骨組織工程3D生物打印的研究進(jìn)展*

李博鈺 孟 丹

由于顱面結(jié)構(gòu)的復(fù)雜解剖，顱面組織從創(chuàng)傷、手術(shù)切除或先天性畸形中完全恢復(fù)是極具挑戰(zhàn)性的［1］。而作為金標(biāo)準(zhǔn)的自體骨移植也由于其外形難以與受區(qū)匹配，存在一定的局限性。在近幾十年來，骨組織工程（bone tissue engineering, BTE）快速發(fā)展。骨組織工程的三個主要研究內(nèi)容分別是骨組織工程三維多孔支架、骨種子細(xì)胞和生長因子［2］。其中支架的材料與制造是研究的重點，它需要適合細(xì)胞的生長繁殖并在結(jié)構(gòu)上能夠使再生的組織成熟并行使功能。

3D生物打?。?D bioprinting, 3DBP）源于3D打印，通過逐層打印由生物材料和（或）細(xì)胞以及生物因子組成的生物墨水（bioinks），以高分辨率制造載有細(xì)胞的結(jié)構(gòu)［3,4］。相比于3D打印，理想的3D生物打印可以更好地控制細(xì)胞和生物因子在支架中的分布，從而更利于組織再生，但目前也面臨著許多挑戰(zhàn)，比如可打印性、機械性能、血管化等［5］。隨著3D生物打印技術(shù)和材料學(xué)的不斷發(fā)展，研究者們致力于通過改進(jìn)生物打印的參數(shù)和發(fā)現(xiàn)更合適的材料以解決現(xiàn)存的挑戰(zhàn)。本文將概述骨組織工程的3D生物打印及其研究進(jìn)展。

1.骨組織工程

骨組織工程作為一個十分有前景的研究方向，通過結(jié)合生物活性分子、細(xì)胞和生物材料來構(gòu)建仿生支架來恢復(fù)病變或受損的骨組織［6］。傳統(tǒng)意義上的骨組織工程是將種子細(xì)胞接種于支架上后進(jìn)行培養(yǎng)。傳統(tǒng)的骨組織工程支架制備方法包括溶液澆鑄/離子洗出法、原位成型法、靜電紡絲法、相分離/凍干法、氣體成孔法等［7］，雖然用這些工藝制備出的支架進(jìn)行骨組織工程取得了一定的成果，但研究者們的要求并不止于此。

首先傳統(tǒng)的支架制備方法是減法制造，即從整塊的材料中去除部分材料以得到目標(biāo)結(jié)構(gòu)［7］。但這類方法控制幾何形狀的能力有限，無法實現(xiàn)對支架材料和孔隙結(jié)構(gòu)的精確控制，結(jié)構(gòu)形狀也無法與骨缺損部位完全契合，不能實現(xiàn)個性化植入物的制備［8］。另外，這種在體外制造支架后再接種種子細(xì)胞的方法屬于無細(xì)胞支架制造技術(shù)，無法精準(zhǔn)控制細(xì)胞的分布，無法保證所需的細(xì)胞密度、細(xì)胞鋪展、粘附、遷移和體內(nèi)外相互作用［9］。

2.3D生物打印

隨著增材制造（additive manufacturing,AM）——也稱作3D打印——的出現(xiàn)，其逐層打印的方式克服了傳統(tǒng)支架制造方法在結(jié)構(gòu)復(fù)雜性和空間異質(zhì)性上的限制。而3D生物打印則克服了支架制造-細(xì)胞接種方法的弊端，將細(xì)胞在打印過程中直接封裝在支架內(nèi)，即同時將生物材料和細(xì)胞沉積到設(shè)計的位置。其高通量制造和對細(xì)胞的精準(zhǔn)控制［10］，在近十年來備受關(guān)注。

2.1 3D生物打印技術(shù) 目前可以有效地在骨支架內(nèi)沉積和分布細(xì)胞的3D生物打印技術(shù)有基于噴墨的生物打印［11］、基于光的生物打印［12］、基于擠出的生物打印［13,6］。

2.1.1 基于噴墨的生物打印 基于噴墨的生物打?。╥nkjet-based bioprinting, IBP）通過熱、壓電或聲產(chǎn)生的力將液滴噴射到控制臺上，由于其高速、高通量、高精度且低成本的特點使其應(yīng)用廣泛［14］。但它的缺點是生物墨水必須呈液態(tài)且呈低粘度，否則易堵塞噴嘴。這限制了生物墨水的細(xì)胞密度。而且液滴噴出后固化的延遲限制了垂直方向上（z軸）的分辨率［15,16］。

2.1.2 基于光的生物打印 基于光的生物打?。╨ight-based bioprinting, LBP）是所有打印技術(shù)中速度最快、最精確的技術(shù)，且不受材料粘度的限制，包括激光輔助打?。╨aser-assisted printing，LAP）和立體光刻（stereolithography，SLA）［15］。前者是一種基于激光誘導(dǎo)前向轉(zhuǎn)移（laser-induced forward transfer，LIFT）的無噴嘴技術(shù)，它利于打印二維結(jié)構(gòu)（例如皮膚），但最近的一些研究發(fā)現(xiàn)可以用這種方法制造復(fù)雜的3D結(jié)構(gòu)［9,15］。后者利用光（紫外線或可見光）逐層選擇性地固化液態(tài)的光固化材料，擁有非常好的形狀保真度。激光打印的優(yōu)點是高分辨率、可以打印復(fù)雜結(jié)構(gòu)和高粘度（高細(xì)胞密度）材料，但光對組織的損害以及高成本是它的缺點［15］。

2.1.3 基于擠出的生物打印 基于擠出的生物打?。╡xtrusion-based bioprinting）是最常用于骨組織工程的3D生物打印技術(shù)［4］，通過氣動或機械驅(qū)動將連續(xù)的生物墨水流以設(shè)定的速度和量從噴嘴中擠出到工作臺上［3,17］。它可以打印的生物材料范圍十分廣泛，包括水凝膠、共聚物和球形細(xì)胞團(tuán)。但它主要的缺點是剪切應(yīng)力、細(xì)胞聚集和沉淀會導(dǎo)致細(xì)胞活力下降。生物墨水的流變性（粘度）、打印速度（流速）等因素都會影響細(xì)胞所受的剪切應(yīng)力。通過改善打印參數(shù)（流速、打印噴嘴的形狀和長度等）、尋找適當(dāng)?shù)纳锎蛴〈翱冢╞iofabrication window）——即在打印性能和細(xì)胞活力之間權(quán)衡——研究材料的熱交聯(lián)和剪切稀化的能力，可以優(yōu)化此打印技術(shù)［3,18-20］。另一個問題是分辨率低，100μm為最佳分辨率，但是特別適用于高粘度、高細(xì)胞密度的生物墨水［21-23］。

2.2 生物墨水 生物墨水（bioinks）是3D生物打印的重要環(huán)節(jié)，也是近十幾年來的研究熱點［4］。生物墨水被裝載在打印機料筒中（EBP和IBP），經(jīng)由打印噴嘴將其放置在設(shè)計的位置后固化，或在打印平臺上，由光/激光固化（LBP）。它可以由一種或多種天然或合成生物材料制成，也可以由沒有任何其他生物材料的細(xì)胞聚集體制成［4,8］。本文僅討論含細(xì)胞的生物墨水。用于骨組織工程的生物墨水中封裝的細(xì)胞常用的有人骨髓間充質(zhì)細(xì)胞（hMSCs）、人脂肪間充質(zhì)干細(xì)胞（hASCs）、前成骨細(xì)胞、人臍靜脈內(nèi)皮細(xì)胞（HUVECs）等，與無細(xì)胞支架制造技術(shù)應(yīng)用的接種細(xì)胞種類大體一致。理想的載細(xì)胞生物墨水有以下要求：（1）具有良好的生物相容性，能夠模仿天然組織的微環(huán)境，并可生物降解；（2）可打印性：具有良好的流變特性，且在打印后有良好的形狀保真度；（3）具有足夠的機械強度，且與目標(biāo)組織相匹配；（4）保持細(xì)胞活力，且促進(jìn)細(xì)胞分化；（5）可定位功能性生物因子（例如血管內(nèi)皮生長因子VEGF）以利于植入后封裝細(xì)胞的活性和新生組織向內(nèi)生長［4,24］。

確定最佳的載細(xì)胞生物墨水配方是成功生物打印的關(guān)鍵步驟，到目前為止，各種具有特定特征的天然和合成生物材料已經(jīng)被用作生物墨水［4］。常用的生物材料主要是水凝膠類，還可將其與多種材料結(jié)合組成復(fù)合材料。

2.2.1 水凝膠 水凝膠有著很好的生物相容性、可降解性和保水性。多數(shù)還有利于細(xì)胞粘附、增殖、分化的細(xì)胞結(jié)合位點［4］。水凝膠可以分為天然水凝膠和合成水凝膠。已用于骨組織工程的天然水凝膠包括海藻酸鹽（alginate, Alg）、殼聚糖（chitosan, CS）、明膠（gelatin, Gel）、膠原、絲蛋白（silk fibroin, SF）和透明質(zhì)酸（HAc）等，后者包括甲基丙烯酸化明膠（GelMA）、聚乙二醇二丙烯酸酯（PEGDMA）、Pluronic F-127等［4,15,25］。水凝膠可通過熱、離子、酶促和光交聯(lián)。高溫可能會對細(xì)胞造成不可逆的損傷，然而有研究已經(jīng)證明周圍環(huán)境溫度上升4-10℃，2μs內(nèi)不會對細(xì)胞產(chǎn)生致命損傷［26］，熱會在細(xì)胞膜上造成瞬時的孔，但會在打印后2h內(nèi)修復(fù)，且孔有利于基因和大顆粒的遞送［27］。蛋白質(zhì)類的水凝膠多用酶促交聯(lián)，這種方法的優(yōu)點是較溫和；CaCl2是最常用的海藻酸鹽離子交聯(lián)劑［6］。對于離子交聯(lián)和酶促交聯(lián)來說，如果在打印過程中交聯(lián)，則需要共擠出生物墨水和交聯(lián)劑，或依次沉積兩種組分；若在打印后交聯(lián)，則需要多種交聯(lián)機制的混合物［28］。例如Chen等［29］用雙交聯(lián)的方式，先后用轉(zhuǎn)谷酰胺酶TG交聯(lián)明膠并用Ca2+溶液交聯(lián)藻酸鹽，制備了藻酸鹽/明膠水凝膠的互穿聚合物網(wǎng)絡(luò)（interpenetrating polymer network，IPN），提高了構(gòu)建體的結(jié)構(gòu)完整性。

2.2.2 復(fù)合材料 復(fù)合材料結(jié)合了每種組分的優(yōu)點，在機械強度、可打印性、生物相容性和凝膠化特性方面有所提升［15］。例如海藻酸鹽雖然有高吸水性、生物相容性和生物降解性，但它是一種相對生物惰性的材料，缺乏細(xì)胞粘附配體。但通過對其進(jìn)行修飾，例如將RGD肽偶聯(lián)到海藻酸鹽上以產(chǎn)生細(xì)胞結(jié)合位點［4］。

納米粒子（nanoparticles）由于量子效應(yīng)和較大的表面積對體積比，具有各種尺寸、形態(tài)和表面修飾的納米材料具有獨特的物理、機械、光學(xué)、化學(xué)和生物特性，可以用來修飾支架的性能，比如機械性能、骨傳導(dǎo)、骨誘導(dǎo)和骨整合性能，還可以用于藥物傳遞［30,31］。納米羥基磷灰石（nHA）可以以粉末或涂層的形式與殼聚糖、膠原、海藻酸鹽、明膠等材料復(fù)合［31,32］。Gao等人［33］將含hMSCs的PEGDMA材料與nHA用熱噴墨技術(shù)共打印，發(fā)現(xiàn)HA可顯著刺激hMSCs的成骨分化以及成骨ECM的產(chǎn)生，PEG-nHA組中膠原蛋白的產(chǎn)生最多，堿性磷酸酶的活性最高。Miina等人［34］在明膠-海藻酸鹽生物墨水中加入木質(zhì)纖維素納米纖絲（wood-based cellulose nanofibrils，CNF）和生物活性玻璃（BG），發(fā)現(xiàn)BG有刺激早期成骨作用，但生物墨水的粘度也隨之增加導(dǎo)致剪切應(yīng)力增加，細(xì)胞活力下降，加入CNF后依賴其剪切稀化特性降低粘度，改善流變性，提高了可打印性。G.Cidonio等人［35］將帶靜電的納米硅酸鹽（nSi）加入到納米處理離子共價纏結(jié)（nanoengineered ionic covalent entanglement，NICE）生物墨水中，共價交聯(lián)的彈性GelMA和離子交聯(lián)的脆性κ卡拉膠（κCA）通過應(yīng)力分散提高了機械強度和粘度，nSi與前兩者形成非共價靜電鍵，提高了剪切稀化能力，且在轉(zhuǎn)錄組學(xué)水平誘導(dǎo)成骨分化。碳納米管（Carbon Nanotubes，CNTs）［36］是石墨空心管狀結(jié)構(gòu)，由通過sp2鍵連接的碳原子片制成，具有出色的電學(xué)性能和較高的機械和化學(xué)穩(wěn)定性［30］，可以改善支架的機械性能［37］。雖然它有一定的細(xì)胞毒性，但有研究用CNT和明膠、海藻酸鹽做混合材料打印血管結(jié)構(gòu)時發(fā)現(xiàn)少量（0.5%，w/v%）應(yīng)用對細(xì)胞毒性很小［38］。納米纖維素由模仿膠原纖維網(wǎng)的納米纖維組成，含水量高，具有良好的機械強度和剪切稀化能力［3］，如上文研究［34］中所述可以改善生物墨水的可打印性。硅酸鎂鋰（Laponite，LPN）是一種合成納米黏土，可以與蛋白質(zhì)相互作用，刺激成骨作用；改善生物墨水的機械強度，提高生物墨水的粘度和尺寸穩(wěn)定性；改變流變特性，剪切稀化能力［24,39］。Yang-Hee等人［24］將LPN與GelMA結(jié)合形成復(fù)合生物墨水，hBMSC活力在LPN-GelMA中培養(yǎng)21d沒有顯著變化且能觀察到增殖，而hBMSC活力在GelMA中顯著下降。載hBMSC的LPN-GelMA支架中有礦化結(jié)節(jié)形成，且LPN-GelMA-VEGF支架顯示出比GelMA-VEGF更好的血管穿透性。Zhao等人［40］用羧甲基殼聚糖（CMCh）和無定形磷酸鈣（ACP）制成復(fù)合納米顆粒水凝膠支架。ACP相比于磷酸三鈣（TCP）和HA來說有更好的骨傳導(dǎo)性和生物降解性，但高度不穩(wěn)定，故利用殼聚糖的陰離子衍生物CMCh穩(wěn)定ACP 納米顆粒。該支架顯著增強骨形成蛋白-9（BMP-9）誘導(dǎo)的體內(nèi)骨形成的效率和成熟度，同時抑制長期異位成骨中發(fā)生的骨吸收。

2.2.3 生長因子 還可以根據(jù)需求在水凝膠中添加相應(yīng)的生長因子，例如骨誘導(dǎo)劑地塞米松、骨形態(tài)發(fā)生蛋白BMP、骨形成肽BFP-1，血管生成誘導(dǎo)劑VEGF等［35,37］。Luo等人［41］研究了雙肽負(fù)載的海藻酸鹽基水凝膠系統(tǒng)。因海藻酸鹽不含細(xì)胞粘附配體，故用整合素結(jié)合配體（RGD肽）與海藻酸鹽聚合物鏈偶聯(lián)，增強細(xì)胞活力并促進(jìn)細(xì)胞增殖。當(dāng)細(xì)胞擴增后，載有BFP-1的中孔二氧化硅納米粒子（MSN）pep@MSNs 釋放BFP-1，誘導(dǎo)hMSC 成骨分化。雖然生長因子如BFP-1、BMP-2可以刺激成骨，但半衰期短，很快被血液清除。如果要實現(xiàn)生長因子在缺損部位的高濃度持續(xù)刺激，同時避免大劑量使用的副作用（水腫、神經(jīng)刺激等），可以通過（1）轉(zhuǎn)運載體中BMP-2蛋白的物理結(jié)合或捕獲來控制釋放；（2）運用基于基因轉(zhuǎn)導(dǎo)的細(xì)胞基因工程［42,43］。例如將BMP-2封裝在聚乳酸-羥基乙酸共聚物（PLGA）微粒［42］或殼聚糖微球中［37］，能持續(xù)釋放BMP-2超過30d；或用明膠水凝膠［42］捕獲BMP-2，也可以持續(xù)釋放BMP-2。殼聚糖這種天然陽離子聚合物可作為DNA質(zhì)粒的有效載體，轉(zhuǎn)染外源基因到人體細(xì)胞中［37］，Zeng等人［44,52］將含有BMP-4和血管內(nèi)皮生長因子受體（VEGFR1）基因的重組質(zhì)粒與殼聚糖制備成納米顆粒，植入骨缺損兔子中，與對照組相比骨缺損修復(fù)速度更快，新生骨質(zhì)更多。Lin等人［42］將BMP-2慢病毒載體轉(zhuǎn)導(dǎo)的hBMSCs封裝于明膠水凝膠中，用基于可見光的立體光刻技術(shù)打印了支架。體內(nèi)外實驗中都表現(xiàn)出較直接加入BMP-2的對照組更有效地保持BMP-2濃度和生物活性，促進(jìn)更快更有效的骨形成（成骨基因的表達(dá)以及成骨的體積及質(zhì)量均有顯著性差異）。氧化石墨烯（Graphene oxide，GO），是一種含多種官能團(tuán)的芳香烴，尺寸通常在納米至數(shù)微米。Goeun等人［45］在3w/v%的海藻酸鹽中混合0.5mg/mL GO，提高了生物墨水的可打印性、結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性、成骨誘導(dǎo)性。

3.研究進(jìn)展

3D生物打印骨組織工程支架一直以來的挑戰(zhàn)是水凝膠機械強度不足以及血管化［7,15］。機械強度可以通過上述復(fù)合材料的方式增強，也有學(xué)者通過制造生物陶瓷-載細(xì)胞水凝膠雙相支架構(gòu)建支架［46,47］，初步解決了這個問題。

在過去的20年里，人們一致認(rèn)為重建能保證穩(wěn)定灌注的多級血管網(wǎng)對于成功建造大多數(shù)復(fù)雜組織是十分重要的［48,49］。一直以來骨組織工程面臨的挑戰(zhàn)就是構(gòu)建體的血管化。大型結(jié)構(gòu)的構(gòu)建存在幾何結(jié)構(gòu)復(fù)雜、組成多樣以及血管化的限制。雖然在幾何復(fù)雜性方面取得了重大進(jìn)展，多組分結(jié)構(gòu)也可以通過多噴嘴打印解決，但血管化的問題仍然困擾著研究者們，如同組織工程中的圣杯［50,51］。盡管通過單純地?fù)饺隫EGF等因子可以一定程度上促進(jìn)血管生成，但是還是需要研發(fā)一些特殊的打印方法如結(jié)構(gòu)仿生、時空控制釋放生物活性因子等，以完成復(fù)雜且互相連通的血管網(wǎng)絡(luò)的形成。Irene等人［52］用順序誘導(dǎo)法，先打印明膠-nHA支架，接種hMSC后先后在生長培養(yǎng)基（GM）和成骨培養(yǎng)基（OM）中培養(yǎng)1周和2周，獲得含有預(yù)分化的hMSC的支架，再將含有HUVEC：hMSC為4∶1的GelMA-纖維蛋白水凝膠填充到支架的大孔中，光交聯(lián)后在含或不含成骨培養(yǎng)基的內(nèi)皮培養(yǎng)基中培養(yǎng)2周。發(fā)現(xiàn)在有良好的骨生成的同時成功地誘導(dǎo)了穩(wěn)定的復(fù)雜且互連的毛細(xì)血管網(wǎng)絡(luò)形成。水凝膠中未分化的hMSC作為周細(xì)胞穩(wěn)定了脈管系統(tǒng)。Takahisa等人［53］通過兩步式數(shù)字光處理（digital light processing，DLP）技術(shù)，先在外圍打印含磷酸八鈣（OCP）的GelMA環(huán)模仿骨皮質(zhì)，之后在中央打印包含HUVEC球體的GelMA環(huán)模仿骨髓空間。HUVEC可以在GelMA水凝膠中形成3D毛細(xì)管網(wǎng)絡(luò)。植入缺損部位后，均勻地嵌在GelMA中的OCP刺激間充質(zhì)干細(xì)胞的成骨細(xì)胞分化，預(yù)血管化將促進(jìn)骨組織修復(fù)，血管化后宿主中遷移的MSCs或前成骨細(xì)胞可在OCP 的影響下分化為成骨細(xì)胞。Charlotte等人［54］用裝載兩種——成骨（MSC）和血管源性（大鼠主動脈內(nèi)皮細(xì)胞）——獨立的細(xì)胞群的纖維蛋白生物墨水與PCL共打印制備3D生物打印雙相類骨支架。纖維蛋白具有誘導(dǎo)血管生成并促進(jìn)細(xì)胞附著和增殖以及體外促進(jìn)成骨的潛力，但是缺乏機械強度。機械強度高且多孔的基質(zhì)PCL與纖維蛋白水凝膠共打印，降低了降解速率，維持長時間的機械穩(wěn)定性，允許新的骨骼形成。體內(nèi)外實驗中均體現(xiàn)出更好的成骨能力和血管生成能力。Batzaya等人［55］用基于擠出的生物打印制造了包含可灌注血管腔的微結(jié)構(gòu)類骨組織構(gòu)建體。該構(gòu)建體由28個圓柱體組成一個三棱柱，中央的一個圓柱體由裝載HUVECs和hMSCs的低質(zhì)量分?jǐn)?shù)GelMA（GelMALOW）的生物墨水打印，打印外圍圓柱體的生物墨水由裝載hMSCs的共價結(jié)合VEGF的高質(zhì)量分?jǐn)?shù)GelMA（GelMAHIGH）組成，同時含有nSi以誘導(dǎo)hMSCs的成骨分化，VEGF的濃度從內(nèi)到外逐漸增高。GelMALOW較GelMAHIGH降解速率高，體外培養(yǎng)12天后內(nèi)芯降解留下開放的管腔和500μm的可灌注通道，HUVECs和hMSCs遷移到該通道的內(nèi)表面，可灌注通道充當(dāng)中央血管；構(gòu)建體外圍的nSi以及成骨培養(yǎng)基的持續(xù)灌注誘導(dǎo)了的hMSC分化為骨組織。在體外研究中觀察到了毛細(xì)血管狀網(wǎng)絡(luò)形成。

4.總結(jié)與展望

盡管3D打印在過去的幾十年里已經(jīng)發(fā)展得較為成熟，但可以在高溫、高壓力等條件下進(jìn)行的3D打印的難度無法與載細(xì)胞的3D生物打印相提并論。3D生物打印皮膚、肝臟等組織器官已經(jīng)成功設(shè)計并植入人體內(nèi)，但骨組織工程的3D生物打印由于其對機械強度的要求尚處于起步階段且僅限于實驗室內(nèi)，距離臨床應(yīng)用還有很長的路要走。

目前3D生物打印已經(jīng)走向骨組織工程的商業(yè)化和最終進(jìn)展階段，盡管該領(lǐng)域取得了顯著的進(jìn)步，但為復(fù)雜的組織制造設(shè)計合適的生物墨水仍然是一個長期的挑戰(zhàn)。其中3D生物打印技術(shù)已經(jīng)形成較為成熟的體系，這一方面的改進(jìn)是通過優(yōu)化打印參數(shù)，在兼顧細(xì)胞相容性的同時提高可打印性；而對生物墨水和打印方法的創(chuàng)新是探索同時滿足機械強度和良好的細(xì)胞相容性以及血管化這兩個主要方面。載細(xì)胞打印將生物墨水限定于水凝膠，通過結(jié)合多種新型材料、生物因子以改善機械性能、可打印性、細(xì)胞活力、成骨能力和血管化能力。而對打印方法的改進(jìn)多數(shù)基于對天然骨小梁和（或）血管結(jié)構(gòu)的模仿，結(jié)合水凝膠與其他聚合物打印雙相甚至支架，在空間上制造生物因子濃度梯度，誘導(dǎo)支架在成熟過程中形成目標(biāo)組織。

對于骨組織工程的一大難題——血管化——也已經(jīng)有了許多新思路，通過順序誘導(dǎo)或多相材料共同培養(yǎng)等方法模仿天然的復(fù)雜骨結(jié)構(gòu)。甚至可以將時間概念與3D生物打印結(jié)合，也就是4D生物打印，通過研發(fā)刺激響應(yīng)型水凝膠，在3D生物打印過程結(jié)束后可以自發(fā)地在各種刺激下改變其特性，更順應(yīng)體內(nèi)微環(huán)境［23,36,56,57］。但目前仍處于實驗室階段，距離實際應(yīng)用還有一定距離。在不遠(yuǎn)的將來，我們?nèi)孕枰嘌芯縼韺崿F(xiàn)將具有良好血管化能力的3D生物打印骨組織工程支架應(yīng)用到臨床。