Abstract
Sans une, prospère population active de cellule qui est bien distribué et stable ancré au modèle inséré, exceptionnelle régénération osseuse ne se produit pas. Avec des modèles classiques, l'absence de résultats internes des micro-canaux en l'absence de l'infiltration de cellules, la distribution et inhabitance profondément à l'intérieur des modèles. Ainsi, un modèle très poreuse et uniformément interconnecté trabéculaire-os-like avec des micro-canaux (modèle de microenvironnement biogénique; BMT) a été développé pour répondre à ces obstacles. Le roman BMT a été créé par des concepts innovants (action capillaire) et fabriqué avec une technique de revêtement éponge modèle. Le BMT est constitué de plusieurs composants structurels: primaire-pores interconnectés (300-400 um) qui imitent pores dans l'os trabéculaire, des micro-canaux (25-70 um) au sein de chaque travée, et nanopores (100-400 nm) sur la surface pour permettre aux cellules de l'ancre. En outre, le BMT a été documentée par une étude d'essai mécanique d'avoir similaires propriétés de résistance mécanique à celles de l'os trabéculaire humain (~ 3,8 MPa) 12.
Le BMT a présenté une absorption élevée, la rétention et l'habitation des cellules à travers les (tc) modèles en forme de pont (3 cm de hauteur et 4 cm de longueur). Les cellules ont été initialement ensemencées que dans une extrémité de modèles immédiatement mobilisés à l'autre extrémité (10 cm de distance) par action capillaire de la greffe de moelle osseuse sur le support de cellule. Après 4 h, les cellules occupées de façon homogène l'ensemble du BMT et ont présenté un comportement cellulaire normale. L'action capillaire représentait l'infiltration des cellules en suspension dans les médias et la distribution (de migration active) tout au long du BMT. Ayant observé ces capacités de la greffe de moelle osseuse, nous prévoyons que OGEC absorbera cellules de moelle osseuse, les facteurs de croissance, des substances nutritives et de la périphérie dans des conditions physiologiques.
Le BMT peut résoudre les limitations actuelles via une infiltration rapide, la distribution homogène et inhabitance de cellules dans les grandes, les modèles volumétriques pour réparer les défauts squelettiques massives.
Protocol
1. polyuréthane (PU) Sponge Préparation comme modèle
- Utilisez des éponges PU pour produire des modèles d'hydroxyapatite contenant pores d'interconnexion. Utiliser chaque éponge à fournir les trabécules primaire pour la formation des entretoises de modèle ainsi que la formation de micro-canaux à l'intérieur de la trabécules.
- Couper et tailler 80 ppi (pores par pouce) éponges en 2 ponts-formes avec des dimensions de 3,5 cm de hauteur x 5 cm de longueur x 1,5 cm de largeur.
Remarque: Les dimensions et les formes peuvent être choisies en fonction de la taille de pore désirée primaire: 100 ppi, 80 ppi, et 60 ppi. - Ajouter 100 ml de 4% (p / v) de solution de NaOH en utilisant un bêcher de 150 ml; puis plonger et presser jusqu'à ce que les éponges préparées sont complètement trempés.
- Après le trempage, placer le bécher avec les éponges dans l'appareil à ultrasons (42 kHz).
- Ultrasons pré-traiter les éponges PU pour 15-20 min sans chaleur pour modifier les propriétés de surface.
- Rincer à l'eau distilléel'eau pendant 5-10 min. Lors du rinçage, presser les éponges et leur permettre de développer 5 à 7 fois afin d'éliminer le NaOH résiduelle à l'intérieur des éponges.
- Pincez les éponges avec des serviettes en papier pour éliminer l'excès d'eau; puis les sécher dans un four à 60-80 ° C.
2. hydroxyapatite (HA) lisier Préparation pour le revêtement
- Avant de procéder à la suspension HA, mesurer le poids d'un bécher avec une barre d'agitation magnétique. Cette mesure sera utilisé pour calculer le ratio poudre / liquide.
- Mesurer 10 g de poudre de HA de taille nanométrique.
- Ajouter 20 ml d'eau distillée dans le bécher de 50 ml. Chaleur pour 120-140 ° C et remuer à l'aide d'un agitateur magnétique de la plaque chaude.
- Ajouter 0,3 g (3% p / p) de l'alcool de polyvinyle (PVA) (89,000-98,000 MW) par la poudre dans de l'eau distillée tout en agitant à 300-400 rpm.
- Remuer jusqu'à ce que le PVA a complètement dissous. La solution doit être limpide après dissolution complète du PVA.
- Tournez off la chaleur et ajouter 0,1 g (1% p / p) de la carboxyméthylcellulose de sodium (CMC) (ultra-faible viscosité) pour la poudre tout en agitant à 400-500 rpm. La solution doit être limpide après dissolution complète du PVA.
- Remuer jusqu'à ce que la CMC a complètement dissous et refroidir à la température ambiante.
- Ajouter 0,3 g (3% en poids / poids) de dispersant polyacrylate d'ammonium en poudre par agitation à 300 à 400 tandis que rpm. Remuer jusqu'à dissolution complète.
- Ajouter 0,2 g (2% en poids / poids) de glycérine par poudre tout en agitant à 300 à 400 tours par minute. Remuer jusqu'à dissolution complète.
- Disperser lentement la poudre HA dans la solution tout en agitant à 600-900 rpm et continuer à remuer pendant 5 min.
- Soniquer pendant 5 minutes en utilisant un appareil à ultrasons pour assurer une dispersion de toute agglomération de la poudre HA.
- Ajouter un supplément de 5 ml d'eau distillée dans le mélange tout en agitant à 600-900 rpm et de la chaleur à 90-100 ° C.
- Gardez en remuant le mélange en utilisant un agitateur magnétique à 600-800 rpm à 90-100 ° C dans order à évaporer la teneur en eau.
- Mesurer le poids entier y compris le bécher de mélange et de temps en temps jusqu'à ce que le rapport poudre / liquide de 1,75 à 1,8 est obtenu.
- Formatage le rapport poudre / liquide, on divise le poids de la poudre par le poids total du mélange (2,14), y compris la poudre, des réactifs et de l'eau, moins le poids du gobelet et d'un agitateur (2.1), et diminué de la poudre HA (2.2).
Remarque: Par exemple: Si A (mélange entier, y compris en poudre, des réactifs, et de l'eau) est 49,05 g, B (bécher avec agitateur) est de 33,5 g, puis C (HA poudre) est de 10 g.
C / (ABC) = 10 / (49.05-33.5-10) = 1,80 - Laisser la suspension refroidir à la température ambiante avant de l'utiliser pour le revêtement.
3. HA revêtement, séchage et frittage
- Enduire les éponges préparées PU avec la bouillie de revêtement HA en utilisant une spatule jusqu'à ce que la suspension inoxydable est homogène tout au long de l'éponge distribués PU sur une plaque de verre.
Remarque: Après avoir enlevé l'excès slurry, certains des pores peuvent encore être colmatées avec du lisier en raison de la forte viscosité de la suspension. - Afin d'assurer l'interconnectivité, l'uniformité et pores ouverts, légèrement souffler les modèles revêtus HA en utilisant un compresseur d'air. Ce processus garantit que les modèles sont recouverts de manière homogène à la fois sur les surfaces intérieures et extérieures de l'éponge PU.
Remarque: Si un revêtement homogène est pas atteint, les modèles revêtus HA seront effondrement pendant le processus de frittage et peuvent également se fissurer lors de la manipulation raison de la faible résistance mécanique. En outre, le revêtement homogène est essentiel dans la création de micro-canaux à l'intérieur de la trabécules. - Sécher les modèles revêtus HA pour un minimum de 5 heures dans des conditions de refroidissement (20-25 ° C) avec douceur la circulation d'air. Cependant, prolonger le temps de séchage en fonction de la taille du modèle.
Remarque: Après séchage, les modèles revêtus HA seront généralement réduire d'environ 8% à 10% dans chaque dimension. - Après le processus de séchage, placer le HAmodèles couchés sur un creuset en alumine. Ensuite, placez-les dans un four à haute température et utiliser l'étape 8 profil frittage suivant.
- Heat 2 ° C / min jusqu'à 230 ° C.
- Heat 1 ° C / min jusqu'à 280 ° C.
- Chauffer 0,5 ° C / min jusqu'à 400 ° C.
- Chauffer 3 ° C / min jusqu'à 600 ° C. Gardez à 600 ° C pendant 1 heure.
- Heat 5 ° C / min jusqu'à 1230 ° C. Gardez 1230 ° C pendant 3 heures.
- Refroidir à 5 ° C / min à la température ambiante.
Remarque: Le frittage va diminuer davantage les modèles d'éponges revêtues HA d'environ 22% - 25% dans chaque dimension.
4. Ingress et inhabitancy de cellules dans Template
- Les cellules MC3T3 pré-ostéoblastiques de la culture dans un milieu non-ostéogène consistant en α-MEM, additionné de 10% de sérum bovin fœtal (FBS) et 1% d'antibiotiques (streptomycine et pénicilline) à 37 ° C dans une atmosphère humidifiée contenant 5% de CO 2 .
- Ajouter 10 mld'une suspension de cellules à une densité cellulaire de 2 x 10 6 dans un seul puits dans une plaque à 6 puits.
- Placez le gabarit en forme de pont de 3 cm x 4 cm x 1 cm verticalement dans la plaque de 6 puits. Placer une jambe de la matrice dans la plaque contenant la suspension cellulaire, et l'autre jambe dans un puits vide adjacent.
- Laisser le modèle d'absorber la suspension de cellules pendant 10 min.
- Ajouter 5 ml de milieu par la suite au puits qui a été initialement rempli avec la suspension de cellules.
- Reconstituer le moyen dans les deux puits tous les 2 ou 3 jours jusqu'à 7 jours se sont écoulés.
- Déterminer l'efficacité de la mobilité cellulaire par coloration à l'hématoxyline et à l'éosine 11.
- Fixer les cellules et échafaudage par immersion dans EtOH à 100% pendant 20-30 min.
- Colorer à l'hématoxyline pendant 1-2 min.
- Rincez avec de l'eau distillée pendant 1-2 min pour le double.
- Déshydrater par immersion dans 70%, puis 95%, puis 100% EtOH pendant 1-2 min chacun.
- Tache avec de l'éosine pour 20-30 sec.
- Rincez avec de l'eau distillée pendant 12 minutes deux fois.
- Déshydrater par immersion dans 70%, 80%, 90% et 100% de EtOH pendant 1-2 min chacun.
- Incluez l'échafaud dans une résine acrylique pour la coupe et de l'imagerie.
- Déterminer la viabilité cellulaire avec les 3- [4,5-diméthylthiazol-2-yl] -2,5-diphényl tétrazolium bromure (MTT) de la viabilité des cellules et le dosage direct / Dead (Live cellules / morts kit de coloration MPTP) au moment des points de la journée 3 et 7 11.
Remarque: Le régime de protocoles modèle fabrication os ressemblant sont représentés à la session "des résultats représentatifs".
Representative Results
La structure globale du BMT présente un modèle unique à trois dimensions avec des structures internes de l'os trabéculaire-like. Le BMT contient macro-pores, des micro-canaux, et les nano-pores. Configurations claires de macropores entièrement interconnectés (taille moyenne de 320 um), les micro-canaux (de diamètre moyen de 50 um), et les nano-pores (taille moyenne de 100 nm) ont été vérifiées avec un microscope électronique à balayage (EVO-40; ZEISS) ainsi que par le biais de micro-tomographie.
La figure 1 montre des protocoles détaillés pas à pas dans la création d'un BMT. Grâce à un contrôle précis des protocoles de la préparation des éponges PU au processus de frittage (P1 - P7; Figure 1), les fonctions suivantes peuvent être réalisées: une surface très dense et lisse après HA revêtement et le séchage; une forme précise et dimensionné 3-D modèle; un réseau trabéculaire poreuse totalement interconnecté similaire à celle de l'os trabéculaire; et des micro-canaux d'esprithin chaque travée qui imitent canaux intra-osseux tels que les canaux de Havers et les canaux (figures 2 et 3) de Volkmann. En outre, une résistance mécanique relativement élevée (~ 3,8 MPa) similaire à celle de l'os trabéculaire humain a été mesurée par un test de résistance à la compression. Paramètres histomorphométriques très similaires à ceux des vertèbres lombaires humain os trabéculaire ont été confirmés par l'analyse micro-CT 12. Différentes amplitudes de capillarité ont été démontrés par des diamètres de capillaires dans la figure 4 en utilisant la simulation de calcul. Grâce à ces simulations, nous avons projeté que le BMT présenterait des taux d'absorption variant dans les primaires-pores (300-400 um) et des micro-canaux (25-70 um) basé sur les diamètres. Les petits capillaires présentent des capacités d'absorption plus fortes. Cette hypothèse a été vérifiée dans cette expérience comme le montre la figure 5.
Le BMT a exposé très efficaceabsorption et la rétention de fluide par l'action capillaire des structures de micro-canal; bleuissement de Stevenel a été utilisé comme fluide de suivre facilement le flux (Figure 5). Sur la base de la simulation numérique, la greffe de moelle osseuse avec ces configurations ont été observés pour absorber et retenir des suspensions de cellules jusqu'à 8,5 cm de distance totale à moins de 10 sec. En raison d'une action capillaire forte induite par les structures internes, le milieu souillé atteint l'extrémité opposée de 3 cm (hauteur) x 4 cm (longueur) x 1 cm (largeur) modèle en forme de pont à l'intérieur de 1 min et 40 sec. En outre, la mobilisation de la cellule active et incorporation dans le BMT a été observée (figure 6). Par la suite, la mobilisation de cellules homogène et fixation entraîné une prolifération accrue et formation de la matrice dans une formation uniformément répartie. De plus, de longues distances (~ 10 cm) la migration des cellules à travers la greffe de moelle osseuse a été validé immédiatement après la greffe de moelle osseuse a été saturée avec la suspension de cellules. Se EDED cellules ont survécu dans le segment du modèle qui a été exposé à l'air et non immergé dans le milieu de culture. Dans cette expérience, le milieu de culture a été fournie aux cellules par puits exclusivement en touchant uniquement les jambes de l'échafaudage. L'action capillaire présentée par les microcanaux ensuite laissé pour un milieu frais pour atteindre la partie supérieure, le pont de l'échafaud. Après 3 jours de culture, le modèle est devenu occupé avec des cellules qui se divisent rapidement. Après 7 jours de culture, chaque travée a été enveloppé par des matrices extracellulaires et intégré avec 13 cellules.
Figure 1. Le protocole modèle de fabrication globale os comme du pré-traitement de PU éponge (P1) pour le traitement thermique final (P7). Garder le profil de frittage précise après P7 est crucial dans la réalisation de résistance mécanique favorable.f = "https://www.jove.com/files/ftp_upload/52947/52947fig1large.jpg" target = "_ blank"> S'il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.
. Figure 2 de microscope stéréo Représentant (AmScope; SM-2TZ-M) images (x4) d'un ppi 80 dimensionné PU éponge (à gauche), HA enduit et séché BMT (au milieu), et fritté BMT (à droite) (Dimension: 3. cm de hauteur x 4 cm de longueur x 1 cm de largeur). S'il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.
3. Figure images MEB et micro-CT d'un modèle biogénique: (A) une image d'ensemble d'un modèle biogène,
. Figure 4. calcul informatique de l'action capillaire avec différents diamètres de canal à l'intérieur de la même période (0,4 ms), tandis que la plus grande capillaire (d = 300 um: désigne primaire à pores) absorbé le moyen (bleu) jusqu'à 0,16 mm hauteur, le plus petit capillaire (d = 30 um: se réfère à micro-canaux) absorbé le moyen jusqu'à 0.415 mm de hauteur. S'il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 5. Les images ont montré des différences de capacités d'absorption de l'action capillaire à base de différentes tailles de primaires-pores et micro-canaux (taille primaire pores se réfère au diamètre moyen: 60 ppi ≈ 470 um, 80 ppi ≈ 320 um, 100 ppi ≈ 200 um). Les lignes jaunes représentent l'action capillaire induite par la combinaison des primaires-pores et micro-canaux. Les lignes rouges représentent l'action capillaire induite par principalement des micro-canaux exposées dans chaque travée. Comme le montre la (F), le modèle 100 ppi induit la plus forte action capillaire, ce qui entraîne la saturation complète de la matrice à l'intérieur de 39 sec. Les 80 ppi et 60 ppi modèles ont été testés par la suite. (B) 0 sec, (C) 0,5 s, (D) 1.5 s, (E) 17,0 s, (F) 39,0 s, (G) 50,0 sec, et (H) 1 min 18 sec après immersion. (Dimension Template: 1cm x 1 cm x 4 cm de hauteur cubique). S'il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 6. La pénétration et l'immigration des cellules des puits ensemencées (partie I) aux puits non ensemencés (partie V) à travers les modèles biogènes induites par capillarité. Les cellules initialement ensemencées ont atteint la fin de la jambe non ensemencée (partie V) immédiatement après la saturation complète. Après 3 jours, la confluence des cellules était évident dans l'ensemble du modèle. Après 7 jours, la formation spatio-temporelle de la matrice de collagène est produit dans les populations de cellules (coloration H & E). (Dimension Modèle: 3 cm de hauteur x 4 cm de longueur x 1 cm de largeur). S'il vous plaît clbeurk ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Discussion
Un modèle de composant de plusieurs cellules, y compris les facteurs de croissance, des substances nutritives, etc. est nécessaire à la réussite de la régénération osseuse et la restauration fonctionnelle de grands défauts osseux critiques moyenne. Parmi ces facteurs, les propriétés biologiques anatomiquement conformes sont essentiels. Pour accomplir fonctionnalité biologique, le modèle doit présenter biocompatibilité, ostéoconductivité, l'intégrité mécanique, une surface suffisante, la texture de surface adéquate, et les moyens pour l'oxygène et le transport des nutriments. Au niveau cellulaire, les caractéristiques suivantes sont particulièrement crucial pour la restauration fonctionnelle des défauts osseux massifs: la pénétration facilité en modèle (recrutement actif), la distribution uniforme dans le modèle (rétention), la prolifération accélérée et une viabilité élevée (habitation). Enfin, la formation ultérieure de la matrice extracellulaire substantielle et le déclenchement de l'expression des gènes sont essentiels dans les processus biologiques essentiels comme une vascularisation rapidee ostéogenèse.
De nombreux types de substituts synthétiques différents ont été proposés pour remplacer / allo- greffes osseuses automatique. Cependant, l'organisation actuelle de l'échafaudage ne présente pas un microenvironnement interne contenant des micro-canaux et nano-pores, et donc ne facilite pas activement infiltration de cellules, la distribution et inhabitance profondément dans les substituts synthétiques qui sont de plus de 10 mm. Ils ne fournissent pas d'indices physiques pionnier cellules efficacement, migrer rapidement et uniformément profondément dans le modèle de l'os. Au lieu de cela, le recrutement passive limité de cellules crée une des populations de cellules réparties de façon inégale entre les zones extérieure et intérieure de l'échafaudage. Cela permet non seulement aggrave le défi initial des cellules atteignant le noyau interne du modèle, mais entrave également l'écoulement des nutriments et de la communication de la cellule à l'autre extrémité de la substitut synthétique. Ce type de recrutement et de l'inhabitation résultats cellulaires disproportionnée dans la cellule death et d'os incomplètes croissance après l'échafaud a été implanté dans le corps 14,15.
Ainsi, nous avons introduit le concept de l'action capillaire comme la queue physique primaire pour surmonter ces obstacles. Nous avons soigneusement conçu des micro-canaux dans le BMT à induire l'action capillaire qui représenteront la force de traîner primaire responsable pour recruter activement des cellules profondes dans la BMT.
La technique de revêtement PU éponge présente plusieurs propriétés uniques. Premièrement, il permet une préparation facile de structures trabéculaires poreuses bien contrôlées, qui dépendent elles-mêmes les structures modèle prédéfini (ie, 80 pores par modèle de pouces pour 300-400 um). Ceci est très important pour l'optimisation de la taille des pores pour l'infiltration 15 d'ostéoblastes. Deuxièmement, la technique permet la construction de micro-canaux interconnectés, qui représentent le rôle important de l'initialisation de la relocalisation de la cellule 11. Troisièmement, il n'y a presque pas de limitations lors de l'utilisation de l'éponge PU en termes de création de formes et de tailles des modèles personnalisés. Le fabricant peut utiliser une paire de ciseaux pour les formes simples ou découpe laser, même calculée pour des géométries complexes. L'utilisation de ces technologies contrôlées précisément, nous avons créé le BMT. HA a été choisi comme matériau de départ en raison de sa biocompatibilité et la capacité 17 ostéoconducteur.
Dans cette étude, il ya plusieurs étapes critiques qui doivent être mis en évidence. Au cours de la préparation de la suspension HA, si la température est trop élevée et la vitesse d'agitation est trop faible, la bouillie HA va devenir bloqué à bords inférieurs du bécher et tarir. Après le processus de revêtement lorsqu'on souffle sur la suspension HA excès, trop élevé d'une pression d'air peut provoquer des fissures sur la surface de la BMT. Il est important de maintenir la pression relativement faible pour aérer correctement la suspension HA excès que de l'air. Enfin, les deuxième et troisième étapes du procédé de frittagesont le plus important (chauffage de 1 ° C / min jusqu'à 280 ° C et la chaleur de 0,5 ° C / min jusqu'à 400 ° C). Dans cette gamme de température, l'éponge PU complètement brûler tandis que le HA devient dense. Si ce protocole est pas suivie de près, le BMT sera effondré ou émietté après frittage.
La greffe de moelle osseuse décrit dans cette étude offre plusieurs avantages. Tout d'abord, les macro-pores inter-connectés (300-400 um) imitent celles de l'os trabéculaire humain et permet un débit de moelle osseuse lisse. Deuxièmement, les modèles sont constitués de micro-canaux (25 à 50 um) dans chaque cloison trabéculaire à accélérer la pénétration initiale de cellules osseuses par action capillaire. Comme l'a démontré en utilisant la simulation numérique 13, si le modèle avait seulement 300 um (pores pores primaires) et pas de microcanaux, l'action capillaire serait insuffisante pour la saturation complète du modèle avec la moelle osseuse. Ce serait particulièrement vrai pour les grands défauts de taille qui exigeraient lmodèles de taille de ARGE. Taille micrométrique canaux exposition d'absorption de fluide très efficace, et donc nous nous attendions à des micro-canaux à être principalement responsable de l'action capillaire dans notre étude. Troisièmement, nos OGEC ont placé stratégiquement nano-pores. Les données de la littérature indiquent que les cellules sont particulièrement sensibles à nano-motifs 18,19; Par conséquent, nous nous attendions les nano-pores sur les parois des microcanaux de jouer un rôle dans l'augmentation de la fixation des cellules. Pores de taille nanométrique (100-400 nm) sur la surface des cloisons trabéculaire acceptés cellules pour ancrer immobilisés. Dans l'ensemble, les effets combinés de ces trois structures internes ont donné lieu à une meilleure mobilisation des cellules et l'adhérence tout au long de la matrice. Cependant, il ya des limitations du protocole et les étapes critiques pour fabriquer la parfaite BMT. Par exemple, il y a souvent une grande quantité de HA suspension épaisse préparée en raison de la difficulté de maintenir une viscosité homogène tout revêtement. Il ya aussi une limitation à fairedes modèles de plus de 5 cm 3 de volume due à temps de travail tout revêtement. L'épaisseur du revêtement est critique qui varie selon les techniques du fabricant.
Les résultats de notre étude suggèrent que le BMT capable d'absorber et de retenir les cellules offriront avantages potentiels par rapport alloplastiques conventionnelle (ou synthétique) échafaudages. Une étude prospective est envisagée afin de vérifier les avantages de BMT sur l'ostéogenèse et / ou l'angiogenèse ainsi que les facteurs de croissance liées aux os. Par conséquent, nous prétendons que notre unique, échafaudage BMT sélectionnée peut aborder les principaux obstacles de l'infiltration de la moelle osseuse insuffisante dans les constructions synthétiques et incomplètes régénération osseuse dans les grands défauts.
Le but ultime de cette étude est de simplifier le paradigme actuel de la bioingénierie dans la reconstruction de l'os et la restauration fonctionnelle des défauts osseux critique de taille en éliminant la nécessité de stroma Durée- / main-d'œuvre de la moelle osseuseprocessus cellules de l 'isolement et l'expansion. Enfin, nous nous efforçons d'utiliser anatomiquement conforme 3D constructions avec des micro-canaux et nano-pores, qui induisent une absorption rapide de la cellule, la distribution homogène et inhabitance pour la reconstruction de l'os.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| polyurethan sponge | Plastifoam | PU-3215 | |
| Sodium Hydroxide | Sigma-Aldrich | 167176 | |
| Hydroxyapatite Powder | Ossgen | ||
| Polyvinyl Alcohol | Sigma-Aldrich | 341584 | |
| Carboxymethyl cellulose sodium salt | Sigma-Aldrich | 360384 | |
| ammonium polyacrylate | Vanderbilt | DARVAN 821A | |
| Glycerin | Sigma-Aldrich | G2289 |
References
- Petrie Aronin, E. C., et al. Comparative effects of scaffold pore size, pore volume, and total void volume on cranial bone healing patterns using microsphere-based scaffolds. J Biomed Mater Res A. 89 (3), 632-641 (2009).
- Guzmán, R., et al. Chitosan scaffolds containing calcium phosphate salts and rhBMP-2: in vitro and in vivo testing for bone tissue regeneration. PLoS One. 9 (2), e87149 (1371).
- Cha, J. K., et al. Sinus augmentation using BMP-2 in a bovine hydroxyapatite/collagen carrier in dogs. J Clin Periodontol. 41 (1), 86-93 (2014).
- Karageorgiou, V., Kaplan, D. Porosity of 3D biomaterial scaffolds and osteogenesis. Biomaterials. 26 (27), 5474-5491 (2005).
- Fisher, M. B., Mauck, R. L. Tissue engineering and regenerative medicine: recent innovations and the transition to translation. Tissue Eng Part B Rev. 19 (1), 1-13 (2013).
- Manassero, M., et al. Regeneration in Sheep Using Acropora Coral, a Natural Resorbable Scaffold, and Autologous Mesenchymal Stem Cells. Tissue Eng Part A. 19 (13-14), 1554-1563 (2013).
- Reichert, J. C., et al. A tissue engineering solution for segmental defect regeneration in load-bearing long bones. Sci Transl Med. 4 (141), 141ra93 (2012).
- Sachlos, E., Czernuszka, J. T. Making Tissue Engineering Scaffolds Work. Review on The Application of Solid Freeform Fabrication Technology to The Production of Tissue Engineering Scaffolds. Eur Cell Mater. 5, 29-40 (2003).
- Woodard, J. R., et al. The mechanical properties and osteoconductivity of hydroxyapatite bone scaffolds with multi-scale porosity. Biomaterials. 28 (1), 45-54 (2007).
- Correia, C., et al. Acta Biomater. 8 (7), 2483-2492 (2012).
- Wang, H., Li, Y., Zuo, Y., Li, J., Ma, S., Cheng, L. Biocompatibility and osteogenesis of biomimetic nano-hydroxyapatite/polyamide composite scaffolds for bone tissue engineering. Biomaterials. 28 (22), 3338-3348 (2007).
- Oh, D. S., et al. Bone marrow absorption and retention properties of engineered scaffolds with micro-channels and nano-pores for tissue engineering: a proof of concept. Ceram Int. 39 (7), 8401-8410 (2013).
- Hong, M. H., Kim, Y. H., Ganbat, D., Kim, D. G., Bae, C. S., Oh, D. S. Capillary action: enrichment of retention and habitation of cells via micro-channeled scaffolds for massive bone defect regeneration.J. Mater Sci Mater Med. 25 (8), 1991-2001 (2014).
- Volkmer, E., et al. Hypoxia in static and dynamic 3D culture systems for tissue engineering of bone. Tissue Eng. Part A. 14 (8), 1331-1340 (2008).
- Malda, J., Klein, T. J., Upton, Z. The roles of hypoxia in the in vitro engineering of tissues. Tissue Eng. 13 (9), 2153-2162 (2007).
- Macchetta, A., Turner, I. G., Bowen, C. R. Fabrication of HA/TCP scaffolds with a graded and porous structure using a camphene-based freeze-casting method. Acta Biomater. 5 (4), 1319-1327 (2009).
- Cox, S. C., Thornby, J. A., Gibbons, G. J., Williams, M. A., Mallick, K. K. 3D printing of porous hydroxyapatite scaffolds intended for use in bone tissue engineering applications. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl. 47, 237-247 (2015).
- Wan, Y., et al. Adhesion and proliferation of OCT-1 osteoblast-like cells on micro- and nano-scale topography structured poly(l-lactide). Biomaterials. 26 (21), 4453-4459 (2005).
- Zhao, L., Mei, S., Chu, P. K., Zhang, Y., Wu, Z. The influence of hierarchical hybrid micro/nano-textured titanium surface with titania nanotubes on osteoblast functions. Biomaterials. 31 (19), 5072-5082 (2010).
