biologiques ont également été introduites pour fournir un support à la régénération du tissu rénal normal. Ces matrices comprennent des matrices naturelles (par exemple, des reins décellularisés [109], ] ou deux synthétiques. Ces matrices peuvent être implantées dans l'organisme soit sans traitement cellulaire, soit après une période d'ensemencement et d'incubation de cellules souches. Des études in vitro et in vivo sont menées pour comparer et optimiser le type de matrice et pour évaluer si l'ensemencement cellulaire avant implantation améliore la viabilité, la régénération et le fonctionnement effectif des reins. Une revue systématique et une méta-analyse récentes ont comparé les résultats d'études animales publiées et ont mis en évidence une amélioration des résultats grâce à l'utilisation d'échafaudages hybrides (mixtes) et à l'ensemencement cellulaire ; toutefois, les résultats de la méta-analyse ne concordent pas avec l'évaluation descriptive de la revue. Par conséquent, des études complémentaires impliquant des animaux de plus grande taille et de nouveaux échafaudages, ainsi qu'une reproduction plus transparente des études précédentes, sont recommandées.
Biomimétique
Construction de réseaux neuronaux dans des matériaux souples
En 2018, des scientifiques de l'université Brandeis ont présenté leurs travaux sur un matériau souple intégrant des réseaux chimiques capables d'imiter le comportement fluide et coordonné du tissu nerveux. Ces recherches ont été financées par le Laboratoire de recherche de l'armée américaine . Les chercheurs ont présenté un système expérimental de réseaux neuronaux, modélisé théoriquement comme des systèmes de réaction-diffusion . Au sein de ces réseaux se trouvait un ensemble de réacteurs structurés, chacun réalisant la réaction de Belousov-Zhabotinsky (BZ). Ces réacteurs pouvaient fonctionner à l'échelle nanométrique
Les chercheurs indiquent que leur projet s'inspire des mouvements de l' anguille ruban bleue . Les mouvements de cette anguille sont contrôlés par des impulsions électriques générées par un type de réseau neuronal appelé générateur central de rythme . Les générateurs centraux de rythme fonctionnent au sein du système nerveux autonome pour contrôler des fonctions corporelles telles que la respiration, le mouvement et le péristaltisme .
Les caractéristiques du réacteur conçues étaient la topologie du réseau, les conditions aux limites , les conditions initiales, le volume du réacteur, la force de couplage et la polarité synaptique du réacteur (son comportement inhibiteur ou excitateur). Un système d'émulsion BZ avec un élastomère solide, le polydiméthylsiloxane (PDMS), a été conçu. L'utilisation de PDMS perméable à la lumière et au brome a été décrite comme une méthode viable pour la création d'un stimulateur cardiaque pour les réseaux neuronaux.
Marché
L'histoire du marché de l'ingénierie tissulaire peut être divisée en trois grandes périodes : avant le krach du marché des biotechnologies au début des années 2000, pendant le krach et après celui-ci.
Début
La plupart des premiers progrès de la recherche en ingénierie tissulaire ont été réalisés aux États-Unis. Ceci s'explique par une réglementation moins stricte concernant la recherche sur les cellules souches et par des financements plus importants qu'ailleurs. Il en résulte la création de jeunes entreprises issues du monde universitaire, dont beaucoup proviennent de Harvard ou du MIT . On peut citer BioHybrid Technologies, dont le fondateur, Bill Chick, a étudié à la faculté de médecine de Harvard et s'est concentré sur la création d'un pancréas artificiel. Autre exemple : Organogenesis Inc., dont le fondateur a étudié au MIT et a travaillé sur des produits d'ingénierie cutanée. Parmi les autres entreprises liées au MIT, on trouve TEI Biosciences, Therics et Guilford Pharmaceuticals. Le regain d'intérêt pour les biotechnologies dans les années 1980 a incité de nombreux investisseurs privés à investir dans ces nouvelles technologies, même si les modèles économiques de ces premières start-ups étaient souvent flous et n'offraient pas de perspectives de rentabilité à long terme. Les organismes gouvernementaux se sont montrés plus réticents à financer l'ingénierie tissulaire, considérée comme un investissement à haut risque.
Au Royaume-Uni, le marché a connu un démarrage plus lent, malgré une réglementation moins stricte en matière de recherche sur les cellules souches . Ceci s'explique principalement par la réticence de nombreux investisseurs à investir dans ces nouvelles technologies, considérées comme des investissements à haut risque. Un autre obstacle rencontré par les entreprises britanniques était le remboursement de leurs produits par le NHS (service national de santé britannique). En effet, le NHS réalise une analyse coût-efficacité pour tous les produits pris en charge, et les technologies innovantes obtiennent souvent de mauvais résultats à cet égard.
Au Japon, la situation réglementaire était très différente. Premièrement, la culture cellulaire n'était autorisée qu'en milieu hospitalier et deuxièmement, les chercheurs universitaires employés par des universités publiques n'étaient pas autorisés à exercer une activité extérieure avant 1998. De plus, les autorités japonaises ont mis plus de temps à approuver les nouveaux médicaments et traitements que leurs homologues américains et européens.
Pour ces raisons, aux débuts du marché japonais, l'accent était mis principalement sur l'obtention et la commercialisation de produits déjà approuvés ailleurs au Japon. Contrairement au marché américain, les premiers acteurs au Japon étaient surtout de grandes entreprises ou leurs filiales, telles que J-TEC, Menicon et Terumo, et non de jeunes pousses. Suite aux modifications réglementaires de 2014, autorisant la culture cellulaire hors du milieu hospitalier, la recherche au Japon s'est accélérée et les entreprises japonaises ont également commencé à développer leurs propres produits.
Accident
Peu après cette forte croissance, les premiers problèmes ont commencé à apparaître. L’approbation des produits par la FDA posait problème , et même lorsqu’ils étaient approuvés, il était souvent difficile de convaincre les assureurs de les rembourser et de les faire accepter par les professionnels de santé.
Par exemple, l'organogenèse a rencontré des difficultés pour commercialiser son produit et l'intégrer au système de santé. Ceci est dû en partie aux difficultés de manipulation des cellules vivantes et aux difficultés accrues rencontrées par les médecins pour utiliser ces produits par rapport aux méthodes conventionnelles.
Un autre exemple serait le produit cutané Dermagraft d'Advanced Tissue Sciences, qui n'a pas pu générer une demande suffisante sans remboursement par les assureurs. Ce manque de succès s'explique notamment par son prix de 4 000 $ et par les difficultés rencontrées par Advanced Tissue Sciences pour faire connaître son produit aux médecins.
Les exemples précédents illustrent les difficultés rencontrées par les entreprises pour dégager des bénéfices. Ce constat a engendré une perte de patience chez les investisseurs, qui ont cessé tout financement. Par conséquent, plusieurs sociétés d'ingénierie tissulaire, telles qu'Organogenesis et Advanced Tissue Sciences, ont déposé le bilan au début des années 2000. À cette époque, elles étaient les seules à commercialiser des produits cutanés.
Réémergence
Les technologies des entreprises en faillite ou en difficulté étaient souvent rachetées par d'autres sociétés qui poursuivaient leur développement selon des modèles économiques plus conservateurs. et Intercytex sont des exemples d'entreprises ayant vendu leurs produits après leur faillite.
Nombre de ces entreprises ont abandonné leurs objectifs à long terme de développement d'organes pleinement fonctionnels au profit de produits et de technologies susceptibles de générer des profits à court terme. Les produits des industries cosmétique et des tests en sont des exemples.
Dans d’autres cas, comme dans le cas d’Advanced Tissue Sciences, les fondateurs ont créé de nouvelles sociétés.
Dans les années 2010, le cadre réglementaire a également commencé à faciliter une mise sur le marché plus rapide, notamment aux États-Unis, grâce à la création par la FDA de nouveaux centres et voies spécifiquement destinés aux produits issus de cellules vivantes, tels que le Centre d'évaluation et de recherche sur les produits biologiques .
Les premiers produits d'ingénierie tissulaire ont commencé à devenir commercialement rentables dans les années 2010.
Règlement
En Europe, la réglementation est actuellement divisée en trois domaines : les dispositifs médicaux , les médicaments et les produits biologiques . Les produits d’ingénierie tissulaire sont souvent de nature hybride, car ils sont généralement composés de cellules et d’une structure de soutien. Si certains produits peuvent être approuvés comme médicaments, d’autres doivent obtenir une autorisation en tant que dispositifs médicaux. Dans sa thèse, Derksen explique que les chercheurs en ingénierie tissulaire sont parfois confrontés à une réglementation qui ne correspond pas aux caractéristiques de cette discipline.
De nouveaux cadres réglementaires ont été observés en Europe pour aborder ces questions. Une enquête menée au Royaume-Uni explique les difficultés rencontrées pour parvenir à un consensus réglementaire en la matière. Les auteurs attribuent ces problèmes à la forte parenté et au chevauchement avec d'autres technologies, telles que la xénogreffe . De ce fait, les organismes de réglementation ne peuvent pas traiter cette question séparément. La réglementation est encore complexifiée par les controverses éthiques associées à ce domaine de recherche et à des domaines connexes (par exemple, la controverse sur les cellules souches , l'éthique de la transplantation d'organes ). La même enquête montre, à travers l'exemple de la transplantation autologue de cartilage, qu'une technologie donnée peut être considérée comme « pure » ou « polluée » par un même acteur social.
Deux cadres réglementaires sont particulièrement pertinents pour l’ingénierie tissulaire dans l’ Union européenne : la directive 2004/23/CE relative aux normes de qualité et de sécurité applicables à l’approvisionnement et à la transformation des tissus humains , adoptée par le Parlement européen en 2004, et un projet de règlement relatif aux produits issus de l’ingénierie tissulaire humaine. Ce dernier a été élaboré sous l’égide de la DG Entreprise de la Commission européenne et présenté à Bruxelles en 2004