Bioprinting technologische Herausforderungen im ...
163
1100 Wien, Favoritenstraße 226 Tel.: 01/606 68 77 DW 2350, Fax: 01/606 68 77 DW 2359 [email protected] Bioprinting – technologische Herausforderungen im medizinischen 3D-Druck Masterthesis eingereicht von Jamshid Naserzare, B.Sc. Personenkennzahl c1510696023 unter der Leitung von Dipl.-Ing. Wolfram Irsa, CIRM, CFPIM Wien, im November 2018
Transcript of Bioprinting technologische Herausforderungen im ...
1100 Wien, Favoritenstraße 226 Tel.: 01/606 68 77 DW 2350, Fax: 01/606 68 77 DW 2359
Bioprinting – technologische
Herausforderungen im medizinischen 3D-Druck
Masterthesis
eingereicht von
Jamshid Naserzare, B.Sc.
Personenkennzahl c1510696023
unter der Leitung von
Dipl.-Ing. Wolfram Irsa, CIRM, CFPIM
Wien, im November 2018
I
Erklärung
Ich versichere, dass ich die vorliegende Arbeit selbstständig verfasst und keine
anderen als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel benutzt habe.
Mit der Einstellung dieser Arbeit in die Bibliothek bin ich einverstanden.
Der Veröffentlichung dieser Arbeit im Internet stimme ich zu.
Wien, im November 2018
Jamshid Naserzare
II
Danksagung
Zuerst gebührt mein Dank Herr Prof. Wolfram Irsa, die meine Masterarbeit betreut und
begutachtet hat. Für die hilfreichen Anregungen und die konstruktive Kritik bei der
Erstellung dieser Arbeit möchte ich mich herzlich bedanken. Ebenfalls möchte ich mich
bei meiner Frau bedanken, die mir mit viel Geduld, Interesse und Hilfsbereitschaft zur
Seite steht.
III
Inhaltsverzeichnis Abkürzungsverzeichnis .............................................................................................. VI
Tabellenverzeichnis ................................................................................................. VIII
Abbildungsverzeichnis ............................................................................................... IX
Kurzfassung ............................................................................................................... XI
Abstract ................................................................................................................... XII
1 Einleitung ................................................................................................................. 1
2 Klassifizierung von Bioprinting-Techniken ............................................................... 8
2.1 Tropfen-basiertes Bioprinting ...............................................................................10
2.2 Extrusion-basiertes Bioprinting ............................................................................12
2.2.1 Fused Deposition Modelling (FDM) ..................................................................13
2.2.2 Bioplotter (DW) .................................................................................................15
2.2.3 Three-dimensional printing (3DP) .....................................................................16
2.3 Laser-basierte Techniken ....................................................................................17
2.3.1 Photopolymerisation .........................................................................................18
2.3.1.1 Stereolithographie (SLA) ...............................................................................18
2.3.1.2 Zwei-Photonen-Polymerisation (2PP) ............................................................22
2.3.1.3 dynamische optische Projektions-Stereolithographie ....................................24
2.4 Prozesse basierend auf Zelltransfer ....................................................................26
2.4.1 Direct Ink Writing ..............................................................................................26
2.4.2 Matrix-Assisted Pulsed-Laser Evaporation-Direct Write(MAPLE-DW) .............27
2.4.3 Laserinduzierte Vorwärtsübertragung (LIFT) ....................................................29
2.5 Selective laser sintering (SLS) .............................................................................30
3 Überblick über 3D-Druckmethode zur Bewältigung klinischer Bedürfnisse ............33
4 Eingesetzte Materialien für den 3D Druck in der Medizin .......................................40
4.1 Der Druck von Gewerbe aus gezüchteten Zellen ................................................40
4.2 Anforderungen und Überlegungen zur Herstellung von Gerüsten .......................41
5 Herkömmliche Herstellungstechniken von Gerüsten ..............................................43
5.1 Fibre bonding ......................................................................................................43
5.2 Melt moulding .....................................................................................................43
5.3 Extrusion ..............................................................................................................44
5.4 Electrospinning ....................................................................................................45
5.5 Solvent casting and particulate leaching (SCPL) .................................................45
5.6 Membrane lamination ..........................................................................................46
5.7 Gefriertrocknen ...................................................................................................47
IV
5.8 Phasentrennung ..................................................................................................47
5.9 Gas foaming .......................................................................................................47
5.10 Peptide self-assembly .......................................................................................48
5.11 Herstellung von Polymer / Keramik-Verbundschaumstoffen ..............................48
6 Additive Fertigungstechniken von Gerüsten: direkte Methoden..............................50
6.1 Melt-dissolution deposition Technik .....................................................................50
6.2 Fused Deposition Modeling .................................................................................50
6.3 Selective laser sintering .......................................................................................50
6.4 TheriForm ............................................................................................................51
6.5 Colour Jet printing ...............................................................................................51
7 Additive Fertigungstechniken von Gerüsten: Indirekte Methoden ...........................52
7.1 Droplet Deposition (Tröpfchen Abscheidung) ......................................................52
7.2 Melt-Dissolution Deposition .................................................................................50
7.3 Photopolymerisation ............................................................................................52
8 Material für Bioprinting ............................................................................................58
8.1 Materialeigenschaften..........................................................................................59
8.1.1 Mechanische Eigenschaften .............................................................................60
8.1.2 Biologische Abbaubarkeit .................................................................................61
8.1.3 Biologische Abbaubarkeit Produkt ....................................................................61
8.1.4 Bioaktivität ........................................................................................................61
8.1.5 Sterilisation Überlegungen ................................................................................62
8.2 Polymere .............................................................................................................62
8.2.1 Natürliche Polymere .........................................................................................63
8.2.2 Synthetische Polymere .....................................................................................63
8.2.2.1 Poly-L-lactic acid (PLLA) ...............................................................................63
8.2.2.2 Poly glycolic acid (PGA) ................................................................................63
8.2.2.3 Poly Caprolacton (PCL) .................................................................................65
8.2.2.4 Poly lactide-co-glycolide (PLGA) ...................................................................65
8.3 Keramik und Gläser .............................................................................................66
8.3.1 Hydroxyapatite (HAP) .......................................................................................66
8.3.2 Aluminiumoxid (Aluminia) .................................................................................63
8.3.3 Bioaktives Glas .................................................................................................67
8.3.4 Klinische Produkte ............................................................................................68
8.3.4.1 Hydroxylapatit (HAP) .....................................................................................68
8.3.4.2 Aluminiumoxid (Aluminia) ..............................................................................68
V
9 Metalle ....................................................................................................................70
9.1 Metalle und deren Legierungen ...........................................................................71
9.1.1 Titan und seine Legierungen ............................................................................72
9.1.2 Edelstahl, andere Metalle und Legierungen .....................................................72
9.1.3 Formgedächtnislegierungen .............................................................................73
9.2 Biologisch abbaubare Metalle ..............................................................................74
10 Hydrogele .............................................................................................................75
10.1 Natürliche Polymere ..........................................................................................75
10.1.1 Kollagen ..........................................................................................................75
10.1.2 Gelatine ..........................................................................................................76
10.1.3 Fibrin ...............................................................................................................76
10.1.4 Alginat .............................................................................................................76
10.1.5 Chitin und Chitosan ........................................................................................77
10.1.6 Hyaluronsäure (HA) ........................................................................................78
10.2 Synthetische Hydrogele .....................................................................................79
10.2.1 Poly 2-hydroxyethyl methacrylate (PHEMA) ...................................................79
10.2.2 Poly Vinyl Alkohol (PVA) .................................................................................80
10.2.3 Poly Ethylenglykol (PEG) ................................................................................80
10.3 Wesentliche Hydrogel Eigenschaften im Bioprinting .........................................81
10.3.1 Rheologie .......................................................................................................81
10.3.2 Vernetzungsmechanismen für Hydrogele .......................................................85
10.3.3 Physikalische Vernetzung ...............................................................................85
10.3.4 Chemische Vernetzung ..................................................................................86
10.3.5 Kombination von physikalischer und chemischer Vernetzung ........................88
10.4 Integrative Unterstützungsmaterialien ...............................................................89
11 Der Druck von genau angepassten Implantate/Prothesen ...................................95
12 Die Verwendung von 3D Modellen zur Operationsvorbereitung bei neuartigen
bzw. kritischen Operationen. ...................................................................................107
13 Übereinstimmung Trends des Bioprinting mit Arbeitssicherheitssystem. ...........119
13.1 Gesundheit und Arbeitssicherheitssystem .......................................................119
13.2 Trends des Bioprintings ...................................................................................121
13.2.1 Einschränkungen und Herausforderungen der 3D-Druck .............................121
13.2.2 Zukunftstrends ..............................................................................................124
14 Schlussfolgerung ................................................................................................136
Literaturverzeichnis .................................................................................................141
Anhang ...................................................................................................................144
VI
Abkürzungsverzeichnis
2D Two-Dimensional
3D Three-Dimensional
3DP Three-Dimensional Printing
AM Additive Manufacturing
HA Hydroxyapatit
PCL Polycaprolacton
PEEK-HA Polyetheretherketon-Hydroxylapatit
PEGT-PBT Poly ethylenglykol -terephthalat- Poly butylenterephthalat
PLLA Poly-L-Lactide Acid
PP-TCP Polypropylen-Tricalciumphosphat
3DP Three-dimensional printing
SLM Spatial light modulating
SLM Selective laser melting
DMD Digital micromirror device
LCD Liquid-crystal display
CT Computer Tomographie
ABS Acrylnitril-Butadien-Styrol
PLA Polylactic Acid
PVA Polyvinyl alcohol
MV Mitral valve
PLGA Poly lactide-co-glycolide
OXPEEK Oxford Performance Materials Announces Launch
CAD Computer-Aided Design
CAM Computer-Aided Manufacturing
CPJ Colour Jet Printing
FDM Fused Deposition Modelling
gelMA Gelatin Methacrylamide
HAP Hydroxyapatite
nHA Nano-Hydroxyapatite
VII
PDMS Poly dimethylsiloxane
PE Polyethylene
PEGDMA Poly ethylene glycol Dimethacrylate
PEM Precise Extrusion Manufacturing
PED Precision Extruding Deposition
PEG Poly ethylene glycol
PEO Poly ethylene oxide
PGA Poly glycolic acid
PHEMA Poly 2-hydroxethyl methacrylate
PLCL Poly lactic acid-co-caprolactone
PLGA Poly lactic-co-glycolic Acid
PLLA Poly-L-lactic Acid
P NIPAAm- HEMA Poly N-isopropylacrylamideco- co-hydroxylethyl methacrylate
PP-TCP Polypropylene-Tricalcium Phosphate
PPF Poly propylene fumarate
RP Rapid Prototyping
SLA Stereolithography Apparatus
SLS Selective Laser Sintering
STL Stereolithography
TE Tissue Engineering
Tg Glass Transition Temperature
Tm Melting Temperature
UV Ultraviolet
MRP Rapid-Prototyping Modeling
FDA Food and Drug Administration
MJ Material Jetting
STL-Format Standard Tesselation Language
VIII
Tabellenverzeichnis
Tabelle 1: Zeitplan für die Entwicklung der Bioprinting Technologie .......................... 6
Tabelle 2: Verfügbare Materialien für den 3D Bioplotter ............................................16
Tabelle 3: Überblick über die verschiedenen Klassen von 3D-Drucktechnologien ....37
Tabelle 4: 3D-Drucktechnologien mit Materialbeispielen ...........................................38
Tabelle 5: Anwendung und Eingesetzte Materialien ..................................................39
Tabelle 6: Zusammenfassung einige typische konventionelle Techniken .................49
Tabelle 7: : Schmelz Dispersion Ablagerung für die Gerüstherstellung .....................54
Tabelle 8: Partikelbindungstechniken & indirekte AM-Herstellungsmethode .............55
Tabelle 9: Anwendungen von additiv hergestellten Gerüsten ....................................56
Tabelle 10: Mechanische Eigenschaften von 99,5% reinem Aluminiumoxid .............67
Tabelle 11: Die wichtigsten Materialien der Wahl für Biomaterialien .........................70
Tabelle 12: Viskositäten von Hydrogel-Vorläuferlösungen für Bioprinting .................83
Tabelle 13: Zusammenfassung der Methoden der Vernetzung .................................88
Tabelle 14: Natürliche und synthetische Polymere ....................................................91
Tabelle 15: Beliebte Hydrogele im Bioprinting ...........................................................92
Tabelle 16: Anwendungen von Bioprinting-Technologien Gewebe Typen ................93
Tabelle 17: Anwendungen von Bioprinting-Technologien ..........................................94
Tabelle 18: Überblick über Anwendungen verschiedener ......................................103
Tabelle 19: Überblick über Anwendungen verschiedener .......................................104
Tabelle 20: Überblick über die klinischen Anwendungen ........................................105
Tabelle 21:Überblick über die klinischen Anwendungen .........................................106
Tabelle 22: Materialien und Herstellmethode für 3D Model .....................................111
Tabelle 23: Biomaterialien für den Polyjet Printing ..................................................116
IX
Abbildungsverzeichnis
Abbildung 1: Hype Cycle for Emerging Technologies ................................................. 1
Abbildung 2: Einnahmenerwartungen von 3D-medizinische Produkte bis 2020 ......... 2
Abbildung 3: Verschiedene Komponenten des 3D-Drucks ......................................... 3
Abbildung 4: Zeitstrahl 2000-2016 .............................................................................. 5
Abbildung 5: Klassifizierung von Bioprinting-Techniken ............................................. 9
Abbildung 6: Inkjet-basierte Bioprinting .....................................................................10
Abbildung 7: 3D-Bioplotter® machine (courtesy of EnvisionTEC GmbH) ..................15
Abbildung 8: Klassifizierung des laserbasierten Bioprintings ....................................18
Abbildung 9: Ein typischer Aufbau von Stereolithographie zum Bioprinting von Gewebe
Konstrukten ...............................................................................................................19
Abbildung 10: Schematische Darstellung der Zwei-Photonen-Polymerisation ..........23
Abbildung 11: Das Schema der dynamischen optischen Projektions-Stereolithographie
(DOPsL) -Systems .....................................................................................................25
Abbildung 12: Eine schematische Darstellung des Direct Write Prozesses ..............26
Abbildung 13: Ein Schema des matrix-assisted pulsed-laser Evaporation Verfahrens
..................................................................................................................................28
Abbildung 14: Eine schematische Darstellung eines laser-induced forward transfer
system .......................................................................................................................30
Abbildung 15: Elektrospinntechnik .............................................................................45
Abbildung 16: Lösungsmittelgießen und teilchenförmigem Auslaugung Technik ......46
Abbildung 17: Polymerdruck mit Hochdruckkohlendioxid ..........................................47
Abbildung 18: Selektive Laser Technik ......................................................................51
Abbildung 19: Molekülstruktur von Poly glycolic acid ................................................64
Abbildung 20: Molekülstruktur von Poly Caprolacton ................................................65
Abbildung 21: Implantate mit totalem Knie (rechts) und totalem Hüftgelenkersatz (links)
..................................................................................................................................68
Abbildung 22: Zahnimplantate aus Aluminiumoxid ....................................................69
Abbildung 23: Schematische Spannungsdehnungskurven für Edelstahl, NiTiNOL und
menschlichen Knochen .............................................................................................73
Abbildung 24: Chemische Struktur von Alginat ..........................................................78
Abbildung 25: Chemische Struktur von Hyaluronsäure .............................................78
Abbildung 26: Neutral geladene PHEMA-Monomere ................................................79
Abbildung 27: Neutral geladene PVA-Monomere ......................................................80
X
Abbildung 28: Neutrale geladene PEG-Monomere ....................................................81
Abbildung 29: Strukturviskosität, Scherverdickung und plastische Charakterisierung
..................................................................................................................................82
Abbildung 30: Rheopektische und thixotrope Eigenschaften von nicht-Newtonschen
Flüssigkeiten ..............................................................................................................83
Abbildung 31: Schematische Darstellung der Hydrogel Präparation .........................89
Abbildung 32: 3D-gedruckten Titan- Calcaneus Prothese .........................................98
Abbildung 33: Beckenimplantat zur Anpassung an die Anatomie des Patienten .......99
Abbildung 34: 3D-gedruckte Augenprothese ...........................................................100
Abbildung 35: 3D-gedruckte Titanprothese verwendet für die sternocostale
Rekonstruktion .........................................................................................................101
Abbildung 36: 3D-gedrucktes Titan-Schädel / Kiefer-Plattenimplant .......................102
Abbildung 37: Workflow der Erstellung von kardiovaskulären patientenspezifischen
Modellen ..................................................................................................................108
Abbildung 38: 3D gedruckte Unterkieferrekonstruktion basierend auf medizinischen
Rapid-Prototyping Modellen ....................................................................................113
Abbildung 39: Materialeigenschaften für 3D-Druckanwendungen in der Medizin ....123
XI
Kurzfassung
Diese Arbeit befasst sich mit den technologischen Herausforderungen des 3D-Drucks
im medizinischen Bereich. Sie besteht aus zwei Teilen: Während der erste Teil eine
theoretische Ausarbeitung der verwendeten Materialien im Bioprinting darstellt, die alle
Aspekte der 3D-Herstellungstechnologien einschließlich medizinischer Anwendungen
umfasst, beschäftigt sich der zweite Teil mit dem zukünftigen 3D-Bioprinting im
Einklang mit dem Arbeitssicherheitssystem.
Im theoretischen Teil wird zuerst eine kurze Einleitung zu Bioprinting gegeben, gefolgt
von der Geschichte des 3D-Bioprintings, die den Zeitraum von der Entwicklung des
3D-Bioprintings bis zum aktuellen Zustand abdeckt. Das nächste Kapitel geht näher
auf die Klassifizierung von Bioprinting-Techniken ein. Es werden gängige 3D-Druck-
Technologien beschrieben und jeweilige Prozesse und Eigenschaften erklärt, die im
medizinischen Bereich angewendet werden. Dabei wird ein Überblick über 3D-
Druckmethoden zur Bewältigung klinischer Anforderungen gegeben. Das folgende
Kapitel beschäftigt sich mit den eingesetzten Materialien zum Druck von Gewebe aus
gezüchteten Zellen, den verschiedenen gängigen Herstellungsmethoden und den
Eigenschaften von Gewebe- und Gerüstdruck. Im folgenden Kapitel werden
Materialeigenschaften und die damit verbundenen Herausforderungen besprochen.
Die Materialien werden in drei Abschnitte unterteilt, die für den 3D-Druck in der Medizin
eine große Rolle spielen, wobei Zellen, Gewebe, Gerüste und genau angepasste
Implantate, Prothesen sowie 3D-Modelle zur Operationsvorbereitung bei neuartigen
bzw. kritischen Operationen für medizinische und biotechnische Anwendungen
eingesetzt werden.
Da sich der zweite Teil dieser Arbeit mit den Übereinstimmungen zwischen den Trends
des Bioprintings und des Arbeitsschutzsystems befasst, wird mittels eines
Fragebogens näher auf den aktuellen Zustand der Arbeitssicherheit unter
Berücksichtigung von OHSAS 18001 eingegangen. Darüber hinaus werden
Einschränkungen und Herausforderungen des 3D-Bioprintings untersucht, um so eine
bessere Übersicht über künftige Trends des Bioprintings zu vermitteln.
Als Abschluss erfolgen einige Bemerkungen zu Verbesserungsmöglichkeiten in Bezug
auf die Arbeitssicherheit anhand konkreter Ergebnisse des Bioprintings.
XII
Abstract
This thesis deals with the technological challenges of 3D printing in the medical field;
it consists of two parts. While the first part deals with a theoretical elaboration of used
materials in bioprinting, which covers all aspects of 3D manufacturing technologies
including medical application, the second part of this study deals with future 3D
bioprinting in line with the OSH system.
The theoretical part first gives a brief introduction into bioprinting, followed by the
history of 3D bioprinting, which covers the time span from the development of 3D
bioprinting to the current state. The next chapter goes more into detail regarding the
classification of bioprinting techniques. Common 3D printing technologies are
described, and respective processes and properties used in the medical field are
explained. This chapter provides an overview of 3D printing methods for coping with
clinical demands. The following chapter covers materials used to print tissue from
cultured cells, the various common manufacturing methods and its intrinsic principle of
tissue and framework printing. In the next chapter, material properties and the
challenges they face are discussed. The materials are divided into three sections that
play a major role in 3D printing in medicine, including cells, tissues, scaffolds and well-
matched implants, prostheses, and 3D models for surgical preparation in novel and
critical operations for medical and biotechnology applications to be used.
As the second part of this thesis deals with the correspondence between the bioprinting
and OSH trends, a questionnaire will detail the current state of occupational safety,
taking into account OHSAS 18001. In addition, limitations and challenges of 3D
bioprinting will be explored to provide a better overview of future trends in bioprinting.
Finally, a few remarks on how to improve safety at work are given in the form of
concrete results in bioprinting.
1
1 Einleitung
Bioprinting ist eine Sonderform des 3D-Drucks, die alle Aspekte der 3D-Herstellungs-
technologien mit biologischem Gewebe, Organen, Zellen und genau angepassten
Implantaten, Prothesen sowie 3D-Modellen zur Operationsvorbereitung bei neuartigen
bzw. kritischen Operationen für medizinische und biotechnische Anwendungen
umfasst. Die Anwendung des 3D-Drucks in der Medizin war lange Zeit nur theoretisch
denkbar, doch mit der Entwicklung neuer Technologien und Materialien begann der
3D-Druck die Medizin zu revolutionieren.
3D-Printing gestattet die Herstellung komplexer biomedizinischer Bauelemente nach
Computerdesign mit patientenspezifischen anatomischen Daten. Seit seiner ersten
Verwendung als voroperative Visualisierungsmodelle sowie als Operations-
vorbereitung bei neuartigen bzw. kritischen Operationen hat sich der 3D-Druck
langsam fortentwickelt, um einzigartige Bauelemente, Implantate/Prothesen, Scaffolds
für das Tissue Engineering und diagnostische Plattformen zu schaffen. Angetrieben
durch das große öffentliche Interesse und den Zugang zu erschwinglichen Druckern,
besteht Interesse daran, Stammzellen mit maßgeschneiderten 3D-Gerüsten für die
personalisierte regenerative Medizin zu kombinieren. Bevor 3D-Printing routinemäßig
zur Regeneration komplexer Gewebe (z.B. Knochen, Knorpel, Gefäße, Muskeln,
Nerven in der Kopf-Kiefer-Gesichtsregion) und komplexer Organe mit komplizierter
3D-Mikroarchitektur (z.B. Leber, lymphatische Organe) eingesetzt werden kann,
müssen verschiedene technologische Grenzen identifiziert werden.1
Abbildung 1: Hype Cycle for Emerging Technologies2
1 (Wu, 2015) 2 (Gynoid, 2017)
2
Wie Abbildung 1 zeigt, ermöglicht 3D-Bioprinting die Herstellung von Bauelementen,
Gerüsten und Gewebemodellen mit hoher Komplexität. Individuelles und
patientenspezifisches Design, Herstellung auf Abruf, hohe strukturelle Komplexität,
niedrige Kosten und hohe Effizienz sind einige der wichtigen Vorzüge des 3D-Drucks,
die ihn so attraktiv für die Medizin machen.3
Die Abbildung unten zeigt, dass orthopädische und dentale Produkte den größten
Umsatzanteil erreichen werden. Obwohl Bioprinting wie viele andere neue und
revolutionäre Technologien eine Menge Vorteile vor allem für die Medizin mit sich
bringt, dürfen dennoch Sicherheitserwägungen nicht außer Acht gelassen werden, vor
allem die Sicherheit und Gesundheit der Arbeiter bei Großproduktionen.
Abbildung 2: Einnahmenerwartungen von 3D-medizinischen Produkten bis 20204
Die Abb. 2 zeigt, dass die Einnahmen aus 3D-Printed-End-Use-Produkten 5 Milliarden
Dollar im Jahr 2020 erreichen könnten.
In diesem Kontext erfordert die Richtlinie OHSAS 18001 ein besonderes Augenmerk.
Ihre Anwendung führt zur Verbesserung der Prozesse und zu erhöhten
Sicherheitsaktivitäten. OHSAS 18001 geht nach dem Prinzip des Plan-Do-Check-Act
(PDCA)-Zyklus vor. Somit ist die Planung zur Gefahrenerkennung, Risikobewertung
und Bestimmung der Kontrollen die Kernforderung eines Arbeitsschutzsystems.
Diese Anforderungen sind für alle Organisationen obligatorisch, die ihre Arbeitsrisiken
kontrollieren und den Arbeitsschutz und die Sicherheitsleistung verbessern wollen. Der
Standard folgt dem klassischen PDCA-Ansatz, d.h. etablieren, dokumentieren,
implantieren, pflegen und verbessern. Eine Berücksichtigung von OHSAS 18001 führt
3 (Chua, 2015) 4 (Durand, 2015)
3
insbesondere durch die Etablierung eines Arbeitssicherheitsmanagementsystems zur
Reduzierung von Risiken für Arbeitnehmer und andere interessierte Parteien, die in
Verbindung mit der Organisation Arbeitsrisiken ausgesetzt sein können, was zugleich
eine ständige Verbesserung der Arbeitssicherheit bewirkt.5
Abbildung 3: Verschiedene Komponenten des 3D-Drucks
Abb. 3 zeigt die Grundkomponenten des 3D-Drucks.6 Dessen grundlegende
Komponenten können in drei Gruppen unterteilt werden: (1) Hardware (das ist der 3D-
Drucker selbst); (2) Software (zur Kommunikation mit Hardware sowie Software, die
die Konversation von CAD-Bildern in Stereolithographie-Bilder ermöglicht, die von den
Druckern erkannt werden); und (3) Materialien, die zum Drucken von Objekten dienen.
Wir werden Bioprinting-Techniken und -Materialien dieser Komponenten in anderen
Kapiteln dieser Forschungsarbeit im Kontext des 3D-Drucks in der Medizin näher
betrachten. Die Forschungsfragen dieser Arbeit lauten:
I. Welche Materialien spielen für den 3D-Druck in der Medizin eine Rolle?
II. Welche Trends sind absehbar und wie sind sie mit den Arbeitsschutzsystemen in
Einklang zu bringen?
Geschichte
Regenerative Medizin und Tissue Engineering, unterstützt von den Kernprinzipien der
Verjüngung, Regeneration und Erneuerung, verschieben das Paradigma im
Gesundheitswesen von der symptomatischen Behandlung des 20. Jahrhunderts hin
zur Heilbehandlung des 21. Jahrhunderts. Die gegenwärtigen Dilemmata der
5 (SADIQ, 2012) 6 (Kalaskar, 2017)
4
modernen Gesundheitsversorgung, wie eine alternde Bevölkerung und die
zunehmende Prävalenz chronischer Krankheiten, erfordern Lösungen, die
Organfunktionsstörungen und Gewebedegenerationen begrenzen und
möglicherweise einen Ersatz bieten. Dies wurde zuerst mittels Transplantationen
versucht – ein Bereich, der in den 1950er Jahren durch eine Kombination von
chirurgischen Innovationen und grundlegenden wissenschaftlichen Durchbrüchen in
der Immunsuppression rasch voranschritt. Im Gegensatz zum allogenen Ersatz der
Transplantation versucht das Tissue Engineering die Stammzellforschung mit
entwicklungsbiologischen Prinzipien zu nutzen, um Zellen, Gewebe und Organe neu
zu regenerieren. Regenerative Medizin und Tissue Engineering sind weltweit als
„aufstrebende Disziplinen anerkannt, die eine Revolutionierung der
Patientenversorgung im 21. Jahrhundert versprechen“.7
Mitte der 1990er Jahre begannen Forscherteams in Kanada, Wales, Deutschland und
den Vereinigten Staaten (USA) sowie das US-Militär mit dem Einsatz von 3D-Druck
für die Kopf-Hals-Rekonstruktion zu experimentieren. Dies erfolgte im Rahmen einer
kollaborativen Organisation, bekannt als Advanced Digital Technologies Foundation.
Mithilfe der Softwarefirma Materialise (Leuven, Belgien) konnten sie DICOM-Bilder in
eine STL-Datei (Standard Tessellation Language) im 3D-Druck umwandeln. Frühe
Bilder zeigten Knochen, z.B. den Schädel, und veränderten die Herstellungstechniken
für Schädelimplantate.8
Daher wurde die Technologie für die direkte, schnelle Herstellung von hochwertigen
und komplexen Teilen eingesetzt, die über die ursprüngliche Motivation von RP
hinausgeht. Auf der anderen Seite stieß der Nutzen der Technologie, wie Design und
Produktionsflexibilität, in der Öffentlichkeit auf großes Interesse.
7 (Daniel J. Thomas, 2018) 8 (Grant, 2017)
5
Abbildung 4: Zeitstrahl 2000-2016
Abb. 4 zeigt 3D-Direktherstellung, erste medizinische Anwendungen, Desktop-3D-
Drucker u.a. In den frühen 2000er Jahren waren die kommerziell erhältlichen Systeme
noch zu teuer, um eine Massendiffusion der Technologie zu gestatten, doch seither
kamen erschwinglichere Desktop-3D-Drucker auf den Markt.
Vorerst bleibt das Bioprinting in 3D von voll funktionsfähigen festen Organen für die
Transplantation schwer machbar; jedoch bewegt sich das Feld nach vorne.
Gegenwärtig gibt es eine Fülle von Forschungsarbeiten über die Bioprinting-
Technologie und ihr Potenzial als Quelle für Gewebe- und Organtransplantationen. Ein
Zeitstrahl der Evolution der Bioprinting-Technologie bis zum heutigen Stand der
Technik ist in Tabelle 1 dargestellt.
6
Tabelle 1: Zeitplan für die Entwicklung der Bioprinting-Technologie bis zum aktuellen Stand
Jahr Entwicklung
1988 2D-Mikropositionierung von Zellen mittels Cytoscribing-Prozesses
1996 Beobachtung, dass Zellen zusammenkleben und sich in Klumpen
bewegen
1996 Erste Verwendung von natürlichem Biomaterial bei der Regeneration von
Gewebe
1998 Erfindung der Zellblatttechnologie
1999 Laserdirektschreiben (LDW)
2001 Erste Tissue-Engineered-Blase (unter Verwendung eines synthetischen
Gerüsts, das mit patienteneigenen Zellen ausgesät wird)
2002 Bioprinting mit Inkjet-Technologie ist möglich
2003 Inkjet-Druck erzeugt lebensfähige Zellen
2004 Ein modifizierter Tintenstrahldrucker (InkJet Printing) verteilt Zellen
2004 3D-Gewebe nur mit Zellen (kein Gerüst) entwickelt
2006 3D zellulärer Aufbau wurde aus Rinderaorten hergestellt
2007 Digital Printing
2008 Konzept von Gewebe-Sphäroiden als Bausteine
2009 Erster kommerzieller Bioprinter (Novogen MMX)
2009 Gerüstfreie Gefäß-Konstrukte
2010 Hepatozyten werden unter Verwendung von LDW erfolgreich in Kollagen
strukturiert
2012 In situ Hautdruck
2012 Anwendung des Tintenstrahldruckens zur Reparatur von menschlichen
Gelenkknorpeln
2012 Bipolar Wellen basierendes Drop-on-Demand-Jetting
2012 Engineering einer künstlichen Leber mittels extrusionsbasiertem (Spritzen-
)Bioprinting
2014 Integration der Gewebeherstellung mit gedruckten Gefäßsystemen unter
Verwendung eines Multiarm-Bioprinters
2016 Bioprinting von großflächig perf. verwendbaren Gewebe-Konstrukten
7
Die erste Forschungsfrage lautet: „Welche Materialien spielen für den 3D Druck
in der Medizin eine Rolle?“
Zur Beantwortung der ersten Forschungsfrage wurde mithilfe qualitativer Methoden
wie Literaturrecherche (Fachzeitschriften, Bücher), Dokumente (Bilder), graphische
Abbildungen geforscht. In weiteren Kapiteln werden für die Vorstellung der
eingesetzten Materialien im 3D-Bioprinting zuerst gängige 3D-Druck-Technologien
beschrieben und jeweilige Prozesse und Eigenschaften erklärt, die im medizinischen
Bereich zum Einsatz kommen. Wenngleich im Zuge der Beschreibung der
Herstellungstechnologien die verwendeten Materialien ebenfalls erwähnt werden,
befassen sich hauptsächlich Kapitel 8 bis Kapitel 12 direkt mit der Beantwortung der
ersten Forschungsfrage nach den Materialien und deren Eigenschaften, und zwar
separat für die drei großen Anwendungsgebiete des 3D-Bioprinting: Gewebe- und
Gerüstherstellung, Prothesen- und Implantat-Fertigung und 3D-Modelle zur
Operationsvorbereitung bzw. für kritische Operationen im Rahmen medizinischer
Anwendungen. Für diesen Zweck wurden einige Tabellen erstellt. Anschließend wird
die zweite Forschungsfrage ab Kapitel 13 bearbeitet.
8
2 Klassifizierung von Bioprinting-Techniken
Die vielversprechendsten Technologien im Bioprinting stellen der
Selbstzusammenbau und die Selbstorganisationsfähigkeit von Zellen dar. Sie werden
durch die Anwendung von Techniken erzielt, die nach ihren Arbeitsprinzipien in drei
Hauptgruppen eingeteilt werden können: Extrusion-, Tropfen- und Laser-Bioprinting.
Der Leser sei auf Abb. 5 zur detaillierten Klassifizierung der gegenwärtig existierenden
Bioprinting-Techniken verwiesen.9
9 (Ozbolat, 2017)
9
Abbildung 5: Klassifizierung von Bioprinting-Techniken
10
2.1 Tropfen-basiertes Bioprinting
Tropfen-basiertes Bioprinting, das im Jahr 2003 eingeführt wurde, kann als die erste
Bioprinting-Technologie angesehen werden. Ähnlich wie beim herkömmlichen 2D-
Tintenstrahldruck (InkJet Printing) werden Bioinks (eine Mischung aus Zellen und
Vorläufergelen) als eine Reihe von Tröpfchen mit einer piezoelektrischen oder
thermisch angetriebenen Düse gedruckt, wie Abb. 6 zeigt. Nach einem Schicht-für-
Schicht-Druck kann eine mit 3D-Zellen beladene Struktur gedruckt werden. Da Mikro-
Tröpfchen die grundlegenden Einheiten zum Konstruieren des 3D-Objekts sind, ist es
sehr wichtig, das Zusammenkleben oder Verschmelzen der Tröpfchen sicherzustellen.
Da kommerzielle Tintenstrahldrucker leicht zugänglich sind, handelt es sich um eine
kostengünstige Bioprinting-Methode. Ein weiterer Vorteil dieses Verfahrens besteht
darin, dass verschiedene Arten von Zellen leicht gedruckt werden können, was zum
Drucken von Zell-Zell-Schnittstellen geeignet ist.10
Abbildung 6: Inkjet-basiertes Bioprinting
Abb. 6 zeigt, wie eine Reihe von Tröpfchen mit einer piezoelektrischen oder thermisch
angetriebenen Düse gedruckt wird. Das Material wird oft nach der Abscheidung durch
Abkühlen (z.B. durch Kristallisation oder Vitrifizierung), chemische Veränderungen
(z.B. durch die Vernetzung eines Polymers) oder Lösungsmittelverdampfung fest.
Beim Multi-Jet-Druck oder der Poly-Jet-Technologie werden die Köpfe auf einen
Düsenkopf gesetzt, der kleine Tröpfchen von ultraviolettem (UV) Härtbarem auf die
Bauplatte aufträgt. Nach dem Aufbau jeder Schicht härten UV-Lampen neben dem
10 (Daniel J. Thomas, 2018)
11
Strahlkopf die Schicht und die Ablage bewegt sich in z-Richtung um eine bestimmte
Strecke nach unten, so dass die nächste Schicht gedruckt werden kann. Der
Hauptvorteil von MJM-Techniken ist die hohe Auflösung, vergleichbar mit
laserbasierten Systemen. Allerdings sind Bedruckstoffe, die für Jetting-basierte
Prozesse verwendet werden, begrenzt und der hohe Preis dieser Materialien macht
diese Technologie für die Produktion in großem Maßstab wenig geeignet. Die
physikalischen Eigenschaften der gewählten Tinte, wie Viskosität,
Oberflächenspannung und Trägheit, sind entscheidende Aspekte des
Tintenstrahldrucks, die das Verhalten der Tröpfchen und Flüssigkeitsstrahlen
beeinflussen können. Die Viskosität des Materials sollte ausreichend niedrig sein, da
die von der piezoelektrischen Membran erzeugte Leistung begrenzt ist. Auf der
anderen Seite sollte die Oberflächenspannung ausreichend hoch sein, um zu
verhindern, dass Tinte von der Düse tropft. Die Reservoir-Kammer fungiert während
des elektronisch gesteuerten Druckprozesses als Materialquelle und ist direkt mit
einem Druckkopf verbunden. Tröpfchen-basierte Systeme für das 3D-Bioprinting von
Zell-Konstrukten umfassen: Continuous InkJet (CIJ), Drop-on-Demand (DOD),
elektrohydrodynamisches Jet-, akustisches und Mikroventilbasiertes Bioprinting.
Diese Systeme unterscheiden sich nach der Art, wie der diskontinuierliche
Flüssigkeitsstrom erzeugt wird. Prozessparameter wie Düsendurchmesser,
Ausstoßdruck, Zellkonzentration und Bioink-Viskosität regulieren sowohl das
Tropfenvolumen als auch die Zellviabilität.
CIJ-Bioprinting nutzt die natürliche Tendenz eines Flüssigkeitsstroms, eine
morphologische Transformation in einen Strom diskreter Tropfen aufgrund der
Rayleigh-Plateau-Instabilität. Auf der anderen Seite erzeugen DOD-Systeme Bioink-
Tröpfchen nur dann, wenn sie benötigt werden, wodurch eine präzise Kontrolle der
Tröpfchenablagerung an der Zielstelle ermöglicht wird und diese Gruppe von
Technologien für Gewebedruckanwendungen besonders günstig ist.
Das elektrohydrodynamische Jet-Bioprinting ist ein weiteres 3D-Drucksystem auf
Tröpfchenbasis, das eine hochintensive elektrische Spannung (0,5-20 kV) verwendet,
um Bioinkkügelchen auszustoßen. Das elektrische Feld, das durch Hochspannung
erzeugt wird, ist ausreichend stark, sodass es einen diskontinuierlichen Strom ohne
hohen Druck erzeugen kann, um den Tröpfchenausstoß zu ermöglichen. Das
12
akustische Bioprinting ist auch ein vorteilhaftes System zum Drucken von Zellen, ohne
diese hohen Druck-, Temperatur- oder Spannungsbelastungen auszusetzen.11
2.2 Extrusion-basiertes Bioprinting
Traditionell ist die Extrusion eine etablierte Technik zur Verarbeitung von Polymeren
in der Industrie. In diesem Abschnitt ist die Extrusion eine relativ neue Methode zur
Herstellung von biokompatiblen porösen Gerüsten. Es handelt sich um die erste
Anwendung der Extrusion von Polymeren für TE-Bestand in der Herstellung von
röhrenförmigen Gerüsten aus PLLA und PLGA zur Regeneration peripherer Nerven.
Die Polymere werden in einer Anzahl von Membranen mit feinen Maßen hergestellt,
die dann auf verschiedene Größen zugeschnitten und in ein Extrusionswerkzeug
geladen werden. Das Werkzeug übt Druck und Wärme auf das Material aus und drückt
es durch eine Düse nach vorne. Schließlich wird das Material aus der Düsenöffnung
herausgedrückt, um zylindrische Leitungen zu bilden. Nachdem die Leitungen
abgekühlt sind, werden sie in Wasser getaucht und vakuumgetrocknet. Dieser Schritt
dient zum Auslaugen des Salzes. Die hohen Temperaturen während der Extrusion
können jedoch negative Auswirkungen auf die Kristallinität, die Gerüstporosität und die
Aktivität von Biomolekülen haben. Die Extrusionstechnik ist bei den meisten
biokompatiblen Polymeren wie PLGA und PCL anwendbar. Allerdings kann diese
Technik nur verwendet werden, um einfache Formen und nicht miteinander
verbundene, poröse Strukturen herzustellen; somit ist ihre Anwendung auf gerade
rohrförmige Gerüste begrenzt.12
Diese Gruppe, einschließlich dispensierter Techniken, betont die Extrusion von
Materialsträngen durch eine Düse auf eine Plattform, wo das Material abkühlt, sich
verfestigt und an einer zuvor abgeschiedenen Schicht anhaftet. Abhängig von der
Einrichtung, bewegen sich entweder die Düse oder das Substrat über die Ebene jeder
Schicht. Die Porosität ist definiert als der Abstand zwischen benachbarten
Filamenten/Strängen.13
11 (Kalaskar, 2017) 12 (Chua, 2015) 13 (Narayan, 2014)
13
2.2.1. Fused Deposition Modeling
Der Ursprung von Fused Deposition Modeling (FDM) liegt in der Extrusion dünner
thermoplastischer Filamente auf einer x-y-z-Stufe zum Aufbau von 3D-Strukturen. Die
Rohmaterialien werden vor dem Extrudieren durch eine Düse einem erhitzten
verflüssigten Bereich, üblicherweise einer Edelstahlspritze, zugeführt und
geschmolzen. Sobald die Filamente die heiße Düse verlassen, kleben sie an der
vorherigen Schicht und härten sofort aus. Die Plattformumgebung wird daher knapp
unterhalb der Erstarrungstemperatur der Thermoplaste kontrolliert, um eine
ausreichende Fusionsenergie zwischen den Schichten sicherzustellen. Poröse
Gerüste, die von (FDM) hergestellt werden, erhalten eine netzartige Struktur, die
entweder aus hohlen oder festen Filamenten gebildet werden kann. Filamente einer
Schicht werden normalerweise in einem Winkel (0, 60, 90, 120 ° oder unregelmäßig)
in verschiedenen Schichten abgeschieden, wodurch mehr miteinander verbundene
Ablagerungsmuster erzeugt werden.
Viele poröse Gerüste wurden unter Verwendung von (FDM) aus verschiedenen
Materialien wie PCL, PCL-HA, PCL-TCP und Polypropylen (PP)-TCP mit Auflösungen
von 250 um oder mehr hergestellt. PCL ist eines der am meisten getesteten Polymere
in (FDM) zur Geweberegeneration, da PCL abbaubar und semikristallin ist mit einer
niedrigen Tg von - 60 ° C, einem Schmelzpunkt von 60 ° C und einer hohen
Zersetzungstemperatur von 350 ° C. Es bietet einen größeren Temperaturbereich für
die Extrusion. PCL-Gerüste, die von FDM hergestellt wurden, wurden in einer
Pilotstudie für Schädelkunststoffe mit einem positiven klinischen Ergebnis nach 12
Monaten getestet. Wie HA, wurde Calciumphosphat (CaP) mit einer Reihe von
biokompatiblen Polymeren einschließlich PCL kombiniert, insbesondere zur
Knochenrekonstruktion aufgrund der Osteokonduktivität der CaP-basierten
Biokeramiken, höherer Zellanheftungs- und Proliferationsraten und der
Differenzierung von Zellen auf dem Mineralisierungsweg. Da (FDM) während des
Herstellungsprozesses Mikrofasern verwendet, ist es hochgradig kompatibel mit dem
Nanofaser-Herstellungsprozess. Das Elektrospinnen wurde mit (FDM) kombiniert, um
Gerüste sowohl mit Mikrofasern herzustellen, die strukturelle Stabilität garantieren, als
auch mit Nanofasern, die ein besseres Zellwachstum unterstützen.14 Die
14 (Livia Roseti, 2016)
14
Unvollkommenheiten von (FDM) haben zu Fortschritten bei verschiedenen
modifizierten Techniken geführt:
3D-Faserabscheidung, precision extruding deposition (PED) und low-temperature
Deposition Manufacturing (LDM).
Fused Deposition Modeling (FDM) und seine Variationen werden unter drei primären
Extrusionsmechanismen betrieben: pneumatische, mechanische und pneumatisch-
mechanische hybridgesteuerte Dosierung. Während kompakte mechanische Spender
mit Materialien mit geringer Viskosität besser arbeiten, nehmen pneumatische
Systeme mehr Platz ein und sind für Materialien mit hoher Viskosität geeignet. Der
Stickstoffdruck wird durch eine Druckkappe auf die Spritze aufgebracht, um den
Polymerfluss für das Extrudieren von Fasern auf die x-y-z-Stufe einzustellen. Die Rede
ist von vielen thermoplastischen Polymeren wie PCL, PLA, polyglycolic acid (PGA),
poly [poly (ethylene oxide) terephthalate-co-(butylene) teraphtalate] (PEOT-PBT). Stärke-basierende Polymere und Co-Polymere können in 3DF verwendet werden.
Dies ermöglicht die Kombination verschiedener Rohstoffe während des
Herstellungsprozesses. Beispielsweise unterstützen PCL-Gerüste die Knochen- und
Knorpelregeneration. PLGA verstärkt das Einwachsen von Mikrogefäßen, PEOT-PBT
begünstigt die Regeneration von Gelenkknorpeln und zahlreiche Polymere können
Anwendungen in den Nerven und der vaskulären Regeneration finden.
Bei Verwendung von zweiphasigen Polymergemischen unterschiedlicher Viskosität,
wie PEOT und PBT, können kompliziertere Strukturen entwickelt werden. Zum Beispiel
kann eine Schalenkernstruktur oder eine Hohlfaser mit kontrollierbarer Hohlraum- und
Schalendicke erzeugt werden. Eine Schalen-Kern-Faserstruktur wird produziert, wenn
die weniger visköse Komponente dazu tendiert, sich unter den Scherspannungen zur
Wand einer Kapillare zu verschieben. Hohlfasern können unter Verwendung einer
selektiven Auslaugtechnik hergestellt werden, um das Kernpolymer ausschließlich
durch Eintauchen in ein geeignetes Lösungsmittel aufzulösen.
Das Imitieren eines natürlichen Gewebes oder Organs mit einer geeigneten
räumlichen Organisation und anatomischen Geometrie wurde jedoch durch 3DF oder
irgendeine andere Drucktechnologie noch nicht erreicht. Die meisten erzeugten 3D-
Strukturen sind auf kleinere Größen und einfache Formen sowie simple
Organisationsmuster beschränkt. Die Perspektiven von 3D-FDM liegen in den Multi-
Dispensing-Systemen oder dem Multi-Head-Deposition-System (MHDS), die
15
möglicherweise komplexere Strukturen erzeugen können, die in mehreren Biofaktoren
und Zellen geladen sind.15
2.2.2 Bioplotter
In den letzten Jahren wurden viele Rapid-Prototyping-Techniken eingeführt;
die Terminologien können deshalb etwas Verwirrung verursachen. Der Bioplotter, der
manchmal als Direct Write System (DW) bezeichnet wird, ist als Extrusion von
Endlosfilamenten definiert. Er wird hier analog zu den FDM-Konzepten betrachtet.16 Der 3D-Bioplotter ist in der Lage, Gerüste aus Materialien herzustellen, die von
weichen Hydrogelen bis zu harten Keramiken und Metallen reichen. Bis zu fünf
Materialien können beim Drucken eines Objekts verwendet werden, die
Werkzeugwechsel sind vollständig automatisiert. Der 3D-Bioplotter ist speziell für
Arbeiten in sterilen Umgebungen konzipiert.
Abbildung 7: 3D-Bioplotter® machine (courtesy of EnvisionTEC GmbH)
Abb. 7 zeigt eine exemplarische 3D-Bioplotter-Maschine. Am meisten Raum nimmt die
vielseitige AM-Maschinenkonfiguration ein, nämlich ein 3-Achsen-Positioniersystem,
bei der Realisierung einer Positioniergenauigkeit von 0,001 mm. Es gibt fünf
15 (Chua, 2015) 16 (Narayan, 2014)
16
verschiedene Materialpatronen, die bei der gleichen Struktur verwendet werden
können. Der Strangdurchmesser wird in Echtzeit über eine hochauflösende Kamera
gesteuert.17
Tabelle 2 zeigt verfügbare Materialien und deren Anwendungsbereich für den 3D-
Bioplotter.18
Tabelle 2: Verfügbare Materialien für den 3D-Bioplotter
Anwendungsbereich Verfügbares Material
Knochenregeneration Hydroxyapatit, Titan und Tricalciumphosphat (TCP)
Arzneimittelfreisetzung Polycaprolactone (PCL), Polylactic-Co-Glycolic
Acid (PLGA) und Poly l-lactic Acid (PLLA)
Soft tissue (Weichgewebe)
biofabrication/Organ printing
Agar, Chitosan, Alginate, Gelatine, Fibrin und
Collagen
2.2.3. Three-dimensional Printing
Three-dimensional Printing (3DP), erfunden 1989 und auf einem pulverbasierten
System betrieben, ist ein Rapid-Prototyping-Verfahren, das ähnlich wie Selektives
Lasersintern (SLS) funktioniert und doch viel einfacher und billiger ist. Jede Schicht
wird durch Ausbreiten von Vorratspulver und selektives Verbinden des Pulvers mit
Mikropartikeln eines flüssigen Materials gebildet, das durch eine Tintenstrahldüse fällt
oder durch einen Vernebler aufgesprüht wird. Die Flüssigkeit kann als ein Bindemittel,
ein Lösungsmittel zum Auflösen eines Polymers oder als ein Wirkstoff für eine
Reaktion, etwa eine Kristallisation, dienen, um die Teilchen miteinander zu verbinden.
Die Bindung wird durch lokale Härtung des Bindemittels und der Materialteilchen beim
Verdampfen des Lösungsmittels gebildet.
Normalerweise werden Porogene dem Pulverbett (Polymere) zugesetzt, um höher
poröse Konstrukte zu erzeugen. Sowohl die Pulvereigenschaften als auch die Größe
der Bindemittel-Tröpfchen spielen eine entscheidende Rolle bei der Bestimmung der
3DP-Auflösung. Abhängig vom Bindemittel ist entweder Filtration, Härten, Pyrolyse,
17 (Livia Roseti, 2016) 18 (Chua, 2015)
17
Blasen, Waschen oder Trocknen bei der Nachbearbeitung erforderlich, um ein 3DP-
Gerüst zu vervollständigen. 3DP arbeitet bei Raumtemperatur mit einer breiten Palette
von Materialien, solange ein geeignetes Bindemittel existiert. Angesichts der
wesentlichen Anforderungen an (3DP) sowie SLS-Pulverwerkstoffe ist eine
Fließfähigkeit erforderlich, um eine dünne und homogene Pulverschicht aufzubauen.
Ein Pulver kann fließen, wenn Gravitationskräfte vorliegen, die Kräfte zwischen den
Teilchen dominieren – jene zwei Arten von Kräften, die auf Teilchen in großen Pulvern
wirken. Unter Verwendung dieser Technik gelang es auch, eine 90% poröse D, L-
PLGA/L-PLA-Knorpelregion und eine 55% poröse Knochenregion aus
zusammengesetzten Gerüsten mit einem Porositätsgradienten-Übergangsabschnitt,
der nach 6 Wochen in vitro-Kultur Knorpel bildete, herzustellen. In der 3DP-basierten
Studie wurde ein Keramikpulver (HA), beschichtet mit den Polymerklebstoffen V5.2
und V12, mit dem polymeren Bindemittel verbunden. Die Schrumpfung wurde
zwischen 18% und 20% beobachtet und die dünnste Wanddicke lag bei 330 μm.
Interne Kanäle und Porengröße wurden innerhalb eines guten Bereichs für
Osteointegration von 450-570 μm bzw. 10-30 μm erreicht.19
2.3 Laser-basierte Techniken
Das „Laser-Based Bioprinting“ (Laser-basiertes Bioprinting) stellt derzeit bestehende
lasertechnische Verfahren zum Drucken lebender Zellen vor, einschließlich jener
Verfahren, die die Photopolymerisation und Prozesse auf der Basis von Zelltransfers
beinhalten. Die Grundlagen, die Physik des laserinduzierten Vorwärtstransfers und
aktuelle Errungenschaften werden diskutiert und dem Leser werden Einschränkungen
und zukünftige Entwicklungsrichtungen erläutert. Laser-basiertes Bioprinting nutzt
Laserenergie, um Zellen selektiv auf ein Substrat zu drucken und präzise zu
strukturieren. Es kann in zwei Hauptkategorien eingeteilt werden: (1) Prozesse mit
Photopolymerisation und (2) Prozesse basierend auf Zelltransfer. Gruppe 1 kann in
SLA, dynamische optische Projektion SLA, und Zwei-Photonen-Polymerisation
unterteilt werden; Gruppe 2 kann in direkte Laserbeschriftung, matrixgestützte
gepulste Laserverdampfung, direktes Schreiben und laserinduzierte (Abb. 8)
Vorwärtsübertragung eingeteilt werden.20
19 (Narayan, 2014) 20 (Ozbolat, 2017)
18
Abbildung 8: Klassifizierung des laserbasierten Bioprintings
Abbildung 8 zeigt Laser-basiertes Bioprinting, das in zwei Hauptkategorien eingeteilt
wird.
2.3.1 Photopolymerisation
Photopolymerisation oder Photoinitiierte Polymerisation bezeichnet eine
Materialsynthesetechnik, bei der photochemische Reaktionen bei milden
Temperaturen und neutralen pH-Bedingungen auftreten. Die Photopolymerisation
verwendet optische Energie, um eine dünne Schicht aus Photopolymerharz zu
bestrahlen, die eine Mischung von Monomeren mit niedrigem Molekulargewicht ist, die
wiederum zu einer Kettenreaktion unter Bildung von langkettigen Polymeren unter
einer Strahlungsquelle geeigneter Wellenlänge fähig sind. Ultraviolett (UV), 100-400
nm, ist die am häufigsten verwendete Strahlung, wobei das am zweithäufigsten
verwendete sichtbare Licht 400-800 nm und manchmal Infrarot (IR) bei 800-2500 nm
ist.
2.3.1.1 Stereolithographie
Stereolithographie (SLA) ist das erste Rapid-Prototyping-Verfahren, das Ende der
1980er Jahre von 3D Systems™ eingeführt wurde; es ist das mit Abstand am weitesten
entwickelte Verfahren. Aus dieser Technik wurde das Standard-Industriedatenformat
19
für Rapid-Prototyping-Systeme (STL) abgeleitet. Die SLA-Vorrichtung verwendet
einen Ultraviolettlaser, um ein Harz zu verfestigen, oft ein Epoxidharz in
kommerziellem SLA (Abb. 9). Ein UV-Laser beleuchtet das Muster eines einzelnen
Querschnitts auf dem photohärtbaren Harz. Der Modellquerschnitt wird verfestigt und
verlässt die Umgebung in seiner ursprünglichen flüssigen Form. Das erstarrte Polymer
wird dann durch einen Elevator in eine vorbestimmte Eindringtiefe (DP) abgesenkt und
so mit dem flüssigen Harz zur Aushärtung der nächsten Schicht neu beschichtet. DP
ist die Eindringtiefe der optischen Energie in das Harz und stellt die Tiefe dar, bei der
die Bestrahlungsstärke 1/e mal so groß wird wie an der Oberfläche.21
Abbildung 9: Ein typischer Aufbau von Stereolithographie zum Bioprinting von Gewebe-Konstrukten22
Harz ist das wichtigste Element von SLA und zugleich der Hauptnachteil. Für SLA-
Anwendungen sollte das Harz eine Flüssigkeit sein, die sich bei Bestrahlung schnell
verfestigt. Harze, die multifunktionale Monomere mit niedrigem Molekulargewicht
aufweisen, die stark vernetzte Netzwerke bilden, erzeugen häufig glasartige, starre
und spröde Materialien. Die Harzviskosität sollte ebenfalls angepasst werden, da ein
hochvisköses Harz die Verarbeitung insbesondere während der Bewegung des
Elevators schwieriger macht. Die höchsten für SLA-Anwendungen geeigneten
Harzviskositäten werden auf etwa 5 Pa/s geschätzt. Darüber hinaus ist die
Verwendung von mehr als einem Harz in einem einzigen Teil noch nicht möglich,
hauptsächlich aufgrund der komplizierten Polymerisation und der Entfernung von
ungehärtetem Harz.
21 (Narayan, 2014) 22 (Ozbolat, 2017)
20
Im Rahmen seiner ursprünglichen Zwecke wird SLA verwendet, um Implantate oder
eine negative Nachbildung von keramischen Aufschlämmungen herzustellen. Das
Harz wirkt als Bindemittel, um keramische Partikel zusammenzuhalten und wird
anschließend weggebrannt. Neuere Entwicklungen haben SLA zu einem höheren
Grad von Materialtyp (Harz) weiterentwickelt, was zu jenen Anwendungen führt, die
auf die Geweberegeneration ausgerichtet sind. Poly (Propylen Fumarat) (PPF), Poly-
D-L-lactid (PDLLA) und PCL gehören zu mehreren biologisch abbaubaren
Makromeren und Harzen, die für SLA-Anwendungen untersucht wurden.
Beispielsweise ist PPF ein photovernetzbares, biologisch abbaubares Polymer mit
sauren Abbauprodukten, die hauptsächlich Propylenglykol und Fumarsäure enthalten.
Die Natur des PPF-Harzes mit hohem Molekulargewicht erfordert ein
Verdünnungsmittel, um seine hohe Viskosität zu verringern. Dünnflüssiges
Diethylfumarat (DEF) mit niedriger Viskosität kann für Rapid-Prototyping-
Anwendungen mit PPF kombiniert werden, also hergestellte PPF-DEF-Gerüste mit
65% Porosität und stark miteinander verbundenen Kanälen. Die Gerüstoberfläche
wurde mit beschleunigtem biomimetischem Apatit und Arginin-Glycin-Asparaginsäure
(RGD) modifiziert, um die Zellanhaftung zu verbessern. Die histologische Färbung
nach zwei Wochen zeigte, dass MC3T2-E1-Zellen überlebten, proliferierten und
zwischen den Kanälen migrierten. In gleicher Weise wurden ein PDLLA-Harz und sein
verdünntes Ethyl Lactat verwendet, um eine 73%ige poröse Gyroidarchitektur
herzustellen, auf der Maus-Präosteoblasten leicht anhafteten, sich ausbreiteten und
proliferierten. Das Gyroid hatte eine durchschnittliche Porengröße von 200 μm und
73% Porosität. Zusätzlich kann Harz mit spezifischen Bindungsproteinmolekülen zur
Förderung der Zellreaktion gemischt oder mit Fluoreszenzfarbstoffen für
Bildgebungszwecke markiert werden.
Biokeramische Kräfte wurden den Harzen hinzugefügt, um die Bioaktivität von
Knochengerüsten zu verbessern. Keramiken wie Hydroxylapatit (HA) oder
Tricalciumphosphat (TCP) wurden Polymer-Kompositen hinzugefügt, um entweder die
biologische Reaktion zu verstärken, die Differenzierung zu fördern oder die
mechanischen Eigenschaften zu verbessern. Beispielsweise erhöhte die Zugabe von
HA zu PCL-Kompositen das Kompressionsmodul von PCL.
Poly (Propylen Fumarat) und 7% (Gew./Vol.) HA-Partikel wurden gemischt, um ein
Harz zu bilden und mit dem DEF-Verdünnungsmittel behandelt. Signifikanterweise
hafteten mehr MC3T3-E1-Zellen an diesen Gerüsten und proliferierten im Vergleich zu
21
PPF-DEF allein. Die Zugabe von HA-Gehalt verringerte die Hydrophobizität und
erhöhte die Benetzbarkeit der Gerüstoberfläche; dies kann jedoch die Viskosität der
photohärtbaren Harze erhöhen. Zusätzlich zu synthetischen Harzen wurden einige
natürliche Polymere für die Verwendung mit SLA modifiziert. Es stellte sich heraus,
dass photohärtendes Chitosan bei der Implantation eine gute endochondrale
Verknöcherung hervorruft.
Andere modifizierte natürliche Polymere umfassen methacrylat funktionalisierte
Gelatine, methacrylierte Oligopeptide und methacrylierte Hyaluronsäure. Kürzlich
wurde die Zellkapselung mit den SLA-Technologien unter Verwendung kompatibler
Hydrogele getestet. Poly ethylenglykol (PEG) ist das bisher am intensivsten
untersuchte biokompatible Hydrogelmaterial. Obwohl dieses Polymer eine stabile
hydrophile Eigenschaft aufweist, kann es, wenn sein Molekulargewicht weniger als 30
kg/mol beträgt, von den Nieren ausgeschieden werden. Höhermolekulargewichtiges
PEG kann durch Einschließen von biologisch abbaubaren Segmenten, wie poly lactic
acid (PLA) oder proteolytisch abbaubaren Peptidsequenzen, gewonnen werden. PEG
kann mit der Anlagerung von photoreaktiven und vernetzbaren Gruppen, wie Acrylaten
oder Methacrylaten, an seine Hauptkette photopolymerisiert und so unter UV-
Strahlung vernetzt werden, um Hydrogele zu bilden. Es wurde gezeigt, dass PEG-
Hydrogele eine gute Permeabilität für Sauerstoff, Nährstoffe und wasserlösliche
Metaboliten zeigen, während sie ihre weichen gewebeähnlichen Eigenschaften
beibehalten. Das Acryloyl-PEG wurde mit dem bioaktiven Tetrapeptid Arg-Gly-Asp-Ser
(RGDS) verbunden, wodurch ein Peptid-PEG entstand. Falls eine Hydrogel-Lösung
mit humanen dermalen Fibroblasten unter einem He-Cd-Laser (325 nm Wellenlänge)
gemischt wurde, erhielt man zellbeladene Hydrogele mit genauer 3D-Organisation. In
Abwesenheit von bioaktiven Molekülen schienen humane mesenchymale
Stammzellen (MSCs) gut an der 3D-Struktur zu haften, sich auszubreiten und zu
vermehren.
Ein häufiges Problem bei Hydrogel-basierten 3D-Strukturen ist ihr niedriges
Elastizitätsmodul, das typischerweise unter 1 kPa liegt. Es muss noch viel Forschung
stattfinden, bevor diese Hydrogele zur Entwicklung von Weichgewebe verwendet
werden können. Bei der Verkapselung von Hydrogelen mit Zellen in SLA muss auch
darauf geachtet werden, dass die Zellviabilität aufgrund der potenziellen Zytotoxizität
des Photoinitiators erhalten bleibt, selbst wenn der Photoinitiator unter anderen
Umständen zytokompatibel ist. Die Lebensfähigkeit der Zellen kann verbessert
22
werden, wenn sowohl die Belichtungszeit als auch die Konzentration des
Photoinitiators verringert werden. Für die Gelierzeit von 5 s betrug das Zellüberleben
90% 2 h nach der Herstellung in einem Poly (ethylenglycol) dimethacrylat (PEG-DMA)-
Harz, das 0,5% (Gew./Vol.) der am wenigsten zytotoxischen bekannten
Photoinitiatoren (Irgacure 2959) enthielt. Der Erfolg der Verwendung von SLA bei der
Geweberegeneration hängt stark von der Entwicklung photohärtbarer Biomaterialien
ab. Angesichts der Fähigkeit von SLA, die Strukturen mit einer Genauigkeit bis zu
einigen Mikrometern herzustellen, liegen die Hauptbeschränkungen in der Auflösung
und Größe der verwendeten Harztypen, der Geräteinstallation, der Eindringtiefe und
anderen Verarbeitungsparametern.23
2.3.1.2 Zwei-Photonen-Polymerisation
SLA hat eine hohe Auflösung in der seitlichen Ebene (X-Achse) und wird häufig bei
der Herstellung von Objekten im Mikrobereich verwendet; jedoch ist die Tiefenprofil-
Auflösung schlechter. Die Auflösung von SLA hängt von der Brennfleckgröße ab und
ist durch Beugung begrenzt, was zu einer minimalen Merkmalsgröße führt, die gleich
der Hälfte der angewendeten Laserwellenlänge ist. Aufgrund der technischen Aspekte
der SLA-Technologie liegt die bisher beste seitliche Auflösung jedoch im Bereich von
einigen Mikrometern. Mit dem Aufkommen von Zwei-Photonen-Polymerisation (2PP),
bei dem zwei Photonen auf denselben Punkt einwirken und gleichzeitig den
Polymerisationsbereich in 3D begrenzen, wurde die Auflösung signifikant erhöht. In
(2PP) wurde die strukturelle Auflösung jenseits der Beugungsgrenze (Grenze für die
Kollimation eines Laserstrahls) realisiert, wodurch die Strukturgröße auf weniger als
50 nm gebracht wird, was eine Größenordnung kleiner als die Laserwellenlänge ist.
Bei der Ein-Photonen-Polymerisation wird ein Fluorophor durch ein einzelnes Photon
eines bestimmten Energieniveaus angeregt, während mehrere Photonen verwendet
werden, um das Fluorophor mit einem relativ niedrigen Energieniveau bei der
Multiphotonenpolymerisation anzuregen. Die Wahrscheinlichkeit der Zwei-Photonen-
Absorption ist proportional zum Quadrat der Laserintensität, was die gleichzeitige
Absorption mehrerer Photonen erfordert. Da gepulste Femtosekunden-Laser zu sehr
hohen Spitzenintensitäten bei moderater mittlerer Laserleistung fähig sind, sind sie für
2PP geeignet und werden in großem Umfang verwendet. Die Verwendung von (2PP)
23 (Narayan, 2014)
23
in der Bioprinting-Domäne ist begrenzt, da die erreichte Auflösung weit größer ist als
die durchschnittliche Größe von Säugetierzellen. Die Technik wurde jedoch im Tissue
Engineering zur Herstellung von hochauflösenden Gerüsten eingesetzt.
Frühe Bemühungen im Rahmen der Verwendung eines Multiphotonenprozesses für
biologische Hydrogele zeigten eine räumliche Strukturierung von bioaktiven
Materialien in existierende photoaktive Materialien in 3D. Eine Vorläuferlösung von
PEGDA oder Acrylat-PEG-Peptid mit niedrigem Molekulargewicht, die einen
Photoinitiator enthielt, wurde in das PEGDA-Hydrogel diffundiert und ein
Multiphotonen-Photopolymerisationsansatz mit einer digitalen Maske kam zum
Einsatz, um die biologisch aktiven Materialien in PEGDA-Hydrogel zu verfestigen.
Zusätzlich zum oben erwähnten Hydrogel wurde eine begrenzte Anzahl von
Materialien in 2PP verwendet, einschließlich kommerziell verfügbarem ORMOCOMP
und SU8, die das Zellwachstum und die Zellproliferation unterstützen und die Bildung
von Zell-Zell-Verbindungen erleichtern.24 Die Polymerisationsrate dieses Prozesses ist
proportional zum Quadrat der Laserintensität im Vergleich zur linearen Beziehung in
SLA. Daher wird 2PP in der Literatur oft als nichtlineare 3D-Laser-Lithographie
bezeichnet. In der Arbeit von Claeyssens und Kollegen wurde ein PCL-basiertes
Triblockcopolymer synthetisiert, um eine 3D-Struktur mit einer Auflösung von 4 μm zu
erhalten.
Man sollte beachten: Je höher die Auflösung einer Struktur ist, desto mehr Zeit wird
benötigt. Dementsprechend wird (2PP) sich der großen Herausforderung stellen,
Scaffolds zu skalieren und dabei die gewünschte Auflösung beizubehalten.25
Abbildung 10: schematische Darstellung der Zwei-Photonen-Polymerisation
24 (Ozbolat, 2017) 25 (Narayan, 2014)
24
Abb. 10 zeigt eine schematische Darstellung der Zwei-Photonen-Polymerisation (2PP)
für die Zellverkapselung.
2.3.1.3 Dynamische optische Projektions-Stereolithographie
Die digitale Maske, die von einer DMD-Vorrichtung erzeugt wird, ermöglicht steuerbare
und austauschbare reflektierte Lichtmuster anstelle von statischen, unpraktischen und
teureren physikalischen Masken, die in einem Photolithographieprozess verwendet
werden. Der DMD-Chip reflektiert das kollimierte UV-Licht basierend auf einem
digitalen Muster mit einer Auflösung von 1920 * 1080. Die digitalen Muster wurden in
einer Reihe von Microsoft PowerPoint-Bildern gezeichnet, um eine dynamische Maske
zu erzeugen. Der Chip besteht aus einer Anordnung von Spiegeln, die mit
reflektierendem Aluminium beschichtet sind und in zwei Winkeln von -12 oder +12
Grad zur Oberfläche geneigt werden können. Durch Neigen der Spiegel können „Ein“-
und „Aus“-Zustände bei -12 oder +12 Grad hervorgerufen werden, wobei das Pixel
dunkel erscheint, während das beleuchtete Licht von der Projektionslinse weg
reflektiert wird. Eine motorisierte Z-Achse wird verwendet, um die Herstellung von
Gerüsten in 3D unter Verwendung eines typischen Schicht-für-Schicht-
Herstellungsverfahrens zu ermöglichen. Der Hauptvorteil der Verwendung des
DOPsL-Ansatzes gegenüber anderen SLA-basierten Bioprintingtechniken besteht
darin, dass DOPsL schnell ist, da jede Schicht auf einmal in Sekunden hergestellt
werden kann, was ein sehr komplexer Prozess ist, der das serielle Schreiben bei der
Einphotonenpolymerisation nutzt. Dies ermöglicht die präzise Herstellung von
Gerüsten mit komplexer interner Architektur. Die Haupteinschränkung dieses Systems
im Vergleich zur Einzel-/Zwei-Photonen-Polymerisation ist jedoch das Fehlen einer
hohen Auflösung aufgrund der Einschränkungen der Projektionslinse. Im Ansatz
funktioniert das allgemeine System wie im herkömmlichen SLA-System, bei dem eine
UV-Quelle (365 nm) zur Polymerisation von photohärtbaren Materialien verwendet
werden kann. Die digitale Maske, die von einer DMD-Vorrichtung erzeugt wird,
ermöglicht steuerbare und austauschbare reflektierte Lichtmuster anstelle von
statischen, unpraktischen und teureren physikalischen Masken, die in einem
Photolithographieprozess verwendet werden.
Um das Unterstützungsmaterial einzusetzen, haben die Autoren eine Änderung der
Bauplattform vorgenommen. Diesbezüglich wurde ein automatisiertes
Spritzenpumpensystem verwendet, um den Bottich unabhängig voneinander mit dem
25
photohärtbaren Material und Perfluorhexan zu füllen. Der Bottich wurde zuerst mit
Perfluorhexan gefüllt, wobei an der Spitze des Bottichs etwas Platz für das
photohärtbare Material blieb. Nach Verfestigung des photohärtbaren Materials auf der
Oberseite der Wanne unter Einwirkung von Laserenergie wurde die motorisierte Z-
Stufe in Perfluorhexan eingetaucht, um das ungehärtete Material zu reinigen. Als
nächstes wurde die Bühne angehoben, um die zweite Schicht zu drucken. Der Zyklus
wurde wiederholt, bis das gesamte Gerüst gebaut war. Hochauflösende vaskuläre
Kanäle wurden unter Verwendung von PEGDA-Hydrogel-beladenen HeLa-Zellen und
nicht-krebsartigen 10 T1/2-Fibroblasten erzeugt. Es zeigte sich, dass HeLa-Zellen
signifikant migrierten, wenn der vaskuläre Kanaldurchmesser verringert wurde. Vor
Kurzem demonstrierten Forscher die Verwendung von humanen pluripotenten
Stammzell-Vorläuferzellen (iPSC-HPCs), die mit anderen Stützzellen, wie
menschlichen Nabelvenen-Endothelzellen (HUVECs) und Fettgewebe-abgeleiteten
Stammzellen, in zwei Gelatinemethacrylatschichten (GelMA) verkapselt sind.26
Abbildung 11: Das Schema des dynamischen optischen Projektions-Stereolithographie (DOPsL)-Systems
Abb. 11 zeigt das Schema des dynamischen optischen Projektions-Stereolithographie
(DOPsL)-Systems, wobei digitale Masken erzeugt werden, um den Status von
26 (Ozbolat, 2017)
26
Mikrospiegeln (Ein/Aus) zu steuern und um das UV-Licht selektiv auf ein
photohärtbares Material zu richten (gedruckte Gewebe-Konstrukte mit DOPsL System
einschließlich).
2.4 Zelltransfer-basierend auf Prozesse
Diese Prozesse basieren auf dem Zelltransfer: Zellen werden durch Verwendung des
Mechanismus der Übertragung von lebenden Zellen gedruckt, die von einem Ort zu
einem anderen entweder in ein Kulturmedium oder in viskoelastisches Hydrogelen wie
Alginat und Matrigel verwandelt werden.27
2.4.1 Direct Ink Writing
Direct Ink Writing (DIW) ist das erste Laser-basierte Bioprinting (LBB)-Verfahren, das
zum Bioprinting lebender Zellen dient. Es wurde zuerst von Odde und Renn (1999)
vorgeführt, wobei lebende Zellen in 2D unter Verwendung von laserinduzierten
optischen Kräften strukturiert wurden. Dieses Prinzip verwendet einen
Fokuslaserstrahl, um erfolgreich tausende von Teilchen gleichzeitig zu manipulieren.
Vor dem Versuch, lebende Zellen abzusetzen, demonstriert die Strukturierung eine
breite Palette organischer und anorganischer Partikel sowohl in der Gas- als auch in
der Flüssigphase. Der Schlüsselparameter, der die Wechselwirkung zwischen Licht
und Zellen bestimmt, ist der Brechungsindex der Zellen relativ zur umgebenden
Flüssigkeit, wobei größere Unterschiede weitere Wechselwirkungen hervorbringen.28
Abbildung 12: eine schematische Darstellung des Direct Write Prozesses
27 (Ozbolat, 2017) 28 (Odde DJ, 2000)
27
Wie in Abb. 12 gezeigt, wurden in diesem Verfahren Zellen in das Medium geladen,
der Laserstrahl wurde schwach fokussiert und eine schematische Darstellung des
Direct Write Prozesses mit Laserführung entsteht, bei der Zellen, aufgrund der
erzeugten Gradienten-Kräfte, durch den Laserpuls eingeschlossen und in Richtung
eines Deckplättchens bewegt werden. Die Linse mit niedriger numerischer Apertur ist
an einem dreiachsigen Mikromanipulator angebracht, um Zellen sequentiell zu
drucken und Muster zu erzeugen.
Funktionelle optische Kräfte mit zwei auf Teilchen wirkenden Komponenten (eine
radiale und eine axiale Komponente mit unterschiedlichen Richtungen) werden mithilfe
des schwach fokussierten Lasers induziert. Somit können Partikel (durch die
Radialkraft) in Richtung der Mitte des Laserstrahls gezogen und entlang der
Ausbreitung des Lichts (durch die Axialkraft) verschoben werden. Da die Kraft viel
größer ist als die Masse eines Teilchens, können die Teilchen über Entfernungen von
einigen Millimetern geführt werden. Die Größe einer biologischen Zelle liegt
typischerweise im Nano- bis Mikrobereich. Infolgedessen können Zellen auf der
Oberfläche abgelagert werden, um Konstrukte mit den erforderlichen Formen zu
erzeugen. Die Hauptverarbeitungsstufe von DIW ist die Zerstäubung, bei der auf dem
Substrat abzuscheidende Tröpfchen mittels einer der beiden Methoden erzeugt
werden: Vernebelung oder Schallbewegung. Nachdem sich Tröpfchen gebildet haben,
werden sie entweder durch Lasermomenteneffekte oder Gasströmung auf das
aufnehmende Substrat geleitet.
2.4.2 Matrix-Assisted Pulsed-Laser Evaporation-Direct Write
Matrix-Assisted Pulsed-Laser Evaporation-Direct Write (MAPLE) wurde Ende der
1990er Jahre am US Naval Research Laboratory entwickelt, um feine Schichten
funktioneller Materialien abzuscheiden, allerdings nicht beschränkt auf organische
Verbindungen, chemoselektive Polymere und Biomaterialien. Im Vergleich zur
herkömmlichen gepulsten Laserablagerung ermöglicht MAPLE die Abscheidung einer
breiten Palette von organischen und polymeren Verbindungen mit kleinerem bis zu
größerem Molekulargewicht mit weniger Schäden, die aus der Umwandlung vom
kondensierten in den dampfförmigen Zustand resultieren. 29
29 (Ozbolat, 2017)
28
In MAPLE ist die organische Verbindung in einer Matrix gelöst, die gewöhnlich ein
Lösungsmittel wie Alkohol ist. Die Lösung wird dann bei etwa -196 ° C eingefroren,
wodurch ein Laserziel gebildet wird. Wenn der Laserpuls auf das Target trifft, wird die
von der Matrix absorbierte Photonenenergie in thermische Energie umgewandelt, die
von den organischen Molekülen im Lösungsmittel absorbiert wird. Diese Moleküle
werden in einen gasförmigen Zustand mit erhöhter kinetischer Energie umgewandelt,
was zu einem Austreiben der Verbindungen von der Matrix und zu selektiver
Übertragung an den Kollektor führt und auf einem benutzerdefinierten Muster basiert.30
Abbildung 13: Ein Schema des matrix-assisted pulsed-laser Evaporation Verfahrens
Abb. 13 zeigt ein Schema des matrix-assisted pulsed-laser Evaporation Verfahrens:
Phasenkontrastbilder von gedruckten Zellen unter Verwendung von
matrixunterstütztem gepulstem Laserverdampfungs-Direct write.31
Das MAPLE-DW-Verfahren nutzt alle Vorteile von MAPLE, wobei eine dünne Schicht
Biomaterial (d.h. Hydrogele) auf der Unterseite eines transparenten Quarzträgers
(Druckband) aufgetragen wird. Der Zweck des Quarzmaterials besteht darin, die
Wellenlänge des Lasers zu absorbieren. Im Allgemeinen wird der Großteil der
Laserenergie sowohl vom Band als auch von der Biomaterial-Band-Schnittstelle
absorbiert. Dies reduziert die Intensität der genetischen Schäden, die durch UV-Licht
30 (Zhengyi Zhang, 2015) 31 (Ozbolat, 2017)
29
verursacht werden. In dieser Hinsicht wird eine DNA-Schadensanalyse durchgeführt,
um zu bestimmen, ob gelatin-based-writing doppelsträngige DNA-Brüche induziert. Es
handelt sich um gedruckte positiv-Fibroblasten für Höchst-Kernfärbung ohne Co-
Lokalisierung mit Phosphor-H2AX, was darauf hinweist, dass das Verfahren keine
Doppelstrang-DNA-Schädigung der Fibroblasten hervorruft. In MAPLE-DW wird eine
Reihe von Laserfluenzen unterhalb der Abtragsschwelle des beschichteten Materials
verwendet.32
Es gibt nur wenige Hydrogele, die in LBB als Beschichtungsmaterial eingesetzt
werden, wie Alginat, Matrigel und Gelatine. Abhängig von den Bioink-Eigenschaften,
bildet der Laserpuls einen dünnen oder dicken Strahl, der dann in ein oder mehrere
Tröpfchen aufbricht und auf die Beschichtung zurückspringt. Ein typisches MAPLE-
DW-Setup nutzt einen UV-gepulsten Laser mit niedriger Leistung, wobei ein Laserpuls
mit einer kurzen Dauer von etwa 8 ns angelegt wird, um eine Blase zu erzeugen, die
den Strahl vom Beschichtungsmaterial auf das Substrat überträgt. Im Allgemeinen ist
ein kurzer Abstand von etwa 200-7000 μm für eine erfolgreiche Strukturierung
lebender Zellen geeignet.
2.4.3 Laserinduzierte Vorwärtsübertragung
Laser-Induced Forward Transfer (LIFT) ist eine erweiterte Version von MAPLE-DW,
bei der Zellen, die in ein Beschichtungsmaterial auf einem optisch transparenten
Quarzträger eingekapselt sind, in unmittelbarer Nähe oder in Kontakt mit dem
Beschichtungsmaterial auf ein Substrat übertragen werden. In (LIFT) wird, anders als
bei MAPLE-DW, eine energieabsorbierende IR-transparente Zwischenschicht aus
einem dünnen Film (in der Größenordnung von 10-50 nm) aus Metall (Ag, Ti, Au),
Metalloxid (TiO2) oder photozersetzendem flüchtigem Polymer (Triazen) verwendet.
Mithilfe der lichtabsorbierenden Zwischenschicht konnten die schädlichen
Auswirkungen von intensivem UV-Licht hinreichend gemildert werden, was die
Einsatzmöglichkeiten dieser Technik erhöht und die Verwendung von MAPLE-DW
verringert. Ein laserinduziertes Setup besteht aus vier Hauptkomponenten, nämlich
CAD-Software, einem Laser-Setup, einer Kartusche und einem Substrat, wobei das
Kartuschen-Design für Bioprint-Zellen sehr wichtig ist.33
32 (Nathan R. Schiele, 2011) 33 (RaphaëlDevillard, 2014)
30
Abbildung 14: Eine schematische Darstellung eines laser-induced forward transfer systems34
Abb. 14 bietet eine schematische Darstellung eines laser-induced forward transfer
systems, das aus einem Lasersystem (einer Laserquelle, einem Abschwächer, einer
Maske, einem Spiegel und einer Objektivlinse), einem Band (Quarzträger,
Zwischenschicht, Bioink-Beschichtung), einem Bilderfassungssystem (eine Kamera
mit einem geladenen Kopplungselement, ein Blitzlicht, ein Computer und ein
Verzögerungsgenerator) und dem Substrat besteht, wobei die Prozessparameter, die
das Drucken von Zellen beeinflussen, hervorgehoben sind. Zeitaufgelöste Bildgebungen des Hydrogel-Transports werden ohne Einsatz eines
Substrats durchgeführt, um die Dynamik der Jetbildung zu verstehen. Die Kartusche
besteht aus drei Hauptschichten, einschließlich eines tragenden transparenten
Quarzes, der die gesamte Kartusche an ihrem Platz hält. Dann wird ein
Zwischenschichtdünnfilm, im allgemeinen Gold, auf den Boden des Trägerquarzes
aufgetragen. Anschließend wird eine dünne Schicht einer Bioink-Lösung auf den
Boden der Goldschicht aufgetragen.35
2.5 Selective laser sintering
Selective laser sintering (SLS) ist eine weitere Technik, die optische Energie
verwendet. Im Gegensatz zu SLA deckt sie jedoch eine viel breitere Palette von
Materialien ab. SLS nutzt fokussierte Infrarotstrahlung, um lose Pulverteilchen
miteinander zu verschmelzen, indem diese selektiv über ihre Schmelz- oder
34 (Ozbolat, 2017) 35 (Ozbolat, 2017)
31
Sintertemperatur hinaus erhitzt werden. So kann man theoretisch jedes pulverisierte
Material sintern, das unter der intensiven Energie schmilzt, sich aber nicht zersetzt.
Ein weiterer vielversprechender Vorteil von SLS ist die Eliminierung von
Lösungsmitteln, was zu einem einfacheren Herstellungs- und
Nachbearbeitungsprozess führt. Die Natur von SLS kann jedoch die Herstellung von
nur porösen Gerüsten oder Mikrosphären ermöglichen.
(SLS) wurde ursprünglich von der University of Texas in Austin entwickelt und
anschließend von der DTM Corporation vermarktet. (SLS) gehört zu einem komplexen
Wärmeprozess, bei dem Pulver von fest zu flüssig und wieder zurück in die feste
Phase übergeht. Diese Veränderungen umfassen sowohl die Absorption als auch die
Freisetzung von Wärmeenergie. Im Allgemeinen können SLS-Schmelzmechanismen
klassifiziert werden in (1) Flüssigphasen-Sinter-Teilschmelzen (LPS), (2) chemisch
induzierte Bindung, (3) Festkörper-Sintern (SSS), und (4) vollständig schmelzend. Die
primären Arbeitsprinzipien von SLS, die bei Geweberegenerationsanwendungen
beobachtet werden, sind LPS und SSS. Üblicherweise sind die Bindemittelteilchen viel
kleiner als die Struktur und sie werden bei der thermischen Nachbehandlung entfernt.
In keramischen Gerüsten wurde das Polymer aufgrund seiner niedrigeren
Schmelztemperatur als Bindemittel eingesetzt. Wenn kein Bindemittel vorhanden ist,
wird die Strukturphase teilweise geschmolzen; sie weist dann geschmolzene und nicht
geschmolzene Materialbereiche auf. Die geschmolzenen Bereiche werden gebildet,
wenn die Korngrenze Wärme absorbiert, während unzureichende Energie das
Partikelzentrum erreicht und einen intakten oder nicht geschmolzenen Kern erzeugt.
SSS findet andererseits bei Temperaturen zwischen Tmelt/2 und Tmelt statt, wobei Tmelt
der Schmelzpunkt des Pulvers ist. Ein SLS-Gerät arbeitet auf die gleiche Weise wie
jedes andere schichtweise Rapid-Prototyping-Gerät, das einen Laser, einen Scanner
und einen beweglichen Tisch, eine Pulverzufuhr, einen Pulverförderer (Walze oder
Spachtel) und eine Sinterstation umfasst. Häufig verwendete Laser sind ein CO 2-
Laser, ein diodengepumpter Nd: YAG-Laser oder ein Laserplatte- oder Faserlaser. Bei
den meisten verfügbaren SLS-Geräten hat der Temperaturkontroller (oft ein
Infrarotsensor) noch nicht die optimale Leistung erreicht.
(SLS) ist nicht nur ein umfassender thermischer Prozess, sondern wird auch durch
viele andere Faktoren beeinflusst: chemische, mechanische, physikalische, Laser-
und Kontrolltheorien. Diese Faktoren können entweder in SLS-Prozess- oder SLS-
32
Pulvervariable eingeteilt werden. Die SLS-Prozessvariablen umfassen Laserleistung,
Abtastabstand, Abtastgeschwindigkeit und räumliche Verteilung des Strahls.
SLS-hergestellte Gerüste werden hauptsächlich bei der Regeneration von hartem
Gewebe und bei porösen 95/5-poly (L-lactide-coglycolide) (PLGA)/HA und TCP-
Kompositgerüsten verwendet. Sie evaluieren den Effekt der Herstellungs-
betttemperatur, Abtastgeschwindigkeit und Laserleistung auf den Grad von Sintern,
thermischer Zersetzung des Polymers und Druckfestigkeit des Materials. Es wurden
erfolgreich rechteckige Gerüste durch Emulsionstechniken aus Poly (L-lactic acid)
(PLLA)-Carbonate HA (CHA)-Mikrokugeln hergestellt. Die Verwendung von PLLA-
CHA-Mikrokügelchen ist wegen der relativ geringen Größe von 5 bis 30 μm
vielversprechend bei der Vernichtung von überschüssiger Pulverentfernung nach der
Verarbeitung. Kürzlich rekonstruierte man ein hochporöses 89% PCL-Gerüst unter
Verwendung eines Porogen (Natriumchlorid)-Laugung-SLS-basierten Systems. Die
komplizierte Struktur mit einem eingebetteten Fließkanal-Netzwerk könnte für stark
sauerstoffabhängige Gewebe und Organe nützlich sein. Die Hydrophilie von PCL
wurde durch Sauerstoffplasmaätzen und Natriumhydroxidhydrolyse verbessert,
jedoch zeigte nur die alkalische Hydrolyse eine Verbesserung der Zelladhäsion.
Trotz der Vielfalt an Materialien, die bei SLS-Systemen verwendet werden –
Keramiken, Polymere und Metalle – beschränkt sich das Hochtemperaturverfahren
lediglich auf die Verarbeitung von thermisch stabilen Polymerbindern. Die thermisch
empfindliche Natur von SLS macht es zu einer idealen Technik für die Herstellung
starker Gerüste zur Regeneration von Skelettgewebe. Da Pulvermaterial eine große
Bandbreite an Partikelgrößen aufweist, ist die Kontrolle der Porengröße massiv
eingeschränkt. Infolgedessen hat SLS eine relativ geringe Maßgenauigkeit und
Porosität im Vergleich zu SLA.36
36 (Ozbolat, 2017)
33
3 Überblick über 3D-Druckmethoden zur Bewältigung klinischer Anforderungen
In diesem Abschnitt werde ich einige Schlüsseltechnologien vorstellen, die eingesetzt
werden können, um ungedeckte klinische Bedürfnisse zu befriedigen. SLA ist eine
feste Freiform-Fabrikations-(SFF)-Methode, bei der Laser- oder ultraviolettes (UV)
Licht selektiv flüssiges Harz photopolymerisiert. Nachdem eine Schicht
photopolymerisiert wurde, wird neues flüssiges Harz eingeführt, um die nächste
Schicht einzuarbeiten. Derselbe Vorgang wird wiederholt, bis das 3D-Objekt
fertiggestellt ist. Andere Varianten der lichtbasierten 3D-Drucktechnologien umfassen
digitale Projektionslithographie (DLP), CLIP und Zwei-Photonen-Polymerisation-
basiertes Drucken (2PP). Bei DLP wird ein räumliches Lichtmodulationselement
(SLM), wie eine Flüssigkristallanzeige (LCD) oder eine digitale
Mikrospiegelvorrichtung (DMD), anstelle eines Lasers verwendet, um ein digitales
Muster auf ein Flüssigharzreservoir zu projizieren. Sowohl DLP als auch CLIP können
eine ganze Schicht gleichzeitig drucken, während SLA von der Punktquelle des Lasers
abhängt.
CLIP nutzt ein ähnliches Prinzip wie DLP mit der Zugabe von ungehärtetem Harz
(sogenannte „Tote Zone“) zwischen dem Objekt und dem sauerstoffdurchlässigen
Fenster durch Steuerung des Sauerstoffflusses. Dies ermöglicht einen hocheffizienten
und kontinuierlichen Druckprozess. Eine 3D-Struktur kann mit Geschwindigkeiten von
hunderten von Millimetern pro Stunde aus Harz gezogen werden, was die
Geschwindigkeit ähnlicher lichtbasierter 3D-Drucktechnologien übertrifft. In der
Biomedizin werden Prozesse wie DLP zur Herstellung von Prothesen weitverbreitet
eingesetzt, einschließlich klinischer Anwendungen zur Rekonstruktion von
Unterkiefern, Stents (Gefäßprothesen) und Mikronadeln. Die meisten
Demonstrationen mit DLP waren freilich auf eine einzige Materialherstellung
beschränkt.37
Kürzlich präsentierten Miri et al. ein neuartiges Verfahren zur Herstellung von
heterogenen Hydrogel-Konstrukten mit mehreren Materialien. Sie konstruierten ein
neuartiges mikrofluidisches Gerät mit vier an/aus-pneumatischen Ventilen, die für den
schnellen Wechsel zwischen den Hydrogel-Bioinks sorgen. Durch die Integration
dieser Vorrichtung in einen DLP-3D-Druckaufbau wurden heterogene Gelatine-
Methacryloyl (GelMA)- und Poly (ethylenglycol)-Diacrylat (PEGDA)-Konstrukte
37 (Udayan Ghosh, 2018)
34
hergestellt. Die verbesserte Herstellungsgeschwindigkeit dieser Multimaterial-DLP-
basierten Bioprinting-Plattform kann potenziell die Herstellung größerer Zell-beladener
Konstrukte ermöglichen, indem die Lebensfähigkeit der Zellen verbessert wird. Auf der
anderen Seite verwendet 2PP ultrakurze Laserpulse, um eine Polymerisation mit Zwei-
Photonen-Absorption im Brennpunkt des Lasers zu erreichen. Die Beschränkung der
Photopolymerisation auf eine Voxelgröße ermöglicht eine signifikante Verbesserung
der Druckauflösung in der Größenordnung von 100 μm, einige Ordnungen höher als
bei der SLA- oder DLP-Methode. Zusätzlich liegt die maximale Größe von 2PP bei
1 cm3, während andere Lichtprozesse wie CLIP Teile mit einer Gesamtabmessung von
mehr als 100 cm3 erzeugen können. In der Medizin wird 2PP häufig in Bereichen wie
Mikrofluidik, biomedizinische Implantate und Mikrogeräte sowie Mikronadeln
eingesetzt.
(SLS), eine andere Klasse lichtbasierter Technologie, sintert Pulver selektiv unter
Verwendung eines Hochleistungslasers. Mit (SLS) lassen sich Strukturen aus
verschiedenen Polymeren und Metallen bei einer Druckauflösung von mindestens
100 μm erzeugen. Bei diesem Verfahren werden aufeinanderfolgende Pulverschichten
über das Pulverbett verteilt. Das nicht gesinterte Pulver dient als strukturelle
Unterstützung für den 3D-gedruckten Teil während des Druckprozesses. SLS kann
eingesetzt werden, um eine innere röhrenförmige Stütze (z.B. Luftwegschiene) und
andere 3D-Polymerstrukturen sowie 3D-Metallstrukturen zu erzeugen, die für
strukturelle Prothesen wie Kalkaneusprothesen oder Stützstrukturen für sternocostale
Rekonstruktion nützlich sind.
Beim tintenbasierten 3D-Drucken wird Material durch eine Düse entweder als
Tröpfchen oder als Filament extrudiert. Heißschmelzdruck, Direkttintenstrahldruck und
Tintenstrahldruck auf einem Pulverbett sind Beispiele für den 3D-Druck auf
Tröpfchenbasis, die Flüssigkeiten mit niedriger Viskosität (2-102 mPa s) als
Druckmaterial verwenden. Speziell für das Heißschmelzdrucken werden Tinten auf
Wachsbasis erhitzt, um Tröpfchen zu bilden, und durch eine Düse dispergiert.
Nach der Dispersion werden die Tröpfchen abgekühlt und sie erstarren. Direkter
Tintenstrahldruck kann mit Photopolymeren eingesetzt werden, um eine 3D-Struktur
durch Verwendung von UV-lichthärtenden Photopolymertröpfchen zu erzeugen. Die
Alternative, die Inkjet-on-Pulverbett-Technologie, kann Bindemittel/Klebstoff auf das
Pulverbett spritzen, um eine 3D-Struktur zu erzeugen. Der Hauptunterschied zwischen
dieser Methode und SLS besteht darin, dass keine Laserquelle für die Bindung
35
benötigt wird. Tröpfchen-basierter 3D-Druck findet zahlreiche klinische Anwendungen
von der Entwicklung von Arzneimitteln bis hin zur biomedizinischen Forschung. Diese
Verfahren wurden weitgehend zur Herstellung von hochporösen Arzneimitteln,
Nanofilm-Medizin für die präkalisierte Dosierung und Augenprothesen genutzt.38
Andererseits werden das Direct ink writing (DIW) und das Fused Deposition Modeling
(FDM) durch die Düse als Filamente extrudiert. Im Allgemeinen weisen diese auf
Filamentextrusion basierenden Drucktechniken eine breitere Palette an
Tintenoptionen auf, was als Vorteil gegenüber lichtbasierten 3D-Drucktechnologien
gilt, bei denen die Materialauswahl auf individuell formulierte Photopolymere
beschränkt ist. Darüber hinaus ist FDM ein Verfahren, bei dem thermoplastische
Filamente mit einer motorisierten beheizten Düse angetrieben werden. Die beheizte
Düse schmilzt das thermoplastische Polymer und baut Schicht für Schicht eine
dreidimensionale Struktur auf, die sich bei Raumtemperatur verfestigt. FDM ist
kompatibel mit zahlreichen thermoplastischen Polymeren, wie Polypropylen,
Polymilchsäure, Polycarbonat und verschiedenen Klassen von flexiblem
thermoplastischem Polyurethan. Darüber hinaus kann FDM erweitert werden, um
Multimaterialdruck zu erreichen und so eine Verbundstruktur mit mehreren
Materialanforderungen zu erzeugen.39
FDM wurde wegen seiner Verwendung von biokompatiblen Polymeren ausgiebig für
eine Vielzahl biomedizinischer Anwendungen, z.B. Drug-Delivery-Architekturen,
Biosensoren und Prothesen, eingesetzt. Im Vergleich zu FDM ist DIW kompatibel mit
einer größeren Auswahl an Materialien. Zusätzlich wurde das DIW-Verfahren kürzlich
verbessert, indem eine pneumatisch druckgesteuerte multilaterale Extrusion durch
eine einzige Düse eingebaut wurde, die durch Ventile gesteuert und mit verschiedenen
Bioink-Reservoirs beladen wird. Die programmierte Steuerung der Ventilöffnung und
des geregelten Drucks jedes Kanals gewährleistet eine schnellere Herstellung als das
Direktschreiben (direct writing) mit mehreren Düsen. Diese neue Technik benützt
Ventile und Druckköpfe des Unternehmens Festo, um 3D-Konstrukte wie Blut-
Vessellike-Strukturen, die Doppel-, Dreifach- und Vierfachmaterialien enthalten, zu
drucken. Organähnliche Konstrukte wie Gehirn, Herz, Leber, Nieren, Lunge, Magen,
38 (Udayan Ghosh, 2018) 39 (Udayan Ghosh, 2018)
36
Blase, Prostata, Darm und Bauchspeicheldrüse können jetzt mit mehreren Bioink
durch diese Methode erzeugt werden.
Zusammengefasst ist die Wahl der 3D-Drucktechnologie erheblich von den
gewünschten Merkmalen und Anforderungen abhängig, z.B. Merkmalauflösung,
Herstellungsgeschwindigkeit, Bauvolumen und Materialkompatibilität. Tabelle 1 listet
die verschiedenen Merkmale von 3D-Drucktechniken auf und hebt die wichtigsten Vor-
und Nachteile verschiedener Druckverfahren hervor. Tabelle 2 fasst die klinischen
Anwendungen verschiedener 3D-Drucktechnologien sowie die entwickelten 3D-
gedruckten Materialien für die spezifischen klinischen Anwendungen zusammen.
Tabellen 3 und 4: Überblick über die verschiedenen Klassen von 3D-
Drucktechnologien mit Vorteilen und Einschränkungen.40
Tabelle 5 zeigt Anwendungen und eingesetzte Materialien mit ihrer
Herstellungstechnik.
40 (Udayan Ghosh, 2018)
37
Tabelle 3: Überblick über die verschiedenen Klassen von 3D-Drucktechnologien
Tabelle 3: Überblick über die verschiedenen Klassen von 3D-Drucktechnologien
Printing Methode Ungefähre Auflösung und
Geschwindigkeit Multimaterial-Druckfunktion
Vorteil Einschränkung
Stereolithographie (SLA)
Auflösung: 50-200 μm Geschwindigkeit: 106 mm3 h-1
Nein
Höhere Auflösung als beispielsweise FDM/Herstellungsgeschwindigkeit/ Relativ glattere Oberflächenbehandlung
Beschränkung der Harzauswahl
Selective laser sintering (SLS)
Auflösung: ≈ 20–100 μm Geschwindigkeit: 106 mm3 h-1 Nein
Pulver dient als Stützbasis Unterstützung Metalldruck
Nicht bioprintingfähig/ hohe Temperatur durch Hochleistungslaser
Zwei-Photonen-Polymerisation (2PP)
Auflösung: 100 nm Geschwindigkeit: ≈ 80 nm s−1–2 cm s−1
Nein
Höhere Auflösung als andere lichtbasierte Druckverfahren
Langsamer Prozess/ hohe Kosten/ Begrenzung über Bauvolumen
Digitale Projektionslithographie
(DLP)
Auflösung: Pixelgröße abhängig (z.B. 1μm) Geschwindigkeit: 25-1000 mm min−1
Nein
Schneller als SLA/2D-Projektion, sorgt für höheren Durchsatz
Anforderung an großvolumiges Photopolymer
Continuous Liquid Interface Production
(CLIP)
Auflösung: ≈ 10-100 μm Geschwindigkeit: 500 mm h−1 Nein
Sauerstoffdurchlässige Membran macht es schneller als SLA und DLP/ kostengünstig/glatte Oberfläche
Begrenzt auf den Druck von Einzelmaterial
Direct ink writing (DIW) Auflösung: ≈ 10-250 μm Geschwindigkeit: 105mm3h-1 Ja
Große Auswahl an Material/ Drucken mehrerer Materialien
Druckauflösung abhängig von den Eigenschaften der Tinten
Fused Deposition Modeling (FDM)
Auflösung: ≈ 100 μm Geschwindigkeit: 105mm3h-1
Ja
Weithin verfügbares thermoplastisches Material/relativ kostengünstige Einrichtung/Drucken mehrerer Materialien
Relativ geringere Auflösung/benötigt Stützstruktur/die Verschmelzung der Zwischenschichten kann durch den kreisförmigen Querschnitt des Filaments beeinflusst werden
Direct inkjet printing Auflösung: 50-200 μm Geschwindigkeit:5*105mm3h-1 Ja
Mehrfaches Material kann gespritzt werden
Erfordert niedrigviskose Tinte (<0,25 Pa s)
Inkjet on powder bed
Auflösung: 50-400 μm Geschwindigkeit: ≈ 25 mm h−1 Nein
Fähigkeit, hochporöse Struktur zuzuschneiden/kostengünstiger Prozess
Geringere mechanische Eigenschaften aufgrund der hohen Porosität
38
Tabelle 4: 3D-Drucktechnologien mit Materialbeispielen
Tabelle 4: 3D-Drucktechnologien mit Materialbeispielen für die Anwendung in der Medizin und kommerzielle Anbieter jeweils
Drucktechnologien Beispiele für Materialien für die Anwendung in der Medizin Beispiele für kommerzielle Anbieter
Photopolymerisation Eine große Vielfalt von photohärtbaren Polymeren
● Stereolithographie von 3D-Systemen ● Bioplotter von Envisiontec ● Großflächige maskenlose Photopolymerisation von DDM-Systemen ● Lithoz Lithografie-basierte Keramikherstellung
Pulverbett-Fusion
Bei dieser Technik wurde eine Vielzahl von Polymeren, Metallen und keramischen Materialien verwendet,
einschließlich PCL, HA, PLLA, Tricalciumphosphat und Poly (3-hydroxybutyrat).
● Selektives Lasersintern von 3D-Systemen ● Elektronenstrahlschmelzen von Arcam AB ● Direktes Metall-Laser-Sintern von EOS ● Selektives Laserschmelzen von SLM-Lösungen
Material jetting
Eine Vielzahl von Polymeren und Keramiken wurde bereits verwendet, einschließlich Polycaprolacton (PCL),
Hydroxyapatit (HA), bioaktive Gläser, Polymilchsäure (PLA)/Polyethylenglycol (PEG) und Poly
(hydroxymethylglycolideco-ε-Caprolacton).
● Objet von Stratasys ● Solidscape 3D-Drucker von Solidscape ● Multi-Jet-Fusionstechnologie von HP
Material Extrusion Strukturelle und Biopolymere, Keramik-Polymer oder
Metallpolymer-Komposite ● Fused Deposition Modeling von Stratasys
Directed energy Deposition
HA/PLA, HA/PCL und bioaktives Glas (6P53B)/PCL
● Laser Engineered Net Shaping from Optomec Inc. ● Direct Metal Deposition von DM3D ● Electron Beam Welding von Sciaky Inc.
Binder jetting HA/PCL, HA/PLA und bioaktives Glas (6P53B)/PCL ● Voxeljet / ● ExOne / ●Zcorp
Sheet lamination
Eine Vielzahl von Materialien, einschließlich HA, Zirkoniumdioxid, HA/MG63 (osteoblastähnliche Zelle), humane Osteoprogenitorzelle (d.h. eine Zelle, die das
Potenzial hat, sich in eine Knochenform zu verwandeln) und menschliche Endothelzelle der Nabelschnurvene.
● MCor Technologies
39
Tabelle 5: Anwendung und eingesetzte Materialien mit ihrer Herstellungstechnik41
Anwendungsbereiche Verfügbares Material
MMX Bioprinter (Extrusion)
Zellen für Aufbau von Geweben Bioink – Hydrogel
Blutgefäß Hydrogel und zelluläre Bioink
Dimatix Materials Printer (DMP)
Druckzellen Biomaterialien wie Hydrogele in der Medizin und in biomedizinischen Bereichen
Zellmuster-Erzeugung, DNA-Bereiche, Proteomics
fluidische Materialien (z.B. biologische Flüssigkeiten einschließlich Zellmuster)
BioScaffolder (Extrusion)
lebende Zellen, dadurch Weichgewebe-Implantate
Biopolymere (z.B. Kollagen und Alginat) / Hydrogele/Knochenzementpaste/
Polymerpasten/biokompatible Silikone
Inkjet Printing-Produkt-LabJet-Bio System
Dispensieren und Strukturieren von Protein, Anti-body, Enzym, Zellen und Reagenzien, Herstellung von Bio-Chips und Bio-Sensoren, Schaltungsdesign und Herstellungstest
Nanometall-Ink
Light Processing-Die BioFactory
Ermöglicht Wissenschaftlern, Zellen, Biomoleküle und eine Reihe von weichen und starren Materialien in gewünschten 3D-Verbundstrukturen zu strukturieren, um biomimetische Gewebemodelle zu imitieren.
Biopolymere, Calcium, Zellen, Signalmoleküle (Proteine)
41 (Chua, 2015)
40
4 Eingesetzte Materialien für den 3D-Druck in der Medizin
Der Begriff Bioprinting wird definiert als:
„Die Verwendung von Materialübertragungverfahren zum Strukturieren und
Zusammenbauen biologisch relevanter Materialien – Moleküle, Zellen, Gewebe und
biologisch abbaubare Biomaterialien – mit einer vorgeschriebenen Organisation, um
eine oder mehrere biologische Funktionen zu erfüllen.“42
Dies ist eine breite und offene Definition, die Bioprinting als eine Reihe von Techniken
betrachtet und nicht als einen einzigen Ansatz. Solange eine Technik in der Lage ist,
biologisches Material auf ein Substrat zu übertragen und mit 3D-Strukturen zu enden,
kann sie als Bioprinting-Technik gelten. Das ultimative Ziel dieses Aspekts von
Bioprinting ist die Herstellung lebender funktioneller Gewebe und Organe, die in
menschliche Körper verpflanzt werden sollen.
Diese Bioprinting-Techniken decken eine breite Palette von biologischen
Anwendungen mit unterschiedlichen Anforderungen wie Strukturierungslängenskala,
Druckgeschwindigkeit, Kosten und Biokompatibilität ab. Basierend auf den
Materialzuführungsverfahren, können diese Drucktechniken allgemein als Kontakt-
und Nichtkontakttechniken klassifiziert werden.
• Kontakt: Die Drucktechnik erfordert einen Kontakt zwischen der
Liefervorrichtung und dem aufnehmenden Substrat, wie beim
Extrusionsverfahren.
• Nicht-Kontakt: Das Material wird dem Substrat zugeführt (ausgestoßen),
sehr nahe am Auslieferungszustand (fast berührend). Typische Beispiele hierfür
sind Laser-basierte und InkJet-Druckverfahren.
4.1 Das Gerüst für Gewebe-3D-Druck
Mit der ständig steigenden Nachfrage nach geeigneten Ersatz- und
Organtransplantationen ist das Tissue Engineering (TE) zu einer realisierbaren Lösung
geworden, die bei Patienten, die verzweifelt nach Gewebe und einem Organersatz
suchen, große Hoffnung weckt. Um Substitute zu erhalten, besteht ein beliebter Ansatz
darin, ein dreidimensionales (biokompatibles, biologisch abbaubares und poröses)
Gerüst herzustellen, das als temporäre 3D-Schablone für das Einwachsen von
Gewebe dient. Biokompatible Polymere, Peptide, Proteine und Hydrogele sind die
42 (Chua, 2015)
41
üblichen Rohstoffe zur Herstellung von Gerüsten. Zusätzlich zu den
Materialeigenschaften können die Gerüstherstellungstechniken weitgehend die
endgültigen Eigenschaften des Gerüsts wie Porosität und mechanische Festigkeit
bestimmen. Scaffolds, die zuvor entworfen worden waren, waren auf makroskopische
Eigenschaften wie verbundene Poren für Flüssigkeitsaustausch, Nährstofftransport
und umgestaltendes Gewebe fokussiert. Eine der Strategien, die die Funktion von
Tissue-Engineering-Konstrukten erweitern, besteht darin, Mikroarchitektur und -
umgebung von Gewebe und Zellen zu imitieren. Gewebe mitsamt dem Körper ist in
funktionelle Einheiten unterteilt, zum Beispiel eine Nieren-Nephron-Insel, und 3D-
Architektur koordiniert den Prozess innerhalb der verschiedenen Arten spezialisierter
Zellen. Darüber hinaus stellt die lokale zelluläre Umgebung die biochemischen und
physikalischen Signale dar, die spezifisch sowohl zelluläre Funktionen wie
Metabolismus und Biosynthese als auch zelluläre Schicksalsprozesse wie
Proliferation, Migration, Differenzierung und Apoptose steuern können. Somit wird ein
funktionelles 3D-Gewebekonstrukt hergestellt, das sowohl mikroskalige Eigenschaften
für geeignete Zellfunktionen als auch makroskalige Architektur und Mechanik vereint.43
4.2 Anforderungen und Überlegungen zur Herstellung von Gerüsten
In den letzten 40 Jahren wurden etliche Techniken zur Gerüstherstellung entwickelt.
Rohmaterialien – normalerweise Polymere – werden behandelt und in Abhängigkeit
von spezifischen TE-Anwendungen zu unterschiedlichen Strukturen geformt. Das
hergestellte Gerüst mit den gewünschten Eigenschaften wie mechanische Festigkeit
und Oberflächenchemie leitet die Geweberegeneration. Diese Eigenschaften können
modifiziert und angepasst werden, indem geeignetes Material, Gerüstkomponenten
und – was noch wichtiger ist – die Herstellungstechniken ausgewählt werden.
Die höchste Priorität bei sämtlichen TE-Anwendungen genießt stets die Sicherheit der
Patienten. Daher muss das Gerüst letztendlich abgebaut werden und darüber hinaus
müssen die Abbauprodukte auch biokompatibel sein. Es ist ferner wichtig, dass die
ausgewählten Verarbeitungsverfahren keine negativen Auswirkungen auf die
Biokompatibilität und die biologische Abbaubarkeit des Gerüsts entfalten.
Das Gerüst sollte in der Lage sein, sich streng nach einer bestimmten Zeitskala
abzubauen, wodurch das neue wachsende Gewebe das Gerüst allmählich ersetzen
kann. Das Gerüst sollte zwei Hauptfunktionen erfüllen, die das Zellwachstum in ihm
43 (Chua, 2015)
42
vor der Implantation ermöglichen und steuern; ansonsten würde die Zellmigration zu
einem Defekt führen.
Das Gerüst sollte zudem chemische Oberflächeneigenschaften aufweisen, da dies die
Zellanhaftung und Zellproliferation fördern kann. Poröse Strukturen sind essenziell für
die Zelladhäsion, den Transport von Nährstoffen und Stoffwechselabfällen, eine
konfluente Gewebebildung und eine ausreichende Vaskularisierung von neuem
Gewebe.
Die mechanischen Eigenschaften eines Gerüsts sind durch die Gerüstgeometrie, die
inhärenten Eigenschaften des Schüttguts und die Herstellungstechnik geprägt.
Beispielweise zeigen Polymere mit höherer Kristallinität normalerweise eine höhere
Zugfestigkeit. Wenn die Kristallinität von Polymerketten aufgrund der verwendeten
Verarbeitungsmethode verringert wird, ist die daraus resultierende Gerüstfestigkeit
verringert und die Lebensdauer des Gerüsts sinkt ebenfalls. Sowohl natürliche (z.B.
Kollagene, Fibrin, Kohlenhydrate und Gelatinen) als auch synthetische Polymere [z.B.
Poly (L-Milchsäure) (PLLA) und Poly (Glykolsäure) (PGA)] wurden zur Herstellung von
Gerüsten verwendet. Darüber hinaus wurden anorganische Materialien wie
Hydroxylapatit in TE-Gerüsten eingesetzt.
43
5 Herkömmliche Herstellungstechniken von Gerüsten
5.1 Fibre bonding
Polymerfasern sind ein brauchbares Gerüstmaterial, da sie ein hervorragendes
Verhältnis von Oberfläche zum Volumen für die Befestigung von Zellen aufweisen.
Die frühesten TE-Gerüste, von denen berichtet wird, waren Fasergewebe mit
schlechter mechanischer Integrität, die zur Organregeneration dienten. Um dieses
Problem zu lösen, wurden Faserbindungstechniken entwickelt, die die Fasern an
Schnittpunkten fest miteinander verbinden. Das erste Beispiel für fasergebundene
Gerüste wurde aus PLLA und PGA hergestellt. PGA-Fasern sind in einem Vlies
angeordnet.
Sobald die Materialschmelztemperatur überschritten ist, verbinden sich die Fasern an
ihren Kontaktpunkten. PGA-Fasern werden vor der Wärmebehandlung verkapselt, um
Zusammenbrüche des geschmolzenen Polymers zu verhindern. PLLA wird in
Methylenchlorid gelöst, danach auf die gewebten Fasern gegossen und getrocknet,
wodurch eine zusammengesetzte Matrix von PGA-PLLA entsteht. Ein alternatives
Verfahren besteht darin, ein nichtgewebtes PGA-Fasergeflecht zu drehen, wenn es
mit einer zerstäubten PLGA- oder PLLA-Lösung besprüht wird. Die Polymerlösung
baut sich so auf den PGA-Fasern auf und verbindet sie miteinander. Diese Technik
hat ihre Vorteile bei der Herstellung rohrförmiger Strukturen, jedoch ist sie nicht in der
Lage, komplexe 3D-Strukturen hervorzubringen.
Die Hauptvorteile der Faserbondherstellungstechnik sind die Einfachheit und die
Beibehaltung der ursprünglichen Eigenschaften von PGA-Fasern. Die Nachteile sind
folgende: schwer zu kontrollierende Porengröße und Porosität, begrenzte
Verfügbarkeit von Lösungsmitteln und Unmischbarkeit der zwei verschiedenen
Polymere im geschmolzenen Zustand.
5.2 Melt moulding
Die Schmelzformtechnik umfasst zwei Stufen. Zuerst werden die Polymer- und
Porogenpartikel gemischt und in einer Form kombiniert. Danach werden sie rasch auf
die erforderliche Temperatur erhitzt, d.h. auf die Schmelztemperatur (Tm) für
semikristalline Polymere und die Glasübergangstemperatur (Tg) für amorphe
Polymere. Anschließend wird das Verbundmaterial aus der Form genommen und in
einen Flüssigkeitstank zum Auslaugen des Porogens gegeben. Dadurch entspricht die
44
äußere Form des hergestellten Gerüsts exakt der Form des Werkzeugs. Diese Technik
wurde verwendet, um PLGA/Gelatine-Mikropartikel-Verbundstoffe mit Gelatine-
laugung in deionisiertem Wasser zu bilden. Praktisch jede gewünschte Geometrie von
Gerüsten kann hergestellt werden, indem die Geometrie der Form hinsichtlich ihrer
Größe und Form modifiziert wird.
Bei dieser Technik werden Porogenpartikel verwendet, um Poren zu erzeugen, und
daher können die Porengröße und die Porosität des Gerüsts durch Änderungen der
Größe bzw. der Gesamtanzahl von Porogenpartikeln gesteuert werden.
Weitere Materialien wie Hydroxyapatit-Fasern können eingearbeitet werden, wodurch
eine bioaktive Oberfläche und zusätzliche mechanische Unterstützung für Zellen
bereitgestellt werden. Darüber hinaus kann die Abgabe von bioaktiven Molekülen von
der Verwendung der Form profitieren, da dies die Exposition des Materials gegenüber
aggressiven organischen Lösungsmitteln verhindert. Es ist jedoch anzumerken, dass
übermäßig hohe Formungstemperaturen zur Zersetzung und Inaktivierung von
Molekülen führen können. Darüber hinaus ist es schwierig, eine konsistente
Interkonnektivität von Poren sicherzustellen, was die Zellinfiltrationstiefe begrenzen
kann.
5.3 Extrusion
Traditionell ist die Extrusion in der Industrie eine etablierte Technik zur Verarbeitung
von Polymeren. In diesem Abschnitt ist die Extrusion eine relativ neue Methode zur
Herstellung biokompatibler poröser Gerüste. Die erste Anwendung der Extrusion von
Polymeren für TE bestand in der Herstellung röhrenförmiger Gerüste aus PLLA und
PLGA zur Regeneration peripherer Nerven. Die Polymere wurden zu einer Anzahl von
Membranen mit feinen Dicken umgeformt, die dann auf verschiedene Größen
zugeschnitten und in ein Extrusionswerkzeug geladen wurden. Das Werkzeug übt
Druck und Wärme auf das Material aus und drückt es durch eine Düse. Schließlich
wird das Material aus der Düsenöffnung herausgedrückt, um zylindrische Leitungen
zu bilden. Nachdem die Leitungen abgekühlt sind, werden sie in Wasser getaucht und
vakuumgetrocknet. Dieser Schritt dient zum Auswaschen des Salzes. Die hohen
Temperaturen während der Extrusion können jedoch negative Auswirkungen auf die
Kristallinität, die Gerüstporosität und die Aktivität von Biomolekülen haben. Die
Extrusionstechnik ist bei den meisten biokompatiblen Polymeren wie PLGA und PCL
anwendbar. Diese Technik kann jedoch nur eingesetzt werden, um einfache Formen
45
und nicht miteinander verbundene, poröse Strukturen herzustellen, wodurch ihre
Anwendung auf gerade rohrförmige Gerüste beschränkt ist.
5.4 Electrospinning
Elektrospinnen oder elektrostatisches Spinnen, wie in Abb. 15 gezeigt, ist eine
Technik, die auf elektrostatischem Spritzen basiert. Mit dieser Methode können
Gerüste aus biologisch abbaubaren Vlies- und Ultrafeinfasern erzeugt werden.
PCL-, PGA- und PLGA-Gerüste von Nanofasern mit Porositäten von mehr als 90%
können elektrogesponnen werden. Rohmaterial, üblicherweise Polymere, wird in
einem Lösungsmittel gelöst, das dann in eine Spritze geladen und durch Aufladen
einer hohen Spannung auf die Kapillare auf eine geerdete Sammeloberfläche
ausgestoßen wird. Einschränkungen dieser Technik sind die langsame
Produktionsrate, die Verwendung organischer Lösungsmittel und die schlechte
Konsistenz.
Abbildung 15: Elektrospinntechnik
Wie in Abb. 15 gezeigt, ist elektrostatisches Spinnen eine Technik, die auf
elektrostatischem Spritzen basiert.
5.5 Solvent casting and particulate leaching
Lösungsmittelgießen und Partikelauslaugen mit dem Ziel, die Kontrolle über den
Porendurchmesser und die Gerüstporosität zu verbessern, wurden zu SCPL
entwickelt, um Gerüste mit miteinander verbundenen, porösen Netzwerken zu
erzeugen. Während der frühen Entwicklungsphase dieser Technik wurden PLGA und
PLLA als Gerüstmaterial verwendet; gesiebtes Salz diente als Porogen. Das
Verbundmaterial wird zunächst auf eine Temperatur oberhalb der Tm erwärmt und
46
anschließend einem Temperprozess unterzogen, der bezweckt, die Kristallinität
einzustellen. Das Porogen wird danach ausgelaugt und so eine poröse PLLA-
Membran hervorgebracht. Andere biokompatible Porogene können ebenfalls
verwendet werden, etwa Lipide und Zucker.44 Die erforderliche Menge an Polymer zur
Herstellung eines Gerüsts ist relativ gering. Eine typische Anwendung ist die
Verwendung von Poly (Ethylenglykol) (PEG) und PLGA-Mischungen zur Herstellung
von porösen Schäumen, die für die Regeneration von Weichgewebe geeignet und
weniger spröde sind.45
Abbildung 16: Lösungsmittelgießen und teilchenförmige Auslaugungs-Technik
Dieser Prozess, der in Abb. 16 dargestellt ist, ermöglicht es, poröse Gerüste mit
spezifischer Porengröße, Porosität, Kristallinität und einem Verhältnis von
Oberflächenbereich zu Volumen herzustellen.
5.6 Membrane Lamination
Das Ziel der Membranlaminierungstechnik ist es, ein 3D-Konturdiagramm der
Gerüstform zu erstellen. Ein präzises Konturdiagramm von 3D-anatomischen
Geometrien wird zuerst erstellt. Dünne Schichten von porösen PLGA- oder PLLA-
Membranen werden unter Verwendung der SCPL-Technik hergestellt.
Die benachbarten Membranen sind chemisch miteinander verbunden, indem eine
kleine Menge Chloroformlösungsmittel auf die Kontaktflächen aufgetragen wird.
44 (MichaelHacker, 2003) 45 (Chua, 2015)
47
Weitere Schichten werden gestapelt und verbunden, bis die endgültige 3D-Struktur
fertiggestellt ist. Diese Herstellungstechnik wird eingesetzt, um Gerüste für harte
Gewebe wie Knochen und Knorpel mit formabhängiger Funktion zu produzieren. Sie
wurde darüber hinaus eingesetzt, um abbaubare röhrenförmige Stents herzustellen.
5.7 Gefriertrocknen
Gefriertrocknung (eng. freeze drying) ist anwendbar zur Herstellung biokompatibler
Gerüste aus Poly (Propylen Fumarat) (PPF), PLLA, PGA, PLGA-Mischung.
5.8 Phasentrennung
Ein biokompatibles Polymer wird in einem geeigneten Lösungsmittel wie Dioxan,
Naphthalin und Phenol gelöst. Bioaktive Moleküle können in die Lösung gegeben
werden. Die Phasentrennung findet normalerweise statt, sobald die Temperatur der
Lösung unter die Tm des Lösungsmittels sinkt.
5.9 Gas foaming
Ein Hauptanliegen der Verwendung von SCPL-hergestellten Gerüsten sind
entzündliche Reaktionen nach der Implantation der Reste der organisch induzierten
Lösungsmittel, die beim SCPL-Gerüstherstellungsprozess verwendet werden. Daher
wird das Gasschaum-Herstellungsverfahren vorgeschlagen, wenn die Verwendung
organischer Lösungsmittel nicht erforderlich ist.
Abbildung 17: Polymerdruck mit Hochdruckkohlendioxid
48
Wie in Abb. 17 gezeigt, werden komprimierte Polymerdrucke mit Hochdruck-
Kohlendioxid behandelt. Wenn der Druck abnimmt, finden Porenbildung und
Keimbildung in der Polymermatrix statt. Diese Technik kann jedoch nur mit Gerüsten
geschlossen poriger Morphologie praktiziert werden.
5.10 Peptide self-assembly
Peptidnanofasern wurden kürzlich als synthetisches ECM in Gerüsten verwendet, da
sie sich selbst zu stabilen Gerüsten zusammenlagern können. Typischerweise
bestehen Peptide aus ionischen, selbstkomplementären Sequenzen mit
austauschenden hydrophilen und hydrophoben Domänen. Es wurde ermittelt, dass
Gerüste auf Peptidbasis für die Kultivierung von Chondrozyten, Osteoblasten und
Hepatozyten in vitro vorteilhaft sind. Die Strukturen des selbstassemblierenden
Peptids ermöglichen es den anhaftenden Zellen, in ihren ursprünglichen 3D-
Geometrien zu verbleiben. Die Größen von Aggregatgerüsten können den Zentimeter-
Maßstab erreichen, weil die einzelnen Fasern so klein wie 5 nm sind. Typischerweise
bilden selbstassemblierende Peptide stabile β-Blätter in physiologischen Lösungen
oder in Wasser.
5.11 Herstellung von Polymer/Keramik-Verbundschaumstoffen
Gerüste, die für den Knochenersatz verwendet werden, erfordern eine hohe
mechanische Festigkeit und unregelmäßige Formen für die meisten Knochendefekte.
Zunächst wird mit Lösungsmitteln gegossen, wobei Hydroxyapatit (HA)-Fasern oder
Mikropartikel und ein Porogen zu einer PLGA-Chlorid-Lösung dispergiert werden.
Das Porogen wird danach aus der Lösung ausgelaugt, nachdem das Lösungsmittel
allmählich verdampft ist. Als Ergebnis entsteht das Verbundgerüst, das sowohl PLGA
als auch HA Fasern/Mikropartikel enthält. Gerüste, die mit dieser Technik hergestellt
wurden, weisen eine überlegene Druckfestigkeit auf, die mit der von Spongiosa
vergleichbar ist.
Tabelle 6: Zusammenfassung einiger typischer konventioneller Techniken zur
Herstellung von 3D Gerüsten.46
46 (Anandkumar Nandakumar, March 2013)
49
Tabelle 6: Zusammenfassung einiger typischer konventioneller Techniken
Herstellungsprozess Vorteile Nachteile
Faserbindung Hohe Porosität 1. Begrenzte Anwendung
auf andere Polymere
2. Lack erforderlich
3. Mechanische Festigkeit
für die tragenden Gewebe
4. Lösungsmittelrückstände
können schädlich sein.
Schmelzgießen Unabhängige Kontrolle der
Porosität und Porengröße
1. Makroformkontrolle
2. Hohe Temperatur
3. Erforderlich für
nanoamorphes Polymer
SCPL 1. Kontrollierte Porosität, bis
zu 93% unabhängige
Kontrolle der Porosität und
Porengröße
2. Kristallinität kann
maßgeschneidert werden
1. Begrenzt auf Membranen
bis 3 mm Dicke
2. Lack erforderlich
3. Mechanische Festigkeit
der tragenden Gewebe
Membrane Lamination
3D-Gerüst Geringe mechanische
Festigkeit
Phase separation Keine verminderte Aktivität
des Moleküls
1. Schwer zu kontrollieren
2. Genaues Gerüst
3. Morphologie
4. Lösungsmittelrückstand
kann vorhanden sein
4. Schädlich
Herstellung von
Polymer/Keramik-
Verbundschaumstoffen
1. Hohe Druckfestigkeit
2. Unabhängige Kontrolle der
Porosität und Porengröße
Lösungsmittelrückstände
können schädlich sein
50
6 Additive Fertigungstechniken von Gerüsten: direkte Methoden47
Additive Manufacturing (AM)-Techniken können direkt ein physikalisches Modell
erstellen, das durch CAD-Daten (Computer Aided Design) repräsentiert wird. Jeder
Teil wird Schicht für Schicht erzeugt. Dieser Abschnitt stellt die AM-Techniken vor, mit
denen Gerüste direkt oder indirekt hergestellt werden können. AM-Systeme wie
selektives Laser Sintering (SLS), Color Jet Printing (CJP) und Fused Deposition
Modeling (FDM) haben die Fähigkeit, poröse Strukturen für TE-Anwendungen zu
erzeugen. In diesem Abschnitt werden die AM-basierten
Gewebegerüstherstellungstechniken in zwei typische Prozesse eingeteilt:
die Schmelzdispersionsablagerungen und die Partikelbindungstechniken.
6.1 Melt-dissolution deposition Technik
In einem Schmelzauflösungabscheidungsverfahren werden Schichten aufgebaut und
gestapelt, indem ein Strang aus geschmolzenem Material durch eine Düse extrudiert
wird, während er sich um die horizontale Ebene des Schichtquerschnitts bewegt. Das
neu abgeschiedene Material verfestigt sich schnell und verbindet sich mit der Schicht
darunter. Dieser Prozess wird solange fortgesetzt, bis ein komplexes 3D-Solid-Objekt
vollständig erzeugt ist.
6.2 Fused Deposition Modeling
Ein Filament aus Material wird in den Verflüssiger eingeführt und vor der Abscheidung
durch eine Düse in einen halbflüssigen Zustand geschmolzen. Dieser Prozess muss
in einer beheizten Kammer stattfinden, um ausreichend Fusionsenergie zu erhalten.
6.3 Selective laser sintering
Beim SLS-Prozess wird ein Laserstrahl verwendet, um selektiv die Oberfläche des
Pulvers gemäß spezifischer Querschnittsprofile abzutasten. Das Pulver wird auf seine
Glasübergangstemperatur erhitzt, was zu Materialverformung und Verschmelzung
47 (Chua, 2015)
51
führt. SLS eignet sich zur Herstellung von porösen Keramikmatrizen für die
Knochenimplantation.
Abbildung 18: Selektive Laser-Technik
Abb. 18 zeigt einen SLS-Prozess, der einen Laserstrahl verwendet, um selektiv die
Oberfläche des Pulvers gemäß spezifischer Querschnittsprofile abzutasten.
6.4 TheriForm
Die Gesamtkonfiguration und das Prinzip dieser Technik sind ähnlich wie CJP.
Tröpfchen als Bindemittel werden auf die spezifischen Bereiche des Polymerpulvers
aufgetragen. Das Pulver wird somit gebläht und gelöst.
6.5 Colour Jet printing
Beim CJP-System werden kontinuierlich Klebstoff-Tröpfchen durch einen
Tintenstrahldruckkopf ausgestoßen, wodurch Schichten von Pulverpartikeln
miteinander verbunden werden, um ein 3D-Objekt zu bilden. Diese Technik wird
verwendet, um PLGA-Gerüste mit einer Porosität von 60% herzustellen, die mit einem
organischen Lösungsmittel und einigen Salzpartikeln gemischt sind.
52
7 Additive Fertigungstechniken von Gerüsten: Indirekte Methoden48
Eine weitere Hauptanwendung von AM-Techniken ist die Herstellung von Opferformen
zur Herstellung von TE-Gerüsten. Das Material wird zuerst in eine Form gegossen und
anschließend daraus entfernt, um das endgültige Gerüst zu erhalten. Diese AM-
Techniken ermöglichen es dem Bediener, sowohl die innere als auch die äußere
Morphologie des Gerüsts zu kontrollieren. Darüber hinaus bleiben die ursprünglichen
Materialeigenschaften erhalten, da das Gerüst keinem Erwärmungsprozess
ausgesetzt ist. Typische Techniken umfassen Droplet Deposition, Melt Deposition und
Photopolymerisation.
7.1 Droplet Deposition (Tröpfchenabscheidung)
Die Tröpfchenabscheidevorrichtung stammt aus der Inkjet-Drucktechnologie.
Geschmolzene thermoplastische Tröpfchen werden kontinuierlich auf eine Oberfläche
extrudiert. Das lokale Schmelzen der Schichten wird durch die thermische Energie
induziert. Ein typisches System wird nachfolgend beschrieben.
7.2 Melt-Dissolution Deposition
Das Prozessprinzip dieser Klasse von Techniken, bei denen FDM eine repräsentative
Methode ist, wurde in den vorherigen Abschnitten beschrieben. Es wird von β-TCP-
Keramik- und Aluminiumoxidgerüsten hergestellt. Die Formen werden aus einem
thermoplastischen Polymer erzeugt; die Porengrößen und die Porosität der
endgültigen Gerüste sind 300-500 μm bzw. 45%. Da die Porengröße und -porosität
durch eine Änderung der relevanten FDM-Prozessparameter leicht kontrolliert und
manipuliert werden können, wird FDM häufig eingesetzt, um die mechanischen
Eigenschaften und biologischen Reaktionen der Gerüste mit unterschiedlichen
Porengrößen und Porosität zu untersuchen.
7.3 Photopolymerisation
Im Allgemeinen wird ein Laserstrahl benutzt, um die Oberfläche eines flüssigen
Photopolymerharzes intensiv zu bestrahlen. Aufgrund der thermischen und optischen
Energie, die durch den Laserstrahl entsteht, findet eine chemische Reaktion auf den
48 (Chua, 2015)
53
Bestrahlungsflächen statt, wodurch das flüssige Harz schnell in einen festen Zustand
überführt wird.
Tabellen 7, 8, 9 enthalten eine Reihe von AM-Methoden, die für die Gerüstherstellung
anwendbar sind, und vergleichen deren Stärken und Schwächen.49
49 (Chua, 2015)
54
Tabelle 7: Schmelz-Dispersion-Ablagerung für die Gerüstherstellung
Tabelle 7: Schmelz-Dispersion-Ablagerung für die Gerüstherstellung
AM System Resolution (μm)
Material Vorteile Nachteile
Fused Deposition Modeling
250 PCL, PP-TCP, PLA-HA, PCL-
TCP
Gute mechanische Festigkeit; vielseitig im Lay-Down-Musterdesign
Hohe Temperatur; Notwendigkeit, Filament-Material zu produzieren; schmales Verarbeitungsfenster; starres Filament
3D-Faser-ablagerungstechnik
250 PEGT-PBT Inputmaterial in Pelletform; reduzierte Vorbereitungszeit
Hohe Temperatur; starres Filament
Präzisions- Extrusionsabscheidung
250 PCL Inputmaterial in Pelletform Hohe Temperatur; starres Filament
Precise extrusion Manufacturing
200-500 PLLA-TCP Inputmaterial in Pelletform Hohe Temperatur; starres Filament
Low temperature Deposition Manufacturing
350 PLLA-TCP Biomolekül kann eingearbeitet werden
Lösungsmittel wird verwendet; Gefriertrocknung ist erforderlich
Multi-nozzle Deposition Manufacturing
400 PLLA-TCP Erweiterte Auswahl an Materialien; Biomolekül kann eingearbeitet werden
Lösungsmittel wird verwendet; Gefriertrocknung ist erforderlich
Pressure Assisted Microsyringe
5-500 PCL-PLLA Erweiterte Auswahl an Materialien; Biomolekül kann eingearbeitet werden; sehr feine Auflösung erreichbar
Kleine Düse verhindert den Einbau von Partikeln; enge Auswahl an druckbaren Viskositäten; Lösungsmittel wird verwendet
Robocasting 100-1000 Organic ink Erweiterte Auswahl an Materialien Präzise Kontrolle der Tinte; Eigenschaften sind entscheidend
3D bioplotter 250 Hydrogel Erweiterte Auswahl an Materialien; Biomolekül kann eingearbeitet werden
Geringe mechanische Festigkeit; glatte Oberfläche; geringe Genauigkeit; präzise Kontrolle der Eigenschaften von Material und Medium; Kalibrierung für neues Material
Rapid Prototyping robotic dispensing system
400-1000 Chitosanchitosan HA
Erweiterte Auswahl an Materialien; Biomolekül kann eingearbeitet werden
Präzise Kontrolle der Eigenschaften von Material und Medium; Gefriertrocknung ist erforderlich
55
Tabelle 8: Partikelbindungstechniken & indirekte AM-Herstellungsmethode
Tabelle 8: Partikelbindungstechniken & indirekte AM-Herstellungsmethode
AM System Resolution
(μm) Material Vorteile Nachteile
3D Printing 200 PLGA, Stärke-
basiertes Polymer
Induzierte Mikroporosität im Gerüst; erweiterte Auswahl an Materialien; Wasser kann als Bindemittel verwendet werden; keine Unterstützungsstruktur nötig; schnelle Abwicklung
Das Material muss in Pulverform vorliegen; begrenzte mechanische Festigkeit; pulverförmige Oberfläche; eingeklemmtes Pulver-Problem; Nachbearbeitung ist erforderlich
TheriForm 300 PLLA
Induzierte Mikroporosität im Gerüst; erweiterte Auswahl an Materialien; keine Unterstützungsstruktur nötig; Nicht-organisches Bindemittel ist möglich; schnelle Abwicklung
Das Material muss in Pulverform vorliegen; pulverförmige Oberfläche; eingeklemmtes Pulver-Problem
SLS 450 PEEK-HA, PCL
Induzierte Mikroporosität im Gerüst; erweiterte Auswahl an Materialien; keine Unterstützungsstruktur nötig; schnelle Abwicklung
Das Material muss in Pulverform vorliegen; pulverförmige Oberfläche; hohe Temperatur; eingeklemmtes Pulver-Problem
Indirekte AM-Herstellungsmethode
Melt Deposition 250 Thermoplast;
Polymer
Erweiterte Auswahl an Materialien; Kontrolle der äußeren und inneren Morphologie
Mehrere Schritte beteiligt
Droplet Deposition 150 Wachs
Erweiterte Auswahl an Materialien; Kontrolle der äußeren und inneren Morphologie
Mehrere Schritte beteiligt
Photopolymerisation 366 Harz
Erweiterte Auswahl an Materialien; Kontrolle der äußeren und inneren Morphologie
Mehrere Schritte beteiligt
56
Die additive Fertigung wurde als ein praktikables Verfahren zur Herstellung von
Gerüsten basierend auf den oben erwähnten Vorteilen erkannt. Der Prozess ist
kontrollierbar, präzise, patientenspezifisch und einfach skalierbar. Die folgende
Tabelle zeigt einige AM-Gerüste, die im Handel erhältlich sind.
Tabelle 9: Anwendungen von additiv hergestellten Gerüsten
Anwendungen Material Methode Ergebnis
OsteoFab Patient specific cranial implant
OXPEKK Selektives Lasersintern
Das Gerät wird für jeden Patienten individuell gebaut, um Defekte in Schädelknochen zu korrigieren. Das Gerät wird mit der Verwendung des CT-Bildgebungsdaten und Computer-Aided Design des Patienten konstruiert, um die Abmessung jeden Implantats zu bestimmen.
Alvelac™ Dental plug b
PLGA 3D Printing Alvelac™ sollte die ursprüngliche Höhe und Breite der Sockel zu halten helfen, sodass es minimalen Knochenverlust und eine gute Knochenstruktur beibehält. Es wurde entwickelt, um die Schafthöhe und Breite zu erhalten, was eine natürliche Knochenheilung ermöglicht. Es wird in ungefähr zwei bis sechs Monaten resorbiert werden.
Osteopore PCL Gerüst Knochenfüller c
PCL FDM Osteopore PCL Gerüstknochenfüllmaterial bestehend aus Filamenten aus dreidimensional verwobenem bioresorbierbarem Polymer. Die Poren sind miteinander verbunden und das Polymer wurde als Zellgewebe-kompatibel angesehen.
TRS Schädelknochen-Hohlraumfüllerd
PCL Selektives Lasersintern
TRS Cranial Knochenhohlraumfüller (TRS C-BVF) ist ein synthetischer, poröser, osteokonduktiver Knochenhohlraumfüller aus POILPolycaprolacton (C6H-1002) X, die in vivo durch Hydrolyse vollständig abgebaut und resorbiert und anschließend vom Körper metabolisiert werden, und Hydroxylapatit (CalO (P04 6. (OH) 2) mit einer Kalziumphosphat-Knochenmineralbeschichtung (Hydroxylapatit und Octacalciumphosphat).TRS BVF hat eine verbundene poröse Struktur, die als eine osteokonduktive Matrix für das Einwachsen von Knochen wirkt.
57
AM-Materialien: Jede AM-Technik ist materialabhängig; es gibt keinen universellen
AM-Prozess. Jene Materialien, die für TE-Anwendungen AM-fähig sind, sind begrenzt.
Ein ideales biologisch abbaubares Polymergerüst sollte: ungiftig sein; in der Lage sein,
die mechanische Integrität beizubehalten, um das Gewebewachstum, die Integration
und die Differenzierung zu erleichtern; in der Lage sein, die Abbaurate zu steuern;
nicht immunogen sein; keine Infektion verursachen. Allerdings bestehen Bedenken
hinsichtlich der langfristigen Sicherheit von Gerüstabbauprodukten, der
Immunogenität und des Risikos einer Infektion oder Übertragung von Krankheiten, die
bislang ungelöst blieben.
58
8 Material für Bioprinting
Wissenschaft und Technik haben seit den späten 1960er Jahren den Kenntnisstand
zu Biomaterialien erweitert und fortentwickelt. Er umfasst nun grundlegende Aspekte
der physikalischen, chemischen, mechanischen, elektrischen und sogar der
biologischen Eigenschaften von natürlichen und synthetischen Biomaterialien.
Diese Arbeit untersucht die beliebtesten Biomaterialien, die beim Tissue Engineering
(TE) eingesetzt werden. Die meisten dieser Biomaterialien sind nachweislich für das
Bioprinting verfügbar. Die Anforderungen an Biomaterialien speziell im Tissue
Engineering werden eingangs vorgestellt, gefolgt von Polymeren, Keramiken und
Gläsern. Schließlich widmet dieses Kapitel den Hydrogelen und ihren einzigartigen
Eigenschaften besondere Aufmerksamkeit. Biomaterialien sind nicht lebensfähige
Materialien, die typischerweise in therapeutischen und diagnostischen Systemen
verwendet werden, die in Kontakt mit Gewebe oder biologischen Flüssigkeiten stehen.
Biomaterialien können in Polymere (natürliche und synthetische), Keramiken, Metalle
(Legierungen), Gläser, Kohlenstoffe und Verbundwerkstoffe eingeteilt werden, die aus
verschiedenen Kombinationen der oben genannten Materialarten bestehen.
Biomaterialien wurden zwecks Ersetzung der Funktionen der biologischen Materialien
entwickelt. Wegen ihrer einzigartigen und überlegenen Materialeigenschaften wurden
Biomaterialien in großem Umfang verwendet, um eine breite Palette von
medizinischen Geräten, pharmazeutischen Präparaten sowie diagnostischen
Produkten in medizinischen und Gesundheitsanwendungen herzustellen.50
50 (Chua, 2015)
59
8.1 Materialeigenschaften51
Die Biomaterialien, die in intrakorporalen Umgebungen verwendet werden, müssen
folgende Eigenschaften aufweisen:
• Nicht toxisch und nicht karzinogen
• Chemisch stabil und beständig gegen Korrosion; fähig, große und variable
Belastungen im menschlichen Körper zu ertragen.
• Zu komplizierten Geometrien geformt und hergestellt werden können.
Formbarkeit:
Bioprinting-Techniken sind hochspezialisierte Technologien in Bezug auf die
Materialformbarkeit. Jede Technik erfordert eine spezielle Form von Eingangsmaterial,
beispielsweise eine flüssige Suspension. Daher sollte stets sichergestellt sein, dass
die Auswahl der Materialien mit dem verwendeten Bioprinting-Verfahren kompatibel
ist, damit das ausgewählte Material effizient in der gewünschten Form hergestellt
werden kann.
Wassergehalt:
Die Menge an Wasser in einem Hydrogel bestimmt direkt die Absorptionsrate und die
Zerstreuung des gelösten Stoffs durch das Hydrogel. Der Wassergehalt im Hydrogel
sollte genau kontrolliert werden, falls der Gehalt höher als notwendig ist, was zu einer
Verschlechterung der Zellproliferationsrate führen kann. Wasser kann auf dem Gel
durch zwei Wechselwirkungen gebunden werden, hauptsächlich durch Hydratation der
polaren hydrophilen Gruppen. Zusätzliches Wasser wird als freies Wasser absorbiert,
das den Raum füllt, beispielsweise Hohlräume und Makroporen, die zwischen den
Ketten entstehen. Der Wassergehalt im Hydrogel kann entweder durch Identifizieren
der Lichtabsorption im Gel oder durch Messung der prozentualen Änderung der Masse
zwischen dem Hydrogel und seiner trockenen Form bestimmt werden.
Biokompatibilität:
Biokompatibilität ist eine kritische Eigenschaft von Biomaterialien. Die Definition
entstand zusammen mit den Fortschritten bei Materialien, die in medizinischen
Anwendungen verwendet werden. Es gibt zwei Definitionen, die weithin akzeptiert
sind:
51 (Chua, 2015)
60
• „Die Qualität, keine toxischen oder schädlichen Auswirkungen auf biologische
Systeme zu haben.“
• „Die Fähigkeit eines Materials eine geeignete Wirtreaktion in einer bestimmten
Anwendung zu erfüllen“.
Es gibt drei Punkte, die angesprochen werden sollten, um die Biomaterialdefinition
näher zu beschreiben:
1. Biokompatibilität ist eine Sammlung von Prozessen, die eine Anzahl voneinander
abhängiger Mechanismen der Wechselwirkung zwischen dem Gewebe und dem
Material umfassen. Biokompatibilität, obwohl eine wichtige Materialeigenschaft, kann
nicht als eine intrinsische Eigenschaft gelten. Die Biokompatibilität eines Materials
bezieht sich auf eine spezifische Anwendung, in der das Material verwendet wird. Kein
Material ist definitiv biokompatibel. Wenngleich eine Anzahl von Materialien unter einer
oder mehreren Bedingungen biokompatibel sein kann, kann nicht angenommen
werden, dass sie in der Lage sind, Biokompatibilität unter allen Bedingungen zu
präsentieren.
2. Es wird erwartet, dass das implantierte Material in einem menschlichen Körper eine
spezifische Funktion erfüllt, im Gegensatz zu einem bloßen Aufenthalt dort. Daher wird
Biokompatibilität auch als die Fähigkeit des Materials verstanden, kontinuierlich eine
Funktion zu erfüllen.
3. Angemessene Wirtsreaktionen erlauben, was mit anderen Worten anzeigt, dass ein
biokompatibles Material nicht unbedingt erforderlich ist, um eine Antwort zu erzeugen.
8.1.1 Geeignete mechanische Eigenschaften
Erwünscht sind statische und zyklusabhängige Eigenschaften, die Metalle haben
sollten. Zu den primären metallischen Festigkeitseigenschaften gehören Zugfestigkeit,
Elastizitätsmodul, Bruchfestigkeit und Dauerfestigkeit. Andere mechanische
Eigenschaften sollten auch bei speziellen Anwendungen wie Kriech- und
Druckfestigkeiten für dentale Anwendungen berücksichtigt werden. Für Polymere sind
die mechanischen Haupteigenschaften Zugfestigkeit, Ermüdungs- und Kriechfestigkeit
sowie Modul. Da übermäßiger Verschleiß zu einem vorzeitigen mechanischen
Versagen der Implantate und zu Abrieb führen kann, der möglicherweise nicht
biokompatibel mit dem Wirt ist, ist die Verschleißfestigkeit eine der Prioritäten der
Auswahl von Biomaterialien.
61
8.1.2 Biologische Abbaubarkeit
Die Abbaueigenschaften eines Biomaterials sind entscheidend für den Erfolg des
gerüstbasierten Bioprinting-Ansatzes. Dies liegt daran, dass im Idealfall das aus dem
Biomaterial hergestellte Gerüst von wachsenden Zellen umgestaltet sowie resorbiert
und schrittweise durch die neu gebildeten differenzierten Zellen und die extrazelluläre
Matrix (ECM) ersetzt wird. Ein wünschenswertes Merkmal ist die Synchronisation der
Polymerabbaurate mit der Rate des Einwachsens von Gewebe. Der Abbau-
Absorptions-Mechanismus wird durch eine Anzahl von miteinander in Beziehung
stehender Faktoren verursacht, einschließlich des Kristallinitätsgrades, der
Hydrophilie des Polymergrundgerüsts, des Volumens der Porosität und der Oberfläche
sowie der Anwesenheit von Katalysatoren. Ein Ausbalancieren jedes dieser Faktoren
wird es einem Implantat ermöglichen, sich langsam abzubauen, während Stress mit
einer entsprechenden Geschwindigkeit auf das umgebende Gewebe übertragen wird,
wenn dieses heilt.
8.1.3 Biologisch abbaubare Produkte
Obwohl Abbauprodukte von bioabbaubaren Polymeren als weitgehend nicht-
zytotoxisch bekannt sind, ist wenig Information in Bezug auf die von den Abbauraten
abhängige Säure-Nebenprodukt-Wirkung des Biomaterials verfügbar. In letzter Zeit
wurde berichtet, dass ein schneller Abbau des Polymers sowohl in vitro als auch in
vivo einen schädlichen Einfluss auf die Lebensfähigkeit der Zellen und die Migration in
das Gerüst ausübt. Eine allgemein akzeptierte Erklärung ist die schnelle lokale
Ansäuerung aufgrund von Polymerabbau.
8.1.4 Bioaktivität
Was ist Bioaktivität? Bevor diese Frage beantwortet wird, sollte der Begriff „bioaktives
Material“ eingeführt werden. Im Allgemeinen bedeutet bioaktiv, dass das Material eine
positive und vorteilhafte biologische Antwort des Körpers inspiriert, in dem sich das
Implantat befindet. Bioaktive wurde erstmals 1971 von Larry Hench vorgeschlagen,
der das erste Material entwickelte, das eine starke Bindung an Knochen herstellen
konnte. Daher bezeichnete die Bioaktivität anfänglich Materialien, die sich mit Knochen
verbinden konnten. Später wurde diese Definition erweitert und Materialien, die sich
an Weichgewebe binden oder biologische Stimulanzien freisetzen können, werden
seither ebenfalls als bioaktiv angesehen. Die Wechselwirkung zwischen Material und
Zellen wird sowohl von chemischen als auch von strukturellen Signalmolekülen
62
gesteuert, die eine entscheidende Rolle für die Zelladhäsion und das weitere
Zellverhalten nach dem ersten Kontakt spielen. Das Ausmaß der anfänglichen
Zelladhäsion bestimmt Form, Größe, Anzahl und Verteilung von auf der Zellmembran
gebildeten fokalen Adhäsionsplaques, die dann die Form und Größe des
zellspreizenden Bereichs definieren. Das Ausmaß der Ausbreitung ist entscheidend
für das weitere Proliferations-, Migrations- und Differenzierungsverhalten von
verankerungsabhängigen Zellen. Die derzeitigen Strategien, die zur Kontrolle der
Proliferation und anderer Zellverhaltensweisen gegenüber Biomaterialien eingesetzt
werden, umfassen das Strukturieren der Materialoberflächen mit adhäsiven Molekülen
oder das Einbringen einer kontrollierten Freisetzung von Biomolekülen, z.B. Hormone,
Enzyme, natürliche Wachstumsfaktoren oder synthetische Zellzyklus-Regler.
8.1.5 Sterilisation: Überlegungen
Die Sterilisation ist ein wesentlicher Prozess für alle zu implantierenden Materialien
und/oder Geräte. Aus wirtschaftlichen Erwägungen werden teure Vorrichtungen (z.B.
chirurgische Instrumente) mehrfach verwendet, wobei in diesen Fällen eine
Sterilisierung vorgeschrieben ist, bevor die Vorrichtungen anderen Patienten
implantiert werden. Es gibt drei traditionelle Sterilisationsmethoden, die üblicherweise
verwendet werden, nämlich Dampfsterilisation, Gammastrahlungssterilisation und
Ethylenoxid (EtO) Gassterilisation. Jede Methode muss dasselbe Ziel erreichen,
nämlich lebende Organismen und Viren aus dem Gerät/Material zu entfernen oder sie
zu zerstören.
8.2 Polymere
Ein Polymer ist ein großes Molekül, das aus zahlreichen wiederholten Untereinheiten,
d.h. Monomeren, besteht. Aufgrund ihrer vielfältigen Eigenschaften sind sowohl
natürliche als auch synthetische polymere Produkte zu einem unverzichtbaren und
allgegenwärtigen Produkt unseres täglichen Lebens geworden. Polymere von
natürlichen Biopolymeren wie Proteinen zu synthetischen Kunststoffen, zum Beispiel
Polystyrol, sind fundamental für biologische Strukturen und Funktionen. Durch
Einstellen der Kombinationsverhältnisse während der Polymerisation können
einzigartige physikalische Eigenschaften wie Viskoelastizität und Zähigkeit erhalten
bleiben. Der folgende Abschnitt konzentriert sich auf synthetische Polymere und stellt
deren Eigenschaften und Anwendungen vor.
63
8.2.1. Natürliche Polymere
Natürliche Polymere, die im Bioprinting und Tissue Engineering verwendet werden,
sind normalerweise Hydrogele. Daher werden die natürlichen Polymere einschließlich
Gelatine, Kollagen, Hyaluronsäure (HA), Fibrin, Alginat, Chitosan und Chitin in
Abschnitt 5.1 (Hydrogel) dargestellt.
8.2.2 Synthetische Polymere
8.2.2.1 Poly-L-lactic acid
Poly-L-lactic acid (PLLA) ist ein synthetisches, resorbierbares und biologisch
abbaubares Polymer, das in die α-Hydroxysäuregruppe von Verbindungen fällt. Es ist
ein kristallines Polymer mit ungefähr 37% Kristallinität; der Kristallinitätsgrad hängt von
den Polymerverarbeitungsparametern und dem Molekulargewicht ab. Die
Glasübergangs- und Schmelztemperaturen betragen normalerweise 60-65 º C bzw.
175 º C. Im Gegensatz zu Polyglycolid ist PLLA ein langsam abbauendes Polymer,
das geringe Dehnung, hohe Zugfestigkeit und ein hohes Modul (~ 4,8 GPa) aufweist,
was es zu einem geeigneten Kandidaten für die Lastaufnahme macht. PLLA kann zur
Bildung von hochfesten Fasern verwendet werden und wurde daher bei der
Herstellung von Gerüsten zum Ersatz von Bändern eingesetzt. Üblicherweise sind
jedoch 2 bis 5,6 Jahre nötig, um PLLA mit hohem Molekulargewicht in vivo vollständig
abzubauen. Zusätzlich steht die Abbaurate in einer Korrelation zum Kristallinitätsgrad
und zur Matrixporosität.
PLLA wird seit den 1990er Jahren in verschiedenen orthopädischen und
Maxillofazialen Verfahren eingesetzt. Im Jahr 1999 wurden Implantate, die PLLA für
die intradermale Injektion enthielten, in Europa zur Korrektur von Hautdepressionen
und der Zunahme des Volumens von depressiven Hautbereichen wie Narben, Falten
und Hautfalten zugelassen. PLLA wurde auch in den USA zur Korrektur und
Wiederherstellung der Zeichen des Gesichtsfettverlusts aufgrund schwerer
Gesichtslipoatrophie, die durch eine Infektion mit dem humanen Immundefizienz-Virus
(HIV) entstanden war, zugelassen.
8.2.2.2 Poly glycolic acid
Poly (glycolic acid) ist ein Thermoplast mit hoher Steifigkeit und Kristallinität (46-50%).
Diese hohe Kristallinität macht es in den meisten organischen Lösungsmitteln außer
64
hochfluorierten organischen Lösungsmitteln, beispielsweise Hexafluorisopropanol,
unlöslich. Der Glasübergang (Tg) und die Schmelztemperatur (Tm) betragen 36 ° C
bzw. 225 ° C. Da das Abbauprodukt (Glykolsäure) ein natürlicher Metabolit ist, findet
PGA in der Medizin Anwendung, etwa bei resorbierbarem Nahtmaterial, und ist dort
sehr beliebt geworden. Poröse Gerüste und Schäume können ebenfalls aus PGA
hergestellt werden. Es ist jedoch zu beachteten, dass die Eigenschaften, insbesondere
die Abbaueigenschaften, variieren können, falls unterschiedliche
Verarbeitungstechniken zum Einsatz kommen.
Abbildung 19: Molekülstruktur von Poly glycolic acid
Das PGA-Molekül ist in Abb. 19 dargestellt; es beinhaltet im Allgemeinen den Abbau
einer statistischen Hydrolyse seiner Esterbindungen. Neben der Hydrolyse wird PGA
auch durch bestimmte Enzyme, insbesondere solche mit Esterase-Aktivität, abgebaut.
Glykolsäure kann über den Urin ausgeschieden werden. Die Abbaurate ist durch eine
Reihe von Faktoren bestimmt, einschließlich Konfigurationsstruktur, Kristallinität,
Morphologie, Molekulargewicht, Implantationsstelle und dergleichen. Sowohl in vitro
als auch in vivo Studien haben vorgeschlagen, dass PGA ausreichend biokompatibel
sein soll. Zwei Hauptanliegen wurden ebenfalls angesprochen. Das erste liegt in
orthopädischen Anwendungen, die normalerweise Implantate mit großen
Abmessungen erfordern, was zur Freisetzung von Abbauprodukten führt, die hohe
lokale Säurekonzentrationen enthalten. Es wurde festgestellt, dass PGA während des
sauren Abbaus toxische Lösungen produzieren kann. Ein anderes Problem ist die
Entzündungsreaktion, die durch kleine Partikel ausgelöst werden kann, die während
des Abbaus freigesetzt werden. Da PGA erfolgreich bei klinischen Anwendungen wie
Nähten verwendet wurde, wird ihr Einsatz in Fixiervorrichtungen oder
Ersatzimplantaten als biokompatibel angesehen.
65
8.2.2.3 Poly Caprolacton
Poly (Caprolacton) ist ein semikristallines Polymer, dessen Tg und Tm ungefähr -60 º C
bzw. 59-64 º C betragen.
Abbildung 20: Molekülstruktur von Poly Caprolacton
Die molekulare Struktur von PCL ist in Abb. 20 dargestellt. PCL ist als ungiftiges und
gewebeverträgliches Material anerkannt. Es wird mit einer geringen Geschwindigkeit
abgebaut; typischerweise benötigt ein Molekulargewicht von 50.000 fast drei Jahre,
um vollständig in vitro abgebaut zu werden. PCL kann als Basispolymer in der
Entwicklung von langfristigen, implantierbaren Arzneimittelverabreichungssystemen
verwendet werden. Es wird durch Ringöffnungspolymerisation des cyclischen
Monomers ε - Caprolacton hergestellt.
8.2.2.4 Poly lactide-co-glycolide
L- und DL-Lactide werden beide zur Co-Polymerisation verwendet. Poly (L-Lactidco-
Glycolid) (PLGA) wird zu amorphen Polymeren, wenn ein Zusammensetzungsbereich
von 25-75% vorliegt. 50/50 PLGA ist stark hydrolytisch instabil und an jedem Ende des
Copolymerschicht-Zusammensetzungsbereiches zeigt PLGA hohe Beständigkeit
gegen hydrolytischen Abbau. PLGA unterliegt einer Massenerosion durch
Esterbindung-Hydrolyse. Die Abbaurate wird durch verschiedene Parameter wie
LA/GA-Verhältnis, Matrixstruktur und Molekulargewicht beeinflusst. PLGA ist aufgrund
seiner guten Verarbeitbarkeit ein sehr beliebtes Copolymer, das die Herstellung
verschiedener Strukturen und Formen erleichtert. Es wurde verwendet, um Gerüste
herzustellen und Arzneimittelabgabesysteme zu kontrollieren.
66
8.3 Keramik und Gläser
Keramiken und Gläser umfassen eine breite Palette anorganischer/nichtmetallischer
Zusammensetzungen. In diesem Abschnitt werden die wichtigsten Arten von Keramik
und Glas vorgestellt, wobei ich mich auf ihre einzigartigen Eigenschaften im
Zusammenhang mit Tissue Engineering konzentriere.
8.3.1 Hydroxyapatite (HAP)
Synthetisches Hydroxyapatit ist ein beliebtes Material für die Knochenreparatur, da es
dem Knochenmineral chemisch ähnlich ist. Synthetics HAP kann durch
Lösungschemie oder aus natürlichen Materialien hergestellt werden. Synthetisches
HAP gilt als Osteokonduktiv, da es die Anheftung, Migration, Proliferation und
phänotypische Expression von Knochenzellen erleichtert, was zur Bildung von neuen
Knochen führt. Es ist offensichtlich, dass die Mikrostruktur durch eine Veränderung der
Porosität modifiziert werden kann, die auch die mechanische Festigkeit der HAP-
Keramik bestimmt. Wenn die Vorbereitungstemperatur erhöht wird, nehmen die
Porosität und die Oberfläche von HAP-Keramiken entsprechend ab. Es ist auch
anzumerken, dass eine zunehmende Porosität zu einer verringerten Druckfestigkeit
führt. Daher sollten Dichte und Porosität bei der Auswahl von HAP-Keramiken
berücksichtigt werden. HAP-Keramiken wurden aufgrund ihrer ausgezeichneten
Biokompatibilität in Knochen, Weichteilen und anderen Organen ausgiebig eingesetzt.
Keramikimplantate können sich langsam auflösen und somit durch nativen Knochen
ersetzt werden, wodurch die mechanischen Eigenschaften der Gewebe maximiert
werden.52
8.3.2 Aluminiumoxid (Aluminia)
Aluminiumoxid war in den letzten vier Jahrzehnten ein sehr beliebtes Material zur
Herstellung der Komponenten von chirurgischen und Prothesenvorrichtungen.
Aluminiumoxid ist ein inertes Material und sehr korrosionsbeständig. Daher kann es
während eines langen Einsatzes, üblicherweise mehr als 10 Jahre, stabil bleiben,
währenddessen eine minimale Antwort von den Geweben induziert wird. Es existiert
in sechs Kristallphasen, nämlich α, δ, γ, η, θ und χ. Das gebräuchlichste Aluminiumoxid
52 (H. Oonishi, 2000)
67
ist α-Aluminiumoxid, ein nicht-poröses, dichtes und fast inertes Material. Seine Härte
liegt nahe bei jener von Diamanten (9 auf der Mohs-Skala). Die Materialeigenschaften
(z.B. Festigkeit, Bruch- und Ermüdungsbeständigkeit) hängen von der Korngröße, der
Materialreinheit und der Porosität ab. Tabelle 10 zeigt die wichtigsten mechanischen
Eigenschaften.53
Tabelle 10: Mechanische Eigenschaften von 99,5% reinem Aluminiumoxid
Dichte Biegefestigkeit Druckfestigkeit Poisson-Verhältnis Bruchzähigkeit Härte Elastizitätsmodul Schubmodul Kompressionsmodul
3,97 g/cm³ 345 MPa 2100 MPa 0,21 3,5 MPa.m1/2 1000 kg/mm2 300 GPa 124 GPa 172 GPa
Aluminiumoxid ist biokompatibel, aber nicht bioresorbierbar; das bedeutet, dass es im
menschlichen Körper als Fremdmaterial erkannt wird. Die sich ergebende Wirkung des
Körpers isoliert das Aluminiumoxid-Implantat, indem eine faserige Kapsel erzeugt wird,
die es umgibt. Obwohl mehrere Lösungen verfügbar sind, um die Bildung einer solchen
faserigen Kapsel nachhaltig zu verhindern, werden Fremdkörperreaktionen
unvermeidlich durch die Aluminiumoxidteilchen induziert, die während des
Verschleißes des Aluminiumoxidimplantats entstehen.
8.3.3 Bioaktives Glas
Bioaktive Gläser sind ideale Kandidaten für Tissue Engineering, da sie auf amorphem
Silikat basierende Materialien sind, die an Knochen binden und das Wachstum neuer
Knochen stimulieren können, während sie sich im Laufe der Zeit lösen. 45S5
Bioglass® (Komposition: 46.1% SiO2, 24.4% NaO, 26.9% CaO und 2.6% P2O5, in
Mol-%) ist das erste bioaktive Glas, das nach der Implantation in den menschlichen
Körper eine Grenzflächenbindung mit dem Wirtsgewebe eingeht. Es wurde auch
herausgefunden, dass die Stärke der Grenzflächenbindung zwischen kortikalem
Knochen und Bioglass® noch größer war als die Stärke des Wirtsknochens. Andere
Glastypen mit unterschiedlicher Komposition wurden ebenfalls als bioaktiv identifiziert.
53 (Chua, 2015)
68
Darüber hinaus wurden phosphatbasierte Gläser entwickelt, die eine hohe
Resorptionsrate aufweisen.
8.3.4 Klinische Produkte
8.3.4.1 Hydroxylapatit (HAP)
Eine typische HAP-klinische Anwendung ist die Beschichtung von orthopädischen
Implantaten. Beschichtungen werden mit der Plasma-Spray-Methode abgeschieden.
Dieses Sprühverfahren verwendet ein HAP-Quellenmaterial, das eine Mischung aus
kristallinen Calciumphosphaten mit 95% HAP und einem amorphen Calciumphosphat
darstellt. Das Ziel der Verwendung von HAP-beschichteten Implantaten besteht darin,
eine starke Bindung zwischen dem Wirtsknochen und der Metalllegierung zu bilden,
während der Bedarf an Knochenzement wegfällt. Ein weiteres erfolgreiches HAP-
Produkt ist ApaPore® (Apatech Ltd., Elstree, UK). Es ist eine poröse HAP, die eine
verbundene Makroporosität und etwas Mikroporosität aufweist. ApaPore® wird bei
Einklemmungsverpflanzungen für spinale Fusionen zur Behandlung von
Knochendefekten und zur zementierten Revision von Arthroplastik eingesetzt.
8.3.4.2 Aluminiumoxid (Aluminia)
Aufgrund seiner überlegenen Verschleißfestigkeit wurde Aluminiumoxid seit den
1970er Jahren in orthopädischen Anwendungen eingesetzt.
Abbildung 21: Implantate mit totalem Knie (rechts) und totalem Hüftgelenkersatz (links)
69
Abbildung 21 zeigt ein Beispiel für Implantate mit totalem Kniegelenkersatz und
Hüftimplantaten. Im Allgemeinen werden ein metallischer Oberschenkelschaft, ein
Aluminiumoxid-Oberschenkelkopf und eine Hüftgelenkpfanne aus Polyethylen
gemeinsam für Hüftprothesen verwendet. Poröses Aluminiumoxid dient als
Knochenabstandshalter zum Ersetzen von Knochenabschnitten, die aufgrund einer
traumatischen Verletzung oder von Krebs entfernt wurden. Knochenabstandshalter
werden in natürliches Gewebe implantiert. Die Porosität von
Aluminiumoxidimplantaten sollte mehr als 30% betragen und typische Porengrößen
sollten nicht kleiner als 100 μm sein. Dies ermöglicht eine Infiltration der
Knochenzellen, die Vaskularisierung fördert, was wiederum die neue Knochenbildung
ermöglicht.
Abbildung 22: Zahnimplantate aus Aluminiumoxid
In Abb. 22 sind einige Implantate zu sehen, die für zahnmedizinische Anwendungen
mit dichtem Aluminiumoxid (Einkristall) als Zahnersatz verwendet wurden. Allerdings
ist die Verwendung von Zahnimplantaten aus Aluminiumoxid in letzter Zeit aufgrund
ihres hohen Elastizitätsmoduls im Vergleich zum natürlichen Gewebe und wegen der
Unfähigkeit, sich zu biegen, kontinuierlich zurückgegangen.54
54 (Chua, 2015)
70
9 Metalle
Biomaterialien sind nicht als lebensfähige Materialien definiert, die in der Medizin zur
Verbindung mit biologischen Einheiten eingesetzt werden. Biomaterialien werden für
eine ganze Reihe von Anwendungen verwendet, von Implantaten und Prothesen (z.B.
Hüftimplantaten und künstlichen Herzklappen) bis zur Geweberegeneration und
Arzneimittelabgabe. Metalle und ihre Legierungen kommen in großem Umfang bei der
Herstellung medizinischer Geräte zum Einsatz.
Tabelle 11: Die wichtigsten Materialien der Wahl für Biomaterialien im klinischen Einsatz
Die wichtigsten Materialien der Wahl für Biomaterialien im klinischen Einsatz
Materialien Verwendungen
Titanlegierungen Zahnimplantate, Femurstämme, Herzschrittmacherdosen,
Herzklappen, Frakturplatten, Wirbelsäulenkäfige
Kobalt-Chrom-Legierungen
Lagerflächen, Herzklappen, Stents, Herzschrittmacherleitungen
Platingruppen-legierungen
Elektroden
NiTiNOL Formspeicheranwendungen
Edelstahl Stents, orthopädische Implantate
Aluminiumoxid Auflagefläche
Calcium Phosphats Bioaktive Oberflächen, Knochenersatzstoffe
Kohlenstoff Herzklappen
UHMW Polyethylen Auflagefläche
PEEK Spinal Käfige
PMMA Knochenzement, Intraokularlinsen
Silikone Weichgewebevermehrung, Isolierleitungen,
ophthalmologische Geräte
Polyurethan Schrittmacherleitung Isolierung
Expandiertes PTFE Gefäßtransplantate, Herzklappen
Polyester Textil Gefäßtransplantate, Herzklappen
71
Beispielsweise werden, wie Tabelle 11 zeigt, Titan und seine Legierungen aufgrund
ihres hohen Festigkeits-Gewichts-Verhältnisses und ihrer Biokompatibilität in großem
Umfang für Implantat-Materialien verwendet. Aufgrund ihrer hohen Festigkeit und
Duktilität sind sie in der Regel als Implantate und Vorrichtungen zum Ersetzen von
beschädigtem oder erkranktem Gewebe in lasttragenden Anwendungen geeignet, bei
denen eine langfristige Leistung erforderlich ist. Diese ausgezeichneten Eigenschaften
und die relativ leichte Verarbeitung haben dazu geführt, dass Titan und seine
Legierungen für die Verwendung als poröse Implantate zur Reparatur von
Knochendefekten dreidimensional gedruckt werden. Titanlegierungen und eine
Vielzahl anderer Metalle werden durch additive Fertigungstechniken wie Selective
laser melting (SLM) und Electron beam Melting (EBM) verarbeitet.55
Die mechanischen Eigenschaften, die Verschleißfestigkeit und die
Korrosionsbeständigkeit von Metallen können durch Legieren mit anderen Metallen
weiter angepasst werden. In diesem Abschnitt werden verschiedene Arten von
Metallen und deren Legierungen, die üblicherweise im 3D-Druck von medizinischen
Implantaten verwendet werden, überprüft. Metalle und ihre Legierungen im 3D-Druck
für die Medizin können in drei Hauptgruppen eingeteilt werden:
● Herkömmliche Metalle und deren Legierungen
● Formgedächtnislegierungen
● Biologisch abbaubare Metalle
9.1 Herkömmliche Metalle und deren Legierungen
Herkömmliche metallische Biomaterialien werden als bioinert eingestuft, da sie keine
unerwünschten lokalen oder systemischen Wirkungen hervorrufen sollen. Es wurde
jedoch gezeigt, dass mehrere dieser Metalle und Legierungen eine direkte Bindung zu
Knochen durch die Bildung einer Oxidschicht auf ihrer Oberfläche hervorbringen. Titan
und seine Legierungen, Edelstahl und andere Legierungen auf Kobaltbasis sind seit
Langem etablierte metallische Werkstoffe für biomedizinische Anwendungen.56
55 (Kalaskar, 2017) 56 (Susmita Bose, 2013.)
72
9.1.1 Titan und seine Legierungen
Titan und seine Legierungen sind die vorherrschende Wahl für AM zur
Langzeitimplantation. Titan lässt sich leicht passivieren, um eine dünne Oxidschicht zu
bilden, die es biokompatibel macht und die osseointegrative Eigenschaften aufweist
(die Bildung einer direkten Bindung zwischen Knochen und Implantat, die zu einer
dauerhaften Fixierung des Implantats innerhalb der Implantationsstelle führt). Titan
wird häufig in Zahnimplantaten, Femurstielen, Knieprothesen, Herzschrittmachern,
Herzklappen, Frakturplatten und Wirbelsäulenkäfigen sowie bei einer Vielzahl
sonstiger Geräte verwendet. Titan kann auch mit Aluminium, Vanadium und Niob
legiert werden, wobei am häufigsten Ti6Al4V- oder Ti6Al7Nb-Legierungen gebildet
werden. Legieren von Titan macht es widerstandsfähiger gegen Korrosion und erhöht
seine Scherfestigkeit. Kommerziell reines Titan besteht vollständig aus einer
hexagonal close-packed (hcp) Kristallstruktur, die als α-Phase bezeichnet wird. Diese
Kristallstruktur führt zu Titan mit hohem Modul, niedriger Fließspannung und niedriger
Zugfestigkeit. Sobald es jedoch mit β-Stabilisatoren wie Molybdän, Vanadium, Tantal
und Niob legiert wird, entsteht eine Mischung von α- und β-Phasen. Dies erhöht die
Fließspannung und die Zugfestigkeit der Legierungen, wodurch deren Leistung
verbessert wird. Die Zugabe anderer β-Phasenstabilisatoren wie Zirconiumdioxid,
Tantal und Niob zu Titan kann die Elastizitätsmodule von Titan auf weniger als 60 GPa
fast halbieren. Dies ist eine nützliche Methode, um Materialien mit mechanischen
Eigenschaften zu erzeugen, die näher an denen des Wirtsknochens liegen.
9.1.2 Edelstahl, andere Metalle und Legierungen
Edelstähle sind kostengünstig, leicht verfügbar und leicht zu bearbeiten, weshalb sie
häufig in der medizinischen Industrie verwendet werden. Ihre hohe Festigkeit und
Korrosionsbeständigkeit machen sie zu einem geeigneten Biomaterial für Implantate
für tragende Anwendungen. AM von Edelstahl hat jedoch aufgrund von
Herausforderungen, die mit der Verarbeitung von Edelstahlpulver einhergehen, einen
langsamen Fortschritt erfahren. Daher sind nur eine Handvoll Berichte verfügbar, die
die Genauigkeit von Verarbeitungsparametern wie 3D-gedruckte strukturelle
Ungenauigkeiten, Oberflächenbeschaffenheit und mechanische Eigenschaften
untersuchen. Poröse Strukturen aus Kobalt-Chrom-Legierungen und Tantal wurden
unter Verwendung von AM-Techniken für lasttragende Implantate hergestellt. Obwohl
73
die Literatur zu CoCr-Legierungen widersprüchliche Ergebnisse zur Synthese von
porösen Strukturen aufweist, hat die Forschung zu Tantal sehr interessante
Ergebnisse hervorgebracht. Poröses Tantal wurde mit einem Elastizitätsmodul
hergestellt, der dem von Knochen entspricht, wodurch die Stressabschirmung
minimiert wird; ein vielversprechendes Ergebnis für die zukünftige Entwicklung von
Implantaten.
Abbildung 23: Schematische Spannungsdehnungskurven für Edelstahl, NiTiNOL und menschliche Knochen
Abbildung 23 zeigt schematische Spannungsdehnungskurven für Edelstahl, NiTiNOL
und menschliche Knochen.57
9.1.3 Formgedächtnislegierungen
Formgedächtnislegierungen (SMA) sind Materialien, die großen pseudoelastischen
Verformungen unterliegen können, während sie die Fähigkeit besitzen, sich in ihre
ursprüngliche Form zurückzubegeben, wenn sie einmal einem Speichermedium wie
etwa einer spezifischen Temperatur, Spannung oder Dehnung ausgesetzt waren.
Mehr als 90% aller Formgedächtnislegierungsanwendungen basieren auf der Ni-Ti-
Komposition. Am bekanntesten ist die Komposition des Nickel Titanium Naval
Ordnance Laboratory (NiTiNOL). Die NiTiNOL Atomstruktur erlaubt es, als zwei
57 (Kalaskar, 2017)
74
Phasen (Austenit oder Martensit) in Abhängigkeit von seiner Temperatur vorhanden
zu sein.
Wenn es sich zwischen diesen beiden Phasen umwandelt, was als martensitische
Transformation bekannt ist, ändert sich der Abstand innerhalb des Atomgitters,
wodurch es seine Form ändern kann. Diese einzigartige Funktionalität kann auf eine
Reihe von Temperaturen abgestimmt werden, die für den Einsatz im menschlichen
Körper geeignet sind. Folglich wurde NiTiNOL bei einer Vielzahl von Anwendungen
einschließlich der Orthopädie als Führungsdrähte, Klammern und Anker verwendet
und es wird zum Einsatz bei großen Knochenverletzungen entwickelt. AM-
Technologien wie SLM wurden zur Herstellung von NiTiNOL-Implantaten gebraucht.
NiTiNOL ist ferner für seine Verwendung als selbstexpandierender kardiovaskulärer
Stent bekannt.
9.2 Biologisch abbaubare Metalle
Biologisch abbaubare Metalle sind Metalle, die während oder nach ihrer Funktion im
Körper abgebaut werden. Typischerweise dient dieses Material als Implantat zur
Unterstützung des Gewebewachstums, insbesondere bei orthopädischen,
kardiovaskulären und pädiatrischen Anwendungen. Der Vorteil abbaubarer Implantate
besteht darin, dass sie nach der Gewebeheilung nicht entfernt werden müssen, was
kostspielige und invasive Sekundäroperationen erspart. Sie können auch bei jungen
Patienten, die noch wachsen, eingesetzt werden. Aktuelle abbaubare
Metalllegierungen sind Magnesium und Eisenbasis. Magnesium hat im Vergleich zu
Fe und Edelstahl schlechtere mechanische Eigenschaften. Direktes AM von Mg und
seinen Legierungen mit SLM ist aufgrund der Verdampfung von Mg bei erhöhten
Temperaturen schwierig. Es wurden nur sehr wenige Versuche unternommen, Mg-
Gerüste unter Verwendung von AM direkt herzustellen. Andere haben erfolgreich AM-
Negativformtechniken eingesetzt, um poröse Strukturen mit Mg zu erzeugen. Im
Vergleich dazu kann biologisch abbaubares Eisen jedoch relativ leicht additiv
hergestellt werden; aufgrund seines langsamen Abbaus wird es allerdings als ähnlich
wie ein permanentes Implantat angesehen.58
58 (Kalaskar, 2017)
75
10 Hydrogele
Aufgrund ihres hohen Wassergehalts haben Hydrogele im Bioprinting und Tissue
Engineering großes Interesse erfahren. Ein Hydrogel ist eigentlich ein
dreidimensionales Netzwerk aus einer Reihe von hydrophilen Polymerketten, die
durch physikalische oder chemische Bindung in Gegenwart von Wasser vernetzt
werden. Im Wesentlichen sind Hydrogele wassergequollene Gele und polymere
Strukturen, die zusammengehalten werden durch: (1) primäre kovalente
Vernetzungen; (2) Wasserstoffbrückenbindungen; (3) ionische Kräfte; (4) Affinitäts-
oder „Bio-Erkennung“-Wechselwirkungen; (5) physikalische Verwicklungen einzelner
Polymerketten; (6) Polymerkristallite; (7) hydrophobe Wechselwirkungen; (8) eine
Kombination aus zwei oder mehreren der oben genannten Wechselwirkungen.
Hydrogele sind hochabsorbierende natürliche oder synthetische Polymere und sie
können bis zu 99,9% Wasser enthalten. Einige chemische Hydrogele können aufgrund
kleiner Änderungen ihrer Umgebung, wie Temperatur, pH-Wert und elektrisches Feld,
sogar bis zum 1000-Fachen im Volumen reversibel quellen oder schrumpfen. Es gibt
eine Reihe von Möglichkeiten zur Kategorisierung von Hydrogelen, basierend auf den
Herstellungsmethoden, der Ionenladung oder den physikalisch-chemischen
Strukturmerkmalen. In diesem Abschnitt werden Hydrogele schlicht als natürlich und
synthetisch klassifiziert; die typischen Hydrogele werden vorgestellt, gefolgt von einer
Schilderung ihrer einzigartigen Eigenschaften im Bioprinting. 59
10.1 Natürliche Polymere
10.1.1 Kollagen
Kollagen, ein bekanntes Protein, wurden in biomedizinischen Anwendungen ausgiebig
verwendet, da sie der Hauptbestandteil von natürlicher ECM sowie das am häufigsten
vorkommende Protein in Säugetiergeweben sind. Obwohl eine große Anzahl von
natürlichen und synthetischen Polymeren als Biomaterialien verwendet wird,
unterscheiden sich die Eigenschaften von Kollagen von denen synthetischer Polymere
hauptsächlich in ihrer Art der Wechselwirkung im Körper. Mehr als 20 Kollagentypen
wurden entdeckt, aber ihre grundlegenden Strukturen sind die gleichen wie jene, die
59 (Chua, 2015)
76
aus drei Polypeptidketten bestehen. Diese drei Ketten wickeln sich umeinander und
schaffen dadurch eine dreisträngige Seilstruktur. Die Stränge werden durch kovalente
Bindungen und Wasserstoff zusammengehalten. Stabile Kollagenfasern können sich
initiativ durch selbstaggregierende Stränge bilden. Darüber hinaus können die
mechanischen Eigenschaften von Kollagenfasern durch Einführung chemischer
Vernetzungsmittel wie Carbodiimid und Glutaraldehyd verbessert werden. Kollagen
können auf natürliche Weise durch Metalloproteasen abgebaut werden, und somit
kann der Abbauprozess lokal durch Zellen im manipulierten Gewebe kontrolliert
werden.
10.1.2 Gelatine
Gelatine, ein Protein-basiertes Polymer, wird durch partielle Hydrolyse von Kollagen
gewonnen. Eine chemische Vorbehandlung, gefolgt von einer Wärmebehandlung,
zerstört die Kollagenproteinstruktur, was zu einem Helix-zu-Coil-Übergang und zur
Umwandlung in lösliche Gelatine führt. Gelatine hat eine niedrigere Antigenität als
Kollagen. Gelatine unterliegt einer Gelierung während einer Temperaturänderung.
Gelatine wurde jedoch durch Zugabe einer Methylacrylatgruppe (methylacrylierte
Gelatine oder GelMA) zu photopolymerisierbarem Hydrogel modifiziert. Mehrere
Studien haben GelMA für das Bioprinting verwendet.
10.1.3 Fibrin
Fibrin wurde kürzlich als injizierbare Gerüste und Zellliefervehikel eingesetzt. Der
Hauptvorteil ist, dass Fibrinogen autolog aus Plasma gewonnen werden kann, was die
Risiken einer Fremdkörperreaktion reduziert. Fibrin wird im Allgemeinen als Klebstoff
eingesetzt, der aus Thrombin- und Fibrinogen-Lösungen besteht. In der Chirurgie dient
Fibrinkleber hauptsächlich zur Blutstillung. Darüber hinaus hat es sich bei
Hauttransplantaten und der Abgabe eines exogenen Wachstumsfaktors als
vielversprechend erwiesen, indem es die Wundheilungszeit signifikant verringert.
10.1.4 Alginat
Alginat hat seinen Wert in einer Vielzahl medizinischer Anwendungen bewiesen,
einschließlich Medikamentenstabilisierung und -abgabe sowie Zellkapselung. Es hat
77
eine geringe Toxizität, geliert unter sanften Bedingungen und kann aus braunem
Seetang und Bakterien gewonnen werden. Alginat ist ein Polysaccharid-Copolymer
aus α-L-Guluronsäure (G) und (1-4) verknüpften β-D-Mannuronsäure (M) Monomeren.
Die G und M Monomere sind sequenziell entweder in alternierenden oder sich
wiederholenden Blöcken verteilt. Die Spezies, der Standort und das Alter des
Seetangs sind jene Einflussfaktoren, die die Menge und Verteilung jedes Monomers
bestimmen. Alginat-Gele werden als Ergebnis von zweiwertigen Kationen (z.B. Ba²
oder Ca²) gebildet, die zusammenwirkend mit G Monomer blocken und eine
Wechselwirkung hervorbringen, um ionische Brücken zwischen Polymerketten zu
erzeugen. Durch Änderung und Einstellung des G- und M-Verhältnisses zusammen
mit dem Molekulargewicht der Polymerkette, der Vernetzungsdichte und den daraus
resultierenden mechanischen Eigenschaften können sie leicht manipuliert werden. Es
wurde festgestellt, dass ionisch vernetzte Alginat-Hydrogele langsam reagieren und
eine unkontrollierte Auflösung, anstatt eines spezifischen Abbautrends, erfolgt.
10.1.5 Chitin und Chitosan
Chitin und Chitosan haben sich als nützlich bei Wundverbänden und
Arzneimittelabgaben erwiesen. Chitin ist ein Polysaccharid, das aus statistisch
verteilten N-Acetylglucosamin- und N-Glucosamin-Einheiten besteht. Die Monomer-
Einheiten können je nach Ableitungsverfahren auch blockweise verteilt sein. Chitosan
ist eine Variante von Chitin, eines deacetylierten Gegenstücks. Das Biopolymer wird
Chitin genannt, wenn die Anzahl der N-Acetylglucosamin-Einheiten höher als 50% ist.
Andernfalls heißt das Biopolymer Chitosan. Chitin und Chitosan werden kommerziell
aus Schalentieren wie Garnelen und Krabben gewonnen.
Chitosan ist durch Enzyme beim Menschen abbaubar und ähnelt strukturell
Glykosaminolglycanen.
78
Abbildung 24: Chemische Struktur von Alginat
Abbildung 24 zeigt die Molekülstruktur von Chitosan, welches leicht in verdünnten
Säuren gelöst werden und dann geliert werden kann, indem der pH-Wert erhöht wird.
Chitosan wird durch Lysozym abgebaut; die Abbaukinetik ist umgekehrt proportional
zum Kristallinitätsgrad.
10.1.6 Hyaluronsäure (HA)
HA ist ein Glykosaminolglycan (GAG) und kann in fast jedem Säugetiergewebe
gefunden werden. Es ist natürlich durch Hyaluronidase abbaubar und wurde häufig zur
Wundheilung und in der Synovialflüssigkeit von Gelenken verwendet. HA ist ein
lineares Polysaccharid, bestehend aus einem sich wiederholenden Disaccharid aus
(1-3) und (1-4) verknüpfter β-D-Glucuronsäure und N-Acetyl-β-dglucosamin-Einheiten.
Abbildung 25: Chemische Struktur von Hyaluronsäure
Seine molekulare Struktur ist in Abbildung 25 dargestellt. Diverse Verfahren können
angewandt werden, um HA-Hydrogele zu bilden, etwa kovalentes Vernetzen mit
79
Hydrazidderivaten, Annealing und Veresterung. Darüber hinaus kann HA mit Alginat
und Kollagen kombiniert werden, um zusammengesetzte Hydrogele zu bilden.
10.2 Synthetische Hydrogele
Die natürlichen Hydrogele, die im letzten Abschnitt präsentiert wurden, werden
aufgrund ihrer überlegenen inhärenten Biokompatibilität immer beliebter. Im
Gegensatz dazu haben synthetische Hydrogele ihre Vorteile auf dem Gebiet der
regenerativen Medizin, einschließlich hochabstimmbarer und konsistenter
Eigenschaften und einfacherer Herstellung im großen Maßstab. Dieser Unterabschnitt
stellt die drei am häufigsten verwendeten synthetischen Hydrogele vor.
10.2.1 Poly 2-hydroxyethyl Methacrylate (PHEMA)
PHEMA Hydrogele wurden als Implantat-Materialien seit den späten 1960er Jahren
verwendet. Die Gelnetzwerke können durch Fällungspolymerisation von 2-
Hydroxyethylmethacrylat gebildet werden. Das daraus resultierende Hydrogel ist
biologisch inert, aber relativ schwach. Es zeigt auch eine hohe Resistenz gegenüber
Zelladhäsion und Proteinadsorption. Es wurde jedoch herausgefunden, dass PHEMA-
Implantate in vivo einer Verkalkung unterliegen.
Abbildung 26: Neutral geladene PHEMA-Monomere
Die molekulare Struktur von neutral geladenen PHEMA-Wiederholungseinheiten ist in
Abbildung 26 dargestellt.
80
10.2.2 Poly Vinyl Alkohol (PVA)
PVA ist von der Hydrolyse von Poly (Vinyl Acetat) abgeleitet. Um einen Gelzustand zu
erhalten, wird PVA entweder durch chemische oder durch physikalische Methoden
vernetzt. Es kann auch photogehärtet werden, um Hydrogele herzustellen. PVA ist
ähnlich wie PHEMA hinsichtlich der Aspekte verfügbare Anhängsel von
Alkoholgruppen, die für biologische Moleküle als Befestigungsstellen dienen.
Abbildung 27: Neutral geladene PVA-Monomere
Wie Abbildung 27 zeigt, sind geladene PVA Hydrogele neutral und sie kleben nicht an
Proteinen und Zellen. Sie haben einen niedrigen Reibungskoeffizienten und ihre
strukturellen Eigenschaften sind ähnlich wie jene natürlicher Knorpel. Noch wichtiger
ist, dass sie im Allgemeinen stärker als die meisten anderen synthetischen Gele sind,
was sie für vaskuläres Gewebe geeignet macht. Weiters kann PVA mit Poly
(Ethylenglycol) copolymerisiert werden, um ein biologisch abbaubares Hydrogel zu
erzeugen, das eine Abbaurate als Hydrogel aufweist, die schneller als jene von PEG
ist, aber langsamer als die von PVA-Homopolymer Hydrogelen.
10.2.3 Poly Ethylenglykol (PEG)
PEG ist ein biokompatibles und hydrophiles Material. Sein Homopolymer ist ein
Polyether, der aus Ethylenoxid durch Kondensation polymerisiert werden kann. Die
Hydroxylgruppen an den PEG-Ketten werden häufig modifiziert, um eine große
Vielzahl von Derivaten zu erzeugen. PEG ist aufgrund der Abwesenheit von
Proteinbindungsstellen nicht adsorptiv. PEG-Hydrogele gelten als eines der
erfolgreichsten synthetischen Hydrogele für TE-Anwendungen. Zum Beispiel werden
UV-härtbare PEG-Hydrogele aufgrund ihrer inerten Natur extensiv bei der
81
Zelleinkapselung verwendet. Ferner kann PEG als Mediator für die Immobilisierung
der RGD-Sequenz wirken, ein Proteinsegment, an dem sich Zellen anlagern können.
Abbildung 28: Neutrale geladene PEG-Monomere
Wie Abbildung 28 zeigt, ist PEG ein biokompatibles und hydrophiles Material. Dessen
Homopolymer ist ein Polyether, der aus Ethylenoxid durch Kondensation polymerisiert
werden kann.
10.3 Wesentliche Hydrogel-Eigenschaften im Bioprinting
Die Eignung eines Hydrogels für das Bioprinting hängt überwiegend von den
physiochemischen Eigenschaften ab. Die wichtigsten physiochemischen Parameter,
die die Hydrogel-Bedruckbarkeit beeinflussen, sind die rheologischen Eigenschaften
und die Vernetzungsmechanismen.
10.3.1 Rheologie
Rheologie ist eine Disziplin, die sich hauptsächlich auf den Fluss von Materie
konzentriert, wenn eine äußere Kraft einwirkt. In diesem Abschnitt wird der Einfluss
einiger typischer rheologischer Parameter (d.h. Viskosität, Viskoelastizität,
Strukturviskosität und Fließspannung) diskutiert.
• Viskosität
Die Viskosität ist der Widerstand einer Flüssigkeit zu fließen, unter der Anwendung
von Spannung. Flüssigkeiten können grob in zwei Arten eingeteilt werden, nämlich
Newtonsche und nicht-Newtonsche Flüssigkeiten. Die Viskosität einer Newtonschen
Flüssigkeit hängt nur von der Temperatur, nicht aber von der Scherrate und der Zeit
ab. Einige Beispiele von Newtonschen Flüssigkeiten in unserem Umfeld sind Wasser,
Milch, Zuckerlösung und Mineralöl. Die Viskosität einer nicht-Newtonschen Flüssigkeit
hängt nicht nur von der Temperatur, sondern auch von der Scherrate ab.
82
Abbildung 29: Strukturviskosität, Scherverdickung und plastische Charakterisierung
Je nachdem, wie sich die Viskosität mit der Scherrate ändert, ist das Fließverhalten,
wie in Abb. 29 beschrieben, charakterisiert.
• Strukturviskosität: Die Viskosität nimmt mit zunehmender Scherrate ab. Dies
wird im folgenden Abschnitt näher erläutert.
• Scherverdickung: Die Viskosität steigt mit zunehmender Schergeschwindigkeit.
• Kunststoff: Ein Fluid weist einen sogenannten Fließwert auf; eine gewisse
Schubspannung muss aufgebracht werden, bevor der Fluss eintritt.
Es gibt zwei wichtige Eigenschaften nicht-Newtonscher zeitabhängiger Flüssigkeiten,
nämlich Pheopexie und Thixotropie. Es erfolgt ein Anstieg der scheinbaren Viskosität
im Zeitverlauf unter konstanter Schergeschwindigkeit oder Scherspannung, gefolgt
von einer Radikalwiederherstellung, falls die Spannung oder Scherrate entfernt
werden. Diese Eigenschaft wird als Pheopexie, Antithixotropie oder negative
Thixotropie bezeichnet. Auf der anderen Seite stellt die Thixotropieeigenschaft eine
Abnahme der scheinbaren Viskosität mit der Zeit unter konstanter Scherrate oder
Scherspannung dar, gefolgt von einer allmählichen Erholung, falls die Spannung oder
Scherrate wegfallen.
83
Abbildung 30: Rheopektische und thixotrope Eigenschaften von nicht-Newtonschen Flüssigkeiten
Abbildung 30 zeigt rheopektische und thixotrope Eigenschaften bei konstanter
Schergeschwindigkeit. Für das Bioprinting ist eine hohe Viskosität der durch
Oberflächenspannung angetriebenen Tröpfchenbildung schädlich. Das
Molekulargewicht und die Polymerkonzentration sind die zwei Hauptfaktoren, die die
Viskosität einer Polymerlösung bestimmen. Die Bioink-Viskosität beeinflusst direkt die
Formtreue; es wird eine hohe Viskosität erwartet, da sie zu einer hohen Drucktreue
führen kann. Dennoch ist zu beachten, dass die erhöhte Viskosität zu einer Erhöhung
der Scherspannung führt, was eine Schädigung der suspendierten Zellen bewirkt.
Zusätzlich wird die Viskosität geringfügig durch den Löslichkeitsparameter, die
Temperatur, die Scherrate und andere spezifische Wechselwirkungen beeinflusst.
Tabelle 12 zeigt die Viskositäten einiger natürlicher und synthetischer Hydrogel-
Vorläuferlösungen.
Tabelle 12: Viskositäten von Hydrogel-Vorläuferlösungen für Bioprinting
Hydrogel Viskosität (Pa · s)
Konzentration (% w / v)
Scherrate (s-1)
Molekulargewicht (kDa)
Alginat 0.9 2 100 100-500
Kollagen 10 0.3 0.1-100 115-230
PEG 0.008 10 200-1300 3-35
HA 22 1.5 1 950
84
• Viskoelastizität
Viskoelastische Materialien sind solche, deren Beziehung zwischen Spannung und
Dehnung zeitabhängig ist. Bei solchen Materialien hängt deren Steifigkeit von der
Belastungsrate (Verformungsrate) ab. Die Zeitabhängigkeit führt zu einem Verhalten,
das die flüssigkeitsähnlichen und feststoffartigen Eigenschaften kombiniert. Polymere
und Gele sind typische viskoelastische Materialien. Je nach Zeit oder Temperatur
weisen polymere Materialien typische Eigenschaften von Glas, Gummi oder viskoser
Flüssigkeit auf, was zu einer breiten Anwendbarkeit und einer guten Verarbeitbarkeit
von Polymeren führt. Falls die Deformation klein ist oder ausreichend langsam
angewendet wird, sind die molekularen Anordnungen nie weit vom Gleichgewicht
entfernt. In diesem Fall wird die Viskoelastizität als linear betrachtet. Andernfalls ist sie
nichtlinear.
• Strukturviskosität
Die Strukturviskosität bezieht sich auf das nicht-Newtonsche Verhalten, bei dem eine
zunehmende Schergeschwindigkeit zu einer Verringerung der Viskosität führt. Die
Strukturviskosität ist für Polymerlösungen mit hohem Molekulargewicht offensichtlich.
Beispielsweise wird die Scherverdünnung für Alginat durch den Abfall der Viskosität
bei Erhöhung der Scherrate beschrieben.60
• Fließspannung
Fließspannung ist eine Belastung, die zur Einleitung der Strömung überwunden
werden muss. Im Allgemeinen führen Wechselwirkungen zwischen Polymerketten zur
Bildung eines zerbrechlichen, physikalisch vernetzten Netzwerks. Dieses Netzwerk
wird durch Scherkräfte (oberhalb der Fließspannung) gebrochen und reformiert sich
allmählich, nachdem die Scherkräfte entfernt wurden. Im Vergleich zu einer hohen
Viskosität, die den Kollabierungsprozess eines abgeschiedenen 3D-Konstrukts nur
verzögern kann, vermag das Vorhandensein einer Fließspannung das Fließen,
Kollabieren und Absetzen von Zellen im Hydrogelvorläuferreservoir zu verhindern.
Beispielsweise ist die Gellan-Kanone ein typisches anionisches Polysaccharid, das
durch Kationen vernetzt werden kann, um physikalische Netzwerke zu erzeugen.
Durch Zugabe der Gellanpistole zu Gelatinemethacrylamid (GelMA) bei spezifischen
60 (Chua, 2015)
85
Salzkonzentrationen wird aufgrund des starken Fließspannungsverhaltens ein Gel mit
passenden Eigenschaften für die Roboterabgabe gebildet.
10.3.2 Vernetzungsmechanismen für Hydrogele
Die Gelierung einer gedruckten Hydrogel-Struktur ist wesentlich für den
Rückhalt/Erhalt seiner Form. Die Erstarrung kann entweder physikalisch, chemisch
oder eine Kombination beider Prozesse sein. Diese Vernetzungsverfahren werden
angewendet, um Hydrogele mit spezifischen Eigenschaften wie mechanisches Modul,
Gelbildungszeit und Biokompatibilität herzustellen.
10.3.3 Physikalische Vernetzung
Im Bioprinting sind die bekanntesten Hydrogel-Klassen physikalisch vernetzte
Hydrogele. Physikalische Vernetzungsmechanismen basieren auf Verwicklungen von
hochmolekularen Polymerketten, Wasserstoffbrücken, ionischen Wechselwirkungen
oder hydrophoben Wechselwirkungen. Physikalisch vernetzte Hydrogele weisen eine
ausgezeichnete Kompatibilität mit lebenden Zellen sowie zerbrechlichen Molekülen
auf. Einer der Gründe, warum eine physikalische Vernetzung empfohlen wird, besteht
darin, dass potenziell schädliche chemische Vernetzungsmittel vermieden werden. In
diesem Abschnitt werden die beiden dominanten physikalischen
Vernetzungsmethoden vorgestellt, die Thermo-Gelierung und die Selbstorganisation.
• Thermo-Gelatinieren
Hydrophobe Wechselwirkungen können die thermosensitive Gelierung aktivieren,
wenn sich die Temperatur ändert. Die am häufigsten verwendeten
wärmeempfindlichen Hydrogele sind Poly (Nisopropylacrylamid) (PNIPAAm) und Poly
(Ethylen Oxid)-Poly (Propylenoxid)-Poly (Ethylen Oxid) (PEO-PPO-PEO, bekannt als
Pluronics). Leider beschränken die potenzielle Zytotoxizität und die Nicht-
Abbaubarkeit dieser Hydrogele deren Anwendungen in TE. Beispielsweise nimmt die
Lebensfähigkeit von HdpG2-Zellen rasch ab, falls die Zellen in eine Pluronic F127-
Lösung eingeweicht werden. Zellen, die mit F127-Lösungen in Hydrogele eingekapselt
wurden, verursachten den Zelltod innerhalb von nur fünf Tagen. Darüber hinaus ist die
Zytotoxizität in thermisch empfindlichen Hydrogelen niedriger, z.B. bei Pfropf- oder
86
Block Copolymeren, die hydrophobe Polymilchsäure (PLA) und hydrophile PEO-
Einheiten enthalten.
• Selbstorganisation
Ein neuartiges Konzept, das jetzt in Bio-Hydrogel-Designs angewendet wird, ist die
supramolekulare Selbstorganisation. Das Coiled-Coil-Muster wird beim Design von
physikalisch vernetzten Hydrogelen eingesetzt. In einem Proteinfaltungsprozess
werden normalerweise mehr als zwei helikale Winde zu einer Superhelix kombiniert.
Während sich im Zuge der Proteinfaltung Coils bilden, wird eine Gelierung ausgelöst.
Die Gelierung wird sowohl von der Anzahl der Coiled-Coil-Transplantate als auch von
deren Längen beeinflusst. Die selbstorganisierenden Eigenschaften und die
thermische Stabilität hängen mit elektrostatischen und hydrophoben
Wechselwirkungen zusammen, die durch Handhabung der Blocklänge der Coiled-Coil-
Domänen und der Aminosäuresequenzen gesteuert werden können.
10.3.4 Chemische Vernetzung
Ein wesentlicher Nachteil jener Hydrogele, die eine physikalische Vernetzung
verwenden, sind ihre schlechten mechanischen Eigenschaften, die die Stabilität eines
gedruckten Konstrukts verringern können. Daher wurde die chemische
Nachbehandlung nach der Vernetzung zunehmend dazu eingesetzt, die Stabilität und
Bedruckbarkeit der Hydrogele zu verbessern sowie eine hohe mechanische Festigkeit
und gute Handhabungseigenschaften bereitzustellen. Im Allgemeinen wird eine
chemische Vernetzung durch Mischen von Gelvorstufen und zwei niedrig viskosen
Lösungen erzielt. Somit wird die Vernetzungsreaktion initiiert, was zu einem
konstanten Anstieg der Viskosität führt. Zu den repräsentativen Methoden gehören die
radikalische Polymerisation und funktionelle Gruppen.
• Vernetzung durch radikalische Polymerisation
Die radikalische Polymerisation ist eine beliebte Methode zur Herstellung von
Hydrogelen für Bioanwendungen. Hydrogele werden durch Polymerisation von Vinyl-
tragenden Makromeren unter Verwendung von Redox- oder thermischen Initiatoren
oder durch Photopolymerisation unter Verwendung von ultraviolettem (UV) Licht
gebildet. Die am häufigsten verwendeten natürlichen Polymere umfassen Chitosan,
Hyaluronsäure und Dextran; die synthetischen Polymere sind PVA und PEG. Schnelle
87
Vernetzungsraten sind der Hauptvorteil der Photoinitiierung; aber Zellen, die lange Zeit
bei hoher Intensität UV-Strahlung ausgesetzt sind, können eine nachteilige Wirkung
auf die zelluläre metabolische Aktivität ausüben. Darüber hinaus setzt der
Vernetzungsprozess normalerweise Wärme frei, die zu Zellnekrosen führen kann. Aus
diesem Grund ist die Intensität des UV-Lichts auf ungefähr 5 bis 10 mW/cm 2
beschränkt, um eine mögliche Zellschädigung zu verhindern. Die In-vivo-
Polymerisation durch UV war aufgrund der sehr geringen Gewebepenetration und
Absorptionsraten des UV-Lichts durch die Haut (> 99%) nicht erfolgreich. Alternative
Methoden sind redox- oder thermisch initiierte Polymerisation.
• Vernetzung nach funktionellen Gruppen
Reaktionen zwischen funktionellen Gruppen in wasserlöslichen Makromonomeren
oder Monomeren können zur Herstellung von Hydrogelen dienen.
Typische Reaktionen umfassen Schiff-basierte Bildung, Peptid Ligation, Michael-Typ-
Additionen und „Klick“-Chemie. Schiff-basierte Bildung zwischen einer Aminogruppe
und einem Aldehyd wird üblicherweise genutzt, um vernetzte Hydrogele herzustellen.
Glutaraldehyd als Vernetzer wird häufig verwendet. Glutaraldehyd ist jedoch selbst bei
niedrigen Konzentrationen ein toxisches Material und kann während des
Matrixabbaus, der das Zellwachstum inhibiert, in den menschlichen Körper eindringen.
Daher sollten Hydrogele, die durch Glutaraldehydvernetzung entstanden, einer
umfangreichen Extraktion unterzogen werden, um nicht umgesetztes Reagenz zu
entfernen. Eine chemische Peptidligation wird zur Synthese von Enzymen und
Proteinen verwendet, die die chemoselektive Reaktion von zwei Segmenten
ungeschützten Peptids nutzt. Bei der Herstellung von Hydrogelen basiert die
Peptidligation auf den Aldehydgruppen von NH2-terminalen Cysteineinheiten von
Peptiddendronen und PEG-Derivaten, um Thiazolidinringe zu bilden.
Die Michael-Additionsreaktion zwischen einem Elektrophil (Vinyl/Acrylat/Maleimid-
Gruppe) und einem Nucleophil (einer Amin- oder einer Thiolgruppe) ist ein anderes
Verfahren zur Hydrogelherstellung, insbesondere für injizierbare Hydrogele.
Hydrogele werden durch Mischen von zwei nucleophilen Polymeren mit elektrophilen
Gruppen gebildet. Michael-Reaktionen wurden erfolgreich eingesetzt, um zahlreiche
Polymere wie Dextran, PVA, Hyaluronsäure und PEG mit den oben genannten
Gruppen für die Hydrogelherstellung zu konjugieren.
88
„Klick-Chemie“ ist eine hocheffiziente quantitative Reaktion, die bei physiologischen
Temperaturen und pH-Werten durch die kupferkatalysierte 1,3-dipolare Cycloaddition
von Alkin- und Azid-Einheiten durchgeführt wird. Die Klick-Chemie wurde bei der
Synthese von Polymernetzwerken aus natürlichen Polymeren wie Hyaluronsäure und
funktionalisierten synthetischen Polymeren wie poly (N-isopropylacrylamide-co-
hydroxylethyl methacrylate) (P(NIPAAm-co-HEMA), PVA, PEG praktiziert. Eine
schnellere Gelierung wird durch einen niedrigen Substitutionsgrad mit aktiven
Seitengruppen induziert. Tabelle 13 zeigt eine Zusammenfassung der Methoden der
Vernetzung durch funktionelle Gruppen.
Tabelle 13: Zusammenfassung der Methoden der Vernetzung durch funktionelle Gruppen
Chemische Reaktion
Funktionelle Gruppe
Vorteile Nachteile
Schiff-basierte Formation
Amin/Hydrazid und Aldehyd
Einfach zu integrierende und zu vernetzende Proteine und Amin-tragende Peptide
Die Schiff-basierte Bindung ist bei niedrigem pH instabil. Aldehyde können Nebenreaktionen im Körper induzieren.
Peptid Ligation N-terminales Cystein und Aldehyd
Hohe Effizienz der Vernetzung Hohe Substratspezifität Milde Reaktionsbedingungen
Überkomplizierte Syntheseverfahren von Peptiden aufgrund von Schutz- und Entschützungsschritten
Michael-Type Addition
Acrylat/Vinylsulfon & Thiol/Amin
Abstimmbare Eigenschaften/ geeignet für die Zelle Verkapselung/ Milde Reaktionsbedingungen
Die Lebensfähigkeit der Zellen kann durch nicht umgesetzte Thiolgruppen beeinträchtigt werden.
Klick-Chemie Azid und Alkin Hohe Reaktionseffizienz Katalysator enthält toxisches Cu.
10.3.5 Kombination von physikalischer und chemischer Vernetzung
Aufgrund der reversiblen Wechselwirkungen sind die mechanischen Eigenschaften
von Hydrogelen, die physikalisch in situ gebildet werden, normalerweise niedriger als
bei chemisch gebildeten Hydrogelen. Die Erhöhung des Molekulargewichts der
Polymere sowie die Vernetzungsdichte können die mechanischen Eigenschaften
verbessern. Dies erhöht jedoch die Schwierigkeit der Handhabung aufgrund der
Viskosität von Hydrogel-Vorläufern. Chemisch in situ gebildete Hydrogele besitzen
gewöhnlich viel höhere mechanische Eigenschaften, aber biologisch ungünstige
Verbindungen sind an den Herstellungsverfahren beteiligt, was zu bioinkompatiblen
89
Materialien führen kann. Durch die Kombination von physikalischer und chemischer
Vernetzung können Materialien mit verbesserten mechanischen und physikalischen
Eigenschaften erzeugt werden, ohne die Biokompatibilität zu beeinträchtigen.
Abbildung 31: Schematische Darstellung der Hydrogel Präparation61
Abbildung 31 beinhaltet ein Beispiel einer schematischen Darstellung der Hydrogel-
Präparation auf der Basis von Methacrylsäureester PGDCA und PEG-PLLA durch
Stereo-Komplexierung und Post-UV-Bestrahlung, die beim Design von In-situ-
Hydrogelen durch Kombination von Photopolymerisation und Stereokomplexierung ein
8-Arm-PEG-PDLLA und ein 8-Arm-PEG-PLLA, stereokomplexierte Hydrogele und
teilweise mit Methacrylatgruppen (40%) funktionalisiert durch Mischen gebildet wird.
UV-Bestrahlung kann dazu dienen, diese Hydrogele nachzuvernetzen. Diese doppelt
vernetzten Hydrogele zeigen im Vergleich zu rein durch Stereokomplexierung
gebildeten Hydrogelen verlängerte Abbauzeiten und erhöhte mechanische Module.
10.4 Integrative Unterstützungsmaterialien
Obwohl Hydrogele aufgrund ihrer Biokompatibilität als Biomaterialien im Bioprinting
weithin akzeptiert sind, hat ihre schwache mechanische Festigkeit weitere
Anwendungen eingeschränkt. Einige Forschungsgruppen haben harte
thermoplastische Materialien wie PCL und PLGA eingebaut, um die mechanischen
Eigenschaften zu verbessern und gleichzeitig eine bessere Formtreue zu erreichen.
Da diese Materialien synthetisch sind, können ihre Abbauraten und zytotoxischen
61 (Ottenbrite, 2010)
90
Wirkungen gut kontrolliert werden. Die Verwendung von sowohl harten als auch
weichen Polymeren verbessert ferner die Zelladhäsion und -proliferation auf Gerüsten.
Die meisten hybriden Bioprinting-Systeme bestehen aus zwei Hauptkomponenten:
1. Dosierung thermoplastisches Schmelzplotting-System;
2. Dosierung von Hydrogel-/Zellmaterialien.
Die folgenden Tabellen (14, 15, 16 und 17) bieten eine Zusammenfassung von
aktuellen Biomaterialien für verschiedene Drucktechniken, die in Gewebe-Typen von
Bioprinting verwendet werden.62,63,64,65,66
62 (Chua, 2015) 63 (Daniel J. Thomas, 2018) 64 (Kalaskar, 2017) 65 (Ozbolat, 2017) 66 (Narayan, 2014)
91
Tabelle 14: Natürliche und synthetische Polymere zur Herstellung von Hydrogelmatrizen
Natürliche und synthetische Polymere zur Herstellung von Hydrogelmatrizen
Natürliche Polymere und ihre Ableitung (± Vernetzer)
Anionische Polymere HA, Alginsäure, Pektin, Carrageenan, Chondroitinsulfat,
Dextransulfat
Kationische Polymere Chitosan, Polylysin
Amphipathische Polymere Kollagen (und Gelatine), Carboxymethylchitin, Fibrin,
Elastin
Neutral polymers Dextran, Agarose, Pullulan
Synthetische Polymere (± Vernetzer)
Polyesters PEG-PLA-PEG, PEG-PLGA-PEG, PEG-PCL-PEG, PLA-PEGPLA, PHB, P (PF-co-EG)-Acrylatendgruppen, P (PEG/PBO-Terephthalat)
Andere Polymere
PEG-Bis-(PLA-Acrylat), PEG-CD, PEG-gP (AAm-Co-Vamin), PAAm, P (NIPAAmco-AAc), P (NIPAAm-Co-EMA), PVAc/PVA, PNVP, P (MMA-co-HEMA), P (AN-co-allylsulfonat), P (biscarboxy-phenoxy-Phosphazen), P (GEMAsulfate)
Kombinationen aus natürlichen und synthetischen Polymeren
Kombinationen P (PEG-Co-Peptide), Alginat-g-(PEO-PPO-PEO), P (PLGA-Serin), Kollagen-Acrylat, Alginat-Acrylat, P (HPMA-g-Peptid), P (HEMA/Matrigel ®), HA-g-NIPAAm
92
Tabelle 15: Beliebte Hydrogele im Bioprinting
Material Bioprinting Technik
Natürliches Hydrogel
Alginat Inkjet Printing
Inkjet Printing
Laser-induzierte Vorwärtsübertragung (LIFT)/
biologischer Laserdruck (BioLPTM)
Pneumatische Extrusion
Pneumatische Extrusion
Pneumatische Extrusion
Pneumatische Extrusion
Matrigel BioLPTM/LIFT
Pneumatische Extrusion
Kollagen BioLPTM/LIFT
Inkjet Printing
Gelatine BioLPTM/LIFT
Positive Verdrängungs-Extrusion
Gel-MA Dynamische optische Projektion
Stereolithographie (DOPsL)
Hyaluronan Positive Verdrängungs-Extrusion
Synthetisches Hydrogel
PEG Akustischer Tröpfchenausstoß
Stereolithographie (SLA)
Dynamische optische Projektion
Stereolithographie (DOPsL)
Hybrid
PCL, Alginat Schmelz-Plotting-System
Pneumatische Extrusion
PCL, Fibrinogen, Kollagen Elektrospinngerät, Inkjet Printing
PCL, PLGA, HA, Gelatine,
Kollagen
Schmelz-Plotting-System
Pneumatische Extrusion
93
Tabelle 16: Anwendungen von Bioprinting-Technologien Gewebe-Typen
Anwendungen von Bioprinting-Technologien Gewebe-Typen
Anwendungen Materialien Bioprinting Technik
Tissue Engineering und regenerative Medizin
Knochen
PEGDMA Thermische Inkjet
n-HA Laserinduzierter Tröpfchenausstoß
Matrigel und Algiant EBB (Pneumatisch)
Knochenmorphogenetisches Protein (BMP-2) und Fibrin
(Substrat) Piezoelektrisches Drop-on-Demand
Herz
Gewebespheroide und Kollagen Typ-I (Biopapier)
EBB (mechanical)
alginat Thermische Inkjet
PU LIFT
Knorpel
PEGDMA Thermische Inkjet
Fibrin und Kollagen Magnet Inkjet
alginat EBB (Pneumatic)
Alginat/Nanocellulose EBB (mikroventil)
Herzklappe
PEGDA und Alginat
EBB (mechanical) Alginat und Gelatine
methacrylierte Gelatine
Leber Alginat Valve-based inkjet
GelMA EBB (mechanical)
Lunge Matrigel (Substrate) Valve-based inkjet
Nerven
Kollagen Typ I (Substrat) Microvalve-basierter Inkjet
Polyurethane
EBB (mechanical) Zellpellet und Agarose (support)
Pankreas Alginat und Alginat/Gelatine EBB (pneumatisch)
Haut
Kollagen Typ I Microvalve-basierter Inkjet
Kollagen Typ I auf Matriderm (Substrat)
LIFT
Thrombin
Thermische Inkjet Kollagen/Fibrinogen und Thrombin
vaskulär
Alginat Koaxiale Düsenextrusion
Alginat und Chitosan piezo-inkjet
Alginat mit Kohlenstoff-Nanoröhren
Ventil-basierter Inkjet Fibrin und Kollagen, GelMA
tissue spheroids
Composite
Hyaluronsäure/Gelatine/ Fibrinogen und PU EBB (pneumatic)
Alginat
Kollagen Typ I und Hyaluronsäure acoustic basierte Tropfen
Gewebestränge
94
Tabelle 17: Anwendungen von Bioprinting-Technologien
Anwendungen von Bioprinting-Technologien
Anwendungen Materialien Bioprinting Technik
Pharmazie und Drogentests
Leber
Alginat EBB (valve)
Matrigel EBB (mechanical)
Zellpellet
Zelltröpfchen für hohen Durchsatz
Arrays
Alginat und Soja-Agar (Substrat)
Thermisch Inkjet Kollagen
Saccharose und Dextrose
Transplantation und Kliniken
Knochen, Knorpel und Haut
Polycaprolactone (PCL) Laser-basiertes Printing
nHA Laser-basiertes Bioprinting
Kollagen, Fibrin piezo-inkjet
Alginat und Pluronic Kollagen Extrusion (pneumatisch)
Krebsforschung
Eierstockkrebs Matrigel (Substrate) Magnetventil-Ausstoß
Gebärmutter-halskrebs
Gelatine/Alginat/Fibrinogen EBB (mechanical)
PEGDA Laser-basierter Projektionsdruck
Brustkrebs Zellpellet EBB (mechanical)
95
11 Der Druck von genau angepassten Implantaten/Prothesen
Die mögliche Anwendung resorbierbarer Materialien für nicht-permanente Implantate
in der klinischen Chirurgie spielt eine entscheidende Rolle, da sie das Risiko einer
postoperativen Infektion reduziert, indem ein zweiter Eingriff entbehrlich ist. Häufig
verwendete synthetische Materialien für nicht-permanente Implantate sind
Polymilchsäure (PLA), Polyglykolsäure, Poly (lactid-co-glykolid), Polydioxanon, Poly
(ethylencarbonat), Poly (glykolidecotrimethylencarbonat), Polycaprolacton (PCA) und
Poly (hydroxybutyrat). Diese Materialien zersetzen sich in vivo durch Esteraseaktivität
und organische physiologische Säuren wie Milch- und Brenztraubensäuren zu ihren
Monomeren, die weiter metabolisiert oder durch Blutfluss wegtransportiert werden
können. Die Spitzentechnologie kann gegenwärtig bei dreidimensionalem (3D) Druck
ideal ins Spiel kommen. Die Möglichkeit des intraoperativen Implantat-Designs durch
schnelle Erstellung von 3D-Modellen mit Hilfe von 3D-Bildgebung und
computergestütztem Design (CAD) sowie die Herstellung unter Verwendung von AM
wären die beste Strategien zur Herstellung personalisierter Implantate.67
Eine große Herausforderung ist hierbei die Auswahl des richtigen Materials. Implantat-
Material-Eigenschaften wie biologische Abbaubarkeit, Porosität und Bioaktivität sowie
Größe und Form des Konstrukts beeinflussen die Reaktion des umgebenden
Gewebes, was sich auf die Integration des Implantats in vivo auswirken kann. Der
Implantat-/Gewebekontaktbereich ist von großer Bedeutung für die Wund- oder
Knochenheilung. Darüber hinaus weisen aktuelle 3D-Drucktechniken
Beschränkungen in Bezug auf verfügbare Materialien und Auflösung auf. Ein weiterer
Punkt ist die erfolgreiche Vaskularisierung der gedruckten Konstrukte. Daher wurde
eine Dual-3D-Druckplattform verwendet, um dieses Problem zu lösen und komplexe
vaskularisierte Knochenkonstrukte herzustellen. Hierfür wurden PLA und zellbeladene
Bioinks (Hydrogele auf Gelatinebasis) verwendet.
Physikalische und chemische Eigenschaften von resorbierbaren Materialien können
deren Verarbeitung mittels Verwendung des 3D-Druckverfahrens Fused Deposition
Modeling (FDM) ermöglichen. Auf diese Weise versehen die Vorteile von AM die
hochwertigen Materialien mit einer gewissen Stabilität, wünschenswerter/einstellbarer
Haltbarkeit und mechanischen Eigenschaften. Die wesentliche Frage für die
Anwendung solcher Materialien wie 3D-gedruckter Implantate ist jedoch deren
67 (Hilkka Peltoniemi, 2002)
96
Biokompatibilität. Die Materialverarbeitung während des Druckens (z.B. Erhitzen auf
den Schmelzpunkt/Glastemperaturen) sollte einerseits nicht zum Hervortreten der
toxischen Komponenten führen und andererseits die ursprünglichen
Materialeigenschaften (Resorbierbarkeit und mechanische Stabilität) beibehalten.
In der vorliegenden Arbeit wurden vier verschiedene resorbierbare Materialien auf
RESOMER-Basis untersucht:
• poly-L-lactide (L210S),
• poly (L-lactide-co-D/L-lactide) (LR706S),
• poly-caprolactone (C212) und
• poly-dioxanone (X206S)
Die Materialien wurden unter Verwendung der FDM-Technologie 3D-gedruckt und auf
ihre In-vitro-Biokompatibilität, In-vitro-Abbaurate sowie die Unterstützung der in vitro
osteogenen Differenzierung von humanen Fettgewebe-abgeleiteten mesenchymalen
Stammzellen (hAD-MSCs) untersucht. Darüber hinaus wurden
Rasterelektronenmikroskopie (SEM)-Bildgebung und Lebendzell-Zeitraffer-
Bildgebung von auf den Materialien kultivierten Zellen durchgeführt, um Zellverhalten,
Form, Adhäsion und Migration auf 3D-gedruckten Konstrukten zu bewerten.68
Knochenersatzstoffe wurden auch als Alternative zu autologen oder allogenen
Knochentransplantaten entwickelt. Sie bestehen aus Gerüsten aus synthetischen oder
natürlichen Biomaterialien, die die Migration, Proliferation und Differenzierung von
Knochenzellen zur Knochenregeneration fördern. Eine breite Palette von
Biomaterialien und synthetischen Knochenersatzstoffen wird derzeit als Gerüst
verwendet, einschließlich Kollagen, Hydroxyapatit (HA), β-Tricalciumphosphat (β-
TCP) und Calciumphosphatzementen sowie Glaskeramik; die Forschung auf diesem
Gebiet ist allerdings noch nicht abgeschlossen, insbesondere zur Rekonstruktion von
großen Knochendefekten, für die ein substanzielles Strukturgerüst benötigt wird, eine
Alternative zur massiven kortikalen Fehlstellung. Allotransplantate bedeuten die
Verwendung von zylindrischen Metall- oder Titangitterkäfigen als Gerüst, kombiniert
mit Spongiosa-Allotransplantat, DBM oder autologen Knochen.
Obwohl ihnen osteoinduktive bzw. osteogene Eigenschaften fehlen, werden
synthetische Knochenersatzmaterialien und Biomaterialien in der klinischen Praxis für
Osteokonduktion bereits häufig verwendet. DBM (Demineralised Bone Matrix) und
68 (Lukas Raddatz, 2018)
97
Kollagen sind Biomaterialien, die hauptsächlich als Knochentransplantat-Extender
dienen, da sie eine minimale strukturelle Unterstützung bieten. Eine große Zahl von
synthetischen Knochenersatzstoffen ist derzeit verfügbar, beispielsweise HA-, β-TCP-
und Calciumphosphat-Zemente und Glaskeramiken.69 Diese werden als Zusatz oder
Alternative zu autologen Knochentransplantaten verwendet, da sie die Migration,
Proliferation und Differenzierung von Knochenzellen für die Knochenregeneration
fördern. Insbesondere für die Regeneration von großen Knochendefekten, bei denen
die Anforderungen an das Pfropfmaterial erheblich sind, können diese Kunststoffe in
Kombination mit autologem Knochentransplantat, Wachstumsfaktoren oder Zellen
angewandt werden. Darüber hinaus gibt es nicht-biologische osteokonduktive
Substrate, zum Beispiel biokompatible Metalle (etwa poröses Tantal), die das
Potenzial für eine absolute Kontrolle der endgültigen Struktur ohne jegliche
Immunogenität bieten.
Die Forschung wird fortgesetzt, um die mechanischen Eigenschaften und die
Biokompatibilität von Gerüsten zu verbessern, die Adhäsion, das Wachstum und die
Differenzierung von Osteoblasten zu fördern und das Einwachsen von Gefäßen und
die Bildung von Knochengeweben zu ermöglichen. Verbesserte biologisch abbaubare
und bioaktive dreidimensionale poröse Gerüste werden untersucht, ebenso neue
Ansätze, die Nanotechnologie verwenden, wie magnetische poröse Biohybridgerüste,
die als Vernetzungsmittel für Kollagen zur Knochenregeneration durch ein externes
Magnetfeld wirken, oder injizierbare Gerüste für eine einfachere Anwendung.
Der Tissue-Engineering-Ansatz ist eine vielversprechende Strategie im Bereich der
Knochenregenerationsmedizin, die darauf abzielt, neue, zellgetriebene, funktionelle
Gewebe zu generieren, anstatt bloß nicht lebende Gerüste zu implantieren.
Diese alternative Behandlung von Bedingungen, die eine Knochenregeneration
erfordern, könnte die Grenzen derzeitiger Therapien überwinden, indem die Prinzipien
der orthopädischen Chirurgie mit Erkenntnissen aus Biologie, Physik,
Materialwissenschaften und Technik kombiniert werden; ihre klinische Anwendung
bietet ein großes Potenzial. Die Möglichkeit des Erstellens einer sehr angepassten
Form in 3D-Konstruktion erlaubt die Herstellung von Prothesen, die leicht und in
hohem Maße anpassbar sind. Patienten mit herkömmlichen prothetischen
Vorrichtungen leiden häufig aufgrund des Gewichts und der Steifheit des Materials
69 (Udayan Ghosh, 2018)
98
unter Schmerzen und Unbehagen. Hier wird der 3D-Druck eingesetzt, um eine
optimierte Prothetik zu schaffen, sowie um Gewicht und Unannehmlichkeiten zu
reduzieren, indem weiche Materialien integriert werden. Es ist zu erwarten, dass mit
3D-Druck hergestellte Prothesenhände weniger wiegen als die normale menschliche
Hand. Zweifellos können diese Entwicklungen die Lebensqualität verbessern, indem
sie den Gelenkschmerz und die Ermüdung, unter der viele Patienten mit Prothesen
leiden, reduzieren.
Für Unterschenkelprothesen besteht eine der Herausforderungen darin, eine genaue
Anpassung an die übrigen Gliedmaßen zu gewährleisten. Nach der Verwendung von
3D-Scannern zur Modellierung der patientenspezifischen Gliedmaßen druckten die
Forscher 3D-personalisierte untere Gliedmaße, um den Komfort während der
Bewegung zu maximieren. Implantate mit porösen Oberflächen und bioaktiven
Potenzialen können die Knochenfixation und die biomechanische Stabilität im
Vergleich zu einem festen dreieckigen Titan-Plasmaspray (TPS)-beschichteten
Implantat verbessern. Diese Verbesserung könnte letztlich für Patienten mit Sacroiliac
(SI) Gelenkdysfunktionen günstige Ergebnisse liefern. Darüber hinaus ermöglicht der
Elektron beam Melting 3D-Drucker die Herstellung einer leichten Kalkaneusprothese
aus Titan mit geringem Gewicht und niedriger Tiefe mit Verankerungspunkten
(Abb. 32). Dies gestattet die stabile Befestigung der Prothese an Achillessehne,
Plantarfaszie, Federband und Weichteilen an der medialen und lateralen Seite.
Abbildung 32: 3D-gedruckte Titan-Calcaneus Prothese
99
Abb. 32 zeigt eine 3D-gedruckte Titan-Kalkaneus-Prothese. Diese wurde mit einem
Hohlraum hergestellt, um das Gesamtgewicht zu reduzieren (links). Ankerpunkte
(Pfeile) wurden verwendet, um Bänder an der Prothese zu befestigen. Das
postoperative laterale Röntgenbild visualisiert den Sitz der Kalkaneusprothese
(rechts). Der 3D-Druck kann auch ein patientenspezifisches Hüftimplantat erstellen,
das als Teil der klinischen Behandlung nach der Resektion des Beckentumors benötigt
wird. Bemerkenswerterweise konnte der Patient mit dieser Hüfte zufriedenstellend
gehen, deren Funktion umfasste 11 Monate Nachbetriebszeit. Dennoch sind weitere
Studien mit einer größeren Patientenpopulation erforderlich, um die klinische
Wirksamkeit dieser vielversprechenden Technologie einzuschätzen.
Abbildung 33: Beckenimplantat zur Anpassung an die Anatomie des Patienten
Abb. 33 zeigt ein gedrucktes patientenspezifisches Beckenimplantat zur Bewertung
der biomechanischen Eigenschaften und des Designs zur Anpassung an den
Knochendefekt, zwecks Anpassung an die Anatomie des Patienten (links). Das
Implantat wurde nach Tumorresektion (Mitte) genau an den Knochendefekt angepasst.
Die anteroposteriore Röntgenaufnahme des Beckens nach 10 Monaten zeigt eine
durchgängig gute Implantatausrichtung. Alle folgenden Abbildungen wurden mit
Erlaubnis reproduziert.
Eine herkömmliche Herstellung von Augenprothesen erfolgt typischerweise, indem
zuerst eine Form der Anophthalmikhöhle unter Verwendung von Zahnabdruckmaterial
erstellt wird. Dieses Verfahren führt zu erhöhtem Druck und zur Verzerrung der
anophthalmischen Buchse und somit zu einer schlechten Verbindung zwischen der
Buchse und der Abdruckform. Um dieser Herausforderung gerecht zu werden, wurde
100
kürzlich berichtet, dass eine Augenprothese durch Polyjet-3D-Druck derart konstruiert
wurde, dass sie in die Anophthalmikhöhle passt (Abbildung 34). Ruiters et al. passten
sie erfolgreich einem 68 Jahre alten männlichen Patienten an, der zuvor an einem
blinden rechten Auge mit einer neuen 3D-gedruckten Anophthalmikhöhle litt.70
Abbildung 34: 3D-gedruckte Augenprothese
Eine 3D-gedruckte Augenprothese (Abbildung 34) wurde entworfen, um in die
Anophthalmikhöhle eines Patienten zu passen. Die 3D-gedruckte Form (links) wird mit
der endgültigen Prothese (rechts) verglichen.
Die Sternum-Rekonstruktion mit 3D-Druck soll nicht nur die Atemmechanik erhalten,
sondern auch einen kosmetischen Effekt erzielen. Aranda et al. haben kürzlich einen
3D-gedruckten Titan-Brustkorb mit einem 3D-Lasersinterdruckverfahren hergestellt
(Abbildung 35). Die chirurgische Implantation dieses 3D-gedruckten Sternums in die
Brust eines Patienten hat die Thorax-Funktion mit einem überlegenen kosmetischen
Ergebnis erhalten. Anschließend rekonstruierten Chirurgen in Wales kürzlich die Brust
eines Patienten mit 3D-gedruckten Rippen auf der Grundlage von
Computertomographie (CT)-Scan-Bildern.71
70 (Udayan Ghosh, 2018) 71 (Michael P. Chae, 2015)
101
Abb. 35 zeigt einen 3D-gedruckten Titan-Brustkorb, verwendet für die sternocostale
Rekonstruktion und mit einem 3D-Lasersinterdruckverfahren hergestellt. Die Fähigkeit
der 3D-gedruckten patientenspezifischen Prothetik, einer Vielzahl von unerfüllten
Bedürfnissen gerecht zu werden, wird schnell in die klinische Praxis übertragen. Vor
Kurzem hat BioArchitects, ein Unternehmen in den Vereinigten Staaten, 510 (k)
Freigaben der FDA für ein 3D-gedrucktes personalisiertes Titan-Schädel/Schädel-
Plattenimplantat bekanntgegeben (Abb. 36). Mit den Fortschritten der modernen
Medizin hin zur individualisierten Behandlung wird individuelle Prothetik nicht nur
zugänglicher und erschwinglicher, sondern sie erzielt auch bessere funktionelle und
ästhetische Ergebnisse im Vergleich zu derzeitigen Behandlungsoptionen.72
72 (Udayan Ghosh, 2018)
Abbildung 35: 3D-gedruckte Titanprothese, verwendet für die sternocostale Rekonstruktion
102
Abbildung 36: 3D-gedrucktes kundenspezifisches Titan-Schädel/Kiefer-Plattenimplantat
Abb. 36 zeigt ein 3D-gedrucktes kundenspezifisches Titan-Schädel/Kiefer-
Plattenimplantat von BioArchitects. Die Leichtigkeit und die biokompatiblen
Eigenschaften des Implantats sind wirksam bei der Wiederherstellung von
Knochendefekten des Schädels und des Gesichts.
Die Tabellen 18, 19, 20, 21 fassen die klinischen Anwendungen verschiedener 3D-
Drucktechnologien sowie die entwickelten 3D-gedruckten Materialien für die
spezifischen klinischen Anwendungen zusammen.73
73 (Udayan Ghosh, 2018)
103
Tabelle 18: Überblick über Anwendungen verschiedener 3D-Drucktechnologien sowie die entwickelten 3D-gedruckten Materialien
Überblick über Anwendungen verschiedener 3D-Drucktechnologien sowie die entwickelten 3D-gedruckten Materialien
3D-Druckverfahren Klinische Anwendung Beispiel für die klinische
Anwendung 3D-gedrucktes Material
Stereolithographie (SLA)
Krebsforschung Nanokomposit-Knochenmatrix
Hydrogelharze (40 Gew.-% Poly (ethylenglykol) (PEG, Mn 300), 60 Gew.-% Poly (ethylenglycol) diacrylat (PEGDA, Mn 700) und Photoinitiator 0,5 Gew.-% PEGDA
Selective laser sintering (SLS)
Prothese Implantat
Becken-Implantat Medizinische Qualität Ti6Al4V NeoNickel
Tracheobronchialschiene 96% CAPA 6501 PCL (Polysciences Inc.) und 4%
Hydroxylapatit (Plasma Biotal Ltd.)
Digitale Projektion Lithographie (DLP)
Gefäßstent Methacrylated poly-diol citrate (mPDC)-Polymer
Krebsforschung
Biomimetische Mikrostrukturen für die Migration von
Krebszellen PEGDA (Mn = 700, Sigma)
Tumor-Angiogenese-Modell GelMA beladen mit verstreuten Brustkrebszellen
(MCF7)
Arzneimittelabgabe Mikronadel Poly (propylenfumarat) (PPF)
Tissue Engineering Muskel-Skelett-Systeme NIH/3T3-Fibroblasten und C2C12-Skelettmuskelzellen
Zwei-Photonen-Polymerisation
(2PP)
Arzneimittelabgabe Mikronadel Ormocer; Acrylat-basiertes Polymer, E-Shell 300
Tissue Engineering Gerüste für Tissue Engineering
PEGDA
Poly (ε-caprolacton-co-trimethylencarbonat)-b-poly(ethylen Glykol)-b-Poly (ε-caprolacton-co trimethylencarbonat) mit 4,4'-Bis (diethylamino) benzophenon
Prothese Mittelohrknochenersatz Ormocer
104
Tabelle 19: Überblick über Anwendungen verschiedener 3D-Drucktechnologien sowie die entwickelten 3D-gedruckten Materialien
3D-Druckverfahren Klinische
Anwendung Beispiele für die klinische
Anwendung 3D-gedrucktes Material
Direct ink writing (DIW)
Tissue Engineering
Lebergewebe
Kollagen-Bioink bestehend aus drei verschiedenen Zelltypen: Hepatozyten (HCs), humanen Endothelzellen der Nabelschnurvene und humanen Lungenfibroblasten auf einem Polycaprolacton (PCL) Gerüst.
Hautgewebe Polyelektrolyt Gelatine-Chitosan (PGC) Hydrogele
Fettgewebekonstrukt Dezellularisierte Fettgewebe (DAT)-Matrix-Bioink mit eingekapselten
humanen Fettgewebe-abgeleiteten mesenchymalen Stammzellen (hASCs)
Gewebekonstrukt im menschlichen Maßstab
(Kieferknochenrekonstruktion)
Von menschlichem Fruchtwasser abgeleitete Stammzellen (hAFSCs)-haltige Komposit-Hydrogele, tragendes Polycaprolacton (PCL)-Polymer und ein Opfer-Pluronic F-127-Hydrogel
Osteochondrale Geweberegeneration
PCL und Alginatlösung als Rahmen, auf den Osteoblasten und Chondrozyten zellbeladenes Hydrogel verteilen
Nervenregenerationspfade, um Nerven nachwachsen zu lassen
Silikon-Gummi-Tinte
Endothelialisiertes Myokard Mischung aus Alginat (Sigma-Aldrich), Gelatine Methacryloyl (GelMA)
und Photoinitiator Irgacure 2959
Bioelektronik
Bionisches Ohr zur Verbesserung der Hörfähigkeit
Mit Chondrozyten besetzte Alginathydrogelmatrix mit Silbernanopartikeln (AgNP)
Herzmikrophysiologisches Gerät
Thermoplastisches Polyurethan (TPU), PDMS, Silber-partikel gefüllt Polyamid (Ag:PA) ink, polylactic acid (PLA), acrylonitrile butadien Styrol (ABS) und Kardiomyozyten
Krebsforschung
Zervikales Tumormodell (in vitro) für die Krebsforschung
Fibrogen/HeLa-Gemisch mit Gelatine und Natriumalginatlösung
105
Tabelle 20: Überblick über die klinischen Anwendungen mit 3D-Drucktechnologien
Überblick über die klinischen Anwendungen mit 3D-Drucktechnologien
3D-Druckverfahren Klinische Anwendung Beispiele für die klinische
Anwendung 3D-gedrucktes Material
Direct ink writing (DIW)
Gerüstherstellung
Aortenklappengerüst PEGDA-Hydrogele, ergänzt mit Alginat
Mikroporöse Gerüste für bioprothetische Ovarien
Gelatine (Schwein, Typ A; Sigma-Aldrich)
Herzklappe Herzklappenleitungen
Hydrogele auf der Basis von methacrylierter Hyaluronsäure (Me-HA) und methacrylierter Gelatine (Me-Gel) zur Verkapselung von menschlichen Aortenklappen-
Interstitialzellen (HAVICs)
Direct inkjet printing
Prothese Implantat
Prothesenschaft für residual limb VeroWhitePlus starres opakes Druckmaterial
Augenprothese Biokompatibles MED 610-Harz
Aortic dreiblättrige Herzklappen Silikon, Polyurethan, Acrylat, autologes Gewebe
Inkjet on powder bed
Arzneimittelabgabe
Tablette Kolloidales Siliciumdioxid (SiO2), Mannitol,
Polyvinylpyrrolidon (PVP), K30 und Laktose mit Paracetamol und Alizarin
Orodispersible tablets Microcrystalline cellulose (MCC), glycerine, Tween 80,
povidone, sucralose mit levetiracetam
Electron beam melting (EBM)
Prothese Implantat
Fenestriertes dreieckiges Implantat
Ti6Al4V ELI-Pulver
Prothese für sternocostale Rekonstruktion
Chirurgische Titanlegierung
Kombiniertes FDM und DIW
Arzneimittelforschung Reaktionsausrüstung Polypropylen (PP)
106
Tabelle 21: Überblick über die klinischen Anwendungen mit 3D-Drucktechnologien
Überblick über die klinischen Anwendungen mit 3D-Drucktechnologien
3D-Druckverfahren Klinische
Anwendung Beispiele für die klinische
Anwendung 3D-gedrucktes Material
Fused Deposition Modeling (FDM)
Prothese Ober- und
Unterschenkelprothese
Polylactid-Kunststoff
ABS
Arzneimittelabgabe
Tablette Polyvinylalkohol (PVA), beladen mit Arzneimittel (Fluorescein, Paracetamol)
Biologisch abbaubare Mikronadel
Polymilchsäure
Mundschutz für die Arzneimittelabgabe
Poly (L-Milchsäure) (PLLA) und PVA-Filamente mit Clobetasolpropionat geladen (CBS) und Vanillinsäure (VA)
Direct ink writing (DIW)
Arzneimittel-Forschung
Das menschliche HepG2/ C3A-Sphäroid zur
Beurteilung der Arzneimitteltoxizität in der
Leber bioprinting
GelMA-Hydrogel
107
12 Die Verwendung von 3D-Modellen zur Operationsvorbereitung bei neuartigen
bzw. kritischen Operationen
Das dreidimensionale (3D) Drucken war eine bahnbrechende Technologie, die mit der
ersten industriellen Revolution des 19. Jahrhunderts verglichen wurde. Ihre
Anwendungen haben sich schnell von der traditionellen Technik hin zur Medizin
erweitert, wobei Objekte, die Nachbildungen von komplexen anatomischen Teilen
einzelner Personen sind, in vielen Bereichen (von der Neurochirurgie über Orthopädie
und Kardiologie, von plastischer Chirurgie bis Tissue Engineering) Verwendung
gefunden haben. 3D-gedruckte Modelle sind besonders für die präoperative Planung
einer Vielzahl von Fällen äußerst attraktiv. Die Modelle wurden einerseits gedruckt, um
Ärzten zu helfen, anatomische Details und räumliche Beziehungen zwischen
Strukturen vollständig zu verstehen und somit zu einem besseren Wissen und Training
für bestimmte Behandlungen zu gelangen, und andererseits zwecks einer effektiveren
Kommunikation mit Patienten und ihren Familien. Es überrascht nicht, dass sich die
Manipulation des 3D-Objekts in den eigenen Händen als effektiver erwiesen hat, um
die komplexe menschliche Anatomie zu verstehen, als wenn man versucht, sie anhand
von herkömmlichen medizinischen 2D-Bildern zu rekonstruieren. Insbesondere in
komplexen Fällen kann der kardiovaskuläre Bereich vom Einsatz patientenspezifischer
Modelle profitieren.
Allerdings sind Herz-Kreislauf-Strukturen wahrscheinlich zu den kompliziertesten
dieser Technologie zu rechnen. Zuallererst müssen Bilder von hoher Qualität erzeugt
werden. Dann, wenn gedruckt, bleiben von 3D-Modellen statische und permanente
Darstellungen eines bestimmten zeitlichen Augenblicks, wie eine Fotografie.
Herzstrukturen sind, im Gegensatz dazu, dynamisch, da sie dem Herzzyklus
unterliegen. Bei dieser speziellen Anwendung kann daher der Nutzen der Planung von
chirurgischen Reparaturen oder kardiovaskulären Eingriffen mit einem solchen
„statischen“ Werkzeug in Frage gestellt werden. 3D-Druck ist nicht die einzige
Methode, um die strukturelle Anatomie zu visualisieren. Computermodelle, die aus den
gleichen Bildern wie der 3D-Druck abgeleitet werden, vermögen dazu beizutragen,
einige dieser Einschränkungen zu überwinden. Die Integration von sowohl
physikalischen als auch virtuellen Modellen könnte dazu verhelfen, komplexe
Verfahren genauer zu planen oder neue Ansätze und Geräte zu testen.
108
Ausgangspunkt der Erstellung eines patientenspezifischen Modells ist die
Bildaufnahme, also die Erfassung von 3D-Volumenbildern mit ausreichender
Signalintensität und Kontrast, um die interessierende Anatomie von den umgebenden
Strukturen zu unterscheiden. Die häufigsten klinischen Bildgebungstechniken, die zur
Erzeugung eines 3D-kardiovaskulären Modells dienen, sind die Computertomographie
(CT) und die Herz-Magnetresonanz (MR)-Bildgebung. Kürzlich wurden auch 3D-
transthorakale oder transösophageale Echokardiographie-Bilder und 3D-
Rotationsangiographie eingesetzt.
Abbildung 37: Workflow der Erstellung von kardiovaskulären patientenspezifischen Modellen74
Abb. 37 zeigt den Prozessablauf der Erstellung von kardiovaskulären
patientenspezifischen Modellen. Aus der Nachbearbeitung von klinischen Bildern
entsteht eine Rekonstruktion des 3D-Volumens. Das Volumen kann dann für
Computersimulationen oder zum Drucken verwendet werden. Das STL-Format
(Standard Tesselation Language) kann durch additive Fertigung in ein physikalisches
Objekt transformiert werden. Im kardiovaskulären Bereich sind Fused Deposition
Modeling (FDM), selektives Lasersintern (SLS), Sterolithographie (STL) und Material
Jetting (MJ) die am häufigsten verwendeten Technologien. Die Kriterien der Wahl der
Drucktechnologie müssen Zeit und Kosten der Herstellung und – entscheidend – den
beabsichtigten Gebrauch der Modelle berücksichtigen. Um die Anatomie visuell zu
beurteilen, können relativ preiswerte starre Modelle aus Polymeren wie Acrylnitril-
Butadien-Styrol (ABS), Polymilchsäure (PLA), Polyamiden (z.B. Nylon) oder einer
Vielzahl von Gipspulvern hergestellt werden. Für die Kommunikation mit den
74 (Kalaskar, 2017)
109
Patienten, deren Angehörigen und für die Ausbildung des klinischen Nachwuchses
können farbige Modelle das Verständnis komplexer kardiovaskulärer Strukturen
erleichtern. Um Verfahren wie das Einsetzen eines Geräts oder das Ausführen
chirurgischer Schnitte und Stiche zu planen, ist es adäquater, flexible Modelle zu
entwickeln, die die realistische Konformität von Blutgefäßen umsetzen können. Es ist
immer noch eine Herausforderung, die dehnbaren mechanischen Eigenschaften der
kardiovaskulären Strukturen mit 3D-gedruckten Modellen nachzuahmen, da die
mechanischen Eigenschaften von Polymermaterialien und jene von menschlichem
Gewebe inhärent unterschiedlich sind. Eines der ersten mit 3D-Druck kompatiblen
flexiblen Materialien war eine im Handel erhältliche Komponente (TangoPlus
FullCure). Die Forschung hat aufgezeigt, wie Modelle dieses Materials, die mit
unterschiedlichen Dicken gedruckt wurden, sich dazu eignen, die Dehnbarkeit
verschiedener Arterien zu imitieren oder einen selbstexpandierenden Stent im Modell
einer patientenspezifischen Implantationsstelle unterzubringen. Ein anderes im
Handel erhältliches Material, Heart Print Flex, wurde gezielt für diese speziellen
Anwendungen auf den Markt gebracht.75
Konforme vaskuläre Phantome sind für in-vitro-patientenspezifische Experimente und
Gerätetests wünschenswert. TangoPlus FullCure 930® ist ein handelsübliches
gummiähnliches Material, das für PolyJet Rapid Prototypen verwendet werden kann.
Diese Arbeit zielt darauf ab, vorläufige Daten über die Dehnbarkeit dieses Materials zu
sammeln, um seine Verwendung im Rahmen der experimentellen kardiovaskulären
Modellierung zu beurteilen.76 Ein kostengünstiges Modell des Schläfenbeins zur
Verwendung in einer Laborumgebung für das temporale Knochensezieren kann mittels
eines handelsüblichen 3D-Druckers für Endverbraucher produziert werden. Mehrere
Modelle eines simulierten Schläfenbeins wurden beschrieben, sie verwenden jedoch
kommerzielle Drucker und Materialien zur Herstellung dieser Modelle. Bilder von
einem hochauflösenden CT eines normalen Schläfenbeins wurden über eine
kommerziell erhältliche Software in Stereolithographie-Dateien umgewandelt, wobei
die Bildkonvertierung und die Druckeinstellungen so gewählt waren, um eine optimale
Druckqualität zu erreichen. Das Schläfenbeinmodell wurde unter Verwendung von
Acrylnitril-Butadien-Styrol (ABS)-Kunststofffilament auf einem MakerBot 2x 3D-
Drucker gedruckt. Simulierte Schläfenbeine wurden von sieben erfahrenen
75 (Kalaskar, 2017) 76 (Giovanni Biglino, 2013)
110
Schläfenbeinchirurgen gebohrt, um die Genauigkeit des Modells im Vergleich zu
einem menschlichen Schädelknochen zu beurteilen. Mittels einer Vierpunkteskala
wurden die simulierten Knochen auf haptische Erfahrung und Erholung der Anatomie
des Schläfenbeins untersucht. Die Materialien und Methoden des Modells, welche
während des Druckens verwendet wurden, sind ungefähr 23 Gramm ABS und
15 Gramm HIPS. Die durchschnittliche Druckzeit pro Modell betrug 3,5 Stunden.
Jedes Modell kostet 1,92 $ an Material.
Die Verwendung von 3D-transösophagealen Echokardiogramm (3D-TOE) -Daten, die
patientenspezifische anatomische Krankheitsmodelle für die präoperative Planung
erzeugen, ist aufgrund ihrer Zweckmäßigkeit bereits gut etabliert, einschließlich der
Anwendung von Mitralklappen (MV), Ventrikelseptumdefekten und anderen
angeborenen Mängeln. Die 3D-Bildsuche mit 3D-TOE wurde auf die Fähigkeit hin
untersucht, rasch 3D-Bilder ohne Strahlenbelastung zu erzeugen, obwohl
Magnetresonanzbildgebung und Computertomographiedaten leichter verfügbar sind.
Die Möglichkeiten, diese anatomischen Modelle für Bildungs- und chirurgische Zwecke
anzuwenden, sind zahlreich. Es hat sich gezeigt, dass die minimalinvasive MV-
Reparatur von Robotern die langfristigen klinischen Ergebnisse im Vergleich zum
vollständigen Ersatz durch bioprothetische oder mechanische Klappen verbessert,
obwohl die Reparaturverfahren wegen fehlenden Vertrauens in die
Operationstechniken nicht ausreichend genutzt wurden.
Eine realistische chirurgische Simulation der MV-Reparatur unter Verwendung von
Modellen, die ein lebensechtes Gewebegefühl vermitteln und eine
patientenspezifische Pathologie erfassen, könnte Möglichkeiten für personalisierte ex-
vivo-Proben bieten und die Präferenz der Chirurgen für den Einsatz von
Roboterreparaturtechniken gegenüber einem vollständigen Ersatz steigern. Die
Nützlichkeit von Low-Fidelity-Ansätzen zur Simulation von MV-Reparaturen wurde
demonstriert, aber diese Verfahren sind in ihrer Fähigkeit beschränkt, einen
gewebeähnlichen Realismus oder Modell-pathologische Ventilmorphologien
bereitzustellen. Darüber hinaus sind herkömmliche 3D-gedruckte Acrylnitril-Butadien-
Styrol (ABS)-Modelle in ihrem Einsatz als chirurgische Trainingsmodelle aufgrund ihrer
festen Kunststoffzusammensetzung beschränkt.77
77 (Premyodhin N, 2018)
111
Tabelle 22: Materialien und Herstellungsmethode für 3D Model und Operation Planung
Materialien und Herstellungsmethode für 3D Model und Operation Planung
Herstellungsmethode Angewendete Materialien Anwendungsbereich
Stereolithographie Acrylnitril-Butadien-Styrol
(ABS), Silizium Schläfenbein, Mitralklappen
Modell
SLS, MJ, SLA, FDM ABS, PLA, Polyamiden
(z.B. Nylon) Anatomie, Trainingsmodelle
Poly Jet Polylactic acid (PLA)/
TangoPlus FullCure 930/ Polyvinylalkohol (PVA)
Mitralklappen
Drop on solid Pulver: PLLA, Ink:
Acethone, Ethanole, Water
Implantat
Binder Jetting Calciumsulfatmineral
(CaSO4 · 2H2O) Knochenstruktur
Poly Jet platinum-cure silicone Pharmazeutika und körperliche
Modelle
Fused Deposition Modeling (FDM)
PLLA, PLA Modell des Implantats
MultiJet Printing (MJP)
VisiJet M3 Crystal, VisiJet S300
Zahnmedizin
SLM, EBM Ni-Ti (3) Zahnimplantatmodell
SLS Titan Zahnimplantate
Single-Extruder-Modus
PVA Mitralklappen
SLA
Polymethylmethacrylat (PMMA), Titan, Acrylen,
Polyetheretherketon (PEEK)
Schädeldefekte, kraniofaziale Implantate, Bohr-, Schneide- und
Positionierungshilfe der orthopädischen Chirurgie
EBM/direktes Metall-Laser-Sintern (DMLS)
Titan (Ti6AlV4-Pulver), PMMA, Acrylen
Modell des Schädels
Stereolithographie Biokeramischer Hydroxy-
Apatit Modell des Schädeldefekts
112
Tabelle 22 zeigt die Materialien und Herstellungsmethoden für 3D Model und
Operation Planung.78,79,80,81,82
Frühere Studien haben belegt, dass diese Methoden in ähnlich hergestellten Modellen
unter Verwendung von 3D-gedruckten Formen und flüssigem platinhärtendem Silikon
für die laparoskopische Pyeloplastik verwendbar sind, die qualitativ ein hohes Maß an
Realismus und Verwendbarkeit zeigten. Obwohl auch ein direkter 3D-Druck von
Silizium-Modellen von MVs und anderen Anwendungen durchgeführt wurde, erfordert
dieser Prozess spezialisierte, teure 3D-Drucker, die direkt Silicone und andere flüssige
Materialien extrudieren können, die den Zugang zu dieser Technologie einschränken
können. Polyvinylalkohol (PVA) kann als Formmaterial mit kostengünstigen Home-
Desktop-Druckern verwendet werden. PVA, ein auflösbares 3D-Druckfilament mit
einem Durchmesser von 1,75 mm, wurde in vakuumversiegelten Beuteln mit
Silikagelpackungen gelagert, um eine Verformung des Materials aufgrund von
Umweltfeuchtigkeit zu verhindern. Formen (n = 15) wurden unter Verwendung von
PVA auf einem Flashforge Creator Pro Desktop-3D-Drucker im Single-Extruder-Modus
mit einer Extrusionstemperatur von 200 ° C, einer Plattformtemperatur von 65 ° C,
einer Vorschubgeschwindigkeit von 40 m/s und einer Vorschubbewegung von 55
mm/s in 3D gedruckt. Die Produkte der 3D-Drucke waren feste Formen aus PVA, die
keine ABS- oder Polymilchsäure (PLA)-Komponenten enthielten.83
Zusätzlich wurde die Freiformfertigungsfähigkeit der Stereolithographie genutzt, um
eine präzise Rekonstruktion des Unterkiefers zu erreichen (Abbildung 38). Es wird
über klinische Fälle von Unterkieferrekonstruktionen berichtet, die mit 3D-gedruckten
Modellen behandelt wurden, die vergleichsweise zufriedenstellende und bessere
ästhetische Ergebnisse erzielten als bei Patienten, die mit konventionellen
Rekonstruktionsverfahren behandelt wurden.84
78 (Premyodhin N, 2018) 79 (Narayan, 2014) 80 (Daniel J. Thomas, 2018) 81 (Ozbolat, 2017) 82 (Parthasarathy, 2014) 83 (Parthasarathy, 2014) 84 (Udayan Ghosh, 2018)
113
Abbildung 38: 3D-gedruckte Unterkieferrekonstruktion basierend auf medizinischen Rapid-Prototyping-Modellen
Abb. 38 zeigt, dass die 3D-Druck gestützte Unterkieferrekonstruktion eine präzise,
schnelle und kostengünstige Methode für die chirurgische Rekonstruktion bietet. Die
linke Seite zeigt das 3D-medizinische Modell mit der vorgebogenen
Rekonstruktionsplatte. Das rechte Bild ist ein Pantomograph eines Patienten nach
rekonstruktiver Chirurgie mit vorgebogenen Platten, basierend auf medizinischen
Rapid-Prototyping (MRP)-Modellen.
Eine hochkompetente Serie von Bildaufnahme-, Design- und
Herstellungstechnologien existiert gegenwärtig für den Einsatz in der kranio-
maxillofazialen und orthopädischen Chirurgie. Die Techniken sind mittlerweile weit
verbreitet, aber die Entwicklung ist noch nicht so weit abgeschlossen, um die
Anwendung zu verfeinern und sicherzustellen, dass neue AM-Methoden effizient
angewendet werden. Der Einsatz dieser Technologien hat sich von der Herstellung
einfacher anatomischer Replikmodelle hin zur Entwicklung und Herstellung
chirurgischer Endanwendungen entwickelt. CAD-Methoden sowie AM-Technologien
und -Materialien ermöglichen eine effiziente Einzelfertigung patientenspezifischer
Geräte. Es existiert eine breite Palette veröffentlichter Literatur, die den Einsatz dieser
Technologien in patientenspezifischen Bohr-, Schneide- und Positionierungshilfen und
-implantaten beschreibt, die alle zur Unterstützung der posttraumatischen
Rekonstruktion, des Krankheitsmanagements und der Fallplanung dienen können.
Das Schneiden, Bohren und Repositionieren von Führungsmaterialien variierten
zwischen AM-Polymeren und Titan, die für den transienten Einsatz zugelassen sind.85
85 (Udayan Ghosh, 2018)
114
Schädelplastik
Schädeldefekte können durch Traumata, Tumore oder dekompressive Kraniotomie
verursacht werden. In der Vergangenheit umfasste die Herstellung eines
kundenspezifischen Schädelimplantats einen ambulanten Patienten, konventionelle
Abformtechniken, die Herstellung eines indirekten Steinmodells des Defekts sowie die
Erzeugung einer Form zur Verarbeitung von Polymethylmethacrylat (PMMA). Die
chirurgische Platzierung beinhaltete umfangreiche Modifizierungen, um eine
akzeptable Passform mit langen Arbeitsstunden im Operationssaal und die
Verwendung von selbsthärtenden Acrylen zur Lückenfüllung zu erreichen. Die erste
Anwendung des 3D-Drucks bestand darin, den Defekt, aus dem ein individuelles
Wachsimplantat hergestellt werden konnte, und eine Form für PMMA zu drucken. Bei
diesem Verfahren muss der Patient dem Labor nicht zur Verfügung stehen; der
Prozess ermöglicht kompliziertere kraniofaziale Implantate, die mit minimalen
Modifikationen zum Defekt passen. Die Fertigungszeit konnte um fast 75% und die
Betriebszeit um fast die Hälfte verkürzt werden. Dieses Verfahren hat sich durch die
Bearbeitung von Implantaten aus PMMA und Polyetheretherketon (PEEK) oder 3D-
gedrucktem Titan und Polyethylketonketon (PEKK) zu einem digitalen Design
entwickelt, das direkt aus der medizinischen Bildgebung und der Herstellung des
Schädelimplantats stammt.86
Titan ist aufgrund seiner Biokompatibilität, seines Festigkeits-Gewichts-Verhältnisses
und seiner integrativen Osseoeigenschaften das Material der Wahl für die
Kranioplastik. Titan in verschiedenen Formen (Bleche, Gitter etc.) ist seit einiger Zeit
in Gebrauch; mit dem Aufkommen von EBM oder direktem Metall-Laser-Sintern
(DMLS) sind 3D-gedruckte Schädelimplantate in Mode gekommen. Titan-Mesh-
Rekonstruktion ist eine bei Chirurgen beliebte Methode aufgrund der Fähigkeit, das
vorgeformte Mesh als Vorlage für die Resektion zu verwenden. Ein dünnes
dynamisches Netz, das intraoperativ geformt werden kann, muss jedoch mit PMMA
verstärkt werden.
In den letzten Jahren wurde das Modell des Schädels mit einem Defekt unter
Verwendung von 3D-Drucktechnologien hergestellt und als Nachbildung oder Vorlage
jener tatsächlichen Region von Interesse verwendet, die den genauen Defekt darstellt.
Kundenspezifische Implantate aus Polypropylen und Polyester wurden mithilfe eines
86 (Grant, 2017)
115
Computerized Numerical Control (CNC) gefrästen 3D-Modells des Schädels
hergestellt, das aus CT-Scandaten erzeugt wurde. Stereolithographische oder 3D-
gedruckte Modelle von Schädeldefekten, die durch CT-Scans erzeugt werden, können
als Vorlagen für die Herstellung von porösen biokeramischen Hydroxy-Apatit-
Implantaten benutzt werden. 60 Patienten erhielten diese Implantate und wurden zwei
Jahre lang nachuntersucht. Ähnliche Implantate wurden in CAD mit dem SLA-
Photopolymerisationsverfahren hergestellt. Das verwendete Material war eine
Kombination aus Harz und HA-Pulver.87
Polyjet Printing
Polyjets werden im medizinischen Bereich zur Herstellung von anatomischen Modellen
für die chirurgische Planung und präoperative Simulationen verwendet. Ähnlich wie
beim Inkjet Printing, werden Schichten aus Photopolymer-Harz auf die Bauplattform
gespritzt und gleichzeitig mittels einer UV-Lichtquelle gehärtet. Im Gegensatz zum
Tintenstrahlverfahren können mehrere Materialtypen gleichzeitig gespritzt und
ausgehärtet werden. Dies eröffnet die Möglichkeit, ein komplexes Multi-Material-
Objekt herzustellen. Aufgrund dieser Fähigkeiten wird Polyjet im medizinischen
Bereich zur Herstellung anatomischer Modelle für die chirurgische Planung und
präoperative Simulationen eingesetzt. Hochauflösende Objekte mit unterschiedlichen
modularen Stärken können mit der Polyjet-Technik mit hoher Maßgenauigkeit 3D-
gedruckt werden. Da die UV-Quelle unmittelbar neben der Strahldüse liegt und das
Harz sofort aushärtet, ist eine Nachbearbeitung des Konstrukts nicht erforderlich.
Diese Technologie ist in der additiven Fertigung relativ neu. Viele Arten von
Photopolymeren, zum Beispiel ABS, Veroclear, Verodent und Fullcure, sind im Handel
zur Verwendung beim Polyjet Printing erhältlich. Bei dieser Art der 3D-
Drucktechnologie werden dünne Schichten aus Papier, Kunststoff oder Metallblechen
schichtweise miteinander verklebt und mit einem Metallschneider oder Laser in die
gewünschte Form zugeschnitten. Dieser Prozess ist kostengünstig, schnell und
einfach zu bedienen. Er erzeugt Objekte mit relativ niedriger Auflösung und wird für
mehrfarbiges Prototyping verwendet.88
Tabelle 23 zeigt einige der Photopolymere, die in medizinischen Anwendungen
eingesetzt werden.
87 (Parthasarathy, 2014) 88 (Jammalamadaka, 2018)
116
Tabelle 23: Biomaterialien für das Polyjet Printing89
Biomaterialien für das Polyjet Printing
Technik Materialien Test Modell
Polyjet Printing
Elastisches Photopolymer (FullCure 930 TangoPlus)
von Stratasys
Mock chirurgisches Verfahren wurde unter Live-Fluoroskop mit dem 3D-gedruckten Phantom durchgeführt
Starres Acrylharz (AR-M2) für Agilista-3200 3D-Drucker
Präoperative Planung in Verfahren hepatozelluläres Karzinom
Resektion
Photopolymerharz Genoplasty durchgeführt mit dentofazialen Deformitäten
Multiple photopolymere Harze auf Connex 3 Polyjet
3D-gedruckte anatomische Phantome von Leber und
Mikrosphären aus den CT-Daten des Patienten
Mehrere Fotopolymerharze, die mit Connex 350 gedruckt
wurden
Verwendet als perioperatives chirurgisches Führungsmodell für
Lebertransplantationen
Mehrere Photopolymerharze, die mit Objet 500 Connex
gedruckt wurden
Verwendet diese Modelle als ein Trainingswerkzeug für die
Neurochirurgie
Photopolymer RGD525 und Connex 500
Wirbelsäulenmodell mit C6-C8-Wirbeln einschließlich Tumoren in
ihnen
Multiple photopolymere und Objet 350 Connex
Verschiedene Modelle, beispielsweise hohl Aneurysma,
Schädel-Hirn-Aneurysma und Schädel-Hirn-Tumore
Projet 3512 HD partielle Nephrektomie
89 (Jammalamadaka, 2018)
117
In diesem Abschnitt wurden unterschiedliche Eigenschaften verschiedene Methoden
und Materialien, die in der Bioprinting verwendet werden, besprochen. Außerdem die
Methoden, Materialien und die Einsatzgebiete in Tabellenform aufgelistet. Druckbare
Biomaterialien sind in der Medizin sehr begrenzt. Die meisten diese Materialien haben
unterschiedliche Eigenschaften, daher werden sie in vielen Bereichen der Industrie
eingesetzt. Dies sind unter anderem Eigenschaften, die für Bioprinting nicht notwendig
sind oder sich manchmal gegeneinander auswirken. Daher sollten in der Zukunft
spezielle Materialien, die für das Bioprinting alle notwendigen Bioprinting-
Eigenschaften und gesundheitlichen Aspekte abdecken, entwickelt werden.
118
Die zweite Forschungsfrage lautet: „Welche Trends sind absehbar und wie ist
dies mit Arbeitsschutzsystemen in Einklang zu bringen?“
Die zweite Forschungsfrage wurde mit einem Mixed-Methods-Ansatz bearbeitet. Die
Antwort wurde qualitativ durch Interviews und quantitativ mit Hilfe von Fragebögen
ermittelt. Die Beantwortung der zweiten Forschungsfrage erfolgt in den Kapitel 13
und 14.
119
13 Übereinstimmung der Trends des Bioprintings mit Arbeitssicherheits-
systemen
Hinsichtlich der Übereinstimmung zwischen zwei Begriffen, zukünftiges 3D-Bioprinting
und Arbeitsschutzsysteme unter der Bedingung des OHSAS 18001, werden zuerst
beide Begriffe separat untersucht.90
13.1 Gesundheit und Arbeitssicherheitssystem
Was ist OHSAS 18001?91
OHSAS (Occupational Health and Safety Assessment Series) 18001 ist eine
internationale Arbeitsschutzmanagement-Spezifikation. Sie soll einer Organisation
helfen, ihre Risiken für Gesundheit und Sicherheit am Arbeitsplatz zu kontrollieren und
zu steuern. OHSAS 18001 erfordert die proaktive Bewertung von Gefahren, Risiken
und Kontrollen. Diese Anforderung ist daher von zentraler Bedeutung für die Schaffung
eines intakten Arbeitsschutzsystems.92,93 Wie die meisten anderen
Managementsystemstandards, ist OHSAS 18001 nach dem Prinzip des Plan-Do-
Check-Act-Zyklus (PDCA) aufgebaut. Die Planung für die Identifizierung von
Gefahren, die Risikobewertung und die Festlegung von Kontrollen sind
Kernforderungen an ein Arbeitsschutzsystem. Die Norm stellt klar, dass die
Anforderungen des Arbeits- und Gesundheitsschutzes für alle Aktivitäten und für
sämtliche Mitarbeiter gelten, die für die Organisation oder in deren Namen arbeiten.
Die Bauindustrie ist besonders arbeitsintensiv; ihre Arbeitskräfte sind anfällig für
Arbeitsunfälle. Der Schutz der Mitarbeiter vor Verletzungen genießt die Priorität des
Managements. OHSAS 18001 ist eine umfassende Arbeits- und Gesundheitsschutz
(OHS)-Managementsystem-Spezifikation, die es Organisationen ermöglicht, OHS-
Risiken zu kontrollieren und ihre Leistung zu verbessern. Der erste Schritt bei der
Einführung eines OHS-Managementsystems ist die Entwicklung einer formellen
Politik, um sicherzustellen, dass eine klare Richtung vorgegeben ist. Dies hilft bei der
Formulierung einer Reihe von Schritten zur Verbesserung der Unternehmensleistung,
die einen integrierten Bestandteil der Gewährleistung stetigen Fortschritts bilden.
OHSAS 18001 konzentriert sich jedoch nicht auf das Design von
Managementsystemen. Es ist eine Herausforderung für das Top-Management. Die
90 (BSI, July2007) 91 (Zenker-Hoffmann, 2014) 92 (Lo, 2014) 93 (Khodabocus, February, 2010 )
120
unmittelbare Gefahr für die meisten Organisationen ist eine schlechte
Sicherheitsleistung, die sich direkt auf die Produktivität der Organisation auswirkt und
indirekt die Moral der Mitarbeiter beeinflusst. Um diese Situation zu überwinden, ist
OHSAS ein robustes Werkzeug in den Händen des Top-Managements.
Die Festlegung einer Arbeitsschutzrichtlinie soll Folgendes umfassen:
1. Das Engagement des Top-Managements für die Prävention von Verletzungen und
Krankheiten sowie die kontinuierliche Verbesserung der Arbeitsschutzleistung.
2. Die Verpflichtung zur Einhaltung aller behördlichen und anderen geltenden
Arbeitsschutzanforderungen.
3. Eine Grundlage für die Festlegung von Arbeitsschutzzielen.
In dieser Forschungsarbeit werden keine behördlichen Verpflichtungen zur
Implementierung von geplanten Grundlagen für die Festlegung des Arbeitsschutzes
kontrolliert. Es wird vielmehr der aktuelle Zustand von Arbeitsschutzsystemen in 3D-
Bioprinting-Unternehmen untersucht und das Ergebnis wird mit dem absehbaren
Trend verglichen.
Diese Norm sollte folgende Anforderungen erfüllen:
Identifizierung des Ausmaßes der Gefahren und Risiken, die mit den beruflichen
Aktivitäten der Organisation einhergehen.
SSI (Safe & Sound Inc.) glaubt an die Gesundheit und Sicherheit aller seiner
Mitarbeiter. Organisationen sind verpflichtet, aktiv auf Folgendes hinzuarbeiten:
Eine Organisation ist erforderlich, um Verfahren zur laufenden Gefahrenermittlung,
Risikobewertung und Bestimmung der Kontrollen aufzustellen und zu implementieren.
1. Die Gefahrenidentifikation muss Infrastruktur, Ausrüstung, menschliches Verhalten,
Fähigkeiten sowie routinemäßige und nicht routinemäßige Aktivitäten aller Mitarbeiter
umfassen.94
2. Die Risikobewertung muss die geltenden rechtlichen Verpflichtungen
berücksichtigen und jene Risiken ermitteln, die für die Organisation als inakzeptabel
gelten.
3. Die Organisation muss zudem Kontrollen festlegen, um die Risiken, die als nicht
tolerierbar eingestuft wurden, zu eliminieren oder zu reduzieren.
94 (Hamam, 2013)
121
4. Die ermittelten Arbeitsschutzgefahren, -risiken und -kontrollen müssen erfasst und
beim Aufbau eines Arbeitsschutzmanagementsystems berücksichtigt werden.
Die Identifizierung von Gefahren kann durch Fragen erleichtert werden, zum Beispiel:
Gefahrenerkennung, Risikobewertung und Bestimmung der Kontrollen.
Sobald die Gefahren identifiziert sind, besteht der nächste Schritt darin, den „Risiko“-
Wert für jede identifizierte Gefahr zu bestimmen. Risikobewertung (R) ist im
Wesentlichen eine Funktion der „Wahrscheinlichkeit“ des Auftretens (L), des
Ausmaßes der „Exposition“ (E) und der „Schwere“ des Ereignisses (S). Alle drei
Faktoren bilden zusammen die „Risiko“-Größe. Oft betrachten Organisationen nur die
„Wahrscheinlichkeit“.95
13.2 Trends des Bioprintings
Zur Bestimmung des Trends des Bioprintings sollen die Einschränkungen und
Herausforderungen klargestellt werden, um die Richtung für weitere Forschungen
vorzugeben und vollständige Funktionen von Bioprinting zu illustrieren.
13.2.1 Einschränkungen und Herausforderungen des 3D-Drucks
Obwohl sich das Bioprinting schnell entwickelt hat, bestehen immer noch einige
Einschränkungen, die seine umfassende Verwendung im Tissue Engineering
behindern. Zuallererst sind druckbare Biomaterialien sehr begrenzt. Die vorhandenen
Biomaterialien, die im Bioprinting eingesetzt werden, sind alle üblicherweise
verwendeten Materialien in anderen Bereichen, anstelle von neuen Materialien, die
speziell für existierende Bioprinting-Verfahren entwickelt wurden. Selbst für ein häufig
verwendetes Biomaterial ist das Druckverfahren einmalig. Eine weitere Einschränkung
besteht darin, dass zwischen den aktuellen gedruckten Strukturen und den echten
Geweben oder Organen ein großer Unterschied besteht. Derzeit befinden sich die
meisten 3D-Bioprinting-Methoden noch in der Phase der Formkontrolle im Labor und
nicht in der Phase der Funktionssteuerung. Da das Bioprinting so schnell entwickelt
wurde, wird über die zelluläre Funktion, z.B. Zellmigration, Zelldifferenzierung, Zell-
Zell-Kommunikation, berichtet.96
95 (SADIQ, 2012) 96 (Daniel J. Thomas, 2018)
122
Da der Organdruck noch in den Kinderschuhen steckt, ist derzeit unklar, wie vaskuläre
Netzwerke effektiv aus Mikrogefäßen aufgebaut werden. Die Lebensfähigkeit bleibt
ohne komplexes hierarchisches Gefäßgerüst problematisch. Diese Komplikation ergibt
sich aus den Auflösungsbeschränkungen des Geräts, die viele verschiedene Elemente
harmonisieren müssen: Mikropipette und Spritze, die Größe und Eigenschaften von
Bausteinen, Biotinten und Bio-Papieren. Wie bereits erwähnt, sind Kompromisse
hinsichtlich Zeit, Auflösung und Lebensfähigkeit derzeit noch unvermeidlich.
Mikrogefäß-Templates erfordern das Impfen von drei Zelltypen – EC, SMC und
Fibroblasten – an präzisen Stellen innerhalb eines einzigen Gerüst-Gefäß-Musters;
dies bleibt eine Herausforderung.97
Obwohl der 3D-Druck ein großes Potenzial für seine Anwendung in der Medizin
aufweist, gibt es weitere gravierende Probleme zu überwinden, bevor er als eine
übliche Biofabrikationstechnologie in der Medizin gelten kann. Zu den wichtigsten
Problemen zählen die eingeschränkte Ausstattung und Anpassungsfähigkeit der 3D-
Drucker. Die Druckgeschwindigkeit, die Verarbeitungsgeschwindigkeit und die
Auflösung des Druckers haben in den letzten Jahren stark zugenommen, sie liegen
jedoch in vielen Fällen unter den optimalen Werten. Ein weiteres wichtiges Problem
sind die mangelnde Vielseitigkeit und Vielfalt von 3D-druckbaren Biomaterialien.
Verschiedene druckbare Materialien haben ausgezeichnete Eigenschaften für viele
andere externe Anwendungen; biokompatible implantierbare Materialien erfordern
jedoch spezifische Eigenschaften, die sowohl die physiologischen Bedingungen als
auch die Wechselwirkungen mit der lokalen Körperumgebung berücksichtigen, die die
Entwicklung viel problematischer machen.
Im Allgemeinen müssen druckbare Materialien für ihre Anwendung in der Medizin: (1)
bedruckbar sein, (2) geeignete mechanische Eigenschaften aufweisen, (3)
biokompatibel sein, (4) biomimetische Gewebe aufweisen, (5) sichere
Abbaunebenprodukte bilden und (6) eine gute Abbaukinetik haben.
97 (Giovanni Biglino, 2013)
123
Abbildung 39: Materialeigenschaften für 3D-Druckanwendungen in der Medizin98
Abb. 39 zeigt die Anforderungen an bedruckbare Materialien in medizinischen
Anwendungen, um die Grenzen des 3D-Druckprozesses zu überwinden. Die
Richtlinien zur Erfüllung dieser Anforderungen unterscheiden sich je nach Art der
Druckmethode und der Endanwendung des Geräts geringfügig. Darüber hinaus
können viele dieser Eigenschaften gegeneinander wirken. Die Mehrheit der 3D-
gedruckten implantierbaren Transplantate wird in Knochen oder Knorpel Tissue
Engineering-Anwendungen verwendet, und zwar aufgrund der Eigensteifigkeit der
meisten druckbaren Biomaterialien, welche die Steifigkeit dieser natürlichen Gewebe
nachahmen, abgesehen von einigen Hydrogel-Systemen. Letztendlich muss ein
Gleichgewicht zwischen allen diesen Parametern aufrechterhalten werden, um ein
geeignetes druckbares Biomaterial zu erzeugen. Schlussendlich sollten Fragen der
Qualitätskontrolle, Reproduzierbarkeit und regulatorische Hürden behandelt werden,
98 (Kalaskar, 2017)
124
bevor eines dieser 3D-gedruckten Gerüste und Geräte den kommerziellen
medizinischen Markt erreicht.99
13.2.2 Zukunftstrends
Aufgrund seiner Individualität und kontrollierbaren Eigenschaften kann sich das
Bioprinting in Zukunft zu einem potenziellen Werkzeug für die Organregeneration
entwickeln und vielversprechende Anwendungen beim Tissue Engineering finden.100
Trotz dieser verschiedenen Vorteile und Anwendungen des 3D-Bioprintings besteht
eine der Haupteinschränkungen darin, dass nur der anfängliche statische Zustand des
gedruckten Objekts berücksichtigt und angenommen wird, dass es unbelastet ist. Zum
Beispiel beruht diese Technologie auf der fundamentalen Annahme, dass die
gedruckten Zellen sich rasch zusammensetzen und Gewebe bilden können.
Zellmigration, Zelladhäsion, Zellfusion und Zellsortierprozesse beginnen dann, die
gewünschte ECM (Extracellular Matrix) zu synthetisieren, was wünschenswerte
geometrische Struktur, Form und mechanische Eigenschaften im neu gebildeten
Gewebe hervorbringt und aufrechterhält. Um dieser Einschränkung zu begegnen,
wurde kürzlich eine neue Technik namens „4D-Bioprinting“ entwickelt, bei der „Zeit“
zusammen mit 3D-Bioprinting als vierte Dimension gilt. „Zeit“ gibt hier nicht an, wie
lange es dauert, einen bestimmten Teil zu drucken, sondern die Tatsache, dass sich
die 3D-gedruckten Biomaterialien bzw. lebensfähigen Zell-Konstrukte im Laufe der Zeit
regenerieren und weiterentwickeln, nachdem sie in vivo gedruckt und implantiert
wurden.
Wenn man zusätzlich das 4D-Bioprinting mit anderen Zellabscheidungstechniken wie
Zellausstoßverfahren und Elektrospray-Technik vergleicht, ist die durchschnittliche
Größe des zellbeladenen Tröpfchens, das von einer Elektrospray-Maschine freigesetzt
wird, durch den Innendurchmesser der verwendeten Spritzennadel begrenzt; dies
bedingt eine unzureichende räumliche Auflösung. Stattdessen können Zell-Ejektor-
Verfahren, z.B. Zahnrad-, Schrauben- und Extrusionsverfahren, lediglich Materialien
drucken, die bei hoher Temperatur weich und bei niedriger Temperatur hart sind, was
zu einer begrenzten Auswahl von 3D-druckbaren Biomaterialien führt. Die
verschiedenen Techniken, die am 4D-Druck beteiligt sind, und die jeweiligen Probleme
99 (Kalaskar, 2017) 100 (Daniel J. Thomas, 2018)
125
und Herausforderungen, die mit dem Erzielen erfolgreicher 4D-gedruckter Konstrukte
einhergehen, werden beschrieben als vierdimensionaler Druck im Gesundheitswesen.
Das 3D-Bioprinting von In-vitro-Modellen ist ein faszinierendes Forschungsgebiet, in
dem in den letzten Jahren erste Ergebnisse erzielt wurden.
Die breite Palette der derzeit verfügbaren 3D-Drucktechniken hat ein enormes
Potenzial, um im Ergebnis realistische In-vitro-Modelle hervorzubringen. Für die
erfolgreiche Anwendung von 3D-gedruckten Geweben als In-vitro-Krankheitsmodelle
ist ein restloses Verständnis des Prinzips, der Optimierung und Standardisierung des
Druckprozesses in Bezug auf das gewünschte Endziel notwendig, zusätzlich zur
Einhaltung der guten Herstellungspraxis (Good Manufacturing Practice, GMP).
Daher besteht ein großer Bedarf an Strategien, die darauf abzielen, die verschiedenen
Stadien des Krankheitsfortschritts und der Entwicklung innerhalb der 3D-gedruckten
Gewebetransplantate zu verstehen.101
Mit diesen neuartigen 3D-Druckverfahren können die Kosten des Drogenscreenings
bei Krankheitsmodellen durch Miniaturisierung erheblich gesenkt werden, während die
natürlichen physiologischen Eigenschaften erhalten bleiben. Die Kosten können weiter
reduziert werden, indem die digitalen Daten zwischen den Nutzern in den
Forschungsgemeinschaften ausgetauscht werden. Dennoch könnten 3D-gedruckte In-
vitro-Krankheits- oder Gewebemodelle ein leistungsfähiger Ersatz für In-vivo-
Tiermodelle oder sogar für menschliche klinische Versuche mit Arzneimitteln und
toxikologische Tests sein und sich als eine vielversprechende Alternative für
translationale medizinische Forschung herausstellen. Der 3D-Druck kann aufgrund
seiner Vielseitigkeit bei vielen nicht-konventionellen medizinischen Anwendungen wie
der Entwicklung intelligenter Sensoren zur Überwachung, Präzisions-Bioscaffolds,
Plattformen für die Mechanobiologie, Miniatur-implantierbaren Geräten und der
Integration von Sensorik und Signalgebung eingesetzt werden. Dies erfordert jedoch
die Entwicklung einer neuen Klasse von druckerfreundlichen Biomaterialien. Neben
neuen Materialien müssen auch Hardware- und Softwareschnittstellen entwickelt
werden, die verschiedene Materialien mit höheren räumlichen Auflösungen als bisher
drucken können.
Außerdem ist bekannt, dass für die konstruierten Gewebe 150-200 μm eine kritische
Dicke ist, die sicherstellt, dass Sauerstoff und Nährstoffe für Zellen diffundieren
101 (Kalaskar, 2017)
126
können, um ohne Vaskularität zu überleben. Komplexe Organe, wie die Leber, die
Nieren oder das Herz, sind dick und heterozellular, sie erfordern daher den
gleichzeitigen Druck mehrerer verschiedener Zellen mit dem vaskulären Netzwerk, um
Sauerstoff und Nährstoffe zuzuführen. Forscher haben mehrere Versuche
unternommen, ein vaskularisiertes Netzwerk, das in das Gewebe eingebettet ist, zu
drucken, wodurch die Diffusionsgrenze erweitert wird. Gewebe mit geringem
Vaskularisierungsgrad wie Haut, Skelettmuskeln, Knorpel und Knochengewebe
wurden erfolgreich in vivo gedruckt und getestet. Derzeit gibt es jedoch noch kein voll
funktionsfähiges gedrucktes Organ mit einem integrierten vaskulären Netzwerk. Das
Gefäßnetzwerk sollte ferner so gestaltet sein, dass das Gewebe oder Organ
erfolgreich in den Wirt implantiert und integriert werden kann. Das Gefäßnetz des
Spenderorgans sollte einfach in das Gefäßnetz des Wirts integriert werden. Die
meisten Bioprinting-Methoden und ihre Anwendungen befinden sich jedoch noch im
Laborstadium.
Das 3D-Bioprinting hat ein großes Potenzial für die Geweberegeneration und das
Screening von Arzneimitteln aufgezeigt, wenngleich etliche biologische und
technische Herausforderungen erst angegangen werden müssen. Biologische
Verbesserungen der gegenwärtigen Technologien könnten die Entwicklung der
nächsten Generation von Biotinten mit höherer Zelldichte und mehreren Zellquellen
sowie neue Strategien zur Verbesserung der Lebensfähigkeit der Zellen, der
Gewebefunktionalität, der Vaskularisierung und der Verwendbarkeit umfassen.
Forscher haben bereits die Machbarkeit des Bioprintings von Zell-Konstrukten und
künstlichen Organen untersucht und demonstriert. Darüber hinaus wurden 3D-
gedruckte Hochdurchsatz-Microarrays für das Wirkstoff-Screening und 3D-gedruckte
In-vitro-Krebsmodelle für präklinische Tests entwickelt. Trotz dieser Durchbrüche
bestehen technische Herausforderungen, die noch gelöst werden müssen, z.B. die
Verbesserung der Auflösung, die Erhöhung des Bereichs der druckbaren
Biomaterialien mit entsprechender Stabilität, die gewünschten Eigenschaften für
Organdruck oder die Vermeidung von Verstopfungsproblemen, wenn große
Konstrukte zu drucken sind.
Weitere Innovationen können die Entwicklung eines einfacheren, vielseitigen und
schnelleren Druckverfahrens umfassen, das während der Operation verwendet wird,
sowie die Kombination von Bioprinting mit Bioreaktoren, um Stress- und
Temperaturbedingungen zum Erhalt der Lebensfähigkeit und des Überlebens der
127
Zellen zu regulieren. In Zukunft wird die 3D-Bioprinting-Technologie hoffentlich klinisch
anwendbares Gewebe und komplexe Organe hervorbringen, die die
Organtransplantation revolutionieren könnten, indem die Probleme im
Zusammenhang mit der begrenzten Zahl von Spendern, Infektionen und Abstoßungen
eine Lösung finden. Idealerweise können Stammzellen, die von einem einzelnen
Patienten gesammelt und isoliert werden, in organspezifische Zellen differenziert und
in ein Bioprinting-System geladen werden, um ein maßgeschneidertes funktionales
Organ zu erzeugen. Das 3D-Bioprinting hält für die Medizin immer noch viele
Versprechen bereit und es wird die Gesundheitssektoren, einschließlich Tissue
Engineering, Wirkstoffuntersuchung und biologische Hochdurchsatztests, sicherlich
weiter revolutionieren. Die Forscher erhoffen sich generell, dass in nicht allzu ferner
Zukunft ganze Organe aus dem 3D-Drucker kommen.
Ein ernstes Problem von Scaffold-basiertem TE ist, dass Gerüste unerwünschte
Immunreaktionen hervorrufen können, einschließlich akuter allergischer Reaktionen
oder Spätphasenreaktionen und Entzündungen. Gerüste verursachen wahrscheinlich
auch eine Autoimmunantwort. Zusätzlich können Gerüst-Abbaunebenprodukte
Immunreaktionen auslösen. Winzige Metallteilchen, die von den metallischen
medizinischen Implantaten (z.B. Bruchstücke von synthetischen Gelenkprothesen)
abgegeben werden, können eine spezifische Form von Entzündung bewirken. Es ist
auch sehr gefährlich, wenn sich die Gerüstabbaunebenprodukte allmählich über Jahre
hinweg ansammeln, weil die chronischen Krankheiten durch Entzündungsreaktionen
ausgelöst werden, die mit entzündlichen Reaktionen zusammenhängen.
Zusätzlich zu den Bereichen Forschung und Biomedizin hat die Häufigkeit der
Verwendung von 3D-Druckern in der Industrie und für den häuslichen Gebrauch stark
zugenommen, hauptsächlich deshalb, weil die Kosten dieser Drucker deutlich
gesunken sind. Es wurde jedoch berichtet, dass 3D-gedruckte Teile manchmal toxisch
sind, allergische und entzündliche Reaktionen in Mäusen verursachen und für
Krebszellen toxisch sind. Darüber hinaus haben frühere Studien gezeigt, dass einige
3D-Drucker beim Drucken giftige Partikel in die Luft abgeben. Aufgrund des rasanten
Wachstums der wissenschaftlichen und medizinischen Anwendungen des 3D-Drucks
sowie des Anfalls großer Mengen an Abfällen ist es wichtig zu bestimmen, ob
biotechnologisch hergestellte Polymere toxisch sind und, wenn ja, in welchem Ausmaß
dies so sein könnte.
128
Zur Erzielung weiterer Ergebnisse wurden von Mai bis Juni 2018 einige Unternehmen,
die im medizinischen Bereich das 3D-Bioprinting verwenden, kontaktiert, über
verschiedene Aspekte der Gesundheit und Sicherheit am Arbeitsplatz befragt und
durch einen Fragebogen und einige Interviews die nötigen Informationen gesammelt,
um den aktuellen Zustand der Arbeitssicherheit zu ermitteln. Der erstellte Fragebogen
wurde insgesamt 19 Firmen, Kliniken und Universitätskliniken in Deutschland und
Österreich per Email zugeschickt. Von diesen 19 ausgeschickten Fragebögen kamen
neun Rückmeldungen zurück. Darunter waren vier Fragebögen ausgefüllt. Zusätzlich
wurden sechs Interviews erbeten, von denen zwei tatsächlich stattgefunden haben.
Die Mehrheit der beantworteten Fragebögen und Interviews stammen von Firmen der
3D-Druck-Maschinenhersteller und von Klinischen Labors. Es wurden Interviews mit
Produktionsleiter und Unternehmensentwickler durchgeführt. Die Fragebögen
richteten sich an Angestellte im Vertrieb, in der Innovationsabteilung und an das
Klinische Labormanagement. Im Anschluss werden die Fragen, die in dem
Fragebogen und der Interviews gestellt wurden, mit einigen Antworten illustriert.
Die durchgeführte Interviews und die gesammelten Fragebögen wurden miteinander
verglichen und ausgewertet, die daraus gewonnene Ergebnisse wurden
zusammengefasst. Aus dem Nebeneinanderstellung diese Antworten und Feststellung
der Übereinstimmungen und der Homogenität der Antworten wird ein vergleichbares
Ergebnis auf die restlichen Unternehmen erweitert. Die gewonnen Ergebnisse sind
daher für die meisten Methoden und Materialien in der Bioprinting anwendbar.
Dennoch bedarf jede Druckmethode eine unterschiedliche Arbeitsschutzmanagement
und Gefährdungsmessung.
1.1 In welchem Bereich von Bioprinting sind Sie beschäftigt?
Die Antworten betreffen meistens zwei Bereiche des 3D-Bioprintings, die den Druck
von genau angepassten Implantaten/Prothesen und die Verwendung von 3D-Modellen
zur Operationsvorbereitung bei neuartigen bzw. kritischen Operationen umfassen,
weniger den Druck von Gewerbe aus gezüchteten Zellen.
1.2 Welche speziellen Produkte werden in Ihrem Betrieb produziert?
Patientenindividuelle Mitralklappen, Modelle zur Operationsvorbereitung, 3D-
Maschinen und Materialien für Bioprinting, Kronen, Brücken oder Kieferorthopädie etc.
1.3 Welche Methoden des 3D-Printing werden verwendet?
129
Fused Deposition Modeling (FDM), Stereolithografie (SLA), Light Processing, Polyjet,
Laser-Sinter-System.
1.4 Welche Materialien werden im Produktionsprozess eingesetzt?
Aluminium Oxid, Silikon Oxid, TCP, HA, Siliciom nitrid, Flüssigharze, PLA, Titan, ABS,
Keramik, Siliziumnitrid, Bioglas, Polyamid (PA), Polystyrol (PS) u.a.
1.5 Die Mitarbeiter finden den Job interessant?
Trifft völlig zu.
2.1 Wird in Ihrem Betrieb auf das Arbeitsschutzmanagement (OHSAS 18001)
eingegangen?
Aus den Antworten auf diese Frage geht hervor, dass auf Arbeitsschutzmanagement
(OHSAS 18001) leider nicht eingegangen wird, außer bei dem 3D-Bioprinter-
Hersteller.
2.2 Das Risiko von verwendeten Materialien ist für die Mitarbeiter hoch?
Teils/teils. Chemische Materialien werden häufig verwendet, wie Acrylat und auch
Isopropanol zum Entfernen des Harzes, die stark entflammbar sind. Beim ABS-
Material in der FDM-Methode könnten wegen starker Erhitzung ultrafeine Partikel
emittiert werden. Es hat einen deutlich schärferen Geruch, der in der Nase und im Hals
brennen kann.
2.3 Das Risiko der verwendeten Produktionsmethode ist für die Mitarbeiter hoch?
Trifft überhaupt nicht zu.
2.4 Könnten aufgrund fehlerhaften Umgangs mit Produkten Gefahren für Mitarbeiter
entstehen?
Trifft überhaupt nicht zu.
2.5 Die Arbeit mit Werkzeugen und Druckern im Produktionsprozess gefährdet die
Gesundheit der Mitarbeiter?
Verschiedene Antworten wurden bei jedem Fragebogen und Interview gegeben, wie:
überwiegend nicht, trifft überhaupt nicht zu, trifft überwiegend zu, es hängt von der
Herstellmaschine-Methode und den Materialien ab. Bei manchen Maschinen wurden
alle potenziellen Risiken ausgeschlossen und bei manchen nicht. Dasselbe gilt für
130
chemische Materialien und Herstellungsmethoden, wie das oben genannte
Isopropanol zur Harzentfernung.
2.6 Es gibt Risiken für Mitarbeiter bei der Lieferung von Rohmaterialien bis zu den
Endprodukten?
Trifft überwiegend nicht zu. Manche Materialien wie ABS könnten bei starker Erhitzung
und im Brandfall schädlich bzw. ungesund sein.
2.7 Gab es bereits einmal Vorfälle mit Kunden bzw. Mitarbeitern von allergischen
Reaktionen und Krankheiten in Verbindung mit den Produkten?
Nein.
2.8 Bei den Arbeitsschutzmaßnahmen sind der Stand der Technik, Arbeitsmedizin und
Hygiene sowie sonstige gesicherte arbeitswissenschaftliche Erkenntnisse zu
berücksichtigen?
Für zwei befragte Unternehmen trifft dies völlig zu, für alle anderen trifft es
überwiegend zu.
2.9 Sehen Sie spezielle Gefahren für besonders schutzbedürftige
Beschäftigtengruppen (z.B. Schwangere, Jugendliche)?
Reaktionen auf Materialien und Strahlungen bei manchen Herstellungsmethoden (z.B.
Laser-basierten Methoden) könnten für Schwangere schädlich sein.
2.10 Es gibt durch den Einsatz von Materialien und 3D-Druckern Brand- und
Explosionsgefahren?
Es hängt davon ab, welche Methoden und Materialien eingesetzt werden. Darüber
hinaus benötigen üblicherweise die meisten 3D-Druckverfahren hohe Temperaturen;
manche Lösemittel können außerdem stark entflammbar sein, daher sollte aufgepasst
werden.
2.11 Es gibt bei der Arbeitsstätte eine Lärmbelästigung?
Es ist ganz unterschiedlich bei verschiedenen Methoden und Maschinen. Meistens
wurde mit teils/teils und trifft überwiegend zu auf diese Frage geantwortet. Folglich gibt
es beim Produktionsprozess Druckergeräusche sowie Druckluft bei der Reinigung und
Nacharbeit.
131
2.12 Es gibt belastende klimatische Bedingungen (Hitze, Kälte, Zugluft) in dem
Produktionsprozess für die Mitarbeiter?
Überwiegend wurde diese Frage mit „Trifft überhaupt nicht zu“ beantwortet, außer in
einem Fall, für den von belastenden klimatischen Bedingungen für die Mitarbeiter im
Labor und in der Produktionsabteilung von Lichtprozessmethoden mit besonderer
Lichtfarbe (wie Gelb oder Orange) berichtet wurde.
2.13 Wurde bei der Beschaffung von Betriebseinrichtung, Werkzeugen und 3D-
Druckern auf die Arbeitsergonomie der Mitarbeiter geachtet?
Es verhält sich ganz unterschiedlich bei verschiedenen 3D-Maschinenherstellern. In
diesem Fall wurde teils/teils und trifft völlig zu geantwortet. Es wurde bei manchen 3D-
Bioprintern auf ergonomische Größe und Höhe nicht geachtet und Werkzeugwechsel
und Maschinenreinigung wurden nicht ergonomisch gehandhabt.
2.14 Gibt es beim 3D-Bioprinting, wegen seiner hochsensiblen Produkte,
ungewöhnliche Arbeitszeiten, z.B. vermehrte Überstunden?
Bei manchen Methoden und 3D-Maschinen trifft dies überhaupt nicht zu, aber es gibt
Produkte, nach deren Produktion die Maschinen und Produkte gereinigt werden sollen.
3.1 Unter Berücksichtigung zukünftiger Trends im Bioprinting, wird es einen positiven
Einfluss auf die Arbeitszeit geben?
Trifft völlig zu; durch die fortschreitende Prozessautomatisierung gibt es natürlich auch
Auswirkungen auf die Arbeitszeit. Eine Reduzierung der Arbeitszeit für die Mitarbeiter,
die direkt an den Maschinen arbeiten, ist zu erwarten.
3.2 Ich sehe eine stabilere Arbeitssicherheit für die Zukunft von Bioprinting.
Trifft völlig zu. Das ist ein grundlegendes Thema, das stark an Bedeutung gewinnen
wird.
3.3 Was ändert sich aus Ihrer Sicht bezüglich Arbeitsschutzmanagement bei
zukünftigen Trends im 3D-Bioprinting?
Auf diese Frage gab es keine große Begeisterung. Eine der Antworten:
132
„Fürchterlich, es fällt mir dazu nichts Gutes ein. Ich denke, dass die wesentlichen
Maßnahmen bei der herkömmlichen Fertigung getroffen werden müssen und dass es
hier aus jetziger Sicht keine großen neuen Herausforderungen gibt.“
Die gesammelten Daten wurden analysiert, um die absehbaren Trends von Bioprinting
mit dem Arbeitsschutzsystem in Einklang zu bringen. Im Anhang dieser Arbeit befinden
sich die erhobenen Fragebögen.
Die Analyse der mittels Fragebogen gesammelten Daten zeigt den aktuellen Zustand
des Gesundheits- und Sicherheitsschutzsystems auf. Dieser wird mit der zukünftigen,
fortgeschrittenen Bioprinting-Technik abgestimmt. Darüber hinaus ist es möglich, die
zukünftigen Trends von Bioprinting mit Rücksicht auf existierende Einschränkungen,
Schwächen und Herausforderungen besser vorherzusagen.
Die analysierten Daten der Mitarbeiter im Bioprinting-Bereich zeigen, dass sie ihren
Job generell sehr interessant finden und als eine innovative und kreative Arbeit
betrachten.
Der Zustand des Arbeitsschutzsystems im 3D-Bioprinting-Bereich kann im
Allgemeinen so charakterisiert werden: Die meisten Betriebe sind um Arbeitsschutz
und -sicherheit der Mitarbeiter besorgt und überprüfen, ob die Voraussetzungen erfüllt
sind. Die meisten Organisationen, die in diesem Bereich tätig sind, haben sich
allerdings nicht für eine Zertifizierung nach dem Gesundheits- und
Sicherheitsschutzsystem OHSAS 18001 entschieden. Dies könnte aufgrund
gelegentlicher Herstellung so sein, weil die meisten Produkte entweder als Prototypen
oder zur Laborforschung vorgesehen und bis jetzt nicht für die Massenproduktion
gedacht sind.
Das Risiko der verwendeten Materialien, das in dieser Arbeit besonders beachtet wird,
ist für die Mitarbeiter nicht sehr hoch, aber wie in jedem Prozess gibt es Risiken wie
chemische Materialien (z.B. ABS, Acrylat), die mit Vorsicht behandelt werden müssen;
deswegen werden zur Bewältigung dieser Gesundheitsrisiken einige Maßnahmen wie
Schutzbrillen, Handschuhe, Desinfektionsmittel und Arbeitskleidung für Mitarbeiter
getroffen. Darüber hinaus ist es wichtig, dass alle verwendeten Materialien im 3D-
Bioprinting in Light Processing nicht leicht entzündbar sind. Im FDM bzw. SLA-Prozess
ist z.B. Isopropanol, das zum Entfernen des Harzes verwendet wird, leicht
entflammbar. Deshalb hängt das Risiko einer Explosion oder gefährlicher Strahlungen
von der Herstellmethode und deren verwendeter Materialien ab. Die meisten
Mitarbeiter glauben, dass die Materialien überhaupt nicht giftig sind. In der letzten Zeit
133
haben Forschungen gezeigt, dass manche Polymere wie Polystyrol (PS) und
Polydimethylsiloxan (PDMS) im Druckprozess toxische Partikel in der Luft freisetzen,
worauf die Forschung zu künftigen Trends im Bioprinting aufmerksam machen sollte.
Die verwendeten bekannten Produktionsmethoden haben keine großen potenziellen
Gefahren und Risiken für die Mitarbeiter, was beim Produktionsprozess mit hohen
Verarbeitungstemperaturen beachtet werden sollte. Im Übrigen sind andere Gefahren,
die von Maschinen ausgehen könnten, ausgeschlossen, da die Maschinen
verschlossen sind und die Sicherheitsmechanismen sich nicht aushebeln lassen.
Deshalb gelten 3D-Drucker in der Medizin als eine sichere Herstellungstechnik. Die
Arbeit mit Werkzeugen und Druckern im Produktionsprozess gefährdet nicht die
Gesundheit und die Sicherheit der Mitarbeiter, da automatisch die Türen verriegelt
werden und daher ein Zugang ausgeschlossen ist.
Außerdem wurden bei der Untersuchung von Rohmaterialien bis zur Endproduktion
keine potenziellen Risiken für die Mitarbeiter, wie allergische Reaktionen oder
Krankheiten in Verbindung mit den Materialien, Prozessen und Produkten, ermittelt.
Im Allgemeinen werden Arbeitssicherheit und Arbeitsschutzmaßnahmen in 3D-
Bioprinting-Maschinen vorausgesetzt und für die Sicherheit der Mitarbeiter und die
Hygiene in der Medizin wird gesorgt; außerdem gibt es Schulungen zu gesicherten
arbeitswissenschaftlichen Erkenntnissen. Darüber hinaus wird am Arbeitsplatz eine
Sicherheitsausrüstung verwendet inklusive Sicherheitsanweisungen, die den richtigen
Umgang näher erläutern; ferner existieren passende Anleitungen, die den richtigen
Umgang mit Maschinen illustrieren. Ein noch wichtigerer Hinweis, der bei der 3D-
Printing-Technik nicht außer Acht gelassen werden sollte, gilt dem Umstand, dass
schwangere Frauen wegen chemischer Materialien und erhöhter Strahlungswerte von
Laser- und UV-Licht nicht im Produktionsbereich und im Bioprintinglabor arbeiten
sollten.
Ein anderer wesentlicher Punkt, der die Gesundheit und die Sicherheit der Mitarbeiter
gefährdet, ist die Lärmbelästigung am Arbeitsplatz. 3D-Druck-Maschinen sind im
Vergleich zu anderen Maschinen nicht auffallend laut, aber beim Produktionsprozess
entstehen Druckergeräusche und im Zuge der Reinigung mit Druckluft treten sehr laute
Geräusche auf, was bei 3D-Druckverfahren mit pulverbasierten Methoden ebenso
häufig der Fall ist wie bei der Nacharbeit. Der Störfaktor ist zwar nicht sehr hoch,
trotzdem kann er bei täglicher Wiederholung am Arbeitsplatz als negativ empfunden
werden. Darüber hinaus existieren belastende klimatische Bedingungen für die
134
Mitarbeiter, die im Labor oder in der Produktionsabteilung mit Lichtprozessmethoden
und besonderen Lichtfarben (wie Gelb oder Orange) umgehen müssen. Diese
belastenden klimatischen Farben sollten als Forschungsthema untersucht werden, um
die vermeintliche Unverzichtbarkeit des farbigen Lichtes zu überprüfen.
Ein positiver Punkt, der bei der 3D-Bioprinting-Technik hervorzuheben ist und in die
Massenproduktion eingeht, sind die Betriebseinrichtungen, Werkzeuge und 3D-
Drucker, die an die Arbeitsergonomie der Mitarbeiter angepasst sind. Ein komfortables
und ergonomisches Design der Einrichtungen und Werkzeuge ermöglichten ein
ermüdungsfreies und sicheres Arbeiten. Es gibt z.B. Maschinen und
Reinigungsstationen, die die Mitarbeiter stehend bedienen können; somit wird ebenso
auf die Ergonomie Rücksicht genommen. Trotz vieler Vorteile sind manche Maschinen
noch nicht ergonomisch konstruiert, doch sollte dies für die zukünftige Forschung
Priorität haben.
Als Ergebnis der analysierten Daten ergeben sich folgende Punkte für eine bessere
Übereinstimmung zwischen Trends des Bioprintings und dem Arbeitsschutzsystem:
• Durch fortschreitende Automatisierung des Bioprinting-Prozesses werden
direkt die Arbeitszeit von Maschinen sowie Reinigung und Nacharbeit verringert
und das Arbeitssicherheitssystem kontinuierlich verbessert.
• Druckbare Biomaterialien sind sehr begrenzt. Sie wirken sich auf die Mitarbeiter
manchmal toxisch aus und kommen gleichzeitig auch in vielen anderen
Bereichen der Industrie zum Einsatz. Sie haben zahlreiche Eigenschaften, die
für Bioprinting nicht notwendig sind oder sich manchmal gegeneinander
auswirken. Es sollten in der Zukunft spezielle Materialien mit bestimmten
Eigenschaften fürs Bioprinting entwickelt werden, die alle notwendigen
Bioprinting-Eigenschaften und gesundheitlichen Aspekte abdecken.
• die verwendeten Rohmaterialen sollten nur von zuverlässige Lieferanten
bezogen werden. Ausgangsmaterialien mit entsprechende Zertifikate besorgen.
Wenn möglich, sollte direkt beim Produzenten eingekauft werden.
• Der aktuelle Zustand gedruckter Organstrukturen weist große Unterschiede zu
echten Organen auf. Momentan wissen die Wissenschaftler nicht, wie
verschiedene vaskuläre Netzwerke effektiv aus Mikrogefäßen aufgebaut
werden; deshalb sollten wegen der Individualität und der Kontrolle der
Eigenschaften neue Werkzeuge gebaut werden, die sich auf Sicherheit und
Gesundheit der Mitarbeiter durch Automatisierung konzentrieren sollten.
135
• Es sollten neue Hardware und Software entwickelt werden, die verschiedene
Materialien mit einer höheren räumlichen Auflösung als bisher drucken können.
• Manche Polymere und Materialien, die bereits erwähnt wurden, sind toxisch und
deshalb werden im Druckprozess toxische Partikel in die Luft emittiert. Dafür
sind durch weitere Forschungen neue Materialien mit speziellen Eigenschaften,
die nicht toxisch sind, zu entwickeln.
• bei der Verarbeitung von Metallpulvern mit einem Explosionsgefahr
Schutzmaßnahmen ergreifen.
• Es gibt einige Materialien, die für 3D-gedruckte Gerüste eingesetzt werden und
nach dem Abbau im Wirtskörper eine toxische Wirkung auslösen können.
Solche Gerüste können wahrscheinlich auch eine Autoimmunantwort
verursachen. Daher werden zukünftige Trends des Bioprintings mehr auf jene
Materialien, die ohne Gerüst produziert werden können, zu achten haben.
• 3D-Drucker in einem gesonderten Raum einrichten, um die krebserzeugende
metallbeinhaltende Rohmaterialien, effektiver zu kontrollieren.
• Schwangere dürfen wegen des Gesundheits- und Sicherheitsrisikos bei jenen
3D-Printing-Techniken, die Laser- und Lichtbasierte Verfahren anwenden und
chemische Materialien im Produktionsbereich einsetzen, nicht im Labor
arbeiten.
• bei der Verarbeitung im 3D-Drucker muss auf jeden Fall die jeweils zulässige
maximale Erhitzungstemperatur beachtet werden.
• Das störende farbige Licht bei manchen 3D-Printing-Produktionsprozessen und
Laboren könnte durch die Entwicklung neuer Materialien und
Herstellungsprozesse in der Zukunft verringert werden.
• Die fortschreitenden Forschungen zur Automatisierung können für die
Verringerung der Lärmbelästigung an der Arbeitsstätte für zukünftige 3D-
Drucker eine sehr wichtige Rolle spielen.
• Eine effektivere Arbeitsschutzmaßnahmen bei der Pulverbasierte
Produktionsmethoden ist die ausreichende Belüftung, die im Betracht gezogen
werden muss.
• Maßnahmen zu verminderter Staubproduktion ergreifen. Es sollte bei der
Schulung von Mitarbeiter auf Arbeitsschutzaspekte in Verbindung mit
Verminderung von Gesundheitsrisiken, besonders auf verminderte
Staubproduktion aufmerksam gemacht werden.
136
14 Schlussfolgerungen
Die Beantwortung zur erste Forschungsfrage “welche Materialien spielen für den 3D
Druck in der Medizin eine Rolle?“ lautet, die Hauptanwendung des 3D-Druck in der
Medizin wurde in drei Bereichen illustriert, die folgendermaßen unterteilt werden:
Der Druck von Gewebe aus gezüchteten Zellen, dass selbst aus zwei Teilen besteht,
• Druck von Gerüste, in Abhängigkeit von spezifischen Tissue Engineering-
Anwendungen zu unterschiedlichen Strukturen geformt. Das hergestellte
Gerüst mit den gewünschten Eigenschaften, wie mechanische Festigkeit und
Oberflächenchemie leitet die Geweberegeneration.
• Druck von Geweben (Bioprinting), die grundlegende Aspekte der
physikalischen, chemischen, mechanischen, elektrischen und sogar der
biologischen Eigenschaften von natürlichen und synthetischen Biomaterialien
umfasst. Die meisten dieser Biomaterialien sind nachweislich für das Bioprinting
verfügbar. Die Anforderungen an Biomaterialien speziell im Tissue Engineering
werden eingangs vorgestellt, gefolgt von Polymeren, Keramiken und Gläsern.
Schließlich widmet Hydrogelen und ihren einzigartigen Eigenschaften
besondere Aufmerksamkeit. Biomaterialien sind nicht lebensfähige Materialien,
die typischerweise in therapeutischen und diagnostischen Systemen verwendet
werden, die in Kontakt mit Gewebe oder biologischen Flüssigkeiten stehen.
Biomaterialien können in Polymere (natürliche und synthetische), Keramiken,
Metalle (Legierungen), Gläser, Kohlenstoffe und Verbundwerkstoffe eingeteilt
werden, die aus verschiedenen Kombinationen der oben genannten
Materialarten bestehen. Biomaterialien wurden zwecks Ersetzung der
Funktionen der biologischen Materialien entwickelt. Wegen ihrer einzigartigen
und überlegenen Materialeigenschaften wurden Biomaterialien in großem
Umfang verwendet, um eine breite Palette von medizinischen Geräten,
pharmazeutischen Präparaten sowie diagnostischen Produkten in
medizinischen und Gesundheitsanwendungen herzustellen.
Im zweiten Hauptanwendungsbereich des Bioprinting, wurde die Materialien
besprochen, die im Druck von genau angepassten Implantaten/Prothesen verwendet
werden. Die mögliche Anwendung resorbierbarer Materialien für nicht-permanente
Implantate in der klinischen Chirurgie spielt eine entscheidende Rolle. Häufig
verwendete synthetische Materialien für nicht-permanente Implantate sind
137
Polymilchsäure (PLA), Polyglykolsäure, Poly (lactid-co-glykolid), Polydioxanon, Poly
(ethylencarbonat), Poly (glykolidecotrimethylencarbonat), Polycaprolacton (PCA) und
Poly (hydroxybutyrat). Diese Materialien zersetzen sich in vivo durch Esteraseaktivität
und organische physiologische Säuren wie Milch- und Brenztraubensäuren zu ihren
Monomeren, die weiter metabolisiert oder durch Blutfluss wegtransportiert werden
können. Eine große Herausforderung ist hierbei die Auswahl des richtigen Materials.
Implantat-Material-Eigenschaften wie biologische Abbaubarkeit, Porosität und
Bioaktivität sowie Größe und Form des Konstrukts beeinflussen die Reaktion des
umgebenden Gewebes, was sich auf die Integration des Implantats in vivo auswirken
kann.
Dritter Hauptanwendungsbereich von verwendete Materialien in der Bioprinting sind
die Materialien, die die Verwendung in der 3D-Modellen zur Operationsvorbereitung
bei neuartigen bzw. kritischen Operationen haben. Die Objekte, die Nachbildungen
von komplexen anatomischen Teilen einzelner Personen sind, in vielen Bereichen (von
der Neurochirurgie über Orthopädie und Kardiologie, von plastischer Chirurgie bis
Tissue Engineering) Verwendung gefunden haben. 3D-gedruckte Modelle sind
besonders für die präoperative Planung einer Vielzahl von Fällen äußerst attraktiv. Die
Modelle wurden einerseits gedruckt, um Ärzten zu helfen, anatomische Details und
räumliche Beziehungen zwischen Strukturen vollständig zu verstehen und somit zu
einem besseren Wissen und Training für bestimmte Behandlungen zu gelangen, und
andererseits zwecks einer effektiveren Kommunikation mit Patienten und ihren
Familien. Es überrascht nicht, dass sich die Manipulation des 3D-Objekts in den
eigenen Händen als effektiver erwiesen hat, um die komplexe menschliche Anatomie
zu verstehen, als wenn man versucht, sie anhand von herkömmlichen medizinischen
2D-Bildern zu rekonstruieren. Insbesondere in komplexen Fällen kann der
kardiovaskuläre Bereich vom Einsatz patientenspezifischer Modelle profitieren. Aus
der Nachbearbeitung von klinischen Bildern entsteht eine Rekonstruktion des 3D-
Volumens. Das Volumen kann dann für Computersimulationen oder zum Drucken
verwendet werden. Das STL-Format (Standard Tesselation Language) kann durch
additive Fertigung in ein physikalisches Objekt transformiert werden. Die Kriterien der
Wahl der Drucktechnologie müssen Zeit und Kosten der Herstellung und –
entscheidend – den beabsichtigten Gebrauch der Modelle berücksichtigen. Um die
Anatomie visuell zu beurteilen, können relativ preiswerte starre Modelle aus
Polymeren wie Acrylnitril-Butadien-Styrol (ABS), Polymilchsäure (PLA), Polyamiden
138
(z.B. Nylon) oder einer Vielzahl von Gipspulvern hergestellt werden. Eines der ersten
mit 3D-Druck kompatiblen flexiblen Materialien war eine im Handel erhältliche
Komponente (TangoPlus FullCure). Die Forschung hat aufgezeigt, wie Modelle dieses
Materials, die mit unterschiedlichen Dicken gedruckt wurden, sich dazu eignen, die
Dehnbarkeit verschiedener Arterien zu imitieren oder einen selbstexpandierenden
Stent im Modell einer patientenspezifischen Implantationsstelle unterzubringen. Ein
anderes im Handel erhältliches Material, Heart Print Flex, wurde gezielt für diese
speziellen Anwendungen auf den Markt gebracht. Darüber hinaus wurden alle
Materialien, Herstellungsverfahren und ihre Anwendungsbereiche des 3D-Drucks in
der Medizin, aufgelistet.
Die Beantwortung zur zweite Forschung- „Welche Trends sind absehbar und wie ist
dies mit Arbeitsschutzsystemen in Einklang zu bringen?“ lautet, aufgrund seiner
Individualität und kontrollierbaren Eigenschaften kann sich das Bioprinting in Zukunft
zu einem potenziellen Werkzeug für die Organregeneration entwickeln und
vielversprechende Anwendungen beim Tissue Engineering finden. Mit diesen
neuartigen 3D-Druckverfahren können die Kosten des Medikamentenscreenings bei
Krankheitsmodellen durch Miniaturisierung erheblich gesenkt werden, während die
natürlichen physiologischen Eigenschaften erhalten bleiben. Die Kosten können weiter
reduziert werden, indem die digitalen Daten zwischen den Nutzern in den
Forschungsgemeinschaften ausgetauscht werden. Dennoch könnten 3D-gedruckte In-
vitro-Krankheits- oder Gewebemodelle ein leistungsfähiger Ersatz für In-vivo-
Tiermodelle oder sogar für menschliche klinische Versuche mit Arzneimitteln und
toxikologische Tests sein und sich als eine vielversprechende Alternative für
translationale medizinische Forschung herausstellen. Der 3D-Druck kann aufgrund
seiner Vielseitigkeit bei vielen nicht-konventionellen medizinischen Anwendungen wie
der Entwicklung intelligenter Sensoren zur Überwachung, Präzisions-Bioscaffolds,
Plattformen für die Mechanobiologie, Miniatur-implantierbaren Geräten und der
Integration von Sensorik und Signalgebung eingesetzt werden. Dies erfordert jedoch
die Entwicklung einer neuen Klasse von druckerfreundlichen Biomaterialien. Neben
neuen Materialien müssen auch Hardware- und Softwareschnittstellen entwickelt
werden, die verschiedene Materialien mit höheren räumlichen Auflösungen als bisher
drucken können.
139
Trotz dieser verschiedenen Vorteile und Anwendungen des 3D-Bioprintings besteht
eine der Haupteinschränkungen darin, dass nur der anfängliche statische Zustand des
gedruckten Objekts berücksichtigt und angenommen wird, dass es unbelastet ist. Zum
Beispiel beruht diese Technologie auf der fundamentalen Annahme, dass die
gedruckten Zellen sich rasch zusammensetzen und Gewebe bilden können. Obwohl
sich das Bioprinting schnell entwickelt hat, bestehen immer noch einige
Einschränkungen, die seine umfassende Verwendung im Tissue Engineering
behindern. Zuallererst sind druckbare Biomaterialien sehr begrenzt. Die vorhandenen
Biomaterialien, die im Bioprinting eingesetzt werden, sind alle üblicherweise
verwendeten Materialien in anderen Bereichen, anstelle von neuen Materialien, die
speziell für existierende Bioprinting-Verfahren entwickelt wurden. Eine weitere
Einschränkung in der zukünftigen Bioprinting ist die gesundheitlichen Gefährdung der
Mitarbeiter. In Bezug auf den verwendeten 3D-Druckern, Materialien und
Produktionsmethoden werden steigende Interesse an möglichen gesundheitlichen
Risiken bei der Arbeitern gezeigt.
Derzeit gibt es keine Studien, die geltende Berichte über die Gesundheit und
Sicherheit bezüglich der 3D-Drucker an Arbeitsplätzen treffen. Aus diesem Grund und
wegen der kontinuierlichen Fortschritten, sowohl bei den Materialien, als auch bei den
Druckern, ist der Arbeitsschutz unerlässlich, daher sollte das Thema ständig
beaufsichtigt und entsprechende Messungen an Arbeitsplätzen durchgeführt werden.
Wegen der umfangreiche Einsatzbereiche der 3D-Drucker sollten sich alle
Betriebsgemeinschaften und Unfallkassen mit dem Thema auseinandersetzen.
Ein weiteres Gesundheitsrisiko in Bezug auf 3D-Bioprinting in Arbeitsplatz sind die
Emissionen, die kontinuierlich kontrolliert werden müssen. Überdies wurde ein
Messkonzept "Exposition bei additiven Fertigungsverfahren" von dem Messsystem-
Gefährdungsermittlung der Unfallversicherungsträger (MGU) mit besonderem
Präzision auf die angewendeten Werkstoffe wie Metalle, Polymilchsäure (PLA) und
Acrylnitrilbutadienstyrol (ABS) aufgestellt. Bemekenswert sind hier z.B. pulverbasierte
Verfahren, Fused Deposition Modeling (FDM) oder Stereolithographie. Dafür wurden
die inhalative Exposition im Vergleich zu Gefahrstoffen durch messtechnisch an
Arbeitsplätzen und im Produktionsabteilung ermittelt wie z. B. ultrafeine Partikel,
flüchtige organische Verbindungen, Aldehyde, reproduktionstoxische (CMR-)Stoffe,
karzinogene, alveolengängiger, und einatembarer Staub und Keimzellmutagene.
140
Resultaten von Messungen zeigen, dass die inhalative Exposition gegenüber
pulverförmige Materialien unterhalb der Arbeitsplatzgrenzwert befinden können, wenn
staubmindernde Maßnahmen wie Zusammenstellung an der Kapselung oder
Entstehungsstelle eingesetzt werden. Andererseits müssen für Materialien, die
krebserzeugende Metalle beinhalten, effektivere Maßnahmen getroffen werden.
Zusammenfassend ist zu bemerken, dass das 3D-Printing eine interessante und für
die Zukunft sehr wichtige Forschungsmethode darstellt. Vor allem im Bereich der
Medizin- und Biomedizinforschung zeigt diese Methode eine Vielzahl an neuen
Möglichkeiten auf. Aufgrund des erwähnten Problems der Herstellungsprozesse und
Materialien wird jedoch empfohlen, weitere Forschungen durchzuführen, um die
Schwächen und Einschränkungen zu beheben. Ein besseres Arbeitsschutzsystem
kann durch Automatisierung sowie durch weitere Entwicklungen der Materialien und
Herstellungsmethoden erzielt werden. Für die Zukunft sind noch viele interessante und
aufschlussreiche Ergebnisse aus dem Gebiet des Bioprintings zu erwarten.
141
Literaturverzeichnis
Anandkumar Nandakumar, C. C. (March 2013). Acta Biomaterialia. The Netherlands:
Elsevier Ltd. .
BSI. (July2007). Occupational health and safety management systems.
Requirements . UK: British standards.
Chua, C. K. (2015). Bioprinting : principles and applications / Chua Chee Kai, Yeong
Wai Yee. Singapore: British Library.
Daniel J. Thomas, Z. M. (2018). 3D Bioprinting for Reconstructive Surgery. United
Kingdom: Matthew Deans.
Durand, C. M. (2015). Biomedical 3-d Printing;A Niche TechNology or The NexT Big
ThiNg. Boston: The Boston Consulting Group: bcg.Perscpectives.
Giovanni Biglino, P. V. (21. 5 2013). Rapid prototyping compliant arterial phantoms
for in-vitro studies and device testing. Journal of Cardiovascular Magnetic
Resonanc, S. 7.
Grant, F. J. (2017). 3D Printing in Medicine, A Practical Guide for Medical.
Switzerland: Springer International Publishing.
Gynoid, M. (17. 08 2017). Echt Virtuell . Von Echt Virtuell :
http://echtvirtuell.blogspot.com/2017/08/gartner-hype-cycle-report-2017.html
abgerufen
H. Oonishi, L. L. (11. May 2000). Quantitative comparison of bone growth behavior in
granules of Bioglass, A-W glass-ceramic, and hydroxyapatite. Journal of
Biomedical Materials Research, S. 10.
Hamam, S. (2013). OCCUPATIONAL HEALTH & SAFETY MANAGEMENT
SYSTEM. UAE: TÜV SÜD Middle East L.L.C.
Hilkka Peltoniemi, N. A. (1. July 2002). The use of bioabsorbable osteofixation
devices in craniomaxillofacial surgery. ORAL SURGERY,ORAL
MEDICINE,ORAL PATHOLOGY, S. 10.
Hospodiuk, I. T. (January 2016). Current Advances and Future Perspectives in
Extrusion‐based Bioprinting. The Pennsylvania State University, University
Park, PA, 16802, USA: ELSEVIER.
Jammalamadaka, K. T. (7. 2 2018). Novel Biomaterials Used in Medical 3D Printing
Techniques. Journal of functional Biomaterials, S. 16.
Kalaskar, D. D. (2017). 3D Printing in Medicine. University College London: Matthew
Deans.
Khodabocus, B. C. ( February, 2010 ). Implementing OHSAS 18001:2007: - A Case
Study of Hazard Analysis from the Printing Industry. International Journal of
Engineering Research in Africa , 11.
142
Livia Roseti, V. P. (2016). Scaffolds for Bone Tissue Engineering: State of the art and
new perspectives. Bologna, Italy: elsevier.
Lo, C. K. (4. 4 2014). OHSAS 18001 certification and operating performance: The
role of complexity and coupling. Journal of Operations , S. 13.
Lukas Raddatz, M. K. (2018). Comparison of different three dimensional-printed
resorbable materials: In vitro biocompatibility,In vitro degradation rate,.
Antonina Lavrentieva (S. 14). Leibniz University Hannover, Hannover,
Germany: SAGE.
Michael P. Chae, W. M. (16. June 2015). Front Surg. Frontiers in Surgery, S. 14.
MichaelHacker, J. (2003). Biomaterials. Regensburg, Germany: ELSEVIER.
Narayan, R. (2014). Rapid prototyping of biomaterials. Philadelphia, USA: Woodhead
Publishing Limited.
Nathan R. Schiele, M. D. (2011). Tissue Engineering. Troy, New York: Mary Ann
Liebert, Inc.
Odde DJ, R. M. (2000). Biotechnology and Bioengineering. Houghton, Michigan
49931, USA.
Ottenbrite, R. M. (2010). Biomedical Applications of Hydrogels. New York: Springer.
Ozbolat, I. T. (2017). 3D Bioprinting, Fundamentals, Principles. Pennsylvania State
University: Elsevier Inc.
Parthasarathy, J. (2014). 3D modeling, custom implants and its future perspectives in
craniofacial surgery. Jayanthi Parthasarathy (S. 10). Dallas TX 75226, USA:
Annals of Maxillofacial Surgery.
Premyodhin N, M. D. (1. 1 2018). 3D printed mitral valve models: affordable
simulation for robotic mitral valve repair. Interact Cardiovasc Thorac Surg., S.
26.
RaphaëlDevillard, E. (2014). Methods in Cell Biology. Bordeaux, France: ELSEVIER.
SADIQ, N. (2012). OHSAS 18001 Step by step; A Practical Guide. United Kingdom:
First published IT Governance.
Susmita Bose, S. V. (8. December 2013.). Bone tissue engineering using 3D printing.
Materialstoday, S. 9.
Udayan Ghosh, S. N. (2018). Addressing Unmet Clinical Needs with 3D Printing.
Yong Lin Kong (S. 24). boston: Advanced Healthcare materials.
Wu, H. N. (2015). Recent advances in 3D printing of biomaterials. California: Journal
of Biological Engineering.
Zenker-Hoffmann, J. B. (2014). Arbeitsschutzmanagementsysteme. Wiesbaden:
Springer Gabler.
143
Zhengyi Zhang, R. X. (2015). Langmuir. Florida 32611, United States: American
Chemical Society.
144
Anhang
Fragebogen:
Dieser Befragung wird im Ramen eine wissenschaftliche Analyse über eingesetzte 3D-
Druck im medizinische Bereich und verwendete Materialien zur Herstellung
Biomedizinische Produkte in Bezug auf Arbeitsschutzsystem durchgeführt. Dafür
wurde folgende Fragen abgeleitet:
Alter:
18-29 30-44
45-54 54-64
Geschlecht:
Abteilung:
Anstellungsdauer:
1.1 Im welchen Bereich von Bioprinting beschäftigen Sie sich?
weiblich männlich
Der Druck von Gewerbe aus gezüchteten Zellen
Der Druck von genau angepassten Implantate/Prothesen
Die Verwendung von 3D Modellen zur Operationsvorbereitung bei neuartigen bzw.
kritischen Operationen.
Angaben zu Ihren Person
Tätigkeit und Stellung
1. Arbeitsumfeld
145
1.2 Welche Speziale Produkte werden im Ihren Betrieb produziert?
1.3 Welche Methoden in 3D-Printing wird verwendet? (Mehrfachnennungen
möglich)
SLS - Selektives Laser Sintern SLA – Stereolithografie
EBM - Electron Beam Melting MJP - Multi Jet Modelling
Light Processing FDM - Fused Deposition Modelling
Extrusion
Inkjet Printing
1.4 Welche Materialien werden im Produktionsprozess eingesetzt?
1 4
2 5
3 6
1.5 Die Mitarbeiter finden den Job interessant.
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
146
2.1 wird in Ihrem Betrieb auf das Arbeitsschutzmanagement (OHSAS 18001)
eingegangen?
Ja nein
Wenn ja, Welche Strukturen wurden für das betriebliche Gesundheitsmanagement (BGM)
geschaffen? (Mehrfachnennungen möglich)
Steuerungsgremium (z. B. Arbeitskreis
Gesundheit) Personen, die für BGM zuständig sind
Gesundheitszirkel oder ähnliches Budget für BGM
Enge Abstimmung mit der Interessenvertretung (BR, MAV, o.a.)
2.2 Das Risiko von verwendete Materialien sind für die Mitarbeiter hoch.
2.3 Das Risiko von verwendete Produktionsmethode sind für die Mitarbeiter
hoch.
weitere
Strukturelemente
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
Nennen Sie bitte den Risiken:
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
Nennen Sie bitte den Risiken:
147
2.4 könnten Aufgrund fehlerhaftem Umgang mit Produkten Gefahren für
Mietarbeiter entstehen?
2.5 Arbeit mit Werkzeugen und Drucker im Produktionsprozess gefährdet
Gesundheit von Mitarbeiter.
2.6 Es gibt Risiken für Mitarbeiter bei der Lieferung von roh Materialien bis zur
Endprodukte.
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
Nennen Sie bitte den Gefahren:
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
Was könnte als Risiko passieren?
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
Was könnte als Risiko passieren?
148
2.7 gab es bereits mal Vorfälle von Kunden bzw. Mitarbeiter von allergischen
Reaktionen und Krankheiten in Verbindung mit den Produkten?
Materialien Endprodukte
Produktionsprozess Etwas anderes
2.8 Bei den Arbeitsschutzmaßnahmen sind der Stand von Technik,
Arbeitsmedizin und Hygiene sowie sonstige gesicherte
arbeitswissenschaftliche Erkenntnisse zu berücksichtigen.
2.9 Sehen Sie Spezielle Gefahren für besonders schutzbedürftige
Beschäftigtengruppen? (z. B. Schwangere, Jugendliche).
Ja nein
Wenn ja, was genau:
2.10 Es gibt durch Einsatz von Materialien und 3D-Drucker Brand- und
Explosionsgefahr.
Ja nein
Wenn ja, wodurch genau:
Was genau:
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
149
2.11 Es gibt in die Arbeitsstätte Lärmbelästigung.
Wo genau:
2.12 Es gibt belastende klimatische Bedingungen (Hitze, Kälte, Zugluft) in dem
Produktionsprozess für die Mitarbeiter.
Wo genau:
2.13 wurde bei der Beschaffung von Betriebseinrichtung, Werkzeuge und 3D-
Drucker auf die Arbeitsergonomie der Mitarbeiter eingegangen?
Was finden Sie dabei Unergonomisch:
2.14 gibt es bei dem 3D Bioprinting, wegen seiner hochsensiblen Produkte,
ungewöhnliche Arbeitszeiten z.B. vermehrte Überstunden?
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
150
3.1 Unter Berücksichtigung zukünftige Trends in Bioprinting, wird es einen
positiven Einfluss auf die Arbeitszeit geben?
Wieso?
3.2 Ich sehe eine stabilere Arbeitssicherheit für die Zukunft von Bioprinting.
Wieso?
3.3 was ändert sich aus Ihre Sicht bezüglich Arbeitsschutzmanagement bei
zukünftige Trends in 3D-Bioprinting?
Vielen Dank für Ihre Zeit
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
Trifft völlig zu Trifft überwiegend zu
Teils/teils Überwiegend nicht
Trifft überhaupt nicht zu
3.Trend im Zukunft
