Печать Thermoresponsive Пресс-формы для обратной Создание образца двухкомпонентной 3D гидрогелей для клеточных культур

Immunology and Infection

Your institution must subscribe to JoVE's Immunology and Infection section to access this content.

Fill out the form below to receive a free trial or learn more about access:

 

Summary

Биопринтер был использован для создания узорной гидрогелей на основе жертвенной форме. Пресс-форма полоксамер был засыпан со вторым гидрогель и затем элюировали, оставляя пустот, которые были заполнены третий гидрогеля. Этот метод использует быструю элюирования и хорошие печатные полоксамера генерировать сложные архитектуры из биополимеров.

Cite this Article

Copy Citation | Download Citations | Reprints and Permissions

Müller, M., Becher, J., Schnabelrauch, M., Zenobi-Wong, M. Printing Thermoresponsive Reverse Molds for the Creation of Patterned Two-component Hydrogels for 3D Cell Culture. J. Vis. Exp. (77), e50632, doi:10.3791/50632 (2013).

Please note that all translations are automatically generated.

Click here for the english version. For other languages click here.

Abstract

Bioprinting является новой технологией, которая имеет свои истоки в отрасли быстрого прототипирования. Различных процессов печати можно разделить на контакт Bioprinting 1-4 (экструзия, падение пера и мягкой литографии), бесконтактные Bioprinting 5-7 (лазер прямого переноса, струйного осаждения) и лазерных технологий, таких как два фотона фотополимеризации 8. Она может быть использована для многих приложений, таких как тканевой инженерии 9-13, биосенсор микротехнологий 14-16 и в качестве инструмента для ответа на основные биологические такие вопросы, как влияние совместного культивирования клеток различных типов 17. В отличие от обычных фотолитографическая или мягкой литографических методов экструзии Bioprinting имеет то преимущество, что она не требует отдельной маски или печать. Использование САПР, конструкция структуры могут быть быстро изменена и скорректирована в зависимости от требований оператора. Это делает Bioprinting более гибкими, чем литографии на основеподходов.

Здесь мы показываем, печати жертвенного формы для создания мульти-материал 3D структуры с использованием массива основных направления, на гидрогеля в качестве примера. Эти колонны может представлять полые структуры сосудистой сети или труб внутри трубопровода руководство нерва. Материал, выбранный для жертвенного форма была полоксамер 407, thermoresponsive полимер с превосходными свойствами печати, который является жидким при 4 ° С и твердый выше его температуры гелеобразования ~ 20 ° C в течение 24,5% вес / объем решений 18. Это свойство позволяет полоксамер основе жертвенный форму, чтобы элюировать по требованию и имеет преимущества по сравнению медленное растворение твердого материала, особенно для узких геометрий. Полоксамер был напечатан на Предметные стекла для создания жертвенной форме. Агарозы пипеткой в ​​пресс-форму и не охлаждается до желатинизации. После элюирования полоксамер в ледяной воде, пустоты в форме агарозном были заполнены альгинат метакрилата зрIKED с FITC меченого фибриногена. Пустоты заполнены затем были сшиты с УФ и конструкцию, полученную с использованием флуоресцентного микроскопа.

Introduction

Тканевая инженерия подходы добились значительного прогресса за последние годы по отношению к регенерации тканей и органов человека 19,20. Тем не менее, до сих пор в центре внимания тканевой инженерии не было часто ограничивается тканями, которые имеют простую структуру или малые размеры таких как мочевой пузырь или 21,22 кожи 23-25. В организме человека, однако, содержит множество сложных трехмерных ткани, где клетки и внеклеточной матрицы размещены в пространственно определенным образом. Для изготовления этих тканей, метод требуется, чтобы можно поместить клетки и внеклеточной матрицы леса в трехмерной конструкции в заданных позициях. Bioprinting имеет потенциал, чтобы быть такой техники, где видение изготовления сложных трехмерных тканей может быть реализована 10,11,26-28.

Bioprinting определяется как "использование процессов о передаче материала для формирования паттерна и монтаж биологически отнЭвант материалов - молекул, клеток, тканей и биоматериалов биоразлагаемых -. с заданной организацией для выполнения одной или нескольких биологических функций "4 Он включает в себя несколько различных методов, которые работают в разных разрешениях и масштабы длины, начиная от субмикронного разрешения двух -фотонные полимеризации 29 с разрешением 150 мкм до 420 мкм для экструзии печати 1,12,30. Ни одного материала или комбинации материалов будет удовлетворять требованиям каждого метода 31. для экструзии печати, ключевыми параметрами являются вязкость и время гелеобразования 32, где высокая вязкость и быстрого гелеобразования желательны.

3D печать это метод, который позволяет легко создавать формы для жертвенных создания сложной геометрии 30,33,34. Этот процесс основан на построении формы помощью быстрого прототипирования техники, таких как экструзия биопринтер. Создано жертвенной форме используетсяобразовывать сложные структуры из материалов, которые являются трудными для печати из-за их низкой вязкостью и медленного времени гелеобразования. Метод, представленный здесь, включает в себя создание жертвенный форму, состоящую из материала, который быстро растворяется при низкой температуре и можно экструдировать точно. Блок-сополимер поли (этиленгликоль) 99-поли (пропиленгликоль) 67-поли (этиленгликоль), 99 (также известный как Pluronic F127 или полоксамер 407) удовлетворяет этим требованиям. Он уже был использован и в измененном виде в экструзии печати 1, но, насколько нам известно, никогда не была использована для печати в его исходной версии из-за его нестабильности в жидких средах. Полоксамер 407 также показывает обратной тепловой реагировать поведение 18 т.е. изменениям из геля в золь при охлаждении. Самое главное, что может быть напечатано в сложные произвольно изогнутые структуры с очень высокой точностью. Это позволяет создание структурированной гидрогель сматериал с низкой вязкостью, в данном случае медленного желирующий агарозы, с помощью пипетки раствор в печатном жертвенный формы. Сочетание печати жертвенного формы с высокой точностью и быстрой элюции с литой структурированный гидрогель делает его быстрый и гибкий способ создания формы с различной геометрии без использования маски или штампа, как это часто требуется в литографических методов. Литой структурированный гидрогель может быть дополнительно заполнены другого материала, который не подходит для экструзии печати из-за его низкой вязкостью. Это в нашем случае низкой вязкости альгината метакрилатом решение. Здесь мы представляем метод обратного thermoresponsive формы для жертвенных гидрогель паттернов на примере столба массива.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

1. Подготовка полоксамер 407 Решение

Если возможно, выполняют подготовку полоксамер решение в холодной комнате (4 ° C). Если они не доступны, поместите стеклянную бутылку в химический стакан с ледяной водой. При более высоких температурах полоксамером будет выше гель точку и не растворяются должным образом.

  1. Добавить 60 мл ледяной PBS раствор в стеклянную бутылку и энергично перемешивают с помощью магнитной мешалки.
  2. Взвесить 24,5 грамма полоксамером и добавить его в небольших количествах для холодного PBS. Подождите, пока не полоксамером частично растворяется перед добавлением.
  3. Раствор перемешивают, пока все полоксамером не растворится.
  4. Добавить холодным PBS до конечного объема 100 мл пока не будет достигнута. Конечная концентрация будет 24,5% вес / об
  5. Стоп перемешивании раствора и оставьте его при температуре 4 ° С до тех пор пузырьков и пены в раствор не исчезли. Пузырьки, которые оказались в ловушке в геле будут переданы Printer картриджа и приведет к дефектам в печатных жертвенной формы.
  6. Фильтр (фильтр 0,22 мкм) раствор непосредственно в печатную картриджа, чтобы удалить любые нежелательные частицы, которые могут засорить иглу. Этап фильтрации должна быть выполнена в холодной комнате (или если не доступен с охлаждением советы, фильтры и т.д.), чтобы избежать гелеобразования полоксамер в фильтре. Хранить загруженной кассеты при 4 ° С до 30 мин до начала эксперимента.

2. Подготовка 3D принтер

3D-принтер используется в этой работе был "биофабрика" из regenHU. Экструзия часть системы состоит из нескольких частей. Картридж под давлением в верхней прикреплена к разъему через Люэра блокировки адаптера. Соединитель соединяет пространство между выходным отверстием картриджа и входом электромагнитного клапана. На выходе из газового клапана иглы с различными диаметрами могут быть использованы. Материал экструдируют на субтельствуют, который проводится на стадии перемещения вакуумом. Основными компонентами системы показаны на рисунке 1. Другие экструзии системы могут быть использованы для процесса печати, а также оптимизации процесса необходимо сделать для каждой системы.

  1. Поместите электромагнитный клапан (диаметр сопла 0,3 мм) и иглу (внутренний диаметр 0,15 мм) в отдельных 1,5 мл пробирки сверхчистой водой и поместить их в ультразвуковую ванну с подогревом для очистки в течение 30 мин. Промойте очищенную клапаны с этанолом и высушите их с азотом пистолет.
  2. Установите клапан и иглы в принтер, а также пустой, чистый картриджа.
  3. Применить 3 бар давление в системе и выдуть остаточной жидкости из установленного клапана и иглы с помощью сжатого воздуха. Для небольшого диаметра иглы, рекомендуется, чтобы иметь фильтр (общий шприц-фильтр, размер пор 0,45 мкм), установленного на выходе из сжатого воздуха, чтобы избежать ввода мелкие частицы, которые могут засорить иглу. Включите нагрузку и установить картридж загружается с полоксамером. Картридж следует из холодильника примерно за 30 мин до установки картриджа так полоксамер может достигать комнатной температуры и гель.
  4. Применение давлении 3 бар в систему и обойтись полоксамер, пока не достигнет кончика иглы и экструдируют в непрерывной нити.

3. Оптимизация параметров печати

Чтобы создать точные 3D структуры, в процессе печати должен быть оптимизирован для выбранного материала и концентрации. В зависимости от вязкости и 3D системы печати каждый материал даст удельного объема дозирования и толщину линий для фиксированного набора параметров.

  1. При соответствующем САПР (в состоянии создать ISO файлы из чертежей), рисовать одну линию примерно такой же длины, как структура, которая будет производиться печать.
  2. Поместите предметное стекло микроскопа, 25 мм х 75 мм х 1мм или любую другую подложку в принтер и закрепить его поворотом на вакууме.
  3. В программное обеспечение принтера, установить электромагнитный клапан с высокой частотой 50 Гц и установить высокое давление 3 бар.
  4. Печать одного слоя из одной линии со сценой скоростью 300 мм / мин.
  5. Уменьшите давление до нужной ширины линии не будет достигнута. Вы также можете регулировать громкость, что выдавливается через время открытия клапана.
  6. Уменьшить частоту клапана до полного непрерывной линии не может быть напечатано больше. Выбор частоты выше этого значения.

Примечание: После нужную ширину линии и непрерывные линии будут достигнуты, определить оптимальную скорость сцене и толщины слоя т.е. подъема иглы после одного печатного слоя.

  1. Печать несколько слоев поверх друг друга и посмотреть, если игла находится в правильном положении над предыдущим слоем через несколько печатных слоев. Регулировка толщины слоя (подъема иглы) Таким образом, что каждый слой напечатан на верхней части следующей один (фиг. 3).
  2. Уменьшите скорость этапе этапе от 300 мм / мин поэтапно, чтобы экструдированных слоев начинаются и заканчиваются на тех же позициях, что и предыдущие (рис. 4). Слишком высокая скорость этапе вызывают сцены, движется перед экструдированного материала коснулась предыдущего слоя.
  3. Для печати столп структур выполните шаги 3.1.-3.8., Но вместо рисования одной линии нарисовать одну точку. Параметры, которые направлены на при печати столбы давления (регулирует толщину слоя и столб диаметром полоксамер), время открытия клапана (экструдированный объема) и времени пребывания печатающей головки в положение, в котором колонна должна быть переведена .
  4. Когда параметры оптимизированы, печать нескольких слоев линии должно привести к твердой стенкой, или в случае пункта, столба. Сохраните параметры для дальнейшего использования.

Используйте параметры, найденные во время процедуры оптимизации с этого момента.

  1. Распечатать внутренней структуры (здесь, она является основой массив) на предметное стекло микроскопа, и дайте ему высохнуть в течение ночи. Это) уменьшает размер и толщина структуры и б) обеспечивает лучшую адгезию между структурой и подложкой, так отрыва во время засыпки можно избежать.
  2. С помощью программного обеспечения CAD, рисовать структуру, которая состоит из наружной стены, окружающей структуру, которую вы намерены иметь элюировали далеко и заполнить. Распечатайте структуру с полоксамером. Печать стенка будет 6 мин.

Внимание: стены должен быть напечатан по крайней мере 3,5 мм от внутренней структуры из-за размеров иглы. В противном случае печати наружной стенки будет разрушать внутренней структуры

  1. Подготовьте решение, которое необходимо засыпать ваши SACRificial пресс-формы (в данном случае 1% агарозном в деионизированной воде). Раствор агарозы должна иметь температуру в пределах от 35 ° C до 45 ° C. Под этой температуре в агарозном будет затвердевать слишком быстро, выше этой температуры, он может уничтожить печатные столбов, потому что полоксамер структура будет смягчаться.
  2. Медленно заполнить форму с жертвенным засыпки решения с помощью пипетки. Это должно быть сделано медленно, чтобы избежать разрушения структуры внутри стены.
  3. Пусть засыпаны гелевого раствора или сшивание его в зависимости от используемого полимера. В случае агарозы кристаллизации проходила при температуре 4 ° С в течение 10 мин.
  4. Поместите засыпаны жертвенный плесень на бане со льдом в течение 10 мин, чтобы элюировать полоксамер структуры.
  5. Тех засыпанной структуру бумажной салфеткой и поместить его на новое предметное стекло микроскопа. Нажмите структура тщательно на предметное стекло микроскопа, чтобы избежать утечки третьей гидрогель из пустоты в пространство междузасыпаны структуру и предметное стекло микроскопа.

5. Заполнение пустот

  1. Для заполнения пустот, оставленный элюированной полоксамер, заполнить предполагаемого полимерного раствора в шприц, снабженный иглой 30 G. В этом примере мы использовали 1% альгината метакрилата в 0,15 М раствора NaCl с добавлением 0,05% вес / объем литий фенил-2 ,4,6-trimethylbenzoylphosphinate (LAP) и 2,5% об / об Alexa-488 конъюгированные фибриноген . Alexa-488 конъюгированные фибриногена был добавлен демонстративный.
  2. Photopolymerize полимера с высокой интенсивности УФ-лампы (100 Вт, 365 нм, расстояние от подложки была 3,5 см) в течение 5 мин и изображение строить использованием флуоресценции или конфокальной микроскопии.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Представитель результаты показывают, что метод обратного форму (показанном на фиг.2) создает структурированный гель, который может быть заполнен вторым материалом. В начале каждого печатного процесса печати параметры первого оптимизированы. Поэтапный корректировки параметров приведет к печатной многослойных конструкций изображены на рисунках 3 и 4, когда отдельные линии будут напечатаны. Если толщина слоя (подъема иглы после того, как один печатный слой) слишком низка, будет наблюдаться, что игла будет касаться предыдущих слоев. Если игла слишком высока, волна узор на поверхности печатной конструкцию появится. Это видно на фиг.3А-3D, где все испытанные толщины слоев были слишком большими для данного этапа скорость. Из-за высокой скорости этап уменьшает толщину слоя, небольшие различия между заданной и фактической толщины слоя накапливать и волна шаблон начинаетсяпоявляться как высота конструкции увеличивается. При уменьшении толщины слоя, различия становятся все меньше и волновой рисунок появляется в более высоком положении, чем раньше (показано пунктирными линиями на фиг.3С и 3D рисунок). При фиксированной толщине слоя, если ступень скорости слишком быстро это приведет либо к волновой рисунок или в конструкции, сужающимися к верху и имеют выпуклость в начале конструкции (правый край печатной структура), как показано 4А-4С. Оптимизированные параметры для полоксамером было время открытия 0,2 мс, частотой 31,14 Гц, толщина слоя 0,15 мм, давление 1,5 бар и скорости 75 мм / мин. Печать с этими параметрами в результате гладкой твердой стены как показано на рисунке 4D. Тем не менее, более высокую ступень скоростью 100 мм / мин была выбрана для процесса, чтобы уменьшить время изготовления стен.

С оптимизированными параметрами для пиLlar печати (время открывания 0,2 мс, частотой 31,14 Гц, толщина слоя 0,08 мм, давление 1,5 бар, сцена скоростью 200 мм / мин, ординатуры времени 0,3 сек), мы создали массив столбов как показано на рисунке 5А. Сушка эффекты столп массива привело к изгибу из столпов в сторону центра. Этот эффект может быть уменьшен, но не предотвратить, путем размещения столбов дальше друг от друга. Стена затем печатается вокруг столбов как показано на рисунке 5В.

После элюирования жертвенный форма полоксамер в холодной воде, структурированных гидрогелей агарозы, как показано на фиг.5С были созданы. После заполнения пустот раствора флуоресцентного метакрилата альгината и последующее сшивание, гидрогеля-в-гидрогель столб массив такой как показанный на фиг.6, может быть сделано. 3D обеспечение Z-Stack реконструкции наглядно иллюстрирует люминесцентные столбов, которые были созданы. Рисунок 7 STRONG> иллюстрирует возможность эту технику, чтобы создать произвольно изогнутых форм.

Рисунок 1
Рисунок 1. Изображением биопринтер.) Картину биопринтер "биофабрика". Игла и клапан не видны на этом изображении, но изображены на B). До 8 печатающие головки установлены на поворотной турели что позволяет быстро переключаться между материалами. Печать выполняется на движущуюся этап, который можно перемещать в X-, Y-и Z-направлении. Нажмите здесь, чтобы увеличить рисунок .

s.jpg "SRC =" / files/ftp_upload/50632/50632fig2.jpg "/>
Рисунок 2. Схема процесса производства жертвенный пресс-формы для изготовления структурированных гидрогелей.

Рисунок 3
Рисунок 3. Толщина слоя оптимизации. Полоксамер слоев печатных с фиксированной скоростью этап (250 мм / мин) при уменьшении толщины слоя. Когда толщина слоя слишком велика, волна закономерность. Это постепенно исчезает с уменьшением толщины слоя. Красный сплошные линии указывают в нижней части печатной конструкцию, тогда как красные пунктирные линии указывают высоту дефекта свободной части печатной конструкции. Слой толщины) 0,18 мм, В) 0,16 мм С) 0,15 мм и D) 0,13 мм. Красная полоса указывает на 2 мм.

"> Рисунок 4
Рисунок 4. Стадия оптимизации скорости. Полоксамер слоев печатных слоем толщиной 0,15 мм с различными скоростями сцены) 250 мм / мин, б) 200 мм / мин, С) 150 мм / мин и D) 75 мм / мин. При понижении скорости этап, отправной точкой в ​​процессе печати для всех слоев же и твердой стенкой может быть напечатан. Красная полоса указывает на 2 мм.

Рисунок 5
Рисунок 5. Производство узорной гидрогелей.) Базовый элемент массива высушенный полоксамер с колоннами отделены 1,75 мм друг от друга. Изгиб из столпов вызвано сушки эффектов. B) Базовый элемент массива заключены в стены из полоксамером перед отбором агарозы. C) Структурированныеагарозном гидрогеля после удаления временного плесени.

Рисунок 6
Рисунок 6. 3D обеспечение Z-Stack реконструкции флуоресцентно меченых столбы встроенных в агарозном эшафот.

Рисунок 7
Рисунок 7. Концентрические круги распечатана с полоксамером. Отдельные слои видны. Красная полоса указывает на 2 мм.

Критерии проектирования Печать параметров
Толщина слоя Тонкие
  • Давление ↓
  • Стадия скорость ↑
  • Время работы ↓
  • Частота ↓
Меньшие толщины линии
  • Давление ↓
  • Стадия скорость ↑
  • Время работы ↓
  • Частота ↓
Непрерывной экструзии
  • Давление ↑
  • Стадия скорость ↓
  • Время работы ↑
  • Частота ↑
Быстрее скорости строительства
  • Давление ↑
  • Стадия скорость ↑
  • Время работы ↑
  • Частота ↑

Таблица 1. Четыре конструктивных параметров для экструзии линии полоксамером и как они могут влиять различные параметры печати.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Здесь мы приводим, в первый раз, использование thermoresponsive полимера на жертвенный формы, которые могут быть быстро элюировали в холодной воде за счет гель-золь переход полоксамер ~ 20 ° С. Скорость всего процесса полоксамером делает интересным для быстрого создания биополимеров структур, которые не могут быть напечатаны с необходимое разрешение. Метод, описанный здесь, может использоваться для формирования паттерна один внутри другого гидрогель гидрогель или для создания микроканалов, как уже сообщалось ранее для других материалов 35. Преимущество полоксамером как жертвенный формы является то, что оно может быть напечатано в произвольной геометрии в твердый слой за слоем конструкции, которые могут быть заполнены и элюировали впоследствии.

Здесь мы опишем процесс создания формы с жертвенным полоксамером с последующей засыпкой второго гидрогель для создания структурированных гидрогелей. Материал для структурированной гидрогель может быть чОсень с ограничениями в отношении вязкости и температуры в точке наполнения. Низкий вязкие растворы предшественника часто используемыми полимерами, такими как полиэтиленгликоль диакрилат 36,37, альгинат 38,39, 40 и агарозном метакрилированные биополимеров 41-43 всего лишь несколько примеров подходящих пломбировочных материалов. Высоковязких материалов, однако, не может заполнить узкой геометрии или может уничтожить плесень в жертвенном случае тонкой хрупкой структуры, такие как столбы, представленные здесь. Низкий процент раствора агарозы Поэтому был выбран для засыпки. Другое преимущество использования агарозы в сочетании с полоксамер, что он гели при охлаждении. Поэтому, когда погружается в холодную воду, агарозы сохраняет свою гелеобразную государство, государство, которое точно отражает обратную печатных полоксамером узором.

Важным шагом в этой процедуре включать в себя оптимизацию параметров печати, заполнение форм и жертвенныйзаполнение пустот. Параметры печати, которые были оптимизированы частоты и времени открытия клапана, давление, скорость и этап толщины слоя. Толщина слоя определяется как подъем иглы после каждого печатный слой. В случае, если из столпов, время проживания, то есть время, материал выдавливается в точку, не двигаясь сцене, также должны быть скорректированы. Процесс оптимизации может занять много времени, так как изменения в одном параметре может оказывать действие на несколько конструктивных параметров экструдированного линий. Ключевыми параметрами для различных критериев конструкции, описаны в таблице 1.

Вторым важным шагом в этом процессе заполнения жертвенного формы. Заполнение формы жертвенной это деликатный шаг. Маленькие и узкие структуры должны быть заполнены тщательно, часто вручную, а простая заливка решений не всегда возможно.

Тщательное заполнение секacrificial формы с агарозы поэтому выполняется с использованием 100 мкл пипетки, чтобы избежать разрушения столбов. На последнем этапе, заполнение пустот, требуется использование шприца снабжен иглой 30 G. Следует проявлять осторожность, чтобы избежать образования пузырьков при заполнении.

Различных гелей в конструкции, представленные здесь могут также содержать клеток. При размещении одного типа клеток в гидрогели в пустотах и ​​другой тип клеток внутри структурированной гидрогель, пространственно определенных совместного культивирования установка может быть создана. Объединенная 3D сети, как в публикации от Miller и соавт. 30, сосудистые или нейронных сетей, также возможно. Возможный подход к таким сетям будет печатать линий в окружающую стенку и заполнения пустот при втором гидрогель, сшивки гидрогеля второй и продолжить печать следующего слоя поворачивается на 90 °. Преимущество печати полоксамер как жертвенный форму, что она не требует,плесень мастера или маску. Он также не требует нагретой печатающей головкой для экструзии материала и засорение системы не наблюдалось в наших экспериментах.

Конструкций, таких, как те, представленные здесь могут быть использованы в будущем, как пространственно организованных 3D совместно культур для изучения диффузии на основе межклеточных взаимодействий или для открытия новых лекарств. Тем не менее, полностью автоматизированный вариант процедуры, представленные здесь необходимо развивать, чтобы стать успешным в области скрининга лекарственных средств.

Итак, мы представили метод, который позволяет печать произвольной геометрии, которые могут быть заполнены гидрогелей и элюировали впоследствии. Таким образом, структурированная в гидрогель гидрогель-архитектуры могут быть созданы в простой и экономически эффективным образом.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Авторы не имеют ничего, чтобы объявить.

Acknowledgments

Мы благодарим Дебора Studer за помощь с биопринтер.

Работа финансировалась Европейским Союзом Седьмая рамочная программа (FP7/2007-2013) по гранту соглашения N ° NMP4-SL-2009-229292.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
REAGENTS
Poloxamer (Pluronic F127) Sigma P2443
PBS Invitrogen 10010-015
CAD software regenHU BioCAD
Alginate methacrylate Innovent e.V Technologieentwicklung Jena Synthesized by Innovent for the FP7 Project Nr NMP4-SL-2009-229292
Fibrinogen From Human Plasma, Alexa Fluor 488 Conjugate Invitrogen F13191
Lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate (LAP) Innovent e.V Technologieentwicklung Jena Synthesized by Innovent for the FP7 Project Nr NMP4-SL-2009-229292
Agarose Lonza 50004
EQUIPMENT
Bioprinter regenHU Biofactory
Valve regenHU 300 μm Nozzel Diameter
Needle regenHU 150 μm Inner Diameter
Zeiss Axioobserver with ApoTome Zeiss
UV Light Source UVP Blak-Ray B-100AP High Intensity UV Lamp 100 W

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Fedorovich, N. E., et al. Evaluation of photocrosslinked Lutrol hydrogel for tissue printing applications. Biomacromolecules. 10, 1689-1696 (2009).
  2. Lee, K. B., Park, S. J., Mirkin, C. A. Protein nanoarrays generated by Dip-Pen Nanolithography. Abstr Pap Am Chem S. 223, C94 (2002).
  3. Whitesides, G. M., Ostuni, E., Takayama, S., Jiang, X., Ingber, D. E. Soft lithography in biology and biochemistry. Annual review of biomedical engineering. 3, 335-373 (2001).
  4. Mironov, V., Reis, N., Derby, B. Review: bioprinting: a beginning. Tissue engineering. 12, 631-634 (2006).
  5. Odde, D. J., Renn, M. J. Laser-guided direct writing of living cells. Biotechnology and bioengineering. 67, 312-318 (2000).
  6. Derby, B. Bioprinting: inkjet printing proteins and hybrid cell-containing materials and structures. J Mater Chem. 18, 5717-5721 (1039).
  7. Therriault, D., White, S. R., Lewis, J. A. Chaotic mixing in three-dimensional microvascular networks fabricated by direct-write assembly. Nature. 2, 265-271 (2003).
  8. Engelhardt, S., et al. Fabrication of 2D protein microstructures and 3D polymer-protein hybrid microstructures by two-photon polymerization. Biofabrication. 3, 025003 (2011).
  9. Mironov, V. Printing technology to produce living tissue. Expert opinion on biological therapy. 3, 701-704 (2003).
  10. Mironov, V., Kasyanov, V., Drake, C., Markwald, R. R. Organ printing: promises and challenges. Regenerative medicine. 3, 93-103 (2008).
  11. Mironov, V., Kasyanov, V., Markwald, R. R. Organ printing: from bioprinter to organ biofabrication line. Current opinion in biotechnology. 22, 667-673 (2011).
  12. Fedorovich, N. E., De Wijn, J. R., Verbout, A. J., Alblas, J., Dhert, W. J. Three-dimensional fiber deposition of cell-laden, viable, patterned constructs for bone tissue printing. Tissue engineering. Part A. 14, 127-133 (2008).
  13. Dhariwala, B., Hunt, E., Boland, T. Rapid prototyping of tissue-engineering constructs, using photopolymerizable hydrogels and stereolithography. Tissue engineering. 10, 1316-1322 (2004).
  14. Cook, C., Wang, T., Derby, B. Inkjet Printing of Enzymes for Glucose Biosensors. Mater Res Soc Symp P. 1191, 103-109 (2009).
  15. Cui, X., Gao, G., Qiu, Y. Accelerated myotube formation using bioprinting technology for biosensor applications. Biotechnol Lett. 1-7 (2012).
  16. Fabrication of a Glucose Biosensor by Piezoelectric Inkjet Printing. Wang, T. M., Cook, C., Derby, B. 2009 3rd International Conference on Sensor Technologies and Applications (Sensorcomm 2009), 82-85 (2009).
  17. Shim, J. H., Lee, J. S., Kim, J. Y., Cho, D. W. Bioprinting of a mechanically enhanced three-dimensional dual cell-laden construct for osteochondral tissue engineering using a multi-head tissue/organ building system. J. Micromech. Microeng. 22, (2012).
  18. Malmsten, M., Lindman, B. Self-Assembly in Aqueous Block Copolymer Solutions. Macromolecules. 25, 5440-5445 (1021).
  19. Cebotari, S., et al. Clinical application of tissue engineered human heart valves using autologous progenitor cells. Circulation. 114, I132-I137 (2006).
  20. Matsumura, G., Hibino, N., Ikada, Y., Kurosawa, H., Shin'oka, T. Successful application of tissue engineered vascular autografts: clinical experience. Biomaterials. 24, 2303-2308 (2003).
  21. Kropp, B. P., Zwischenberger, J. B. Tissue-engineered autologous bladders: new possibilities for cystoplasty. Nature clinical practice. Urology. 3, 588-589 (2006).
  22. Oberpenning, F., Meng, J., Yoo, J. J., Atala, A. De novo reconstitution of a functional mammalian urinary bladder by tissue engineering. Nature. 17, 149-155 (1999).
  23. Wood, F. Tissue engineering of skin. Clinics in plastic surgery. 39, 21-32 (2012).
  24. Groeber, F., Holeiter, M., Hampel, M., Hinderer, S., Schenke-Layland, K. Skin tissue engineering--in vivo and in vitro applications. Clinics in plastic surgery. 39, 33-58 (2012).
  25. Bannasch, H., Momeni, A., Knam, F., Stark, G. B., Fohn, M. Tissue engineering of skin substitutes. Panminerva medica. 47, 53-60 (2005).
  26. Jakab, K., Neagu, A., Mironov, V., Forgacs, G. Organ printing: fiction or science. Biorheology. 41, 371-375 (2004).
  27. Boland, T., Mironov, V., Gutowska, A., Roth, E. A., Markwald, R. R. Cell and organ printing 2: fusion of cell aggregates in three-dimensional gels. The anatomical record. Part A, Discoveries in molecular, cellular, and evolutionary biology. 272, 497-502 (2003).
  28. Mironov, V., et al. Organ printing: tissue spheroids as building blocks. Biomaterials. 30, 2164-2174 (2009).
  29. Raimondi, M. T., et al. Two-photon laser polymerization: from fundamentals to biomedical application in tissue engineering and regenerative medicine. Journal of applied biomaterials. 10, 56-66 (2012).
  30. Miller, J. S., et al. Rapid casting of patterned vascular networks for perfusable engineered three-dimensional tissues. Nature. 11, 768-774 (2012).
  31. Billiet, T., Vandenhaute, M., Schelfhout, J., Van Vlierberghe, S., Dubruel, P. A review of trends and limitations in hydrogel-rapid prototyping for tissue engineering. Biomaterials. 33, 6020-6041 (2012).
  32. Murphy, S. V., Skardal, A., Atala, A. Evaluation of hydrogels for bio-printing applications. Journal of biomedical materials research. Part A. 101, 272-284 (2013).
  33. He, J., Li, D., Liu, Y., Gong, H., Lu, B. Indirect fabrication of microstructured chitosan-gelatin scaffolds using rapid prototyping. Virtual and Physical Prototyping. 3, 159-166 (2008).
  34. Sachlos, E., Reis, N., Ainsley, C., Derby, B., Czernuszka, J. T. Novel collagen scaffolds with predefined internal morphology made by solid freeform fabrication. Biomaterials. 24, 1487-1497 (2003).
  35. Lee, W., et al. On-demand three-dimensional freeform fabrication of multi-layered hydrogel scaffold with fluidic channels. Biotechnology and bioengineering. 105, 1178-1186 (2010).
  36. Turturro, M., Christenson, M., Larson, J., Papavasiliou, G. Matrix metalloproteinase (MMP) sensitive PEG diacrylate (PEGDA) hydrogels with spatial variations in matrix properties direct vascular cell invasion. J. Tissue. 6, 302-302 (2012).
  37. Butterworth, A., Garcia, M. D. L., Beebe, D. Photopolymerized poly(ethylene) glycol diacrylate (PEGDA) microfluidic devices. Roy. Soc. Ch. 4-6 (2005).
  38. Shachar, M., Tsur-Gang, O., Dvir, T., Leor, J., Cohen, S. The effect of immobilized RGD peptide in alginate scaffolds on cardiac tissue engineering. Acta biomaterialia. 7, 152-162 (2011).
  39. Jeon, O., Bouhadir, K. H., Mansour, J. M., Alsberg, E. Photocrosslinked alginate hydrogels with tunable biodegradation rates and mechanical properties. Biomaterials. 30, 2724-2734 (2009).
  40. Mauck, R. L., et al. Functional tissue engineering of articular cartilage through dynamic loading of chondrocyte-seeded agarose gels. J. Biomech. Eng-T Asme. 122, 252-260 (2000).
  41. D'Arrigo, G., et al. Hyaluronic acid methacrylate derivatives and calcium alginate interpenetrated hydrogel networks for biomedical applications: physico-chemical characterization and protein release. Colloid Polym. Sci. 290, 1575-1582 (2012).
  42. Pescosolido, L., et al. Hyaluronic Acid and Dextran-Based Semi-IPN Hydrogels as Biomaterials for Bioprinting. Biomacromolecules. 12, 1831-1838 (2011).
  43. Guo, Y., et al. Hydrogels of collagen/chondroitin sulfate/hyaluronan interpenetrating polymer network for cartilage tissue engineering. J. Mater. Sci-Mater. M. 23, 2267-2279 (2012).

Comments

0 Comments


    Post a Question / Comment / Request

    You must be signed in to post a comment. Please or create an account.

    Usage Statistics