Name: Modèles distinctif action capillaire par des micro-canaux en os comme peuvent améliorer le recrutement des cellules pour la restauration de la Grande Bony Défaut (Vidéo) | JoVE Journal
Uploaded: 2015-09-11T14:00:00.000+00:00
Duration: 9 min 35 s
Description: Découvrez la fabrication de modèles osseux avec micro-canaux pour améliorer l'absorption cellulaire par action capillaire. Cette technique avance la médecine régénérative pour les défauts osseux crâniens et maxillo-faciaux.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Les auteurs n’ont aucune reconnaissance.

1. polyuréthane (PU) Sponge Préparation comme modèle <ol><li> Utilisez des éponges PU pour produire des modèles d&#39;hydroxyapatite contenant pores d&#39;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&#39;intérieur de la trabécules. </li><li> 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. </li><li> Ajouter 100 ml de 4% (p / v) de solution de NaOH en utilisant un bêcher de 150 ml; puis plonger et presser jusqu&#39;à ce que les éponges préparées sont complètement trempés. </li><li> Après le trempage, placer le bécher avec les éponges dans l&#39;appareil à ultrasons (42 kHz). </li><li> Ultrasons pré-traiter les éponges PU pour 15-20 min sans chaleur pour modifier les propriétés de surface. </li><li> Rincer à l&#39;eau distilléel&#39;eau pendant 5-10 min. Lors du rinçage, presser les éponges et leur permettre de développer 5 à 7 fois afin d&#39;éliminer le NaOH résiduelle à l&#39;intérieur des éponges. </li><li> Pincez les éponges avec des serviettes en papier pour éliminer l&#39;excès d&#39;eau; puis les sécher dans un four à 60-80 ° C. </li></ol> 2. hydroxyapatite (HA) lisier Préparation pour le revêtement <ol><li> Avant de procéder à la suspension HA, mesurer le poids d&#39;un bécher avec une barre d&#39;agitation magnétique. Cette mesure sera utilisé pour calculer le ratio poudre / liquide. </li><li> Mesurer 10 g de poudre de HA de taille nanométrique. </li><li> Ajouter 20 ml d&#39;eau distillée dans le bécher de 50 ml. Chaleur pour 120-140 ° C et remuer à l&#39;aide d&#39;un agitateur magnétique de la plaque chaude. </li><li> Ajouter 0,3 g (3% p / p) de l&#39;alcool de polyvinyle (PVA) (89,000-98,000 MW) par la poudre dans de l&#39;eau distillée tout en agitant à 300-400 rpm. </li><li> Remuer jusqu&#39;à ce que le PVA a complètement dissous. La solution doit être limpide après dissolution complète du PVA. </li><li> 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. </li><li> Remuer jusqu&#39;à ce que la CMC a complètement dissous et refroidir à la température ambiante. </li><li> Ajouter 0,3 g (3% en poids / poids) de dispersant polyacrylate d&#39;ammonium en poudre par agitation à 300 à 400 tandis que rpm. Remuer jusqu&#39;à dissolution complète. </li><li> Ajouter 0,2 g (2% en poids / poids) de glycérine par poudre tout en agitant à 300 à 400 tours par minute. Remuer jusqu&#39;à dissolution complète. </li><li> Disperser lentement la poudre HA dans la solution tout en agitant à 600-900 rpm et continuer à remuer pendant 5 min. </li><li> Soniquer pendant 5 minutes en utilisant un appareil à ultrasons pour assurer une dispersion de toute agglomération de la poudre HA. </li><li> Ajouter un supplément de 5 ml d&#39;eau distillée dans le mélange tout en agitant à 600-900 rpm et de la chaleur à 90-100 ° C. </li><li> 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. </li><li> Mesurer le poids entier y compris le bécher de mélange et de temps en temps jusqu&#39;à ce que le rapport poudre / liquide de 1,75 à 1,8 est obtenu. </li><li> 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&#39;eau, moins le poids du gobelet et d&#39;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&#39;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 </li><li> Laisser la suspension refroidir à la température ambiante avant de l&#39;utiliser pour le revêtement. </li></ol> 3. HA revêtement, séchage et frittage <ol><li> Enduire les éponges préparées PU avec la bouillie de revêtement HA en utilisant une spatule jusqu&#39;à ce que la suspension inoxydable est homogène tout au long de l&#39;éponge distribués PU sur une plaque de verre. Remarque: Après avoir enlevé l&#39;excès slurry, certains des pores peuvent encore être colmatées avec du lisier en raison de la forte viscosité de la suspension. </li><li> Afin d&#39;assurer l&#39;interconnectivité, l&#39;uniformité et pores ouverts, légèrement souffler les modèles revêtus HA en utilisant un compresseur d&#39;air. Ce processus garantit que les modèles sont recouverts de manière homogène à la fois sur les surfaces intérieures et extérieures de l&#39;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&#39;intérieur de la trabécules. </li><li> Sécher les modèles revêtus HA pour un minimum de 5 heures dans des conditions de refroidissement (20-25 ° C) avec douceur la circulation d&#39;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&#39;environ 8% à 10% dans chaque dimension. </li><li> 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&#39;étape 8 profil frittage suivant. <ol><li> Heat 2 ° C / min jusqu&#39;à 230 ° C. </li><li> Heat 1 ° C / min jusqu&#39;à 280 ° C. </li><li> Chauffer 0,5 ° C / min jusqu&#39;à 400 ° C. </li><li> Chauffer 3 ° C / min jusqu&#39;à 600 ° C. Gardez à 600 ° C pendant 1 heure. </li><li> Heat 5 ° C / min jusqu&#39;à 1230 ° C. Gardez 1230 ° C pendant 3 heures. </li><li> Refroidir à 5 ° C / min à la température ambiante. Remarque: Le frittage va diminuer davantage les modèles d&#39;éponges revêtues HA d&#39;environ 22% - 25% dans chaque dimension. </li></ol></li></ol> 4. Ingress et inhabitancy de cellules dans Template <ol><li> 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&#39;antibiotiques (streptomycine et pénicilline) à 37 ° C dans une atmosphère humidifiée contenant 5% de CO 2 . </li><li> Ajouter 10 mld&#39;une suspension de cellules à une densité cellulaire de 2 x 10 6 dans un seul puits dans une plaque à 6 puits. </li><li> 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&#39;autre jambe dans un puits vide adjacent. </li><li> Laisser le modèle d&#39;absorber la suspension de cellules pendant 10 min. </li><li> Ajouter 5 ml de milieu par la suite au puits qui a été initialement rempli avec la suspension de cellules. </li><li> Reconstituer le moyen dans les deux puits tous les 2 ou 3 jours jusqu&#39;à 7 jours se sont écoulés. </li><li> Déterminer l&#39;efficacité de la mobilité cellulaire par coloration à l&#39;hématoxyline et à l&#39;éosine 11. <ol><li> Fixer les cellules et échafaudage par immersion dans EtOH à 100% pendant 20-30 min. </li><li> Colorer à l&#39;hématoxyline pendant 1-2 min. </li><li> Rincez avec de l&#39;eau distillée pendant 1-2 min pour le double. </li><li> Déshydrater par immersion dans 70%, puis 95%, puis 100% EtOH pendant 1-2 min chacun. </li><li> Tache avec de l&#39;éosine pour 20-30 sec. </li><li> Rincez avec de l&#39;eau distillée pendant 12 minutes deux fois. </li><li> Déshydrater par immersion dans 70%, 80%, 90% et 100% de EtOH pendant 1-2 min chacun. </li><li> Incluez l&#39;échafaud dans une résine acrylique pour la coupe et de l&#39;imagerie. </li></ol></li><li> 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 &quot;des résultats représentatifs&quot;. </li></ol>

<ol><li>Petrie Aronin, E. C., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Comparative+effects+of+scaffold+pore+size%2C+pore+volume%2C+and+total+void+volume+on+cranial+bone+healing+patterns+using+microsphere-based+scaffolds%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomed+Mater+Res+A%22%5BJournal%5D)">Comparative effects of scaffold pore size, pore volume, and total void volume on cranial bone healing patterns using microsphere-based scaffolds.</a> J Biomed Mater Res A. 89 (3), 632-641 (2009).</li>
<li>Guzmán, R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Chitosan+scaffolds+containing+calcium+phosphate+salts+and+rhBMP-2%3A+in+vitro+and+in+vivo+testing+for+bone+tissue+regeneration%5BTitle%5D)+AND+%22PLoS+One%22%5BJournal%5D)">Chitosan scaffolds containing calcium phosphate salts and rhBMP-2: in vitro and in vivo testing for bone tissue regeneration.</a> PLoS One. 9 (2), e87149(1371).</li>
<li>Cha, J. K., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Sinus+augmentation+using+BMP-2+in+a+bovine+hydroxyapatite%2Fcollagen+carrier+in+dogs%5BTitle%5D)+AND+%22J+Clin+Periodontol%22%5BJournal%5D)">Sinus augmentation using BMP-2 in a bovine hydroxyapatite/collagen carrier in dogs.</a> J Clin Periodontol. 41 (1), 86-93 (2014).</li>
<li>Karageorgiou, V., Kaplan, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Porosity+of+3D+biomaterial+scaffolds+and+osteogenesis%5BTitle%5D)+AND+%22Biomaterials%22%5BJournal%5D)">Porosity of 3D biomaterial scaffolds and osteogenesis.</a> Biomaterials. 26 (27), 5474-5491 (2005).</li>
<li>Fisher, M. B., Mauck, R. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Tissue+engineering+and+regenerative+medicine%3A+recent+innovations+and+the+transition+to+translation%5BTitle%5D)+AND+%22Tissue+Eng+Part+B+Rev%22%5BJournal%5D)">Tissue engineering and regenerative medicine: recent innovations and the transition to translation.</a> Tissue Eng Part B Rev. 19 (1), 1-13 (2013).</li>
<li>Manassero, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Regeneration+in+Sheep+Using+Acropora+Coral%2C+a+Natural+Resorbable+Scaffold%2C+and+Autologous+Mesenchymal+Stem+Cells%5BTitle%5D)+AND+%22Tissue+Eng+Part+A%22%5BJournal%5D)">Regeneration in Sheep Using Acropora Coral, a Natural Resorbable Scaffold, and Autologous Mesenchymal Stem Cells.</a> Tissue Eng Part A. 19 (13-14), 1554-1563 (2013).</li>
<li>Reichert, J. C., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+tissue+engineering+solution+for+segmental+defect+regeneration+in+load-bearing+long+bones%5BTitle%5D)+AND+%22Sci+Transl+Med%22%5BJournal%5D)">A tissue engineering solution for segmental defect regeneration in load-bearing long bones.</a> Sci Transl Med. 4 (141), 141ra93(2012).</li>
<li>Sachlos, E., Czernuszka, J. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Making+Tissue+Engineering+Scaffolds+Work.+Review+on+The+Application+of+Solid+Freeform+Fabrication+Technology+to+The+Production+of+Tissue+Engineering+Scaffolds%5BTitle%5D)+AND+%22Eur+Cell+Mater%22%5BJournal%5D)">Making Tissue Engineering Scaffolds Work. Review on The Application of Solid Freeform Fabrication Technology to The Production of Tissue Engineering Scaffolds.</a> Eur Cell Mater. 5, 29-40 (2003).</li>
<li>Woodard, J. R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+mechanical+properties+and+osteoconductivity+of+hydroxyapatite+bone+scaffolds+with+multi-scale+porosity%5BTitle%5D)+AND+%22Biomaterials%22%5BJournal%5D)">The mechanical properties and osteoconductivity of hydroxyapatite bone scaffolds with multi-scale porosity.</a> Biomaterials. 28 (1), 45-54 (2007).</li>
<li>Correia, C., et al. Acta Biomater. 8 (7), 2483-2492 (2012).</li>
<li>Wang, H., Li, Y., Zuo, Y., Li, J., Ma, S., Cheng, L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biocompatibility+and+osteogenesis+of+biomimetic+nano-hydroxyapatite%2Fpolyamide+composite+scaffolds+for+bone+tissue+engineering%5BTitle%5D)+AND+%22Biomaterials%22%5BJournal%5D)">Biocompatibility and osteogenesis of biomimetic nano-hydroxyapatite/polyamide composite scaffolds for bone tissue engineering.</a> Biomaterials. 28 (22), 3338-3348 (2007).</li>
<li>Oh, D. S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Bone+marrow+absorption+and+retention+properties+of+engineered+scaffolds+with+micro-channels+and+nano-pores+for+tissue+engineering%3A+a+proof+of+concept%5BTitle%5D)+AND+%22Ceram+Int%22%5BJournal%5D)">Bone marrow absorption and retention properties of engineered scaffolds with micro-channels and nano-pores for tissue engineering: a proof of concept.</a> Ceram Int. 39 (7), 8401-8410 (2013).</li>
<li>Hong, M. H., Kim, Y. H., Ganbat, D., Kim, D. G., Bae, C. S., Oh, D. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Capillary+action%3A+enrichment+of+retention+and+habitation+of+cells+via+micro-channeled+scaffolds+for+massive+bone+defect+regeneration.J%5BTitle%5D)+AND+%22Mater+Sci+Mater+Med%22%5BJournal%5D)">Capillary action: enrichment of retention and habitation of cells via micro-channeled scaffolds for massive bone defect regeneration.J.</a> Mater Sci Mater Med. 25 (8), 1991-2001 (2014).</li>
<li>Volkmer, E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Hypoxia+in+static+and+dynamic+3D+culture+systems+for+tissue+engineering+of+bone%5BTitle%5D)+AND+%22Tissue+Eng.+Part+A%22%5BJournal%5D)">Hypoxia in static and dynamic 3D culture systems for tissue engineering of bone.</a> Tissue Eng. Part A. 14 (8), 1331-1340 (2008).</li>
<li>Malda, J., Klein, T. J., Upton, Z. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+roles+of+hypoxia+in+the+in+vitro+engineering+of+tissues%5BTitle%5D)+AND+%22Tissue+Eng%22%5BJournal%5D)">The roles of hypoxia in the in vitro engineering of tissues.</a> Tissue Eng. 13 (9), 2153-2162 (2007).</li>
<li>Macchetta, A., Turner, I. G., Bowen, C. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Fabrication+of+HA%2FTCP+scaffolds+with+a+graded+and+porous+structure+using+a+camphene-based+freeze-casting+method%5BTitle%5D)+AND+%22Acta+Biomater%22%5BJournal%5D)">Fabrication of HA/TCP scaffolds with a graded and porous structure using a camphene-based freeze-casting method.</a> Acta Biomater. 5 (4), 1319-1327 (2009).</li>
<li>Cox, S. C., Thornby, J. A., Gibbons, G. J., Williams, M. A., Mallick, K. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((3D+printing+of+porous+hydroxyapatite+scaffolds+intended+for+use+in+bone+tissue+engineering+applications%5BTitle%5D)+AND+%22Mater+Sci+Eng+C+Mater+Biol+Appl%22%5BJournal%5D)">3D printing of porous hydroxyapatite scaffolds intended for use in bone tissue engineering applications.</a> Mater Sci Eng C Mater Biol Appl. 47, 237-247 (2015).</li>
<li>Wan, Y., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Adhesion+and+proliferation+of+OCT-1+osteoblast-like+cells+on+micro-+and+nano-scale+topography+structured+poly%28l-lactide%29%5BTitle%5D)+AND+%22Biomaterials%22%5BJournal%5D)">Adhesion and proliferation of OCT-1 osteoblast-like cells on micro- and nano-scale topography structured poly(l-lactide).</a> Biomaterials. 26 (21), 4453-4459 (2005).</li>
<li>Zhao, L., Mei, S., Chu, P. K., Zhang, Y., Wu, Z. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+influence+of+hierarchical+hybrid+micro%2Fnano-textured+titanium+surface+with+titania+nanotubes+on+osteoblast+functions%5BTitle%5D)+AND+%22Biomaterials%22%5BJournal%5D)">The influence of hierarchical hybrid micro/nano-textured titanium surface with titania nanotubes on osteoblast functions.</a> Biomaterials. 31 (19), 5072-5082 (2010).</li>
</ol>

Les auteurs n’ont rien à divulguer.

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&#39;intégrité mécanique, une surface suffisante, la texture de surface adéquate, et les moyens pour l&#39;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&#39;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&#39;organisation actuelle de l&#39;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&#39;indices physiques pionnier cellules efficacement, migrer rapidement et uniformément profondément dans le modèle de l&#39;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&#39;échafaudage. Cela permet non seulement aggrave le défi initial des cellules atteignant le noyau interne du modèle, mais entrave également l&#39;écoulement des nutriments et de la communication de la cellule à l&#39;autre extrémité de la substitut synthétique. Ce type de recrutement et de l&#39;inhabitation résultats cellulaires disproportionnée dans la cellule death et d&#39;os incomplètes croissance après l&#39;échafaud a été implanté dans le corps 14,15. Ainsi, nous avons introduit le concept de l&#39;action capillaire comme la queue physique primaire pour surmonter ces obstacles. Nous avons soigneusement conçu des micro-canaux dans le BMT à induire l&#39;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&#39;optimisation de la taille des pores pour l&#39;infiltration 15 d&#39;ostéoblastes. Deuxièmement, la technique permet la construction de micro-canaux interconnectés, qui représentent le rôle important de l&#39;initialisation de la relocalisation de la cellule 11. Troisièmement, il n&#39;y a presque pas de limitations lors de l&#39;utilisation de l&#39;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&#39;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&#39;agitation est trop faible, la bouillie HA va devenir bloqué à bords inférieurs du bécher et tarir. Après le processus de revêtement lorsqu&#39;on souffle sur la suspension HA excès, trop élevé d&#39;une pression d&#39;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&#39;air. Enfin, les deuxième et troisième étapes du procédé de frittagesont le plus important (chauffage de 1 ° C / min jusqu&#39;à 280 ° C et la chaleur de 0,5 ° C / min jusqu&#39;à 400 ° C). Dans cette gamme de température, l&#39;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&#39;abord, les macro-pores inter-connectés (300-400 um) imitent celles de l&#39;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&#39;a démontré en utilisant la simulation numérique 13, si le modèle avait seulement 300 um (pores pores primaires) et pas de microcanaux, l&#39;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&#39;absorption de fluide très efficace, et donc nous nous attendions à des micro-canaux à être principalement responsable de l&#39;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&#39;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&#39;ensemble, les effets combinés de ces trois structures internes ont donné lieu à une meilleure mobilisation des cellules et l&#39;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&#39;épaisseur du revêtement est critique qui varie selon les techniques du fabricant. Les résultats de notre étude suggèrent que le BMT capable d&#39;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&#39;ostéogenèse et / ou l&#39;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&#39;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&#39;os et la restauration fonctionnelle des défauts osseux critique de taille en éliminant la nécessité de stroma Durée- / main-d&#39;œuvre de la moelle osseuseprocessus cellules de l &#39;isolement et l&#39;expansion. Enfin, nous nous efforçons d&#39;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&#39;os.

Le but ultime de l’ingénierie tissulaire osseuse avec des constructions synthétiques est l’incorporation des constructions dans l’os hôte, le repeuplement des constructions avec des cellules hôtes et la reconstitution des échanges de gaz et de fluides corporels pour restaurer une fonction osseuse normale. Des recherches considérables ont été signalées au cours de la dernière décennie sur l’utilisation de biomatériaux polymères et céramiques pour la production d’échafaudages1,2. Cependant, le matériau et la technique de fabrication idéaux pour une régénération optimale du tissu osseux n’ont pas encore été identifiés. De plus, il y a un manque général de succès dans l’introduction de ces technologies en clinique, en particulier pour la reconstruction et la restauration des défauts osseux importants. Par conséquent, la restauration des défauts osseux de taille critique reste un défi clinique1-5. 
Idéalement, les échafaudages pour la régénération du tissu osseux devraient présenter une biocompatibilité sans provoquer de réponses inflammatoires ou de réactions de corps étrangers/toxiques, avoir des propriétés mécaniques étroitement adaptées à celles de l’os natif et posséder un mécanisme permettant la diffusion et/ou le transport d’ions et de nutriments. Une liaison forte avec l’os hôte, une croissance osseuse dynamique, une croissance vasculaire et une biodégradation des échafaudages sont tout aussi souhaitables. Bien que l’utilisation d’échafaudages en polymère biodégradables ait montré des progrès en termes de croissance tissulaire, il existe des controverses sur leur utilisation pour la régénération osseuse. 
Malgré ces efforts considérables, les constructions synthétiques structurelles hautement organisées ont encore un potentiel limité pour surmonter l’obstacle de la pénétration des cellules passives. La plupart de ces approches ont abouti à une croissance tissulaire in vitro avec des sections transversales de moins de quelques μm à plusieurs mm de la surface externe, une intégration incomplète avec l’os hôte et une régénération osseuse partielle in vivo6,7. Les cellules pionnières ne migrent pas profondément dans les constructions en raison de l’absence d’une force initiale qui les attire à l’intérieur avant le début de la colonisation cellulaire. Par conséquent, la colonisation cellulaire se produit strictement à la périphérie de l’échafaudage, devenant une obstruction de la périphérie au centre de l’échafaudage. Ainsi, la diffusion de l’oxygène et des nutriments dans les parties internes des modèles devient limitée8. Par conséquent, il est clair que l’architecture des échafaudages (taille des pores, porosité, interconnectivité et perméabilité) qui affectent le transport et la diffusion des substances à travers les échafaudages est essentielle pour obtenir une prolifération et une différenciation cellulaires bien réparties9,10. Bien que les phosphates de calcium aient été utilisés dans le passé pour la fabrication d’échafaudages, différents processus et procédures ont souvent abouti à des échafaudages de phosphate de calcium aux architectures variables. Ainsi, le choix du processus de fabrication devient important pour dicter l’architecture de l’échafaudage nécessaire à une régénération réussie du tissu osseux.
En conclusion, il y a encore deux lacunes majeures de l’ingénierie tissulaire osseuse qui doivent être comblées : le recrutement cellulaire initial dans le modèle avant l’attachement et la colonisation cellulaires et la qualité du flux de substance à la fois dans et hors du modèle.

<table><tbody><tr><td>éponge polyuréthane</td><td>Plastifoam</td><td>PU-3215</td><td></td></tr><tr><td>Hydroxyde de sodium</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>167176</td><td></td></tr><tr><td>Hydroxyapatite Poudre</td><td>Ossgen</td><td></td><td></td></tr><tr><td>Alcool polyvinylique</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>341584</td><td></td></tr><tr><td>Carboxyméthylcellulose sel de sodium</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>360384</td><td></td></tr><tr><td>polyacrylate d’ammonium</td><td>Vanderbilt</td><td>DARVAN 821A</td><td></td></tr><tr><td>Glycérine</td><td>Sigma-Aldrich</td><td>G2289</td><td></td></tr></tbody></table>

modèles distinctif action capillaire par des micro-canaux en os comme peuvent améliorer le recrutement des cellules pour la restauration de la grande bony défaut

Distinctive Capillary Action by Micro-channels in Bone-like Templates can Enhance Recruitment of Cells for Restoration of Large Bony Defect

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&#39;absence de résultats internes des micro-canaux en l&#39;absence de l&#39;infiltration de cellules, la distribution et inhabitance profondément à l&#39;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&#39;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&#39;ancre. En outre, le BMT a été documentée par une étude d&#39;essai mécanique d&#39;avoir similaires propriétés de résistance mécanique à celles de l&#39;os trabéculaire humain (~ 3,8 MPa) 12. Le BMT a présenté une absorption élevée, la rétention et l&#39;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&#39;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&#39;ensemble du BMT et ont présenté un comportement cellulaire normale. L&#39;action capillaire représentait l&#39;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.

La structure globale du BMT présente un modèle unique à trois dimensions avec des structures internes de l&#39;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&#39;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&#39;os trabéculaire; et des micro-canaux d&#39;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&#39;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&#39;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&#39;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&#39;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&#39;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&#39;à 8,5 cm de distance totale à moins de 10 sec. En raison d&#39;une action capillaire forte induite par les structures internes, le milieu souillé atteint l&#39;extrémité opposée de 3 cm (hauteur) x 4 cm (longueur) x 1 cm (largeur) modèle en forme de pont à l&#39;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<html> EDED cellules ont survécu dans le segment du modèle qui a été exposé à l&#39;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&#39;échafaudage. L&#39;action capillaire présentée par les microcanaux ensuite laissé pour un milieu frais pour atteindre la partie supérieure, le pont de l&#39;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. <img alt="Figure 1" src="/files/ftp_upload/52947/52947fig1.jpg" /> 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 = &quot;https://www.jove.com/files/ftp_upload/52947/52947fig1large.jpg&quot; target = &quot;_ blank&quot;&gt; S&#39;il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure. <img alt="Figure 2" src="/files/ftp_upload/52947/52947fig2.jpg" /> . Figure 2 de microscope stéréo Représentant (AmScope; SM-2TZ-M) images (x4) d&#39;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). <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52947/52947fig2large.jpg" target="_blank">S&#39;il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.</a> <img alt="Figure 3" src="/files/ftp_upload/52947/52947fig3.jpg" /> 3. Figure images MEB et micro-CT d&#39;un modèle biogénique: (A) une image d&#39;ensemble d&#39;un modèle biogène, <st<html> rong&gt; (B, C, D) des images pour des micro-canaux. Afin de mettre en évidence des micro-canaux clairs dans les travées, le modèle a été granulé. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52947/52947fig3large.jpg" target="_blank">S&#39;il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de cette figure.</a> <img alt="Figure 4" src="/files/ftp_upload/52947/52947fig4.jpg" /> . Figure 4. calcul informatique de l&#39;action capillaire avec différents diamètres de canal à l&#39;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&#39;à 0,16 mm hauteur, le plus petit capillaire (d = 30 um: se réfère à micro-canaux) absorbé le moyen jusqu&#39;à 0.415 mm de hauteur. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52947/52947fig4large.jpg" target="_blank">S&#39;il vous plaît cliquez ici pour voir une version plus grande de cette figure.</a> nt &quot;fo: keep-together.within-page =&quot; always &quot;&gt; <img alt="Figure 5" src="/files/ftp_upload/52947/52947fig5.jpg" /> Figure 5. Les images ont montré des différences de capacités d&#39;absorption de l&#39;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&#39;action capillaire induite par la combinaison des primaires-pores et micro-canaux. Les lignes rouges représentent l&#39;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&#39;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). <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52947/52947fig5large.jpg" target="_blank">S&#39;il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.</a> <img alt="Figure 6" src="/files/ftp_upload/52947/52947fig6.jpg" /> Figure 6. La pénétration et l&#39;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&#39;ensemble du modèle. Après 7 jours, la formation spatio-temporelle de la matrice de collagène est produit dans les populations de cellules (coloration H &amp; E). (Dimension Modèle: 3 cm de hauteur x 4 cm de longueur x 1 cm de largeur). <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/52947/52947fig6large.jpg" target="_blank">S&#39;il vous plaît cl</a>beurk ici pour voir une version plus grande de cette figure.

Un processus générique étape par étape pour créer un modèle semblable à un os avec des micro-canaux modifiés est présenté. Les capacités élevées d’absorption et de rétention du modèle sont démontrées par l’action capillaire via des micro-canaux.

Modèles distinctif action capillaire par des micro-canaux en os comme peuvent améliorer le recrutement des cellules pour la restauration de la Grande Bony Défaut

Without an active, thriving cell population that is well-distributed and stably anchored to the inserted template, exceptional bone regeneration does not ...

L'objectif général de cette procédure est de créer un microenvironnement de matrice osseuse capable de restaurer un os manquant ou endommagé. Cela est réalisé en premier lieu en façonnant et en modifiant une éponge de polyuréthane afin qu'elle s'adapte à une zone lésée. La deuxième étape consiste à recouvrir uniformément l'éponge de polyuréthane d'une suspension visqueuse d'hydroxyapatite, puis à laisser sécher.La dernière étape consiste à placer le revêtement d'hydroxyapatite au centre d'un four à haute température. En définitive, un modèle de type osseux doté de microcanaux conçus est fabriqué, offrant de fortes capacités d'absorption et de rétention cellulaires. Le principal avantage de cette technique par rapport aux méthodes existantes, telles que la lixiviation saline ou les techniques d'impression 3D, réside dans la conception des microcanaux favorisant une action capillaire induite par la structure tridimensionnelle.Cette méthode peut aider à relever les principaux défis dans le domaine de la médecine régénérative, tels que la reconstruction des défauts osseux crâniens, maxillo-faciaux et segmentaires. Les implications de cette technique s'étendent à la thérapie des malformations congénitales. Les gabarits sont entièrement personnalisables en forme et en taille, et l'action capillaire favorisera la migration cellulaire sur de longues distances.Bien que cette méthode permette d'obtenir des informations sur le tissu osseux en régénération, elle peut également être appliquée à d'autres systèmes de culture, comme la plateforme de culture du cancer en 3D. Commencez par découper des éponges en polyuréthane de 80 pores par pouce en formes de pont ayant des dimensions de 3,5 centimètres de hauteur sur cinq centimètres de largeur et 1,5 centimètre de profondeur. Ensuite, préparez 100 millilitres d'une solution d'hydroxyde de sodium à 4 %.À l’aide d’un bécher de 150 millilitres, immergez les éponges dans la solution d’hydroxyde de sodium et exprimez l’air piégé jusqu’à ce que les éponges soient complètement imprégnées. Une fois saturées, placez le bécher contenant les éponges dans un bain ultrasonore à 42 kilohertz pendant 15 à 20 minutes sans chauffage.Lorsque l'opération est terminée, rincez les éponges à l'eau distillée pendant cinq à dix minutes ; pendant le rinçage, comprimez les éponges et laissez-les se réexpander cinq à sept fois afin d'éliminer tout hydroxyde de sodium résiduel à l'intérieur des éponges. Retirez l'excès d'eau des éponges à l'aide de serviettes en papier, puis placez-les dans une étuve à 60 à 80 degrés Celsius pour terminer le séchage. Pour commencer la préparation de la suspension d'hydroxyapatite, pesez d'abord un bécher de 50 millilitres contenant une barre aimantée.Ensuite, ajoutez 20 millilitres d'eau distillée dans le bécher. Chauffez l'eau sur un bloc chauffant réglé entre 120 et 140 degrés Celsius et mélangez à l'aide d'un agitateur magnétique. Lorsque l'eau commence à bouillir, ajoutez 0,3 gramme de poudre d'alcool polyvinylique dans l'eau distillée tout en agitant à 300 à 400 tr/min.Agiter jusqu'à ce que la poudre soit complètement dissoute et que la solution soit limpide. Ensuite, éteindre la source de chaleur et ajouter 0,1 gramme de poudre de carboxyméthylcellulose sodique à très faible viscosité tout en continuant à agiter à 400 à 500 tr/min jusqu'à ce que la solution devienne claire. Une fois de plus, après dissolution, laisser refroidir le mélange à température ambiante.Ensuite, ajoutez 0,3 gramme de dispersant polyacrylique d'ammonium tout en agitant à 300 à 400 tr/min. Agitez jusqu'à dissolution complète, puis ajoutez 0,2 gramme de glycérine tout en continuant d'agiter à 300 à 400 tr/min. Mélangez jusqu'à dissolution totale du mélange.Ensuite, peser 10 grammes de poudre d'hydroxyapatite de taille nanométrique et l'ajouter lentement au bécher tout en agitant à 600 à 900 tr/min. Continuer à agiter pendant cinq minutes. Ensuite, placer le mélange dans un bain ultrasonique et sonifier pendant cinq minutes afin d'assurer la dispersion de toute agglomération de la poudre d'hydroxyapatite, puis ajouter cinq millilitres supplémentaires d'eau distillée au mélange tout en agitant à 600 à 900 tr/min et en chauffant à 90 à 100 degrés Celsius, en continuant à agiter le mélange à l'aide d'un agitateur magnétique à 600 à 800 tr/min à 90 à 100 degrés Celsius.Afin d'évaporer la teneur en eau, mesurer régulièrement le poids total, y compris le bécher et le mélange, jusqu'à l'obtention d'un rapport poudre/liquide compris entre 1,75 et 1,80. Comme décrit dans le protocole textuel associé, laisser refroidir la suspension à température ambiante avant de l'utiliser pour le revêtement. Appliquer la suspension d'hydroxyapatite préparée sur les éponges de polyuréthane à l'aide d'une spatule en acier inoxydable, jusqu'à ce que la suspension soit uniformément répartie dans toute l'éponge de polyuréthane sur une plaque de verre. Ensuite, souffler légèrement sur les éponges à l'aide d'un compresseur d'air afin d'assurer l'interconnexion, l'uniformité et l'ouverture des pores.Si une homogénéité du dépôt n'est pas obtenue, les gabarits revêtus d'hydrogel s'effondreront durant le processus ING et pourraient également se fissurer lors de la manipulation en raison de contraintes mécaniques insuffisantes. De plus, un revêtement homogène est essentiel pour créer des microcanaux au sein du réseau. Sécher les gabarits revêtus d'acide hyaluronique (HA) pendant un minimum de cinq heures à une température de 20 à 25 degrés Celsius avec une circulation d'air douce.Augmenter ce temps pour les gabarits de plus grande taille. Après le processus de séchage, placer les gabarits revêtus d'acide hyaluronique sur un creuset Illumina. Ensuite, les placer dans un four à haute température et suivre le profil de centrage en huit étapes décrit dans le protocole textuel accompagnant.Ajoutez 10 millilitres de cellules pré-ostéoblastiques MC3T3 à une concentration d'un million de cellules dans un seul puits d'une plaque à six puits. Ensuite, placez verticalement dans la plaque à six puits un gabarit en forme de pont de dimensions trois centimètres sur quatre centimètres sur un centimètre. Insérez une jambe du gabarit dans un puits contenant la suspension cellulaire et l'autre jambe dans un puits adjacent vide.Laisser le plateau absorber la suspension cellulaire pendant 10 minutes dans une hotte de sécurité biologique. Ensuite, ajouter cinq millilitres de milieu supplémentaire dans le puits qui avait initialement été rempli avec la suspension cellulaire. Après cinq minutes supplémentaires, ajouter cinq millilitres de milieu dans l'autre puits qui n'avait pas été initialement rempli avec la suspension cellulaire.Ensuite, placer le dispositif dans une étuve. Changer le milieu tous les deux jours pendant sept jours. À la fin de l'expérience, fixer les cellules et la matrice pendant 20 à 30 minutes en les immergeant dans un bécher rempli d'éthanol à 100 %.Colorer l'échafaudage rincé avec la coloration à l'hématoxyline pendant une à deux minutes. Puis rincer pendant une à deux minutes en plongeant à nouveau l'échafaudage dans un bécher contenant de l'eau distillée, répéter le rinçage deux fois. Ensuite, déshydrater l'échafaudage contenant les cellules en immergeant l'échafaudage dans de l'éthanol à 70 % pendant une à deux minutes. Puis transférer l'échafaudage dans de l'éthanol à 95 % pendant une à deux minutes supplémentaires.Enfin, placez le support dans de l'éthanol à 100 % pendant deux minutes. Ensuite, contre-colorez la structure avec e, s et Y pendant une à deux minutes. Puis rincez-la pendant une à deux minutes en immergeant à nouveau le support deux fois dans un bécher contenant de l'eau distillée.Après le rinçage, déshydratez le support en l'immergeant dans une série d'éthanol à concentrations croissantes avant l'inclusion en résine. Enfin, incluez le support dans une résine acrylique pour la sectionnement et l'imagerie. Le modèle de microenvironnement biogénique présenté ici à divers stades de fabrication est constitué d'un réseau trabéculaire poreux entièrement interconnecté, similaire à celui de l'os trabéculaire.Ce modèle présente plusieurs composants structuraux, notamment des pores principaux interconnectés de 300 à 400 micromètres de diamètre, des microcanaux de 25 à 70 micromètres de diamètre, ainsi que des nanopores mesurant de 100 à 400 nanomètres de diamètre à la surface, permettant l’ancrage des cellules. Le modèle de microenvironnement biogénique favorise l’ensemencement cellulaire par action capillaire dans toutes les régions du support. Immédiatement après saturation complète, la distribution cellulaire peut être clairement observée après coloration à l’hématéine-éosine et sectionnement du support.Le nombre de cellules dans chaque région du modèle a été quantifié et suivi après trois jours de culture. Après sept jours de culture, le modèle était occupé par des cellules se multipliant rapidement, chaque travée étant entourée de matrices extracellulaires et intégrant des cellules. Une fois maîtrisée, cette technique peut être réalisée en trois jours si elle est effectuée correctement.Lors de la réalisation de cette procédure, il est important de se rappeler de maintenir le bon rapport poudre/eau et d'assurer un revêtement homogène en suivant cette méthode. D'autres méthodes, telles que le système dynamique d'oscillation ou le système de culture rotatif, peuvent être utilisées afin de répondre à des questions supplémentaires concernant les réponses cellulaires.

distinctive-capillary-action-micro-channels-bone-like-templates-can

Research

Recherche

JoVE Journal

Bioengineering

Bioingénierie

Les cellules souches périvasculaires (CSP) sont une classe de cellules souches roman pour la régénération tissulaire du squelette similaire aux cellules souches mésenchymateuses (CSM). CSP peuvent être isolés par FACS (fluorescence tri cellulaire activé) à partir de tissu adipeux prélevés lors des procédures de liposuccion standard, puis combiné avec un ostéoinducteur échafaudage pour atteindre la formation...

L&#39;utilisation de cellules souches humaines périvasculaires pour la régénération osseuse

Ce protocole décrit l'isolement de tissu adipeux dérivé des cellules stromales de lipoaspirate et la création d'une 4 mm de taille critique défaut crânienne pour évaluer la régénération osseuse.

Réparation d&#39;un modèle de critique des défauts de taille crânienne Utilisation adipeuses cellules stromales prélevés sur des Lipoaspirate

Les échafaudages capables de s’insérer dans les défauts osseux cranio-maxillo-faciaux (CMF) tout en présentant une ostéoconductivité et une bioactivité sont intéressants. Ce protocole décrit la préparation d’un échafaudage à mémoire de forme à base de diacrylate de polycaprolactone (PCL-DA) à l’aide d’une méthode de lixiviation particulaire par coulée de solvant (SCPL) utilisant un modèle de sel fondu et l’application d’un revêtement de polydopamine bioactif.

Fabrication d&#39;une mémoire de forme &quot;auto-ajustement&quot; à base de PCL bioactifs, Polymer Échafaudages

Implantation de greffons osseux autologues et allogéniques constituent accepté approches pour traiter importante perte osseuse cranio-facial. Pourtant, l'effet de la composition de greffe sur l'interaction entre la néovascularisation, la différenciation cellulaire et la formation osseuse est claire. Nous présentons un protocole d'imagerie multimodale visant à élucider l'interdépendance angiogenèse ostéogenèse à la proximité de la greffe.

Tomodensitométrie et l&#39;imagerie optique du couplage de l&#39;ostéogenèse-angiogenèse à évaluer l&#39;intégration des crâniens autogreffes et allogreffes

Les cellules stromales dérivées du tissu adipeux peuvent être utiles pour concevoir de nouveaux tissus à partir des propres cellules d’un patient. Nous présentons un protocole pour l’isolement d’une sous-population de cellules stromales (ASC) humaines dérivées du tissu adipeux avec un potentiel ostéogénique accru, suivi de l’application des cellules dans un test de cicatrisation calvaire in vivo.

Isolement rapide de BMPR-IB + Adipose-Derived cellules stromales pour utilisation dans un calvarial Defect Modèle de guérison

Nous présentons ici un protocole afin de visualiser les vaisseaux sanguins formation in vivo et en temps réel en 3D échafaudages par microscopie multiphoton. L’angiogenèse dans les échafaudages génétiquement modifiés a été étudiée dans un modèle de défaut murine substance osseuse critique. Plus de nouveaux vaisseaux ont été détectés dans le groupe de traitement que chez les témoins.

Visualisation de l’angiogenèse par microscopie Multiphoton In Vivo en échafaudage de 3D-PLGA/PNVS génétiquement modifiés pour la réparation osseuse défaut critique substance

Le nombre de nouveaux biomatériaux conçus pour réparer les lésions osseuses importantes est en expansion continue dans le but d’améliorer la guérison osseuse et surmonter les complications associées à la transplantation osseuse. Nous présentons ici une stratégie multidisciplinaire pour les tests de biocompatibilité préclinique de biomatériaux pour la réparation osseuse.

Profil de compatibilité biologique sur les biomatériaux pour la régénération osseuse

Dans cette étude, nous détaillons les méthodes de décellularisation, de caractérisation physique, d’imagerie et d’implantation in vivo de biomatériaux d’origine végétale, ainsi que les méthodes d’ensemencement et de différenciation cellulaire dans les échafaudages. Les méthodes décrites permettent l’évaluation de biomatériaux d’origine végétale pour des applications d’ingénierie du tissu osseux.

Échafaudages décellularisés dérivés de la pomme pour l’ingénierie des tissus osseux in vitro et in vivo

La thérapie osseuse par ossification endochondrale par implantation de tissu cartilagineux artificiel produit à partir de cellules souches mésenchymateuses a le potentiel de contourner les inconvénients des thérapies conventionnelles. Les hydrogels d’acide hyaluronique sont efficaces pour mettre à l’échelle des greffes de cartilage uniformément différenciées ainsi que pour créer un os intégré avec vascularisation entre les greffons fusionnés in vivo.

Formation osseuse intégrée par ossification endochondrale in vivo à l’aide de cellules souches mésenchymateuses

Le protocole proposé implique une approche globale pour évaluer la formation osseuse dans le contexte de la régénération osseuse à l’aide d’analyses multimodales. Il vise à fournir des informations qualitatives et quantitatives sur la formation de nouveaux os, en améliorant la rigueur et la validité des investigations fondamentales et précliniques.

Caractérisation complète de la minéralisation tissulaire dans un modèle ex vivo

Nous proposons un protocole pour évaluer la régénération osseuse à différents niveaux hiérarchiques. Cette approche multimodale permet une analyse structurelle sur différentes échelles de longueur, répondant efficacement aux défis de la préparation de l’échantillon. Il offre également un flux de travail fiable pour évaluer l’efficacité des biomatériaux dans la promotion de la régénération osseuse.

Approche multimodale pour évaluer la régénération osseuse et la performance de l’échafaudage

Découvrez la fabrication de modèles osseux avec micro-canaux pour améliorer l'absorption cellulaire par action capillaire. Cette technique avance la médecine régénérative pour les défauts osseux crâniens et maxillo-faciaux.

Modèles distinctif action capillaire par des micro-canaux en os comme peuvent améliorer le recrutement des cellules pour la restauration de la Grande Bony Défaut (Vidéo) | JoVE Journal

Modèles distinctif action capillaire par des micro-canaux en os comme peuvent améliorer le recrutement des cellules pour la restauration de la Grande Bony Défaut

Explorer plus de vidéos