CC BY
51DOI: 10.24411/2181-0443/2021-10029
НОВЫЕ ВОЗМОЖНОСТИ В РЕГЕНЕРАТИВНОЙ СТОМАТОЛОГИИ С ПРИМЕНЕНИЕМ СКАФФОЛДОВ
(обзор литературы)
Нигора Саидуллаевна Зиядуллаева Авзал Нигматуллаевич Акбаров
Ташкентский государственный стоматологический институт Дилшат Убайдуллаевич Тулаганов
Туринский политехнический университет в Ташкенте Ташкент, Узбекистан
В настоящее время основные усилия тканевой инженерии направлены на разработку в области технологии пористой керамики, содержащей взаимопроникающие канальные поры. Такая керамика может быть использована для заполнения костных дефектов. Имеется ряд ключевых структурных параметров, которые во многом определяют возможности межклеточных взаимодействий в матрице. Для улучшения тех или иных свойств важной задачей тканевой инженерии является включение биоактивных веществ в структуру скаффолда для медленного их высвобождения в ходе биорезорбции. Вторым шагом после подбора материала является принятие решения об использовании того или иного метода получения скаффолдов с определенными свойствами.
Ключевые слова: тканевая инженерия, скаффолды, биоактивная керамика, остеопластические материалы.
СКАФФОЛДЛАР КУЛЛАНИЛГАНДА РЕГЕНЕРАТИВ СТОМАТОЛОГИЯНИНГ ЯНГИ ИМКОНИЯТЛАРИ (адабиётлар шарХи)
Хрзирги кунга келиб тукима инженериясининг асосий Хдракатлари таркибида бир-бирига кирадиган каналли говаклар булган говакли керамика технологияси соХасида ишлаб чикаришга каратилган. Бундай керамика суяк нуксонлари урнини тулдириш учун кулланилиши мумкин. Матрицада Хужайралараро узаро таъсир имкониятларини белгиловчи тизимли параметрлар мавжуд. Баъзи бир хусусиятларни яхшилаш учун тукима инженериясининг муХим вазифаси булиб биофаол моддаларнинг скаффолд структурасига биорезорбция мобайнида уларнинг озод булиши учун киритилиши Хисобланади. Материал танланганидан сунгги иккинчи кадам булиб аник хусусиятларга эга булган скаффолдларни олиш усулидан фойдаланишга карор Цилиш Хисобланади.
Калит сузлар: тукима инженерияси, скаффолд, биоактив керамика, остеопластик материаллар.
NEW OPPORTUNITIES IN REGENERATIVE DENTALS USING SCUFFOLD
(literature review)
Currently, the main efforts of tissue engineering are focused on the development of porous ceramics containing interpenetrating channel pores in the field of technology. Such ceramics can be used to fill in bone defects. There are a number of key structural parameters that largely determine the possibilities of intercellular interactions in the matrix. To improve certain properties, an important task of tissue engineering is to include bioactive substances in the structure of the scaffold for their slow release during bioresorption. The second step after selecting the material is to make a decision on the use of a particular method for obtaining scaffolds with certain properties.
Key words: tissue engineering, scaffolds, bioactive ceramics, osteoplastic materials.
В последние годы под действием научно-технологического прогресса стали развиваться такие дисциплины, как клеточная и тканевая инженерия. Развитие биоинженерии как отдельной дисциплины даёт новые возможности решения проблемы регенерации тканей в стоматологии. [1, 3, 12, 13, 16, 27, 28, 29]
Несмотря на стремительное развитие тканевой инженерии и расширение коммерческого ассортимента
остеопластических материалов, в настоящее время единый общепризнанный «золотой стандарт» лечения дефектов костной ткани в мире отсутствует.
Все группы остеопластических материалов имеют свои преимущества и недостатки, ограничения и специфические сферы применения в ортопедии, нейрохирургии, стоматологии и в частности в челюстно-лицевой хирургии. [4, 5, 6, 8, 9]. Положительный результат лечения возможен только при условии строгого соблюдения технологии и правильного выбора имплантата в соответствии с клинической ситуацией.
Революцией в реконструктивно-восстановительной костной хирургии можно считать разработку принципиально нового метода «инженерии костной ткани" (bone tissue engineering), который мог бы представляться фантастическим всего лишь десятилетие назад . Согласно этому методу, организм сам может восстанавливать поврежденную ткань, если для этого созданы надлежащие условия, а именно если имеется матрикс соответствующей архитектуры, на котором происходит наращивание ткани, и необходимые стимулы для остеогенеза.
Примером такого метода является разработка тканевых аналогов, состоящих из носителей, именуемых скаффолдами (от английского scaffold — «каркас», «шаблон») .
Скаффолды — это клеточные матрицы, которые вводятся с целью регенерации костей. Они используются в сочетании с биологическими носителями, которые ускоряют процессы заживления и регенерации костной ткани. Например, богатая тромбоцитами плазма (platelet-
richplasma, PRP) или гель (PRG), PRP-коллагеновый комплекс, раствор
гиалуроновой кислоты, стволовые клетки и
др.
Описывая более детально можно сказать, что метод инженерии костной ткани состоит в культивировании стромальных стволовых клеток пациента и определенных биомолекул в биологически совместимом с организмом, остеокондуктивном пористом матриксе. Затем такой имплантат помещается в дефект кости. В результате пролиферации и дифференцировки стромальных клеток происходит
формирование новой костной ткани в пористом пространстве матрикса в соответствии с заложенной генетической информацией. Естественно, что должны использоваться стволовые клетки самого пациента, обладающие достаточно высокой активностью к пролиферации и дифференцировке в остеообразующие клетки. В матрикс могут вводиться также морфогенетические материалы, придающие свойства остеоиндуктивности, и другие протеины, факторы роста, белки (коллаген), лекарственные препараты и т.д.
Однако для того, чтобы подобный матрикс выполнял предназначенную функцию и дал ожидаемые результаты, необходимо грамотно подобрать материал для создания матрикса.
Многие материалы были опробованы для изготовления матриксов, наиболее перспективными представляются некоторые полимеры, кальций-фосфатная керамика и биостекла. Несмотря на значительные преимущества по технологичности и механическим свойствам, биосовместимые синтетические полимеры обладают существенным недостатком из-за возможной токсичности продуктов их деструкции, либо несовместимой с процессом остеогенеза кинетикой резорбции. У природных полимеров достоинств больше, однако страдают механические свойства. [2, 3, 4, 13, 25, 26]
Значительный прогресс достигнут при использовании биологически активных материалов на основе веществ, изначально
близких по химическому и фазовому составу к костной ткани, либо способных к образованию таких веществ на своей поверхности в результате процессов взаимодействия с окружающими тканями и жидкостями организма. К первой группе биоактивных материалов для костной имплантации относятся некоторые ортофосфаты кальция, структура, технология производства и свойства которых изучаются в течение многих лет. [20, 21, 22, 23] Принципиально другой класс биоактивных материалов - это биостекла и биоситаллы. [10, 11, 12, 14, 15, 19]
Под понятием биологическая активность подразумевается способность синтетического материала активно взаимодействовать с окружающими тканями (в нашем случае с костной тканью) с образованием непосредственной связи с ними, проявляя остеокондуктивность и/или остеоиндуктивность.
Однако возможности
непосредственного имплантирования
конструкции, изготовленной из
биоактивного керамического материала, для реконструкции органа с поврежденной костной тканью весьма ограничены. Причина состоит в низких показателях механической прочности биокерамики, биостекол и биоситаллов, которые существенно, в 10-100 раз ниже, чем у естественной костной ткани . Особенно важное значение имеет различие модулей упругости керамики и костной ткани. Для нормального функционирования кости опорно-двигательного и челюстно-лицевого аппарата необходимы физиологические нагрузки. Восстановление дефектов материалом с более высоким модулем упругости (керамика) может привести к деградации костной ткани. По этой причине керамические имплантаты могут быть использованы только для органов, не несущих значительные физиологические нагрузки. [1, 2, 3]
В настоящие время основные усилия направлены на разработку в области технологии пористой керамики, содержащей взаимопроникающие канальные поры. Такая
керамика может быть использована для заполнения костных дефектов, например, верхней суставной поверхности
большеберцовой кости , как матрикс для клеточных культур или в системе доставки лекарственных препаратов. Идеальным для этой цели представляется использование апатитовой кальций-фосфатной керамики, поскольку минеральная составляющая костной ткани представлена, в основном, гидроксиапатитом .. Поэтому значительные усилия исследователей направлены на разработку керамических матриксов.
Керамика должна иметь достаточно большую открытую пористость, поры должны быть взаимосвязанными для обеспечения биологических потоков и достаточно крупными — для обеспечения жизнедеятельности остеобластов, строящих костную ткань. Полагают, что минимальный размер открытых пор должен быть порядка 150 мкм. Керамика должна быть достаточно прочной, способной выдерживать нагрузки в период процесса формирования новой костной ткани, и медленно резорбируемой во времени, сохраняя свою структур и свойства, по крайней мере в течение 2-3 месяцев периода имплантирования. Она должна активно адсорбировать протеины из плазмы крови, для чего желательно наличие тонких пор и шероховатость поверхности.
[1, 3, 7, 8, 9]
Из целого ряда характеристик формируемых тканеинженерных матриц необходимо остановиться на ряде ключевых структурных параметров, которые во многом определяют возможности межклеточных взаимодействий в матрице. К таковым относим пористость и размеры пор матрицы, а также степень канальной
взаимосвязанности матричных пор. [24]
Способность матрицы к усилению остеогенной сигнальной экспрессии и поддержке формирования новой кости в значительной степени зависит от размеров пор и пористости, где пористость отражается суммарным процентом пор от общей поверхности, размеры пор являются диаметром отдельной поры матрицы [25]. Важность пористости и размеров пор
матрицы может быть отличительной чертой нативной структуры кости, которая сама является пористой структурой. Кортикальная кость значительно более плотная структура, но и в ней также существует пористость более 10 %, при этом такая пористость региона кортикальной кости не препятствует васкуляризации и клеточной инфильтрации структур. Напротив, трабекулярная кость — значительно более пористая структура с типичной пористостью от 50 до 90 % [35, 36].
Пористость и размеры пор оказывают значительное влияние на возможности тканеинженерной матрицы поддерживать регенерацию по нескольким резонам. Во-первых, поры оказывают значительное влияние на эффективность клеточной адгезии, что, в свою очередь, определяет плотность заселения клеток в матрице, их распространение и миграцию. Эти факторы показали влияние на остеогенную дифференцировку за счет изменения сигнальной дистанции. Более того, размеры пор и пористость оказывают влияние на прочностные характеристики матрицы. Достаточно прочная матрица обеспечивает механическую поддержку в зоне дефекта, часто прочность должна быть сопоставима с костной тканью, особенно в случае, когда кость опорная. В перспективе пористость и размеры пор матрицы способны влиять in vivo на остеокондукцию и васкуляризацию. Интеграция нативных тканей в матрицу стимулируется через рост в
коммуникационные поры, таким образом, оптимальные и минимальные размеры пор должны формироваться в матрице для поддержки врастания тканей. Наконец, размеры пор и пористость обусловливают межклеточные сигнальные взаимодействия, обеспечивающие остеобластную
дифференцировку мезенхимальных
стволовых клеток (МСК) и продукцию протеинов внеклеточного матрикса. Оптимальная тканеинженерная матрица должна поддерживать рост и остеогенез заселяемой клеточной популяции, также обязательными являются
остеокондуктивность и возможность ангиогенеза из окружающих тканей. Оба
показателя (остекондуктивность и
васкуляризация) определяются размерами пор, пористостью и взаимосвязывающими поры каналами матрицы. Так, было показано, что в матрицах с одинаковой пористостью (около 50 %) размеры пор менее 40 мкм определяют минимальное врастание в матрицу, в то же время размеры пор от 100— 350 мкм являются обоснованно оптимальными. В другом исследовании при анализе влияния пористости и размеров пор на костное заживление в модели критического краниального дефекта у крыс было показано, что поры небольшого размера (100 мкм) индуцируют большее количество костных формирований при заживлении кости, чем крупные поры (500 мкм). В этом исследовании также обнаружена связь между пористостью, отеком матрицы и ее биодеградацией [2, 25, 33, 35].
Таким образом, было
гипотетизировано, что малые размеры пор могут увеличивать формирование врастаний кости из окружающих матрикс тканей. Также было определено, что размеры пор влияют на места врастания костных формирований из окружающих тканей в матрицу. Отмечено, что пористость и размеры пор могут различаться в костях различного типа, что технически затрудняет получение матрицы адекватной пористости традиционными методами.
При исследовании скаффолда бедренной кости с размерами пор 565 мкм было показано большее формирование костных образований, чем при размерах пор 300 мкм. В этих группах, где пористость была от 40% до 50%, наблюдались незначительные изменения в формировании костных образований. [2, 33, 35, 36]
Быстрая васкуляризация чрезвычайно важна для роста костной ткани в имплантированном скаффолд-материале. Клетки, имплантированные в матрицу, теряют жизнеспособность без крови и питания. Проблема заключается в том, что кислород и питательные компоненты передаются на дистанцию около 200 мкм, поэтому васкуляризация крайне необходима даже для малых матриц, определяя в
конечном итоге механизм формирования кости.
Одной из важных характеристик архитектуры скаффолда является
взаимосвязанность между порами с помощью каналов. Матрица с архитектурой высокой степени взаимосвязанности пор увеличивает коммуникации между клетками различных областей скаффолда и усиливает тканевое врастание. Однако степень взаимосвязанности не является ведущим фактором влияния на костное врастание, так как диаметр каналов, соединяющих поры, тоже может оказывать влияние на клеточную пенетрацию. [37,38]. Взаимопроникающие поры должны иметь диаметр не менее 100135 мкм, чтобы обеспечивать доступ крови к контактным поверхностям , а также прорастание и фиксацию костной ткани . Поры меньшего размера также необходимы, поскольку они способствуют повышению адсорбции протеинов и адгезии остеогенных клеток. Таким образом, желательно, чтобы пористая керамика имела бимодальное распределение пор по размерам (крупные поры и поры меньшего размера) .
Имеется предположение, что путем манипуляций с пористостью и уровнями взаимосвязанности (внутренней сети скаффолда) скорость костной регенерации может быть увеличена. На основе исследования in vivo экспериментального изучения утилизации гидроксиапатитного скаффолда, изготовленного с обеспечением трехмерной пористости, на модели краниального дефекта костной ткани, было высказано предположение, что направление и степень свободного пространства в скаффолде может влиять на формирование новой костной ткани [18, 19, 51??? ].
Положительный результат достигается за счет пассивной стимуляции остеогенеза, то есть ткань только «опирается» на каркас, постепенно замещая дефект одновременно с поступательной биорезорбцией
остеопластического материала.
Кроме отсутствия иммунологического ответа, воспалительной реакции и
цитотоксичности, необходимой
механической прочности в соответствии с назначением и местом имплантации, обеспечения адгезии, пролиферации, фиксации и дифференцировки клеток, хорошей биорезорбируемости установлены следующие дополнительные требования к скаффолдам:
1) Наличие оптимальных биоинженерных качеств, которые позволяют материалам восстановить поврежденные ткани и органы, имитируя физиологические процессы в замещаемых биоструктурахи стимулируя процесс регенерации.
2) Свойство активизировать рост ткани во всех направлениях благодаря наличию взаимосвязанной сети пор, соединенных друг с другом.
3) Способность к биологической деградации. Продуктами разрушения материала матрикса должны быть нетоксичные элементы, которые выводятся из организма либо вовлекаются в естественные биохимические циклы в отсутствие системного и местного накопления. Реакции иммунологического отторжения исключаются за счет встраивания подобных материалов в обмен веществ. [5, 7, 8]
4) Деформативные и механические качества имплантируемого скаффолда должны отвечать свойствам естественной ткани реципиента. Прочность и структура рассасывающейся основы должны сохраняться до тех пор, пока не будет восстановлено достаточное количество необходимой ткани в участке дефекта.
Для улучшения тех или иных свойств важной задачей тканевой инженерии является включение биоактивных веществ в структуру скаффолда для медленного их высвобождения в ходе биорезорбции.
Вторым шагом после подбора материала является принятие решения об использовании того или иного метода получения скаффолдов с определенными свойствами. В настоящее время существует огромное количество технологий, позволяющих получать матрицы нужной
формы, размера и состава. [1, 5, 15, 17, 19, 28, 30, 33]
Классификация методов производства скаффолд-материалов:
1) Методы, основанные на использовании растворителей или высоких температур: электроспиннинг, фазоразделение, лиофилизация, газовое вспенивание, выщелачивания и так далее.
2) Быстрое прототипирование: лазерная стереолитография (включая двухфотонную фотополимеризацию), селективное лазерное спекание, моделирование методом наплавления, 30-печать и другие.
Необходимо отметить, что при изготовлении скаффолдов возможно использование композитных
инкорпорируемых наполнителей, например, хитозана, гидроксиапатита, |3-
трикальцифосфата, что позволяет изменять свойства основных материалов, из которых выполнена клеточная матрица, таких как прочностные характеристики, адгезивные свойства, формирование дополнительных стимулов на клеточную популяцию скаффолда и окружающих тканей, а также достигать усиления уровня остеогенной дифференцировки, скорости
минерализации новообразованной костной ткани [ 2, 3, 18].
Исследуемый нами материал является силикатным биоактивным стеклом состава
47.5Si02-10Na20-10K20-10Mg0-20Ca0-2.5Р205 (мол.%), разработанным в Туринском политехническом университете (Италия) для применения в тканевой инженерии. Стекло получали путем плавления шихты указанного состава и охлаждения расплава в воде. Полученную фритту высушили и измельчали до порошка с размером частиц менее 32 микрон. Далее методом репликации губки были изготовлены каркасы (скаффолды) с трехмерной архитектурой, имитирующей структуру трабекулярной кости
[8,14,15,19,20,21,22,23,39]. Для этого стандартные пористые полимерные губки были разрезаны вручную на блоки размером 10 мм х 10 мм х 10 мм. Затем эти блоки пропитывали заранее приготовленной суспензией, которую готовили
диспергированием порошка стекла в дистиллированной воде с поливиниловым спиртом Далее скаффолды сушили и обжигали при температуре 950-1000 0С для того, чтобы выжечь полимерную матрицу и спечь частицы стекла.
На данном этапе исследования нами проводятся доклинические исследования с целью получения данных о
биосовместмости полученных скаффолдов с тканями живого организма и их
способность к биологической деградации.
ЛИТЕРАТУРА:
1. А. Н. Митрошин, М. Г. Федорова, И. В. Латынова, А. А. Нефедов. Современные представления о применении Скаффолдов в регенеративной медицине // Медицинские науки. Патологическая анатомия. - №2(50). — 2019. - С. 133-142.
2. М.А. Садовой, П.М. Ларионов, А.Г. Самохин, О.М. Рожнова. Клеточные матрицы (скаффолды) для целей регенерации кости: современное состояние проблемы. // Хирургия позвоночника. Экспериментальные исследования. — №2. - 2014. - С. 79—86.
3. Д.С.Кузнецова, П.С.Тимашев, В.Н.Баграташвили, Е.В.Зайганова, Костные имплантаты на основе скаффолдов и клеточных систем в тканевой инженерии (Обзор).
4. Хабилов Н.Л., Зиядуллаева Н.С., Хабилов Д.Н., Буронов Б.Т. Сравнительный анализ биоматериалов, предначенных для остеозамешения. Journal of Medicine Innovations. 2021; 1: Р. 7277.
5. Dilshat U. Tulyaganov, Avzal Akbarov, Nigora Ziyadullaeva, Bekhzod Khabilov, and Francesco Baino. Injectable bioactive glass-based pastes for potential use in bone tissue repair. Biomed. Glasses 2020; 6: Р. 23-33.
6. Akhbarov A.N., Khabilov N.L., Tulyaganov D.U., Ziyadullaeva N.S., Khabilov B.N. Morphological Characteristics of the Process of Regeneration of rabbit bone tissue defect using paste-like composite in the experiment. "International Journal of pharmaceutical research", Apr-Jun, 2020, Vol-12, Issue 2, India, P. 725-728.
7. V. Miguez-Pacheco, L.L. Hench, A.R. Boccaccini, Bioactive glasses beyond boneand teeth: emerging applications in contact with soft tissues, Acta Biomater.13 (2015) 1—15.
8. F. Baino, G. Novajra, V. Miguez-Pacheco, A.R. Boccaccini, C. Vitale-Brovarone, Bioactive glasses: special applications outside the skeletal system, J.Non-Cryst. Solids 432 (2016) 15-30.
9. R.Z. LeGeros, Properties of osteoconductive biomaterials: calcium phosphates,Clin. Orthop. Rel. Res. 395 (2002) 81-98.
10. E.A. Abou Neel, D.M. Pickup, S.P. Valappil, R.J. Newport, J.C. Knowles, Bioactivefunctional materials: a perspective on phosphate-based glasses, J. Mater.Chem. 19 (2009) 690-701.
11. J.R. Jones, Review of bioactive glass: from Hench to hybrids, Acta Biomater. 9(2013) 4457-4486.
12. J.R. Jones, L.L. Hench, Factors affecting the structure and properties of bioactive foam scaffolds for tissue engineering, J. Biomed. Mater. Res. B 68(2004) 36-44.
13. D.W. Hutmacher, M. Sittinger, M.V. Risbud, Scaffold-based tissue engineering: rationale for computer-aided design and solid free-form fabrication systems,Trends Biotechnol. 22 (2004) 354-362.
14. C. Vitale-Brovarone, S. Di Nunzio, O. Bretcanu, E. Verne, Macroporousglass-ceramic materials with bioactive properties, J. Mater. Sci.: Mater. Med.15 (2004) 209-217.
15. F. Baino, E. Verne, C. Vitale-Brovarone, 3-D high strength glass-ceramic scaffolds containing fluoroapatite for load-bearing bone portions replacement, Mater. Sci. Eng. C 29 (2009) 2055-2062.
16. Q.Z. Chen, I.D. Thompson, A.R. Boccaccini, 45S5 Bioglass®-derivedglass-ceramic scaffolds for bone tissue engineering, Biomaterials 27 (2006)2414-2425.
17. S. Scheiner, R. Sinibaldi, B. Pichler, V. Komlev, C. Renghini, C. Vitale-Brovarone, F. Rustichelli, C. Hellmich, Micromechanics of bone tissue-engineering scaffolds, based on resolution error-cleared computer tomography, Biomaterials 30 (2009) 2411-2419.
18. F. Baino, C. Vitale-Brovarone, Mechanical properties and reliability of glass-ceramic foam scaffolds for bone repair, Mater. Lett. 118 (2014) 27-30.
19. C. Vitale-Brovarone, E. Verne, L. Robiglio, P. Appendino, F. Bassi, G. Martinasso,G. Muzio, R. Canuto, Development of glass-ceramic scaffolds for bone tissue engineering: characterisation, proliferation of human osteoblasts and nodule formation, Acta Biomater. 3 (2007) 199-208.
20. F. Baino, C. Vitale-Brovarone, Bioactive glass and glass-ceramic foam scaffoldsfor bone tissue restoration, in: P.A. Netti (Ed.), Biomedical Foams for Tissue Engineering Applications, Woodhead Publishing, Amsterdam, 2014, pp.213-248.
21. C. Vitale-Brovarone, F. Baino, E. Verne, High strength bioactive glass-ceramic scaffolds for bone regeneration, J. Mater. Sci. Mater. Med. 20 (2009) 643-653.
22. C. Renghini, V. Komlev, F. Fiori, E. Verne, F. Baino, C. Vitale-Brovarone, Micro-CT studies on 3D bioactive glass-ceramic scaffolds for bone regeneration, Acta Biomater. 5 (2009) 1328-1337.
23. C. Renghini, A. Giuliani, S. Mazzoni, F. Brun, E. Larsson, F. Baino, C.Vitale-Brovarone, Microstructural characterization and in vitro bioactivity ofporous glass-ceramic scaffolds for bone regeneration by synchrotron radiation X-ray microtomography, J. Eur. Ceram. Soc. 33 (2013) 1553-1565.
24. Gauthier O, Bouler JM, Aguado E, et al. Macroporous biphasic calcium phosphate ceramics: influence of macropore diameter and macroporosity percentage on bone ingrowth. Biomaterials. 1998; 19: 133-139.
25. Harrington DA, Cheng EY, Guler MO, et al. Branched peptide-amphiphiles as self-assembling coatings for tissue engineering scaffolds. J Biomed Mater Res A. 2006; 78: 157-167.
26. Hollister SJ, Maddox RD, Taboas JM. Optimal design and fabrication of scaffolds to mimic tissue properties and satisfy biological constraints. Biomaterials. 2002; 23: 4095-4103.
27. Hollister SJ. Porous scaffold design for tissue engineering. Nat Mater. 2005; 4: 518-524.
28. Hutmacher DW, Sittinger M, Risbud MV. Scaffold-based tissue engineering: rationale for computer-aided design and solid free-form fabrication systems. Trends Biotechnol. 2004; 22: 354-362. doi.org/10.1016/j.tibtech.2004.05.005.
29. Jansen J, Melchels FP, Grijpma DW, et al. Fumaric acid monoethyl ester-functionalized poly(D,Llactide)/N-vinyl-2-pyrrolidone resins for the preparation of tissue engineering scaffolds by stereolithography. Biomacromolecules. 2009; 10: 214-220. doi: 10.1021/bm801001r.
30. Jones AC, Arns CH, Hutmacher DW, et al. The correlation of pore morphology, interconnectivity and physical properties of 3D ceramic scaffolds with bone ingrowth. Biomaterials. 2009; 30: 1440-1451. doi: 10.1016/j.biomaterials.2008.10.056.
31. Jones AC, Arns CH, Sheppard AP, et al. Assessment of bone ingrowth into porous biomaterials using MICRO-CT. Biomaterials. 2007; 28: 2491-2504.
32. Kanczler JM, Ginty PJ, Barry JJ, et al. The effect of mesenchymal populations and vascular endothelial growth factor delivered from biodegradable polymer scaffolds on bone formation. Biomaterials. 2008; 29: 1892-1900. doi: 10.1016/j.biomaterials.2007.12.031.
33. Karageorgiou V, Kaplan D. Porosity of 3D biomaterial scaffolds and osteogenesis. Biomaterials. 2005;26: 5474-5491.
34. Kasten P, Beyen I, Niemeyer P, et al. Porosity and pore size of beta-tricalcium phosphate scaffold can influence protein production and osteogenic differentiation of human mesenchymal stem cells: an in vitro and in vivo study. Acta Biomater. 2008; 4: 1904-1915. doi: 10.1016/j.actbio.2008.05.017.
35. Petrie Aronin CE, Sadik KW, Lay AL, et al. Comparative effects of scaffold pore size, pore volume, and total void volume on cranial bone healing patterns using microsphere-based scaffolds. J Biomed Mater Res A. 2009; 89: 632-641. doi: 10.1002/jbm.a.32015.
36. Oh SH, Park IK, Kim JM, et al. In vitro and in vivo characteristics of PCL scaffolds with pore size gradient fabricated by a centrifugation method. Biomaterials. 2007; 28: 1664-1671.
37. Rose FR, Cyster LA, Grant DM, et al. In vitro assessment of cell penetration into porous hydroxyapatite scaffolds with a central aligned channel. Biomaterials. 2004; 25: 5507-5514.
38. Uebersax L, Hagenmuller H, Hofmann S, et al. Effect of scaffold design on bone morphology in vitro. Tissue Eng. 2006; 12: 3417-3429.
39. Francesco Bainoa, Silvia Caddeoa,b, Giorgia Novajraa, Chiara Vitale-Brovarone. Using porous bioceramic scaffolds to model healthy and osteoporotic bone. Journal of the European Ceramic Society, 36 (2016), 2175-2182
