ماهنامه علمی پ‍ژوهشی

با توجه به عملکردهای متفاوت و چندگانه بافت استخوان در بدن، هر تغییری که به‌دنبال آسیب، ضایعه یا بیماری در ساختار آن ایجاد شود، تعادل بدن و زندگی فرد را تحت تاثیر قرار می-دهد. به‌دنبال ایجاد یک ضایعه، استخوان دارای توانایی ذاتی ترمیم خود‌به‌خودی است. در شکستگی¬ها و آسیب¬های کوچک استخوانی روند درمان توسط بدن انجام می¬گیرد به‌طوری که به‌دنبال یک آسیب استخوانی سلول¬های بنیادی و استرومایی موجود در بافت، به‌همراه ماکروفاژها و دیگر سلول‌های موجود در بافت استخوان از جمله استئوبلاست¬ها و استئوکلاست¬ها به‌طور هماهنگ فعالیت می¬کنند تا آبشاری از عملکرد¬های ترمیمی را به‌منظور بهبود آسیب وارده به استخوان پیش ببرند (1). اما این قابلیت¬ها محدودیت¬هایی داشته به‌طوری که در شکستگی¬ها و عیوب بزرگ همچون تصادفات، شکاف کام مادرزادی، جوش خوردن نابجای استخوان، اختلالات پریودنتال و از بین رفتن استخوان در اثر تروما، پروسه درمان توسط بدن کار ساز نبوده و نیاز به درمان توسط پزشک می‌باشد (2,3). امروزه پیوند استخوان یکی از متداول¬ترین روش¬های جراحی به‌منظور تقویت و بازسازی استخوان در ارتوپدی (Orthopedic) می¬باشد (5, 4). از پیوندهای متداول می¬توان به زنوگرافت(Xenograft) ، آلوگرافت (Allograft)  و آتوگرافت(Autograft)  اشاره کرد. زنوگرافت، پیوندی است که از گونه¬ای دیگر مثل گونه¬های حیوانی گرفته می¬شود خطرات ناشی از این پیوند، عفونت¬ها و ایجاد واکنش¬های ایمنی می¬باشد که ممکن است منجر به رد پیوند گردد. آلوگرافت پیوندی است که معمولاً از انسان‌هایی با ژنوتیپ‌های ‌مختلف، پس از مرگ آن‌ها گرفته می¬شود. بنابراین جهت استفاده از این پیوند، به‌منظور اجتناب از واکنش¬های ایمنی و انتقال عفونت، بافت مورد‌نظر باید به‌طور کامل استریل شود، که در حین استریل کردن نیز بسیاری از اجزای بافت از بین می¬رود. از محدودیت‌های این نوع پیوند، می‌توان به کمبود اهدا کننده و عفونت¬های بعدی اشاره کرد (7 ,6). هم‌چنین، این پیوند خطر انتقال بیماری¬هایی چون ایدز، هپاتیت و سرطان از فرد اهدا کننده به فرد گیرنده پیوند را دارد (8). آتوگرافت پیوندی است که قسمتی از بافت بدن یک فرد به بخش دیگری از بدن همان فرد انتقال می¬یابد (9). اگرچه این پیوند تحریک واکنش¬های التهابی میزبان را ندارد ولی سطح وسیع جراحی، ممکن است درد و ناراحتی طولانی‌مدت را برای بیمار ایجاد کند (8). بنابراین اگرچه تا به امروز، پیوند استخوان یک روش استاندارد بوده است و پس از پیوند خون دومین پیوند از نظر شیوع است، اما این روش درمانی با موانع زیادی روبرو است از جمله می‌توان به محدودیت در پیدا کردن بافت پیوندی مناسب و کیفیت نامناسب استخوان برای پیوند در برخی بیماری¬های استخوانی مانند استئوپروز (10)، نیاز به جراحی مجدد، احتمال عفونت و انتقال بیماری¬ها و عدم جوش خوردن با بافت میزبان اشاره کرد (11). در مقایسه با روش¬های سنتی آتوگرافت و آلوگرافت، مهندسی بافت که بر اساس پیوند سلول یا بافت آتوژنیک (Autogenous)  است، مشکلات پیوندهای ذکر شده را از بین می¬برد. در واقع ایده اصلی مهندسی بافت، از مهندسی آتوگرافت گرفته شده است (12).
مهندسی بافت
مهندسی بافت علم طراحی و تولید بافت¬های جدید به منظور ترمیم اندام¬های آسیب دیده و جایگزینی قسمت¬های از دست رفته به‌دلایل مختلف است. در بین بافت¬های بدن، استخوان پتانسیل بالایی جهت تولید مجدد دارد، بنابراین یک نمونه مناسب جهت مهندسی بافت به شمار می¬رود و تقریباً 30 سال از اولین تلاش¬ها در این زمینه می¬گذرد. همانند مهندسی بافت در سایر بافت¬ها، مهندسی بافت استخوان (Bone-tissue (engineering تلفیقی از انواع سلول¬ها، فاکتورهای رشد، سیتوکین¬ها و حامل¬های زیست فعال از جمله داربست¬ها و هیدروژل¬ها، به‌منظور حفظ و پشتیبانی سلول¬هاست (13). به‌طور کلی مهندسی بافت به سه جزء اساسی، داربست مهندسی شده، سلول¬ها و فاکتورهای رشد وابسته است (14).
سلول های بنیادی در مهندسی بافت استخوان
مهندسی بافت استخوان به انواع سلول¬ها و فاکتور¬های رشد برای ترمیم استخوان نیاز دارد. تا به امروز مطالعات زیادی در خصوص استفاده از انواع سلول¬ها به‌منظور ترمیم استخوان یا تمایز به‌سلول¬های استخوانی انجام گرفته است. هر کدام از سلول¬های مذکور مزایا و معایبی دارند. اما به‌طور کلی سلول‌های بنیادی بالغ که عمدتاً مزانشیمی هستند، به علت دردسترس بودن و کنترل بهتر تمایز، برای مهندسی بافت استخوان مطلوب‌تر هستند (15). سلول¬های بنیادی مزانشیمی بالغ به علت توانایی ساخت استخوان و غضروف، شناخته شده‌ترین سلول¬های پیش ساز بافت استخوانی هستند که می‌توان آن‌ها را از انواع مختلفی از بافت¬ها از جمله مغز استخوان، بافت چربی و از پری‌استئوم (periosteum) جدا کرد (16). این سلول¬ها که ما‌رکرهای مزانشیمی را بیان می¬کنند بدون از دست دادن ظرفیت و توانایی خود نوسازی در محیط، کشت داده می¬شوند و در نهایت توانایی تمایز به سلول¬هایی همچون کندروسیت، آدیپوسیت، استئوبلاست و غیره را دارند (17). هم‌چنین قابلیت تکثیر در یک دوره پاساژ طولانی را دارند و قادر به تعدیل و سرکوب واکنش‌های سیستم ایمنی هستند (18). سلول¬های بنیادی مزانشیمی قابلیت تمایز شگرفی جهت بازسازی استخوان دارند. کوآرتو و همکارانش اولین کسانی بودند که در سال 2001 میلادی با استفاده از مهندسی بافت مبتنی بر سلول بنیادی مزانشیمی، اقدام به بازسازی استخوان به‌صورت بالینی کردند. بیماران مورد مطالعه، دارای ضایعات وسیعی در استخوان‌های خود بودند. آن‌ها در پژوهش خود سرامیک¬های هیدروکسی‌آپاتیت را به اندازه و شکل محل ضایعه تهیه و سلو‌ل‌های بنیادی مزانشیمی مشتق از مغز استخوان را به داخل تخلخل¬های آن وارد کرده نتایج حاصل از پژوهش آن‌ها نشان داد که در مدت 7-5 ماه ارتباط بین داربست کاشته شده و بافت اطراف برقرار شده و بعد از گذشت 12-6 ماه اندام عملکرد طبیعی خود را باز می¬یابد (20 ,19). عمده¬ترین سلول¬هایی که تا به حال در بازسازی استخوان به کار گرفته شده¬اند، سلول¬های بنیادی مزانشیمی مغز استخوان (Bone Marrow-Derived Mesenchymal Stem Cells)، سلول¬های بنیادی منشا گرفته از بافت چربی(Adipose Derived Stem Cells) ، سلول¬های بنیادی مزانشیمی خون بند ناف (Umbilical Cord Blood Mesenchymal Stem Cells)، سلول‌های بنیادی جنینی(Embryonic Stem Cells)  و سلول‌های بنیادی پر توان القایی (Induced Pluripotent Stem Cells) می‌باشد (4). شناخته شده¬ترین منبع این سلول‌ها، سلول¬های بنیادی مغز استخوان هستند که به‌صورت کنترل شده¬ای می¬توانند به بافت استخوانی تبدیل شوند (21). گروه دیگری از سلول¬های بنیادی مزانشیمی که امکان استحصال آن‌ها از بافت چربی وجود دارد، سلول¬های بنیادی بافت چربی هستند که به علت استحصال آسان¬تر ارجحیت دارند. از طرفی از آنجا که سلول¬های بنیادی پری‌استئوم نزدیک¬ترین سلول‌ها به بافت استخوانی می باشند، اولین سلول¬هایی هستند که در ترمیم استخوان شرکت می¬کنند و منبع اولیه ترمیم بافت استخوان و شکستگی¬ها هستند (22). اما امکان استفاده از این سلول‌ها در مهندسی بافت و سلول درمانی نیست زیرا برداشت پری‌اُستئوم بر روی هموستاز و بهبود طبیعی بافت استخوان اثر منفی می‌گذارد و دسترسی به این سلول‌ها سخت است. گروه دیگری از سلول‌های بنیادی بالغ، سلول‌های پیش‌ساز آندوتلیالی (Endothelial Progenitor Cells) هستند. مزیت این سلول‌ها در بازسازی استخوان، کمک به تسریع رگ‌زایی در بافت در حال تشکیل است. این سلول¬ها در مغز استخوان و خون محیطی یافت می‌شوند (23).
بنابراین جهت بازسازی استخوان، در مهندسی بافت استخوان، سلول¬های بنیادی (اغلب مزانشیمی) بر روی داربست¬های زیست سازگار کشت می¬شوند تا ساخت بافت استخوانی جدید را القا کنند و بتوانند با بافت میزبان تعامل و سازگای برقرار کنند (24). هم‌چنین، مهندسی بافت، امکان تکامل یک بافت استخوانی حاوی رگ را فراهم می¬کند. این روش نسبت به روش¬های دیگر از جمله پیوند¬های استخوانی مزیت¬های بسیاری دارد. به طوری‌که مثلاً استفاده از سلول¬های بنیادی در بازسازی استخوان علاوه بر القای رگ¬زایی به ساخت استخوان هم کمک می¬کند (25). بنابراین، چنانچه ساخت بافت استخوانی رگ دار مد‌نظر باشد، در این صورت علاوه بر سلول‌های گفته شده، گروهی از سلول¬های استرومایی منشا گرفته از بافت چربی با نام (Adipose derived Stromal Vascular Fraction) (SVF) هم در کانون توجه قرار می¬گیرند (26). به‌طور کلی بافت چربی علاوه بر آدیپوسیت¬ها شامل جمعیت هتروژنی از سلول¬های استرومایی با نام (SVF) است که شامل سلول¬های خونی، فیبروبلاست¬ها، سلول¬های اندوتلیال عروقی سلول¬های عضلانی صاف و سلول¬های بنیادی می¬باشند (28 ,27). از عمده¬ترین چالش¬های مهندسی بافت استخوان محدودیت در انتقال مواد‌غذایی و اکسیژن در بافت مهندسی شده است. بنابراین رگ¬سازی در بافت مهندسی شده بسیار حایز اهمیت است. در شرایط طبیعی بدن، سلول¬های بنیادی مزانشیمی در سطح خارجی سینوزوئید¬های خونی قرار می‌گیرند و وظیفه تبادلات غذایی را برعهده دارند. از طرف دیگر این سلول¬ها به داخل عروق در حال شکل¬گیری مهاجرت می‌کنند و در برقراری ارتباط خونی نقش دارند (29).
داربست های مهندسی بافت
سلول¬ها در بافت¬های مختلف بدن، با توجه به نوع بافت، انواع خاصی از درشت مولکول¬ها مثل پروتئین¬ها را ترشح می-کنند. این مواد یک شبکه در هم پیچیده و متخلخل را در اطراف سلول تشکیل داده که این شبکه، ماتریکس خارج سلولی نامیده می‌شود و سلول¬ها بر روی آن رشد و تکثیر می-یابند. به مجموع سلول و ماتریکس خارج سلولی، بافت گفته می¬شود. کلیه سلول‌های بدن غیر از سلول¬های سیستم خون‌رسانی و برخی بافت¬های جنینی خاص، بر روی ماتریکس خارج سلولی رشد می¬کنند (30). ماتریکس خارج سلولی که به صورت مصنوعی ساخته می¬شود داربست نامیده می¬شود. داربست سازه¬ای موقتی جهت پشتیبانی سلول، اتصال، تکثیر و تمایز سلول¬ها به بافت¬ها و اعضای مورد انتظار به‌شمار می¬رود (31). سرانجام این سازه به مرور زمان با درصدهای مختلف و قابل تنظیم تجزیه شده، بافت جدید رشد کرده و جایگزین آن می¬شود (32). امروزه از این داربست¬ها در زمینه¬های مختلف از جمله دارو رسانی، ژن‌درمانی و سلول درمانی استفاده می¬شود. اصلی¬ترین کاربرد آن‌ها در مهندسی بافت و پزشکی بازساختی است (11).
خواص مورد انتظار از داربست های مهندسی بافت استخوان
با توجه به انواع مختلف سلول¬ها و مواد خارج سلولی در بافت‌های مختلف بدن، به‌منظور بازسازی بافت مورد‌نظر، داربستی مخصوص با خواص بیولوژیکی، بیوشیمیایی و بیومکانیکی مناسب با آن بافت مورد نیاز است (33). همانند سایر بافت¬ها، موادی که به‌منظور بازسازی کامل بافت استخوان به کار می¬رود باید دارای خصوصیاتی همچون زیست‌سازگاری، زیست تخریب‌پذیری، تخلخل جهت انتقال سلول و فاکتورهای رشد به بافت آسیب دیده، خصوصیات مکانیکی متناسب با بافت مورد‌نظر از جمله استحکام مکانیکی، شیمی سطحی، القای استخوانی، قابلیت شبیه‌سازی بافت طبیعی استخوان، توانایی تحریک و تسریع تمایز به سمت سلول¬های استخوان ساز و فراهم کردن حمایت فیزیکی برای بافت¬های در حال تشکیل را دارا باشند (34). در ادامه به بررسی خصوصیات ذکر شده پرداخته شده است:
زیست‌سازگاری
زیست‌سازگاری یک داربست به معنای عدم پاسخ التهابی مضر برای بدن است. هم‌چنین، توانایی حمایت از فعالیت سلولی نرمال بافت مورد‌نظر از جمله توانایی برقراری سیگنال¬ها و ارتباطات سلولی است. از طرفی داربست استخوانی نباید هیچ‌گونه اثرات سمی موضعی و سیستماتیک داشته باشد (35). چنانچه داربست مورد‌نظر غیر سمی و تجزیه‌پذیر باشد، در نهایت بافت جدیدی جایگزین آن می¬گردد. شایان ذکر است که اگر داربست مد‌نظر سمی باشد و زیست‌سازگاری مناسب با بدن را نداشته باشد، باعث رد پیوند و مرگ بافت¬های مجاور داربست می¬گردد (36).
زیست تخریب‌پذیری
زیست تخریب‌پذیری عبارت است از تخریب تدریجی داربست که تابعی از ویژگی‌های پلیمری که داربست از آن ساخته شده و گذر زمان است. هم‌چنین، چنانچه داربست ساخته شده به بافت بدن پیوند شود و زیست سازگار باشد، در طی زیست تخریب‌پذیری سلول¬های بافت میزبان به تدریج و‌ارد داربست می¬شوند (37). در بسیاری از موارد، آسیب¬های استخوانی به‌گونه¬ای است که بافت زیادی از دست رفته است و امکان بازسازی استخوان نیست، بنابراین داربست¬های به کار رفته صرفاً به عنوان یک کانون اولیه برای مهاجرت سلول¬های بافت و ایجاد کالوس استخوانی عمل می¬کنند بنابراین یک نقش موقت را بازی کرده و به مرور باید قابلیت تخریب‌پذیری داشته باشند. این تخریب‌پذیری تدریجی کمک می¬کند تا سلول¬ها، ماتریکس خارج سلولی مخصوص خود را ساخته و آن را در فضای اطراف ترشح کنند. بنابراین به‌تدریج، سلول¬های دیگر نیز به محل آمده، امکان رشد بر روی ماتریکسی که به تازگی ایجاد شده را پیدا می¬کنند (38). نکته حائز اهمیت این است که پلیمر¬های به کار رفته در ساختار داربست علاوه بر این که باید خودشان زیست سازگار باشند، محصولات ناشی از تجزیه آن‌ها نیز باید برای بافت و سلول سمی نباشد و به راحتی توسط درناژ بافتی از موضع خارج ویا هضم شوند. هم‌چنین سرعت تخریب داربست و بازسازی بافت مورد‌نظر باید به گونه¬ای باشد که در انتهای مراحل بازسازی بافت، داربست تخریب و با بافت طبیعی استخوان جایگزین شده باشد (39). به‌عبارت دیگر، یک داربست ایده¬آل نه تنها باید خصوصیات مکانیکی مشابه بافت میزبان داشته باشد، بلکه باید قابلیت زیست تخریب‌پذیری در یک بازه زمانی مشخص نیز داشته باشد، به طوریکه این تخریب شدگی قابل کنترل و به آهستگی انجام شود. در نتیجه به آرامی فضاهای خالی ایجاد شده و این امکان فراهم می¬شود که بافت میزبان شروع به جایگزینی در فضاهای ایجاد شده کند (38). قدرت تخریب‌پذیری داربست¬ها بر اساس کاربرد آن‌ها باید متفاوت باشد مثلا داربست¬های ساخته شده برای ترمیم بافت ستون مهره باید طی 9 ماه یا بیشتر تخریب شوند در حالی که برای داربست‌های به کار رفته در ناحیه جمجمه و فک این زمان به 3 تا 6 ماه می رسد (40).
ساختار داربست: ساختار داربست مهندسی بافت استخوان باید به اندازه کافی متخلخل باشد تا سلول¬های استئوبلاست و یا سلول¬های پیش‌ساز استخوان‌، تکثیر و تمایز سلولی را پشتیبانی کرده و تشکیل استخوان جدید را تسهیل کنند. برای داربست مهندسی بافت استخوان تخلخل بالای ۹٠٪ مناسب است (12). تخلخل باعث افزایش سطح به حجم منطقه¬ای شده، امکان رشد و توزیع دقیق سلول¬ها را در سرتاسر داربست و تشکیل عروق خونی در اطراف بافت جدید را میسّر می¬کند (41). هم‌چنین تخلخل در انتشار مواد غذایی، اکسیژن و مواد زائد نقش به‌سزایی دارد. توجه شود که با افزایش درصد تخلخل، زیست‌سازگاری افزایش و استحکام مکانیکی کاهش می¬یابد (42).
اندازه منافذ: یکی دیگر از پارامترهای اساسی داربست ایده-آل، اندازه منافذ آن می¬باشد تا مواد غذایی و اکسیژن از میان خلل و فرج آن به راحتی عبور کرده، به سلول¬ها برسند و مواد دفعی از آن‌ها عبور کرده و دفع گردند. اندازه منافذ نباید آنقدر بزرگ باشد که استحکام مکانیکی را مختل کند (43)، و نه آنقدر کوچک باشد که توسط سلول مسدود شده و مانع نفوذ سلول و عروق به مناطق داخلی داربست شود و در ساخت ماتریکس خارج سلولی اختلال ایجاد کند (44). حداقل اندازه تخلخل برای یک داربست ایده¬آل١٠٠ میکرومتر می¬باشد. به‌منظور استخوان¬سازی و تشکیل عروق خونی، اندازه تخلخل‌های بزرگتر از۳٠٠ میکرومتر نیز توصیه می¬شود (45). از دیگر ویژگی‌های یک داربست ایده¬آل ارزیابی منافذ آن می¬باشد، منافذ داربست به دو صورت بسته و باز وجود دارند. منافذ بسته به‌واسطه لایه¬های جامد از سطوح بیرونی جدا می¬شوند، این منافذ به خارج راه ندارند و در کل در دسترس نیستند. منافذ باز، به سطوح خارجی راه داشته و امکان نفوذ مایعات و گازها را در درون خود فراهم می¬کنند. منافذ بسته و کور می¬توانند طول مسیر انتشار گازها به مرکز داربست را کاهش دهند در حالی که منافذ باز به عنوان کانالی جهت انتشار و تکثیر مواد غذایی هستند (44).
استحکام مکانیکی: داربست مهندسی بافت استخوان باید از استحکام مکانیکی بالا و در عین حال انعطاف¬پذیری خوبی برخوردار باشد (46)، توانایی تحمل نیروها و تنش¬های لازم را داشته و رفتاری مشابه بافت مورد‌نظر از خود بروز دهد. هم‌چنین خواص مکانیکی بافت مورد‌نظر و داربست نباید اختلاف زیادی داشته باشد چرا که عدم ترمیم و تحلیل رفتن بافت سالم را به‌دنبال دارد (47). یکی از چالش¬های بزرگ داربست مهندسی بافت استخوان و غضروف به‌منظور بازسازی بافت این است که، داربست کاشت شده باید یکپارچگی مکانیکی کافی جهت عملکرد مناسب از لحظه کاشت تا تکمیل روند بازسازی بافت را داشته باشد (48).
شیمی سطح: خواص سطحی داربست باید به گونه¬ای باشد که چسبیدن سلول¬های زنده به‌سطح آن به راحتی انجام گردد و اعمال مربوط به رشد، تکثیر و تمایز سلولی در سرتاسر داربست میسر شود (49). در مورد داربست¬های استخوانی از آن‌جا که استخوان به‌مقدار زیادی هیدروکسی‌آپاتیت دارد به کارگیری این ترکیب در ساختار داربست¬های استخوانی، زیست‌سازگاری و دینامیک استخوانی را افزایش می¬دهد (50). به‌طوریکه هیدروکسی‌آپاتیت در مقیاس نانو بر روی خصوصیات داربست‌ها اثر می¬گذارد و باعث القای چسبندگی، تکثیر و افزایش فعالیت آلکالین فسفاتازی در استخوان می¬شود (51).
خاصیت القای استخوان¬سازی
داربست مهندسی بافت باید دارای خاصیت القای استخوان‌سازی باشد، به این معنی که شکل‌گیری استخوان جدید را از طریق سیگنال¬های مولکولی و فراخوانی سلول¬های پیش ساز استخوانی القا کند (53 ,52). القای استخوانی یک فرایند مجزاست که به شدت توسط ساختار و شیمی سطحی تعیین می¬شود. القای استخوانی به‌صورت داخل غشایی و در داخل منافذ داربست¬ها رخ می¬دهد (54).
طراحی داربست¬های مهندسی بافت استخوان
طراحی داربست مهندسی بافت از اهمیت خاصی برخوردار است که شامل انتخاب مواد مناسب زیست تخریب‌پذیر، زیست سازگار و غیر سمی برای سلول¬ها می¬باشد (55). با توجه به این که استخوان ترکیبی دوفازی، متشکل از یک فاز پلیمری و یک فاز معدنی می¬باشد (56)، برای طراحی داربست مهندسی بافت استخوان ضرورت دارد که شرایط لازم برای ایجاد هر دو فاز مهیا گردد. معمولاً در فاز معدنی از بیوسرامیک¬ها و در فاز پلیمری از پلیمرهای طبیعی یا سنتزی و یا ترکیبی شامل پلیمر طبیعی- طبیعی و پلیمر طبیعی- سنتزی استفاده می¬شود. به‌منظور طراحی داربست مهندسی بافت استخوان، آگاهی از بیولوژی استخوان، ساخت، تکامل و ترمیم آن بسیار ضروری است، چرا که هدف اصلی، ایجاد بافت استخوانی جدید جهت بازسازی و ترمیم استخوان است (57). در ادامه ابتدا توضیح مختصری در رابطه با بافت استخوان داده و سپس به معرفی زیست پلیمرهای مناسب برای بازسازی بافت استخوان پرداخته شده است.
بافت استخوان
استخوان، بافتی پویا و بسیار پر عروق است (58). استخوان‌ها اجزای سیستم اسکلتی هستند که وظیفه‌ حفاظت از اندام¬های مهمی چون مغز، ریه و قلب را بر عهده دارند. هم‌چنین ایجاد استحکام مکانیکی و تسهیل حرکت جاندار را بر عهده دارند. استخوان‌ها با تنظیم غدد درون ریز بدن، همچون متابولیسم گلوکز و تستوسترون در تنظیم هموستاز بدن نقش ایفا می¬کنند (59) و منبع ذخیره مواد معدنی چون کلسیم، منیزیم و فسفر می¬باشند (60). بافت استخوانی از ماتریکس خارج سلولی و سلول¬های استخوانی تشکیل شده است. ماتریکس خارج سلولی از دو بخش آلی و غیر آلی تشکیل شده است. حدود ٨٪ استخوان از آب، ٢٢٪ از پروتئین و ٧٠٪ از مواد معدنی تشکیل شده است. بخش معدنی شامل یون¬های کلسیم، کربنات کلسیم و فسفات می¬باشد. این بخش استخوان، به‌عنوان هیدروکسی‌آپاتیت با فرمول شیمیایی Ca10(PO4)6(OH)2 شناخته می¬شود و ساختار آن به‌صورت کریستال¬های شش گوشه و سوزنی شکل به طول٦٠ نانومتر و عرض٢٠-۵ نانو¬متر می‌باشد. این ماده حدود ٦۵٪ وزن استخوان را تشکیل می¬دهد و سختی و قدرت استخوان به وجود آن وابسته است. بخش آلی استخوان شامل فیبرهای کلاژن نوع یک، استئوپُنتین و استئوکلسین می¬باشد (61). فیبرهای کلاژن نوع یک به ماتریکس استخوان الاستیسیتی، انعطاف پذیری و استحکام کششی می¬بخشند. فیبرهای کلاژن به نوبه خود از اجتماع فیبریل¬های کلاژن، متشکل از سه زنجیر مارپیچ آلفا و ترکیب آن‌ها با یکدیگر تشکیل شده¬اند (62). استحکام بافت استخوان وابسته به حضور کلاژن و هیدروکسی‌آپاتیت در کنار یکدیگر می¬باشد (63). سلول¬های بافت استخوانی شامل استئوبلاست، استئوسیت و استئوکلاست می¬باشد. استئوبلاست‌ها سلول¬هایی هستند که از سلول¬های بنیادی مزانشیمی متمایز می¬شوند و عملکرد اولیه آن‌ها تولید و ترشح ماتریکس خارج سلولی استخوان است. این سلول¬ها در تغییر و تحول بافت استخوان به صورت از بین بردن ترک¬های ریز و آسیب¬های کوچک بافتی نقش دارند (60). این سلول¬ها حدود ٦ – ۴٪ از کل سلول¬های استخوانی را تشکیل می¬دهند. استئوبلاست¬ها در حالت فعال خود استخوان‌سازی می¬کنند. در این حالت سیتوپلاسم آن‌ها دارای شبکه آندوپلاسمی خشن، دستگاه گلژی رشد یافته و وزیکول¬های ترشحی متعددی هستند. در این حالت آن‌ها به صورت بازوفیل با ظاهر مکعبی مشخص می¬شوند (64). استئوبلاست¬ها طیف وسیعی از عوامل رشد همچون فاکتور رشد انسولین (Insulin Growth Factor)، فاکتور رشد فیبروبلاستی(Fibroblast Growth Factor) ، عامل رشد پلاکت(Platelet  derived Growth Factor) ، فاکتور رشد بتا و پروتئین¬های مورفولوژیک استخوان¬زا (Bone Morphogenet ic Proteins) را تولید می¬کنند. هم‌چنین گیرنده¬های هورمون¬های رشد، پاراتیروئید، تیروئید، انسولین، پروژسترون و پرولاکتین در استئوبلاست¬ها قرار دارند (66 ,65). استئوبلاست¬ها دو سرنوشت دارند یا به صورت فعال در ماتریکس استخوانی خود قرار دارند و در این حالت استخوان‌سازی می¬کنند و یا تحت آپوپتوز (مرگ‌سلولی برنامه‌ریزی شده) قرار گرفته و غیر فعال شده، ماتریکس ترشح شده کلسیفیه می¬شود و در این حالت  استئوسیت نامیده می‌شوند (67). استئوسیت¬ها ۹۵-۹0٪ سلول¬های استخوانی را تشکیل داده¬اند و عمر آن‌ها بالای ٢۵ سال می¬باشد (64). استئوکلاست¬ها، سلول¬های چند هسته¬ای غول پیکر هستند که به شکل نامنظم از ترکیب سلول¬های پیش ساز مونوسیت شکل گرفته¬اند. قطر استئوکلاست¬ها تا 2٠٠ میکرومتر هم می¬رسد. این سلول¬ها حاوی آنزیم¬های لیزوزومی، شبکه گلژی و میتوکندری هستند (67). این سلول¬ها مسئول بازجذب (بلع) و شکل سازی استخوان هستند و جایگاه آن‌ها در سطح استخوان در استخوان‌های آسیب دیده می¬باشد (68).
انواع بافت استخوان
بافت استخوانی از دو نوع استخوان قشری یا کورتیکال (Cortical) و اسفنجی (Trabecular) تشکیل شده است. استخوان قشری ٨٠٪ اسکلت را تشکیل می¬دهد. این بخش حاوی مقادیر زیادی کلسیم بوده و عملکرد اصلی آن حفاظت و ایجاد مقاومت مکانیکی است در مواقعی که کمبود مواد معدنی وجود دارد این بخش در پاسخ متابولیکی هم نقش دارد. استخوان اسفنجی ٢٠٪ اسکلت را تشکیل داده و نقش اصلی آن در فعالیت¬های متابولیکی می¬باشد، این نوع استخوان در سرتاسر مهره¬های بدن، هم‌چنین استخوان لگن و استخوان‌های مسطح یافت می¬شود. استحکام آن‌ها نسبت به استخوان کورتیکال کمتر ولی انعطاف پذیری بیشتری دارند (66). تقریباً سطح خارجی تمام استخوان‌های بدن از پری‌استئوم (Periosteum) و سطح داخلی آن‌ها از آندوستئوم(Endosteum)  تشکیل شده است (شکل 1). پری‌استئوم شامل بافت پیوندی فیبروزی، اعصاب و رگ‌های خونی است. این پرده در همه قسمت¬های استخوان به غیر از غضروف وجود دارد. این پرده با توجه به دارا بودن سلول¬های استئوبلاست و استئوکلاست نقش مهمی در تغذیه، حفاظت، استخوان¬سازی و ترمیم استخوان شکسته ایفا می¬کند. این لایه یکی از مهم¬ترین اجزای استخوان است که جهت ترمیم و التیام استخوان به کار می‌رود. آندوستئوم به صورت غشایی سطح داخلی استخوان کورتیکال و اسفنجی را پوشانده است. این لایه دارای رگ¬های خونی فراوان و کانال ولکمن می¬باشد (60). بافت استخوان اسفنجی و قشری از لحاظ بیوشیمیایی کاملاً یکسان هستند ولی از نظر ساختاری متفاوت هستند (69). طرز قرار گرفتن و ساختمان ماتریکس خارج سلولی در استخوان‌های اسفنجی و قشری متفاوت است. املاح معدنی و تیغه¬های مدور متحدالمرکز با ضخامت 7-3 میکرومتر که لاملا نامیده می‌شوند در کنار هم قرار گرفته‌اند. در مرکز لاملا کانال تو خالی به نام کانال هاورس قرار دارد. این کانال حاوی عروق و اعصاب می‌باشد. عروق موجود در کانال هاورس تغذیه سلول‌های استخوانی را بر عهده دارند. هر سلول استخوانی در محفظه کوچکی به نام لاکونا (Lacuna) قرار گرفته است. لاکوناها با کانال هاورس از طریق مجاری باریکی به نام کانال¬های عرضی ولکمن متصل می‌شوند. از طریق این مجاری اکسیژن و مواد غذایی به استئوسیت‌ها و سلول‌های استخوانی بالغ می¬رسند. به مجموعه یک کانال هاورس و ٦-۵ تیغه استخوانی اطراف آن، سیستم هاورس می‌گویند. استخوان‌های متراکم دارای سیستم هاورس منظم می‌باشند در حالی که در ساختار استخوان اسفنجی سیستم هاورس وجود ندارد یا به صورت ناقص دیده می‌شود (70).


شکل 1: ساختمان استخوان (73)
 
در اوائل دوران زندگی یک فرد، استخوان‌سازی بر تخریب استخوان برتری دارد. در اواسط عمر استخوان¬سازی و تخریب آن متعادل است و در اواخر عمر تخریب استخوان بر بازسازی آن برتری دارد. استخوان¬سازی به دو صورت درون غشایی و درون غضروفی انجام می¬گیرد. استخوان¬سازی درون غشایی در استخوان‌های پهن رخ می¬دهد. سلول¬های مزانشیمی تکثیر یافته و سپس این سلول¬ها به استئوبلاست متمایز می¬شوند. استخوان¬سازی درون غضروفی در استخوان‌های دراز اتفاق می‌افتد. به طوری که ابتدا مزانشیم غضروف را می‌سازد و غضروف به استخوان تبدیل می‌شود (70).
ترکیبات داربست های مهندسی بافت استخوانی: زیست پلیمرهای مورد استفاده در ساخت داربست می¬توانند به‌صورت طبیعی یا سنتزی، هم‌چنین زیست تخریب‌پذیر یا زیست تخریب ناپذیر مورد استفاده قرار گیرند. این مواد به سه دسته طبیعی، مصنوعی و سرامیک¬ها قابل تقسیم است (71).
پلیمرهای¬ طبیعی: پلیمرهای طبیعی، از مواد موجود در طبیعت مثل گیاهان، حشرات یا حیوانات به دست می¬آید. از مزایای آن‌ها می¬توان به زیست‌سازگاری، خواص مکانیکی مشابه بافت طبیعی، واکنش‌های التهابی¬ پایین و از معایب این دسته از پلیمرها به استحکام مکانیکی پایین اشاره کرد (72). هم‌چنین این پلیمرها اتصال، تکثیر و تمایز سلولی را پشتیبانی می¬کنند (73). آن‌ها به طور ذاتی از نظر زیستی فعال هستند. این دسته از پلیمرها به سه گروه طبقه بندی می¬شوند که عبارتند از: 1) پلیمرهایی که منشا آن‌ها پروتئین می¬باشد که برای مثال می-توان به کلاژن، ژلاتین و ابریشم اشاره کرد. 2) پلیمرهایی با منشا پلی ساکارید، این دسته پلیمرها از منابع مختلفی چون، گیاهی، حیوانی و میکروبی به‌دست می¬آیند. این دسته از پلیمرها غیر سمی هستند، با سلول¬های زنده واکنش می¬دهند، زیست‌سازگاری خوبی دارند و معمولا قیمت آن‌ها از سایر مواد زیستی کمتر است. از این دسته می¬توان به کیتوسان، آلژینات و هیالورونان اشاره کرد. 3) دسته سوم پلی هیدروکسی آلکانوات-ها که توسط باکتری¬ها سنتز می¬شوند. این دسته از پلیمرها توجه زیادی را به خود معطوف کرده¬اند، چرا که می¬توانند از منابع مختلف تجدید پذیر تولید شوند. این دسته از پلیمرها زیست تخریب‌پذیری، زیست‌سازگاری و خاصیت ارتجاعی بالایی دارند (74). به‌طور کلی، پلیمرهای طبیعی چسبندگی سلولی خوبی را ایجاد می¬کنند (74).
پلیمرهای مصنوعی: این پلیمرها تحت شرایط کنترل شده ساخته می¬شوند. بنابراین تخریب‌پذیری و خواص مکانیکی آن‌ها قابل کنترل است. این دسته از مواد خواص بیولوژیکی و انعطاف پذیری پایینی دارند (72). از این دسته پلیمرها می¬توان به پلی وینیل الکل، پلی هیدروکسی بوتیرات، پلی لاکتیک اسید، پلی گلایکولیک اسید و پلی کاپرو لاکتون اشاره کرد (75).
بیوسرامیک¬ها: فلزات و آلیاژها کاربرد وسیعی در دندانپزشکی و ارتوپدی به منظور ترمیم استخوان شکسته به‌عنوان مواد کاشتنی دارند. آلیاژهای تیتانیوم، آلیاژهای پایه کبالت و فولاد زنگ نزن L316 از معمول¬ترین آلیاژهایی هستند که در ساخت کاشتنی¬ها به کار می¬روند. کاشتنی¬های فلزی مانند یک تیغه دو لبه هستند از یک سو به بازسازی بافت کمک می¬کنند و از سوی دیگر پس از قرار گرفتن در محیط بدن توسط بافت فیبروزی احاطه شده که منجر به بروز خواص نامطلوب همچون کاهش خواص مکانیکی کاشتنی و ایجاد واکنش¬های ایمنی در فصل مشترک بافت و کاشتنی می¬گردد. هم‌چنین استفاده از کاشتنی¬های فلزی جهت ترمیم آسیب¬های استخوانی منجر به رها شدن یون¬های مضر، سمی و تجمع آن‌ها در اعضای مختلف بدن می¬گردد که این فرآیند افزایش خطر احتمالی سرطان را به‌دنبال دارد (77 ,76). به‌عنوان مثال فولاد زنگ نزن L316 وقتی در محیط فیزیولوژیکی با غلظت بالای کلر کاشت شود، در محیط دچار خوردگی شده و عناصر سمی همچون نیکل، کروم و کبالت در بدن رها می¬شود که به شدت سرطان¬زا هستند (79 ,78). به‌همین منظور محققان تلاش¬های خود را جهت دستیابی به مواد جدید و زیست تخریب‌پذیر سوق داده¬اند تا از بروز مشکلات ذکر شده جلوگیری شود. بیوسرامیک¬ها دسته¬ای از مواد سرامیکی هستند که از آن‌ها به منظور ترمیم و تقویت بخش‌هایی از بافت و اعضای معیوب یا از کار افتاده¬ بدن انسان استفاده می¬شود (41). بیوسرامیک‌ها بر اساس منشا به دو گروه طبیعی (شامل هیدروکسی آپاتیت، مرجان) و سنتزی (شامل هیدروکسی‌آپاتیت سنتزی، تری فسفات کلسیم و شیشه¬های زیست فعال) تقسیم می¬شوند (80). تقسیم‌بندی دیگر بیوسرامیک¬ها بر اساس پیوند شیمیایی آن‌ها با بافت¬های بدن می¬باشد که به سه دسته، بی¬اثر، غیر قابل جذب و زیست فعال تقسیم می¬شوند. بیوسرامیک¬های بی اثر همچون (آلومینا، زیرکونیا و نیترید کلسیم) با توجه به غیر فعال بودن در محیط بدن، مقاومت سایشی خوبی دارند. بیوسرامیک¬های غیر¬قابل جذب مثل (کلسیم‌فسفات، فسفات آلومینیوم کلسیم و تری‌فسفات‌کلسیم) پس از قرارگیری در محیط بدن تجزیه شده و با بافت طبیعی جایگزین می¬شوند. از جمله بیوسرامیک¬های زیست فعال می¬توان به سرامیک¬های هیدروکسی‌آپاتیت و شیشه زیست فعال اشاره کرد. این دسته از زیست مواد با انتشار یون¬های آزاد شده از سطح، واکنش¬های درون و برون سلولی را القا می¬کنند که منجر به تسریع استخوان‌سازی می‌شوند (82 ,81). در میان سرامیک¬های زیستی سنتزی بهترین رفتار زیست فعالی، مربوط به شیشه¬¬های زیست فعال می¬باشد (83). این شیشه¬ها توانایی اتصال به بافت نرم و سخت را دارند (85 ,84). محصولات حاصل از تخریب آن‌ها، تحریک فاکتورهای رشد، بیان ژن استئوبلاست، رشد و تکثیر سلولی (87 ,86) و رگ¬زایی را منجر می¬شود (88 ,85). هر چه اندازه شیشه زیستی کوچکتر باشد فعالیت زیستی آن افزایش یافته به عبارتی تکثیر سلول¬های استخوانی در مجاورت ذرات شیشه¬ای که اندازه کوچکی دارند افزایش می¬یابد. به‌خصوص زمانی که از این شیشه¬ها به عنوان حامل، وسیله¬ای جهت انتقال ژن یا دارو به داخل سلول استفاده می¬شود، نانومتری بودن ابعاد بسیار اهمیت دارد (89). شیشه¬های زیست فعال خواص مکانیکی محدودی دارند و به‌منظور بهبود خواص مکانیکی یا بیولوژیکی اکسیدهای مختلفی همچون روی، منیزیوم، زیرکونیا، تیتانیوم، نقره و بور به این شیشه¬ها اضافه می¬کنند. به عنوان مثال با اضافه کردن روی به این شیشه¬ها خواص مکانیکی آن‌ها را گسترش می¬دهند و تشکیل استخوان در محیط آزمایشگاه و در محیط بدن را ارتقا می¬دهند و یا از شیشه¬هایی که حاوی نقره هستند می¬توان به عنوان پوشش¬های ضد باکتری با میزان کنترل شده رهایش برعلیه باکتری¬های گرم منفی و مثبت استفاده کرد (91 ,90). شیشه¬های زیستی با ایجاد پیوند شیمیایی قوی پاسخ زیستی مناسبی را در فصل مشترک استخوان و بافت ایجاد کرده و از این جهت ماده¬ای زیست فعال به‌شمار می¬آیند (87) بدون این¬که بافت فیبروز، لخته (93 ،92) و واکنش¬های التهابی ایجاد کنند (94). درکل ویژگی مشترک شیشه¬های زیست فعال تشکیل لایه هیدروکسی‌آپاتیت در فصل مشترک بافت و استخوان می¬باشد. نسبت اجزای سازنده این شیشه¬ها، بلورینگی، سایز و تخلخل از ویژگی¬هایی هستند که سرعت انحلال شیشه¬ها را تحت تاثیر قرار داده و منجر به واکنش بین بافت و شیشه زیستی می‌گردد (95). تشکیل این لایه شامل پنج مرحله است که این مراحل به سرعت در عرض چند ساعت رخ می¬دهد. شیشه¬های زیست فعال و بعضی از بیوسرامیک¬های خاص زمانی که در بدن کاشته می¬شوند در اثر تماس شیشه¬ها با مایعات فیزیولوژیک بدن، فرآیندهای تبادل یونی، انحلال و رسوب رخ می¬دهد. در مرحله اول در محلول، تبادل یونی رخ می دهد به‌طوری که کاتیون¬هایی چون Na+,Ca+2 از سطح شیشه با کاتیون¬های H3O+ وH+ که در محلول وجود دارد، مبادله می¬شوند و با توجه به حضور یون¬های H+ در محلول، pH افزایش می¬یابد. در مرحله دوم، با افزایش غلظت یون هیدروکسیل در سطح حل شدن شبکه سیلیکاتی رخ داده و سیلانول (Si-OH) در سطح ماده تولید می¬شود. در مرحله سوم، گروه¬های سیلانول متراکم شده و در سطح شیشه گروه¬های سیلیکا ژل (Si-O-Si) تشکیل می¬شود. در مرحله چهارم یون¬های کلسیم و فسفات موجود در مایع فیزیولوژی بدن در لایه سیلیکا جمع می¬شود و لایه¬ای غنی از کلسیم فسفات روی سطح تشکیل می¬شود. این لایه هیدروکسی‌آپاتیت آمورف می‌باشد. در مرحله آخر با توجه به حضور یون¬های موجود در محلول همچون کربنات، هیدروکسی‌آپاتیت آمورف به‌هیدروکسی‌آپاتیت کریستالی تبدیل می¬شود (97 ،96) که تشکیل لایه هیدروکسی‌آپاتیت مرحله مهم و حیاتی به‌منظور بازسازی استخوان می¬باشد و در واقع پیوند بین بافت کاشتنی و بافت استخوان میزبان را افزایش می-دهد (98). این لایه مشابه فاز معدنی استخوان می¬باشد (100 ,99).

 
شکل 2: تصویر SEM از سرامیک شیشه زیست فعال  قبل از انکوباسیون با محلول شبیه‌سازی شده بدن (simulated body fluid) (شکل سمت چپ) و بعد از انکوباسیون (شکل سمت راست) (101).
کاربردهای اصلی شیشه زیست فعال: شیشه زیست فعال در ضایعات استخوانی و دندانی کاربرد‌های درمانی دارد (شکل 2). کاربرد کلینیکی شیشه زیستی از سال ١٩٨٥ میلادی شروع شد (102). اولین کاربرد کلینیکی شیشه زیست فعال به‌طور موفقیت‌آمیزی برای جایگزینی استخوان‌های کوچک در گوش میانی بیماری که بر اثر عفونت، شنوایی خود را از دست داده بود انجام شد. با کاشت شیشه زیست فعال شنوایی به بیمار برگردانده شد (100). از شیشه¬های زیستی برای ترمیم ضایعات استخوانی فک و ترمیم استخوان پریودنتال استفاده می¬گردد (103). استفاده از شیشه‌های زیست فعال در مقایسه با هیدروکسی‌آپاتیت آسان¬تر بوده و در زمان کوتاه¬تری بازسازی استخوان انجام می¬گیرد. هم‌چنین استفاده از شیشه‌های زیست فعال به‌عنوان پیوند استخوان، بهبودی استخوان را ارتقا می‌بخشد (104).
کاربردهای دیگر شیشه زیست فعال: یکی از بزرگترین موانع در مهندسی بافت استخوان تولید ماتریکس خارج سلولی می-باشد. داربست¬های ترکیبی ساخته شده توسط نانوفیبرهای پلیمری و هیدروکسی‌آپاتیت به‌طور طبیعی متخلخل هستند که این امر موجب تسهیل رگ¬زایی در درون داربست شده و انتقال مواد غذایی و دفع مواد زائد از داربست را باعث می¬شود و در نهایت به رشد سلول¬ها کمک فراوانی می¬کند. مطالعات انجام شده در مقایسه با سایر زیست مواد سرامیکی نشان داد که استفاده از شیشه¬های زیست فعال در ترکیب داربست¬های سنتزی، اتصال، تکثیر و تمایز سلول¬های استئوبلاست را افزایش داده است که یک عامل اساسی جهت درمان نقایص استخوانی می¬باشد (105). از دیگر مزیت¬های شیشه زیست فعال، خاصیت ضد باکتریایی آن می¬باشد به‌طوری¬که با اضافه کردن این ماده به خمیر دندان خواص ضدمیکروبی ایجاد می¬کند (106). هم‌چنین، شیشه زیست فعال در رهایش دارو و فاکتورهای رشد هم موثر است. به طور کلی سیستم رهایش دارو باید زیست خنثی، زیست سازگار و از قدرت مکانیکی خوبی برخوردار باشد (107). هم‌چنین این سیستم باید به گونه¬ای طراحی شود که راحتی بیمار در نظر گرفته شود و توانایی حمل دارو با دوز بالا را داشته باشد و علاوه برآن بدون ریسک باشد. به‌علاوه رهایش تصادفی، ساخت، استریل کردن و حذف آن در بدن آسان باشد. از شیشه زیست فعال در سیستم رهایش دارو نیز استفاده می-گردد. از این ماده به عنوان حامل داروی وانکومایسین در درمان بیماری استئومیلیت به‌طور موفقیت‌آمیزی استفاده شده است. هم‌چنین داروهای ضد التهابی قوی ایبوپروفن در سیستم رهایش دارو با شیشه زیست فعال پس از غوطه¬وری در مایع شبیه سازی شده بدن پس از 8 ساعت از بدن حذف شدند (71). از طرفی شیشه های زیست فعال در ترمیم زخم هم نقش دارند. شیشه¬های زیست فعال نه تنها در ارتوپدی جنبه درمانی دارند در ترمیم بافت نرم و التیام زخم  هم به کار می¬روند. نتایج کلینیکی مربوط به آزمایشات انسانی و حیوانی تایید کننده این مطلب می¬باشد. جهت درمان زخم¬های مزمن، پارچه نخی آغشته به شیشه زیست فعال بوراتی همانند داربست بر روی زخم قرار گرفته و منجر به ترمیم زخم می¬شود و زخم بیماران دیابتی که بهبودی آن‌ها خیلی خیلی آهسته می¬باشد با استفاده از شیشه¬های بوراتی التیام می¬یابد (100).
روش¬های تولید شیشه¬های زیست فعال: شیشه¬های زیست فعال به دو روش ذوبی و سُل-ژل سنتز می¬شوند. اولین شیشه زیستی در سال ١۹٧١ میلادی توسط هنچ و همکاران به روش ذوبی ساخته شد که شامل ترکیباتی چون P2O5, CaO, Na2O) و  (SiO2می¬باشد (109 ,108.) در این روش درصدهای مشخصی از اکسیدهای فلزی مورد نیاز برای ساخت انواع مختلف شیشه به کار می¬رود. ذوب مواد در محدوده دمایی ١۳٠٠ -100٠ درجه سانتیگراد انجام و در بوته‌ای ازجنس پلاتین یا گرافن انجام می¬گردد. البته این روش، یک روش متداول برای تولید انبوه می¬باشد (110). اولین شیشه زیستی متداول در سال ١٩٩١میلادی توسط لی و همکاران به روش سُل-ژل ساخته شد که شامل ترکیباتی چون SiO2,P2O5),‌(CaO می‌باشد. سل-ژل یک روش شیمیایی، اختصاصی و مرطوب برای تولید شیشه زیستی می¬باشد (111). این روش قادر به تولید پودرهای ریز در اندازه نانومتر از شیشه، سرامیک، فیلم‌های نازک و الیاف است که به‌طور مستقیم از ترکیب پیش‌سازها در سطح مولکولی و در دمای پایین تشکیل می¬شود (112).
روش های ساخت داربست های مهندسی بافت: انتخاب روش مناسب ساخت داربست به ساختار بافت مورد‌ نظر بستگی دارد. انتخاب روش ساخت داربست اهمیت فراوانی دارد چرا که با انتخاب روش ساخت مناسب، سطح تماس بهتری جهت اتصال، تکثیر و تمایز سلولی فراهم می‌گردد (56). با توجه به نقش بسیار مهم داربست¬ها در مهندسی بافت روش¬های متعددی برای ساخت و طراحی داربست¬های مناسب به کار رفته است. روش¬های متداولی چون جدا سازی فاز، گاز فوم، امولسیون یخ خشک، ریخته¬گری حلال والکتروریسی از متداول-ترین روش‌های ساخت داربست مهندسی بافت می¬باشند (113).
جداسازی فاز (Phase Separation): در این روش پلیمر مورد‌نظر در حلال مناسب (با نقطه ذوب پایین) حل شده سپس برای ایجاد دو فاز، به محلول آب اضافه می¬شود. یکی از دو فاز غنی از پلیمر و دیگری مقدار کمتری پلیمر دارد. در مرحله بعد، دمای مخلوط را به زیر دمای ذوب حلال رسانده و دو فاز جامد ایجاد می شود  که با خشک کردن آن‌ها در خلاء، حلال تصعید شده و داربست متخلخل ایجاد می¬گردد (114).
روش گاز فوم (Gas Foaming): در این روش، به‌منظور ساخت داربست، پلیمر را به مدت چند روز روی صفحات مشبک در معرض گاز دی‌اکسید‌کربن با فشار بالا قرار می¬دهند. سپس فشار گاز را کم کرده و به فشار اتمسفر می¬رسانند که با خروج گاز از پلیمر، حفرات داربست شکل می¬گیرد. تخلخل ساختار به مقدار حلالیت گاز در پلیمر وابسته است که به وسیله تغییر فشار گاز و دما کنترل می¬شود. اندازه منافذ در این روش١/٠میکرومتر و ساختار داربست حدود۹٠٪ تخلخل دارد. به دلیل عدم استفاده از هر گونه حلال آلی در ساخت داربست، این روش ساخت، روشی تمیز می¬باشد (116 ,115). به منظور کارآمدتر شدن این روش از ذرات نمک استفاده می‌گردد. به خمیر یا ژل پلیمر، نمک آمونیوم بیکربنات اضافه می‌شود، سپس پلیمر را در آب غوطه¬ور کرده، نمک به آمونیاک و گاز دی اکسید کربن تبدیل می¬شود. آمونیاک با آب شسته می¬شود و دی اکسید کربن هم خارج می¬شود و داربست متخلخل ایجاد می¬شود (117 ,116).
امولسیون یخ خشک (Freeze Drying Emulsion): در این روش پلیمر مورد‌نظر در حلال مناسب حل گردیده، سپس به محلول آب اضافه می¬شود و محلول امولسیونی ایجاد می‌گردد. در این جا بایستی مخلوط مرتب هم زده شود تا دو فاز از هم جدا نشوند. سپس مخلوط را در قالب ریخته و قالب را در نیتروژن مایع می‌گذارند تا منجمد شود. سپس با روش فریز درایر (خشک کردن انجمادی)، حلال و آب از محیط خارج شده که با خروج این مواد تخلخل ایجاد می¬گردد (118). تخلخل ساختار با تغییر پارامترهایی چون  غلظت محلول پلیمری، درصد حلال، درصد آب و دمای انجماد کنترل می شود. از این تکنیک برای ساخت داربست¬های بافت سخت استفاده می¬شود (60).
ریخته¬گری حلال/ شستشوی ذرات
(Solvent Casting/Particulate Leaching): در این روش، پروژن یا کریستال¬های نمک (کلرید سدیم) داخل قالب ریخته شده، سپس مخلوط پلیمر و حلال به قالب اضافه می¬شود و فرصت داده می¬شود که پلیمر سخت گردد. مرحله بعد، استفاده از حلالی دیگر برای خارج کردن کریستال‌های نمک است که معمولاً حلال دوم آب مقطر است و با حذف ذرات پروژن داربست پلیمری با ساختار متخلخل و متناسب با شکل ظرف ایجاد می¬گردد. اندازه منافذ به اندازه ذرات پروژن بستگی دارد. در واقع تخلخل و اندازه منافذ داربست با تغییر مقدار و اندازه ذرات نمک کنترل می¬شود (119).
الکتروریسی (Electrospinning): الکتروریسی یک روش آسان و مقرون به صرفه جهت تولید الیاف می¬باشد (120). قطر الیاف تولید شده در این تکنیک از چند میکرون تا چند نانومتر متغیر می¬باشد (121 ,93). الیاف حاصل از این فرآیند به‌‌منظور رهایش دارو، داربست مهندسی بافت، پوشش‌های محافظ، سنسور، فیلتراسیون (122)، حامل کاتالیزور و مواد فلورسنت استفاده می¬شوند (123). با تکنیک الکتروریسی می¬توان ساختاری مشابه ماتریکس خارج سلولی تهیه کرد. با توجه به این¬که نسبت سطح به حجم منطقه¬ای نانوالیاف بالا است این ویژگی اتصال و تکثیر سلول¬ها بر روی نانوالیاف را افزایش می‌دهد. جهت ساخت الیاف از یک میدان الکتریکی با ولتاژ بالا استفاده می¬گردد. به‌طوری که اختلاف پتانسیلی بین محلول پلیمری داخل سرنگ و صفحه جمع کننده الیاف ایجاد شده و میدان الکتریکی بر کشش سطحی قطره‌ محلول پلیمر غلبه کرده و جریان بارداری از قطره که در نوک سوزن قرار دارد خارج می‌گردد که در اثر وجود نیروهای دافعه بین بارهای موجود، قطره دچار ناپایداری شده، نازک وکشیده می‌شود و به اندازه نانومتر می¬رسد. سپس این الیاف روی صفحه جمع کننده قرار گرفته و حلال از سطح آن تبخیر می¬شود. از محاسن این روش امکان افزودن ترکیبات مختلف آلی و معدنی از جمله شیشه های زیستی به محلول پلیمری و تولید داربستی ترکیبی است (124).
نتیجه‌گیری
با توجه به این¬که استخوان بافتی است که قادر به ترمیم آسیب¬های کوچک خود است در برخی مواقع آسیب وارد شده به استخوان  بزرگ است و استخوان توانایی ترمیم آن را ندارد. در این موارد بهترین روش درمانی، مهندسی بافت استخوان می¬باشد. مهندسی بافت استخوان تلفیقی از داربست، سلول و فاکتورهای رشد است و به جرات می¬توان گفت که مهم‌ترین بخش آن، طراحی داربست متناسب با بافت مورد‌نظر است. به‌منظور طراحی داربست، شناخت کافی از بافت مورد‌نظر ضروری است. با توجه به این که استخوان بافتی سخت و غیرمنعطف است لذا جهت طراحی داربست مهندسی بافت استخوان باید از مواد زیستی که همچون استخوان سخت هستند استفاده کرد. از این دسته مواد می¬توان به شیشه¬های زیست فعال اشاره کرد که وقتی این شیشه¬ها در محیط شبیه سازی شده بدن قرار می¬گیرند در تماس با مایع فیزیولوژی بدن لایه بلوری هیدروکسی‌آپاتیت را تشکیل می¬دهند. این لایه بسیار مشابه فاز معدنی استخوان می¬باشد. بنابراین انتخاب این ماده به عنوان فاز سخت استخوان مناسب است. انتخاب روش مناسب ساخت به ساختار بافت مورد‌نظر بستگی دارد. با توجه به نقش بسیار مهم داربست¬ها در مهندسی بافت روش¬های متعددی برای ساخت و طراحی داربست¬های مناسب مهندسی بافت به‌کار رفته است. الکتروریسی یک روش متداول جهت ساخت داربست می¬باشد، در این تکنیک با تغییر شرایط می‌توان الیافی از چند میکرون تا چند نانومتر ایجاد کرد. با توجه به این¬که نسبت سطح به حجم منطقه¬ای الیاف حاصل از الکتروریسی بالا است این ویژگی اتصال و تکثیر سلول¬ها بر روی داربست را افزایش می¬دهد. بنابراین داربست الکتروریسی شده که ترکیبی از شیشه زیست فعال و پلیمر می¬باشد می¬تواند زمینه را برای درمان بیماری¬های استخوانی فراهم سازد.
تعارض در منافع: وجود ندارد.

References:
 
1-    Raggatt L, Wullschleger M, Alexander K, Wu A, Millard S, Kaur S, et al. Fracture Healing via Periosteal Callus Formation Requires Macrophages for both Initiation and Progression of Early Endochondral Ossification.  Am J Pathol 2014; 184(12): 3192-204.
2-    Eslaminejad MB, Bagheri F, Zandi M, Nejati E, Zomorodian E, Mivechi H. Study of Mesenchymal Stem Cell Proliferation and Bone Differentiation on Composite Scaffolds of PLLA and Nano Hydroxyapatite with Different Morphologies. Cell Journal (Yakhteh) 2011; 8(4): 234-42 .[Persian]
3-    Csaki C, Schneider P, Shakibaei M. Mesenchymal Stem Cells as a Potential Pool for Cartilage Tissue Engineering. Annals of Anatomy 2008; 190(5): 395-412.
4-    Yousefi AM, James PF, Akbarzadeh R, Subramanian A, Flavin C, Oudadesse H. Prospect of Stem Cells in Bone Tissue Engineering: a Review. Stem Cells Int 2016; 2016: 6180487.
5-    Liu Y, Chan JK, Teoh SH. Review of Vascularised Bone Tissue-Engineering Strategies with a Focus on Co-Culture Systems. J Tissue Eng Regen Med 2015; 9(2): 85-105.
6-    Serra T. Development of 3d-Printed Biodegradable Composite Scaffolds for Tissue Engineering Applications. Barcelona, Marzo: Universitat Politècnica De Catalunya; 2014.
7-    Verrier S, Alini M, Alsberg E, Buchman S, Kelly D, Laschke M, et al. Tissue Engineering and Regenerative Approaches to Improving the Healing of Large Bone Defects. Eur Cell Mater 2016; 32; 87-110.
8-    Wattanutchariya W, Changkowchai W. Characterization of Porous Scaffold from Chitosan-Gelatin/Hydroxyapatite for Bone Grafting. Inproceedings of the International Multiconference of Engineers And Computer Scientists 2014; 2: 12-4.
9-    Chiara G, Let izia F, Lorenzo F, Edoardo S, Diego S, Stefano S, et al. Nanostructured Biomaterials for Tissue Engineered Bone Tissue Reconstruction. Int J Mol Sci 2012; 13(1): 737-57.
10-    Grayson WL, Bunnell BA, Martin E, Frazier T, Hung BP, Gimble JM. Stromal Cells and Stem Cells in Clinical Bone Regeneration. Nat Rev Endocrinol 2015; 11(3): 140-50.
11-    Basha RY, Kumar T.S, Doble M. Design of Biocomposite Materials for Bone Tissue Regeneration. Materials Science & Engineering C, Materials for Biological Applications 2015; 57: 452-63.
12-    Liu X, Ma PX. Polymeric Scaffolds for Bone Tissue Engineering. Annals of Biomedical Engineering 2004; 32(3): 477-86.
13-    Baheiraei N, Jalise SZ, Sanei SA. Recent Advances in Bioglass Applications for Bone Tissue Engineering. MJMS 2017; 20(2): 1-22.
14-    Puvaneswary S, Talebian S, Raghavendran H, Murali M, Mehrali M, Afifi A, et al. Fabrication and in Vitro Biological Activity of Βtcp-Chitosan-Fucoidan Composite for Bone Tissue Engineering. Carbohydrate Polymers 2015; 134(2015): 799-807.
15-    Grässel S, Lorenz J. Tissue-Engineering Strategies to Repair Chondral and Osteochondral Tissue in Osteoarthritis: Use of Mesenchymal Stem Cells. Curr Rheumatol Rep 2014; 16(10): 452.
16-    Van Gastel N, Stegen S, Stockmans I, Moermans K, Schrooten J, Graf D, Et al. Expansion of Murine Periosteal Progenitor Cells with  Fibroblast Growth Factor 2 Reveals an Intrinsic Endochondral Ossification Program Mediated by Bone Morphogenet ic Protein 2. Stem Cells 2014; 32(9): 2407-18.
17-    Meirelles LS, Fontes A, Covas D, Caplan A. Mechanisms Involved in the Therapeutic Properties of Mesenchymal Stem Cells. Cytokine Growth Factor Rev 2009; 20(5-6): 419-27.
18-    Chen JY, Mou XZ, Du XC, Xiang C. Comparative Analysis of Biological Characteristics of Adult Mesenchymal Stem Cells with  Different Tissue Origins. Asian Pac J Trop Med 2015; 8(9): 739-46.
19-    Quarto R, Giannoni P. Bone Tissue Engineering: Past-Present-Future. Met hods Mol Biol 2016; 1416: 21-33.
20-    Quarto R, Mastrogiacomo M, Cancedda R, Kutepov S, Mukhachev V, Lavroukov A, et al. Repair of

Large Bone Defects with  the Use of Autologous Bone Marrow Stromal Cells. N Engl J Med 2001; 344(5): 385-6.
21-    Dominici M, Le Blanc K, Mueller I, Slaper-Cortenbach I, Marini F, Krause D, et al. Minimal Criteria for Defining Multipotent Mesenchymal Stromal Cells. The International Societ y for Cellular Therapy Position Statement. Cytotherapy 2006; 8(4): 315-7.
22-    Colnot C. Skelet al Cell Fate Decisions with in Periosteum and Bone Marrow During Bone Regeneration. J Bone Miner Res 2009; 24(2): 274-82.
23-    Almubarak S, Net hercott H, Freeberg M, Beaudon C, Jha A, Jackson W, et al. Tissue Engineering Strategies for Promoting Vascularized Bone Regeneration. Bone 2016; 83: 197-209.
24-    Grayson W, Bhumiratana S, Cannizzaro C, Vunjak-Novakovic G. Bioreactor Cultivation of Functional Bone Grafts. Met hods Mol Biol 2011; 698: 231-41.
25-    Das A, Botchwey E. Evaluation of Angiogenesis and Osteogenesis. Tissue Engineering Part B: Reviews 2011; 17(6): 403-14.
26-    Hutton DL, Grayson WL. Stem Cell-Based Approaches to Engineering Vascularized Bone. Current Opinion In Chemical Engineering 2014; 3: 75-82.
27-    Usuelli F, Grassi M, Maccario C, Vigano M, Lanfranchi L, Alfieri MU, Et al. Intratendinous Adipose-Derived Stromal Vascular Fraction (SVF) Injection Provides A Safe, Efficacious Treatment for Achilles Tendinopathy: Results of a Randomized Controlled Clinical Trial at a 6-Month Follow-Up. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc 2018; 26(7): 2000-10.
28-    Mizuno H, Tobita M, Ogawa R, Orbay H, Fujimura J, Ono S, et al. Adipose-Derived Stem Cells in Regenerative Medicine. Principles of Gender-Specific Medicine: Elsevier; 2017; 100(9): 459-79.
29-    Fan H, Zeng X, Wang X, Zhu R, Pei G. Efficacy of Prevascularization for Segmental Bone Defect Repair Using Β-Tricalcium Phosphate Scaffold in Rhesus Monkey. Biomaterials 2014; 35(26): 7407-15.
30-    Boal D, Boal DH. Mechanics of the Cell. 2th Ed. British Columbia: Cambridge University Press; 2012.
31-    Runyan CM, Taylor JA. Clinical Applications of Stem Cells in Craniofacial Surgery. Facial Plast Surg 2010; 26(5): 385-95.
32-    Fischer KM, Morgan KY, Hearon K, Sklaviadis D, Tochka ZL, Fenton OS, et al. Poly (Limonene Thioet her) Scaffold for Tissue Engineering. Adv Healthc Mater 2016; 5(7): 813-21.
33-    Niknejad H, Peirovi H, Jorjani M, Ahmadiani A, Ghanavi J, Seifalian A, et al. Properties of the Amniotic Membrane for Potential Use in Tissue Engineering. Eur Cell Mater 2008; 15: 88-99.
34-    Velasco M, Narváez-Tovar CA, Garzón-Alvarado DA. Design, Materials, and Mechanobiology of Biodegradable Scaffolds for Bone Tissue Engineering. Biomed Res Int 2015; 2015(1-6):
1-21.
35-    Williams DF. on the Mechanisms of Biocompatibility. Biomaterials 2008; 29(20): 2941-53.
36-    Garg T, Singh O, Arora S, Murthy R. Scaffold: a Novel Carrier for Cell and Drug Delivery. Crit Rev Ther Drug Carrier Syst 2012; 29(1): 1-63.
37-    Mikos AG, Mcintire LV, Anderson JM, Babensee JE. Host Response to Tissue Engineered Devices. Adv Drug Deliv Rev 1998; 33(1-2): 111-39.
38-    Tang D, Tare RS, Yang LY, Williams DF, Ou KL, Oreffo RO. Biofabrication of Bone Tissue: Approaches, Challenges and Translation for Bone Regeneration. Biomaterials 2016; 83: 363-82.
39-    Lyons F, Partap S, O'Brien F. Part 1: Scaffolds And Surfaces. Technol Health Care 2008; 16(4): 305-17.
40-    Lichte P, Pape H, Pufe T, Kobbe P, Fischer H. Scaffolds for Bone Healing: Concepts, Materials and Evidence. Injury 2011; 42(6): 569-73.
41-    Salgado AJ, Coutinho OP, Reis RL. Bone Tissue Engineering: State of the Art and Future Trends. Macromol Biosci 2004; 4(8): 743-65.
42-    Lemos EM, Patrício PS, Pereira MM. 3D Nanocomposite Chitosan/Bioactive Glass Scaffolds Obtained Using Two Different Routes: An Evaluation of the Porous Structure and Mechanical Properties. Quím Nova 2016; 39(4): 462-6.
43-    Gómez S, Vlad M, López J, Fernández Ejab.
Design and Properties of 3D Scaffolds for Bone
Tissue Engineering. Acta Biomaterialia 2016; 42:
341-50.
44-    Chung S, King M. Design Concepts and Strategies for Tissue Engineering Scaffolds. Biotechnology and Applied Biochemistry 2011; 58(6): 423-38.
45-    Wu F, Liu C, O'Neill B, Wei J, Ngothai Y. Fabrication and Properties of Porous Scaffold of Magnesium Phosphate/ Polycaprolactone Biocomposite for Bone Tissue Engineering. Applied Surface Science 2012; 258(19): 7589-95.
46-    Schugens C, Maquet  V, Grandfils C, Jérôme R, Teyssie P. Biodegradable and Macroporous Polylactide Implants for Cell Transplantation: 1. Preparation of Macroporous Polylactide Supports by Solid-Liquid Phase Separation. Polymer 1996; 37(6): 1027-38.
47-    Cox CS, Thornby JA, Gibbons GJ, Williams MA, Mallick KK. 3D Printing of Porous Hydroxyapatite Scaffolds Intended for Use in Bone Tissue Engineering Applications. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 2015; 47: 237-47.
48-    O'brien FJ. Biomaterials & Scaffolds for Tissue Engineering. Materials Today 2011; 14(3): 88-95.
49-    Sachlos E, Czernuszka JT. Making Tissue Engineering Scaffolds Work. Review: The Application of Solid Freeform Fabrication Technology to the Production of Tissue Engineering Scaffolds. Eur Cells Mater 2003; 5: 29-39.
50-    Liao SS, Cui FZ. In Vitro and in Vivo Degradation of Mineralized Collagen-Based Composite Scaffold: Nanohydroxyapatite/Collagen/Poly(L-Lactide). Tissue Eng 2004; 10(1-2): 73-80.
51-    Shi Z, Huang X, Cai Y, Tang R, Yang D. Size Effect of Hydroxyapatite Nanoparticles on Proliferation and Apoptosis of Osteoblast-Like Cells. Acta Biomater 2009; 5(1): 338-45.
52-    García-Garet a E, Coathup MJ, Blunn GW. Osteoinduction of Bone Grafting Materials for Bone Repair and Regeneration. Bone 2015; 81: 112-21.
53-    Roset i L, Parisi V, Pet ret ta M, Cavallo C, Desando G, Bartolotti I, Et al. Scaffolds for Bone Tissue Engineering: State of the Art and New Perspectives. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 2017; 78: 1246-62.
54-    Chan O, Coathup MJ, Nesbitt A, Ho CY, Hing KA, Buckland T, Et al. The Effects of Microporosity on Osteoinduction of Calcium Phosphate Bone Graft Substitute Biomaterials. Acta Biomate 2012; 8(7): 2788-94.
55-    Shalumon KT, Lai GJ, Chen CH, Chen JP. Modulation of Bone-Specific Tissue Regeneration by Incorporating Bone Morphogenetic Protein and Controlling the Shell Thickness of Silk Fibroin/Chitosan/Nanohydroxyapatite Core-Shell Nanofibrous Membranes. ACS Appl Mater Interfaces 2015; 7(38): 21170-81.
56-    Miao X, Tan D, Li J, Xiao Y, Crawford R. Mechanical and Biological Properties of Hydroxyapatite/Tricalcium Phosphate Scaffolds Coated with  Poly (Lactic-Co-Glycolic Acid). Acta Biomater 2008; 4(3): 638-45.
57-    Amini AR, Laurencin CT, Nukavarapu SP. Bone Tissue Engineering: Recent Advances and Challenges. Crit Rev Biomed Eng 2012; 40(5): 363-408.
58-    Safadi FF, Barbe MF, Abdelmagid SM, Rico MC, Aswad RA, Litvin J, Et al. Bone Structure, Development and Bone Biology. Bone Pathology 2009: 1-50.
59-    Marolt D, Knezevic M, Novakovic G. Bone Tissue Engineering with  Human Stem Cells. Stem Cell Res Ther 2010; 1(2): 1-10.
60-    Kini U, Nandeesh BN. Physiology of Bone Formation, Remodeling, and Met abolism. Inradionuclide and Hybrid Bone Imaging. Berlin, Heidelberg: Springer 2012: 29-57.
61-    Kheirallah M, Almeshaly H. Bone Graft Substitutes for Bone Defect Regeneration. A Collective Review. International Journal of  Dentistry and Oral Science 2016; 3(5): 247-57.
62-    Kenkre J, Basset t J. The Bone Remodelling Cycle. Ann Clin Biochem 2018; 55(3): 308-27.
63-    Alobeedallah H, Ellis JL, Rohanizadeh R, Coster H, Dehghani F. Preparation of Nanostructured Hydroxyapatite in Organic Solvents for Clinical Applications. Trends Biomater 2011; 25(1): 12-9.
64-    Florencio-Silva R, Da Silva Sasso GR, Sasso-Cerri E, Simões MJ, Cerri PS. Biology of Bone Tissue: Structure, Function, and Factors that Influence Bone Cells. Biomed Research International 2015; 2015: 1-17.
65-    Xiao W, Wang Y, Pacios S, Li S, Graves D. Cellular and Molecular Aspects of Bone Remodeling. Front Oral Biol 2016; 18: 9-16.
66-    Hadjidakis DJ, Androulakis, II. Bone Remodeling. Ann N Y Acad Sci 2006; 1092: 385-96.
67-    Porter J, Ruckh T, Popat K. Bone Tissue Engineering: A Review in Bone Biomimetics and Drug Delivery Strategies. Biotechnology Progress 2009; 25(6): 1539-60.
68-    Boyle W, Simonet  W, Lacey DJN. Osteoclast Differentiation and Activation. Nature 2003; 423(6937): 337-42.
69-    Gordon M. Tech-Trends in Orthopedics 2018. Acta Orthop 2018; 89(5): 475-6.
70-    Mescher A. Junqueira's Basic Histology: Text & Atlas. 15th Ed. Mcgraw-Hill Education; 2018: 138.
71-    Bose S, Roy M, Bandyopadhyay A. Recent Advances in Bone Tissue Engineering Scaffolds. Trend Biotechnol 2012; 30(10): 546-54.
72-    Shaik M, Subramanyam G. Stem Cell Scaffolds for Tissue Engineering. Juniper Publisher 2017; 9(1): 4-1.
73-    Chen FM, Liu X. Advancing Biomaterials of Human Origin for Tissue Engineering. Progress in Polymer Science 2016; 53: 86-168.
74-    Sharma S, Srivastava D, Grover S, Sharma V. Biomaterials in Tooth Tissue Engineering: A Review. J Clin Diagn Res 2014; 8(1): 309-15.
75-    Mi HY, Jing X, Turng LS. Fabrication of Porous Synthetic Polymer Scaffolds for Tissue Engineering. Journal Of Cellular Plastics 2015; 51(2): 165-96.
76-    Vasconcelos DM, Santos SG, Lamghari M, Barbosa MA. The two Faces of Metal Ions: From Implants Rejection to Tissue Repair/Regeneration. Biomaterials 2016; 84: 262-75.
77-    Brown R, Fowler B, Fustinoni S, Nordberg M. Toxicity of Metals Released from Implanted Medical Devices. Handbook on Toxicology of Met als 2015; 1: 113-22.
78-    Raza MR, Ahmad F, Muhamad N, Sulong AB, Omar M, Akhtar MN, Et al. Effects of Solid Loading and Cooling Rate on the Mechanical Properties and Corrosion Behavior of Powder Injection Molded 316 L Stainless Steel. Powder Technology 2016; 289: 135-42.
79-    Okazaki Y, Gotoh E. Comparison of Metal Release from Various Metallic Biomaterials in Vitro. Biomaterials 2005; 26(1): 11-21.
80-    Meyer U, Wiesmann HP. Bone and Cartilage Engineering. Springer Science & Business Media ; 2006.
81-    Balu R, Singaravelu S, Nagiah N. Bioceramic Nanofibres by Electrospinning. Fibers 2014; 2(3): 221-39.
82-    Suchanek W, Yoshimura M. Processing and Properties of Hydroxyapatite-Based Biomaterials for Use as Hard Tissue Replacement Implants. Journal of Materials Res 1998; 13(1): 94-117.
83-    Schrooten J, Helsen J. Adhesion of Bioactive Glass Coating to Ti6A14V Oral Implant. Biomaterials 2000; 21(14): 1461-9.
84-    Baino F, Novajra G, Vitale-Brovarone C. Bioceramics and Scaffolds: A Winning Combination for Tissue Engineering. Frontiers in Bioengineering and Biotechnology 2015; 3: 202:
85-    Fiume E, Barberi J, Verné E, Baino F. Bioactive Glasses: From Parent 45S5 Composition to Scaffold-Assisted Tissue-Healing Therapies. Journal of Functional Biomaterials 2018; 9(1): 24.
86-    Prabaharan M, Sivashankari PR. Prospects of Bioactive Chitosan-Based Scaffolds in Tissue Engineering and Regenerative Medicine.  Chitin and Chitosan for Regenerative Medicine: Springer 2016; 41-59.
87-    Hench L. The Story of Bioglass. Materials Science Materials in Medicine. Journal of Materials Science: Materials in Medicine 2006; 17(11): 967-78.
88-    Baino F, Novajra G, Vitale-Brovarone C. Bioceramics and Scaffolds: A Winning Combination for Tissue Engineering. Front Bioeng Biotechnol 2015; 3: 202.
89-    Boccaccini AR, Erol M, Stark WJ, Mohn D, Hong Z, Mano Jfjcs, et al. Polymer/Bioactive Glass Nanocomposites for Biomedical Applications: A Review. Composites Science and Technology 2010; 70(13): 1764-76.
90-    Baheiraei N, Moztarzadeh F, Hedayati Mjci. Preparation and Antibacterial Activity of Ag/Sio2 Thin Film on Glazed Ceramic Tiles by Sol–Gel Met hod. Ceramics International 2012; 38(4): 2921-5 .[Persian]
91-    Baino F, Hamzehlou S, Kargozar S. Bioactive Glasses: Where are we and Where are we Going? J Func Biomater 2018; 9(1): 25.
92-    Jones JR. New Trends in Bioactive Scaffolds: The Importance of Nanostructure. Journal of the European Ceramic Societ y 2009; 29(7): 1275-81.
93-    Zhang K, Qian Y, Wang H, Fan L, Huang C, Mo X. Electrospun Silk Fibroin-Hydroxybutyl Chitosan Nanofibrous Scaffolds to Biomimic Extracellular Matrix. J Biomater Sci Polym Ed 2011; 22(8): 1069-82.
94-    Sepulveda P, Jones JR, Hench LL. Bioactive Sol-Gel Foams for Tissue Repair. J Biomed Mater Res 2002; 59(2): 340-8.
95-    Valerio P, Pereira M, Goes A, Leite M. The Effect of Ionic Products from Bioactive Glass Dissolution on Osteoblast Proliferation and Collagen Production. Biomaterials 2004; 25(15): 2941-8.
96-    Lefebvre L, Chevalier J, Gremillard L, Zenati R, Thollet  G, Bernache-Assolant D, et al. Structural Transformations of Bioactive Glass 45S5 with  Thermal Treatments. Acta Materialia 2007; 55(10): 3305-13.
97-    Vichery C, Nedelec JM. Bioactive Glass Nanoparticles: From Synthesis to Materials Design for Biomedical Applications. Materials(Basel) 2016; 9(4): 288.
98-    Hong Z, Zhang P, He C, Qiu X, Liu A, Chen L, Et al. Nano-Composite of Poly (L-Lactide) and Surface Grafted Hydroxyapatite: Mechanical Properties
and Biocompatibility. Biomaterials 2005; 26(32): 6296-304.
99-    Sepulveda P, Jones J, Hench L. Characterization of Melt-Derived 45S5 and Sol-Gel-Derived 58S Bioactive Glasses. Journal of Biomedical Materials Research 2001; 58(6): 734-40.
100-    Jones JR, Brauer DS, Hupa L, Greenspan DC. Bioglass and Bioactive Glasses and their Impact on Healthcare. International Journal of Applied Glass Science 2016; 7(4): 423-34.
101-    Nayak J, Kumar S, Bera J. Sol–Gel Synthesis of Bioglass-Ceramics Using Rice Husk Ash as a Source for Silica and its Characterization. Journal of Non-Crystalline Solids 2010; 356(28-30): 1447-51.
102-    Merwin GE. Bioglass Middle Ear Prosthesis: Preliminary Report. Ann Otol Rhinol Laryngol 1986; 95(1 Pt 1): 78-82.
103-    Zhong J, Greenspan D. Processing and Properties of Sol-Gel Bioactive Glasses. Journal of Biomedical Materials Research 2000; 53(6): 694-701.
104-    Khalid MD, Khurshid Z, Zafar MS, Farooq I, Khan RS, Najmi A. Bioactive Glasses and their Applications in Dentistry. J Pak Dent Assoc 2017; 26(1): 32-38.
105-    Deb S, Mandegaran R, Di Silvio LJ. A Porous Scaffold for Bone Tissue Engineering/45S5 Bioglass Derived Porous Scaffolds for Co-Culturing Osteoblasts and Endothelial Cells. J Mater Sci Mater Med 2010; 21(3): 893-905.
106-    Ibrahim MS, El-Wassefy NA, Farahat DS. Biocompatibility of Dental Biomaterials. Inbiomaterials for Oral and Dental Tissue Engineering 2017; 117-40.
107-    López-Noriega A, Arcos D, Vallet -Regí MJC. Functionalizing Mesoporous Bioglasses for Long-Term Anti-Osteoporotic Drug Delivery 2010; 16(35): 10879-886.
108-    Gerhardt LC, Boccaccini AR. Bioactive Glass and Glass-Ceramic Scaffolds for Bone Tissue Engineering. Materials 2010; 3(7): 3867-910.
109-    Hench LL, Splinter RJ, Allen W, Greenlee TJ. Bonding Mechanisms at the Interface of Ceramic Prosthetic Materials. Journal of Biomedical Materials Research 1971; 5(6): 117-41.
110-    Ma J, Chen C, Wang D, Meng X, Shi JZ. Influence of the Sintering Temperature on the Structural Feature and Bioactivity of Sol–Gel Derived Sio2–Cao–P2O5 Bioglass. Ceramics International 2010; 36(6): 1911-16.
111-    Luz GM, Mano JF. Preparation and Characterization of Bioactive Glass Nanoparticles Prepared by Sol-Gel for Biomedical Applications. Nanotechnology 2011; 22(49): 1-11.
112-    Podbielska H, Ulatowska-Jarża A. Sol-Gel Technology for Biomedical Engineering. Bullet in of the Polish Academy of Sciences: Technical Sciences 2005; 53(3): 261-71.
113-    Eltom A, Zhong G, Muhammad AJ Aims, Engineering. Scaffold Techniques and Designs in Tissue Engineering Functions and Purposes: a Review. Advances in Materials Science and Engineering 2019; 2019: 1-13.
114-    Abedalwafa M, Wang F, Wang L, Li Ac. Biodegradable Poly-Epsilon-Caprolactone (PCL) for Tissue Engineering Applications: A Review 2013; 34(2): 123-40.
115-    Mooney D, Baldwin D, Suh N, Vacanti J, Langer RJB. Novel Approach to Fabricate Porous Sponges of Poly (D, L-Lactic-Co-Glycolic Acid) with out the Use of Organic Solvents. Biomaterials 1996; 17(14): 1417.
116-    Janik H, Marzec M. A Review: Fabrication of Porous Polyurethane Scaffolds. Materials Scienceengineering C, Materials for Biological Applications 2015; 48: 586-91.
117-    Costantini M, Barbet ta A. Gas Foaming Technologies for 3D Scaffold Engineering. In Functional 3D Tissue Engineering Scaffolds: Materials, Technologies, and Applications: Elsevier Science;  2017.
118-    Stamatialis D, Papenburg BJ, Girones Nogue M, Saiful S, Bet tahalli Narasimha MS, Schmitmeier S Et al. Medical Applications of Membranes: Drug Delivery, Artificial Organs and Tissue Engineering. Journal of Membrane Science 2008; 308(1-2): 1-34.
119-    Loh QL, Choong C. Three-Dimensional Scaffolds for Tissue Engineering Applications: Role of Porosity and Pore Size. Tissue Engineering Part B, Reviews 2013; 19(6): 485-502.
120-    Lee TC, Niederer P. Basic Engineering for Medics and Biologists: an ESEM. Primer: IOS Press; 2010.
121-    Zafar M, Najeeb SH, Khurshid Z, Vazirzadeh M, Zohaib S, Najeeb B, Et al. Potential of Electrospun Nanofibers for Biomedical and Dental Applications. Materials (Basel, Switzerland) 2016; 9(2): 52-73.
122-    Jiang G, Zhang S, Qin X. Effect of Processing Parameters on Free Surface Electrospinning from a Stepped Pyramid Stag.  Journal of Industrial Textiles 2016; 45(4): 483-94.
123-    Xin BJ, Chen W. Morphology, Structure and Properties of Electrospun Multi-Walled Carbon Nanotube/Polysulfonamide Composite Nanofibers. Journal of Engineered Fibers and Fabrics 2015; 10(1): 42-51.
124-    Meng ZX, Zheng W, Li L, Zheng YF. Fabrication, Characterization and in Vitro Drug Release Behavior of Electrospun PLGA/Chitosan Nanofibrous Scaffold. Materials Chemistry and Physics 2011; 125(3): 606-11.