安価な3Dプリンターを使用したバイオプリントキトサン - ジェラチン熱感受性ヒドロゲル

慎重に制御された空間的関係を備えたバイオプリンティング細胞を含む構造の主要なボトルネックは、生体適合性のインクと印刷条件の欠如です。この点で、新しいバイオプリンティングインクとして、キトサンゼラチン（CG）ヒドロゲルを喚起することを調査しました。CGヒドロゲルは、生理学的温度で自発相変化を起こし、後処理を必要としないという点でユニークです。さらに、低コスト（<$ 800）のコンパクト3Dプリンターを使用し、使い捨てシリンジと皮下注射針を使用して印刷する新しい押出器で修正されました。（i）ゲル化特性に対するCGの濃度の効果、（ii）印刷可能性と繊維形成に対する溶液の準備手順（遠心分離、混合、および脱ガス）を調査しました。（70-280μm）繊維のサイズと特性、および（v）印刷された繊維中の神経芽細胞腫細胞の分布、および培養の5日後の生存率。アガロースゲルを使用して、均一な印刷表面を作成して、針先の先端と一定のギャップを維持しました。これらの結果は、溶液を脱ガスし、連続繊維を取得するために溶液を事前に冷却することが必要であることを示しました。繊維のサイズは、760から243μmに減少し、飼料速度が10から100 cm min-1に増加しました。ベッド温度は、繊維のサイズで最大の役割を果たし、その後に飼料速度が続きました。針の高さの増加は最初は繊維サイズを減少させましたが、最適なものを示しました。細胞は繊維内によく分布し、5日後に優れた生存率と汚染なしを示しました。全体として、ポスト処理なしで、安価なバイオプリンターと新しいインクを備えた3Dの滅菌された細胞を含む構造を印刷しました。ここで説明するバイオプリンターと新規のCGヒドロゲルは、さまざまな細胞を含んだ構造をバイオトリニットするためのインクとして大きな可能性を秘めています。

The primary bottleneck in bioprinting cell-laden structures with carefully controlled spatial relation is a lack of biocompatible inks and printing conditions. In this regard, we explored using thermogelling chitosan-gelatin (CG) hydrogel as a novel bioprinting ink; CG hydrogels are unique in that it undergoes a spontaneous phase change at physiological temperature, and does not need post-processing. In addition, we used a low cost (<$800) compact 3D printer, and modified with a new extruder to print using disposable syringes and hypodermic needles. We investigated (i) the effect of concentration of CG on gelation characteristics, (ii) solution preparation steps (centrifugation, mixing, and degassing) on printability and fiber formation, (iii) the print bed temperature profiles via IR imaging and grid-based assessment using thermocouples, (iv) the effect of feed rate (10-480 cm min-1), flow rate (15-60 μl min-1) and needle height (70-280 μm) on fiber size and characteristics, and (v) the distribution of neuroblastoma cells in printed fibers, and the viability after five days in culture. We used agarose gel to create uniform print surfaces to maintain a constant gap with the needle tip. These results showed that degassing the solution, and precooling the solution was necessary for obtaining continuous fibers. Fiber size decreased from 760, to 243 μm as the feed rate increased from 10 to 100 cm min-1. Bed temperature played the greatest role in fiber size, followed by feed rate. Increased needle height initially decreased fiber size but then increased showing an optimum. Cells were well distributed within the fibers and exhibited excellent viability and no contamination after 5 d. Overall we printed 3D, sterile, cell-laden structures with an inexpensive bioprinter and a novel ink, without post-processing. The bioprinter described here and the novel CG hydrogels have significant potential as an ink for bioprinitng various cell-laden structures.