3D打印技術應用于引導牙槽骨再生的研究進展

李德生 王立東 陸 萍 綜述 趙 軍 審校

（1. 武警上?？傟犪t(yī)院口腔科，上海 201103；2. 上海交通大學醫(yī)學院附屬第九人民醫(yī)院 口腔修復科，上海市口腔醫(yī)學重點實驗室/上海市口腔醫(yī)學研究所國家口腔疾病臨床研究中心，上海 200011）

牙槽骨是牙周支持組織的主要結構，在牙體的發(fā)生、發(fā)育和萌出以及維持口腔咀嚼功能運動中起重要作用。目前的口腔醫(yī)學領域，如何修復缺損的牙槽骨是研究者們面臨的重點難點問題。臨床中應對不同的牙槽骨缺損情況常應用自體骨移植、牽引成骨、引導組織再生術等手段進行牙槽骨再生修復。但上述方法均存在一定的弊端，尚需改進。隨著組織工程學在口腔醫(yī)學領域的應用發(fā)展，引導牙槽骨再生的支架材料制備有望成為修復缺損牙槽骨的新技術手段。

1 理想的引導牙槽骨再生材料性能

牙槽骨皮質骨的厚度為2.1 ～ 2.4 mm，密度為1.64 ～ 1.75 mg/cm。通常將骨組織支架與松質骨的抗壓強度進行比較。在人類下頜骨中，松質骨的抗壓強度為 0.22 ～ 10.44 MPa，均值為（3.9±2.7） MPa，但這一數值會隨著骨密度、年齡和性別的不同而變化。牙種植體在咀嚼過程中的有限元分析結果顯示：當施加146 N的咬合力時，種植體周圍起支撐作用的牙槽骨產生62 MPa的壓力；當種植體的角支承從0°增加到20°時，牙槽骨壓力增加到122 MPa。這提示了牙槽骨植入物所需承受的力學范圍。因此，支架材料必須有良好的相容性并最終被自體骨組織所取代才能增加其機械強度來承受這些力?？紫抖?，包括孔隙大小和互連性，機械強度均影響組織穿透、提供利于生物學固定的接觸表面，促進骨整合。當材料孔隙大小介于200 ～ 500 μm之間，孔隙度約為30% ～ 90%時，與牙槽骨松質骨結構最相似，具有最理想的骨引導性。

2 增材制造技術

增材制造技術（Additive Manufacture，AM），又稱3D打印技術，始于20世紀80年代，后來逐漸被應用于骨組織工程學研究。在AM中，支架結構是由液體或粉末材料按照計算機化設計加工而成。AM技術與傳統制造技術相比具有顯著的優(yōu)勢，AM技術所制造的支架材料不僅具有精確的外部形狀和內部結構，同時其復雜的三維結構具有可復制性。增材制造技術的優(yōu)勢極大地促進了引導骨組織再生支架的發(fā)展，這是目前其他傳統制造技術無法比擬的。在AM技術中，立體光刻、選擇性激光燒結、擠壓打印、噴墨打印等激光打印技術在組織工程支架制作中應用最廣泛，見圖1。本文綜述了各種骨組織支架制造技術的研究進展，并按所使用的生物可降解/可吸收材料進行分類討論，探討了各類制造技術及復合材料應用于牙槽骨再生的研究前景。

圖1 4類3D打印技術工作原理

2.1 立體光固化成型技術

立體光固化成型（Stereolithography，SLA）是利用紫外線激光將液體狀態(tài)樹脂材料逐層固化來制造所需硬質材料，如圖1A。SLA技術是目前分辨率最高、精確度最高的3D打印技術，其制作的材料能達到表面高度平滑。SLA適用于制作結構復雜，精確度要求高，表面平滑度高的支架材料。SLA可制備的材料范圍很廣，但其加工成光交聯水凝膠的能力有限。利用SLA技術制造的甲基丙烯?；髂z支架材料在體外細胞實驗中能夠促進細胞的增殖和遷移。其優(yōu)點為制造成本低、易于生產。但降解速率快、機械性能較差，不適用于硬組織再生引導材料。為提高機械性能，絲素蛋白大多數情況作為添加劑制造復合材料。將甲基丙烯酸酯基團加入到含胺側基的絲質中合成絲質甲基丙烯酸酯骨架，抗壓強度可提高為910 kPa，為甲基丙烯?；髂z的30倍，且同樣具有良好的促進細胞增殖能力，更適合于引導硬組織再生支架的制作。在應用SLA合成的人工聚合物中，聚富馬酸丙烯是早期常用的骨組織支架材料之一。與常規(guī)制備的支架相比，SLA制備的聚富馬酸丙烯支架材料具有更好的細胞附著率和細胞增殖速率。SLA制備聚己酸內酯（Polycaprolactone，PCL）支架抗拉強度較低，但組織相容性好，與生物活性玻璃S53P4 結合后可增加抗壓強度。甲基丙烯酸聚乳酸通過結合不同濃度的透明質酸（HA）和三甘醇二甲基丙烯酸酯可提高材料的機械強度。使用光引發(fā)劑Irgacure 2959制備的甲基丙烯酸聚支架的彎曲強度在80 ～ 97 MPa之間。磷酸三鈣/羥磷灰石（Tricalcium Phosphate，TCP）是常見的生物瓷材料。由于陶瓷是不能光固化的，他們需要光固化樹脂來將瓷粒子結合在一起。將生物瓷漿料與體積比為20%光固化樹脂混合，在SLA固化并去除未固化溶液后，在1 400℃燒結支架去除固化的光固化樹脂并融合生物瓷顆粒。純生物瓷的平均抗壓強度為（2.04±0.12）MPa，生物瓷/PCL的平均抗壓強度為（4.55±0.21）MPa。

2.2 選擇性激光燒結技術

選擇性激光燒結（Selective laser sintering，SLS）技術是利用高能二氧化碳激光熔合粉末狀小顆粒材料，如圖1B。在SLS中最常用的材料是聚合物PCL、磷酸鈣以及聚合物與生物瓷的復合材料。SLS技術制備生物瓷支架是難度較大的，因為高溫激光使加熱和冷卻速度過快，導致支架較為脆弱。但其優(yōu)點在于能夠打印結構相對復雜同時壁薄的支架。然而它的尺寸精確度較差僅為 150 ～ 180 μm，表面光潔度也較差。SLS 還存在其他問題，如打印時無法結合生長因子和細胞，以及由于熱變形易導致支架收縮和翹曲；由于激光產生的高溫，天然聚合物材料不能用于這項制造技術。利用SLS技術制備含有20%重量的CaSiO的支架具有較快的降解速率和較好的促細胞增殖速度。在體外實驗中，SLS技術制備的HA和β-TCP支架均具有良好的生物相容性和降解速率。由于β-TCP的脆性特質，它常用于非負重性骨重建。復合氧化物可增加其機械強度，但降低了降解速率。HA與β-TCP的斷裂韌性分別為0.83和0.98 MPa，兩者通過SLS技術復合制備的支架最大斷裂韌度和抗壓強度分別為1.33 MPa和18.35 MPa，且β-TCP復合比率越高降解速率越快。PCL較低的熔點（59 ～ 64℃）和玻璃化溫度（-60℃）使其易加工，因此常用于SLS制造技術?？箟簭姸葹?.3 MPa，孔隙率為50%的PCL支架植入小型豬體內可加速關節(jié)面骨和軟骨長入，3個月后觀察到骨缺損完全愈合。PCL結合生物陶瓷顆粒，如加入15 wt % nHA，可獲得更佳的促進骨形成效果。SLS技術打印支架的精度低和易收縮是該技術臨床應用面臨的挑戰(zhàn)，目前仍主要局限于作為手術指導的整形模型，或者作為骨支架在動物模型中的體內外應用。

2.3 粉末床噴墨打印技術

在粉末床噴墨打印中，稀釋溶液或生物材料的液滴通過熱驅動或壓電驅動進入粉末床，預先處理的打印墨水充當位于粉末床內散裝材料的粘合劑，如圖1C。它的優(yōu)點在于低成本以及具備打印多種材料的能力，而主要的缺點是要求使用低濃度油墨。該技術制造的骨移植物目前已取得一些良好的臨床實驗結果。粉末印刷的純生物瓷支架具有良好的生物相容性，但抗壓強度較差。為了改善這一缺點，一方面研究者將各類聚合物加入以取得更高的抗壓強度；另一方面使用不同顆粒大小的分布，希望通過采用最佳的粒度比以增加相鄰的生物陶瓷顆粒之間的總接觸面積，促進燒結過程中顆粒的融合以獲得高的機械性能。同時，研究發(fā)現聚合粘合劑可用來將瓷顆粒粘合在一起提高機械強度，如使用高分子粘合劑Schelofix制備的HA/TCP支架與BioOss?骨粉相比，不僅達到了較好的機械強度同時具有更好的促進細胞增殖效率。噴墨打印制作的磷酸氫鈣骨替代物應用于修復兔顱骨缺損，可觀察到骨組織替代物最終與原骨完全融合，并表現出與顱骨相似的鈣化跡象，類似自體骨塊移植效果。已有臨床試驗將α-TCP噴墨打印支架應用于修復頜面部骨缺損，取得較好的臨床效果。噴墨打印制造的聚乳酸-羥基乙酸共聚物（PLGA）在體外實驗中，相較于商品化開放孔聚乳酸支架（OPLA）及膠原支架（BD），力學性能是OPLA?支架的40倍、BD膠原支架的1.8萬倍，同時具有更好的促細胞增殖效率。

2.4 擠壓印刷技術

擠壓印刷技術主要可分為兩種工藝：熔融材料的擠出，即熔融沉積成型（FDM）和膠凝液材料的擠出，如圖1D。熔融材料的擠壓需要使用熱塑性塑料，因此其在生物可降解骨支架研究中的應用一般局限于PCL和PLA。最終結構的精度和形狀取決于熔融擠壓后的纖維冷卻和硬化的速度。擠壓印刷的缺點包括分辨率較低（約200 μm）和對油墨粘度的要求高。使用擠壓印刷技術制作的TCP/HA支架及TCP/藻酸（AA）支架均具有較好的生物相容性，但隨著陶瓷含量的增加，支架變得易碎，機械力差。通過將支架與氧化石墨烯（GO）結合，TCP/AA支架楊氏模量從（154.4±8.7） MPa增加到（188.3±18.5） MPa。FDM工藝制作PLA支架材料時，隨著孔隙率增高，支架的楊氏模量下降，但促細胞增殖率升高。在治療早期股骨頭壞死研究中，FDM工藝制作的PCL/β-TCP支架植入兔股骨頭8周后評估，支架顯示良好的骨長入。同樣的方式制作的支架材料也被用于修復頜面部缺損的研究并取得理想的結果。

3 結論和展望

各類AM技術在制造骨增量支架應用方面各有優(yōu)缺點，如表1所示。SLA制造技術大多使用天然的和人工合成的水凝膠來制造支架。雖然天然水凝膠具有良好的生物相容性，但材料抗壓強度差。人工合成水凝膠的復合應用可以顯著提高抗壓強度，但生物相容性將下降。粉末床噴墨打印支架具有良好的機械性能，這些性能大部分來源于打印后的制造工藝，可能會犧牲支架設計的幾何精度及降解速度。雖然SLA和粉末床噴墨打印的支架材料機械性能不適合承載負荷，但仍有可能用于種植牙一期骨增量手術，因為此時不需承載咬合力。SLS技術能夠制備出具有較好抗壓強度的支架，但由于其分辨率很低，松散粉末材料可能會存留在設計復雜的打印空隙中，不利于支架設計和組織細胞穿透。擠壓印刷技術制造的聚合物/陶瓷復合材料具有所有AM技術中最大的抗壓強度，達到類似于皮質骨的強度，能夠負載0角度牙科種植體。同時，擠壓印刷技術能夠復合天然聚合物機生物活性分子，因此最具有未來發(fā)展?jié)摿?。SLS和擠壓成型技術所制造的支架均具有較高的抗壓性能，更適合牙槽嵴增寬同期種植體植入術。

表1 4類3D打印技術對比

方法 優(yōu)點缺點立體光固化成型技術 精度高、表面光滑、制作技術成熟 制作材料限制、機械強度低選擇性激光燒結技術 制作材料選擇范圍廣、機械強度高 精度低、表面粗糙、生物相容性較差粉末床噴墨打印技術 制作材料選擇范圍廣、精度高 機械強度低、需使用低濃度油墨擠壓印刷技術 制作材料選擇范圍廣、機械強度高、系統構造簡單 精度較低、表面光潔度較差、成型速度慢

在各類材料選擇中，聚合物/生物陶瓷復合材料在各類AM骨組織支架中具有突出的優(yōu)勢。在這種復合材料中聚合物提供了機械延展性，而生物陶瓷提供了骨誘導性并提高了骨傳導率。同時，適用于以上各類制造技術，在體內外實驗中均觀察到良好的效果。未來生物瓷材料與水凝膠材料的結合有可能成為AM技術應用于引導骨再生的研究熱點，多種材料性能的結合有可能構建出具有血管網的仿生骨組織結構，更加接近骨組織的生物功能。同時，種子細胞結合支架材料的復合方式仍然將是最受研究者關注的方向，而用于牙槽骨修復的種子細胞來源包括但不限于骨髓基質干細胞，牙周膜細胞以及脂肪源性干細胞 等。

綜上所述，AM骨組織支架用于引導骨組織再生具有良好的前景。其優(yōu)勢在于AM支架可進行個性化設計，以適應其機械性能和孔隙率要求；同時可根據CT數據制造與缺損部位高度匹配的支架，從而提高植入物與受體部位的骨結合。目前，雖然現階段相關的臨床試驗相對較少，3D打印支架的應用范圍及其局限性仍需探索，但3D打印支架在牙槽骨骨增量術中毫無疑問具有巨大的應用潛力。