基于增材制造技術的頸動脈仿生血管模型研究現(xiàn)狀

陳若夢，王成成，陳 靜，席曉燕，劉曉雯

(1.唐山學院 a.機電工程學院，b.河北省智能裝備數(shù)字化設計及過程仿真重點實驗室，河北 唐山 063000； 2.滄州市消防救援支隊，河北 滄州 061000)

0 引言

2021年12月國家發(fā)布的《“十四五”智能制造發(fā)展規(guī)劃》明確提出，智能制造是制造強國建設的主攻方向，其發(fā)展程度直接關乎我國制造業(yè)質量水平。在此規(guī)劃的重點任務中，將增材制造技術列在了關鍵核心技術的首位，由此可見增材制造技術在智能制造中的重要地位。增材制造技術的優(yōu)勢不僅僅體現(xiàn)在智能制造方面，同時在跨學科、跨領域融合創(chuàng)新方面也有著強有力的優(yōu)勢，尤其在人造器官的發(fā)展上發(fā)揮著很大的作用，其中以增材制造技術為基礎的血管化技術是使人造器官“活”起來的關鍵技術。目前，仿生血管增材制造技術初步解決了微納米尺度的血管化問題，但是較大尺度的仿生血管制造，仍是未來此項技術的研究難點。

心血管疾病是我國死亡率最高的疾病，占疾病死亡總體人數(shù)的40%以上[1-2]，相關醫(yī)療費用更是每年高達1 100億元人民幣，盡管藥物研發(fā)和治療技術不斷地發(fā)展和改進，但是預測到2030年該疾病的死亡率仍可能達到73%[3]。頸動脈病變是心血管疾病最主要的特征，也是全身動脈病變程度的預測窗口[4-5]，從臨床需求和生物醫(yī)學工程角度出發(fā)，頸動脈仿生血管模型是研究頸動脈病變及進行藥物開發(fā)和測試最直觀的研究工具，因此，開發(fā)頸動脈仿生血管模型從而進行頸動脈病理生理學研究是降低心血管疾病發(fā)生率和死亡率的有效手段。

目前，二維細胞培養(yǎng)模型和動物模型是研究頸動脈病理生理學的主要模型。動物模型[6]提供了一個完整的生物環(huán)境，但是動物與人類之間的差異限制了動物模型的疾病預測能力。而且，大型動物模型(從狗到非人類靈長類動物)的使用會導致道德倫理和經濟方面的問題。相比之下，二維細胞培養(yǎng)模型更加可控，但是由于其結構過于簡化，無法再現(xiàn)三維血管的生理特性，使其在頸動脈病理生理學研究方面的意義十分有限。因此，研究能夠重現(xiàn)健康或患病的具有生物活性的頸動脈仿生血管模型，對于頸動脈病理生理學的理解和藥物的開發(fā)具有顯著意義。

建立體外具有生物學特性的頸動脈仿生血管模型，需要將醫(yī)學、材料學和制造學交叉融合，共同實現(xiàn)。近年來，隨著交叉學科的不斷成熟和血管組織工程技術的發(fā)展，出現(xiàn)了一系列仿生血管制造方法，這為體外建立具有生物學特性的頸動脈仿生血管模型提供了技術條件。

1 體內頸動脈結構及其病變原理

頸動脈位于人體頸部兩側，如圖1所示，頸總動脈向上分支，分別為頸內動脈和頸外動脈。頸外動脈向喉、舌、面、耳、咽等顱腔外各部分供應血液；頸內動脈垂直上升無分支地到達顱底，然后分支，給眼及顱腔內的腦供血。在頸總動脈末端和頸內動脈起始處的膨大部分，稱為頸動脈竇?？梢?，頸動脈具有特殊的結構特征：彎曲、分叉、直徑突變。據(jù)研究顯示，頸動脈的特殊結構所產生的血液流動形式(紊流和層流共存)既是人體生理的必需，也是頸動脈產生病變的原因之一。

圖1 體內頸動脈示意圖[7]

根據(jù)國內外對人體頸動脈的研究結果可知，其特征尺寸如表1所示。由表1可以看出，頸動脈的直徑尺寸在2.5～7.4 mm的較大范圍內，屬于較大尺度血管，這對于其仿生制造工藝和制造材料有著苛刻的要求。

表1 頸動脈特征尺寸

2 仿生血管增材制造技術的原理

隨著不同生物制造工藝以及多種新型材料、復合材料的研發(fā)，開發(fā)了各種基于增材制造技術的生物制造技術，每種技術都具有獨特的優(yōu)勢和應用領域。本文將重點討論應用在血管組織工程中的仿生血管增材制造技術，主要涉及微制造技術、間接擠出打印技術、直接擠出打印技術、光固化打印技術(SLA)和基于模具制造技術(見圖2)。

微制造技術與聚二甲基硅氧烷(PDMS)相結合制造的微流控裝置是最早用于研究頸動脈病理生理機制的體外模型，微流控裝置易于種植細胞，能夠實時成像，并能夠檢測內皮細胞層在生化或者機械擾動刺激下的反應。

圖2 仿生血管增材制造技術

間接擠出打印技術是指使用擠出制造技術將臨時材料打印成設計好的三維犧牲模板，之后將犧牲模板包裹在材料內，然后移除犧牲模板，材料中會產生如犧牲模板結構的流道。間接擠出打印技術構建的微流道結構具有較強的力學性能，因此間接擠出打印技術相比直接擠出打印技術具有更加廣泛的使用范圍。

直接擠出打印技術采用同軸擠出噴嘴，產生獨立的流體通道，如圖2(c)所示。外噴嘴包含未交聯(lián)的生物聚合物(例如藻酸鹽或殼聚糖)，內噴嘴包含相應的交聯(lián)劑(例如氯化鈣或氫氧化鈉)。聚合物和交聯(lián)劑之間界面處的局部交聯(lián)會產生獨立的交聯(lián)中空通道，其中擠出速率控制通道尺寸。懸浮在預聚物中的內皮細胞被包裹在交聯(lián)的生物聚合物中并遷移到聚合物的流道邊緣，形成內皮單層。因此，直接擠出打印技術可以預制一個內皮化的流體網(wǎng)絡。

光固化打印技術是通過在光化學反應中逐層固化液體材料來構建三維結構的。光源在液體起始材料上進行光柵掃描，以將其固化成所需的圖案。SLA具有獨特技術優(yōu)勢，其分辨率由激光光斑大小或投影儀像素大小決定，因此精度較高，并且避免了由擠壓過程中的高剪切應力導致的潛在的細胞損傷/死亡。但是，光化學反應僅限于具有光聚合反應的材料，并且要通過優(yōu)化打印參數(shù)以最大限度地減少光毒性或避免因過度暴露于光引發(fā)劑而引起的細胞死亡。

基于模具制造技術最早使用針或桿作為模具，將針或桿從周圍的材料中物理移除制造圓柱形通道，從而實現(xiàn)單流道的仿生血管結構。軟光刻方法與針模方法相比，具有更復雜的通道排列能力和更高的吞吐量的潛力，是近幾年發(fā)展起來的模具制造新技術，如圖2(e)所示。通常，母版用于水凝膠或彈性體中的模制槽，包含槽的板與第二塊板粘合，以創(chuàng)建封閉通道?；谀＞咧圃旒夹g要求材料具有足夠的力學支撐，以支持內皮的形成，并能抵抗通道灌注引起的剪切應力和彈性變形。

3 仿生血管增材制造技術的應用

3.1 微制造技術

基于微制造技術構建的微流控裝置已在微血管研究中得到了廣泛的應用，主要是因為微流控裝置能夠在二維平面幾何狀態(tài)下對單層血管內皮細胞施加層流，實現(xiàn)在單層剪切應力或其他外部生化和機械擾動實驗條件下內皮反應的實時成像。Reinitz等人[8]在2015年使用如圖3(a)所示的微流控裝置闡明了層流剪切應力在調節(jié)內皮細胞形態(tài)和排列以及細胞骨架重組和蛋白質/基因表達中的作用。

近年來，研究人員雖然利用微流控模型在一定程度上探索出了頸動脈流體力學刺激內皮細胞的作用機理，但是利用二維平面培養(yǎng)內皮細胞的局限性仍然存在，同時，微流控模型的矩形截面和相對簡單的結構不能呈現(xiàn)頸動脈真實的流體力學特性。因此，一些研究人員在微流控模型上作了一定程度的改進。比如，Park等人[9]2020年使用改良的圓形截面微流控裝置(如圖3(b)所示)研究了層流剪切應力對內皮細胞層生成萌芽直至血管的影響，實驗結果比較接近于真實血管中內皮細胞層在力學作用下的狀態(tài)。

圖3 微流控模型[8-9]

3.2 間接擠出打印技術

Dai課題組[10-11]是最早使用間接擠出打印技術構建仿生血管模型的，該研究團隊使用明膠作為犧牲模板，在膠原水凝膠中構建了單軸微流體通道(見圖4)。主要工藝原理是將明膠纖維包裹在膠原基質中，通過明膠的溫敏作用犧牲模板，產生開放的單通道流道以支持流體灌注。此研究團隊構建的單軸微流道模型可承受10 dyne/cm2的剪切應力，具有研究三維流動條件下血管功能和血管生成的潛力。

圖4 間接擠出打印技術構建 單軸微流道模型[11]

隨著間接擠出打印技術的發(fā)展，水凝膠分叉微流道模型被制造出來。Christensen團隊[12]將藻酸鹽液滴噴射沉積到氯化鈣支撐浴中，成功構建出分叉流道結構，如圖5(a)所示。氯化鈣溶液用作藻酸鹽的離子交聯(lián)劑并為分叉流體網(wǎng)絡結構提供浮力，從而支持形成復雜的突出結構和跨越結構。所構建的分叉流道直徑3 mm，壁厚1 mm，這是最接近頸動脈結構的流道模型。Bertassoni及其同事[13]利用瓊脂糖材料制備犧牲模板，在犧牲模板周圍灌注水凝膠，瓊脂糖在真空下可除去，從而產生開放的可灌注的流道，流道直徑范圍為250～1 000 μm，如圖5(b)所示。在此流道內接種內皮細胞可增殖并形成成熟的內皮層。Lewis等人[14]使用間接擠出打印技術制造出如圖5(c)所示的不同直徑、不同形狀的分叉流道結構，流道直徑范圍為0.9～2.5 mm。中國科學院團隊[15]采用新型材料Pluronic F127作為犧牲模板材料，并在其周圍灌注水凝膠，之后去除犧牲模板形成流道，該方法構建的流道直徑在1 mm左右，如圖5(d)所示。

以間接擠出打印技術構建分叉流道具有較大的靈活性，對制造材料的要求較低，因此此技術有著更加廣泛的應用空間，而且具有構建分叉、大尺度直徑流道的能力，但是此技術打印的流道直徑受限于擠出裝置尺寸及擠出速度，是否可以制造直徑突變的流道結構，還有待進一步研究。

圖5 間接擠出打印技術構建分叉流道模型[12-15]

3.3 直接擠出打印技術

直接擠出打印技術是同軸噴嘴直接擠出的打印方式，可打印出具有中空結構的水凝膠流道。Ozbolat及其團隊[16-17]使用直接擠出打印技術打印出獨立的海藻酸鹽流道(如圖6所示)，流體能夠在此流道內傳輸，同時該團隊還嘗試打印出了分叉結構。直接擠出打印技術制造的分叉結構的水凝膠流道尺度不能過大，否則會在自身重量作用下產生閉塞或有閉塞的趨勢而影響流道結構，而且同軸打印方式受打印噴嘴結構的限制，無法形成直徑變化的流道結構。

圖6 直接擠出打印技術實物[16]

隨著生物材料技術的發(fā)展，直接擠出打印技術實現(xiàn)了多分叉流道的打印。這種在流變學上表現(xiàn)為Bingham塑性流體特性的生物材料，在施加的剪切應力超過其閾值時，會從固態(tài)靜止狀態(tài)被誘導成流化狀態(tài)。2015年，Bhattacharjee及其同事[18]使用這種生物材料，混合擠出PDMS、光反應性聚乙烯醇(PVA)和膠原，PVA在打印后交聯(lián)，并通過浸入水中將這種特殊的生物材料溶解來形成復雜的完全交聯(lián)的網(wǎng)絡結構。使用該生物材料，通過直接擠出打印技術可形成高度復雜的結構，包括多級分叉流道結構，如圖7所示。Bingham塑性流體特性的生物材料與直接擠出打印技術結合，具有構建異質內部結構的潛力，但是這個制造過程較為復雜，尤其是在打印材料的制備上，需要大量時間和較高的經濟成本，難以在頸動脈仿生血管模型制造方面得到普遍應用。

圖7 直接擠出打印技術構建 多級分叉流道結構[18]

3.4 光固化打印技術

隨著制造技術和人工合成生物材料的發(fā)展，光固化打印技術在構建分叉血管結構方面顯示出了技術優(yōu)勢。最早是由Arcaute及其同事[19]使用此技術打印了PEGDA水凝膠定制化的分支通道(如圖8(a)所示)，顯示了光固化打印技術制造分支流體網(wǎng)絡架構的潛力。Meyer及其同事[20]在2012年采用光固化打印技術制造了聚合物分叉流道結構，即以其最高分辨率制造出了管腔直徑18 μm和壁厚小于5 μm的分支管結構(如圖8(b)所示)。浙江大學團隊[21]利用PEGDA水凝膠，在光固化條件下構建出多尺度(10 μm到10 mm)的多級分叉仿生血管網(wǎng)結構(如圖8(c)所示)，并且實現(xiàn)了細胞在仿生血管中的粘附繁殖，這是血管構建技術的一個重大突破。以上研究證明了高分子材料在光固化打印技術下構建血管分支通道的潛力，但由于人工合成聚合物材料存在生物相容性的問題，因此這類研究在血管化方面仍然具有空間。

圖8 光固化打印技術構建分叉流道模型[19-21]

基于明膠材料的明膠丙烯酸甲酯(GelMA)實現(xiàn)了天然高分子生物材料在光固化制造工藝上的應用。如圖9(a)所示，Miri團隊[22]使用DMD光固化打印方式，成型出類似腫瘤的毛細血管形態(tài)。Tien團隊[23]采用了同樣的制造技術和材料構建了如圖9(b)所示的分叉仿生血管結構。該工藝方法成型的仿生血管尺度較小(一般小于200 μm)，在成型較大尺度流道方面并未見相關報道。

圖9 光固化打印技術與天然高分子生物 材料結合構建分叉仿生血管模型[22-23]

3.5 基于模具制造技術

失模鑄造法是基于傳統(tǒng)制造工藝的模具制造技術，采用失模鑄造法制造的PDMS頸動脈模型完美解決了頸動脈完整幾何結構的制造問題，如圖10所示。Martorell等人[24]利用計算機模擬技術重構了頸動脈模型的幾何結構，使用傳統(tǒng)失模鑄造法制造出如圖10(a)所示的頸動脈體外模型。Tamie團隊[25]利用同樣的方法，制造出如圖10(b)所示的頸動脈模型。利用此技術構建的頸動脈模型可以承受流體產生的力學刺激，同時具有優(yōu)良的通透性，便于后期顯微鏡觀察，因此在研究頸動脈結構中流體狀態(tài)及剪切應力時多被應用，但是由于PDMS不具有生物相容性，因此無法構建內皮化的頸動脈仿生血管模型。

圖10 PDMS頸動脈模型[24-25]

早期應用天然高分子材料基于模具的流道制造工藝是使用針或桿作為模具來制造圓形截面流道，通過將針或桿從生物材料中物理移除獲得流道。Thomas研究小組[26]提出了以針為模具的水凝膠微流道成型技術，如圖11所示，圍繞一根或多根鋼針灌注水凝膠，去除鋼針后便在水凝膠中產生可灌注的通道(75～150 μm)。Price等人[27]使用此工藝方法制備了膠原微流道，并驗證了內皮細胞層在不同剪切應力作用下的滲透性能和細胞功能的變化。Chrobak等人[28]同樣采用此工藝方法制備了膠原微流道，在剪切應力10 dyne/cm2的作用下，證明了內皮細胞層在力學刺激和生化刺激共同作用或單一作用下細胞功能的變化。

圖11 以針為模具的微流道成型工藝[26]

以針為模具的水凝膠微流道成型技術操作簡單，而且?guī)缀跖c所有天然或合成的聚合物生物材料都具有兼容性。應用以針為模具的水凝膠微流道成型技術制造的微血管已經用于血管生物學的相關研究，并證明了此技術在仿生血管制造領域的可行性。但是，因為以針為模具制成的微流道系統(tǒng)受限于單軸通道陣列，所以此技術還不能構建具有分支結構的脈管相關模型。

基于光刻工藝模具的水凝膠成型技術制造的水凝膠微流道具有更復雜的流道結構。通常，制造過程是經光刻形成的模具用于在水凝膠中制成不封閉的流道形態(tài)，然后將不封閉的流道形態(tài)的水凝膠粘合到無此結構的水凝膠片上以形成封閉的通道。華盛頓大學Zheng等人[29]使用光刻技術制造了硅橡膠模具，然后用其在天然膠原基質中形成內皮化微流體血管，如圖12(a)所示，同時他們研究了在剪切應力(0～10 dyne/cm2)作用下的內皮形態(tài)，證明了內皮細胞在力作用下具有血管生成活性，展示了微流體和仿生血管模型在炎癥、血栓和其他病理的潛在相關性。仿生血管模型在病理研究方面的成功表明了該類模型在心血管生物學和病理生理學研究方面的廣泛潛力。西安交通大學團隊[30]使用硅橡膠模具構建了酶交聯(lián)明膠的復雜的分叉流道結構，如圖12(b)所示，而且研究了內皮細胞內皮化后對血管的屏蔽作用。

圖12 基于硅橡膠模具的微流道成型工藝[29-30]

基于模具的分叉流道的構建具有較高的力學強度，可以承受流道內部液體流動所產生的壓力，而且此工藝方法對于材料的選擇具有較大空間。同時此工藝方法操作簡單，成本較低，適用范圍較廣。而且到目前為止，基于模具制造技術已經成功制造出具有圓形截面的分叉結構流道。

4 討論

基于上述對國內外構建流道的制造材料和制造工藝的總結分析，發(fā)現(xiàn)制造具有圓形截面分叉結構的仿生血管是迄今為止生物制造技術達到的最大復雜程度，但是此技術在構建較大尺度的復雜幾何結構的頸動脈仿生血管模型上還有待發(fā)展。

在材料方面，微流控裝置制造工藝主要采用的成型材料為硅橡膠，硅橡膠的微觀結構和彈性模量與細胞外基質存在很大的差異。Ding等人[31]研究表明，動脈粥樣硬化的開始和發(fā)展與細胞外基質的彈性模量有著密切的關系。因此，內皮細胞附著的基質材料需要具有與細胞外基質相似的力學性能和微觀結構。水凝膠已經被證實具有和細胞外基質相似的力學和生物學特性，對維持內皮細胞的形態(tài)和功能有積極作用[32-34]。但是水凝膠具有不穩(wěn)定的化學物理性質，對成型工藝有著較為苛刻的要求，因此相關的仿生血管增材制造技術多是根據(jù)生物水凝膠材料成型特性研發(fā)出來的。本文中涉及的這五種技術均可以實現(xiàn)對水凝膠組織工程血管的構建，其中間接擠出打印技術和基于模具制造技術在水凝膠分叉血管結構的構建方面較為成熟，對于構建水凝膠頸動脈仿生血管模型具有一定的潛力。

在制造技術方面，微流控模型的制造一般采用光刻技術，但是光刻技術制造的微流體模型其截面形狀為矩形截面，而非與人體血管相似的圓形截面。矩形截面的剛性拐角使流道內部流體形態(tài)與人體血液流體形態(tài)存在較大差異，而且，矩形流道會產生不均勻的壁面剪切應力，導致內皮細胞受到異常流體的機械刺激[35]，無法真實地模擬頸動脈系統(tǒng)的血流紊亂情況。值得注意的是，血流紊亂和內皮早期的功能障礙通常相伴而生，這兩者也被證明是心血管疾病的并發(fā)癥[36]。雖然，Zheng等人[29]觀察到在矩形流道內接種的內皮細胞可使流道矩形橫截面重新形成橢圓或圓形橫截面，減輕矩形截面產生異常流體的問題，但是，這種矩形截面到圓形截面的重塑效果取決于水凝膠材料的剛度，這在研究中尚未完全表征?，F(xiàn)有的微流控裝置也在持續(xù)改進，已制造出與人體血管中內皮細胞生長于血管內表面相似的三維狀態(tài)裝置。

直接擠出打印技術、光固化打印技術和基于模具制造技術都可以構建圓形截面的仿生血管微流道，這三種技術構建的仿生血管微流道均表現(xiàn)出從單通道流道形態(tài)到分叉流道形態(tài)的發(fā)展軌跡。但是這些制造技術在構建頸動脈仿生血管模型結構方面還存在各自的不足。直接擠出打印技術在打印直通流道方面具有很高的靈活性，但是在打印微流道時其主要問題是流道直徑在其自身重量下容易閉塞或有閉塞的趨勢。頸動脈的直徑范圍為2.5～7.4 mm，屬于較大尺度血管，無法通過直接擠出打印技術使生物材料成型。直接擠出打印技術的缺陷可以通過添加支撐材料或犧牲模板來克服，這也就形成了間接擠出打印技術。間接擠出打印技術成功制造出了具有圓形截面的分叉結構仿生血管流道，但是流道直徑受限于擠出打印頭的尺寸，無法構建直徑突變的流道形態(tài)。另外，間接擠出打印技術構建的分叉流道在動態(tài)培養(yǎng)方面沒有相關報道，因此利用此技術成型的仿生血管流道可承受的流體作用力的范圍尚不可知。光固化打印技術具有精確成型的特點，但是此技術制備的仿生血管微流道主要集中于小尺度仿生血管，囿于工藝成型面積和材料力學性能，到目前為止未應用于大尺度血管的構建。頸動脈結構不是由孤立的血管組成的，而是具有分支結構，因此也不能通過以針為模具的水凝膠微流道成型技術構建。犧牲模板法給了很好的幫助，犧牲模板并不僅僅與間接擠出打印技術相關，還可用在基于模具的水凝膠流道構建中制造復雜的流道幾何結構?，F(xiàn)在應用已經開發(fā)出的基于光刻技術制備的硅橡膠模具和基于硅橡膠模具制備明膠犧牲模板的制造方法制備的水凝膠流道均具有較為復雜的流道結構，因此這些方法也具備制造具有彎曲、分叉和直徑突變等結構特征的流道形態(tài)的能力。

在灌流培養(yǎng)方面，微流控模型主要采用PDMS材質制成，該材質具有較高的力學特性和穩(wěn)定的化學物理特性，尤其在耦合動態(tài)灌流系統(tǒng)時表現(xiàn)出水凝膠不可比擬的可操作性，但是其對內皮細胞功能表達具有一定的影響，因此不用于頸動脈仿生血管模型的構建。擠出打印技術和基于模具制造技術制造的水凝膠組織工程血管具有良好的力學性能，能夠承受較大范圍的流體力學刺激，這促進了研究人員對流體力學刺激和生化刺激下內皮細胞間相互作用的理解。但是擠出打印技術用于流體力學研究的流道多為單通道流道，而基于模具制造技術制造的多級分叉結構的水凝膠流道用于流體刺激研究的多是單一進出口結構。到目前為止，尚未有分叉結構用于流體力學刺激研究的相關報道，可見分叉結構在耦合動態(tài)灌流系統(tǒng)時還存在一定的困難。

5 結論與展望

本文分析了具有構建頸動脈仿生血管模型潛力的仿生血管增材制造技術，主要涉及微制造技術、間接擠出打印技術、直接擠出打印技術、光固化打印技術和基于模具制造技術。仿生血管增材制造技術已經成功地制造出PDMS頸動脈結構模型，具有圓形截面的分叉結構是目前構建的水凝膠類仿生血管的最復雜形態(tài)，也是最接近頸動脈形態(tài)的水凝膠類模型。其中基于模具制造技術構建的水凝膠流道具有良好的力學特性，同時也可以用于制備具有圓形截面并具有彎曲、分叉和直徑突變等結構特征的流道形態(tài)。

但是要構建與臨床相關的頸動脈仿生血管模型，現(xiàn)有技術不僅要實現(xiàn)仿形而且還有待進一步提高其仿生能力。仿形可滿足頸動脈血管的流體力學性能，而實現(xiàn)頸動脈特定的仿生性能則需要進一步優(yōu)化現(xiàn)有的水凝膠/細胞復合材料，設計出與頸動脈血管相同的特定類型的細胞排列層。此外，制造規(guī)模化的臨床血管化頸動脈模型還需要進一步提高制造技術的吞吐量和速度。應該相信，隨著仿生血管增材制造技術和相關材料的發(fā)展，將來肯定會制造出頸動脈仿生血管模型并實現(xiàn)臨床應用。