生物可降解聚酯/生物陶瓷3D 打印骨組織工程支架研究進(jìn)展

劉嗣聰, 劉宏治, 殷亞然

( 1.浙江理工大學(xué) 材料科學(xué)與工程學(xué)院，杭州 310018；2.浙大寧波理工學(xué)院 材料科學(xué)與工程學(xué)院，寧波 315100 )

社會老齡化現(xiàn)象的不斷加劇使得更易面臨骨骼問題(如骨缺損和關(guān)節(jié)軟骨損傷)的老年人對骨修復(fù)手術(shù)的治療需求日益迫切。此外，患者在面臨嚴(yán)重創(chuàng)傷、傳染病或腫瘤引起的重大骨骼缺損情況下，也需依賴手術(shù)植入外源性骨移植物以徹底治愈。其原因在于骨骼的自我恢復(fù)能力有限，當(dāng)骨缺損創(chuàng)口達(dá)到6 cm 以上時，骨骼將無法自愈[1]。據(jù)統(tǒng)計，全球每年進(jìn)行的骨移植手術(shù)數(shù)量超過220 萬例，總費用高達(dá)25 億美元[2]。

然而，金屬、同種異體骨等傳統(tǒng)骨植入物存在著一系列諸如需進(jìn)行二次手術(shù)、應(yīng)力遮蔽風(fēng)險[3]、免疫原性隱患及供體部位發(fā)病率較高[4]等問題(表1)，這進(jìn)一步加重了老年人進(jìn)行骨修復(fù)手術(shù)的風(fēng)險。生物活性陶瓷雖然具有良好的成骨活性與可降解性能，但因其脆性大，難以進(jìn)行精密加工。因此，亟需發(fā)展一種力學(xué)性能適宜、生物降解性及生物相容性優(yōu)異的骨修復(fù)材料，以減小骨修復(fù)手術(shù)給患者帶來的潛在風(fēng)險。

表1 典型骨植入物材料性能對比Table 1 Performance comparison of typical bone implant materials

生物可降解聚酯如聚乳酸(PLLA、PDLA)、聚己內(nèi)酯(PCL)、聚乙醇酸(PGA)、聚乳酸-乙醇酸(PLGA)等由于良好的生物可降解性和生物相容性使其在骨修復(fù)領(lǐng)域受到了廣泛的關(guān)注，被美國食品藥品管理局(FDA)在內(nèi)的多個國家監(jiān)管機(jī)構(gòu)批準(zhǔn)可用作生物醫(yī)用材料。它們能在體內(nèi)逐步降解，并且無殘留、無刺激性、無毒副作用。同時，通過調(diào)節(jié)分子量、改變聚合方法及成型方法，能改變這些生物可降解聚酯的降解速率與力學(xué)性能。然而，生物可降解聚酯仍然存在一定的問題，如單一的聚酯材料力學(xué)性能較低、無生物活性，且其降解所產(chǎn)生的酸性產(chǎn)物可能不利于組織和細(xì)胞的生長。

然而，這些生物可降解聚酯本身不具有成骨活性，不能促進(jìn)新骨的形成，反而在降解過程中會釋放出H+，使植入部位環(huán)境pH 下降，可能引發(fā)機(jī)體炎癥反應(yīng)[5]。生物陶瓷不僅具有良好的生物活性和力學(xué)模量，而且由于成分與人體骨骼的無機(jī)相(大部分為羥基磷灰石晶體)類似，在降解過程中能緩慢釋放出Ca2+和，可為骨重建提供重要的原材料[6]。此外，生物陶瓷降解所產(chǎn)生的堿性環(huán)境能中和聚酯降解產(chǎn)生的H+，進(jìn)而減少炎癥反應(yīng)發(fā)生的幾率，因此生物可降解聚酯/生物陶瓷復(fù)合材料制備的骨植入物(如骨釘、骨板等)具有良好的骨修復(fù)效果[7]。

國內(nèi)外學(xué)者對骨修復(fù)進(jìn)程的深入研究表明，理想的骨植入物在具備合適力學(xué)性能與降解性能的同時，還應(yīng)能促進(jìn)新骨的形成以縮短骨修復(fù)療程。然而，生物可降解聚酯/生物陶瓷骨釘、骨板是以負(fù)載件為目的設(shè)計，其比表面積較低，因而與植入部位的物質(zhì)交換緩慢，促進(jìn)骨骼再生的效果有待提高。

骨組織工程受到骨的層次結(jié)構(gòu)與發(fā)育過程的啟示，通過模擬松質(zhì)骨結(jié)構(gòu)以提供一個適合宿主細(xì)胞增殖分化、新的骨組織重建的微環(huán)境，從而加速骨缺損的修復(fù)(圖1)。組織工程支架是模擬松質(zhì)骨結(jié)構(gòu)的良好選擇[8]。理想的骨組織工程支架應(yīng)具備一系列關(guān)鍵特性，如良好的力學(xué)性能、適當(dāng)?shù)目紫抖?、表面粗糙度、生物可降解性、?xì)胞相容性及成骨活性等。因此，骨組織工程概念的引入，讓生物可降解聚酯/生物陶瓷復(fù)合材料所具備的成骨活性得到充分發(fā)揮。

圖1 基于自然骨結(jié)構(gòu)的骨植入物設(shè)計Fig.1 Bone implant design based on natural bone structure

目前，生物可降解聚酯/生物陶瓷支架的制備途徑主要包括靜電紡絲[9]、氣體發(fā)泡[10-11]、溶劑鑄造/顆粒浸出[12]、熱誘導(dǎo)相分離[13-14]等(圖2、表2)。然而，這些方法得到的支架結(jié)構(gòu)通常不規(guī)則、孔徑不可控、強(qiáng)度相對較低且可重復(fù)性較差，從而降低了支架的實用性。

圖2 支架制造技術(shù)示意圖Fig.2 Schematic illustrations of classical scaffold fabrication techniques

表2 傳統(tǒng)骨組織工程支架制備方法Table 2 Preparation methods of bone tissue engineering scaffolds

3D 打印技術(shù)顯著改進(jìn)了傳統(tǒng)支架制備的局限性。該技術(shù)于1989 年首次被報道[8]，并在支架成型領(lǐng)域迅速得到廣泛應(yīng)用。3D 打印，也被稱為增材制造，是一種基于分層制造和逐層疊加原理，通過計算機(jī)輔助設(shè)計和數(shù)控技術(shù)，能夠快速、精確地制作出骨組織工程支架實體模型的技術(shù)。該制備過程通常包括CT 掃描或磁共振成像獲取患者骨缺損部位的三維數(shù)據(jù)，并通過計算機(jī)輔助設(shè)計(CAD) 軟件對這些數(shù)據(jù)進(jìn)行“切片”，將每一層的數(shù)據(jù)導(dǎo)入3D 打印系統(tǒng)，然后將材料逐層打印堆積，最終得到所需的骨組織工程支架[15]。

由于生物可降解聚酯/生物陶瓷復(fù)合材料具有良好的可塑加工性，能作為3D 打印的原材料，這為骨組織工程支架制備帶來了一種嶄新的方法[16]。3D 打印技術(shù)，如熔融沉積建?；蛉劢z制造(FDM/FFF)[17]、掃描激光燒結(jié)(SLS)等[18-19](圖3、表3)[17-22]，使得生物可降解聚酯/生物陶瓷支架制備更加精確、高效且可重復(fù)。通過該技術(shù)制造的骨支架可最大程度地模擬患者骨缺損處的原始解剖結(jié)構(gòu)，且支架內(nèi)部的孔徑可進(jìn)行精確調(diào)控，因此該技術(shù)在生物可降解聚酯/生物陶瓷組織工程支架制備領(lǐng)域受到了廣泛關(guān)注。

圖3 各種3D 打印工藝的示意圖：(a) 熔融沉積建模/熔絲制造[17]；(b) 掃描激光燒結(jié)[19]；(c) 立體光刻打印[20]；(d) 3D 生物打印[21]；(e) 熔融電寫[22]Fig.3 A compilation/schematic of various 3D printing processes: (a) Fused deposition molding/fused filament fabrication[17];(b) Selective laser sintering[19]; (c) Stereolithography[20]; (d) 3D bio-printing[21]; (e) Melt electrospinning writing[22]

表3 3D 打印骨組織工程支架制備方法Table 3 Preparation methods of 3D printing bone tissue engineering scaffold

本文總結(jié)了生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架的結(jié)構(gòu)、性能要求及其表征方法，同時回顧了近年來提升3D 打印生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架性能的策略，并對未來3D打印生物可降解聚酯/生物陶瓷支架的發(fā)展進(jìn)行了展望。

1 生物可降解聚酯/生物陶瓷概述

1.1 生物可降解聚酯

生物可降解聚酯材料最早在上世紀(jì)30 年代投入醫(yī)療行業(yè)，最早應(yīng)用于外敷傷口材料或是醫(yī)用縫合線材料?？蓱?yīng)用于骨修復(fù)的生物可降解聚酯主要包括聚乳酸(PLA)、聚己內(nèi)酯(PCL)、聚乙醇酸(PGA)、聚乳酸-乙醇酸(PLGA)等。圖4 與表4 分別總結(jié)了常見生物可降解聚酯的合成方式與理化性能。

圖4 各類生物可降解聚酯的合成路徑：(a) 聚乙醇酸(PGA)；(b) 聚乳酸(PLA)；(c) 聚己內(nèi)酯(PCL)；(d) 聚乳酸-乙醇酸(PLGA)Fig.4 Synthetic paths of various biodegradable polyesters: (a) Poly(glycolic acid) (PGA); (b) Poly(lactide acid) (PLA); (c) Poly(e-caprolactone) (PCL);(d) Poly(lactide-co-glycolide) (PLGA)

表4 典型生物可降解聚酯的性能對比Table 4 Performance comparison of typical biodegradable polyesters

1.1.1 聚乳酸(PLA)

PLA 是一種以乳酸或其二聚體丙交酯縮聚而成的熱塑性聚酯，被FDA 在內(nèi)的多個國家監(jiān)管機(jī)構(gòu)批準(zhǔn)可用作生物醫(yī)用材料。由于PLA 具有良好的機(jī)械強(qiáng)度、生物降解性及生物相容性，在生物可降解骨修復(fù)材料中潛力很大[23]。PLA 是一種具有旋光性的聚合物，可分為左旋聚乳酸(PLLA)、右旋聚乳酸(PDLA)及內(nèi)消旋聚乳酸(PDLLA)，它們的物理性能有所差異，降解速度也不同。

1.1.2 聚己內(nèi)酯(PCL)

PCL 是另一種經(jīng)FDA 批準(zhǔn)的常用于骨組織再生領(lǐng)域的生物可降解聚酯。PCL 具有良好的生物相容性、力學(xué)性能與高柔韌性、高伸長率，且酸性分解產(chǎn)物較少。雖然PCL 的降解速度相對其他聚酯(如PLA)較慢，但這為患者的骨重建提供了充足時間。此外，PCL 的熔化溫度為55～60°C，具有良好的加工性能。但PCL 的降解時間相對其他聚酯較長，且同樣沒有骨傳導(dǎo)性與骨誘導(dǎo)性，不能促進(jìn)新骨的生成。

1.1.3 聚乙醇酸(PGA)

與其他生物醫(yī)學(xué)聚合物相比，PGA 具有較高的結(jié)晶度，楊氏模量為 7.0 GPa，熔化溫度約為230℃，與其他可生物降解聚合物相比具有更高的機(jī)械強(qiáng)度。PGA 的機(jī)械強(qiáng)度與人體骨骼相似，因此是一種適用于骨骼、軟骨和牙齒再生的支架材料。此外，PGA 還能改善細(xì)胞的黏附、增殖、遷移和分化，從而促進(jìn)組織的快速再生。

1.1.4 聚乳酸-乙醇酸(PLGA)

PLGA 是聚乳酸與乙醇酸的共聚物，其力學(xué)性能與降解性能可根據(jù)聚乳酸/乙醇酸的比例調(diào)整。PLGA 具有良好的生物相容性、可調(diào)降解性和力學(xué)性能，因此被廣泛應(yīng)用于人體不同部位的骨組織修復(fù)。

1.1.5 其他生物可降解聚酯

聚(3-羥基丁酸-3-羥基戊酸) (PHBV)是一種具有良好生物降解性、生物相容性和生物基可降解聚酯。然而，PHBV 也有一些突出的缺點，如力學(xué)性能弱、熱穩(wěn)定性低、加工困難和高疏水性。

1.2 生物陶瓷

生物陶瓷是一類與人體骨骼的主要組分相似的陶瓷基材料，已被研究應(yīng)用于骨組織替代植入物。生物陶瓷納米材料，尤其是基于磷酸鈣的材料，已被廣泛用于骨科和牙科領(lǐng)域，包括β-磷酸三鈣(β-TCP)、羥基磷灰石(HA)及生物玻璃(Bioglass)等材料。

1.2.1 羥基磷灰石 (HA)

HA 的化學(xué)式為Ca10(PO4)6(OH)2，其結(jié)構(gòu)成分與天然骨骼、牙齒相似，因此具有良好的生物相容性。HA 的良好生物降解性能提高骨缺損部位的Ca2+離子濃度，從而加強(qiáng)植入物與植入部位骨組織的締合。另外，HA 還有良好的骨傳導(dǎo)性，因此是生物可降解聚合物基復(fù)合材料的良好選擇。

1.2.2 磷酸三鈣 (TCP)

TCP 有3 種多晶體，包括α-TCP、β-TCP 和 α'-TCP，是另一種著名的骨修復(fù)用生物陶瓷。β-TCP 因其優(yōu)異的生物相容性和生物活性而受到越來越多的關(guān)注。雖然HA 的力學(xué)強(qiáng)度高于β-TCP，但β-TCP 的可吸收性更強(qiáng)，從而使其具有更強(qiáng)的成骨活性，因而在一些不需要較高負(fù)載的骨植入物器件中，磷酸三鈣成為了更優(yōu)秀的選擇。

1.2.3 生物玻璃 (BG)

BG 是一種化學(xué)組成與骨骼相似，具有良好生物相容性的骨組織替代物。BG 通常由含鈣硅酸鹽組成。其商業(yè)化最成功的牌號為45 S5。BG 的骨結(jié)合機(jī)制可歸結(jié)為一系列界面反應(yīng)，從而在材料表面形成類似骨的磷灰石層，而BG 的成骨潛力則歸因于其釋放的如 Ca2+、PO43-和 Si4+等離子。在常見的生物陶瓷中，生物玻璃具有較強(qiáng)的力學(xué)性能，但其降解速度較慢，適用于需要較高力學(xué)性能的植入部位。

1.2.4 磷酸八鈣(OCP)

OCP 被認(rèn)為是形成骨磷灰石晶體的前體之一，并可在生理環(huán)境下轉(zhuǎn)化為HA，因此受到廣泛關(guān)注。它被認(rèn)為在生物礦化和骨重建過程中發(fā)揮著重要作用。與其他磷酸鈣材料相比，OCP 具有更高的骨傳導(dǎo)性和生物降解性。它可以通過類似耦合的代謝機(jī)制，與成骨細(xì)胞、破骨細(xì)胞合作。此外，OCP 可通過激活成骨細(xì)胞來促進(jìn)骨形成，并誘導(dǎo)破骨細(xì)胞樣細(xì)胞的出現(xiàn)，從而促進(jìn)骨形成。由于其卓越的骨誘導(dǎo)特性和生物活性特性，OCP有可能被用作一種前景廣闊的骨移植替代物。

2 骨組織工程支架的結(jié)構(gòu)與性能

骨修復(fù)工程用骨植入物是由以承重為主要目標(biāo)的負(fù)載件向兼具多功能性的組織工程支架方向發(fā)展的。設(shè)計骨組織工程支架既需要滿足骨缺損所需要的力學(xué)性能，又要盡量提升其降解性與生物功能性。組織工程支架的骨修復(fù)能力受其微觀形貌與宏觀結(jié)構(gòu)、力學(xué)性能、降解性能及生物功能性等因素的綜合影響。支架的形態(tài)結(jié)構(gòu)、力學(xué)性能及降解性能決定了其基礎(chǔ)性能，而生物功能性賦予其促進(jìn)骨修復(fù)的能力。圖5 為3D 打印生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架的結(jié)構(gòu)、性能及改進(jìn)策略。

圖5 3D 打印生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架的結(jié)構(gòu)、性能及改進(jìn)策略Fig.5 Structure, properties and improvement strategies of 3D-printed biodegradable polyester/bioceramics bone tissue engineering scaffolds

2.1 形態(tài)結(jié)構(gòu)參數(shù)

3D 打印技術(shù)雖然使支架整體結(jié)構(gòu)變得可控，但是支架內(nèi)部結(jié)構(gòu)設(shè)計仍需深入探究。支架的宏觀形態(tài)與微觀形貌直接影響支架的力學(xué)性能與生物功能性。支架的宏觀形態(tài)指的是支架整體結(jié)構(gòu)設(shè)計、孔徑、孔隙率、孔形態(tài)等能直觀觀察到的結(jié)構(gòu)部分。微觀形貌指其表面粗糙度和表面元素分布等，可通過SEM、TEM、XPS、EDS 等手段來表征。

支架的孔隙率決定了單位體積中微孔的孔徑與密度。較高的孔隙率能促進(jìn)體液中營養(yǎng)物質(zhì)的交換從而加快細(xì)胞生長，但增加中空區(qū)域也會導(dǎo)致支架的力學(xué)性能下降[15]。為了模擬細(xì)胞外基質(zhì)(ECM)，骨組織工程支架的孔徑應(yīng)當(dāng)在100～300 μm之間，在此范圍內(nèi)體液中的營養(yǎng)成分能夠順利進(jìn)行轉(zhuǎn)運(yùn)[24]，因此在設(shè)計支架時需要找到孔徑、孔隙率及支架力學(xué)性能三者之間的平衡。在此基礎(chǔ)上，3D 打印技術(shù)可以設(shè)計支架的整體結(jié)構(gòu)及其孔形態(tài)，在保證打印出支架精密結(jié)構(gòu)的同時賦予其額外的力學(xué)性能和生物功能性。

微觀形貌也是決定支架性能的重要結(jié)構(gòu)參數(shù)。比表面積的增大能使支架與體液的接觸面積增加，親水性增強(qiáng)，進(jìn)而促進(jìn)細(xì)胞附著和支架的降解[25]。生物可降解聚酯/生物陶瓷由于其良好的加工性，能在較高精度下準(zhǔn)確打印出設(shè)計的支架結(jié)構(gòu)。此外，生物陶瓷作為填料使支架具有較高的表面粗糙度，故以生物可降解聚酯/生物陶瓷復(fù)合材料為基體設(shè)計的支架具有更廣泛的應(yīng)用前景。

2.2 力學(xué)性能

骨組織工程支架的基本要求是具有與植入患部骨骼相近的力學(xué)性能，能在骨修復(fù)早期提供一定承載能力，且不會因強(qiáng)度過高而導(dǎo)致應(yīng)力遮蔽。一般而言，支架在人體內(nèi)承擔(dān)的是壓應(yīng)力，壓縮模量應(yīng)當(dāng)在小梁骨與皮質(zhì)骨之間，即0.01～2.0 GPa至14～18 GPa[26]。依據(jù)不同骨損傷植入部位所需的抗壓強(qiáng)度，支架性能應(yīng)能在此范圍內(nèi)調(diào)節(jié)。在植入過程中，支架也需要承受其他形式的變形，因此抗拉、抗彎及抗扭轉(zhuǎn)性能也在考慮范圍之內(nèi)。國內(nèi)外研究表明，通過改善生物可降解聚酯/生物陶瓷間的界面相容性[27-29]、添加助劑[30-32]或調(diào)整支架結(jié)構(gòu)[33-36]等方式能有效提升支架的力學(xué)性能。

2.3 降解性能

早期研究表明，純聚酯植入物具有降解慢、降解不完全或降解時易引發(fā)炎癥反應(yīng)等問題[5]，將生物活性陶瓷引入聚酯材料，能顯著改善其降解性能[8]。另外，生物陶瓷能中和聚酯材料降解時產(chǎn)生的酸性環(huán)境，自身能降解生成Ca2+離子促進(jìn)骨骼的再生，賦予了支架成骨活性[37]。Backes等[38]比較了PLA/HA 與PLA/β-TCP 復(fù)合材料支架的性能，結(jié)果發(fā)現(xiàn)由于Ca/P 比較低，β-TCP 的生物降解過程比HA 快3～12 倍，但是HA 具有更優(yōu)異的力學(xué)性能和與骨修復(fù)療程更匹配的降解周期[7]。目前，可通過測定支架的吸水率、失重率、植入環(huán)境pH 變化、Ca2+離子釋放等方式可評估其降解速率。另外，調(diào)節(jié)支架的降解性能使其降解進(jìn)程與設(shè)計療程中新骨形成的速度相匹配，這也是當(dāng)前研究探索的方向之一。

2.4 生物功能性

在生物可降解骨組織工程支架的結(jié)構(gòu)、力學(xué)性能、降解率達(dá)到骨修復(fù)要求之后，如何提升支架的生物功能性變得尤為關(guān)鍵。兼具良好細(xì)胞相容性、成骨活性與骨礦化能力、抗菌性及抗腫瘤性能的組織工程支架，其區(qū)別于傳統(tǒng)的生物可降解骨修復(fù)材料，能展現(xiàn)出多功能性、高比表面積、高生物活性的特征。

2.4.1 細(xì)胞相容性

良好的細(xì)胞相容性是支架生物功能性的基礎(chǔ)。在支架表面提供細(xì)胞生存的理想環(huán)境，能提升成骨細(xì)胞吸附、生長、傳代、分化的效率。支架細(xì)胞相容性可通過物理方法(如測定表面粗糙度、親水性)[38]或生物方法(測定細(xì)胞存活率、傳代速度等)[39]來表征。

由于聚酯材料通常是疏水的高分子，例如純PLA 支架的水接觸角約為87°，細(xì)胞相容性較差，而生物陶瓷是親水的小分子，分散均勻的PLA/HA復(fù)合材料的水接觸角可降至65°左右[40]，有效改善了支架的細(xì)胞相容性。部分研究者通過向支架中添加親水的高分子[39]或?qū)χЪ鼙砻孢M(jìn)行等離子體處理[41]，能使生物可降解聚酯/生物陶瓷復(fù)合材料支架表面的水接觸角進(jìn)一步下降[41]。

2.4.2 成骨活性

成骨活性是組織工程支架引導(dǎo)成骨細(xì)胞分化以促進(jìn)骨修復(fù)的性能。成骨活性包括了骨傳導(dǎo)性、骨誘導(dǎo)性及骨礦化能力[42]。骨傳導(dǎo)性是指骨組織工程支架上附著的生物活性因子促進(jìn)新生骨由自體骨長入非生物活性結(jié)構(gòu)的能力，可由生物活性陶瓷賦予[43]。骨誘導(dǎo)性是指生物活性因子促進(jìn)一種組織或其提取物分化成骨的過程。成骨活性可通過成骨因子的表達(dá)來評估。在體內(nèi)測試中則可進(jìn)一步觀察新生骨面積以直觀地觀察骨修復(fù)進(jìn)展，通過將骨組織工程支架植入臨界尺寸缺損(CSD)模型有助于研究人員專注于實驗策略的影響，排除各種其他干擾因素進(jìn)而通過切片觀察、評估新生骨面積等手段，直觀地表征骨修復(fù)過程[44]。提升生物陶瓷在復(fù)合材料基體中的比例或在支架的表面接種各類干細(xì)胞，能賦予支架骨誘導(dǎo)性，增強(qiáng)支架的成骨活性[45]。

2.4.3 其他性能

骨組織工程支架的應(yīng)用場景較復(fù)雜，因此也需要具備在特定應(yīng)用場景下所需的其他功能。例如，對于腫瘤性骨缺損，組織工程支架需要擁有一定的抗腫瘤性能與緩釋藥物的功能[46]；對于易感染的深度創(chuàng)傷部位，支架需要良好的抗菌性能[47]；對于需要按期觀察骨重建情況的病例，向組織工程支架中引入具有熒光能力的微量元素，能通過醫(yī)學(xué)影像學(xué)手段觀察骨骼的再生[48]。

3 生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架性能改善策略

近年來，研究者提出了多種改進(jìn)3D 打印生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架結(jié)構(gòu)與性能的策略：

(1) 基于不同的植入環(huán)境，對支架的結(jié)構(gòu)、力學(xué)性能及降解速率進(jìn)行調(diào)控；

(2) 提升支架促進(jìn)骨修復(fù)能力，改善細(xì)胞相容性、提高成骨活性及骨礦化能力等；

(3) 提升支架的抗菌性能、抗腫瘤性能等，賦予支架應(yīng)對不同骨損傷環(huán)境的功能。

下文總結(jié)歸納了近年來國內(nèi)外研究者改善生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架性能的策略。

3.1 基礎(chǔ)性能

3.1.1 力學(xué)性能

當(dāng)生物陶瓷在復(fù)合材料中的添加比例較高時(20%～50%)，能有效改善復(fù)合材料的生物活性，但也會降低復(fù)合材料的力學(xué)性能[8]。一方面生物陶瓷是親水小分子，聚酯是疏水大分子，將大量生物活性陶瓷引入聚酯基體中易導(dǎo)致前者發(fā)生團(tuán)聚，從而降低了復(fù)合材料的均勻性；另一方面聚酯基體分子鏈段的運(yùn)動也會受到很大限制，導(dǎo)致復(fù)合材料韌性下降。

為了改善生物陶瓷與聚酯兩相間的相容性，有學(xué)者通過加入具有生物相容性的界面改性劑(如多巴胺[27]、硅烷偶聯(lián)劑[28]、硬脂酸[29]等)來減少生物陶瓷的團(tuán)聚，提升支架的力學(xué)性能(圖6)。Yang 等[27]使用多巴胺和六亞甲二胺修飾HA 納米顆粒，并通過氨解反應(yīng)將HA 接枝到PLLA 鏈上，從而改善了PLLA/HA 間的相容性(圖6(a))，使用FDM 技術(shù)制備了孔徑為800 μm 的支架。力學(xué)性能結(jié)果表明，該復(fù)合材料3D 打印支架相較于純PLLA 支架抗壓強(qiáng)度上升28%。

圖6 (a) 左旋聚乳酸(PLLA)/左旋聚乳酸改性羥基磷灰石(P-HA)支架的制備流程[27]；(b) 熔融沉積建模(FDM)技術(shù)制備PLA-硬脂酸(SA)支架[29]；(c) 掃描激光燒結(jié)(SLS)技術(shù)制備PLLA/氧化石墨烯(GO)@Si-HA 復(fù)合材料支架[31]；(d) PLA/PCL/聚(3-羥基丁酸-3-羥基戊酸) (PHBV)/鍶取代納米羥基磷灰石(Sr-nHA)復(fù)合材料支架的制備與表征[32]Fig.6 (a) Preparation process of poly(L-lactide) (PLLA)/PLLA-modified HA nanoparticles (P-HA) scaffolds[27]; (b) Preparation of PLA-stearic acid (SA)scaffolds by fused deposition modeling (FDM) technique[29]; (c) Preparation of PLLA/graphene oxide (GO)@Si-HA by selected laser sintering (SLS)technique[31]; (d) Preparation and characterization of PLA/PCL/poly(-3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyvalerate) (PHBV)/Sr-nano-hydroxyapatite (Sr-nHA) composite scaffolds[32]

Zhang 等[28]采用硅烷偶聯(lián)劑(WD-10) 改善HA 與PLA 間的界面相容性，然后通過FDM 技術(shù)制備了HA 負(fù)載量分別為30wt%和50wt%的PLLA /HA復(fù)合材料骨修復(fù)支架。結(jié)果表明，含30wt%HA 的復(fù)合材料支架的抗拉模量相較純PLLA 支架由43 MPa 上升到了45.5 MPa。而50wt%HA 支架的抗拉模量雖然也有所提升，但其抗壓模量下降幅度較大。這說明HA 的填充度達(dá)到50%時，會對支架的力學(xué)性能有較大幅度的影響。SEM 觀察發(fā)現(xiàn)，相較于未經(jīng)改性的樣品，含改性HA 的復(fù)合材料表面顯示出更致密的微觀結(jié)構(gòu)，HA 顆粒在PLA基體中分布也更均勻。

Andrade 等[29]使用硬脂酸(SA) 包覆處理的HA 與PLA 共混制備了PLA/SA-HA 復(fù)合材料，然后通過FDM法制備了孔徑為300 μm 的支架(圖6(b))。PLA/HA 與PLA/SA-HA 支架的壓縮實驗表明，PLA/HA 支架與PLA/SA-HA 支架具有相近的抗壓強(qiáng)度，而后者具有更高的韌性。這表明使用SA包覆HA 顆粒具有良好的效果，減少了HA 團(tuán)聚體的形成，增強(qiáng)了HA 顆粒的分散。在PLA/HA 共混階段，SA 涂層降低了最大扭矩與平衡扭矩，減少了物料間的摩擦。制備得到的長絲韌性上升，因此FDM 技術(shù)制備得到的支架韌性上升。

除了改善PLA 與HA 間的界面相容性，也可以向PLA/HA 中加入第三組分來改善其韌性。研究表明，向PLA 中加入核桃粉(WS) 會誘導(dǎo)PLA基體的球晶半徑減小，結(jié)晶度下降，從而改善其抗拉強(qiáng)度[49]。Song 等[30]采用FDM 技術(shù)制備了孔徑為1.2 mm 的PLA/WS/HA 復(fù)合材料支架，并對其進(jìn)行壓縮性能測試。研究結(jié)果表明，當(dāng)WS 含量為8wt%，HA 含量為3wt%時，支架的抗壓強(qiáng)度和模量達(dá)到最大值，分別為35.72 MPa和883.22 MPa，相較于純PLA 支架分別上升了14%和48%，表明改性后支架的抗壓和抗變形能力得到增強(qiáng)。

氧化石墨烯(GO)是一種有效的增強(qiáng)劑，將其摻入PLLA 基體，能有效提升其力學(xué)性能[50]，同時摻硅HA (Si-HA)能在降解過程中釋放Ca2+與Si2+，有效提升支架的生物學(xué)活性[51]。然而，GO 與Si-HA 與PLA 的相容性較差，為此，Wang 等[31]通過在GO 上原位生長Si-HA 獲得GO@Si-HA 納米體系，并將其與PLLA 復(fù)合，使用SLS 技術(shù)制備支架(圖6(c))。力學(xué)性能測試發(fā)現(xiàn)，PLLA/GO@Si-HA復(fù)合支架的抗壓強(qiáng)度和模量分別較純PLLA 支架提高了85%和120%。

PCL 是另一種具有良好生物降解性和力學(xué)柔韌性的骨組織工程用熱塑性聚酯材料，添加PCL 能賦予PLLA/HA 復(fù)合材料良好的拉伸性能[52]。Kontogianni 等[32]制備了含PLLA、PCL 及PHBV 的共混物，然后在該共混物中富集納米羥基磷灰石(nHA)和鍶取代納米羥基磷灰石(Sr-nHA) 制備出FDM打印用長絲(圖6(d))。結(jié)果顯示，孔徑為800 μm的PLLA/PCL/PHBV 復(fù)合支架的平均壓縮模量達(dá)到了32 MPa，相較于純PLLA 支架提升了23%。表5 歸納了文獻(xiàn)報道的代表性添加劑對PLA/HA支架力學(xué)性能改善效果。

表5 文獻(xiàn)報道的FDM 打印制備的PLA/HA 復(fù)合材料骨組織工程支架力學(xué)性能Table 5 Mechanical properties of PLA/HA bone tissue engineering scaffolds prepared by FDM printing reported in the literature

生物陶瓷的粒度能顯著影響其在基體中的分散度，進(jìn)而影響支架整體的力學(xué)性能。Jiao 等[53]采用自主研發(fā)的熔體微分 FDM 三維打印機(jī)制備了納米HA/PCL 支架和20wt%micro-HA/PCL 支架。支架具有均勻分布且相互連接的矩形孔隙(長寬均在100～500 μm 范圍內(nèi))，孔隙率為65%。形態(tài)學(xué)研究結(jié)果表明，納米-HA/PCL 支架中的 HA 顆粒分布均勻，而micro-HA/PCL 支架中的 HA 顆粒呈團(tuán)塊狀，這使得前者具有更高的抗拉強(qiáng)度(23.29 MPa)和抗彎強(qiáng)度(21.39 MPa)，比純 PCL 試樣分別高出26.0%和33.1%。

除了調(diào)控PLA/HA 的微觀相形態(tài)外，優(yōu)化支架結(jié)構(gòu)(如孔形態(tài))能改變支架的受力方式，從而改善其力學(xué)性能[54]。

Eshraghi 等[55]通過SLS 技術(shù)，使用PCL 和HA制成了具有適合骨組織工程的力學(xué)性能的生物可吸收支架。實驗結(jié)果表明，在 PCL∶HA 質(zhì)量比為100∶0、90∶10、80∶20 和70∶30 時，壓縮模量分別為299.3、311.2、415.5 和498.3 GPa。隨著HA 負(fù)載的增加和設(shè)計孔隙率的降低，抗壓強(qiáng)度呈上升趨勢。當(dāng)PCL∶HA 從100∶0 變?yōu)?70∶30 時，壓縮模量從 14.9 GPa 增加到 36.2 GPa (上升142%)。

Sahmani 等[33]研究了具備不同孔形態(tài)與孔徑(編號1 為0.8 mm，編號2 為1.2 mm) 的PLA/HA支架的力學(xué)性能(表6)。結(jié)果表明，立方體、圓柱形及六邊形孔形態(tài)的支架抗壓強(qiáng)度分別為6.2 MPa、6.7 MPa 及7.55 MPa，通過改變孔隙的幾何形狀，所制備支架的楊氏模量可提高近4 倍。

表6 不同孔隙形狀與孔徑的3D 打印PLA/HA 骨組織工程支架的力學(xué)性能[33]Table 6 Mechanical properties of 3D printed PLA/HA bone tissue engineering scaffolds with different pore shapes and pore diameters[33]

Premphet 等[34]分別研究了3D 打印的噴嘴溫度、支架密度及打印速度對PLA/HA 復(fù)合材料支架力學(xué)性能的影響。結(jié)果表明，通過提高噴嘴溫度和支架密度可調(diào)控支架的抗壓強(qiáng)度，而打印速度對支架的抗壓強(qiáng)度無影響。

由于PLA 結(jié)晶速度慢，可通過退火處理提升其結(jié)晶度，進(jìn)而增加復(fù)合材料支架的力學(xué)性能。Premphet 等[34]的進(jìn)一步研究發(fā)現(xiàn)，PLA/HA 支架在80℃退火30 min 后，其抗壓強(qiáng)度從63.98 MPa增加到71.40 MPa (較未退火試樣提升了11.60%)。Hwangbo 等[35]發(fā)現(xiàn)退火處理對支架抗彎曲性能提升也有一定貢獻(xiàn)。當(dāng)PLLA/HA 復(fù)合材料支架的退火溫度為110℃和退火時間為60 min 時，其抗彎強(qiáng)度提高了1.4 倍，抗彎模量提高了2.1 倍。

Pérez-Davila 等[36]開發(fā)了無需預(yù)制成絲的直接FDM 打印技術(shù)制備PLA/HA 復(fù)合材料支架。實驗結(jié)果證明了該方法的多功能性，支架中HA 摻入量可高達(dá)13wt%，且基體中的HA 顆粒在支架縱向和橫截面上均勻分布。

3.1.2 降解速率

將不同的生物可降解聚酯復(fù)合，能夠調(diào)節(jié)骨組織工程支架的降解速率。PGA 的降解速率相對PLA 較快，為此Shuai 等[39]用SLS 技術(shù)制備了PLLA/PGA/HA 支架，探究了PGA 對支架降解速率的影響。結(jié)果表明，支架在磷酸鹽緩沖溶液(PBS)環(huán)境中浸泡28 天后，其失重率從3.3%提高到25.0%。這歸因于PGA 降解速度較快，PLLA 基體中產(chǎn)生大量孔隙，從而增加了其與體液的接觸面積，提升了支架的降解速率。

PCL 因較高的結(jié)晶度與疏水性，導(dǎo)致其降解率相比于PLA 較慢[56]。但PLA/PCL 共混物的降解率高于PLA，這可能是由于PCL 的增塑作用破壞了PLA 的結(jié)晶區(qū)，進(jìn)而增強(qiáng)了PLA 的降解能力[57]?；诖搜芯?，?kerlund 等[58]使用FDM 技術(shù)制備了PLA/PCL/HA 復(fù)合材料支架。加速降解試驗表明，PLA/PCL/HA 復(fù)合材料支架的失重率增加至60%，相較于PLA/HA 支架提升了23%。

3.2 促骨修復(fù)活性

3.2.1 細(xì)胞相容性

噴霧干燥法制備的微球狀HA 具有更高的比表面積與更低的表面能，能增大HA 與PLA 基體和體液的接觸面積。Corcione 等[59]采用噴霧干燥法制備了微米級羥基磷灰石微球(sdHA)，sdHA與PLA 共混后采用FDM 技術(shù)制備了骨組織工程支架。形態(tài)觀察表明，純PLA 支架表面光滑，細(xì)胞難以在其表面附著，而PLA/sdHA 支架表面具有粗糙形貌，能夠增大與細(xì)胞間的接觸面積，從而有效改善支架表面的細(xì)胞相容性。

低濃度的金納米粒子能促進(jìn)角質(zhì)細(xì)胞的增殖，加快傷口的愈合。結(jié)合等離子體處理技術(shù)，Joseph等[60]將金納米粒子固定在FDM 技術(shù)制備的PCL支架表面，以制備具有加速傷口愈合能力的支架。結(jié)果表明，等離子體改性后的支架親水性顯著提高。體外生物相容性研究表明，3D 打印支架表面的金納米顆粒與活細(xì)胞具有良好接觸，且無免疫反應(yīng)。

聚多巴胺(PDA)是一種受貽貝啟發(fā)，由多巴胺氧化聚合而產(chǎn)生的黏附材料，由于其含有大量的活性胺和兒茶酚基團(tuán)，對多種有機(jī)或無機(jī)材料有很強(qiáng)的黏附作用[61-62]。Feng 等[40]采用PDA 改善了PLLA/HA 的界面相容性，然后采用SLS 技術(shù)制備了支架。該支架通過誘導(dǎo)磷灰石沉淀表現(xiàn)出良好的生物活性，為人骨間充質(zhì)干細(xì)胞的附著和增殖提供了良好的環(huán)境。

Dou 等[63]通過3D 打印和冷凍干燥技術(shù)的結(jié)合，開發(fā)了一種具有較大的前孔尺寸(>1 100 μm×1 100 μm) 和側(cè)孔尺寸(>500 μm)的分層PLGA/納米羥基磷灰石(n-HA)/明膠支架，為細(xì)胞和組織向內(nèi)生長提供足夠的開放空間和可靠的一體化支撐。細(xì)胞培養(yǎng)結(jié)果證實，添加了明膠的PLGA/n-HA 支架更有利于細(xì)胞附著。在大鼠股骨缺損模型中的體內(nèi)評估表明，該支架更有利于新骨的形成，并且支架與原始組織之間的結(jié)合更緊密。

Bahraminasab 等[41]將富血小板血漿(PRP)涂覆在3D 打印PLA/明膠-納米羥基磷灰石(G-nHA)支架上。PRP 中含有生長因子，有助于促進(jìn)成骨細(xì)胞的增殖與分化[45]。明膠是一種具有極好的生物相容性和生物降解性能的天然聚合物，將其與HA 復(fù)合有助于促進(jìn)細(xì)胞黏附、分化和增殖[64]。細(xì)胞毒性測試(MTT) 結(jié)果顯示，相較于純PLA 和PLA/G-nHA 支架，PLA/G-nHA/PRP 支架在各時間點的細(xì)胞增殖率最高，且表面具有較好的細(xì)胞黏附性。

3.2.2 成骨活性

Feng 等[40]等使用多巴胺(DA)改善了PLLA 與HA 的界面相容性，并采用SLS 技術(shù)制備支架。結(jié)果表明，DA 的加入減少了HA 在PLLA 基體內(nèi)的團(tuán)聚。良好的分散性使該支架在體內(nèi)均勻緩釋HA，進(jìn)而加快成骨和促進(jìn)血管化；與純PLLA 支架相比，骨體積分?jǐn)?shù)和骨礦物質(zhì)密度分別提高了44.44%和41.73%。

葫蘆素B (CuB)是一種從葫蘆科植物中提取的四環(huán)萜，它能促進(jìn)體外血管生成。Cheng 等[65]采用3D 低溫快速成型(LT-RP)技術(shù)將CuB 摻入PLGA/β-TCP 骨修復(fù)支架中。大鼠顱骨缺損模型試驗結(jié)果表明，與不含CuB 的支架植入物相比，PLGA/CuB支架顯著增強(qiáng)了骨缺損部位的新生血管和骨再生。

丹參酚酸B (SB)可通過調(diào)節(jié)糖皮質(zhì)激素誘導(dǎo)刺激成骨細(xì)胞的總代謝活性和堿性磷酸酶活性以緩解骨質(zhì)疏松癥狀。然而，SB 的化學(xué)結(jié)構(gòu)不穩(wěn)定，易被氧化。Lin 等[66]將SB 摻入PLGA/β-TCP 支架(圖7)。結(jié)果表明，添加的 SB 從支架中穩(wěn)定地釋放出來。釋放出的部分SB 能促進(jìn)體外成骨和血管生成。在動物實驗中，SB 對支架內(nèi)新骨形成、礦物質(zhì)沉積率和血管密度的影響隨其濃度上升而增強(qiáng)。

圖7 聚乳酸-乙醇酸(PLGA)/β-磷酸三鈣(β-TCP)/丹參酚酸B (SB)支架的制備流程與體內(nèi)外表征[66]Fig.7 Preparation process and in vitro and in vivo characterization of polylactic acid-co-polyglycolic acid (PLGA)/β-tricalcium phosphate(β-TCP)/salvianolic acid B (SB) scaffolds[66]

部分金屬或金屬離子具有良好的促骨修復(fù)能力，但由于常規(guī)的引入方式難以控制其在體內(nèi)長時間、緩慢地釋放，因此將其與骨組織工程支架相結(jié)合能有效提升支架整體的促骨修復(fù)性能。

銪(Eu) 是一種具有促進(jìn)骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞(BMSCs)的成骨分化潛能的稀土金屬[67]。Marycz等[48]使用銪(III) (Eu3+)對PLLA/HA 復(fù)合材料支架進(jìn)行功能化。研究發(fā)現(xiàn)，由于添加了Eu3+的PLLA/HA 支架促進(jìn)了骨和關(guān)節(jié)軟骨組織特異性細(xì)胞外基質(zhì)蛋白的合成和分泌，進(jìn)而促進(jìn)了BMSCs的成骨和軟骨形成。

Li 不僅可以影響鈣穩(wěn)態(tài)，提升植入部位的骨礦物質(zhì)密度，從而顯著降低骨折風(fēng)險，而且能促進(jìn)成骨基因的表達(dá)，在骨發(fā)育、體內(nèi)平衡、成骨細(xì)胞分化和骨形成中發(fā)揮重要作用[68]。Wang 等[69]將Li 引入了3D 打印PLA/HA 復(fù)合材料支架，將其用于比格犬異位和兔股骨原位成骨研究。結(jié)果表明，添加了1wt%Li 的支架具有優(yōu)異的成骨和血管生成性能，可誘導(dǎo)異位成骨和原位成骨。

鑭(La)在治療和預(yù)防骨病，尤其是骨質(zhì)疏松癥和代謝紊亂方面具有巨大的潛力。然而，La3+離子難以在體內(nèi)的持續(xù)穩(wěn)定釋放。Xu 等[70]通過共沉淀法制備了 La-OCP 粉末，并制備了 La-磷酸八鈣(OCP)/PLA 多孔支架。實驗結(jié)果表明，支架具有均勻的結(jié)構(gòu)和粗糙的微表面形貌，適宜BMSCs 細(xì)胞黏附、生長和增殖。在一定的 La3+濃度下，La-OCP/PLA 支架提取物能增加成骨相關(guān)基因的表達(dá)，從而促進(jìn) BMSCs 的成骨分化，調(diào)節(jié)骨折部位的免疫反應(yīng)。

Huang 等[71]使用低溫沉積制造(LDM)技術(shù)將Fe2O3引入了PLGA/I 型膠原蛋白(Col-I)/n-HA 支架，并在此基礎(chǔ)上制備了雙相磁性納米復(fù)合材料支架(PLGA/Col-I-PLGA/n-HA/Fe2O3)。支架軟骨層孔徑為186 μm，孔隙率為89.5%；骨層孔徑和孔隙率分別為394 μm 和86.1%。體外測試表明，雙相磁性納米復(fù)合支架BMSCs 共培養(yǎng)表現(xiàn)出良好增殖能力，并發(fā)現(xiàn)該支架能夠促進(jìn)分化導(dǎo)向細(xì)胞的分化。

增強(qiáng)骨髓(eBM)是由同種骨骨腔在擴(kuò)孔過程中產(chǎn)生的碎屑，由于含有大量干細(xì)胞，因此具有良好的成骨活性[72]。Liu 等[73]研究了eBM 與3D打印PLA/HA 支架在修復(fù)兔模型臨界尺寸骨缺損中的作用。8 周時，顯微計算機(jī)斷層掃描(μCT)分析顯示PLA-HA/eBM 組骨體積和骨體積/組織體積(BV/TV) 顯著高于PLA-HA 組和對照組。蘇木精和伊紅染色顯示，PLA-HA/eBM 組新生骨面積顯著高于PLA-HA 組和對照組。

牙髓干細(xì)胞(DPSCs) 具有高度的增殖和產(chǎn)生細(xì)骨顆粒的功效，因此是轉(zhuǎn)化醫(yī)學(xué)和骨組織再生的最佳候選材料之一[74]。Gendviliene 等[75]使用DPSCs 對3D 打印PLA/HA 支架進(jìn)行細(xì)胞化，通過μCT 和組織學(xué)觀察對缺損評估研究了支架在大鼠顱骨缺損模型中的治療效果進(jìn)行了評估。μCT結(jié)果顯示，PLA/HA-DPSCs 支架組的骨體積比對照組大1.495 mm3，與商業(yè)化的骨植入物相當(dāng)。

尿源性干細(xì)胞(USCs)是一種多功能成體干細(xì)胞，其生物學(xué)特性與間充質(zhì)基質(zhì)細(xì)胞(MSCs)相似[76]。與其他干細(xì)胞相比，USCs 具有分化為骨軟骨和脂肪組織的潛力，且更易獲得，因此具有很高的實用性[77]。Zhang 等[15]將USCs 接種于3D 打印PLA/HA 支架的表面，研究了其在大鼠顱骨缺損模型中的治療效果。結(jié)果表明，負(fù)載USCs 的PLA/HA 支架可以有效促進(jìn)缺損區(qū)域的新骨再生。μCT 圖像顯示PLA/HA 組中缺損區(qū)域幾乎完全被新形成的骨覆蓋(96.7%±1.6%)，12 周時的覆蓋率高于純PLA 組(74.6%±1.9%)。組織學(xué)和免疫組化染色顯示，12 周時缺損部位含USCs 的PLA/HA支架的新骨形成量最高。

Liao 等[78]將豬脂肪源性干細(xì)胞(pASCs) 植于涂覆有I 型膠原蛋白(COl-I) 的β-TCP-PCL 支架，并測試其成骨潛力。結(jié)果表明，支架孔隙率約為75%～77%，孔徑約為 300～500 μm；在 PCL-TCP 支架上涂覆 I 型膠原后，親水性和支架膨脹率上升。體外研究表明，pASCs 在 PCL-TCP-COl-I 組支架上的成骨分化效果最好，由于其堿性磷酸酶(ALP)活性、骨鈣素 mRNA 表達(dá)和礦化度最高。裸鼠實驗表明，PCL-TCP-COl-I 組比 PCL 組有更好的骨組織和血管組織形成。

PRP 在牙周再生治療中具有促進(jìn)受損組織愈合、治療軟骨和骨缺損的能力，并可能刺激BMSCs 的增殖和分化[45]。Bahraminasab 等[41]將PRP 涂覆在3D 打印PLA/G-nHA 支架上以增強(qiáng)成骨。PLA/G-nHA/PRP 不僅具有較好骨礦化性，而且較純PLA 和PLA/G-nHA 支架更能促進(jìn)骨再生。

Zheng 等[79]將成骨促進(jìn)藥物HA15 摻入了PLGA/β-TCP 骨組織工程支架。體外試驗結(jié)果表明，負(fù)載了 HA15 的支架能在體外促進(jìn)細(xì)胞分化成成骨細(xì)胞。兔橈骨缺損試驗表明，缺損部位的骨骼及外周血管都有明顯再生。

Zhao 等[21]提出了一種共培養(yǎng)生物打印策略，并設(shè)計了一種組織工程骨-骨膜雙相復(fù)合物。以PLLA/HA 構(gòu)建骨組織工程支架，采用明膠甲基丙烯酸酯(GelMA) 模擬骨、骨膜細(xì)胞外基質(zhì)，BMSCs 模擬細(xì)胞組分，在骨和骨膜之間形成共培養(yǎng)層。通過調(diào)整PLLA/HA 的材料配比和GelMA的交聯(lián)時間，構(gòu)建出具有良好機(jī)械強(qiáng)度和細(xì)胞活性的復(fù)合物，并將其植入兔顱骨缺損區(qū)。影像學(xué)和組織學(xué)定量結(jié)果顯示，骨-骨膜雙相復(fù)合物組的修復(fù)效果明顯優(yōu)于對照組，表明骨-骨膜雙相復(fù)合支架有利于骨修復(fù)和再生。

電磁場(EMF)療法是一種安全、無創(chuàng)的治療骨缺損疾病的方法[80]。Tu 等[81]制備了負(fù)載 BMSCs的PLLA/HA 支架，研究了電磁場對BMSCs 增殖和成骨分化能力的影響。結(jié)果表明，EMF 能增強(qiáng)支架上培養(yǎng)的BMSCs 的增殖和成骨分化能力。體內(nèi)測試表明，與PLLA 支架相比，經(jīng)過EMF 處理后的PLLA/HA/BMSCs 支架觀察到明顯更高的新骨形成和血管形成。

Zhang 等[82]受骨骼的血管化啟發(fā)，利用體內(nèi)生物反應(yīng)器(IVB)策略和3D 打印技術(shù)制備了具有復(fù)雜結(jié)構(gòu)的骨組織工程支架，并建立了兔血管化組織工程骨預(yù)制模型。IVB 是以植入體內(nèi)的支架為基礎(chǔ)，讓新生骨組織以預(yù)定義的幾何形狀生長，進(jìn)而形成具有較大規(guī)模的血管化骨組織[83]。4 周和8 周后，通過研究相關(guān)基因、μCT 和組間組織學(xué)檢查分析了新生血管和骨組織。結(jié)果表明，該方法能夠在體內(nèi)生成帶血管的組織工程骨。

表7 與表8 分別總結(jié)了部分研究者制備骨組織工程支架的性能參數(shù)與體內(nèi)測試的方案及成果[28, 70, 75, 81-82, 84-91]。

表7 文獻(xiàn)報道的生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架性能參數(shù)Table 7 Performance parameters of biodegradable polyester/bioceramic bone tissue engineering scaffolds prepared reported in the literatures

表8 文獻(xiàn)報道的生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架的體內(nèi)測試方案Table 8 In vivo testing protocols for biodegradable polyester/bioceramic bone tissue engineering scaffolds reported in the literatures

3.3 其他性能

3.3.1 抗菌性能

開放性的骨缺損治療過程可能由于創(chuàng)口較深、難以清理等問題，面臨感染風(fēng)險。具備一定抗菌能力的骨修復(fù)支架能降低療程中并發(fā)感染發(fā)生的概率，進(jìn)而減小骨缺損治療風(fēng)險。

米諾環(huán)素(MH) 是一種半合成的四環(huán)素，具有廣泛的抗菌譜，通過抑制細(xì)菌蛋白合成，進(jìn)一步發(fā)揮抗炎癥、抗氧化和抗凋亡作用[92-93]。Martin等[46]通過膠原蛋白(Col)、MH 對PLA/檸檬酸-羥基磷灰石(cHA) 3D 打印支架進(jìn)行功能化改性以減少細(xì)菌生物膜的形成(圖8(a))。研究表明，PLACol-MH 和PLA-Col-MH-cHA 有效抑制了細(xì)菌生長，其抑菌圈的直徑約為26 mm，而米諾環(huán)素的空白樣品(PLA-Col)未觀察到抑菌圈。

圖8 (a1) PLA-膠原蛋白(Col)-米諾環(huán)素(MH)-檸檬酸-羥基磷灰石(cHA)支架的制備流程[46]；(a2) PLA-Col、PLA-Col-MH、PLA-Col-MH-cHA 支架表面形態(tài)[46]；((b1)～(b3)) PLLA@HA@Ag 顆粒的制備[47]Fig.8 (a1) Preparation process of PLA-collagen (Col)-minocycline (MH)-citrate-hydroxyapatite (cHA) scaffolds[46]; (a2) Surface morphology of PLA-Col,PLA-Col-MH, and PLA-Col-MH-cHA scaffolds[46]; ((b1)-(b3)) Preparation of PLLA@HA@Ag particles[47]

Li 等[94]將3D 打印技術(shù)與化學(xué)沉淀法相結(jié)合，制備了摻有地塞米松(Dex)的PLA/聚乙二醇(PEG)/n-HA 骨組織工程支架。細(xì)胞抗炎實驗證明，支架釋放的Dex 能成功抑制脂多糖誘導(dǎo)的M1 巨噬細(xì)胞分泌白細(xì)胞介素-6 和誘導(dǎo)型一氧化氮合酶，展現(xiàn)出了良好的抗菌性能。

納米銀(Ag)顆?？膳c細(xì)菌膜蛋白上的巰基相互作用，改變膜的通透性，進(jìn)而破壞細(xì)菌完整性，因此具有優(yōu)良的抗菌性能[95]。Yang 等[47]將通過溶液原位生長法將納米銀顆粒引入PLLA/HA 復(fù)合材料，再使用SLS 技術(shù)制備了骨組織工程支架(圖8(b1)～8(b3))。結(jié)果表明，PLLA 支架周圍無抑菌圈，而PLLA@HA@Ag 支架周圍抑菌圈明顯更大，這表明前者具有較強(qiáng)的抗菌活性。濁度分析試驗表明，PLLA 支架培養(yǎng)物的濁度與對照組相似，而 PLLA@HA@Ag 支架孵育的培養(yǎng)基變得透明，顯示出PLLA@HA@Ag 支架組細(xì)菌的生長受到了強(qiáng)烈的抑制。PLLA@HA@Ag 支架的抑菌率超過92.5%，而PLLA 支架幾乎沒有抑菌活性。

3.3.2 抗腫瘤性能

二甲雙胍(MET)是一種具有抗腫瘤性能的藥物，由于其能協(xié)同促進(jìn)骨組織再生，有助于治療腫瘤性骨缺損[24,96]。Tan 等[97]將MET 引入了PLLA/HA 復(fù)合支架。支架通過上調(diào)凋亡相關(guān)基因表達(dá)誘導(dǎo)骨肉瘤(OS)細(xì)胞凋亡，在體外表現(xiàn)出了良好的腫瘤抑制特性。此外，由于隨著PLLA 的降解，包裹于支架中的MET 顆粒被緩慢釋放到體液中，該支架具有較長的藥物釋放時間。

3.3.3 生物成像性能

利用生物成像功能能夠有效追蹤患者骨重建進(jìn)程。Eu 具有能在μCT 監(jiān)測和磁共振(MR)技術(shù)下發(fā)出熒光的能力，常被應(yīng)用于生物成像[98]。Marycz等[48]使用Eu3+修飾的HA 與PLLA 復(fù)合制備骨組織工程支架。隨著支架上的HA 轉(zhuǎn)化為新生骨，HA上修飾的Eu3+使新生骨具備熒光能力，從而能監(jiān)測體內(nèi)的骨組織再生過程或跟蹤細(xì)胞的傳代。

4 總結(jié)與展望

隨著我國社會人口老齡化現(xiàn)象的不斷加劇，生物可降解骨組織工程支架在骨修復(fù)中的應(yīng)用將逐步推廣。3D 打印制備的生物可降解聚酯/生物陶瓷支架不僅具有生物可降解性、成骨活性的同時，而且能夠根據(jù)植入部位靈活調(diào)整形態(tài)并精確打印，在骨修復(fù)工程領(lǐng)域展現(xiàn)出了良好的發(fā)展前景。

然而，目前生物可降解聚酯/生物陶瓷骨組織工程支架研究仍主要停留在體外測試階段，體內(nèi)測試的案例較少，且仍需進(jìn)一步改進(jìn)來滿足臨床應(yīng)用的要求。3D 打印生物可降解聚酯/生物陶瓷骨修復(fù)支架今后研究的改進(jìn)方向如下：(1) 通過在支架表面加載成骨活性因子，賦予支架更高的成骨活性，縮短骨修復(fù)周期；(2) 設(shè)計新穎的支架形態(tài)，滿足不同的骨植入環(huán)境的需要；(3) 探索更高效的3D 打印方式，縮短植入前準(zhǔn)備時間；(4) 骨組織工程在植入體內(nèi)前，需要經(jīng)過紫外線等手段進(jìn)行殺菌處理，而這可能會影響附著于支架表面干細(xì)胞的成骨活性，這也是今后研究中需要關(guān)注的內(nèi)容。