Introduction to 3D-bioprinting: the history, principles and stages

Full Text

Введение 3D-биопринтинг - одно из перспективных направлений развития трехмерной печати - высокоточной технологии поэтапного процесса построения изделия (модели, прототипа) сложной архитектуры согласно заданной цифровой модели, называемой еще технологией быстрого прототипирования или аддитивной технологией. В 1986 г. C. Hull получил патент на технологию стереолитографии на основе фотополимеризации [1]. Эта работа стала первой на пути создания технологии трехмерной печати, которая сегодня объединяет уже ряд технологий: послойное наплавление (Fused Deposition Modeling - FDM), стереолитографию (Stereolithography Apparatus - SLA, Digital Light Processing - DLP), полноцветную печать (Color Het Printing - CJP), многоструйное моделирование (Multi Jet Modeling - MJM), селективное лазерное спекание (Selective Laser Sintering - SLS), селективное лазерное плавление (Selective Laser Melting - SLM) и прямое лазерное спекание металлов. Сравнительно быстро эти разработки были перенесены из промышленности в медико-биологическую область, на первых этапах - для создания моделей костных дефектов и имплантатов для их замещения. В 2003 г. T. Boland с соавт. [2] описал метод биопечати, основанный на традиционной двумерной струйной технологии. В том же году V. Mironov с соавт. предложили метод экструзионной трехмерной биопечати, при котором тканевые сфероиды являются «строительными блоками» [3]. И, наконец, в 2016 г. Управление по контролю пищевых продуктов и лекарственных средств США (Food and Drug Administration - FDA) выпустило проект руководства под названием «Технические решения для устройств, созданных с использованием аддитивных технологий», которое содержало рекомендации по применению технологий трехмерной печати и изделий, полученных с помощью этих технологий [4]. Таким образом, сегодня трехмерной биопечатью PD-биопечатью, или 3D-биопринтингом) называют высокоточную технологию послойного производства трехмерных тканевых и органных конструктов с внешней и внутренней архитектурой, заданной цифровой моделью, и с использованием живых клеток в качестве печатного материала. Для процесса биопечати требуются, как минимум, три составляющие: 1 ) биопринтер - роботическое устройство, позволяющее послойно создавать трехмерные биологические объекты согласно заданным характеристикам; 2) клеточный материал; 3) материалы природного, синтетического или смешанного происхождения как основа биомиметического 3D-матрикса. В технологии 3D-биопечати выделяют следующие основные этапы: этап «пред-подготовки» (pre-processing), этап «производства» (processing) и этап «пост-принтинга» (post-processing) [5]. Этап «предподготовки» включает моделирование будущего трехмерного объекта, культивирование клеточного материала, а также подбор материала для матриксов под конкретный тип трехмерной биопечати (экструзионная/струйная/лазерная и др.). При проектировании объекта печати оператор задает размеры, геометрию, количество слоев и другие характеристики модели в соответствии с решаемыми задачами и на основе данных о конфигурации зоны имплантации, полученных с помощью МРТ или КТ [6]. Заданную структуру цифровых трехмерных моделей можно точно воссоздать с использованием трехмерного проектирования в системе автоматизированного программирования (САПР) или в CAD-формате (Computer Aided Design), после чего трехмерная модель может быть сохранена в STL (Stereolithography) или AMF-форматах (Action Message Format) [7]. На этапе «производства» трехмерную структуру конструкта получают путем послойного нанесения на подложку биоматериалов и живых клеток согласно кадрам Гены & Клетки Том XIII, № 3, 2018 ОБЗОРЫ 39 Термический Пьезоэлектрический Шнековый Поршневой Пневматический Лазер-стимулированный С ®в<Г Струйная биопечать Экструзионная биопечать Лазерная биопечать Рис. 1. Основные типы биопечати и варианты используемых дозаторов для гидрогелей с клеточным материалом управляющей программы. САПР обеспечивает «нарезку» 3D-модели на тонкие горизонтальные слои и задает траектории движения инструментов печати по двумерным сечениям. Некоторые биопринтеры оснащены системой лазерного позиционирования, которая соотносит координаты «носика» форсунки (точку Z) с поверхностью печатной платформы (точками X и Y). Как правило, на этом этапе запускают систему видеофиксации, которая в режиме реального времени обеспечивает наблюдение за процессом создания трехмерных конструктов [8]. Этап «пост-принтинга» необходим для стабилизации структуры напечатанного объекта и включает его «дозревание» в биореакторе, когда формируются такие базовые характеристики, как механическая прочность, структурная целостность, а также функциональные свойства [5, 9]. «Классические» технологии 3й-биопечати В настоящее время описано три основных метода биопринтинга (рис. 1): струйная печать, печать с применением лазера и печать, основанная на методе экструзии [10]. Преимущества струйного биопринтинга заключаются в невысокой стоимости струйных принтеров, а также в возможности одновременной печати несколькими типами клеток из нескольких форсунок. Для струйной печати в качестве «биобумаги» используют биодеградируемые гидрогели с «температурным» типом полимеризации - переходящие из жидкого в гелеобразное состояние при повышении температуры от +15°С до +21 °С. Процесс экструзии гидрогелей происходит последовательно слой за слоем и чередуется с послойным нанесением клеточного материала. К недостаткам данного метода относят невозможность применения гелей с высокой вязкостью, частое слипание и осаждение клеток в картридже, а также засорение отверстий в форсунках принтера [11, 12]. При биопечати с применением лазера осуществляется прямой лазер-индуцированный перенос одиночных клеток или тканевых сфероидов на полимерную подложку любой вязкости (Laser-Induced Forward Transfer - LIFT) [13], что позволяет с высокой точностью располагать их в пространстве, не используя форсунки (nozzle-free подход) [14]. Основными лимитирующими факторами данного метода считаются возможное деструктивное воздействие лазера на клетки, а также попадание микрочастиц металлов в напечатанный конструкт вследствие вапоризации металлической абсорбирующей подложки [15]. При биопечати, основанной на методе экструзии, послойное формирование тканевого трехмерного эквивалента осуществляется при передвижении механической платформы по двум направлениям по горизонтали, а по вертикали - с помощью подвижного экструдера (форсунки) [16]. Такой подход позволяет использовать спектр разнообразных материалов для биопечати: гидрогели из биосовместимых полимеров с большим диапазоном вязкости, неорганические компоненты, клетки, а также тканевые сфероиды [17, 18]. Так, данный метод биопечати был апробирован с применением гидрогелей на основе альгината, желатина, желатин-метакриламида, коллагена, фибрина, то есть полимеров на основе гидрофильных макромолекул, способных к равновесному и обратимому набуханию в водных растворах. Тип полимеризации этих гелей различен: ионный (например, альгинат в присутствии ионов кальция), химический (реакция при смешивании двух и более химических агентов, например, фибриногена и тромбина), физический (с воздействием на гидрогели УФ-излучения), pH-зависимый (например, для коллагена), температурный (Pluronic F-127) [19]. Компоненты (гидрогели и клеточный материал) для 3й-биопринтинга Для биопечати каждого типа тканеинженерных конструктов необходим соответствующий выбор как клеточного материала, так и биоматериалов для создания 3D-подложек. В этих целях апробирован широкий спектр биоматериалов - от мягких гидрогелей до жестких керамических матриксов [20-23]. В тканевой инженерии матриксы-носители имитируют внеклеточный матрикс (ВКМ), поэтому в процессе их изготовления методом трехмерной биопечати необходимо учитывать многие характеристики, в том числе конечную пористость, взаимосвязь и размеры пор, кинетику биодеградации, механические свойства и биосовместимость. Из твердых биоматериалов, например кальций-фос-фатных, можно изготавливать механически прочные и, соответственно, долго сохраняющиеся конструкции [24]. Однако при их формировании обычно используют высокие температуры или токсичные растворители, поэтому они не подходят для биопечати с одновременным нанесением клеточного материала. Клеточный материал, как правило, высевают на такие конструкты после их изготовления, чтобы избежать воздействия на клетки неблагоприятных факторов [25]. Это же касается и синтетических гелей (табл. 1), которые в своем большинстве являются слабодеградиру-ющими, а мономеры некоторых из них - цитотоксичны. Кроме того, и сам процесс полимеризации цитотоксичен, поэтому клетки наносятся на/в конструкт также после завершения его формирования. Более естественным подходом является использование для 3D-биопринтинга гидрогелей на основе Гены & Клетки Том XIII, № 3, 2018 40 ОБЗОРЫ Таблица 1. Гидрогели на основе синтетических материалов для 3D-биопринтинга Базовый полимер Модификации Метод полимеризации Полиэтиленгликоль (ПЭГ) Мультицепочечный ПЭГ Полиэтиленгликоль-диакрилат (ПЭГДА) ПЭГдиметакрилат (ПЭГДМА) ПЭГ-пептид ПЭГ-акрилат ПЭГ-азид ПЭГ-тиол Полиакриламид Полиизопропилакриламид Полигидроксиэтилметакрилат Фотоиндуцируемая Фотоиндуцируемая Фотоиндуцируемая Фотоиндуцируемая; химическая (реакция Михаэля) Химическая Химическая(реакция Михаэля) Фотоиндуцируемая Фотоиндуцируемая Фотоиндуцируемая Таблица 2. Гидрогели на основе натуральных полимеров для 3D-биопринтинга Базовый полимер Преимущества Недостатки Тип полимеризации Коллаген Альгинат Фибрин Агароза Желатин Гиалуроновая кислота Биосовместимость, биодеградация Биосовместимость, простота получения заданных свойств Биосовместимость, биодеградация Доступность Биосовместимость Биосовместимость Недостаточная прочность Быстрая полимеризация Быстрая полимеризация, недостаточная прочность Быстрая полимеризация Требует дополнительных химических модификаций для полимеризации, быстрая деградация в водной среде при температуре 37°С Требует дополнительных химических модификаций для полимеризации Температурная, pH-зависимая Ионочувствительная (соли кальция) Химическая (фибриноген + тромбин) Температурная Температурная, pH-зависимая, фотоиндуцируемая Фотоиндуцируемая; химическая (с использованием перекрестно-сшивающих агентов) натуральных биополимеров (табл. 2), которые цитосов-местимы и поэтому обеспечивают благоприятные условия для печати клетками. При изготовлении мягких матриксов на основе гидрогелей из натуральных полимеров должны учитываться такие их реологические свойства, как способность к набуханию, коэффициент поверхностного натяжения, а также кинетика полимеризации и последующей биодеградации [25-27]. В литературе последних лет представлены данные о создании гидрогелей на основе сравнительно недавно описанных природных биополимеров - шёлкоподобных, рекомбинантных коллагеноподобных, эластиноподобных, резилиноподобных (резилин - эластомерный белок, имеющийся у многих насекомых) [26, 28-31]. Опыт использования разных гидрогелей для биомедицинских целей, на основе которых получают тканевые, органные конструкты и тканеинженерные эквиваленты методами биопечати, суммирован в табл. 3. Технологии 3D-биопринтинга были апробированы для разных типов клеток при создании эквивалентов органов и тканей (табл. 3). Описаны попытки конструирования прототипов поджелудочной железы с эндокринной функцией как этап формирования инсулин-продуцирующего органа [56]. Опубликованы результаты экспериментов по биопечати эквивалентов печени с использованием человеческих индуцированных плюрипотентных стволовых клеток (ИПСК) с последующей их дифференцировкой в гепатоциты [57]. Известны работы по биопечати эквивалентов ткани легких на основе Matrigel и линий эпителиальных (А549) и эндотелиальных (EA.hy926) клеток [58], а также эквивалентов нервной ткани, содержащих клетки Шванна и ММСК, полученные из костного мозга с использованием агарозной подложки [59]. Еще один из перспективных подходов в технологии трехмерной биопечати - печать тканевыми (клеточными) сфероидами [60-62]. Фундаментальным биологическим принципом, лежащим в основе данного варианта биопечати, является феномен тканевого слияния: тканевые сфероиды, находящиеся близко друг к другу, сливаются в результате действия сил поверхностного натяжения [63]. Для удержания их рядом друг с другом в трехмерном пространстве используют описанные выше синтетические каркасы и гидрогели. Печать тканевыми сфероидами по результатам некоторых исследований имеет ряд значимых преимуществ перед печатью клеточной суспензией. Так, высокая плотность клеток внутри сфероидов, синтез клетками сфероидов внеклеточного матрикса, способность сфероидов к слиянию в органоподобные структуры с формированием тканевой архитектоники, а также возможность автоматизированного получения сфероидов разного диаметра, в том числе содержащих в себе различные типы клеток, Гены & Клетки Том XIII, № 3, 2018 ОБЗОРЫ 41 таблица 3. Использование в биомедицине тканевых, органных конструктов и тканеинженерных эквивалентов на основе гидрогелей, полученных разными методами биопечати Клеточный материал Гидрогель Технологии использования Биомедицинское применение Скелетные миобласты, мультипотентные мезенхимальные стромальные клетки - ММСК, хондроциты, кардиомиоциты Альгинат Струйная биопечать, экструзионная биопечать Восстановление тканей сердца, замещение нервной ткани, мышечной ткани, хрящевой ткани и кожи [32-37] ММСК, хондроциты Хитозан Экструзионная биопечать Восстановление хрящевой ткани [38] ММСК, нейрональные клетки Агароза Экструзионная биопечать Восстановление хрящевой ткани, нервной ткани [39] Хондроциты Метилцеллюлоза Экструзионная биопечать Восстановление хрящевой ткани [40] Хондроциты, фибробласты Гиалуроновая кислота Экструзионная биопечать Восстановление хрящевой ткани, кожи [41, 42] Эндотелиальные клетки, кератиноциты, хондроциты, фибробласты, ММСК, тиреоциты, нейрональные клетки Коллаген Струйная печать, экструзионная биопечать Восстановление тканей кожи, кровеносных сосудов, хряща, нервной ткани, ткани щитовидной железы [43-45] Хондроциты, гепатоциты, фибробласты Желатин Экструзионная биопечать Восстановление хрящевой ткани, ткани печени, кожи [46-48] Хондроциты, эндотелиальные клетки из пупочной вены человека - HUVEC (human umbilical vein endothelial cells), нейрональные клетки, гепатоциты, фибробласты Фибрин/ фибриноген Струйная биопечать, экструзионная биопечать Восстановление хрящевой ткани, ткани печени, кожи, кровеносных сосудов, нервной ткани [49-51] ММСК, HUVEC ПЭГ Экструзионная биопечать Восстановление кровеносных сосудов [52] Фибробласты, гепатоциты, ММСК Pluronic F-127 Экструзионная биопечать Восстановление кровеносной сети [53] Гепатоциты, ММСК, хондроциты, фибробласты, эпителиальные клетки, эндотелиальные клетки Matrigel Экструзионная биопечать Восстановление ткани печени, хрящевой ткани, кожи [54, 55] доказывают перспективность этого направления клеточно-тканевой инженерии. Кроме того, показано, что клетки в сфероидах имеют более высокую резистентность к стрессу, радиации и другим «неблагоприятным» факторам, что снижает вероятность изменения кариотипа этих клеток на этапе ex vivo [64]. Сегодня известно несколько методов изготовления тканевых сфероидов: метод «висячей капли» [65], использование плашек с неадгезивной поверхностью [66], метод вращающейся колбы [67], применение неадгезивных микромолдов [68], микрофлюидных систем [69], трехмерных подложек [70] и другие [71]. Описано получение сфероидов из ММСК костного мозга и жировой ткани, плаценты человека и животных, гепатоцитов, HUVECs и других типов клеток, которые апробированы в технологиях тканевой инженерии кожи, сердечно-сосудистой, костно-мышечной и нервной систем (табл. 4). Некоторые новые технологии биопринтинга(акустическая, магнитная, 4D-биопечать, биопечать in situ) В описанных выше аддитивных технологиях осуществляют послойное нанесение биоматериалов и клеток или тканевых и (или) клеточных сфероидов с помощью диспенсеров, причем гидрогели и полимеры служат «удерживающими» структурами - матриксами-носителями. Однако использование таких поддерживающих каркасов в должной мере не обеспечивает возможность располагать сфероиды вплотную друг к другу или создавать сеть ветвящихся каналов (аналогов кровеносных сосудов) в тканеинженерном конструкте. Новой технологией, способной решить некоторые из этих проблем, является магнитная биофабрикация тканевых конструктов. Применение магнитных сил в тканевой инженерии началось с серии исследований А. Ito с соавт. (2005) [86]. Разработанный подход получил определение «тканевая инженерия с применением магнитных сил». В первых сериях экспериментов магниты и создаваемые ими магнитные поля использовались для нанесения клеток, содержащих магнитные наночастицы, на различные подложки. Следующим этапом стало применение магнитных сил для управления перемещением тканевых сфероидов, содержащих магнитные наночастицы [87-90]. Группа U. Demirci (2015) одной из первых применила принцип магнитной левитации клеток без насыщения их магнитными наночастицами. В данных экспериментах авторы управляли диамагнитными объектами размерами от нескольких миллиметров до нескольких сантиметров в парамагнитной среде, в градиенте магнитного поля, создаваемого специальными магнитами. В отсутствие прямых контактов между компонентами их равновесная конечная конфигурация зависела от баланса Гены & Клетки Том XIII, № 3, 2018 42 ОБЗОРЫ Таблица 4. Применение тканевых сфероидов в экспериментах in vivo Система органов Тип клеток Метод формирования сфероидов Размер сфероидов (мкм) Метод доставки in vivo Сердечно Кардиомиоциты С использованием плашек 100 Формирование заплатки путем сосудистая человека, полученные с низкоадгезивной биопечати с использованием система из ИПСК; HUVEC; фибробласты сердца человека[72] поверхностью тканевых сфероидов с последующей трансплантацией ММСК крысы [73] Метод «висячей капли» 200 Инъекция сфероидов в область инфаркта миокарда ММСК человека [74] Метод вращающихся культуральных флаконов 100-350 Инъекция сфероидов в мышцу сердца HUVEC; аортальные гладкомышечные клетки человека; фибробласты кожи человека[75] С использованием плашек с низкоадгезивной поверхностью 560-670 Биоинжиниринг трубчатых конструктов с последующей трансплантацией в область инфраренального отдела брюшной аорты Система Гепатоциты человека; С использованием плашек 500-600 Биоинжиниринг тканеорганов HUVEC; ММСК с низкоадгезивной инженерной конструкции пищеварения человека[76] поверхностью с последующей трансплантацией в паренхиму печени Эндокринная/ экзокринная системы ММСК миндалин человека, полученные после тонзиллэктомии [77] С использованием плашек с низкоадгезивной поверхностью 500 Подкожная трансплантация Кожа ММСК человека, полученные из жировой ткани [78] Метод вращающихся культуральных флаконов Н/Д Нанесение сфероидов непосредственно на кожный дефект Костно ММСК крысы С использованием плашек 200 Нанесение сфероидов мышечная система [79] с низкоадгезивной поверхностью на Матригеле непосредственно в костный дефект ММСК кролика [80] С использованием плашек с низкоадгезивной поверхностью 50 Биоинжиниринг тканеинженерной конструкции с последующей трансплантацией в коленную чашечку ММСК человека [81] С использованием плашек с низкоадгезивной поверхностью 170-220 Нанесение сфероидов в геле на основе лизата тромбоцитов с добавлением кальций-фосфатной керамики непосредственно в костный дефект ММСК кролика [82] С использованием плашек с низкоадгезивной поверхностью 700 Биоинжиниринг тканеинженерной конструкции с последующей трансплантацией непосредственно в костный дефект Нервная Эмбриональные, Комбинированный 400 Подкожная трансплантация система эпителиальные и мезенхимальные клетки мыши [83] подход метода «висячей капли» с последующим культивированием в плашках с низкоадгезивной поверхностью сфероидов ММСК крысы [84] С использованием плашек с низкоадгезивной поверхностью 90-110 Инъекция сфероидов непосредственно в дефект спинного мозга ММСК человека из плаценты [85] Метод «висячей капли» 25 Инъекция сфероидов в сонную артерию Гены & Клетки Том XIII, № 3, 2018 ОБЗОРЫ 43 действующих магнитных и гравитационных сил. В качестве дополнительного агента для усиления парамагнитной среды авторы использовали соли гадолиния, которые входят в состав некоторых контрастных препаратов для МРТ, и, таким образом, разрешены для клинического применения [91]. Другим подходом в разработке «бесскаффолдной» технологии является управление клеточным материалом с помощью ультразвуковых волн, то есть акустической биопечати [92, 93] или «акустического пинцета» [94]. Принцип действия «акустического пинцета» заключается в следующем: пьезоэлектрическая подложка и две взаимно перпендикулярные пары преобразователей генерируют стоячие поверхностные акустические волны, которые захватывают и перемещают клетки. Изменение положения клеток происходит при изменении амплитуды звука и фазы преобразователей. Поскольку фаза и амплитуда - задаваемые и легко изменяемые параметры, точность перемещения клеток ограничена только разрешающей способностью оборудования. Скорость перемещения клеток с помощью «акустического пинцета» может достигать 2,5 микрометров в секунду [95]. В ряде работ показано, что данный вид манипуляции клеточными объектами не влияет на их жизнеспособность, функциональность и экспрессию генов [96, 97]. Кроме того, возможность управлять клетками в закрытых системах значительно снижает риск возможной микробной и грибковой контаминации, а также позволяет не использовать форсунки для манипуляции клеточным материалом. При этом «акустические пинцеты» потребляют мощность приблизительно в 106 раз меньше, чем оптические пинцеты [94], работая в диапазоне частот, применяемом, в частности, в аппаратах ультразвуковой диагностики для визуализации плода в утробе матери [98]. Для управления левитационной сборкой клеточного материала в жидкой среде не исключено одновременное использование неоднородного магнитного и акустического полей. При этом конструкт формируется в той области пространства, где в результате совместного действия гравитационного, магнитного и акустического полей образуется «магнито-акустическая ловушка», в которой гравитационные силы скомпенсированы, и тканевые сфероиды испытывают лишь действие сил, приближающих их друг к другу. Форма образующегося конструкта задается конфигурацией магнитно-акустического поля [99]. Описанный подход находится пока в стадии технологической разработки, так как требует программ для динамики изменения акустических и магнитных волн и специализированного оборудования. Еще одной из разрабатываемых технологий является биопечать in situ, то есть замещение дефектов тканей и органов непосредственно в рамках оперативного вмешательства. Этот метод считается перспективным в виду возможного «физиологического» решения проблемы васкуляризации напечатанного конструкта за счет миграции в него прогениторных эндотелиальных клеток, а также прорастания в него капилляров из окружающей дефект ткани реципиента. Идея in situ биопринтинга впервые была предложена P. Campbell с соавт. в 2007 г. [99]. Однако с того времени было проведено лишь небольшое количество исследований из-за отсутствия интерактивного программного обеспечения для сканирования формы и глубины тканевого дефекта и биопечати на негоризонтальной поверхности. Кроме того специальные требования предъявляются к экструдируемым биологическим материалам, которые, в частности, должны быстро полимеризоваться в раневом дефекте без воздействия таких дополнительных факторов как УФ-излучение или химические сшивающие агенты. Тем не менее in situ прямой биопринтинг непосредственно в тканевом дефекте имеет ряд значимых преимуществ перед другими технологиями 3D-биопечати: исключена как необходимость предварительного формования подложки, так и индукции дифференцировки стволовых или прогениторных клеток in vitro, которые сразу размещаются в естественное, богатое факторами роста микроокружение, обеспечивающее их органотипическую дифференцировку. Более того, при биопечати in situ можно достичь требуемой иерархии в расположении клеток разных типов внутри дефекта, в отличие от технологий трансплантации готовых конструктов, которые могут изменить форму в процессе набухания, сжатия и других деформаций. Эксперименты по in situ биопечати пока немногочисленны, но подтверждают ее преимущества, сформулированные выше. Так, A. Skardal с соавт. (2012) продемонстрировали возможность струйной биопечати in situ фибробластами и кератиноцитами для замещения ожоговых ран [100]. V. Keriquel с соавт. (2010) опубликовали результаты удачных экспериментов по замещению дефектов костной ткани с использованием лазерной биопечати in situ [101]. Заключение Таким образом, в целом технологии 3D-биопринтинга активно развиваются и усложняются с привлечением новых физических воздействий, призванных обеспечить формирование органотипических тканевых эквивалентов, близких к исходным тканям или легко ремоделируемых организмом. Необходимым условием широкого распространения трехмерной биопечати является стандартизация спектра компьютерных платформ для 3D-дизайна. В то же время программное обеспечение для планирования биопечати должно оставаться «гибким», то есть давать возможность использовать различные технические приемы и материалы с разными характеристиками. Разработка такого стандартизированного программного обеспечения, позволяющего создавать трехмерные модели, управляя элементами биопринтера, и адаптирующегося к компонентам биопечати, является одной из основных задач современного этапа развития 3D-биопринтинга.

About the authors

Yu. D Khesuani

3D Bioprinting Solutions

N. S Sergeeva

Moscow PA. Herzen Research Oncological Institute - the branch of National Medical Research Center of Radiology; N.I. Pirogov Russian National Research Medical University

V. A Mironov

3D Bioprinting Solutions

A. G Mustafin

N.I. Pirogov Russian National Research Medical University

A. D Kaprin

Moscow PA. Herzen Research Oncological Institute - the branch of National Medical Research Center of Radiology

References

Supplementary files