Un nuevo hidrogel inyectable que contiene polieteretercetona para la regeneración ósea en la región craneofacial

Scientific Reports volumen 13, número de artículo: 864 (2023) Citar este artículo

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La polieteretercetona (PEEK) es un material orgánico introducido como alternativa a los implantes de titanio. Los hidrogeles inyectables son el método más prometedor para la regeneración ósea en la cavidad bucal para rellenar los defectos con formas y contornos irregulares de forma conservadora. En el estudio actual, se sintetizaron hidrogeles inyectables de aldehído-celulosa nanocristalina/fibroína de seda (ADCNC/SF) que contienen PEEK y se evaluó su capacidad de regeneración ósea. La estructura, la interacción intermolecular y la reacción entre los componentes se evaluaron en la estructura del hidrogel. La citocompatibilidad de los armazones fabricados se evaluó en células madre de pulpa dental humana (hDPSC). Además, la capacidad de osteoinducción de los hidrogeles ADCNC/SF/PEEK en hDPSC se evaluó mediante PCR en tiempo real, transferencia Western, tinción con rojo de alizarina y actividad ALP. La formación ósea en defectos de tamaño crítico en el cráneo de ratas se evaluó histológica y radiográficamente. Los resultados confirmaron la fabricación exitosa del hidrogel y su capacidad de inducción osteogénica en hDPSC. Además, en la fase in vivo, la formación ósea fue significativamente mayor en el grupo ADCNC/SF/PEEK. Por lo tanto, la regeneración ósea mejorada en respuesta a los hidrogeles cargados con PEEK sugirió su potencial para regenerar la pérdida ósea en la región craneofacial, rodeando explícitamente los implantes dentales.

En las últimas décadas, la ingeniería del tejido óseo ha proporcionado una alternativa prometedora para la reconstrucción de defectos óseos en la región craneofacial1,2,3. Los defectos óseos en esta zona se producen debido a anomalías congénitas, infecciones y posterior resorción ósea por traumatismos, resección tumoral y extracción dentaria4,5. Estos defectos afectan significativamente la calidad de vida de los pacientes y deben tratarse para recuperar la función y la estética maxilofacial6,7.

Las estructuras óseas dinámicas exhiben notables capacidades regenerativas para reconstruir defectos más pequeños que el tamaño crítico. Los defectos de tamaño crítico no tienen capacidad de autocuración y necesitan una intervención de reconstrucción adicional8. Los enfoques convencionales para tratar este tipo de defectos óseos, como los injertos óseos autólogos/alógenos y las prótesis metálicas, están limitados por la morbilidad y la escasez de sitios donantes, la posibilidad de reabsorciones y la complicada fabricación y conformación para rellenar defectos irregulares9,10. Debido a estas limitaciones, los enfoques de ingeniería de tejido óseo con hidrogeles poliméricos 3D biodegradables y biocompatibles pueden considerarse candidatos potenciales para aumentar la eficacia de los protocolos de tratamiento al mejorar la proliferación y diferenciación de las células madre. Las propiedades similares de los hidrogeles a la matriz extracelular (MEC) ósea nativa y la entrega de factores osteogénicos son las características principales que hacen que un hidrogel sea adecuado para la regeneración ósea. Otra característica esencial a considerar es la inyectabilidad de estos hidrogeles, que proporciona un amplio abanico de ventajas respecto a los hidrogeles prefabricados11,12,13. Estos hidrogeles inyectables demuestran un soporte excepcional para la infiltración, unión, proliferación y diferenciación de células madre cuando se fabrican con polímeros y sustancias adecuados. Además, el fácil manejo, la administración mínimamente invasiva y el cumplimiento de los defectos óseos de forma irregular son las ventajas de estos hidrogeles inyectables en la aplicación clínica además de la comodidad de los pacientes14,15,16,17,18.

Se han aplicado diversos biomateriales para reconstruir tejido óseo dañado y perdido19,20,21. La polieteretercetona (PEEK) es un polímero orgánico y sintético prometedor con una estructura semicristalina. Se ha vuelto más popular debido a su alta biocapacidad, radiolucidez y elasticidad similar al hueso natural en comparación con materiales metálicos como el titanio (Ti)22,23,24. Además, según los informes, los implantes de titanio y sus aleaciones han mostrado liberación de iones metálicos, osteólisis, alergenicidad y corrosión del metal durante la reconstrucción de defectos óseos en la región craneofacial25,26. La aplicación de PEEK en diferentes sustratos y materiales desde hace más de 40 años avala sus grandes capacidades para la aplicación de biomateriales. Como polímero de alto rendimiento, PEEK presenta una excelente resistencia química, una alta temperatura de fusión de 340 °C, una resistencia superior a la radiación y la esterilización, un alto módulo de elasticidad de 3,7 a 4,0 GPa y una alta resistencia a la tracción de 103 MPa27. Entre los materiales protésicos, el PEEK se utiliza ampliamente como componente debido a su buena estabilidad al calor y propiedades mecánicas similares a las del hueso natural. Estas propiedades ayudan a los compuestos basados ​​en PEEK a promover la regeneración ósea y retrasar la resorción ósea adyacente28. Se ha fabricado una amplia gama de implantes espinales a partir de PEEK, incluidas jaulas, varillas y tornillos, que están diseñados para permanecer rígidos mientras los huesos se fusionan gradualmente29,30,31,32. Las características más notables del PEEK, que lo convierten en un buen material en la región craneofacial, incluyen, entre otras, excelentes propiedades mecánicas, radiolucidez natural y transformación de calor reducida19,33. Además, existen varias pruebas sobre la reducción de la osteólisis, el aumento de la formación ósea y el apoyo a la mineralización inicial alrededor de los implantes de PEEK19. Sin embargo, algunos estudios demostraron que este sustrato no es tan bioactivo como el Ti; por lo que sugirieron la incorporación de PEEK con otros materiales22,34,35.

Debido a sus importantes características, la fibroína de seda (SF) es un biopolímero apropiado para sintetizar hidrogeles. Sin embargo, este material indica menor resistencia mecánica, lo que podría solucionarse mediante reticulación con otros materiales36. Los nanocristales de celulosa son polisacáridos naturales con notables propiedades fisicoquímicas, que convierten a esta sustancia en un potente agente reforzante para aplicaciones biomédicas, especialmente en ingeniería de tejido óseo37.

Aunque diferentes estudios demuestran las características notables de los materiales basados ​​en PEEK, no hubo estudios que evaluaran los hidrogeles inyectables que contienen PEEK con un comportamiento de gelificación in situ para mejorar la capacidad osteogénica de este material para la regeneración ósea. Por lo tanto, en el estudio actual, se sintetizaron hidrogeles de aldehído-celulosa nanocristalina/fibroína de seda/PEEK (ADCNC/SF/PEEK) y se evaluó su capacidad de osteogénesis tanto in vitro como in vivo.

La fabricación exitosa de este hidrogel y su estructura porosa se caracterizó mediante espectroscopía infrarroja por transformada de Fourier (FTIR), análisis termogravimétrico (TGA) y microscopía electrónica de barrido (SEM). En la fase in vitro, la citocompatibilidad de los hidrogeles fabricados se evaluó mediante el ensayo de bromuro de 3'(3-[4,5-dimetiltiazol-2-il]-2,5 difenil tetrazolio) (MTT) en células madre de pulpa dental humana (hDPSC). ). Las HDPSC son células estromales multipotentes de fácil acceso extraídas del tejido pulpar con alta eficiencia y baja morbilidad. Se pueden criopreservar de forma segura para utilizarlos en ensayos clínicos. Como osteoblastos, estas células pueden sintetizar fragmentos de tejido óseo tejido en 3D y diferenciarse sinérgicamente en endoteliocitos y osteoblastos. Estas células madre mesenquimales parecen tener privilegios inmunológicos, ya que pueden injertarse en tejidos alogénicos y ejercer efectos antiinflamatorios38. La diferenciación osteogénica de estas células en hidrogeles fabricados también se midió mediante tinción con rojo de alizarina, actividad de fosfatasa alcalina (ALP), PCR en tiempo real y transferencia Western para los marcadores relacionados. Además, el hueso recién formado en un defecto craneal de rata de tamaño crítico se evaluó mediante histología y tomografía computarizada de haz cónico (CBCT).

Los tiempos de gelificación promedio de los hidrogeles ADCNC/SF con y sin PEEK fueron (63,21 ± 6,35 s) y (83,10 ± 9,21 s) respectivamente, lo que no mostró una diferencia estadísticamente significativa.

Los espectros FTIR de ADCNC, SF, PEEK, ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK se muestran en la Fig. 1. El espectro FTIR de fibroína de seda mostró fuertes bandas de absorción a 1540 cm-1 y 1244 cm-1 (amida II y III), 1660 cm-1 (estiramiento de amida I, CO y CN), 3300 cm-1 (estiramiento de NH), respectivamente. Las bandas en 1500–1300 cm−1 y 1100–900 cm−1 también podrían estar relacionadas con las regiones de flexión CH y estiramiento esquelético, respectivamente. Además, la banda observó la secuencia -gly-gly- de la cadena de fibroína de seda a 1016 cm-1. El espectro FTIR del PEEK reveló el pico de vibración de estiramiento asimétrico para R – O – R a 1217,06 cm-1, el pico de vibración de la estructura del anillo aromático a 1593,49 cm-1 y 1485,73 cm-1, el pico de vibración de estiramiento para C=O a 1648 cm-1; y pico de vibración de estiramiento simétrico para R – CO – R a 925,29 cm −1. Además, el pico en 835,27 cm-1 y 765,07 cm-1 se puede atribuir a los picos de absorción de vibración de flexión para C – H fuera del plano del anillo de benceno. La sustitución de la posición para del anillo aromático se observó a 836,92 cm-1. En el espectro de ADCNC, la vibración simétrica a ~ 1742 cm-1 puede corresponderse con la formación hemiacetal de grupos aldehído libres de AD-CNC. Después de preparar el hidrogel ADCNC/SF, se observó un nuevo pico de absorción a 1680 cm-1 debido a la reticulación química entre los grupos amino de SF y los grupos dialdehído de ADCNC. Además, la presencia de un nuevo pico a 1648 cm-1 confirmó la incorporación exitosa de PEEK en el andamio ADCNCs/SF.

Espectros FTIR de ADCNC, SF, PEEK, ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK.

Los resultados del análisis termogravimétrico de los hidrogeles ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK se muestran en la Fig. 2. Las curvas TGA de los hidrogeles muestran una pérdida de peso en tres etapas. La primera etapa (30–210 °C) está relacionada con la pérdida de agua absorbida y unida, aproximadamente un 6% de pérdida de peso para los hidrogeles ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK. La segunda etapa, 210-310 °C, se debe a la degradación de ADCNC y SF con una pérdida de peso del 37%. El tercer paso de pérdida de peso corresponde a la disociación o reordenamiento de la cadena. Según la literatura previa, la adición de compuestos minerales como PEEK aumenta el peso residual de la degradación térmica, lo que representa una mejor estabilidad térmica39,40,41.

Curvas TGA de ADCNCs/SF y ADCNCs/SF/PEEK.

Los comportamientos reológicos de los hidrogeles desarrollados se llevaron a cabo mediante reología oscilatoria. En función de la frecuencia angular, la asociación de almacenamiento (G′) y módulo de pérdida (G″) de los hidrogeles se caracterizó en la Fig. 3. Los comportamientos reológicos estarán influenciados principalmente por los enlaces covalentes entre los grupos amino de SF y aldehído. funcionalidad, enlaces electrostáticos y de hidrógeno entre SF y ADCNC, y el refuerzo en la red42. Los resultados mostraron que G'' era menor que G′ para los hidrogeles SF/ADCNC que contenían PEEK, lo que afirma una red reticulada estable mejorada rápidamente con el contenido de PEEK. Además, se observó la buena compatibilidad interfacial entre SF, ADCNC y PEEK porque SF/ADCNC/PEEK ofrecía una magnitud de G′ 1,1 veces mayor en comparación con SF/ADCNC.

Barrido de frecuencia de hidrogeles ADCNCs/SF y ADCNCs/SF/PEEK.

Los resultados del estudio de degradación mostraron la reducción de la tasa de degradación en los hidrogeles ADCNC/SF/PEEK debido a la disminución en la movilidad de las cadenas de la red, lo que lleva a una baja penetración de las moléculas de agua en la estructura del hidrogel. Por lo tanto, los hidrogeles ADCNC/SF/PEEK tuvieron una tasa de degradación más lenta que los hidrogeles ADCNC/SF (Fig. 4A).

(A) Perfil de degradación in vitro de ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK. (B) Grado de hinchazón de los hidrogeles ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK. Los datos se expresan como media ± desviación estándar (n = 3).

Como se señaló en estudios previos, las propiedades de hinchamiento de los hidrogeles dependen principalmente de la capacidad hidrófila de los grupos funcionales, la cristalinidad y la resistencia mecánica43. En este sentido, los resultados indicaron que el hinchamiento de los compuestos de hidrogel se había alcanzado hasta el equilibrio de hinchamiento de los compuestos de hidrogel 12 h después de sumergirlos en PBS (Fig. 4B). Este hallazgo sugirió las características de rápida hinchazón del hidrogel. La relación de hinchamiento del hidrogel ADCNC/SF fue estadísticamente mayor que la de los hidrogeles ADCNC/SF/PEEK, lo que confirma que la adición de PEEK como material de refuerzo influyó en la cristalinidad de la matriz. Por otro lado, la relación de hinchamiento disminuyó a medida que se incorporó el PEEK debido a su alta cristalinidad e hidrofobicidad.

La morfología del polvo de PEEK en una imagen de bajo aumento mostró que las partículas de PEEK tienen una forma casi esférica (Fig. 5a). La imagen de gran aumento reveló que la superficie de las partículas era relativamente rugosa (Fig. 5b). El composite presentó estructuras porosas interconectadas (Fig. 5c). La morfología de los andamios ADCNC / SF / PEEK con mayor aumento se muestra en la Fig. 5d. Las evaluaciones SEM demostraron un andamio poroso homogéneo. Además, SEM reveló la adhesión de hDPSC a la estructura del andamio (Fig. 5e).

Imagen MEB. (a) partículas de PEEK con bajo aumento, (b) partículas de PEEK con gran aumento, (c y d) hidrogel ADCNC/SF/PEEK; (e) Células madre de pulpa dental humana en hidrogeles fabricados.

La proliferación de las hDPSC se determinó mediante el ensayo MTT 1, 3 y 5 días después de la siembra en hidrogeles ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK. En comparación con el grupo de control (células sin hidrogeles), la viabilidad de las hDPSC aumentó en todos los grupos (Fig. 6). Además, la proliferación de hDPSC sembradas en hidrogeles aumentó con el tiempo. En otras palabras, la proliferación de hDPSC aumentó significativamente de manera dependiente del tiempo. Generalmente, 3 y 5 días después de la siembra de células madre en hidrogeles ADCNC/SF/PEEK, se observó un aumento significativo en el valor de OD.

El ensayo MTT indicó la citocompatibilidad de los armazones sintetizados. La proliferación de hDPSC sembradas en hidrogeles aumentó con el tiempo. Esta proliferación aumentó significativamente los días 3 y 5 después de la siembra de células madre en hidrogeles. Control: DPSC sin hidrogeles enfrentados, ADCNC/SF: DPSCS sembradas en hidrogel sin PEEK, ADCNC/SF/PEEK: DPSCS sembradas en hidrogel que contiene PEEK (*P < 0,05).

La actividad de la enzima ALP se midió siete días después de la siembra de hDPSC en hidrogeles. Según los resultados, la expresión de esta enzima aumentó significativamente en los grupos ADCNC/SF/PEEK en comparación con ADCNC/SF y los grupos control (P <0,00). La actividad de ALP en los grupos experimentales fue de 123,428, 228,5933 y 261,47 (UI/mg de proteína) en los grupos control, ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK, respectivamente (Fig. 7.A).

(A) La actividad de la fosfatasa alcalina aumentó significativamente en ambos hidrogeles fabricados en comparación con el grupo de control (B) Se realizó tinción con rojo de alizarina para detectar la acumulación de calcio en hDPSC. En comparación con el control, la intensidad del color rojo fue significativamente mayor en los hidrogeles ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK. Además, agregar PEEK a la columna vertebral del andamio mostró una mineralización drásticamente alta en comparación con el grupo de control. Control: DPSC sin hidrogeles enfrentados, ADCNC/SF: DPSCS sembradas en hidrogel sin PEEK, ADCNC/SF/PEEK: DPSC sembradas en hidrogel que contiene PEEK (*P < 0,05).

La deposición de calcio de hDPSC en hidrogel inyectable que contiene partículas de PEEK aumentó significativamente, lo que se detectó mediante las tinciones rojas en el ensayo de tinción Alizarin Red S (Fig. 7B).

La influencia de los hidrogeles sintetizados en la osteogénesis de las HDPSC se analizó mediante la expresión de marcadores osteogénicos, incluidos Runx2, osteocalcina (OCN) y COL1α1, tanto a nivel de genes como de proteínas. Según los resultados, las células sembradas en ADCNC/SF/PEEK tenían niveles de expresión de ARNm más altos (Fig. 8A). Esta diferencia fue significativa en comparación con los ADCNC/SF y los grupos de control en todos los genes evaluados. El análisis de transferencia Western también reveló que el componente ADCNC/SF/PEEK condujo a una marcada regulación positiva en la expresión de las proteínas Runx2, COL1α1 y OCN (Fig. 8B). Como se muestra, los resultados de la transferencia Western fueron consistentes con los datos de la PCR. Los resultados demostraron que la presencia de partículas de PEEK en el hidrogel indujo la expresión de genes y proteínas osteogénicas en hDPSC y promovió su diferenciación en osteoblastos.

(A) Los niveles de expresión de los genes Runx2, OCN y COL1A1 en hDPSC sembradas en hidrogeles sintetizados después de 14 días aumentaron drásticamente. (B) La transferencia Western evaluó la secreción de los mismos factores en los niveles de proteína después de 7 días. La siembra de hDPSC en los hidrogeles sintetizados también aumentó la expresión de los marcadores osteogénicos evaluados en los niveles de proteína. Control: DPSC sin hidrogeles, ADCNC/SF: DPSC sembradas en hidrogel ADCNC/SF, ADCNC/SF/PEEK: DPSC sembradas en hidrogel que contiene PEEK (*P < 0,05).

Se realizó un análisis CBCT para evaluar la formación ósea en el área del defecto 8 semanas después de la implantación de los hidrogeles. El volumen total de formación ósea en los defectos de tamaño crítico fue de 28,59 ± 7,5990 mm3, mientras que estas cantidades fueron de 38,15 ± 11,63 mm3 y 52,5 ± 7,8 mm3 en los grupos ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK, respectivamente. Las diferencias entre los grupos estudiados fueron significativamente mayores en los hidrogeles ADCNC/SF/PEEK en comparación con el grupo control (Fig. 9).

Los hidrogeles inyectables ADCNC/SF/PEEK aumentaron drásticamente la formación de hueso después de 8 semanas, como lo demuestra la CBCT. El cierre casi completo se produjo en el grupo ADCNC/SF/PEEK, mientras que el grupo ADCNC/SF causó menos volumen óseo en el área del defecto. Se midió el volumen óseo (mm3) en los sitios de defectos de todas las muestras. La diferencia significativa fue entre los grupos ADCNC/SF/PEEK con control. Control: defectos óseos de tamaño crítico sin ningún tratamiento, ADCNCs/SF: defectos óseos de tamaño crítico rellenos con hidrogel sin PEEK, ADCNCs/SF/PEEK: defectos óseos de tamaño crítico rellenos con hidrogel que contiene PEEK (*P < 0,05).

Ocho semanas después de la cirugía, no se observaron reacciones inflamatorias o infecciosas graves en los grupos. La tinción con hematoxilina y eosina (H&E) en las muestras del grupo control identificó hueso laminar ocupado por osteocitos maduros y médula ósea alrededor del defecto. El borde del defecto óseo era claramente detectable en la sección del tejido, mientras que alrededor del defecto óseo se observaron algunas células osteoblásticas. Este grupo no tuvo una regeneración ósea significativa (Fig. 10A). En el grupo ADCNC/SF, se inició la formación de hueso nuevo en el área de inyección en el defecto óseo. Alrededor del área del defecto se presentaron algunas espículas óseas con mineralización central rodeadas de osteoblastos. El tejido conectivo que contiene fibroblastos y nuevos vasos sanguíneos proporcionó el proceso de curación en diferentes partes de este grupo. Se observaron algunas células inflamatorias en el tejido conectivo; sin embargo, no hubo signos evidentes de inflamación en las ratas. En este grupo se presentó una regeneración ósea moderada, mientras que la mayor parte del tejido relleno fue tejido conectivo (Fig. 10B). En el grupo que contenía PEEK, se notó el progreso de una mayor formación de hueso nuevo. El área del defecto estaba llena de muchas áreas microquísticas que contenían la fase primaria de formación ósea. Este grupo no tenía regiones libres de células y todo el defecto estaba lleno de tejido regenerativo. Se presentaron áreas de etapas primarias y avanzadas de formación ósea. Se identificó la ligera formación de la matriz ósea. Alrededor de las espículas óseas se detectaron varios osteoblastos. En algunas áreas, la matriz maduró y la deposición de minerales formó un hueso nuevo pero maduro que contenía células osteoides. Se observó tejido conectivo que contenía fibroblastos, mientras que no hubo evidencia de reacciones a cuerpos extraños (Fig. 10C).

Histología de muestras. (A) Defectos óseos de tamaño crítico sin tratamiento: se identificó un defecto óseo en la parte central de la sección. Alrededor del defecto óseo se pudo detectar hueso maduro que contenía la médula ósea (A). (B) Defectos óseos de tamaño crítico rellenos con hidrogel sin PEEK (ADCNC/SF): el área principal de defectos óseos se rellenó con tejido conectivo y fibroso (FT). En algunas partes (B) se observaron espículas óseas con mineralización central. (C) Defectos óseos de tamaño crítico rellenos con un hidrogel que contiene PEEK (ADCNC/SF/PEEK): varias áreas microquísticas que contienen la fase primaria de calcificación (A) y varias islas de formación de hueso nuevo (B) estaban presentes en el área de curación . Las flechas negras muestran osteoblastos alrededor de las espículas óseas. La cavidad se llenó con tejido regenerativo, incluido tejido fibroso (FT) y matriz ósea. El hueso maduro que contiene osteoblastos (círculos negros) es evidente en la parte superior derecha de la sección.

Durante las últimas décadas, la aplicación de hidrogeles inyectables para reconstruir defectos óseos con tamaño y forma irregulares ha atraído una gran atención. El objetivo del estudio actual fue desarrollar un hidrogel inyectable que contenga PEEK para regenerar defectos óseos de tamaño crítico en la región craneal. Estos defectos quirúrgicamente desafiantes deben manejarse cuidadosamente para reconstruir el área perdida y lograr la función y la estética deseadas. Los hidrogeles inyectables que se forman in situ son enfoques prometedores que pueden proporcionar un fácil manejo, una distribución fácil y homogénea del hidrogel en defectos irregulares y grandes antes de la gelificación completa del hidrogel. Además, estos materiales son mínimamente invasivos, lo que reduce la necesidad de realizar grandes incisiones que causan comodidad al paciente, formación de cicatrices e infección44,45.

Según los resultados del estudio actual, los hidrogeles inyectables que se forman in situ proporcionan estructuras porosas interconectadas. Esta estructura ofrece una superficie adecuada para la adhesión celular y la distribución de nutrientes y desechos42. La no toxicidad de los hidrogeles fabricados es otro factor crítico para el desarrollo de biomateriales. La citocompatibilidad del hidrogel desarrollado en este estudio se confirmó mediante el ensayo MTT. Además, la capacidad osteoinductiva de este hidrogel se observó tanto en la fase in vitro como en la fase in vivo.

PEEK puede considerarse un candidato principal para la sustitución de implantes metálicos debido a sus propiedades mecánicas y químicas. Sin embargo, en algunas publicaciones se describe como una sustancia de biointernet, lo que puede ser un obstáculo para sus aplicaciones biológicas y clínicas29,46,47. Algunos estudios demostraron que este material no podía inducir tanta proliferación como otros materiales similares como el titanio19,48. Sin embargo, esta escasez está intentando cubrirse mediante la modulación de superficie. Según las evidencias, la morfología y proliferación celular están directamente afectadas por la rugosidad superficial de los materiales49. Los investigadores han demostrado que la rugosidad moderada del PEEK proporcionaba una unión celular significativamente mejor50,51. Además, algunos estudios demostraron que la topografía juega un papel más importante en la unión celular que la composición química51,52,53. Por lo tanto, la adhesión y proliferación celular parecen verse afectadas no sólo por la composición química sino también por la topografía de los sustratos. PEEK ha mostrado efectos proliferativos en diferentes líneas celulares54. Además, una revisión sistemática mostró una mejor adhesión, proliferación, biocompatibilidad y osteogénesis en la superficie de los materiales de implantes PEEK22. En el estudio actual, los hidrogeles ADCNC/SF/PEEK fabricados no tuvieron ninguna citotoxicidad en las hDPSC. Las HDPSC en hidrogeles fabricados proporcionaron una mejor proliferación celular en comparación con el grupo de control. Además, agregar PEEK en la columna vertebral de ADCNC/SF afectó positivamente a esas células. Estos resultados mostraron que la rugosidad de la superficie del PEEK podría considerarse una ventaja para la proliferación celular. Se lograron resultados similares mientras que la rugosidad de la superficie aumentó en presencia del PEEK55.

Para evaluar la respuesta de las hDPSC a los hidrogeles fabricados, se realizaron pruebas de ALP, AlZ, PCR en tiempo real y Western blot. La ALP ha sido conocida como un marcador temprano de diferenciación osteo/odontogénica que es esencial para la siguiente mineralización. El mecanismo subyacente está relacionado con la hidrolización del éster de fosfato con Alp como factor de transcripción que puede promover la diferenciación de osteoblastos56,57. Las cantidades aumentadas del nivel de fosfato secretado en los grupos ADCNC/SF y ADCNC/SF/PEEK en comparación con el grupo de control demostraron la mayor secreción de este marcador de diferenciación temprana. La evaluación de hidrogeles basados ​​en nanocristales de celulosa también mostró un mayor nivel de actividad Alp en las líneas celulares MC3T3-E158,59.

La tinción con rojo de alizarina se aplicó para evaluar el potencial de mineralización de los hidrogeles desarrollados en hDPSC. En este ensayo, la tinción positiva y el color rojo intenso indican depósito de fosfato cálcico y mineralización37. Los hidrogeles que contienen PEEK demostraron valores de DO más altos que los ADCNC/SF y el grupo de control, lo que sugirió un mayor potencial de mineralización de los hidrogeles ADCNC/SF/PEEK. Las matrices aniónicas en la estructura de armazón están unidas a los iones de calcio secretados para la formación de nichos de nucleación42. Los otros estudios evaluaron la deposición de calcio en hidrogeles de fibroína de seda y nanocristales de celulosa en células mesenquimales de la médula ósea humana y sugirieron que esta columna vertebral elevaba la deposición de calcio y la formación de citoesqueleto37,60,61.

Los genes de osteogénesis y la expresión de proteínas se midieron mediante técnicas de PCR en tiempo real y Western blot en los grupos estudiados. La expresión de tres marcadores osteogénicos específicos (Runx2, OCN y Col1α1) se midió tanto en niveles de genes como de proteínas en hDPSC expuestas a hidrogeles fabricados. La evaluación de estos marcadores reveló una mayor expresión en células con ADCNCS/SF y ADCNCS/SF/PEEK. Estos resultados sugirieron la gran capacidad de inducción osteogénica del hidrogel fabricado para aplicaciones de regeneración ósea. Hay dos fases en la formación natural del hueso: osificación endocondral e intramembranosa. El primero requiere plantillas de cartílago, mientras que el segundo ocurre debido a la condensación mesenquimatosa. La diferenciación de células madre mesenquimales a osteoblastos implica diversos factores de transcripción y señalización36,62. Por ejemplo, la expresión de Runx2 es obligatoria para diferenciar las células madre mesenquimales en el fenotipo osteoblástico63. Por lo tanto, las cantidades más altas de este marcador en ADCNCS/SF y ADCNCS/SF/PEEK en comparación con el grupo de control sugirieron un mayor potencial osteogénico de las hDPSC después de la exposición a hidrogeles fabricados.

El otro factor expresado en células madre mesenquimales inmaduras y preosteoblastos es Col1α1. Mientras tanto, la osteocalcina es el otro marcador que se supone que se incrusta en la matriz ósea y forma los osteocitos64,65. Se informó un mayor potencial osteogénico de las células madre mesenquimales de la médula ósea mientras se sembraban en hidrogeles de quitosano/fibroína de celulosa de seda. Los autores aclararon que los grupos funcionales del hidrogel facilitan la formación de apatita en la matriz extracelular60. Liu y cols. indicó la capacidad de diferenciación osteoblástica de las células madre mesenquimales de la médula ósea en construcciones 3D de PEEK66. Algunos estudios sugirieron una mayor capacidad osteogénica del PEEK al ser incorporado o modificado por diferentes sustancias19,22,24,48. La columna vertebral de ADCNC/SF contribuye en gran medida a mejorar las propiedades biológicas de este material. Por lo tanto, la estructura apropiada de los hidrogeles fabricados facilitó la diferenciación osteogénica de las DPSC. Esta mayor expresión se observó incluso en los niveles de proteína en diferentes estudios que utilizaron estructuras y materiales de columna vertebral similares37,67.

En este estudio, utilizamos modelos de ratas para determinar la formación de hueso en defectos óseos de tamaño crítico. Se realizó un análisis CBCT y se utilizó un software de simulación para evaluar la reconstrucción 3D y el volumen óseo. Además, se realizaron tinciones H&E en muestras de hueso. El hueso recién formado se observó en ambos grupos experimentales que contenían el hidrogel. El procedimiento de curación fue superior en esos grupos en comparación con los defectos óseos de tamaño crítico sin ningún tratamiento. Estos hallazgos sugirieron el microambiente apropiado de los hidrogeles para la regeneración ósea. Los efectos positivos del biomaterial basado en nanocristales de celulosa o la regeneración del tejido óseo se informaron previamente37,60. Además, se ha demostrado que la incorporación de andamios a base de fibroína de seda con cerámica y otras moléculas bioactivas mejoraba la expresión de marcadores osteogénicos y elevaba la regeneración ósea en defectos óseos68. El estudio actual incorporó fibroína de seda con celulosa nanocristalina y PEEK como un hidrogel inyectable que forma in situ. Aunque no evaluamos las propiedades biomecánicas del hueso recién formado, nuestros resultados confirmaron la inducción osteogénica deseable para la regeneración de defectos craneales de tamaño crítico. Para futuros estudios se necesitan más investigaciones sobre la optimización de este andamio para áreas que soportan carga, como las mandíbulas, considerando más grupos de estudio, incluidos los implantes ortopédicos basados ​​en PEEK.

El Centro de Investigación del Gusano de Seda (Gilan, Irán) obtuvo capullos de seda de Bombyx mori (B. Mori). El polvo de celulosa microcristalina (MCC) fue amablemente donado por Zahravi Pharmaceutical Company (Irán). El peryodato de sodio (NaIO4), el dimetilsulfóxido (DMSO), el bromuro de litio (LiBr), el carbonato de sodio (Na2CO3) y la bolsa de diálisis (MWCO = 3000 y 12 000 Da) se adquirieron de Sigma-Aldrich Co. (St Louis, MO, EE. UU.) ). PEEK también se adquirió de Merck (tamaño medio de partícula 80 micrones, GF75065755).

Los capullos de gusano de seda se cortaron en pedazos y luego se desgomaron durante 30 minutos en una solución hirviendo de Na2CO3 para eliminar las proteínas sericina. Luego, las muestras se enjuagaron minuciosamente, se desionizaron con agua varias veces y se secaron al aire durante la noche. A continuación, las muestras se empaparon en bromuro de litio 9,3 M (1 g en 4 ml) durante 4 h a 60 °C y luego se dializaron (3 kDa MWCO) para eliminar LiBr durante 4 días. La solución obtenida se centrifugó para eliminar los residuos residuales para su uso posterior.

La solución de CNC se preparó según nuestro trabajo anterior69,70. Después de eso, la reacción de la solución CNC con la solución NaIO4 (300 µg/mL) se realizó en condiciones de oscuridad durante 8 h. Para finalizar la respuesta, se agregaron 600 µl de etilenglicol a la solución y luego la solución se dializó para su posterior purificación. El producto final se liofilizó para obtener el polvo de ADCNC.

Para este propósito, las soluciones preparadas de fibroína de seda (~ 7%) y ADCNC (~ 0,5% en peso) se transfirieron a dos barriles y luego se inyectaron en un molde, y luego se mantuvieron durante 30 minutos para obtener el hidrogel (Fig. 11.A). ). El hidrogel se preparó utilizando una jeringa de doble cilindro con una aguja de calibre (21 G). Para el hidrogel que contiene PEEK, se añadió el polvo (10% en peso) a la solución de ADCNC.

(A) Hidrogel inyectable ADCNC/SF/PEEK. (B) Defecto óseo de tamaño crítico (8 mm) en cráneo de rata (C) ADCNCs/SF/PEEK hidrogel en defecto creado (D) Cierre de incisión.

Calculamos el contenido de aldehído para evaluar el grado de oxidación de los ADCNC71,72. Primero, se agregaron 2 ml de solución de clorhidrato de hidroxilamina (0,35 M) a 1 ml de solución de ADCNC (pH = 5,0) y luego se agitó durante 8 h a 55 °C. Los valores de alimentación de la solución de NaOH (0,5 M) se registraron como Vc y Vb para la titulación de ADCNC y CNC. El peso molecular de los ADCNC es de aproximadamente 162 g/mol. Luego, el contenido de aldehídos se estimó mediante la siguiente ecuación:

donde m es el peso seco (g) de la muestra de ADCNC.

En este estudio se utilizó el dispositivo TGA (TGA/SDTA 851/Mettlear Toledo, España) bajo atmósfera de nitrógeno (20 ml/min). El rango de temperatura fue de 30 °C a 600 °C a una velocidad de calentamiento de 10 °C/min. En gránulos de KBr comprimidos, los espectros FTIR de los hidrogeles se registraron con una resolución (4,0 cm-1) y 16 exploraciones por minuto mediante Bruker Tensor 27. El rango del número de onda se estableció entre 400 y 4000 cm-1. Para calcular el tiempo de gelificación se consideró la prueba del tubo invertido.

El análisis de la prueba de barrido de frecuencia se completó con un rango de frecuencias de 1 a 100 rad/s y una deformación regular de ɤ = 0,01. Se evaluaron la viscosidad dinámica, el módulo de almacenamiento (G′) y el módulo de pérdida (G″).

Los hidrogeles se empaparon en 20 ml de solución salina tamponada con fosfato (PBS, pH = 7,4). Luego, las muestras se colocaron en una incubadora con agitación a 37 °C. Después de intervalos de tiempo predeterminados (1, 2, 4, 6 y 8), se retiraron los trozos del medio y se secaron al vacío. La degradación se cuantificó utilizando la siguiente ecuación:

donde Wi es la masa de polímero seco inicial y Wf es la masa de polímero seco a la vez.

Para evaluar la capacidad de hinchamiento de los hidrogeles, las muestras especificadas se sumergieron en agua desionizada a 37 °C. En resumen, al principio se midió el peso seco de los hidrogeles (Wd) y luego se pesaron los hidrogeles hinchados después de 1, 6, 12, 24, 48, 72 y 96 h (Ws). El grado de hinchazón (DE) se registró según la ecuación:

Las HDPSC se adquirieron en la Universidad Shahid Beheshti y se cultivaron en medio Eagle modificado por Dulbecco con alto contenido de glucosa (DMEM/HG; número de catálogo: 31600083; Gibco; EE. UU.) que contenía un 10 % de suero bovino fetal (FBS; Gibco) y un 1 % de penicilina/estreptomicina. (Gibco, Estados Unidos). Después de alcanzar una confluencia del 80%, las células se tripsinizaron (Gibco, Singapur) y se sembraron en soportes esterilizados para pruebas in vitro.

La morfología y la estructura de la superficie de los andamios ADCNCS/SF/PEEK con y sin hDPSC se evaluaron mediante SEM tres días después de la siembra. Antes de la evaluación, las hDPSC se fijaron en glutaraldehído al 2,5 % en los andamios como se describió recientemente73. Después de la fijación, los hidrogeles que contenían hDPSC se deshidrataron utilizando una serie graduada de concentraciones de alcohol (50, 70, 90 y 100%)74. Posteriormente, se cortaron estructuras con y sin células madre en tres muestras y se recubrieron con una gruesa capa de oro. Para caracterizar estas muestras, se aplicó FE-SEM 1430 vp (MIRA3 FEG-SEM—Tescan, checo).

Los efectos de los andamios sintetizados sobre las hDPSC se evaluaron mediante el ensayo MTT. Brevemente, se sembraron 5 x 103 células en andamios ADCNC/SF y ADCNCS/SF/PEEK en las placas de 96 pocillos. Las hDPSC se cultivaron sin andamios en la superficie de poliestireno de tres pocillos en la misma placa y se consideraron como un grupo de control. Después de 1, 3 y 5 días, se agregaron 50 μL de solución de bromuro de 3-(4,5-Dimetiltiazol-2-il-2,5-difeniltetrazolio) (Invitrogen, Carlsbad, CA, EE. UU.) (5 mg/mL). al medio y después de la incubación durante 4 h a 37 °C y 5% CO2; el medio se reemplazó por 100 μl de DMSO y el cambio de color de la solución de cristales de formazán púrpura se midió mediante un lector de microplacas (BioTek, EE. UU.) en la longitud de onda de 570 nm.

La acumulación de calcio de hDPSC sembradas en hidrogeles ADCNCS/SF y ADCNCS/SF/PEEK se midió utilizando tinción con rojo de alizarina para determinar la mineralización de estas células. Se sembraron 5 x 105 células en los hidrogeles sintetizados, que se colocaron en placas de 6 pocillos de la siguiente manera; se llenaron tres pocillos con hidrogeles ADCNCS/SF, tres pocillos se llenaron con ADCNCS/SF/PEEK y tres pocillos contenían hDPSC sin andamios, que se consideró como el grupo de control. Después de catorce días, las células se fijaron con paraformaldehído al 2% (Sigma-Aldrich Co.) y se lavaron con PBS. Luego, las células se tiñeron con rojo de alizarina 40 mM (pH 4,2, Sigma-Aldrich Co.) durante 40 minutos en la oscuridad a temperatura ambiente. Finalmente los pocillos se lavaron con agua destilada tres veces y se dejaron secar. Las placas de cultivo se fotografiaron bajo un microscopio óptico para mostrar nódulos mineralizados que aparecían con un centro de color rojo oscuro y un área periférica de color rojo claro. Para el análisis cuantitativo, después de agregar una solución de ácido acético al 10% durante 30 minutos y agitar, se agregó una solución de hidróxido de amonio al 10% para neutralizar la reacción. La intensidad del color se determinó utilizando un lector ELISA (BioTek, EE. UU.) a 405 nm.

La actividad de la fosfatasa alcalina de las hDPSC sembradas en hidrogeles sintetizados se determinó según las instrucciones del fabricante (kit de ensayo ALP, Pars Azmoon, Irán). Se prepararon placas similares en las mismas condiciones que la prueba ARS. Siete días después de la siembra celular, las muestras se lavaron dos veces con PBS y se lisaron en tampón de lisis alcalino. Después de 45 minutos de incubación, se midió la concentración de P-nitrofenol a 405 nm y los resultados se informaron como UI/mg de proteína.

Se cultivaron 1 × 106 hDPSC en los armazones sintetizados, que se colocaron en las placas de seis pocillos. Después de catorce días, se extrajo el ARN total de acuerdo con las instrucciones de fabricación mediante el tampón Ambion TRIzol (n.º de catálogo: 15596–026, Invitrogen, EE. UU.) y se determinó la calidad del ARN obtenido con Nanodrop (Thermo Scientific, Waltham, MA, EE. UU.) . Luego, se usó 1 μg de ARN total para la síntesis de ADNc mediante un kit de síntesis de ADNc (n.º de catálogo: YT4500). El nivel de expresión de tres genes para la diferenciación osteogénica se evaluó mediante cebadores específicos, incluidos Runx2, OCN y COL1A1 (Tabla 1). El gen de la β-actina se utilizó como gen de mantenimiento para la normalización. La expresión se midió mediante un sistema RT-PCR (LightCycler 96). Cada dato se repitió en tres experimentos separados y tres veces. El análisis de los datos se realizó mediante el método de Pfaffl75.

El ensayo de inmunotransferencia se realizó para evaluar el nivel de expresión de proteínas osteogénicas en hDPSC sembradas en hidrogeles ADCNCS/SF y ADCNCS/SF/PEEK. Las HDPSC se sembraron sin andamios y se consideraron un grupo de control. Esta prueba se realizó según los protocolos estándar descritos en nuestro estudio anterior76. Brevemente, después de siete días, las células se lisaron en una solución tampón de lisis celular helada (NaCl, NP-40 y Tris-HCl), incluidos cócteles de inhibidores de enzimas. Las soluciones se sonicaron y luego se centrifugaron a 14.000 g durante 20 min. El sobrenadante se analizó para determinar el contenido de proteínas totales mediante el sistema de espectrofotómetro Picodrop (n.º de modelo: PICOPET01, n.º de serie 000212/1) y se resolvió mediante el método SDS-PAGE. Se añadió la siguiente solución de anticuerpo primario a las muestras y luego se incubó durante la noche a 4 °C; Runx2 (RUNX2 (F-2), Cat No: sc-390351, Santa Cruz Biotechnology, Inc.), colágeno tipo Ι alfa Ι (COL1α1 (3G3), Cat No: sc-293182, Santa Cruz Biotechnology, Inc.), osteocalcina (OCN (FL-100), número de catálogo: sc-30044, Santa Cruz Biotechnology, Inc.) y β-actina (número de catálogo: sc-47778, Santa Cruz Biotechnology, Inc.). Las muestras se incubaron con anticuerpo anti-IgG conjugado con HRP secundario (n.º de catálogo: sc-2357, Santa Cruz Biotechnology, Inc.) durante 1 hora a temperatura ambiente. Se utilizó el kit de solución ECL plus (BioRad) para detectar las transferencias inmunorreactivas. La visualización de las proteínas reactivas en el proceso de transferencias se realizó de acuerdo con las instrucciones del fabricante. Este experimento se realizó por triplicado.

Doce ratas Wistar maduras, de 8 semanas de edad y con un peso de 3500 a 400 g, se incluyeron en el estudio actual y se dividieron aleatoriamente en tres grupos. Cada grupo estaba formado por cuatro ratas, que se mantuvieron solas en cajas libres de patógenos durante siete días para adaptarlas a las condiciones del galpón. Esta condición incluía una temperatura de 22 ± 5 °C, una humedad de 50 a 60% y un ciclo de oscuridad/luz durante 12 h. Todas las ratas tuvieron acceso a comida estándar para ratas y agua en la misma cantidad y condiciones.

Para evaluar el efecto de osteogénesis de los hidrogeles sintetizados, se creó un defecto de 8 mm de diámetro en el cráneo de cada rata (Fig. 11B). Para la anestesia, se inyectó por vía intramuscular una mezcla de ketamina (Rotexmedica, Trittau, Alemania)/xilazina (Alfasan, Holanda) (45/10 mg/kg). La zona del calvario fue afeitada y desinfectada con povidona yodada. Después de eso, se realizó una incisión afilada de aproximadamente 25 mm con el bisturí quirúrgico nº 13. Se utilizó el elevador perióstico Prichard para retraer los tejidos. Luego se creó un defecto de ocho mm con la fresa trépana del kit de implante dental (DASK, Dentium Advanced Sinus Kit, Corea del Sur) mientras el sitio quirúrgico se enfriaba con solución salina estéril. Los defectos creados en cuatro ratas se rellenaron con ADCNCS/SF, mientras que las otras cuatro recibieron hidrogeles ADCNCS/SF/PEEK (Fig. 11C). Los sitios de defecto en las cuatro ratas restantes no se llenaron con ningún material y se consideraron el grupo de control. Las incisiones se suturaron utilizando seda trenzada negra quirúrgica USP 3/0 no absorbible (HURTEB Medical Devices, Teherán, Irán) (Fig. 11D). Para el dolor posoperatorio, se realizó una inyección subcutánea de Piroxicam (Exir, Teherán, Irán) en cada rata inmediatamente después de la cirugía y 24 h después. Una vez que las ratas se activaron, fueron trasladadas a sus cajas y recibieron comida y agua, como se mencionó. Los sitios de la cirugía se cubrieron con un ungüento para la piel de gentamicina para prevenir infecciones. Las suturas fueron retiradas siete días después de la cirugía.

Después de ocho semanas, las ratas se sacrificaron mediante una sobredosis de pentobarbital (100 mg/kg) y las áreas defectuosas se eliminaron del calvario de cada rata con márgenes de seguridad adicionales de 2 mm. Después de la recolección de muestras óseas, los cadáveres fueron descartados mediante entierro.

Los trozos de hueso se lavaron con solución salina tamponada con fosfato (PBS) para eliminar el tejido circundante adherido y se fijaron en formalina tamponada neutra al 10% (Pars Chemie, Teherán, Irán). La formación de hueso nuevo se analizó mediante una evaluación radiológica (CBCT) e histológica (H&E).

Después de sacrificar ratas y recolectar los segmentos óseos, las muestras se escanearon con Cone Beam Computed Scan (CBCT, NewTom VGi, Verona, Italia). La dirección del cono se colocó paralela a la superficie coronal de los defectos óseos como se describió anteriormente77. Para crear la reconstrucción 3D, el análisis se realizó con Mimics Medical 21.0 (Materialise, Lovaina, Bélgica) y se midió el volumen total de formación ósea. Brevemente, se cargaron archivos DICOM en el software y, para la reconstrucción, los umbrales inferior y superior oscilaron entre 0 y 700 unidades Hounsfield. El volumen óseo total se midió en la región cilíndrica (8 mm × 1 mm). Se calcularon cuatro modelos de defectos para cada grupo y los datos se informaron como media ± DE.

Tras el análisis CBCT, todas las muestras fueron descalcificadas. En este proceso, se utilizó ácido nítrico al 3% (7697-37-2, Sigma, EE. UU.) para la descalcificación78. Después de la descalcificación, las muestras se dividieron en dos y se deshidrataron mediante un gradiente de soluciones de etanol en un procesador de tejidos (MeyMed, DS 2080/H, Teherán, Irán). Las muestras deshidratadas se incluyeron en bloques de cera de parafina (HistoWax, SCILAB, Reino Unido). Las muestras se seccionaron en portaobjetos histológicos de 5 μm utilizando un micrótomo rotatorio (DID SABZ, DS 4055, Urmia, Irán), luego se transfirieron a portaobjetos de vidrio y se pegaron con medio de montaje (05-BMHM100, Bio Mount HM, Milán, Italia). Se realizaron pruebas de hematoxilina (PadtanTeb, Teherán, Irán) y eosina (CARLO ERBA) para observar la formación de hueso nuevo bajo el microscopio óptico (Olympus).

Los análisis estadísticos se realizaron utilizando el software Prism (versión 8.0, GraphPad, San Diego, CA, EE. UU.). La prueba de Kolmogorov-Smirnov analizó la normalidad y homogeneidad de la distribución de los datos. Los valores continuos con distribución normal se informaron como media ± DE y se analizaron mediante la prueba t de Student, ANOVA unidireccional y análisis post hoc de Tukey. El valor de p <0,05 se consideró estadísticamente significativo. Todos los experimentos se llevaron a cabo por triplicado.

Todos los experimentos del presente estudio fueron confirmados por la guía publicada de The Care and Use of Laboratory Animals (Publicación NIH No. 85-23, revisada en 1996) y reportados de acuerdo con las guías ARRIVE, y aprobados por el comité de ética de la Universidad de Tabriz de Ciencias Médicas (IR.TBZMED.REC.1400.103) que cumplieron con la declaración de Helsinki.

Todos los datos generados y/o analizados durante este estudio se incluyen en este artículo publicado. Los conjuntos de datos utilizados y/o analizados durante el presente estudio están disponibles del autor correspondiente previa solicitud razonable.

Oroojalian, F. et al. Síntesis y evaluación de hidrogel de copolímero pentabloque termosensible inyectable (PNIPAAm-PCL-PEG-PCL-PNIPAAm) y poli(CL─CO─LA)-b-PEG en forma de estrella para aplicaciones de cicatrización de heridas. J. Celda. Bioquímica. 120, 17194–17207. https://doi.org/10.1002/jcb.28980 (2019).

Artículo CAS Google Scholar

Alipour, M. y col. Evaluación in vivo de la biocompatibilidad y el potencial de modulación inmune de hidrogeles de poli(caprolactona)-poli(etilenglicol)-poli(caprolactona)-gelatina enriquecidos con nanohidroxiapatita en el modelo de ratón. J. Biomater. Aplica. 35, 1253–1263. https://doi.org/10.1177/0885328221998525 (2021).

Artículo CAS Google Scholar

Hassanzadeh, A. et al. Desarrollo y biocompatibilidad de andamios inyectables de colágeno/nanohidroxiapatita como hidrogel formador in situ para aplicaciones de ingeniería de tejidos duros. Artif. Células Nanomed. Biotecnología. 49, 136-146. https://doi.org/10.1080/21691401.2021.1877153 (2021).

Artículo CAS Google Scholar

Zhang, Y. et al. Un programa de microARN controla la progresión del linaje osteogénico dirigiéndose al factor de transcripción Runx2. Proc. Nacional. Acad. Ciencia. Estados Unidos 108, 9863–9868. https://doi.org/10.1073/pnas.1018493108 (2011).

ADS del artículo Google Scholar

Alipour, M. y col. La diferenciación osteogénica de células madre de pulpa dental humana en microcápsulas de alginato-gelatina/nano-hidroxiapatita. BMC Biotecnología. 21, 6. https://doi.org/10.1186/s12896-020-00666-3 (2021).

Artículo CAS Google Scholar

Orsini, M. y col. Comparación de sulfato de calcio e injerto óseo autógeno con membranas bioabsorbibles más injerto óseo autógeno en el tratamiento de defectos periodontales intraóseos: un estudio de boca dividida. J. Periodontología. 72, 296–302. https://doi.org/10.1902/jop.2001.72.3.296 (2001).

Artículo CAS Google Scholar

Dickson, KF, Friedman, J., Buchholz, JG y Flandry, FD El uso del cemento de hidroxiapatita BoneSource para el relleno de huecos óseos metafisarios traumáticos. J. Trauma 53, 1103–1108. https://doi.org/10.1097/00005373-200212000-00012 (2002).

Artículo CAS Google Scholar

Fillingham, Y. & Jacobs, J. Injertos óseos y sus sustitutos. Articulación ósea J. 98, 6–9 (2016).

Artículo de Google Scholar

Dong, SW y cols. Regeneración ósea utilizando una matriz extracelular acelular y células madre mesenquimales de médula ósea que expresan Cbfa1. Biosci. Biotecnología. Bioquímica. 73, 2226–2233. https://doi.org/10.1271/bbb.90329 (2009).

Artículo CAS Google Scholar

Alipour, M. y col. Hacia la diferenciación osteogénica de células madre de pulpa dental humana en soportes nanofibrosos de PCL-PEG-PCL/zeolita. Artif. Células Nanomed. Biotecnología. 47, 3431–3437 (2019).

Artículo CAS Google Scholar

Ni, P. y col. Compuesto de matriz ósea acelular/hidrogel de PEG-PCL-PEG termosensible inyectable para la regeneración ósea en defectos craneales. Biomateriales 35, 236–248. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2013.10.016 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Rogers, GF, Greene, AK, Mulliken, JB, Proctor, MR y Ridgway, EB La craneoplastia de intercambio utilizando un injerto óseo particulado autólogo de calvario repara eficazmente grandes defectos craneales. Plast. Reconstr. Cirugía. 127, 1631–1642. https://doi.org/10.1097/PRS.0b013e31821084f0 (2011).

Artículo CAS Google Scholar

Horton, JM & Summers, AP Las propiedades materiales del hueso acelular en un pez teleósteo. J. Exp. Biol. 212, 1413-1420. https://doi.org/10.1242/jeb.020636 (2009).

Artículo de Google Scholar

Fu, S. y col. Compuesto inyectable y termosensible de copolímero/colágeno/hidrogel n-HA de PEG-PCL-PEG para la regeneración ósea guiada. Biomateriales 33, 4801–4809. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2012.03.040 (2012).

Artículo CAS Google Scholar

Mathew, AP, Uthaman, S., Cho, KH, Cho, CS y Park, IK Hidrogeles inyectables para administrar moléculas bioterapéuticas. En t. J. Biol. Macromol. 110, 17-29. https://doi.org/10.1016/j.ijbiomac.2017.11.113 (2018).

Artículo CAS Google Scholar

Chang, B., Ahuja, N., Ma, C. & Liu, X. Andamios inyectables: preparación y aplicación en regeneración dental y craneofacial. Madre. Ciencia. Ing. R Rep. 111, 1-26. https://doi.org/10.1016/j.mser.2016.11.001 (2017).

Artículo de Google Scholar

Zentner, GM 18. Copolímeros de bloque biodegradables para la administración de proteínas y fármacos insolubles en agua: reflexiones y comentarios una década después. J.Control. Versión 190, 63–64. https://doi.org/10.1016/j.jconrel.2014.07.030 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Ruel-Gariépy, E., Chenite, A., Chaput, C., Guirguis, S. y Leroux, J. Caracterización de geles de quitosano termosensibles para la administración sostenida de fármacos. En t. J. Farmacéutica. 203, 89–98. https://doi.org/10.1016/s0378-5173(00)00428-2 (2000).

Artículo de Google Scholar

Sagomonyants, KB, Jarman-Smith, ML, Devine, JN, Aronow, MS y Gronowicz, GA La respuesta in vitro de los osteoblastos humanos a los sustratos de polieteretercetona (PEEK) en comparación con el titanio comercialmente puro. Biomateriales 29, 1563-1572. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2007.12.001 (2008).

Artículo CAS Google Scholar

Brånemark, PI et al. Implantes osteointegrados en el tratamiento de la mandíbula edéntula. Experiencia de un período de 10 años. Escanear. J. Plast. Reconstr. Cirugía. Supl. 16, 1-132 (1977).

Google Académico

Adell, R., Lekholm, U., Rockler, B. y Brånemark, PI Un estudio de 15 años sobre implantes osteointegrados en el tratamiento de la mandíbula edéntula. En t. J. Cirugía Oral. 10, 387–416. https://doi.org/10.1016/s0300-9785(81)80077-4 (1981).

Artículo CAS Google Scholar

Mishra, S. & Chowdhary, R. Materiales PEEK como alternativa al titanio en implantes dentales: una revisión sistemática. Clínico. Implante Dent. Relacionado. Res. 21, 208–222. https://doi.org/10.1111/cid.12706 (2019).

Artículo de Google Scholar

Kawasaki, S. y col. Osteogénesis in vitro de células mesenquimales de médula ósea de rata en discos de PEEK con apatita fijada térmicamente mediante unión con láser de CO2. Musculoesqueleto BMC. Desorden. 21, 692. https://doi.org/10.1186/s12891-020-03716-1 (2020).

Artículo CAS Google Scholar

Rahmitasari, F. y col. PEEK con materiales reforzados y modificaciones para aplicaciones de implantes dentales. Dent J (Basilea) https://doi.org/10.3390/dj5040035 (2017).

Artículo de Google Scholar

Kitamura, E., Stegaroiu, R., Nomura, S. y Miyakawa, O. Aspectos biomecánicos de la resorción ósea marginal alrededor de implantes osteointegrados: consideraciones basadas en un análisis tridimensional de elementos finitos. Clínico. Implantes Orales Res. 15, 401–412. https://doi.org/10.1111/j.1600-0501.2004.01022.x (2004).

Artículo de Google Scholar

Rho, JY, Ashman, RB & Turner, CH Módulo de Young del material óseo trabecular y cortical: mediciones ultrasónicas y de microtracción. J. Biomecánica. 26, 111-119. https://doi.org/10.1016/0021-9290(93)90042-d (1993).

Artículo CAS Google Scholar

Liao, C., Li, Y. & Tjong, SC Polieteretercetona y sus compuestos para el reemplazo y regeneración ósea. Polímeros 12, 2858 (2020).

Artículo CAS Google Scholar

Zheng, J. y col. Andamios porosos de PEEK/HA fabricados aditivamente con excelente osteogénesis para la reparación del tejido óseo. Compos. B Ing. 232, 109508 (2022).

Artículo CAS Google Scholar

Kurtz, SM & Devine, JN Biomateriales PEEK en implantes traumatológicos, ortopédicos y de columna. Biomateriales 28, 4845–4869 (2007).

Artículo CAS Google Scholar

Massaad, E. et al. Cajas de polieteretercetona versus titanio para la fusión intersomática lumbar posterior: metanálisis y revisión de la literatura. Neuroespina 17, 125 (2020).

Artículo de Google Scholar

Torstrick, FB y cols. Durabilidad de impactación de dispositivos de fusión intersomática de poliéter-éter-cetona (PEEK) y PEEK recubiertos de titanio. Lomo J. 18, 857–865 (2018).

Artículo de Google Scholar

Evans, NT y col. Poliéter-éter-cetona de superficie porosa y de alta resistencia para implantes ortopédicos que soportan carga. Acta Biomater. 13, 159-167 (2015).

Artículo CAS Google Scholar

Hunter, A., Archer, CW, Walker, PS & Blunn, GW Adjunto y proliferación de osteoblastos y fibroblastos en biomateriales para uso ortopédico. Biomateriales 16, 287–295. https://doi.org/10.1016/0142-9612(95)93256-d (1995).

Artículo CAS Google Scholar

Yang, JJ y cols. Hundimiento y pseudoartrosis después de la fusión intersomática cervical anterior utilizando una jaula de polieteretercetona (PEEK) independiente. Clínico. Ortopédico. Cirugía. 3, 16-23. https://doi.org/10.4055/cios.2011.3.1.16 (2011).

Artículo de Google Scholar

Ma, R. & Tang, T. Estrategias actuales para mejorar la bioactividad de PEEK. En t. J. Mol. Ciencia. 15, 5426–5445. https://doi.org/10.3390/ijms15045426 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Osathanon, T., Giachelli, CM y Somerman, MJ Inmovilización de fosfatasa alcalina en andamios de fibrina nanofibrosa microporosa para ingeniería de tejido óseo. Biomateriales 30, 4513–4521. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2009.05.022 (2009).

Artículo CAS Google Scholar

Patel, DK, Dutta, SD, Hexiu, J., Ganguly, K. & Lim, KT Andamios de nanopartículas de quitosano/fibroína de seda/celulosa imprimibles en 3D para la regeneración ósea mediante polarización de macrófagos M2. Carbohidrato. Polimero. 281, 119077. https://doi.org/10.1016/j.carbpol.2021.119077 (2022).

Artículo CAS Google Scholar

d'Aquino, R., Papaccio, G., Laino, G. & Graziano, A. Células madre de la pulpa dental: una herramienta prometedora para la regeneración ósea. Rev. de células madre. 4, 21-26 (2008).

Artículo de Google Scholar

Sionkowska, A., Płanecka, A., Lewandowska, K. & Michalska, M. La influencia de la irradiación UV en las propiedades térmicas y mecánicas de las mezclas de quitosano y fibroína de seda. J. Fotoquímica. Fotobiol. B 140, 301–305. https://doi.org/10.1016/j.jphotobiol.2014.08.017 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Mohammed, A., Al-Hassani, E. y Oleiwi, J. en Serie de conferencias IOP: Ciencia e ingeniería de materiales. 012044 (Publicación IOP).

Fang, J. y col. Un hidrogel de poliacrilamida/dextrano mineralizado con hidroxiapatita fuerte, resistente y osteoconductor para la regeneración del tejido óseo. Acta Biomater. 88, 503–513. https://doi.org/10.1016/j.actbio.2019.02.019 (2019).

Artículo CAS Google Scholar

Dalir Abdolahinia, E. et al. Un hidrogel inyectable a base de quitosano reforzado con celulosa nanocristalina oxidada y agregado de trióxido mineral diseñado para aplicaciones de ingeniería dental. Celulosa 29, 1-13 (2022).

Artículo de Google Scholar

Li, W. y col. Preparación y caracterización de hidrogeles bicapa de PVA-PEEK/PVA-β-TCP para la reparación del tejido del cartílago articular. Compos. Ciencia. Tecnología. 128, 58–64 (2016).

Artículo CAS Google Scholar

Hennink, WE y van Nostrum, CF Nuevos métodos de reticulación para diseñar hidrogeles. Adv. Entrega de drogas. Apocalipsis 54, 13–36. https://doi.org/10.1016/s0169-409x(01)00240-x (2002).

Artículo CAS Google Scholar

Pratt, AB, Weber, FE, Schmoekel, HG, Müller, R. y Hubbell, JA Matrices extracelulares sintéticas para ingeniería de tejidos in situ. Biotecnología. Bioeng. 86, 27–36. https://doi.org/10.1002/bit.10897 (2004).

Artículo CAS Google Scholar

Lu, T. y col. Ingeniería de superficies multinivel de TiO2 nanoestructurado sobre polieteretercetona reforzada con fibra de carbono. Biomateriales 35, 5731–5740 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Khonsari, RH, Berthier, P., Rouillon, T., Perrin, J.-P. & Corre, P. Complicaciones infecciosas graves después de la colocación de implantes derivados de PEEK: informe de tres casos. J. Maxilofac Oral. Cirugía. Medicina. Patol. 26, 477–482 (2014).

Artículo de Google Scholar

Olivares-Navarrete, R. et al. Los osteoblastos exhiben un fenotipo más diferenciado y una mayor producción de proteínas morfogenéticas óseas en sustratos de aleación de titanio que en poliéter-éter-cetona. Lomo J. 12, 265–272. https://doi.org/10.1016/j.spinee.2012.02.002 (2012).

Artículo de Google Scholar

Wirth, C. y col. La rugosidad de la superficie del nitinol modula la respuesta celular in vitro: una comparación entre fibroblastos y osteoblastos. Madre. Ciencia. Ing. C 25, 51-60 (2005).

Artículo de Google Scholar

Zhao, Y. et al. Citocompatibilidad, osteointegración y bioactividad de una red tridimensional porosa y nanoestructurada sobre polieteretercetona. Biomateriales 34, 9264–9277 (2013).

Artículo CAS Google Scholar

Torstrick, FB y cols. El PEEK poroso mejora la interfaz hueso-implante en comparación con el recubrimiento de titanio pulverizado con plasma sobre PEEK. Biomateriales 185, 106-116 (2018).

Artículo CAS Google Scholar

Wan, Y. y col. Adhesión y proliferación de células similares a osteoblastos OCT-1 en poli (L-lactida) estructurada con topografía a micro y nanoescala. Biomateriales 26, 4453–4459 (2005).

Artículo CAS Google Scholar

Kunzler, TP, Drobek, T., Schuler, M. & Spencer, ND Estudio sistemático de la respuesta de osteoblastos y fibroblastos a la rugosidad mediante gradientes de morfología de superficie. Biomateriales 28, 2175–2182 (2007).

Artículo CAS Google Scholar

Ramenzoni, LL, Attin, T. & Schmidlin, PR Efecto in vitro de los pilares de implante de polieteretercetona modificada (PEEK) sobre la migración y proliferación de queratinocitos epiteliales gingivales humanos. Materiales (Basilea) https://doi.org/10.3390/ma12091401 (2019).

Artículo de Google Scholar

Deng, Y. y col. Efecto de la rugosidad de la superficie sobre la osteogénesis in vitro y la osteointegración in vivo de un compuesto de polieteretercetona-nanohidroxiapatita reforzado con fibra de carbono. En t. J. Nanomed. 10, 1425 (2015).

CAS Google Académico

Shalumon, K. y col. Diseño racional de andamios de criogel de gelatina/nanohidroxiapatita para la regeneración ósea mediante la introducción de señales químicas y físicas para mejorar la osteogénesis de las células madre mesenquimales de la médula ósea. Madre. Ciencia. Ing., C 104, 109855 (2019).

Artículo CAS Google Scholar

Shalumon, K. y col. Efecto de la incorporación de vidrio bioactivo a nanoescala e hidroxiapatita en nanofibras de PCL/quitosano para ingeniería ósea y de tejido periodontal. J. Biomed. Nanotecnología. 9, 430–440 (2013).

Artículo CAS Google Scholar

Ogata, K. y col. Comparación de las respuestas de los osteoblastos a los compuestos de hidroxiapatita y de hidroxiapatita/fosfato de calcio soluble. J. Biomed. Madre. Res. 72, 127-135. https://doi.org/10.1002/jbm.a.30146 (2005).

Artículo CAS Google Scholar

Burrus, D., Barbeau, L. y Hodgson, B. Tratamiento de molares primarios con abscesos mediante esterilización de la lesión y reparación de tejido: revisión de la literatura e informe de tres casos. Pediatra. Mella. 36, 240–244 (2014).

Google Académico

Patel, DK, Dutta, SD, Ganguly, K. y Lim, K.-T. Los andamios multifuncionales de nanocristales bioactivos de quitosano/celulosa erradican el crecimiento bacteriano y mantienen la administración de fármacos. En t. J. Biol. Macromol. 170, 178–188. https://doi.org/10.1016/j.ijbiomac.2020.12.145 (2021).

Artículo CAS Google Scholar

Maturavongsadit, P., Narayanan, LK, Chansoria, P., Shirwaiker, R. y Benhabbour, SR Biotintas a base de nanocelulosa/quitosano cargadas de células para bioimpresión 3D y diferenciación celular osteogénica mejorada. Aplicación ACS. Biografía. Madre. 4, 2342–2353. https://doi.org/10.1021/acsabm.0c01108 (2021).

Artículo CAS Google Scholar

Tang, W., Li, Y., Osimiri, L. y Zhang, C. El factor de transcripción específico de osteoblastos Osterix (Osx) es un regulador ascendente de Satb2 durante la formación ósea. J. Biol. Química. 286, 32995–33002. https://doi.org/10.1074/jbc.M111.244236 (2011).

Artículo CAS Google Scholar

Phimphilai, M., Zhao, Z., Boules, H., Roca, H. & Franceschi, RT La señalización BMP es necesaria para la inducción del fenotipo de osteoblastos dependiente de RUNX2. J. Minero de huesos. Res. 21, 637–646. https://doi.org/10.1359/jbmr.060109 (2006).

Artículo CAS Google Scholar

Komori, T. Regulación del desarrollo óseo y genes de proteínas de la matriz extracelular por RUNX2. Res. de tejido celular. 339, 189–195. https://doi.org/10.1007/s00441-009-0832-8 (2010).

Artículo CAS Google Scholar

Toyosawa, S. y col. La proteína 1 de la matriz dentinaria se expresa predominantemente en osteocitos de pollo y rata, pero no en osteoblastos. J. Minero de huesos. Res. 16, 2017-2026 (2001).

Artículo CAS Google Scholar

Liu, X. y col. PEEK compuesto de hidroxiapatita con superficie porosa 3D mejora la diferenciación de osteoblastos al mediar el NO por los macrófagos. Regenerador. Biomateria. https://doi.org/10.1093/rb/rbab076 (2021).

Artículo de Google Scholar

Mazzoni, E. et al. Diferenciación osteogénica mejorada de células madre mesenquimales derivadas de la médula ósea humana mediante una estructura híbrida de hidroxiapatita/colágeno. Frente. Desarrollo celular. Biol. https://doi.org/10.3389/fcell.2020.610570 (2021).

Artículo de Google Scholar

Deshpande, R. et al. Fibroína de seda y andamios cerámicos: estudios comparativos in vitro para la regeneración ósea. Bioeng. Traducción Medicina. 6, e10221. https://doi.org/10.1002/btm2.10221 (2021).

Artículo CAS Google Scholar

Ghorbani, M. & Roshangar, L. Construcción de andamios de hidrogel a base de colágeno/celulosa nanocristalina: síntesis, caracterización y evaluación de propiedades mecánicas. En t. J. Polim. Madre. Polimero. Biomateria. 70, 142-148 (2021).

Artículo CAS Google Scholar

Ghorbani, M., Roshangar, L. y Rad, JS Desarrollo de un andamio reforzado de quitosano/pectina mediante el uso de nanocristales de celulosa como nanorellenos: un hidrogel inyectable para ingeniería de tejidos. EUR. Polímero J. 130, 109697 (2020).

Artículo CAS Google Scholar

Yavari Maroufi, L., Ghorbani, M. & Tabibiazar, M. Una película a base de gelatina reforzada por interacción covalente con goma guar oxidada que contiene extracto de té verde como sistema activo de envasado de alimentos. Tecnología de bioprocesos alimentarios. 13, 1633-1644 (2020).

Artículo CAS Google Scholar

Maroufi, LY & Ghorbani, M. Hidrogeles inyectables de goma de semilla de quitosano y membrillo encapsulados con nanotubos de halloysita cargados de curcumina diseñados para aplicaciones de ingeniería de tejidos. En t. J. Biol. Macromol. 177, 485–494 (2021).

Artículo de Google Scholar

Asghari, F. y col. La diferenciación odontogénica de células madre de pulpa dental humana en andamios de nanofibros biodegradables recubiertos de hidroxiapatita. En t. J. Polim. Madre. Polimero. Biomateria. 65, 720–728. https://doi.org/10.1080/00914037.2016.1163564 (2016).

Artículo CAS Google Scholar

Alipour, M. y col. Los andamios poliméricos enriquecidos con MTA mejoraron la expresión de marcadores angiogénicos en células madre de pulpa dental humana. Int. de células madre. 2022, 7583489. https://doi.org/10.1155/2022/7583489 (2022).

Artículo CAS Google Scholar

Pfaffl, MW Un nuevo modelo matemático para la cuantificación relativa en RT-PCR en tiempo real. Ácidos nucleicos res. 29, e45 – e45 (2001).

Artículo CAS Google Scholar

Hassanpour, M. y col. La modulación de la autofagia alteró la capacidad de diferenciación de las células CD146(+) hacia células endoteliales, pericitos y cardiomiocitos. Tratamiento de células madre. 11, 139. https://doi.org/10.1186/s13287-020-01656-0 (2020).

Artículo CAS Google Scholar

Sawyer, AA y cols. La estimulación de la curación dentro de un defecto de calvario de rata mediante andamios de mPCL-TCP/colágeno cargados con rhBMP-2. Biomateriales 30, 2479–2488. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2008.12.055 (2009).

Artículo CAS Google Scholar

Liu, H. y col. Evaluación de técnicas de descalcificación de fémures de rata mediante HE y tinción inmunohistoquímica. Biomédica. Res. En t. 2017, 9050754. https://doi.org/10.1155/2017/9050754 (2017).

Artículo ADS CAS Google Scholar

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Se agradece al Vicerrector de Investigación de la Universidad de Ciencias Médicas de Tabriz el apoyo financiero otorgado para este estudio.

Este estudio se realizó a partir de una tesis registrada en la Universidad de Ciencias Médicas de Tabriz (número 65692). Este instituto no participó en el diseño del estudio, la recopilación, el análisis y la interpretación de los datos ni en la redacción del manuscrito.

Centro de Investigación Dental y Periodontal, Facultad de Odontología, Universidad de Ciencias Médicas de Tabriz, Tabriz, Irán

Mahdieh Alipour

Centro de Investigación en Nutrición, Universidad de Ciencias Médicas de Tabriz, Tabriz, Irán

Marjan Ghorbani

Departamento de Radiología Oral, Facultad de Odontología, Universidad de Ciencias Médicas de Tabriz, Tabriz, Irán

Masume Johari Khatoonabad

Centro de Investigación de Células Madre, Universidad de Ciencias Médicas de Tabriz, Tabriz, Irán

Marziyeh Aghazadeh

Departamento de Medicina Bucal, Facultad de Odontología, Universidad de Ciencias Médicas de Tabriz, Daneshgah St., Golgasht St., Tabriz, 5166614711, Irán

Marziyeh Aghazadeh

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MA, MA y MG contribuyeron al diseño de los experimentos, la revisión del manuscrito y la supervisión de todos los experimentos. MA, MA y MG realizaron todos los experimentos y analizaron los datos. MJK ayudó en las evaluaciones de radiología. MA, MG y MA escribieron el manuscrito y dibujaron diagramas. Los autores leyeron y aprobaron el manuscrito final.

Correspondencia a Marziyeh Aghazadeh.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Alipour, M., Ghorbani, M., Johari Khatoonabad, M. et al. Un nuevo hidrogel inyectable que contiene polieteretercetona para la regeneración ósea en la región craneofacial. Representante científico 13, 864 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-022-23708-6

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Recibido: 16 de abril de 2022

Aceptado: 03 de noviembre de 2022

Publicado: 17 de enero de 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-23708-6

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