Materials and scaffolds in medical 3D printing and ... · magnetic resonance imaging (MRI) data sets.19,20 3D printing techniques for bone regeneration Different manufacturing approaches

International Journal of Computerized Dentistry 2016;19(4):301–321 301

SCIENCE

Zusammenfassung

Eine der größten Herausforderungen in der regenerati-ven Medizin ist nach wie vor die funktionelle und struk-turelle Wiederherstellung von verloren gegangenem Knochen. In vielen Fällen wird für die Rekonstruktion von Knochengewebe autologer Knochen verwendet,

a Dr. rer. nat. Martin Heller

b Dipl.-Biol. Heide-Katharina Bauer

c Elisabeth Goetze

d Matthias Gielisch

e Ibrahim T. Ozbolat, PhD

f Kazim K. Moncal, BEng

g Elias Rizk, MD

h Prof. Dr.-Ing. Hermann Seitz

i Prof. Dr. rer. nat. Michael Gelinsky

j Prof. Dr. rer. nat. Dr. med. Heinz C. Schröder

k Prof. Dr. Xiaohong H. Wang

l Prof. Dr. rer. nat. Werner E. G. Müller

m Prof. Dr. med. Dr. med. dent. Bilal Al-Nawas

a, c, d, m Klinik der Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie, Universi-tätsmedizin der Johannes Gutenberg Universität Mainz

b Klinik und Poliklinik für Geburtshilfe und Frauengesundheit, Universi-tätsmedizin der Johannes Gutenberg Universität Mainz

e Department of Engineering Science and Mechanics, Penn State Uni-versity, University Park, PA, USA und

Department of Biomedical Engineering, Penn State University, Uni-versity Park, PA, USA und

Huck Institutes of the Life Sciences, Penn State University, University Park, PA, USA und

Materials Research Institute, Penn State University, University Park, PA, USA

f Department of Engineering Science and Mechanics, Penn State Uni-versity, University Park, PA, USA und

Huck Institutes of the Life Sciences, Penn State University, University Park, PA, USA

g Department of Neurosurgery, Penn State University, Hershey, PA, USA

h Fluidtechnik und Mikrofluidtechnik, Universität Rostocki Zentrum für Translationale Knochen-, Gelenk- und Weichgewebe-

forschung, Technische Universität Dresdenj, k, l ERC Advanced Investigator Grant Gruppe, Institut für Physiolo-

gische Chemie, Universitätsmedizin der Johannes Gutenberg Univer-sität Mainz

a, b, c, d, j, k, l, m BiomaTiCS – Biomaterials, Tissues and Cells in Sci-ence, Universitätsmedizin der Johannes Gutenberg Universität Mainz

Abstract

The structural and functional repair of lost bone is still one of the biggest challenges in regenerative medicine. In many cases, autologous bone is used for the reconstruction of bone tissue; however, the availability of autologous mater-ial is limited, which always means additional stress to the

M. Hellera, H.-K. Bauerb, E. Goetzec, M. Gielischd, I. T. Ozbolate, K. K. Moncalf, E. Rizkg, H. Seitzh, M. Gelinskyi, H. C. Schröderj, X. H. Wangk, W. E. G. Müllerl, B. Al-Nawasm

Materials and scaffolds in medical 3D printing and bioprinting in the context of bone regeneration

Materialien und Gerüste im medizinischen 3-D-Druck und Bioprinting im Kontext der Knochenregeneration

Martin Heller

International Journal of Computerized Dentistry 2016;19(4):301–321302

SCIENCE

patient.1-3 Due to this, more and more frequently various biocompatible materials are being used instead for bone augmentation.4,5 In this context, in order to ensure the structural function of the bone, scaffolds are implanted and fixed into the bone defect, depending on the medical indi-cation.6 Nevertheless, for the surgeon, every individual clin-ical condition in which standardized scaffolds have to be aligned is challenging, and in many cases the alignment is not possible without limitations. Therefore, in the last dec-ades, 3D printing (3DP) or additive manufacturing (AM) of scaffolds has become one of the most innovative approaches in surgery to individualize and improve the treatment of patients. Numerous biocompatible materials are available for 3DP, and various printing techniques can be applied, depending on the process conditions of these materials.7-9 Besides these conventional printing techniques, another promising approach in the context of medical AM is 3D bio-printing, a technique which makes it possible to print human cells embedded in special carrier substances to gen-erate functional tissues.10,11 Even the direct printing into bone defects or lesions becomes possible. 3DP is already improving the treatment of patients, and has the potential to revolutionize regenerative medicine in future.

Keywords: 3D printing (3DP), additive manufacturing (AM), bioprinting, bone regeneration, regenerative medicine, scaf-folds, biocompatible materials

Materials and scaffolds for bone regeneration

Nowadays, bone regeneration in medicine is still an enor-mous challenge in many disciplines such as maxillofacial surgery, orthopedics, and trauma surgery for surgical reconstructions, where the “normal” healing processes are insufficient, and enhanced bone regeneration is needed.1 There are various concepts regarding how to achieve bone augmentation and regeneration in certain clinical situa-tions, eg, after trauma, infections, tumor resections, or due to skeletal abnormalities. Autologous bone trans-plants, which are taken from various body regions such as

allerdings ist dieser nur begrenzt verfügbar und der Ein-griff bedeutet immer eine zusätzliche Belastung für den Patienten1-3. Deshalb kommen immer häufiger alternati-ve biokompatible Materialien bei der Knochenaugmen-tation zum Einsatz4,5. Um in diesem Zusammenhang die strukturelle Funktion des Knochens zu gewährleisten, werden – je nach medizinischer Indikation – Gerüste ver-wendet, die in die Knochendefekte eingebracht und fixiert werden6. Trotzdem stellt jede individuelle klinische Situation den Chirurgen vor die Herausforderung, stan-dardisierte Gerüste an die jeweilige Patientensituation anpassen zu müssen, was in vielen Fällen nicht uneinge-schränkt möglich ist. Deshalb entwickelte sich in den letzten Jahrzehnten besonders der 3-D-Druck oder die additive Fertigung von Gerüsten zu einem der innova-tivsten Ansätze in der Chirurgie, um Patienten individua-lisiert und besser behandeln zu können. Zahlreiche Mate-rialien sind für den 3-D-Druck verfügbar und je nach Bearbeitungsbedingungen dieser Materialien auch ver-schiedene Druckverfahren7-9. Neben den konventionel-len Druckverfahren ist im Kontext der medizinischen additiven Fertigung das sogenannte 3-D-Bioprinting ein weiterer vielversprechender Ansatz. Mit diesem Verfah-ren ist es möglich, menschliche Zellen eingebettet in spe-ziellen Trägersubstanzen zu drucken, um funktionelle Gewebe zu generieren10,11. Sogar das direkte Drucken in Knochendefekte oder Läsionen ist möglich. Der 3-D-Druck verbessert schon jetzt die Behandlung von Patienten und verfügt über das Potenzial, die regenerati-ve Medizin in Zukunft zu revolutionieren.

Schlüsselwörter: 3-D-Druck, additive Fertigung, Bioprin-ting, Knochenregeneration, regenerative Medizin, Gerüs-te, biokompatible Materialien

Materialien und Gerüste für die Knochenregeneration

Die knöcherne Regeneration in der Medizin stellt auch heute in vielen Disziplinen wie der Mund-Kiefer-Gesichts-chirurgie, Orthopädie und Unfallchirurgie noch immer eine große Herausforderung dar. Beispielsweise bei chirur-gischen Rekonstruktionen, bei der die „normalen“ Hei-lungsprozesse nicht ausreichen und eine knöcherne Rege-neration in hohem Maße notwendig ist1. Es gibt verschiedene Konzepte, wie man in bestimmten klinischen Situationen beispielsweise nach Traumata, Infektionen,


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Tumorresektionen oder aufgrund von Skelettabnormalitä-ten die Knochenaugmentation und Regeneration errei-chen kann. Autologe Knochentransplantate, die aus ver-schiedenen Körperregionen entnommen werden können, wie der vordere oder hintere Beckenkamm oder Teile von der Fibula (Wadenbein), werden nach wie vor als „Gold-standard“ angesehen1–3. Neben den autologen Knochen-transplantaten werden auch allogene Transplantate bei-spielsweise humanen oder porcinen Ursprungs oder synthetische Knochenersatzmaterialien wie Keramiken verwendet3. Auch wenn autologe Transplantate als Gold-standard viele Vorteile aufweisen, und es aufgrund des körpereigenen Ursprungs zu keinen Immunreaktionen kommt, so sind zum einen die begrenzte Verfügbarkeit sowie zum anderen der zusätzliche chirurgische Eingriff, der eine höhere Belastung für den Patienten darstellt, klare Nachteile1. Aus diesem Grund werden häufig ver-schiedene Biomaterialien als Alternativen für die knöcher-ne Regeneration eingesetzt.

Grundsätzlich lassen sich Implantatmaterialien in vier Kategorien einteilen: • Metalle wie zum Beispiel Titan, Edelstahl und deren

Legierungen, • Keramiken wie zum Beispiel Kalziumphosphate, Alu-

miniumoxid oder Glas, • Polymere wie Polymethylmethacrylat und Polyurethan • oder Kompositmaterialien, die aus einer Kombination

der oben genannten Materialien bestehen4,5.

Eine der wichtigsten Voraussetzungen, die an ein Bioma-terial gestellt wird, ist eine gute Biokompatibilität, das heißt, eine gute Akzeptanz des Körpers gegenüber dem Material, ohne entzündliche Fremdkörperreaktionen aus-zulösen.

Die Biokompatibilität von Materialien wird insbeson-dere durch deren physiko-chemische und strukturelle Eigenschaften bestimmt, wie beispielsweise Oberflä-chenladungen, chemische Zusammensetzung und Topo-grafie12. Darüber hinaus sind vor allem Eigenschaften wie Stabilität und Formgebung der entsprechenden Bio-materialien zu nennen, die je nach Einsatzgebiet unter-schiedliche Aufgaben erfüllen müssen. Für Gerüste, die im Kontext der knöchernen Regeneration eingesetzt werden, gilt, dass sie nicht nur über einen bestimmten Zeitraum eine ausreichende mechanische Stabilität für das zu ersetzende Gewebe bieten sollten, sondern auch das Einwandern von Körperzellen sowie eine initiale Zel-ladhäsion und Proliferation ermöglichen sollten6. Ein

the front or back iliac crest or parts of the fibula, are still regarded as the gold standard in bone transplanting.1-3 In addition to autologous bone transplants, allogenic trans-plants, eg, of human or porcine origin, or synthetic bone substitute materials such as ceramics, are commonly used.3 Although autologous transplants have many advantages such as little or no adverse immune reactions, there are also distinct disadvantages, including limited availability and additional necessary surgical intervention, which is a further secondary stress factor for patients.1 Therefore, various biomaterials are often used as alternatives for bone regeneration.

In general, implant materials can be divided into four cat-egories: • metals such as titanium and stainless steel (and their

alloys); • ceramics such as calcium phosphates, aluminum oxide or

glass; • polymers such as polymethylmethacrylate and polyure-

thane; and • composite materials that consist of a combination of the

above-named materials.4,5

One of the most important requirements of a biomaterial is good biocompatibility, ie, the biomaterial must be accepted by the body without triggering inflammatory foreign body reactions.

Biocompatibility is notably determined by the physico-chemical and structural features such as the surface charges, chemical composition, and topography.12 Furthermore, fea-tures specifically pertaining to the mechanical stability and shaping of the appropriate biomaterials deserve mentioning, and have to comply with different functions depending on the operational area. Scaffolds used in the field of bone regeneration should provide mechanical stability for the replaced tissue over a certain period of time. On the other hand, they should enable cells to adhere, migrate, and prolif-erate.6 Another crucial factor in this context is sufficient vas-cularization of the newly formed bone in order to provide the necessary and sufficient supply of oxygen and nutrients for the regenerating tissue.13-15

Besides titanium scaffolds and meshes that serve as lead-ing structures for the newly formed bone, there are resorba-ble ceramic scaffolds of tricalcium phosphate (TCP) and hydroxyapatite (HA), which are used as filling material. These should also have osteoconductive and degradable properties so that the material can be completely degraded after bone regeneration.16-18


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Although such scaffolds and materials are successfully used in the clinical context today, commercially available scaffolds exhibit several disadvantages. A decided disadvan-tage of the commonly used scaffolds is the missing accuracy of fit and the relatively inflexible alignment to the particular individual patient conditions. Therefore, particularly 3D printing (3DP) or additive manufacturing (AM) offers new possibilities, because with this technique, materials that are already available, established, and well investigated can be used and printed. Furthermore, manufacturing individual implants via computer-aided design/computer-aided manu-facturing (CAD/CAM) will be possible using patient-based data derived from radiograph, computer tomography (CT) or magnetic resonance imaging (MRI) data sets.19,20

3D printing techniques for bone regeneration

Different manufacturing approaches to 3D-printed implants in the context of bone regeneration were introduced at the first international conference on 3D printing in medicine, which took place on 15–16 April 2016 in Mainz. The methodical and technical background of medical 3DP is presented in Table 1.

The principle of all 3DP techniques is that printing takes place on a layer-by-layer basis. The various individual print-ing techniques will be introduced in the following sections:

How we print

Sintering and inkjet 3DP can be classified under the pow-der-bed technique, whereby a thin powder layer of different materials (metals, synthetic materials, ceramics) is deposited on a building platform, and afterwards altered via a laser beam (laser sintering) or with a special binding solution or clues (3DP), so that the powder particles merge together and form a new homogenous material. With this technique, individual aligned implants of titanium or cobalt-chromium alloys (eg, for knee prostheses or scaffolds of calcium phosphate ceramics) can be manufactured, which serve as bone substitute materials to manage bigger bone defects.7,21,22 A similar technique is electron beam melting (EBM), in which various metal powders are merged via electron beam under vacuum conditions. This technique enables the printing of titanium implants with defined microstructure.8 With another technique, called fused deposition modeling, heated synthetic materials such as poly-caprolactone are printed over a print head with heated extrud-

weiterer entscheidender Faktor hierbei ist eine ausrei-chende Vaskularisierung des neu gebildeten Knochens, um die notwendige und entscheidende Versorgung mit Sauerstoff und Nährstoffen für das regenerierende Gewebe zu gewährleisten13-15.

Neben Titangerüsten, die als stabile Leitstruktur für den neu entstehenden Knochen dienen können, gibt es resorbierbare Keramikgerüste beispielsweise aus Trikalzi-umphosphat und Hydroxylapatit, die als Füllmaterial zudem noch osteokonduktive Eigenschaften aufweisen sollen und nach erfolgter Knochenregeneration abgebaut werden können16-18.

Obwohl Gerüste aus den genannten Materialien heutzutage weitestgehend erfolgreich in der Klinik ein-gesetzt werden, haben die kommerziell erhältlichen Gerüste einige Nachteile. Ein großer Nachteil von bisher verwendeten Gerüsten im klinischen Kontext ist unter anderem die fehlende Passgenauigkeit und relativ unfle-xible individuelle Anpassung der Scaffolds an die jeweili-gen Bedingungen im einzelnen Patienten. Aus diesem Grund bietet besonders der 3-D-Druck oder das „Additi-ve Manufacturing“ (AM) in der Medizin neue Möglich-keiten, da mit dieser Technik die bereits etablierten und gut untersuchten Materialien verwendet und gedruckt werden können und darüber hinaus auf der Basis von Patientendaten in Form von Röntgen, computertomo-graphischen (CT) oder magnetresonanztomographischen (MRT) Datensätzen eine vollständig individuelle und an den Patienten angepasste Fertigung von Implantaten durch „Computer Aided Design“ (CAD) und „Computer Aided Manufacturing“ (CAM) möglich wird19,20.

3-D-Druckverfahren für die knöcherne Regeneration

Auf der ersten internationalen Konferenz für 3-D-Druck in der Medizin, die vom 15. bis 16. April 2016 in Mainz stattfand, wurden unterschiedliche Ansätze der Fertigung von dreidimensional gedruckten Implantaten im Kontext der Knochenregeneration vorgestellt. Die technischen und methodischen Hintergründe für den medizinischen 3-D-Druck sind in Tabelle 1 aufgeführt:

Das Grundprinzip aller Verfahren, die im 3-D-Druck eingesetzt werden ist, dass die hergestellten Objekte Schicht für Schicht gedruckt werden. Im Folgenden wer-den die einzelnen Verfahren vorgestellt.


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Wie wird gedruckt?

Sinterverfahren und Inkjet 3-D-Druck (3DP)- Verfahren gehören zu den sogenannten Pulverbettverfahren. Bei die-ser Art des 3-D-Drucks wird eine dünne Pulverschicht unter-schiedlicher Materialien (Metalle, Kunststoffe, Keramiken) auf eine Bauplattform aufgebracht und anschließend mittels Laserstrahlen (selektives Lasersintern) oder durch spezielle Binderlösung oder Klebstoffe (3DP) so verändert, dass die Pulverpartikel miteinander verschmelzen oder binden und so ein neuer homogener Werkstoff entsteht. Durch diese Methoden können individuell angepasste Implantate aus Titan oder Kobalt-Chrom-Legierungen für beispielsweise Knieprothesen und Gerüste aus Kalziumphosphat-Kerami-ken hergestellt werden, die ihren Einsatz bei der Versorgung größerer Knochendefekte finden7,21,22. Ein ähnliches Ver-fahren stellt das Elektronenstrahlschmelzen dar, bei dem pulverförmige Metalle unter Vakuum mittels Elektronen-strahl verschmolzen werden. Durch das Elektronenstrahl-schmelzen können beispielsweise Titanimplantate mit defi-nierter Mikrostruktur gedruckt werden8. Ein weiteres Verfahren, das sogenannte Schmelzschichten, ist eine Methode, bei der erhitzte Kunststoffe wie beispielsweise Polycaprolacton über einen Druckkopf mit beheiztem Extru-der auf eine Druckplattform gedruckt werden23. Das letzte in der Medizin gängige Verfahren ist die Stereolithografie. Bei diesem Verfahren werden fotosensitive Kunststoffe (Fotopolymere) verwendet, die mittels Laserstrahl auf dem Druckbett ausgehärtet werden. Diese Technik wird insbe-sondere in der Zahnmedizin oder Mund-Kiefer Gesichtschir-urgie angewendet, um beispielsweise das Setzen von Zahn-implantaten oder komplizierte Gesichtsrekonstruktionen bei Deformitäten zu simulieren und zu planen9,24,25.

er on a printing platform.23 The last technique commonly used in medicine is stereolithography. For this technique, photosen-sitive synthetic materials (photopolymers) are used, which are hardened on the printing bed via a laser beam. This technique is especially used in dentistry or maxillofacial surgery to simu-late and plan, eg, the placement of dental implants or compli-cated face reconstructions in the case of deformities.9,24,25

Technique/workflow

3DP includes a whole class of well-established techniques to manufacture prototypes, tools, and products derived from complex 3D datasets.

From the image to the model

The advantage of 3DP in the context of scaffold manufactur-ing for bone regeneration is mainly the printed implant’s indi-vidual alignment, and a distinctly better accuracy of fit to the situation in the patient, compared to implants already in use. Furthermore, 3DP offers the possibility of simulating and planning complicated operations preoperatively on the basis of digitalized data sets.9,20,24 The detailed workflow from raw data (radiograph, CT, MRI) to the manufacturing of 3D-printed products is shown in Figure 1.

What can be printed?

As mentioned before, there is a wide range of materials that can be processed via various 3DP techniques. For this pur-pose, almost all material classes such as metals, synthetic

Table 1 3DP techniques in medical AM7-9, 20-25

Techniques Materials used

Sintering (selective laser sintering [SLS], heat sintering)

Metal powder; synthetic materials

Inkjet 3DP Synthetic materials; ceramics

Electron beam melting Metals

Fused deposition modeling (FDM)

Synthetic materials

Stereolithography Photosensitive synthetic materials

Tab. 1 3-D-Druckverfahren im medizinischen 3-D-Druck7-9,20-25.

Verfahren Verwendete Materialien

Sinterverfahren (selektives Lasersintern, Hitzesintern)

Metalle, Kunststoffe

Inkjet 3-D-Druck Kunststoffe, Keramiken

Elektronenstrahlschmelzen Metalle

Schmelzschichtung (FDM) Kunststoffe

Stereolitografie Photosensitive Kunststoffe


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materials, and ceramics that are already used in clinical applications can be used for 3DP. In the context of bone regeneration, metal implants (eg, out of titanium and its alloys) can be printed via various sintering techniques or EBM for use in the field of endoprosthetics, or as support or scaffold material, and are used in cases of bigger bone defects after trauma or after tumor resections.8,26 Under various conditions, where large parts of the bone have to be removed or have been lost, using titanium scaffolds or meshes proves to be insufficient in many cases. It is then necessary to use ceramics such as TCP or HA that provide a certain shape and mechanical stability, as well as osteocon-ductive properties, and can thus influence bone regenera-tion in a positive manner.7,22,27 In addition to the frequently used materials like metals and ceramics, there are synthetic materials such as polyetheretherketone (PEEK), polymethyl-methacrylate (PMMA), and polycaprolactone (PCL) that can be processed via 3DP, which are increasingly being used for the reconstruction of bone defects.23,26,28,29 A final material class used in the field of bone regeneration is hydrogels. This class of materials is characterized by the property of taking up water and swelling to a size many times larger than the original dry state.30 There are several natural hydrogels such as collagen, alginate, fibrin, and gel-atin-methylmethacrylate, as well as synthetic hydrogels such as polyethyleneglycol that can be processed using var-ious 3DP techniques. Hydrogels are the preferred material for use in 3D bioprinting due to their good compatibility with human cells, and the occasional enhancing effect they display on cellular parameters such as cell growth, prolifera-tion, and differentiation.10,11,31-33

Technik/Workflow

Der 3-D-Druck beinhaltet eine ganze Reihe von gut etab-lierten Techniken, um Prototypen, Werkzeuge und andere Produkte herzustellen, die von komplexen 3-D-Datensät-zen stammen.

Vom Bild zum Modell

Der Vorteil des 3-D-Drucks im Zusammenhang mit der Gerüstherstellung für die knöcherne Regeneration besteht vor allem in einer individualisierten Anpassung der gedruckten Implantate und einer sehr viel höheren Pass-genauigkeit der hergestellten Implantate an die jeweiligen Patientensituationen im Vergleich zu den Implantaten, die sich bereits im Einsatz befinden. Darüber hinaus bietet der 3-D-Druck die Möglichkeit, komplizierte Eingriffe auf der Basis digitalisierter 3-D-Datensätze zu simulieren und präoperativ zu planen9,20,24. Die einzelnen Arbeitsschritte von den Rohdaten (Röntgen, CT, MRT) bis zum fertigen dreidimensional gedruckten Produkt (Modelle, Gerüste, Implantate) sind in Abbildung 1 dargestellt.

Was wird gedruckt?

Wie bereits erwähnt, gibt es eine ganze Reihe von Materi-alien, die mittels verschiedener 3-D-Druckverfahren verar-beitet werden können. Dabei stehen so gut wie sämtliche Materialienklassen wie Metalle, Kunststoffe, Keramiken und Hydrogele zur Verfügung, die sich bereits im klini-schen Einsatz befinden. Im Zusammenhang mit der knö-chernen Regeneration können Implantate beispielsweise

Raw data (radiograph, CT

or MRI image)/ Umwandlung in 3-D-Datensatz

(Segmentierung und Visualisierung)

Transformation in 3D data set (segmenting and visualization)/ Umwandlung in

3-D-Datensatz (Segmentierung

und Visualisierung)

3D CAD model/ 3-D CAD-Model

3D print/ 3-D-Druck

3D-printed object/ 3-D-gedrucktes

Objekt

Fig 1 Workflow from raw data (radiograph, CT, MRI), to the transformation in a 3D data set and 3D CAD model, to a 3D-printed object.20

Abb. 1 Darstellung der Prozesskette (Workflow) von den Rohdaten (Röntgen-, CT-, MRT-Daten) über die Umwandlung zu einem 3-D-Datensatz und einem 3-D CAD-Model zu einem 3-D-gedruckten Objekt20.


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aus Titan und dessen Legierungen mittels verschiedener Sinterverfahren oder durch Elektronenstrahlschmelzen gedruckt werden und im Bereich der Endoprothetik oder als Stütz- und Gerüstmaterialien bei der Versorgung grö-ßerer Knochendefekte eingesetzt werden, die durch Trau-mata oder nach Tumorresektionen entstanden sind8,26. In Situationen, in denen jedoch große Teile an Knochen ent-fernt werden müssen oder verloren gegangen sind, reicht es häufig nicht aus, ausschließlich Gerüste oder Netze aus Metall zu verwenden, und es werden Keramiken wie Tri-kalziumphosphat oder Hydroxylapatit als Füllmaterial ver-wendet, die sowohl eine gewisse Formgebung und mechanische Stabilität sowie osteokonduktive Eigenschaf-ten aufweisen, und somit die Knochenregeneration güns-tig beeinflussen können7,22,27. Neben den häufig verwen-deten Materialien wie Metallen und Keramiken, gibt es auch Kunststoffe wie Polyetheretherketone (PEEK), Poly-methylmethacrylat (PMMA) oder Polycaprolactone (PCL), die mittels 3-D-Druckverfahren gefertigt und immer häu-figer bei der Rekonstruktion von Knochendefekten im Schädelbereich eingesetzt werden23,26,28,29.

Eine letzte Klasse von Materialien, die im Bereich der Knochenregeneration eingesetzt werden und mittels 3-D-Druck verarbeitet werden können, sind Hydrogele. Diese Materialklasse lässt sich durch ihre Eigenschaft cha-rakterisieren, Wasser aufzunehmen und hierdurch auf ein vielfaches ihrer Größe im trockenen Zustand anzuschwel-len30. Es gibt eine Reihe von natürlichen Hydrogelen wie beispielsweise Kollagene, Alginat, Fibrin, Methylme-tacrylat-Gelatine und auch synthetische Hydrogele wie Polyethylenglycol (PEG), die mittels verschiedener 3-D-Druckverfahren gedruckt werden können. Aufgrund der guten Verträglichkeit von Hydrogelen gegenüber menschlichen Zellen und der mitunter sogar fördernden Wirkung auf zelluläre Parameter wie Zellwachstum, Proli-feration und Differenzierung, wird diese Materialklasse vor allem im sogenannten 3-D-Bioprinting einge-setzt10,11,31-33.

Was ist Bioprinting?

Das sogenannte 3-D-Bioprinting stellt einen vollkommen anderen Ansatz im Vergleich zu den bisher vorgestellten 3-D-Druckverfahren dar. Auch wenn bei dieser Methode grundsätzlich die gleichen Verfahren angewendet werden, wie oben beschrieben, so unterscheidet sich das 3-D-Bio-printing dadurch, dass hierbei verschiedene Hydrogele als

What is bioprinting?

3D bioprinting is a completely different approach compared to the 3DP techniques introduced in this article so far. In 3D bioprinting, basically the same printing techniques are used as have already been mentioned, except that various hydro-gels serve as carrier substances for human cells. Therefore, it is possible to print defined forms and scaffolds that, on the one hand, consist of extracellular matrix components, and on the other hand are loaded with cell culture medium and/or growth factors. These components and biologically active factors stimulate human cells to grow in a directed way, and enable the cultivation of complex and functional tissues. There are numerous and promising in vitro and in vivo stud-ies demonstrating that 3DP has already been conducted suc-cessfully.10,11,31-34 These will be described in detail later in this article.

Powder bed techniques in medicine for manufacturing ceramic scaffolds

Powder bed and inkjet 3DP are well suited for directly gener-ating complex-shaped porous ceramic scaffolds with well-controlled internal structures and high resolution using powder materials35 (Fig 2).

In 3DP, a box filled with ceramic powder is printed layer by layer using a polymer-based binder solution. Powder is bonded in wetted regions. Unglued powder is removed, and a ceramic green body remains. Calcium phosphates (CaP) are widely recognized as promising scaffolding mater-ials due to their safety as a biocompatible implant material, and their efficacy for bone regeneration.7,21,22 HA and TCP are examples of the various calcium phosphate composi-tions that can be processed in 3DP. Both materials show dif-ferent degrees of solubility and osteoclastic resorbability. In order to adapt this degradation behavior, biphasic calcium phosphates (BCPs) with different HA/TCP ratios can also be chosen for the fabrication of 3D-printed scaffolds.36 The printed ceramic green bodies are subsequently consolidated at a temperature of 1,250°C in a high temperature furnace in air. Figure 3 depicts the typical surface texture of 3D-printed HA scaffolds after sintering.

It has been proven that parts can be printed with inner channels and pores, with dimensions as small as 450 μm, and that wall structures with a thickness of up to 330 μm can be generated.35 Grain size and grain-size distribution have sig-nificant influence on the workability of granules employed in


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3DP.37 Furthermore, the particle size of ceramic granule blends determines the resulting porosity and mechanical strength of the 3D-printed scaffolds. By combining granules of different grain-size distributions, the mechanical strength in an area can be adjusted from 4.3 to 15.3 MPa, whereas the porosity can vary in range from 40.9% to 54.8%.38

Besides various basic investigations on the biocompatibil-ity of 3D-printed scaffolds,39-41 initial in vitro studies were performed to investigate the migration capacity9 and cell vitality of human osteoblasts on HA and TCP scaffolds.42,43 In the latter study, the commonly used bone replacement material BioOss served as control. The tests showed superior biocompatibility of HA scaffolds to BioOss, while BioOss was more compatible than TCP. Another study focused on the

Trägersubstanzen für menschliche Zellen verwendet wer-den. Dadurch wird es möglich, definierte Formen und Gerüste zu drucken, die zum einen aus Komponenten der extrazellulären Matrix bestehen und zum andern mit Zell-kulturmedien und/oder Wachstumsfaktoren beladen wer-den können. Diese Komponenten und biologisch wirksa-men Faktoren sorgen dafür, dass menschliche Zellen gezielt zum Wachstum angeregt werden können und hier-durch das Kultivieren von komplexen und funktionellen Geweben möglich wird. Es gibt bereits zahlreiche und viel-versprechende In-vitro- und In-vivo-Studien, in denen das 3-D-Bioprinting verschiedener Zelltypen und im Tiermo-dell erfolgreich eingesetzt wurde und die im Abschnitt „Das Bioprinting“ genauer beschrieben werden10,11,31-34.

Pulverbettverfahren in der Medizin zur Herstellung von Keramikgerüsten

Pulverbettverfahren wie das Inkjet 3-D-Druckverfahren (3DP) gehört in der Medizin zu den gängigsten Verfahren und sind sehr gut geeignet, um komplex geformte poröse Keramikgerüste mit einer definierten und kontrollierbaren internen Struktur und einer hohen Auflösung herzustel-len35 (Abb. 2).

Im 3DP wird in einem Behälter Keramikpulver mit einer polymerbasierten Binderlösung Schicht für Schicht gedruckt. Das Pulver wird in den benetzten Bereichen gebunden und ungebundenes Pulver kann problemlos entfernt werden, wodurch ein keramischer Grünling ent-steht. Kalziumphosphate sind aufgrund ihrer Biokompati-bilität und der fördernden Eigenschaften in der Knochen-regeneration in der Medizin als vielversprechendes Gerüstmaterial anerkannt und in Verwendung7,21,22. Bei-spiele für die verschiedenen Kalziumphosphate, die in den Bereichen der knöchernen Regeneration angewendet werden und mittels 3DP verarbeitet werden können, sind Hydroxylapatit (HA) und Trikalziumphosphate (TCP).

Beide Materialien unterscheiden sich in ihrem Verhal-ten in Bezug auf ihre Löslichkeit, aber auch in ihrer Resor-bierbarkeit durch Osteoklasten. Um das Abbauverhalten zu modulieren und anzupassen, können auch biphasische Kalziumphosphate (BCP) mit unterschiedlichen HA/TCP Verhältnissen gewählt und als dreidimensional gedruckte Gerüste hergestellt und verwendet werden36. Nachdem die keramischen Grünlinge gedruckt sind, werden sie bei einer Temperatur von 1.250°C in einem Hochtemperatur-ofen gesintert. Die Abbildungen 3a und b zeigen die typi-

Fig 2 Scaffolds and implants made by powder bed and inkjet 3DP. a) Individualized implant design based on CT data. b) Typical HA scaffolds with controlled internal structure for tissue engineering applications.

Abb. 2a und b Scaffolds und Implantate, hergestellt mittels Inkjet 3-D-Druckverfahren (3DP). Individualisiertes Implantat basierend auf Computertomographie (CT)-Daten (a). Typische Hydroxylapatit-Scaffolds mit kontrollierter Innenstruktur für Tissue-Engineering-Anwendungen (b).

a

b


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sche Oberflächenstruktur von 3-D-gedruckten Hydroxyla-patit-Scaffolds nach dem Sintern.

Es konnte gezeigt werden, dass gedruckte Bauteile mit inneren Poren und Kanälen bis zu einer Größe von 450 µm und Wandstrukturen mit einer Dicke von 330 µm mittels 3-D-Druck hergestellt werden können35. Besonders die Körnung des Pulvers, das heißt, die Größe und Verteilung der Partikel, hat einen großen Einfluss auf die Verarbei-tung der verwendeten Pulverkörnchen mittels 3-D-Druck37. Des Weiteren werden die Porosität sowie die mechanische Stabilität der 3-D-gedruckten Gerüste durch die Partikelgröße und die Keramikpulvermischun-gen bestimmt. Durch das Kombinieren von Granulaten mit unterschiedlicher Körnungsgrößenverteilung kann beispielsweise die mechanische Stabilität in einem Bereich von 4,3 bis 15,3 MPa sowie die Porosität in Bereichen von 40,9 bis 54,8 % angepasst werden38.

Neben verschiedenen grundlagenwissenschaftlichen Untersuchungen der Biokompatibilität von 3-D-gedruck-ten Gerüsten39,40,41 wurden initiale In-vitro-Studien durchgeführt, um verschiedene zelluläre Parameter wie Zellmigration und Zellvitalität von humanen Osteoblasten auf HAP- und TCP-Gerüsten zu untersuchen42,43. Hier wurden unter anderem Knochenersatzmaterialien wie BioOss® von Geistlich (Geistlich Biomaterials, Baden-Ba-den) als Kontrolle verwendet, welche sich bereits im klini-schen Einsatz befinden. Die Untersuchungen zeigten eine höhere Biokompatibilität von HA im Vergleich zu BioOss®, während BioOss® im Vergleich zu TCP besser abschnitt. In

osteoclastic cell differentiation of monocytic cells from the RAW 264.7 cell line that were seeded onto HA, TCP, and BCP scaffolds.44 The results show that osteoclast-like cells were able to resorb calcium phosphate surfaces consisting of granules. Furthermore, due to their osteoclastic activation ability, BCP ceramics exhibit the most promising surface properties, to serve as 3D-printed bone-substitute scaffolds.

Further studies have dealt with the enhancement of the mechanical and biological properties of 3D-printed scaffolds. To overcome the brittleness of the ceramic scaffolds, TCP scaffolds were stabilized by infiltration with poly(L-lactide-co-D,L-lactide) (PLA).45,46 Since PLA usually impeded cell adhesion, the resulting composite surface of the scaffolds were further activated with plasma polymerized allylamine, using a low temperature plasma process. It was shown that initial adhesion of human MG-63 osteoblasts and their short time occupation of the surface is significantly improved on plasma polymer-activated TCP surfaces, which could be a precondition for an enhanced colonization inside a calcium phosphate scaffold.

Additive manufacturing of biodegradable bone implants

With techniques like laser sintering and 3D powder printing, methods are available for the AM of implants and scaffolds out of thermic stable metals or ceramics. Biodegradable or even tissue engineering constructs would be beneficial in

Fig 3 Surface texture of 3D-printed and sintered HA scaffolds. a) The shape of the powder granules is preserved. b) Regular channel structure inside the scaffold.

Abb. 3a und b Oberflächentextur von 3-D-gedruckten und gesinterten Hydroxylapatit-Scaffolds. Die Form der Pulverpartikel bleibt erhalten (a). Regelmäßige Kanalstruktur im Innern des Scaffolds (b).

a b


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many cases for the wound management of large bone defects, as usually these constructs contain thermolabile bio-materials or sensitive biological components and are thus not suited for being manufactured using the aforementioned AM technologies. The biologically degradable polymer poly-caprolactone was introduced many years ago. It is a material that can be processed thermoplastically in pure form or as a composite with components such as β-tricalcium phosphate (β-TCP). Therefore, it can be used in the AM technique fused deposition modeling (FDM).47 Due to the fact that the material has to be melted and processed at temperatures around 80°C, it is not possible to integrate sensitive biologic-al substances such as growth factors into the printing pro-cedure.

Self-hardening calcium phosphate bone cements (CPCs) are a group of established bone substitute materials that have already been in use for years in the fields of maxillofa-cial surgery, orthopedics, and traumatology. The utilization of these materials for AM was limited, however, due to its quick hardening process. By using a clinically approved β-TCP-based CPC (Velox; InnoTERE, Radebeul, Germany), which hardens to HA and is suspended in an oil-based liquid,48 an alternative procedure could be developed. With the AM technology 3D plotting, which is mainly used in bioprinting (the processing of cell-loaded hydrogels during the printing process), open porous 3D scaffolds could be manufactured. Here, all steps of the process – the strand and layerwise extrusion of the pasty CPC, and the process of hardening to HA through immersion in an aqueous solu-tion – could be performed at room temperature and under physiological pH, and thus under biocompatible condi-tions.49 After the hardening process and the exchange from the oily to the aqueous phase are completed, scaffolds con-sisting of pure and nanocrystalline HA are formed, which is the mineral phase of the bone (Fig 4).

The mild process conditions allow shared processing of the CPC with biopolymer-based hydrogels in the same con-struct via multichannel printers,50 whereby two- or multilay-er scaffolds can be manufactured easily and as they are required for defects at tissue interfaces (eg, between bone and soft tissue, or bone and cartilage). Figure 5 shows the inner structure of such a scaffold, in which CPC and algi-nate-based hydrogel strands were printed side by side.

The possibility of manufacturing CPC scaffolds with 3D plotting at room temperature and under neutral pH condi-tions also enables direct inclusion of highly sensitive growth factors. Recently, Akkineni and coworkers52 published a study in which they loaded a CPC paste with vascular

einer anderen Studie fokussierte man sich auf die osteo-klastische Zelldifferenzierung von monozytischen Zellen der RAW 264.7 Zelllinie, die auf HA, TCP und BCP kulti-viert wurden44. Hier zeigte sich, dass osteoklastenähnliche Zellen in der Lage waren Kalziumphosphat-Oberflächen zu resorbieren, die aus Granulaten bestanden. Zusätzlich konnte beobachtet werden, dass biphasische Kalzium-phosphate aufgrund ihres aktivierenden Einflusses auf Osteoklasten, die vielversprechendsten Eigenschaften besitzen, um als 3-D-gedruckte Knochenersatzgerüste eingesetzt zu werden.

Eine Reihe weiterer Studien im Zusammenhang von Knochenersatzgerüsten untersuchte die fördernden Effek-te von 3-D-gedruckten Gerüsten in Bezug auf ihre mecha-nischen und biologischen Eigenschaften. Um der mecha-nischen Instabilität und Brüchigkeit von Keramikgerüsten zu begegnen, wurden TCP-Gerüste mittels Infiltration von poly(Laktid-co-D, L-Laktid) (PLA) stabilisiert45,46.

Aufgrund der Tatsache, dass PLA normalerweise einer erfolgreichen Zelladhäsion entgegenwirkt, wurden die entsprechenden Kompositoberflächen durch plasmapoly-merisiertes Allylamin unter Plasmabedingungen mit nied-riger Temperatur aktiviert. Es konnte gezeigt werden, dass die initiale Adhäsion und kurzzeitige Oberflächenbesied-lung durch humane MG-63 Osteoblasten auf den durch Plasma modifizierten Oberflächen von TCP signifikant verbessert werden konnte. Dies könnte eine wichtige Vor-aussetzung für eine geförderte Zellbesiedlung in den Kal-ziumphosphat-Gerüsten sein.

Additive Fertigung biodegradabler Knochenimplantate

Mit Verfahren wie dem selektiven Lasersintern und dem 3-D-Pulverdruck stehen etablierte Methoden zur additiven Fertigung (AM) von Implantaten und Gerüsten aus ther-misch stabilen Biomaterialien wie Metallen oder Keramiken zur Verfügung. Für die Versorgung großer Knochendefekte wären aber in vielen Fällen biodegradable oder sogar Tissue Engineering-Konstrukte vorteilhaft, die üblicherweise aus thermolabilen Biomaterialien hergestellt werden bezie-hungsweise sensitive biologische Komponenten enthalten, für welche die oben erwähnten AM-Technologien deshalb nicht einsetzbar sind. Schon vor vielen Jahren wurde mit dem biologisch abbaubaren Polymer Polycaprolacton (PCL) eine Alternative vorgestellt – ein Material, das sich in Rein-form oder als Komposit mit mineralischen Komponenten


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wie β-Trikalziumphosphat (β-TCP) thermoplastisch verar-beiten lässt. Es ist deshalb im AM-Verfahren des „Fused Deposition Modeling“ (FDM) einsetzbar47. Da das Material aber aufgeschmolzen und bei Temperaturen um die 80°C verarbeitet werden muss, können auch hier keine empfind-lichen biologischen Substanzen wie Wachstumsfaktoren mit in den Druckvorgang integriert werden.

Selbsthärtende Kalziumphosphat-Knochenzemente (CPC) stellen eine Gruppe etablierter Knochenersatzmate-rialien dar, die seit Jahren im MKG-, aber auch im ortho-pädisch/unfallchirurgischen Bereich klinisch eingesetzt werden. Die Verwendung in AM-Verfahren war aufgrund des raschen Abbindevorgangs bislang aber sehr limitiert. Unter Einsatz eines klinisch zugelassenen, a-TCP-basierten und zu Hydroxylapatit aushärtenden CPC (Velox®, Inno-TERE GmbH, Radebeul), bei dem die Kalzium-phosphat-Ausgangsmaterialien in einer ölbasierten Flüs-sigkeit suspendiert vorliegen48, konnte ein alternatives Verfahren etabliert werden. Mit der AM-Technologie des 3-D-Plottens, die vor allem beim sogenannten Bioprinting (also der Verarbeitung von in Hydrogelen suspendierten Zellen beim 3-D-Druckprozess) zur Anwendung kommt, konnten offenporige 3-D-Scaffolds hergestellt werden. Hierbei wurden alle Prozessschritte – die strang- und schichtweise Extrusion des pastösen CPC und die Aushär-tung zu Hydroxylapatit durch Auslagerung in einer wässri-gen Flüssigkeit – bei Raumtemperatur sowie bei physiolo-gischem pH-Wert und damit unter biokompatiblen Bedingungen durchgeführt49. Nach vollständiger Aushär-tung und dem Austausch der öligen gegen eine wässrige Phase verbleiben Scaffolds aus reinem, nanokristallinem Hydroxylapatit, der Mineralphase des Knochens (Abb. 4a und b).

Die milden Prozessbedingungen erlauben die gemein-same Verarbeitung des CPC mit biopolymerbasierten Hydrogelen im selben Konstrukt unter Verwendung von Mehrkanaldruckern50, womit leicht auch zwei- oder mehrschichtige Scaffolds hergestellt werden können. Diese werden bei der Therapie von Defekten an Gewebs-grenzflächen (beispielsweise von Knochen und Weichge-webe oder Knochen und Knorpel) benötigt. Abbildung 5 zeigt das Innere eines solchen Scaffolds, in dem CPC- und alginatbasierte Hydrogelstränge nebeneinander gedruckt wurden.

Die Möglichkeit, CPC-Scaffolds durch 3-D-Plotten bei Raumtemperatur und neutralen pH-Wert-Bedingungen herzustellen, lässt auch eine direkte Einbringung von höchst empfindlichen Wachstumsfaktoren zu. In einer

endothelial growth factor (VEGF) before printing; after man-ufacturing the scaffold and setting in humidity, it was proven that the growth factor could be released in a biologically active form. In constructs consisting of CPC and biopolymers (Fig 5), the growth factor can alternatively be immobilized in the hydrogel stage, so that a different release kinetic can be realized.51 The combination of a CPC that is quite stable

Fig 4a and b Two exemplary 3D-plotted scaffolds of CPC. a) Cubic structure, built of plotted single strands in a 90-degree orientation. b) Cylindrical scaffold, plotted meander-like. For both examples, CPC was extruded through nozzles with an inner diameter of 200 µm.

Abb. 4a und b Zwei Beispiele für 3-D-geplottete Scaffolds aus CPC. Kubische Struktur, aufgebaut durch Plotten von Einzel-strängen in einer 90°-Orientierung (a), zylindrischer Scaffold, mäandrierend geplottet (b). Für beide hier gezeigten Varianten wurde der CPC durch Düsen mit einem Innendurchmesser von 200 µm extrudiert.

a

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after hardening, with cells suspended in biopolymer hydro-gels,53 additionally allows the direct manufacturing of tissue engineering constructs using bioprinting.

In addition to simple geometries (as shown in Figs 4 and 5), more complex and anatomical structures can be manu-factured using 3D plotting techniques. Figure 6 shows the workflow of a 3D-printed Os scaphoideum of the middle hand in original size, based on a CT image.

In summary, it can be stated that with the AM technique, the 3D plotting of biologically degradable and defined 3D constructs can be manufactured under physiological condi-tions by using a new, pasty CPC. After the setting reaction, the scaffolds consist exclusively of nanocrystalline HA, which is the mineral phase of the bone. This method means that there is another additive technique now available, in addition to 3DP and selective laser sintering, for manufacturing indi-vidualized calcium phosphate implants. Furthermore, the mild conditions of the process allow for the combination with thermolabile materials such as biopolymer hydrogels, and additionally allow for the loading with agents like growth factors. This may be of immense interest, especially for the manufacturing of complex tissue replacement for use in plas-tic and regenerative surgery.

kürzlich von Akkineni und Mitarbeitern52 publizierten Stu-die wurde die CPC-Paste vor dem Verdrucken mit dem vaskulären Endothelzell-Wachstumsfaktor VEGF beladen: Nach Scaffold-Herstellung und Aushärtung in Luftfeuch-tigkeit konnte nachgewiesen werden, dass der Wachs-tumsfaktor in biologisch aktiver Form freigesetzt wird. Bei aus CPC und Biopolymeren bestehenden Konstrukten (Abb. 5) kann der Wachstumsfaktor alternativ natürlich auch in der Hydrogelphase immobilisiert werden, womit eine deutlich andere Freisetzungskinetik realisiert wird51. Die Kombination des nach Aushärtung mechanisch recht stabilen CPC mit in einem Biopolymer-Hydrogel suspen-dierten Zellen53 erlaubt außerdem die direkte Herstellung von „Tissue Engineering“-Konstrukten im Sinne des Bio-printings.

Neben einfachen Geometrien, wie sie in den Abbildun-gen 4 und 5 gezeigt werden, können natürlich mit dem 3-D-Plotverfahren auch komplexe, anatomische Struktu-ren aus CPC hergestellt werden. Die Abbildungen 6a bis e zeigen die Prozesskette für den 3-D-Druck eines mensch-lichen Mittelhandknochens (Kahnbein) in realer Größe auf Basis einer Computertomographieaufnahme.

Zusammenfassend kann festgehalten werden, dass sich durch das AM-Verfahren des 3-D-Plottens bei Ver-wendung eines neuartigen, pastösen CPC biologisch abbaubare, definierte 3-D-Konstrukte unter physiologi-schen Bedingungen herstellen lassen. Nach der Abbinde-reaktion bestehen die Scaffolds ausschließlich aus nano-kristallinem Hydroxylapatit, der Mineralphase des Knochens. Damit steht nun neben dem 3-D-Pulverdruck und dem selektiven Lasersintern ein weiteres additives Verfahren zur Herstellung von patientenindividuellen Kal-ziumphosphat-Implantaten zu Verfügung. Die milden Prozessbedingungen erlauben überdies die Kombination mit thermisch labilen Materialien wie Biopolymer-Hydro-gelen und auch die Beladung mit Wirkstoffen wie Wachs-tumsfaktoren – was vor allem für die Herstellung von komplexem Gewebeersatz, wie er für die plastische und Wiederherstellungschirurgie benötigt wird, von Interesse sein dürfte.

Der 3-D-Druck im klinischen Kontext

Aufgrund der Möglichkeit, komplexe 3-D-Implantate her-zustellen, die nicht nur durch ihre gut definierte äußere Struktur, sondern auch durch eine kontrollierbare innere Struktur bestechen, stellt die Verwendung von 3DP für die

Fig 5 Light microscopical image of an open porous 3D scaffold that was manufactured by a multichannel plotter and is built of CPC (white) and alginate-based biopolymer strands (transparent).51

Abb. 5 Lichtmikroskopische Aufnahme eines durch Mehrka-nal-Plotten hergestellten offenporigen 3-D-Scaffolds, der aus CPC- (weiß) und alginatbasierten Biopolymer-Strängen (transparent) aufgebaut ist51.


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Herstellung von Gerüsten einen vielversprechenden Ansatz für zukünftige Anwendungen im Bereich des „Tis-sue Engineering“ dar.

Im Fall einer Kieferspaltosteoplastik bietet das Konzept des „Tissue Engineering“, basierend auf 3-D-gedruckten Gerüsten, ein großes Potenzial als Alternative zum derzei-tigen Goldstandard des autologen Knochentransplan-tats54. Diese Art der Behandlung sorgt für eine reduzierte Morbidität und ist weniger invasiv, um junge Patienten mit Kieferspaltendefekten zu behandeln. Des Weiteren sind 3-D-Gerüste besonders geeignet für die Verwendung im Bereich der Endokultivierung. Diese Methode wird angewandt, um in maßgeschneiderten Gerüsten komple-xen und vaskularisierten Knochenersatz intramuskulär zu kultivieren55. In früheren Studien wurde zusätzlich der Einfluss nach wiederholter rhBMP-2 Anwendung auf die

3D printing in the clinical context

Due to the possibility of fabricating complex 3D implants with not only a well-defined outer shape but also a controlled internal structure, the use of 3DP to generate scaffolds holds abundant promise for future tissue-engineering applications.

In the case of alveolar cleft osteoplasty (ACO), the con-cept of tissue engineering based on 3D-printed scaffolds has great potential as an alternative for autologous bone grafts, which is the present gold standard.54 This treatment causes less morbidity and is less invasive for managing young patients with cleft alveolar bone defects. Furthermore, 3D-printed scaffolds are especially well suited for use in the field of endocultivation, which is a method for intramuscular cultivation of complex vascularized bone replacements in customized scaffolds.55 Previous studies investigated the

Fig 6a to e Workflow for the model manufacturing of a human navicular bone out of CPC in real size using 3D plotting. a) CT scan of a human hand, b) virtual extraction, and c) contouring of the bony structure (using the open source software ParaView). d) Separation of the navicular bone (red colored/yellow arrow), and translation of the data set into stl format (using open source software InVesalius 3.0). e) CPC-plotted model using GeSiM BioScaffolder 3.1 in a 1:1 scale (measuring tape shows millimeters). [Images: Tilman Ahlfeld.]

Abb. 6a bis e Prozesskette für die Herstellung des Modells eines menschlichen Kahnbeins aus CPC in realer Größe mit dem Verfahren des 3-D-Plottens. CT-Scan einer menschlichen Hand (a), virtuelle Extraktion (b) und Konturierung der knöchernen Struktur (c) (mit der Open Source-Software Paraview). Separierung des Kahnbeins (rot eingefärbt/gelber Pfeil) und Übersetzung des Datensatzes in das stl-Format (mit Open Source-Software Invesalius 3.0) (d), aus CPC mit einem GeSiM BioScaffolder 3.1 aus dem CPC geplotteten Modell im Größenverhältnis 1:1 (e) (das Maßband zeigt Millimeter). Aufnahmen: Tilman Ahlfeld.

a b

c d e


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impact of repetitive rhBMP-2 application on hard and soft tissue morphology in endocultivation.56,57 In one study, 3D-printed scaffolds were implanted into a pouch in the latissimus dorsi muscle of rats, and rhBMP-2 was injected at defined timepoints. Multiple comparisons revealed signifi-cant differences in bone density between the groups that received delayed injections at two separate timepoints, com-pared to those that received simultaneous rhBMP-2 applica-tion. The blood vessel count was significantly higher in groups with repetitive injections, compared to both control groups.

Technical characteristics of 3D printing

Certain technical characteristics of 3D printers still limit their performance and restrict their use. The overall resolution achievable is not sufficient to exactly mimic natural cancel-lous bone. At the same time, the structural resolution that can currently be achieved does make it possible to generate scaffolds with inner channels of a diameter of 500 μm and less. This dimension has been discussed as being within the optimal range to allow for good osteointegration.58

The compression strength of 3D-printed scaffolds ranges between that of human spongiosa and cortical bone. The implants have a mechanical compression strength compara-ble to commercial bovine HA bone substitutes. Consequent-ly, the 3D-printed ceramic matrices have enough mechanical stability to serve as scaffolds for initial cell attachment and bone tissue engineering, and as implants for bone replace-ment. However, they are not suited to carry weight in loaded regions of the human skeleton.59 The scaffold can provide only little mechanical support in an area that requires recon-struction. Accordingly, additional scaffolding must be used in order to sufficiently stabilize the defective area.

“Bioprinting” in the context of bone regeneration

Basically, there are three main print techniques used in 3D bioprinting:1. Laser-based bioprinting2. Extrusion-based bioprinting 3. Droplet-based bioprinting60-62

Every technique has both advantages and disadvantages, and is chosen by the user depending on the situational appli-

Morphologie von Hart- und Weichgeweben in Endokulti-vierung untersucht56,57.

Dabei wurden 3-D-gedruckte Gerüste in eine Tasche des Latissimus dorsi Muskels von Ratten implantiert und zu definierten Zeitpunkten rhBMP-2 injiziert. Nach mehr-fachen Vergleichen konnte gezeigt werden, dass es signifi-kante Unterschiede in der Knochendichte gab zwischen den Gruppen, die einerseits verspätete Injektionen von rhBMP-2 zu zwei getrennten Zeitpunkten erhalten haben und solchen Tieren, die im Vergleich eine simultane rhBMP-2 Gabe erhielten. Die Quantifizierung der Blutge-fäße zeigte signifikant höhere Werte in den Gruppen, die wiederholte Injektionen erhielten im Vergleich zu beiden Kontrollgruppen.

Technische Charakteristika im 3-D-Druck

Es gibt bestimmte technische Charakteristika von 3-D-Druckern, die deren Leistung und Möglichkeiten der-zeit noch begrenzt. Die gesamte Auflösung, die durch den 3-D-Druck erreicht werden kann, ist bisher noch nicht ausreichend, um beispielsweise eine exakte Kopie von natürlicher Knochenspongiosa nachzuahmen. Auf der anderen Seite können dennoch strukturelle Auflösungen erreicht werden, die es ermöglichen, Gerüste herzustellen, die einen inneren Kanaldurchmesser von 500 µm und weniger haben. Diese Dimensionen stehen in der Diskus-sion, eine gute und erfolgreiche Osteointegration zu ermöglichen58.

Die Druckfestigkeit von 3-D-gedruckten Gerüsten reicht zwischen den Kräften von menschlicher Spongiosa zu der von kortikalem Knochen. Auf diese Weise gefertig-te Implantate weisen eine vergleichbare mechanische Druckfestigkeit zu der von kommerziell verwendeten HA-Knochenersatzmaterialien bovinen Ursprungs auf. Demzufolge besitzen 3-D-gedruckte Keramik-Matrices genügend mechanische Stabilität, um als Gerüste zu die-nen, deren Einsatz sich gut für eine initiale Zelladhäsion, Tissue Engineering von Knochen und als Implantate für den Knochenersatz eignet. Dennoch sind sie nicht geeig-net, um Kräften in Regionen des menschlichen Skeletts standzuhalten, in denen starke Belastungen auftreten59. Das Gerüst kann nur eine begrenzte mechanische Unter-stützung in Regionen darstellen, die eine Rekonstruktion benötigen. Zusätzlich müssen die Gerüste fixiert werden, um eine ausreichende Stabilisierung der traumatisierten Bereiche gewährleisten zu können.


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Das „Bioprinting“ im Kontext der Knochenregeneration

Grundsätzlich gibt es drei Druckverfahren, die hauptsäch-lich im 3-D-Bioprinting eingesetzt werden: 1. Laserbasiertes Bioprinting, 2. Extrusionsbasiertes Bioprinting 3. Dropletbasiertes Bioprinting60-62.

Jedes dieser Verfahren besitzt sowohl Vor- als auch Nach-teile und wird je nach Anwendung und Bedarf des Nutzers gewählt. Während das laserbasierte Bioprinting sehr präzise arbeitet und eine hohe Auflösung bietet60, sind extrusions-basierte Systeme im Vergleich relativ einfach in der Hand-habung und liefern gute Ergebnisse bei der schnellen Ferti-gung von komplexen Formen61. Jedoch ist die Auflösung des extrusionsbasierten Druckens im Vergleich zu laserba-sierten Systemen geringer. Dropletbasierte Systeme sind ebenfalls relativ einfach in der Handhabung, bestechen durch ihre Vielseitigkeit, und die druckbaren Abscheidungs-muster lassen sich gut kontrollieren.

Die Methoden des Bioprintings von lebenden Gewebe-konstrukten oder mit Zellen beladene Gerüste wurden in der Literatur vielfach beschrieben, und verschiedene Gewe-be mit dünnerer oder avaskulärer Anatomie wie beispiels-weise Haut, Lebergewebe, Knorpel und Blutgefäße konn-ten erfolgreich unter Verwendung verschiedener Hydrogele (wie beispielsweise Alginat, Fibrin, Kollagen Typ I, und Me -thacrylat-Gelatine) entwickelt werden10,31-33,63,64.

Die Arbeitsgruppe um Prof. W. E. G. Müller konnte im Bereich des Bioprintings einen vielversprechenden und neuen Ansatz entwickeln. Herkömmliche Materialien sind meist inert, besitzen keine oder nur geringe osteoindukti-ve Aktivität und bedürfen des Zusatzes exogener Wachs-tumsfaktoren oder Zellen. Der Durchbruch, der auf der Konferenz in Mainz vorgestellt werden konnte, liegt auf zwei Ebenen: Erstens gelang es durch Kombination biolo-gisch aktiver anorganischer Polymere und bioinerter Bio-polymere biodruckbare, selbstorganisierende Materialien zu entwickeln, welche die Bildung der benötigten Wachs-tumsfaktoren selbst induzieren65-67. Zweitens konnte mit amorphen anorganischen Polyphosphaten, linearen Ket-ten aus zahlreichen, über energiereiche Säureanhydridbin-dungen verknüpften Phosphatresten, erstmals ein Materi-al zur Verfügung gestellt werden, das nicht nur morphogenetisch aktiv ist, sondern auch als extrazellulärer Energielieferant dient – ein völlig neuartiger Ansatz in der regenerativen Medizin68-75.

cation and demand. While laser-based bioprinting is very precise and offers high resolution,60 extrusion-based bio-printing is relatively easy to use and provides good results through the quick manufacturing of complex forms.61 How-ever, the resolution of extrusion-based bioprinting is reduced compared to that of the laser-based systems. Droplet-based systems are also relatively easy to use with respect to han-dling and versatility. Additionally, with these systems it is easy to control printable deposition patterns.

The bioprinting of living tissue constructs or cell-laden scaffolds has been well studied, and tissues with thin or avas-cular anatomy such as skin, liver tissue, cartilage, and blood vessels have been successfully engineered by using various hydrogels, eg, alginate, fibrin, collagen type I, and gela-tin-methacrylate.10,31-33,63,64

Prof. W.E.G. Müller and his group have developed a new and promising approach in the field of bioprinting. Conven-tional materials are usually bio-inert, have little or no osteoin-ductive activity, and require the addition of exogenous growth factors or cells. The breakthrough – presented during the previously mentioned congress – is twofold: First, by combining biologically active inorganic polymers and bio-in-ert biopolymers, the group were able to develop bio-printa-ble, self-assembling materials that induce the formation of the necessary growth factors themselves.65-67 Second, with amorphous inorganic polyphosphates – linear chains of numerous phosphate residues linked by high-energy anhy-dride bonds – they provided for the first time a material that is not only morphogenetically active, but also acts as an extracellular energy source. This is a completely new approach in regenerative medicine.68-75

In the 3DP of bradytrophic tissue, limited supply of oxy-gen and nutrients presents a problem. The group at the Uni-versity Medical Center Mainz showed that polyphosphates stimulate the differentiation, proliferation, and mineralization of bone-forming cells.71 Furthermore, the group succeeded in generating hydrogel scaffolds containing energy carrying, morphogenetically active polymers in combination with bio-inert chitosan derivatives and alginate.72 These energy rich biocompatible and biodegradable implants can be hard-ened in a controlled way with calcium ions. Further combina-tions with amorphous calcium carbonate (ACC) are possible. In addition, these novel materials have been used for the fabrication of individualized implants via a “molding” pro-cess, in which a casting mold manufactured by means of 3DP is used.

The development of these innovative materials is based on a completely new understanding of the molecular mech-


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anisms of bone mineralization. The group showed for the first time that these processes are mediated by enzyme catal-ysis. Thereby, an initial deposition of ACC “bioseeds” occurs on the osteoblast surface, mediated by a carbonic anhydrase (CA IX), followed by their conversion to amorphous calcium phosphate (ACP) via carbonate/phosphate exchange, whereby the phosphate is provided by enzymatic hydrolysis of polyphosphate by the alkaline phosphatase, before it crys-tallizes to the lower-energy HA.68 Only the amorphous materials are morphogenetically active, and the Mainz group succeeded in developing techniques allowing the preparation of these materials in an amorphous form, or their stabiliza-tion as amorphous particles.69 Animal experiments have already shown that the newly developed bioprintable mater-ials are clearly superior to conventional materials such as β-TCP in bone healing. The materials can also be applied for cartilage regeneration.

Although it has been impressively shown that bioprinting offers promising possibilities in the area of bone regeneration and has considerable potential to improve bone defect man-agement, it is important that further clinical studies are per-formed in the coming years to further the use of bioprinting for applications in human medicine, and to successfully implement the regeneration of bone in future.

In-situ bioprinting offers new possibilities

In-situ bioprinting is a special discipline in the area of medical bioprinting, in which 3D-printed tissue constructs can be directly printed in the defects or lesions. This method can enable the growth of thick tissues in critical defects with the help of nature-driven vascularization in lesions.

This new approach has promising potential for the use of bioprinters in operating rooms, and for their ultimate use in hospitals and clinics for civilians, or even on battlefields for the treatment of injured soldiers.76 Among the three main types of bioprinting modalities available on the mar-ket (extrusion-, droplet-, and laser-based), extrusion-based bioprinting is the most suitable for in-situ bioprinting pur-poses as it enables precise fabrication of tissue constructs with porous architecture, which facilitates the repair of larg-er tissues through better media exchange, tissue engraft-ment, and vascularization.61 Therefore, in-situ bioprinting is promising for the bioprinting of tissue analogs that can engraft with the endogenous tissue and generate new vas-cularized tissue. Although this technology is not yet availa-ble for humans, it is a highly promising technology that will

Bei dem 3-D-Druck von Implantaten für bradytrophe Gewebe stellt die eingeschränkte Versorgung mit Sauer-stoff und Nährstoffen ein Problem dar. Es konnte gezeigt werden, dass Polyphosphate die Differenzierung, Prolife-ration und Mineralisation von knochenbildenden Zellen stimulieren71. Weiterhin gelang es, Hydrogel-Gerüste her-zustellen, die diese energietragenden und darüber hinaus morphogenetisch aktiven Polymere in Kombination mit bioinerten Chitosan-Derivaten und Alginat enthalten72. Diese energiereichen biokompatiblen und bioabbaubaren Implantate können kontrolliert mit Kalzium gehärtet wer-den. Weitere Kombinationen mit amorphem Kalziumkar-bonat sind möglich. Darüber hinaus eignen sich diese neu-artigen Materialien zur Herstellung individualisierter Implantate mithilfe eines „Moulding“-Verfahrens, bei dem eine mittels 3-D-Druck hergestellte Gussform ver-wendet wird.

Die Entwicklung dieser Materialien basiert auf einem völlig neuartigen Verständnis der molekularen Vorgänge der Knochenmineralisation. Die Mainzer Gruppe zeigte erstmalig, dass diese Prozesse enzymkatalysiert ablaufen. Hierbei kommt es initial zur Deposition von aus amor-phem Kalziumkarbonat (ACC) bestehenden „Bioseeds“ auf der Osteoblastenoberfläche, vermittelt über eine Car-boanhydrase (CA IX), gefolgt von deren Umwandlung in amorphes Kalziumphosphat (ACP) durch Carbonat/Phosphat-Austausch, wobei das Phosphat durch enzyma-tische Hydrolyse von Polyphosphat über die alkalische Phosphatase bereitgestellt wird, bevor es zu dem energie-ärmeren HA kristallisiert68. Nur die amorphen Materialien sind morphogenetisch aktiv, und der Mainzer Gruppe gelang es, Techniken zu entwickeln, wie diese Materialien in amorpher Form hergestellt beziehungsweise als amor-phe Partikel stabilisiert werden können69. Tierversuche zeigten bereits, dass die neu entwickelten biodruckbaren Materialen herkömmlichen Materialien wie β-Tri-Kalzium-phosphat (β-TCP) bei der Knochenheilung klar überlegen sind.

Obwohl bereits eindrucksvoll gezeigt werden konnte, dass Bioprinting im Einsatzgebiet der knöchernen Regene-ration vielversprechende Möglichkeiten bietet und großes Potenzial hat, die Versorgung von Knochendefekten und Operationswunden zu verbessern, wird es in den kom-menden Jahren darauf ankommen, weitere klinische Stu-dien durchzuführen, um dem Ziel für den Einsatz des Bio-printings im Menschen näherzukommen und zukünftig die verbesserte Regeneration von Knochengewebe erfolg-reich umzusetzen.


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In-situ-Bioprinting bietet neue Möglichkeiten

Eine spezielle Disziplin innerhalb des medizinischen Bio-printings ist das sogenannte In-situ-Bioprinting, bei der 3-D-gedruckte Gewebekonstrukte direkt in Defekte oder Läsionen eingebracht werden können. Durch diese Methode kann das Wachstum von dicken Geweben bei kritischen Defekten mithilfe einer natürlichen Vaskularisie-rung in den Läsionsgebieten erreicht werden. Dieser neue Ansatz besitzt ein großes Potenzial, um die Verwendung von Bioprintern in Operationssäle und in Kliniken zu über-tragen, für die Behandlung von Patienten oder sogar in Kampfgebieten zur Versorgung von Verwundeten einzu-setzen76. Von den drei beschriebenen Verfahren, die im Bioprinting eingesetzt werden und auf dem Markt verfüg-bar sind (extrusions-, droplet- und laserbasiertes Bioprin-ting), stellt besonders das extrusionsbasierte Bioprinting das geeignetste Verfahren für das In-situ-Bioprinting dar. Diese Methode erleichtert die präzise Herstellung von Gewebekonstrukten mit poröser Architektur, welche die Regeneration von größeren Geweben durch einen effekti-veren Medienaustausch verbessern, sowie das Anwachsen und die Vaskularisierung von Geweben fördern kann61. Durch diesen vielversprechenden Ansatz der Gewebe-nachbildung kann das Einwachsen des endogenen Gewe-bes gefördert und neues, vaskularisiertes Gewebe gebildet werden.

Obwohl eine solche Technik für die Anwendung im Menschen im Moment noch nicht zur Verfügung steht, stellt sie eine überaus vielversprechende Methode dar, die die Medizin revolutionieren wird und es erlauben könnte, ganze Körperteile zu ersetzen. Einsatzgebiete finden sich beispielsweise in der Mund-Kiefer-Gesichtschirurgie, Neu-rochirurgie, bei kosmetischen Operationen und in Kompo-sit-Geweberekonstruktionen. Durch das Bioprinting von Knochengewebe und Weichgewebe können Blutgefäße, Nerven und Muskeln während des chirurgischen Eingriffs präzise platziert werden.

Für eine Verwendung von Bioprintern in Operations-sälen gibt es einige Dinge, die beachtet werden müssen. Dazu zählen zum Beispiel die Sicherheit, Sterilisierbarkeit und der Bedarf an vollständiger Automatisierung. Aller-dings können die meisten Bedenken leicht entkräftet werden, um Bioprinter in die Klinik zu übernehmen: Ers-tens müssten 3-D-Bioprinter-Systeme vor ihrem Einsatz in der Klinik eine extensive Testung durchlaufen. Zwei-tens sollte das Verfahren vollständig automatisiert ablau-

revolutionize medicine by enabling the repair of body parts such as maxillofacial tissues with neural surgeries, cosmetic surgeries, and composite tissue reconstruction through the bioprinting of bone tissue and soft tissue, thus allowing for the precise placement of blood vessels, nerves, and muscles during surgery.

In order to use 3D bioprinters in operation rooms, some major concerns need to be addressed such as safety, sterili-zation, and the need for full automation. However, all these concerns can be easily mitigated in order to adopt bioprinters for in-situ bioprinting purposes in clinics. First of all, the 3D bioprinter system must be extensively tested and should satisfy all safety requirements. It should be fully automated and guided by an advanced vision system to direct robot motion and bioink deposition, coupled with a 3D scanner system that enables scanning of the defect and generating a toolpath plan. In addition, the bioprinter should have a high degree of freedom to facilitate bioprint-ing on non-planar surfaces, as acquired defects are gener-ally random. This process has to be safe, efficient, and capable of adjusting in real-time fashion. Several variables need to be accounted for, including but not limited to minor changes in positioning and tight surgical quarters, as well as the ability to adjust to changes in the printing envi-ronment such as clearing fluid accumulation in the area of interest.

In the context of in-situ bioprinting, Prof. Ozbolat and his group developed a novel approach to printing multiple tissue constructs into calvarial defects for bone tissue regeneration (see Fig 7). Bone marrow stem cells (BMSCs) and plasmid DNA (pDNA) were bioprinted within a composite bioink, where bioprinted pDNA can transfect BMSCs and encode different growth factors, which then trigger differentiation of BMSCs into different lineages such as osteoblast cells to deposit bone and endothelial cells to generate vasculariza-tion within the deposited bone. The composite bioink was made of collagen type I, and a thermosensitive block copoly-mer Pluronic F-127. Collagen type I is a main component of the bone extracellular matrix, which enables BMCSs to dif-ferentiate and effectively proliferate in the defect. Pluronic F-127, on the other hand, is used to keep the composite bio-ink in liquid state in the reservoir, and deliver it in solid state through the bioprinter. In this work, the Multi-arm BioPrinter, which is the only bioprinter that enables bioprinting of multi-ple biomaterials in tandem,34 was placed in an operating room, and rats were placed and fixed on the bioprinter table. Highly promising results were generated in the regeneration of bony tissues in critical-sized calvarial defects.


SCIENCE

In-situ bioprinting can be considered very promising for developing tissue analogs directly on the defect model in operating rooms, which paves the way for developing asso-ciated enabling technologies for humans in the future. However, current problems have to be addressed, and fur-ther studies done, so as to move this technology forward for clinical practices. It can be envisioned that in-situ bio-printing into defects on live models can be applied to vari-ous sites on the body such as deep dermal injuries and cal-varial or craniofacial defects during maxillofacial surgery or neurosurgery. For the long-term future, in-situ bioprinting technology could be considered for reasonably large cranial defects in humans. In order to fix large defects that need a great deal of vascularization along with structural support, one can envisage bioprinting as a framework, in tandem with stem cells (ie, bone marrow or adipose-derived stem cells), to be differentiated toward multiple lineages, includ-ing osteoblasts and endothelial cells for bone generation and vascularization, respectively.

fen und durch ein fortgeschrittenes optisches System geleitet werden, um eine robotergestützte Bewegung und die Biotintenabscheidung bewerkstelligen zu kön-nen. Außerdem sollte ein 3-D-Scanner das Scannen des zu reparierenden Knochendefekts und die Generierung von Werkzeugwegeplänen ermöglichen. Zusätzlich soll-ten die Bioprinter einen hohen Freiheitsgrad besitzen, um das Bioprinten auf unebenen Oberflächen zu erleichtern, da erworbene Verletzungen grundsätzlich sehr unregel-mäßig sind. Außerdem muss der Fertigungsprozess sicher, effizient und imstande sein, sich an die Echtzeitsi-tuation bei Operationen anzupassen. Mehrere Variablen müssen berücksichtigt werden, um beispielsweise bei der Positionierung des Bioprinters oder in engen chirurgi-schen Einsatzbereichen angewendet zu werden. So sollte zudem die Fähigkeit zur Anpassung beispielsweise nach Ansammlung von Reinigungslösungen im Operationsge-biet gegeben sein.

Im Kontext des In-situ-Bioprintings konnte die Gruppe um Prof. Ozbolat einen ganz neuen Ansatz entwickeln, um mehrere Gewebekonstrukte in Defekte der Schädelka-lotte für die Knochenregeneration zu drucken (Abb. 7).

Knochenmarkstammzellen (BMSCs) und Plasmid-DNA (pDNA) wurden mittels Bioprinting in einer Kompo-sit-Biotinte gedruckt. Die pDNA, die für unterschiedliche Wachstumsfaktoren codiert, kann die Stammzellen transfi-zieren und hierdurch die Differenzierung dieser Zellen aus-lösen. Diese können nun unterschiedliche Differenzierungs-wege einschlagen und sich in unterschiedliche Zelllinien differenzieren wie Osteoblasten, um Knochensubstanz abzuscheiden oder Endothelzellen, um die notwendige Vas-kularisierung zu gewährleisten. Die Komposit-Biotinte wurde aus Kollagen Typ-I und dem thermosensitiven Block-polymer Pluronic® F127 hergestellt. Kollagen Typ-I ist Hauptbestandteil der extrazellulären Matrix von Knochen, wodurch die BMCSs befähigt werden, innerhalb des Kno-chendefekts zu proliferieren und differenzieren. Auf der anderen Seite sorgt Pluronic® F127 dafür, dass die Kompo-sit-Biotinte im Druckbehälter in der flüssigen Phase bleibt und nach dem Drucken in einen festen Zustand wechselt. In dieser Arbeit wurde ein Multi-Arm Bioprinter verwendet. Dies ist der einzige Bioprinter der es erlaubt, zur gleichen Zeit mehrere Biomaterialien parallel zu drucken34. Der Biop-rinter wurde in einem Operationssaal platziert und Ratten wurden auf dem Probentisch des Druckers fixiert. Es konn-ten sehr vielversprechende Ergebnisse für die Regeneration von Knochengewebe in Schädelkalottendefekten mit kriti-scher Größe generiert werden.

Fig 7 In-situ bioprinting in operating rooms, where a compos-ite bioink loaded with plasmid DNA and stem cells is printed for cranial bone regeneration.

Abb. 7 In-situ-Bioprinting im Operationssaal, in dem eine Komposit-Biotinte, welche mit Plasmid-DNA und Stammzellen beladen ist, in einen Defekt der Schädelkalotte gedruckt wird.


SCIENCE

In-situ-Bioprinting kann als vielversprechende Methode angesehen werden, um Gewebenachbildungen direkt in der Verletzung und im Operationssaal zu versorgen. Auf dieser Grundlage konnte der Weg geebnet werden, um in Zukunft ähnliche Technologien für die Anwendung beim Menschen zu entwickeln. Dennoch müssen aktuell beste-hende Probleme weiter adressiert und behoben werden und weitere Studien durchgeführt werden, um diese Tech-nologie weiter in Richtung klinischer Praxis voranzubringen. Wahrscheinlich kann die Methode des In-situ-Bioprintings am lebenden Model auf verschiedene Bereiche im mensch-lichen Körper, wie beispielsweise tiefe Hautverletzungen oder Schädel- beziehungsweise kraniofaziale Defekte durch

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Operationen in der Mund-Kiefer-Gesichtschirurgie oder Neurochirurgie übertragen werden. Für langfristige Zukunftsaussichten sollte das In-situ-Bioprinting für die Versorgung von relativ großen Kopfverletzungen auch beim Menschen in Betracht gezogen werden. Um größere Verletzungen zu versorgen, die sowohl eine ausreichende Vaskularisierung als auch eine strukturelle Unterstützung benötigen, können mittels des Bioprintings Gerüste mit Stammzellen (Knochenmarkszellen oder Stammzellen aus Fettgewebe) zusammen gedruckt werden, die sich anschlie-ßend in weitere Zelllinien wie Osteoblasten oder Endothel-zellen differenzieren können, um Knochen mit entspre-chender Vaskularisierung zu generieren.

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Prof. Dr. Dr. Bilal Al-Nawas

Klinik der Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie, Universitätsmedizin der

Johannes Gutenberg Universität Mainz, Augustusplatz 2, 55131 Mainz

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