Материалы семейства графена в регенерации костной ткани:перспективы и проблемы

Введение

Жертвам тяжелой челюстно-лицевой инфекции, травм, опухолей и врожденных деформаций, страдающих дефектами костей челюсти, обычно требуется длительное выздоровление. В отличие от многих других тканей, кость обладает исключительной способностью к регенерации при повреждении [1, 2]. Однако ограниченная способность человеческого скелета к самовосстановлению делает восстановление костного дефекта достаточно большого или критического размера серьезной проблемой для клинической терапии [3]. В некоторых случаях тяжелым пациентам даже требуется обширная операция по увеличению костной ткани. Современные методы лечения костной регенерации состоят из аутотрансплантата, аллотрансплантата и ксенотрансплантата [4]. Аутологичная кость считается «золотым стандартом» костного трансплантата с возможностями остеокондукции, остеоиндукции и остеогенеза, а также без иммуногенности. Но причины, по которым аутотрансплантат все еще ограничивается использованием в клинике, - это риск донорской инфекции и длительное время восстановления [5]. Аллотрансплантат, полученный от другого человека, часто рассматривается как следующий лучший вариант. Но использование аллотрансплантата сопряжено с потенциальными рисками, такими как резко повышенный риск инфекции и иммунного отторжения [4, 6]. Материалы для ксенотрансплантатов, такие как переваренный кислотой деминерализованный костный матрикс и бычий коллаген, легко получить и изготовить. Сейчас ксенотрансплантат - это основной подход в клинической практике. Но у него низкие остеоиндуктивные способности [7]. В настоящее время по сравнению с костью нет доступных гетерологичных или синтетических заменителей кости, которые имели бы лучшие или хотя бы такие же биологические или механические свойства [5]. Хотя эти методы лечения доказали свою эффективность, они страдают от присущих им проблем. Следовательно, адекватная терапия регенерации костной ткани все еще нуждается в исследованиях и разработке. По общему признанию, исследования в области инженерии костной ткани и регенеративной медицины открывают возможности для улучшения результатов и ускорения выздоровления пациентов с дефектом кости [8]. Тканево-инженерные костные конструкции могут снизить потребность в подходящих материалах для аутотрансплантатов и аллотрансплантатов для ускорения заживления кости [9]. Для увеличения объема кости в зонах дефектов кости были разработаны различные методы регенерации кости, включая каркасы [1, 6], покрытия [10] и барьерные мембраны для направляемой регенерации кости (GBR) [11, 12].

В настоящее время потенциал материалов семейства графена привлек огромное внимание в качестве двумерных плоских покрытий или трехмерных пористых каркасов для дифференциации различных типов стволовых клеток на нейрогенные [13,14,15], хондрогенные [16, 17], миогенные [18]. , адипогенные [19] и остеогенные линии происхождения [20, 21]. Таким образом, материалы семейства графена с большей вероятностью станут кандидатом на выбор в качестве материалов для следующей регенерации кости. Графен, определяемый как один или несколько слоев sp ² -гибридизованные атомы углерода, впервые был выделен из графита Новоселовым и Геймом в 2004 г. [22]. В связи с ростом исследовательских интересов материалы семейства графена, включая оксид графена (GO), карбоксилграфен (CXYG), восстановленный оксид графена (rGO) и квантовые точки графена (GQD), активно изучаются. Графен обладает исключительными механическими, проводящими, тепловыми и оптическими свойствами [23,24,25], что широко применяется в электронике, биотехнологии и науке о полимерах [26]. Признано, что проводящие материалы с многообещающей проводимостью усиливают клеточную активность и стимулируют восстановление костной ткани [27, 28], а также обладают хорошей антибактериальной активностью [29]. Оксид графена (GO) и карбоксилграфен (CXYG) являются производными графена. Благодаря наличию кислородсодержащих функциональных групп (эпоксидных, карбоксильных и гидроксильных групп) GO и CXYG лучше диспергируются в гидрофильных растворителях, что важно для биомедицинских приложений [30, 31]. Восстановленный оксид графена (rGO) может быть синтезирован путем восстановления GO определенными восстановителями при определенных условиях. Благодаря уменьшению некоторых специальных π-π химических взаимодействий, rGO обладает некоторыми лучшими физическими и химическими свойствами, чем графен и GO [32, 33]. Исходным материалом для квантовых точек графена (GQD) является GO. GQD обладают сильными квантовыми ограничениями и свойствами фотолюминесценции [34]. Сильная флуоресценция GQD делает их полезными для визуализации клеток. Благодаря превосходным свойствам материалов семейства графена, они обладают огромным потенциалом для доставки лекарств / генов, приложений для биологического зондирования / визуализации и тканевой инженерии [35,36,37,38,39]. Однако все еще существуют проблемы в отношении долгосрочной биобезопасности и способности индуцировать остеогенную дифференцировку клеток материалов семейства графена. Здесь мы подробно рассматриваем недавний прогресс и достижения в области графена и его производных. Одновременно мы критически анализируем биобезопасность in vitro и in vivo и обсуждаем возможность различных биомедицинских применений материалов семейства графена для регенерации костной ткани.

Проблемы при определении биобезопасности материалов семейства графена

Проблемы при определении биобезопасности in vitro

Прежде чем материалы семейства графенов будут рассматриваться для клинических испытаний, они должны быть тщательно оценены на предмет их цитотоксичности и биосовместимости [38]. «Является ли графен биосовместимым материалом?» Ответ пока остается спорным. Необработанный графен без какой-либо функционализации гидрофобен и легко агломерируется в водных средах [34, 40]. На гидрофобных поверхностях плотный слой неспецифических белков может вытеснять воду с поверхности и немедленно накапливаться на материалах, что приводит к иммунологическому распознаванию наночастиц [41]. Таким образом, химическая функционализация, включая окисление, восстановление и введение функциональных групп, является предпосылкой для использования графена в биомедицинских приложениях, которые увеличивают гидрофильность графена. Материалы семейства графена с разной функциональностью, с разными химическими свойствами обладают разной токсичностью [13]. Soumen et al. обнаружили, что rGO менее токсичен, чем GO. Было интересно увидеть, что окислительный стресс усиливается с увеличением плотности кислородных функциональных групп на поверхности rGO. Они пришли к выводу, что плотность функциональных групп на листе ГО была одним из ключевых факторов, опосредующих клеточную цитотоксичность [31]. Помимо функционализации поверхности, на цитотоксичность материалов семейства графена влияли многочисленные факторы, включая их концентрацию, размер и форму [42].

Во-первых, некоторые исследования продемонстрировали, что материалы семейства графена обладают дозозависимой цитотоксичностью с или без зависящей от времени цитотоксичности. Например, Chang et al. сообщили, что небольшая потеря жизнеспособности клеток наблюдалась при высокой концентрации ГО (≥ 50 мкг / мл), а ГО может вызывать внутриклеточное накопление и вызывать дозозависимый окислительный стресс в линии эпителиальных клеток карциномы легких (A549) [43]. Wei et al. продемонстрировали, что чистый ГО ингибировал пролиферацию костных мезенхимальных стволовых клеток (BMSCs) при высокой концентрации 10 мкг / мл, в то время как увеличивал пролиферацию BMSCs при низкой концентрации 0,1 мкг / мл [44]. Аналогичным образом, уменьшение количества клеток четко наблюдалось при использовании 200 мкг / мл ГО, а более высокий эффект цитотоксичности был отмечен при использовании 300 мкг / мл ГО [45]. Более того, Ким и др. обнаружили, что на жизнеспособность преостеобластов (MC3T3-E1) незначительно влияет rGO при концентрациях <62,5 мкг / мл, но значительно ( p <0,05) снижается при более высоких концентрациях (≥ 100 мкг / мл) [23]. Кроме того, CXYG и GQD показали небольшой цитотоксический потенциал при применении в низких концентрациях [34, 46]. Проще говоря, материалы семейства графена цитосовместимы при низкой концентрации с небольшим отрицательным влиянием на морфологию, жизнеспособность и пролиферацию клеток, но концентрация не является единственным важным фактором.

Во-вторых, показано, что разнообразные формы, такие как слой, нанолисты и хлопья, ленты и точки, также способствуют сложности цитотоксичности графенового семейства [40]. Талукдар и др. оценили цитотоксичность графеновых нанолуковиц (GNOs), нанолент GO (GONR) и нанопластинок GO (GONP). Компакт-диск ₅₀ значения следовали тенденции GNOs> GONRs> GONPs, указывая на то, что GONRs были более цитотоксичными по сравнению с GONPs [47]. Таким образом, форма наноматериалов семейства графена также является ключевым компонентом в обеспечении цитотоксичности. Например, графен и многослойные углеродные нанотрубки (MWNT) имеют разные формы (плоские атомные листы для графена и трубчатые для нанотрубок), но их химический состав и кристаллическая структура похожи. GO не проявлял активности SK-N-SH по ингибированию роста клеток до 50 мкг / мл. Для сравнения, MWCNT ингибировали пролиферацию клетки при низкой концентрации (6,7 мкг / мл), что указывает на ее острую цитотоксичность. Для клеток HeLa GO проявлял незначительную ингибирующую активность даже при концентрации до 50 мкг / мл, тогда как MWCNT обладали умеренной цитотоксичностью по отношению к клеткам HeLa [48]. Это явление зависело от их разной формы и различных физических / химических манер. Ожидалось, что материалы семейства графена будут иметь незначительное взаимодействие с клеточными мембранами из-за плоской формы. Трубчатая форма MWCNT способствовала проникновению через мембраны, что приводило к цитотоксичности [48,49,50]. Другая важная информация заключается в том, что цитотоксичность наноструктурированных производных графена также зависит от типа клетки, помимо зависимости от функционализации, концентрации, размера и формы. Как линия нервных клеток, клетки SK-N-SH проявляли большую чувствительность, чем клетки HeLa, к неблагоприятному воздействию наноструктурированных производных графена [48].

В-третьих, размер также играет важную роль в биобезопасности материалов семейства графена. Юн и др. оценили зависящий от размера цитотоксический эффект графеновых наночастиц с помощью биосенсора с электрохимическим импедансом на основе клеток. Они обнаружили, что более мелкие графеновые нано-хлопья (30,9 ± 5,4 нм) вызывают апоптоз из-за более высокого поглощения клетками, в то время как более крупные графеновые нано-хлопья (80,9 ± 5,5 нм), которые в основном агрегируются на клеточных мембранах, вызывают меньшую токсичность [51]. Хорошо известно, что клеточные свойства наноматериалов могут влиять на пролиферацию, дифференцировку и экскрецию наночастиц [52]. Mu et al. разработали вероятные механизмы захвата, зависящие от размера покрытых белком нанолистов GO, и наблюдали, что нанолисты большего размера (860 ± 370 нм) сначала прикреплялись к поверхности клетки с последующим инвагинацией мембраны, расширением псевдоподий и, наконец, проникновением в клетки в основном посредством фагоцитоза, в то время как нанолисты меньшего размера ( 420 ± 260 нм) проникли в клетки преимущественно за счет клатрин-опосредованного эндоцитоза [33]. Das et al. посев эндотелиальных клеток пупочной вены человека (HUVEC) в 10 мкг / мл GO и rGO с листами разного размера (800 нм и 400 нм). Результаты показали, что в МТТ-анализе листы меньшего размера были более токсичными, чем большие. Затем более крупные GO и rGO (800 нм) обрабатывались ультразвуком, чтобы разбить их на меньшие размеры (70 нм). Повышенная цитотоксичность наблюдалась после обработки ультразвуком, что указывает на то, что GO и rGO меньшего размера проявляют большую токсичность [31]. Точно так же клетки MCF7 подвергались воздействию четырех образцов ГО (744 ± 178 нм, 323 ± 50 нм, 201 ± 28 нм и 100 ± 10 нм). По сравнению с необработанными клетками цитотоксичность in vitro не наблюдалась даже после 72-часового воздействия дисперсий ГО большего размера (744 ± 178 нм), тогда как обработка дисперсиями ГО размером 100 ± 10 нм приводила к снижению пролиферации клеток. примерно до 50% необработанных клеток [53]. На основании приведенных выше результатов был исследован широкий диапазон размеров материалов семейства графенов от 30 до 860 нм. И мы, кажется, пришли к выводу, что материалы семейства графена меньшего размера более токсичны, чем материалы большего размера. Но у другой команды есть другой стандарт для определения шкалы размеров графена и его производных. Таким образом, этот вывод может быть спорным. Между тем, сообщалось, что наноразмерные материалы семейства графена намного безопаснее для биомедицинских приложений [54]. В последующих исследованиях необходимо разумно рассмотреть вопрос о синтезе материалов семейства графена с контролем размера.

Сделан вывод, что цитотоксичность графена критически связана с разнообразием семейства графена, химической функционализацией, концентрацией, формой и размером. В будущем мы стремимся создавать биосовместимые устройства с улучшенным взаимодействием с клетками, тканями или организмами за счет лучшего контроля концентрации и размера, путем модификации семейства графена различными типами функциональных групп.

Проблемы определения биобезопасности и биораспределения in vivo

Для дальнейшего определения, являются ли материалы семейства графена биосовместимыми, и для расширения предлагаемого использования в широко распространенных приложениях, эксперимент in vivo является незаменимым методом. Многие исследования биосовместимости и биораспределения материалов семейства графена in vivo почти согласуются с их клеточными исследованиями. Чоудхури и др. применили эмбрионы рыбок данио к дисперсиям ГО большего размера и не обнаружили повышенной смертности эмбрионов по сравнению с контрольной группой, в то время как снижение жизнеспособности эмбрионов наблюдалось в дисперсиях ГО меньшего размера [53]. GO не приводил к значительному увеличению апоптоза у эмбриона, в то время как MWCNT приводили к серьезным морфологическим дефектам в развивающихся эмбрионах даже при относительно низкой концентрации 25 мг / л [48]. Эти исследования также показали, что токсичность in vivo во многом зависит от размеров, концентраций и формы графена и его производных. Более того, материалы семейства графена обычно подвергаются воздействию моделей на животных посредством внутривенной инъекции, ингаляции или подкожной имплантации. Таким образом, изменения токсичности, общей гистологии и биораспределения различны. Ли и др. оценили токсичность наноразмерного ГО у мышей с помощью внутривенной инъекции и обнаружили, что ГО в основном задерживается в печени, легких и селезенке и вызывает повреждение, хронический гепатит и фиброз легких. Покрытие из полиэтиленгликоля (ПЭГ) из ГО (ГО-ПЭГ) может уменьшить задержку ГО в печени, легких и селезенке и облегчить острые повреждения тканей [55]. Duch et al. исследовали стратегии снижения токсического действия графеновых наноматериалов в легких, потому что они обнаружили, что GO имеет более высокую токсичность, чем агрегированный графен и диспергированный плюроник графен, при введении непосредственно в легкие мышей, вызывая тяжелое и стойкое повреждение легких. Токсичность была значительно уменьшена путем производства чистого графена посредством жидкофазного эксфолиации и была дополнительно минимизирована при диспергировании с блок-сополимером Pluronic [56]. Zha et al. определили краткосрочную (первые 2 недели после имплантации) и долгосрочную (7 месяцев) токсичность in vivo и эффективность трехмерных графеновых пен (GF) или пен оксида графена (GOF) в модели подкожной имплантации на крысах. Анализ крови показал, что GF и GOF не вызывают заметной гематологической, печеночной или почечной токсичности после имплантации, и не наблюдалось значительной деградации после имплантации по крайней мере в течение 7 месяцев. Долгое время в месте имплантации не наблюдались только гранулемы, существующие длительное время. Изображения, окрашенные HE, показали лучшую биосовместимость in vivo (рис. 1) [40]. Причина, по которой Zha et al. получены более положительные результаты, чем в других исследованиях, поскольку вышеупомянутое, вероятно, связано с различными путями введения. Подкожный эксперимент был очень прямым и эффективным способом оценки биосовместимости имплантированных материалов in vivo [57], которая может оказывать влияние на структуру контактов, расположение отложений и даже пути деградации наноматериалов семейства графена in vivo [58]. Контроль разрушения композитов имеет жизненно важное значение в тканевой инженерии

Репрезентативные изображения окрашенных HE основных органов (область имплантации, печень и почки, собранные у крыс), имплантированные с использованием графеновой пены, пены GO или ничего на 14-й день после имплантации. Никаких явных повреждений или поражений органов не наблюдалось. Воспроизведено из исх. [40] с разрешения Журнала исследований наночастиц

Как правило, клеточные исследования выдаются для предварительного анализа цитотоксичности, понимания вероятного механизма взаимодействия с клетками. Но in vivo это гораздо более сложная микросреда. Понимание того, как материалы семейства графена ведут себя во влажных коррозионных средах, также имеет решающее значение. Биосовместимость материалов семейства графена нетривиально связана с концентрацией, разновидностями функциональных групп, типами графеновых семейств, размерами и формами. Но механизм еще требует дальнейшего детального и тщательного исследования. Однако оценка биобезопасности in vivo сравнительно небольшая, особенно долгосрочная биосовместимость и биораспределение, которым нужно уделять больше внимания. Хотя в некоторых статьях высказываются опасения по поводу биобезопасности, потенциальная универсальность, которую уникально предлагает семейство графена, сделала его конкурентоспособным вариантом для биомедицинских приложений.

Антибактериальная активность материалов семейства графенов

Восстановление формы кости и формирование новой кости не могут быть полностью успешными без стерильного микроокружения костного дефекта. Фактически, лечение инфекционного дефекта кости по-прежнему остается серьезной проблемой [59]. Из-за большого дефекта кости и инфекционной проблемы лечение тяжелое, и пациенты нуждаются в длительном периоде выздоровления. Таким образом, способность бактерий ингибировать материалы семейства графена очень помогает. Считается, что материалы семейства графена обладают антибактериальной способностью (Таблица 1). Лю и др. предложили трехступенчатый антимикробный механизм, включающий (1) начальное отложение клеток на материалах на основе графена, (2) мембранное напряжение, вызванное прямым контактом с острыми нанолистами, и (3) последующее супероксид-аниононезависимое окисление [60]. Однако Mangadlao et al. считали, что за антимикробную активность в первую очередь отвечает поверхность графена, а не края. При контакте с бактериями графен служил акцептором электронов, который откачивал электрон от мембраны бактерии, создавая независимый окислительный стресс [61]. Между тем Ли и др. предоставил новые идеи для лучшего понимания антибактериального действия графеновой пленки. Они придерживаются мнения, что антибактериальная активность материалов семейства графена проистекает не из-за повреждения, опосредованного реактивными формами кислорода (АФК), а за счет взаимодействия переноса электрона от микробной мембраны на графен [62], тогда как Panda et al. доказали, что синергетическое влияние механизма неокислительного переноса электронов и последующего окислительного стресса, опосредованного АФК, на бактерии вызывает повышенную антимикробную активность полученных естественным путем пленок из металла GO [63].

Хотя остается неясным, как физико-химические свойства листов на основе графена влияют на их антимикробную активность, способность антибактерий материала семейства графена заслуживает нашего изучения и дальнейшего использования.

Материалы семейства графена опосредуют клетки в остеогенной дифференцировке и способствуют регенерации костей in vivo

Многие ученые отмечают, что графен не только может обеспечивать прикрепление и пролиферацию клеток (например, стволовых клеток пульпы зуба [64, 65], стволовых клеток костного мозга [8, 20, 66, 67], стволовых клеток периодонтальной связки [68]). ], человеческие остеобласты [69], клетки фибробластов [70], опухолевые клетки [43]) без признаков очевидной цитотоксичности, но также могут вызывать раннюю дифференцировку остеобластов и приводить к высокой степени минерализации [20, 64,65,66,67, 68]. В настоящее время многочисленные команды кропотливо провели обширные исследования по разработке новых стратегий применения наноматериалов семейства графена в качестве каркаса или добавки к каркасу, в качестве покрытия на поверхности материала подложки, в качестве направляющей мембраны для регенерации кости и в качестве средства доставки лекарств. (Рис. 2). Они попытались использовать материалы семейства графена, чтобы еще больше улучшить определенные свойства материала подложки и придать биоактивный характер композитам на основе подложки.

A. Материалы семейства графена в качестве каркаса или армирующего материала каркаса для регенерации кости. B. Материалы семейства графена в виде покрытия, перенесенного на субстрат для регенерации кости. C. Семейство графена как добавка в управляемую костную мембрану. D. Материалы семейства графена как система доставки лекарств облегчают регенерацию костей

Материалы семейства графена в качестве каркаса или армирующего материала в каркасе

Наиболее распространенная стратегия инженерии костной ткани - моделирование естественного процесса восстановления и регенерации кости. Стратегия может быть удовлетворена трехмерным (3D) биосовместимым, биоразлагаемым и остеокондуктивным или остеоиндуктивным каркасом [3]. Этот вид каркаса может предложить идеальное микроокружение для имитации внеклеточного матрикса (ЕСМ) для прикрепления, миграции, пролиферации и дифференцировки остеогенных клеток, а также для носителей факторов роста [6]. Графен как многообещающий биосовместимый каркас может сделать большую площадь поверхности доступной для распространения клеток и даже остеогенной дифференцировки в субстрате [20]. Например, трехмерные графеновые пены, используемые в качестве субстратов для культивирования мезенхимальных стволовых клеток человека (hMSC), предоставили доказательства того, что они способны поддерживать жизнеспособность стволовых клеток и способствовать остеогенной дифференцировке [66]. Кроме того, было доказано, что каркас из 3D-графена (3DGp), а также покрытие из 2D-графена (2DGp) способны индуцировать дифференцировку стволовых клеток периодонтальной связки (PDLSC) в зрелые остеобласты за счет более высоких уровней минерализации и активации гена, связанного с костями, и белки на графене, с использованием химических индукторов или без них [68].

В настоящее время разнообразные биоматериалы, служащие каркасом, возникают как грибы. Потенциально подходящие синтетические каркасы для использования при регенерации костей включают фосфат кальция, такой как гидроксиапатит (HA) [71]; β-трикальцийфосфат (β-TCP) [72]; синтетические или биополимеры, такие как полимолочная кислота (PLA) [73], полигликолевая кислота (PLGA) [74], поликапролактон (PCL) [75], хитозан (CS) [1] и коллаген [76] ]; и композиты из упомянутых выше материалов [77, 78]. Но сейчас одна из самых важных проблем - это механические свойства каркасов. Поскольку натуральная кость демонстрирует сверхэластичные биомеханические свойства со значением модуля Юнга в диапазоне 7–27 ГПа [79], идеальные каркасы должны имитировать прочность, жесткость и механическое поведение натуральной кости. Материалы семейства графен могут быть добавлены в качестве армированного материала в каркасы с целью усиления механических свойств и улучшения физико-химических характеристик. Например, каркас из чистого PCL имел предел прочности на разрыв 1,61 МПа, удлинение 122% и модуль Юнга 7,01 МПа. Добавление GO (2%) привело к значительному увеличению прочности на разрыв до 3,50 МПа, удлинения до 131% и модуля Юнга до 15,15 МПа [80].

Стимулируемые успехом использования материалов семейства графена в качестве армирующего материала, многие команды объединили биосовместимость, обеспечиваемую синтетическими или биополимерами, с замечательными физическими свойствами материалов семейства графена. Они ожидали получить идеальный композитный каркас с улучшенными механическими свойствами, подходящей пористостью, структурным дизайном и превосходной биосовместимостью, чтобы поддерживать и стимулировать образование новой кости.

Семейство графенов с материалами на основе фосфата кальция

Кость человека состоит из 30% органического вещества, в основном коллагена, и 70% неорганического вещества, в основном гидроксиапатита (HA; Ca ₁₀ (ЗП ₄ ) ₆ (ОН) ₂ ) [81, 82]. Синтетические материалы на основе фосфата кальция, такие как HA, β-трикальцийфосфат (β-TCP) и кальций-фосфатные цементы (CPC), являются популярными материалами для строительных лесов из-за их схожего состава и структуры с природной минеральной фазой кости и их хорошего костеобразования. способности [83,84,85]. В частности, из-за хорошей остеокондукционной и остеоиндукционной способности ГК [86] он долгое время широко использовался в качестве искусственных костных трансплантатов в ортопедической или челюстно-лицевой хирургии для восстановления участков костных дефектов [11, 71]. Однако следует устранить присущие материалу ГК недостатки, такие как сложность формования, особая хрупкость и низкая вязкость разрушения [87, 88]. Сообщалось, что были разработаны ГК композиты, армированные материалом семейства графена, которые значительно улучшили вязкость разрушения и биологические характеристики. Например, композиты ГА / графен были приготовлены методом искрового плазменного спекания (SPS), которое обеспечивало приемлемую прочность ГА [89]. Raucci et al. сочетали ГК с ГО в двух разных подходах:золь-гель in situ и биомиметический подход. HA-GO, полученный методом золь-гель in situ, увеличивал жизнеспособность клеток hMSC и индуцировал дифференцировку остеобластов без использования остеогенных факторов. HA-GO, образованный с помощью биомиметического подхода, поддерживал жизнеспособность и пролиферацию клеток [90]. Более того, восстановленный оксид графена (rGO) также может использоваться в качестве армирующего материала для HA. Вязкость разрушения композитов ГА – рГО достигла 3,94 МПа м ^1/2 . , что на 203% больше по сравнению с чистым ГК. HA-rGO усиливал пролиферацию клеток и дифференцировку остеобластов, о чем судили по активности щелочной фосфатазы (ЩФ) в клетках остеобластов человека [91]. Кроме того, Nie et al. успешно синтезировал rGO и наногидроксиапатит (nHA) 3D пористый композитный каркас (nHA @ rGO) путем самосборки. Раствор GO смешивали с водной суспензией nHA, которую нагревали, чтобы вызвать процесс самосборки. Наконец, продукты реакции сушили вымораживанием, чтобы получить трехмерный пористый каркас. Каркас nHA @ rGO может значительно облегчить пролиферацию клеток, активность ЩФ и экспрессию остеогенных генов мезенхимальных стволовых клеток костей крысы (rBMSC). И эксперимент in vivo выяснил, что пористый каркас rGO (nHA @ rGO), содержащий 20% nHA, может ускорить заживление кольцевых дефектов свода черепа у кроликов [92]. Кроме того, не только двойные компоненты, но и трехкомпонентные обладают отличными характеристиками, хорошей цитосовместимостью и улучшенными гидрофильными и механическими свойствами [93,94,95].

Фосфат трикальция, аналог фосфата кальция, представляет собой третичный фосфат кальция, также известный как костная зола [Ca ₃ (ЗП ₄ ) ₂ ]. Он служит источником кальция и фосфора, которые легко усваиваются. Бета-трикальцийфосфат (β-TCP) обладает высокой биосовместимостью и создает рассасывающуюся блокирующую сеть в месте дефекта для ускорения заживления [96]. Wu et al. успешно синтезировал диски 2D β-TCP-GO и каркасы 3D β-TCP-GO. По сравнению с β-TCP и холостым контролем, диски 2D β-TCP-GO значительно усиливали пролиферацию, активность ALP и экспрессию остеогенных генов hBMSC за счет активации связанного с Wnt сигнального пути, что указывает на превосходные свойства остеостимуляции in vitro для GO- модифицированный β-TCP [85]. Известно, что канонический сигнальный путь Wnt играет нетривиальную роль в регуляции клеточных активностей, таких как пролиферация, дифференцировка и морфогенез клеток [97, 98]. Исследование in vivo показало, что каркасы 3D β-TCP-GO имеют большее образование новой кости в дефектах свода черепа, чем каркасы из чистого TCP (Рис. 3) [85]. Новый каркас, кальций-фосфатный цемент, включающий каркасы из нанокомпозитов GO-Cu (CPC / GO-Cu), способствовал адгезии и остеогенной дифференцировке rBMSC, что было подтверждено, что они могут повышать экспрессию Hif-1α в rBMSC, активируя Erk1 / 2. сигнальный путь и индуцировал секрецию фактора роста эндотелия сосудов (VEGF) и белка BMP-2. Кроме того, каркасы CPC / GO-Cu были трансплантированы крысам с дефектами свода черепа критического размера, и результаты показали, что каркасы (CPC / GO-Cu) значительно способствовали ангиогенезу и остеогенезу в областях дефектов [99].

Иллюстрация схемы каркасов β-TCP и β-TCP-GO стимулировала остеогенез in vivo. Микро-КТ-анализ и гистологический анализ способности к образованию кости in vivo для каркасов β-TCP и β-TCP-GO после имплантации в дефекты черепной кости кроликов на 8 недель. Воспроизведено из исх. [85] с разрешения Journal of Carbon

Семейство графена с хитозаном

Chitosan (CS), a highly versatile biopolymer, derived from the shells of crustaceans [1, 87], has a hydrophilic surface that promotes cell adhesion and proliferation and its degradation products are nontoxic. Chitosan is biocompatible, osteoconductive, hemostatic, and can be easily converted into the desired shapes [2]. Besides, chitosan can promote bone matrix of mineralization [1] and minimize the inflammatory response after implantation [100]. All properties above make chitosan especially attractive as a bone scaffold material. But the most challenging part is the obtainment of CS-based scaffolds with good mechanical properties and processability [101]. Interestingly, CS/GO scaffolds have high water-retention ability, porosity, and hydrophilic nature [101, 102]. The CS-based 3D materials were enriched with GO in different proportions (0.5 wt% and 3 wt%). The new developed CS/GO 3 wt% scaffold was expected to be ideally designed for bone tissue engineering applications in terms of biocompatibility and properties to promote cell growth and proliferation [103]. Another CHT/GO scaffold with 0, 0.5, and 3 wt.% GO were prepared by freeze-drying method. Similarly, the CS/GO 3 wt% scaffolds significantly enhanced the ALP activity in vitro and the new bone formation in vivo, suggesting a positive contribution of 3 wt% GO to the efficiency of osteogenic differentiation process (Fig. 4) [3]. All results proved that CS/GO scaffolds could be a feasible tool for the regeneration of bone defects, and the addition of a 3 wt% of GO to material composition could have a better impact on cell osteogenic differentiation.

а ALP activity in mice calvaria defects implanted with CHT/GO and b histomophometric analysis of Masson Goldner trichrome-stained sections. ###p < 0.001 vs CHT; ** p < 0.01 vs control; *** p  < 0.001 vs control. Reproduced from ref. [3] with permission from the Journal of Scientific Reports

Moreover, some tricomponent composites, such as CS, GO, and HA can release more Ca and P ions compared to the pure HA nanoparticles, displaying a high bioactivity of the composite scaffold [87]. Ravichandran et al. fabricated a unique composite scaffold, GO–CS–HA scaffold, and the incorporation of GO enhanced the tensile strength of CS up to 8.2 MPa and CS–HA to 10 MPa. And the results demonstrated that GO–CS–HA scaffolds facilitated cell adhesion and proliferation, meanwhile showed improved osteogenesis in in vitro tests [2]. Another tricomponent composite scaffold, containing CS, gelatin (Gn), and different concentrates of graphene oxide (0.1%, 0.25%, 0.5%, and 1% (w / v ) GO) showed better physic-chemical properties than CS/Gn scaffolds. The addition of GO at the concentration of 0.25% to CS/Gn scaffolds exhibited enhanced absorption of proteins, extensive apatite deposition. The 0.25% GO/CS/Gn scaffolds were cyto-friendly to rat osteoprogenitor cells, and they enhanced differentiation of mouse mesenchymal stem cells into osteoblasts in vitro (Fig. 5). The tibial bone defect filled with 0.25% GO/CS/Gn scaffolds showed the growth of new bone and bridging the defect area, indicating their biocompatible and osteogenic nature [104]. Thus, no matter bicomponent or tricomponent composites scaffolds, the addition of graphene family materials to chitosan can favorably improve the mechanical properties and regulate the biological response of osteoblasts, promoting osteogenic differentiation.

а MTT assay after incubation of CS/Gn scaffolds and 0.25% GO/CS/Gn scaffolds with media for 48 h. The asterisk indicates a significant increase versus control, and the pound sign indicates a significant decrease versus control (p <0,05). б , c Expression of osteogenic-related genes (RUNX2, ALP, COL-1, and OC) in mMSCs cultured on CS/Gn scaffolds and 0.25% GO/CS/Gn scaffolds for 7 and 14 days measured by quantitative RT-PCR. Reproduced from ref. [104] with permission from the Journal of International Journal of Biological Macromolecules

Graphene Family with Other Synthetic or Bio-polymers

Sponge scaffolds of type I collagen, the major organic component of bone [81], have been clinically applied as scaffolds to regenerate bone tissue [105, 106]. Because collagen scaffolds (elastic moduli:14.6 ± 2.8 kPa) are relatively soft, the combination with GO is expected to enhance the elastic modulus of collagen scaffolds and to improve the osteogenic differentiation of MSCs for bone regeneration. The covalent conjugation of GO flakes to 3D collagen scaffolds (elastic moduli:38.7 ± 2.8 kPa) increased the scaffold stiffness by threefold and did not negatively affect the viability of BMSCs. The enhanced osteogenic differentiation observed on the stiffer scaffolds were likely mediated by BMSCs mechanosensing because the molecules involved in cell adhesion to stiff substrates were either upregulated or activated [107]. Moreover, the development of new biomaterials utilizing graphene family materials with high osteogenic capacity is urgently pursued (Table 2).

Up to now, these improved tricomponent systems for bone tissue engineering scaffolds possess good biocompatibility, which can promote cell attachment, proliferation, and have been reported mechanical properties matchable to those of natural bone. But the response to specific biological signals expressing, as well as the capabilities of enhancing cell differentiation and finally bone tissue regeneration, still needs to be explored further. Moreover, it has been reported that the pore structure (pore size, pore morphology, and pore orientation) and the elasticity of scaffolds were manipulated to regulate osteogenesis [108,109,110]. However, due to the complicated structure of porous and different elasticity accurately controlled of the scaffolds, it remains a major challenge to individually design specific pore architectures and elasticity 3D porous scaffolds that can stimulate bone regeneration. With the rapidly development of the science and technology, the emerging of the 3D-printing method may overcome this problem and open an avenue for bone tissue regeneration [85]. The in vitro bioactivity and excellent in vivo bone-forming ability of graphene family nanomaterials present a new prospect of developing a broad new type of multifunctional scaffolds for biomedical applications. Thus, we believe that the unraveled the molecular mechanisms behind will be revealed soon and graphene family materials still have attractive potential of applications in bone regeneration waiting us to explore.

Graphene Family Materials as Coating

Graphene family materials have been widely applied in diverse forms of medical applications for bone regeneration. As a coating, graphene family materials can be transferred on two dimensional (2D) flat non-metal or metal substrates to induce spontaneous osteogenic differentiation of several types of mesenchymal stem cells (MSCs) [64]. Nayak et al. transferred graphene to four 2D non-metal substrates (polydimethylsiloxane (PDMS), polyethylene terephthalate (PET), glass slide, and silicon wafer with 300 nm SiO₂ (Si/SiO₂ ).) and investigated the influence of graphene on BMSCs differentiation. They summarized that the graphene coating was cytocompatible and contributed to enhance the osteogenic differentiation of BMSCs at a rate comparable to differentiation under the influence of BMP-2 in the osteogenic medium [20]. Similarly, Elkhenany et al. found that goat BMSCs, seeded on 2D graphene-coated plates underwent osteoblastic differentiation in culture medium without the addition of any specific growth factors [8]. Simultaneously, Lee et al. tried to explain the origin of how graphene coating could accelerate stem cell renewal and differentiation. They deemed that the strong noncovalent binding abilities of graphene allowed it to serve as a preconcentration platform for osteoblastic inducers, which facilitated BMSCs osteogenic differentiation [67]. The capability of graphene in modulating osteogenic differentiation is evident. How about its derivatives? GO coatings and rGO coatings all showed favorable cytocompatibility and enhanced spontaneous osteogenic differentiation by upregulating levels of ALP activity [111, 112].

Since titanium (Ti) and medical-grade Ti alloy have been extendedly applied in the orthopedic and dental fields [113,114,115], satisfactory osseointegration for titanium and its alloys is still a major challenge and need to be explored deeply in order to help the clinicians to promote the success or survive rate of implants and diminish the likely complications encountered after their placement [114, 116, 117]. Graphene family materials coated titanium and its alloys, serving as a new method to improve their capabilities of osseointegration at the tissue-implant interface, attracted widespread attention. For example, GO-coated titanium enhanced cell proliferation, upregulated levels of ALP activity and gene expression level of osteogenesis-related markers, and promoted the protein expression of BSP, Runx2, and OCN [117]. Qiu et al. made different thickness GO coatings on the pure titanium surfaces respectively by cathodal electrophoretic deposition. Interestingly, with the increasing thickness of GO, the ALP-positive areas improved, ECM mineralization increased [118]. Moreover, Zeng et al. firstly fabricated GO/HA composite coatings by electrochemical deposition technique on Ti substrate. The addition of GO facilitated both the crystallinity of deposited apatite particles and the bonding strength of the as-synthesized composite coatings [119]. It is well known that hydrophilic surface is biocompatible compared to hydrophobic surface. In the case of rGO coating, the rapid adsorption of serum protein improves hydrophilia of graphene surface and enhances cell adhesion. Jia et al. used evaporation-assisted electrostatic assembly and one-pot assembly to fabricate 2D GO-coated Ti and rGO-coated Ti, with tailored sheet size and surface properties. Compared to the contact angle of titanium (60.4°), the contact angle of GO-coated Ti and rGO-coated Ti were 20° and 14.2°, respectively, indicating the successful interfacial assembly of graphene and excellent wettability properties. The rGO-coated Ti elicited better cell adhesion and growth than bulk GO, while the latter evoked higher activity of osteogenic differentiation [120].

Osseointegration is a complicated biological process determined by the surface properties of implants [114]. The graphene-based coatings above all lack 3D morphology. The 3D porous surface structure of coating can mimic the special macrostructures of the nature bone tissues [115]. Qiu et al. first synthesized 3D porous graphene-based coating on the pure titanium plates (GO@Ti and rGO@Ti). Water contact angles showed super hydrophilic surfaces of GO@Ti and rGO@Ti. Surface wettability exerts great effect on the biocompatibility of materials, which is strongly related to biomolecules adsorption [121]. GO@Ti and rGO@Ti both showed the excellent cytocompability and the optimal capability of osteoinduction [39]. Morin and his co-workers even transferred single or double chemical vapor deposition (CVD) grown graphene coatings onto 3D objects with differences in 3D geometries and surface roughness, such us dental implant, locking compression plate and mandible plate (Fig. 6) [64]. CVD is a very stable coating fabrication method, with substrate-independent properties and versatile surface functionalization. Besides, surface active CVD coatings are good platforms for immobilizing biomolecules, which is very important to bone regeneration [122].

а The calvarial defects of rats were enclosed with a GO-Ti membrane. б New bone formation of the rat calvarial defects after the implantation of Ti or GO-Ti membrane at postoperative week 8. *p  < 0.05 vs control; #p < 0.05 vs Ti. c Images of HE staining of the rat calvarial defects after the implantation of Ti or GO-Ti membrane at postoperative week 8. Reproduced from ref. [128] with permission from the Journal of Applied Spectroscopy Reviews

Overall, the strategy of applying graphene family materials as coating onto a surface is charming. Through currently available techniques or methods, such as CVD [123], electrochemical deposition [119], with diverse substrates (e.g. polymers, metals), graphene, and its derivatives can be obtained efficiently, with dimensions ranging from nanometer to macroscopic scales [120]. Then, graphene family nanomaterials can be transferred onto the substrate, either as 2D coatings/films/sheets or 3D porous structures of coating, to enable the binding of biomolecules, absorb the serum protein, and facilitate osteogenic differentiation of stem cells. But the different physical and chemical properties of the substrates and the type or frequent use of chemical inducers for osteogenic differentiation (e.g., dexamethasone, bone morphogenetic protein-2) that may cover up the effects exerted by graphene family materials alone [65]. Therefore, these methods still require to be well-directly improved and further studied.

Graphene Family as an Additive in Guided Bone Membrane

Barrier membranes are standardly used in oral surgical procedures, applying in guided tissue regeneration (GTR) and guided bone regeneration (GBR), for the treatment of periodontal bone defects and peri-implant defects, as well as for bone augmentation [124, 125]. GBR is considered to be one of the most promising methods for bone tissue regeneration. The concept of GBR is using a non-resorbable or absorbable membrane serving as a barrier to prevent the ingrowth of soft connective tissue into the bone defect and offer a space to “guide” the bone reconstruction [126, 127]. An ideal GBR membrane should have excellent biocompatibility and mechanical property to promote the regeneration of bone tissues and prevent soft-tissue ingrowth. Ti membrane is a non-resorbable membrane with excellent mechanical properties for the stabilization of bone grafts. Park et al. fabricated GO-coated Ti (GO-Ti) membranes, with increased roughness and higher hydrophilicity. GO endowed the pure Ti membranes better biocompatibility and enhanced the attachment, proliferation, and osteogenesis of MC3T3-E1 in vitro. Moreover, GO-Ti membranes were implanted into rat calvarial defects (Fig. 6) and new bone formation significantly in full-thickness calvarial defects without inflammatory responses was observed [128].

However, non-resorbable membranes need to be removed by a second operation. Thus, a resorbable membrane is recommended owing to avoid a second intervention during operation, which can diminish the risk of infection and the loss of the regenerated bone. But the resorbable membranes made of collagen or chitosan usually has poor mechanical property. The addition of graphene family materials improves the weaknesses of resorbable membrane. For instance, De et al. attempted to prepare absorbable collagen membranes enriched with different concentrations of GO. The presence of GO on the membrane altered the mechanical features of the membrane, by conferring lower deformability, improving stiffness, and increasing roughness [129]. Тиан и др. made 3D rGO (3D-rGO) porous films, which can accelerate cell viability and proliferation, as well as significantly enhanced ALP activity and osteogenic-related gene expressions [130].

Although pristine graphene is basically incompatible with organic polymer to form homogeneous composite, and even decrease the cell viability in some cases if the amount of graphene is excessive [131]. The incorporation of graphene family materials can enhance the bioactivity and mechanical properties of composite membranes. Because of the potent effects on altering mechanical drawbacks, stimulating osteogenic differentiation, and exhibiting superior bioactivity, graphene family material-modified membranes can be applied effectively to GBR.

Graphene Family Materials as Drug Delivery System (DDS)

Due to their small size, intrinsic optical properties, large specific surface area, low cost, and useful noncovalent interactions with aromatic drug molecules, graphene family materials exhibit excellent efficacy as delivery vehicles of genes and biomolecules. Moreover, simple physisorption via π-π stacking, hydrogen bonding, and electrostatic interaction is able to assist in high drug loading of hydrophobic drugs without compromising potency or efficiency [38]. The therapeutic efficacy of drugs is always related to the drug delivery carrier, which should enable the loading of large doses, controlled release, and retention of the bioactivity of the therapeutic proteins [132]. At present, anticancer drugs, including doxorubicin [133,134,135,136,137], paclitaxel [138, 139], cisplatin [140], and methotrexate [141, 142] loaded by graphene family nanomaterials showed amazing cancerous effect for the selective killing of cancer cells.

For better bone regeneration, we sometimes need the help of osteogenic drug or macromolecular osteogenic protein. It was reported that the adsorbed drugs or loaded growth factors on graphene or its derivatives could enhance the osteogenic differentiation of cells due to the increased local concentration [143]. For example, simvastatin (SIM) chosen as a model drug was loaded on the 3D porous scaffolds, which were made of silk fibroin (SF) and GO. SIM is an inhibitor of the competitive 3-hydroxy-3-methyl coenzyme A (HMG-CoA) reductase [144]. The effects of SIM on bone formation are associated with an increase in the expression of bone morphogenetic protein-2 (BMP-2) mRNA and enhanced the vascular endothelial growth factor (VEGF) expression [145, 146]. SIM can release sustainedly (30 days), and the release rate was relevant to the GO content within the scaffolds. In vitro, compared with the blank scaffolds, the SF/GO/SIM showed better biocompatibility, and the cells cultured on them exhibited faster proliferation rate [147]. Dexamethasone (DEX) is an osteogenic drug for which can facilitate osseointegration. Jung et al. firstly loaded DEX on rGO-coated Ti by π-π stacking. The loading efficiency of DEX on rGO-Ti was 31% after drug loading for 24 h and only 10% of total loaded DEX was released for 7 days, indicating that the drug delivery system can induce a long-term stimulation of stem cells for osteogenic differentiation. The DEX/rGO-Ti significantly facilitated MC3T3-E1 cells growth and differentiation into osteoblasts [143]. Similarly, Ren et al. also employed the GO-Ti and rGO-Ti as drug vehicles to absorb DEX. The presence of DEX-GO and DEX-rGO helped to promote the cell proliferation and largely enhanced osteogenic differentiation [115]. The graphene family materials coating on Ti alloys with controlled drug delivery can stimulate and enhance cellular response around implant surface to reduce the osseointegration time, expected to be applied for various dental and biomedical applications [143].

Not only small molecular osteogenic drug, but also macromolecular proteins can be loaded by graphene family materials for bone regeneration. Bone morphogenetic proteins (BMPs) are the most potent osteoinductive protein for bone regeneration. Thus, BMP-2 was loaded on the surface of Ti/GO through π-π stacking and the interaction between negatively charged carboxylic groups at the edges of GO and positively charged amino acid residues of BMP-2 [132]. Ti/GO/BMP-2 exhibited the high loading and the sustained release of BMP-2 with preservation of its 3D conformational stability and bioactivity. In vitro, the capability of Ti/GO/BMP-2 is to enhance osteogenic differentiation of hBMSCs. In a mouse calvarial defect model, compared to Ti/BMP-2 implants, Ti/GO/BMP-2 implants around had much more extensive bone formation [132]. Xie et al. used GO-modified hydroxyapatite (HA) and GO-modified tricalcium phosphate (TCP) as an anchor for adsorbing BMP-encapsulated BSA- nanoparticles (NPs) respectively. The charge balance and BMP-2 sustained release capability of the new scaffolds synergistically improved BMSCs proliferation, differentiation, and bone regeneration in vivo [148]. Poor osteointegration and infection are the most serious complications leading to failures of Ti implantation [10]. Han et al. incorporated GO onto polydopamine (PDA)-modified Ti scaffolds. Then, BMP-2 and vancomycin (Van) were separately encapsulated into gelatin microspheres (GelMS). After that, drug-containing GelMS were loaded on GO/Ti scaffolds and anchored by the functional groups of GO (Fig. 7). The new scaffolds were endowed with dual functions of inducing bone regeneration and preventing bacterial infection [149]. Substance P (SP) is a highly conserved 11 amino acid neuropeptide [150], involved in many processes, such as the regulation of inflammation, wound healing, and angiogenesis, and it is expected to promote MSC recruitment to the implants [151]. Therefore, apart from BMP-2, La et al. added this peptide, SP, on the surface of GO-coated Ti. The dual delivery system via GO-coated Ti showed sustained release of BMP-2 and SP and the potential of SP for inducing migration of MSCs. In vivo, Ti/GO/SP/BMP-2 group showed the greater new bone formation in the mouse calvaria than Ti/GO/BMP-2 group may be due to the MSCs recruitment by SP to the implants [152].

Schematics and scanning electron micrographs of the preparation the new GO/Ti scaffold:BMP2- and Van-loaded CGelMS were immobilized on the GO/Ti scaffold through electrostatic interactions between the functional groups of GO and CGelMS. Reproduced from ref. [149] with permission from the Journal of Biomaterials Science

Currently, more and more teams get down to designing new drug delivery system to improve the practical applications. The loading of large doses, controlled release, and retention of the bioactivity of the therapeutic proteins are still difficulty in research on drug delivery system.

Выводы

Studies on the graphene family materials on biological applications is emerging rapidly, especially their potential applications for bacteria inhibition and inducing stem cell osteogenic differentiation. Before their biological applications are considered for clinical trial, the biocompatibility of graphene family materials is of vital importance. However, the challenges exist and must be overcome. These challenges include a thorough understanding of the graphene-cell (or tissue, organ) interaction and cellular uptake mechanism as well as mechanism(s) of potential toxicity. We summarize and analyze several articles and conclude that the cytotoxicity and in vivo biocompatibility of graphene family materials are influenced by numerous factors, including surface functionalization, concentration, size, and shape. At low concentration, graphene family materials are cytocompatible, with little negative influence on cell morphology, viability, and proliferation. Furthermore, it was reported that graphene family materials with flat shapes having better biocompatibility, because the flat shape materials were expected to have minor interaction with the cellular membranes [47]. Although the different criteria were used to define the size scale and shape of graphene and its derivatives, it was true that nano-sized graphene family materials were much safer for biomedical applications [54]. Size-control synthesis of graphene family materials needs to be considered prudently in subsequent researches. Moreover, the major challenge for researchers lies in understanding how graphene family materials behave in complicated microenvironment and establishing the long-term biocompatibility of graphene and its derivatives. Thus, researchers should spare no efforts to keeping studying the bio-safety of graphene family materials in vivo, as well as in vitro, to further understand the intricate interaction between cells and the materials. Although some papers raise concerns about bio-safety, after better control of the modifying of graphene family materials during synthesis, the potential versatility that graphene family uniquely offers has made it a competitive candidate of option for biomedical applications.

On the one hand, a lot of researches have pointed out that graphene family materials possess the capability of bacteria inhibition, due to their functional chemical groups, sharp edges, and synergistic effect with other drugs. Besides, bone remolding and regenerating successfully in an infective bone defect area is challenging. Peri-implant infection and poor osseointegration are also major challenges we confront. The use of graphene family materials in the design and development of antimicrobial bone regeneration application will capture tremendous attention in the future.

On the other hand, lots of teams painstakingly did researches to design and fabricate the new strategies of applying graphene family materials in bone tissue engineering. 3D graphene-based scaffold is a promising biocompatible scaffold, which can enhance pre-osteoblasts or stem cells osteoblastic differentiation. Graphene family materials also can be added as a reinforced material aiming to strengthen the composite scaffold mechanical properties and improve physicochemical characterization. In addition, the strategy of applying graphene or its derivatives as coating onto a surface is charming, which is expected to possess the antibacterial activity and better osseointegration, especially the 3D coating. It has been generally hypothesized that the surface characteristics of graphene family materials including nanostructures, surface roughness, protein absorption ability, electrostatic interactions, and surface hydrophilicity, exert an enormous effect on the molecular pathways which control the fate of stem cells [39, 115]. The 3D structure of scaffold or coating allows nutrients to be freely delivered, which influences the biocompatibility of the graphene family. But the manufacturing method of 3D scaffold or coating is relatively difficult and complicated. However, with the rapidly development of the science and technology, the emerging of the 3D-printing method may overcome this problem and open an avenue for bone tissue regeneration.

Moreover, graphene family materials show great potential in GBR and DDS as well. Graphene family materials improve poor mechanical property of the resorbable membranes made of collagen or chitosan without compromising their intrinsic property. Osteogenic drug or macromolecular osteogenic protein can be adsorbed on graphene or its derivatives via π-π stacking, hydrogen bonding, and electrostatic interaction with high loading and good efficiency. Taking the varied merits into consideration, graphene family materials hold great potential to bone tissue regeneration.

Considering that many supreme properties graphene and its derivatives have, especially in vitro osteogenesis enhancing ability and excellent in vivo bone-forming ability, although they still have drawbacks, graphene family materials still are promising candidates used for bone regeneration applications.

Сокращения

ALP:

Alkaline phosphatase

BMP-2:

Bone morphogenetic protein-2

BMSC:

Bone mesenchymal stem cells

CPC:

Calcium phosphate cements

CVD:

Химическое осаждение из паровой фазы

CXYG:

Carboxyl graphene

DEX:

Dexamethasone

ECM:

Внеклеточный матрикс

GBR:

Guided bone regeneration

GelMS:

Gelatin microspheres

GNOs:

Graphene nano-onions

GO:

Оксид графена

GONPs:

Graphene oxide nanoplatelets

GONRs:

Graphene oxide nanoribbons

GQDs:

Graphene quantum dots

HA:

Hydroxyapatite

HUVEC:

Human umbilical vein endothelial cells

MC3T3-E1:

A murine pre-osteoblastic cell line

MWNTs:

Multi-walled carbon nanotubes

OPE:

Oxygen plasma etching

PCL:

Polycaprolactone

PDA:

Polydopamine

PDLLA:

Poly (d, l-lactic acid)

PDLSC:

Periodontal ligament stem cells

PDMS:

Polydimethylsiloxane

PEG:

Полиэтиленгликоль

PET:

Polyethylene terephthalate

PLA:

Poly-lactic acid

PLGA:

Poly-glycolic acid

PPY:

Полипиррол

rGO:

Восстановленный оксид графена

ROS:

Активные формы кислорода

SIM:

Simvastatin

SP:

Substance P

SPS:

Spark plasma sintering

Ti:

Titanium

Van:

Vancomycin

VEGF:

Vascular endothelial growth factor

β-TCP:

β-Tricalcium phosphate