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【摘要】 目的 总结国内外软骨与骨组织工程中快速成型工艺方法及其研究进展。方法 检索Elsevier和Emerald数据库中1997-01/2007-02及CHKD期刊全文数据库相关软骨与骨复合体的快速成型制造方法的文献，检索词“rapid prototyping, Osteochondral tissue engineering, osteochondral construct”等。对资料进行初选，纳入标准：（1）软骨与骨组织工程的发展现状；（2）软骨与骨复合支架的结构设计与制造方法；（3）快速成型软骨与骨组织工程支架的制造方法。粗选数百篇相关文章，根据纳入标准确定68篇，最后分析27篇。结果 快速成型技术为人工支架复杂结构的设计制造提供了新的理念和技术手段，是组织工程的一个重要研究方向。目前应用于软骨与骨组织工程的快速成型工艺主要有三维印刷、熔化沉积和选区激光烧结等。结论 基于软骨与骨组织微观结构图像，并结合现代CAD/CAE和RP技术来设计和制造的软骨与骨复合支架，正在成为软骨与骨组织工程研究的一个新热点。
【关键词】 快速成型技术；软骨与骨组织工程；人工支架；生物可降解性
关节上软骨与骨的良好结合保证着关节的稳定性和运动功能，但是因创伤和关节炎等疾病引起的关节软骨缺损，则会造成关节功能障碍甚至残疾。然而由于对其的生理性修复需要涉及软骨和骨两种不同的组织修复，使得关节软骨缺损修复成为医学上的一个难题。目前利用软骨细胞修复软骨缺损已经获得较好的治疗效果，现代软骨与骨组织工程进一步提出构建具有复杂结构或成分的可降解性生物材料人工支架，然后将细胞与支架复合后进行关节缺损修复，但软骨与骨复合支架的设计和制造却是研究的难点。
快速成型（Rapid Prototyping, RP）技术，又称自由实体制造（Solid Freeform Fabrication, SFF），自20世纪80年代中期产生以来获得迅速的发展，目前已经发展并形成20多种工艺，其中比较成熟的工艺方法有光固化原型、选择激光烧结、分层实体制造、三维印刷、熔化沉积等。快速成型技术具有由数字驱动直接累积材料形成三维实体，不受形状复杂程度限制，并且在制造过程中可随时改变和控制材料成分等特点，目前结合反求/CAD/CAE和RP技术为软骨与骨复合体的制造提供了新的理念和技术手段，并正在形成软骨与骨组织工程的一个研究热点。本文将主要介绍应用于软骨与骨组织工程的几种快速成型工艺及其原理，以及相关的国内外研究现状。
1 软骨与骨复合支架的快速成型工艺流程
基于RP的人工支架的制造方法可以分为直接成型制造和间接制造两类。直接成型制造是利用快速成型工艺直接累积加工可降解性生物材料获得支架，其典型工艺流程如图1所示。间接制造是先利用快速成型技术制造支架负型，再填充生物材料后经过高温烧结等方法去除负型材料获得支架。
2 软骨与骨复合支架的快速成型工艺
目前应用于软骨与骨组织工程的快速成型工艺主要有三维印刷、熔化沉积、选区激光烧结、光固化原型等方法。以下以各成型工艺分类介绍。
2.1 三维印刷（Three-Dimensional Printing, 3D-P） 3D-P工艺原理为：利用喷射黏结剂的喷头加工粉末材料。喷头在计算机指令下，给每一层平铺于工作台粉末材料选择性地喷射黏结剂，被喷上黏结剂的粉末相互粘结，并层层累积，最终形成三维实体，然后去除粉末，经过烧结等后处理获得零件实体。
美国密歇根州立大学Hollister等［2，3］利用SolidScope○R三维印刷技术制造蜡或PSA支架负型模具，填充HA浆体后经烧结工艺去除有机质，可形成复杂结构的HA多孔支架，然后将PLA浇铸在HA支架上形成PLA/HA双层支架。其PLA部分孔径为600μm，HA孔径为500μm。Schek等［4］在此基础上，制造PLA/HA双层软骨与骨复合支架，以PLA为软骨端，以HA为骨端，并在PLA和HA材料之间沉积一个PGA薄层，以防止细胞在软骨与骨区之间的迁移。然后，在该支架的HA骨端种植带有BMP-7的纤维原细胞(利用腺病毒转导)，在PLA软骨端种植软骨细胞。将其埋置在小鼠皮下的研究发现，PLA/HA支架可在异位同时促进骨和软骨生长，并形成矿化界面组织；而且在支架的HA骨端，新生的组织内部有血管和骨髓样基质等生成。
美国Sherwood等［5］以TheriForm○R三维印刷技术直接制造两种支架，第一种为孔隙率为25%～55%的L-PLGA/TCP (成分质量比85:15)支架，对其力学性能测试显示出孔隙率增大将明显降低其抗拉压强度和弹性模量。第二种支架为孔隙率90%的L-PLGA/L-PLA(成分质量比50:50)支架，对其进行的体外培养实验反映出软骨细胞可快速进入支架内部，具有良好的软骨细胞吸附能力和成软骨能力。在此基础上构建软骨与骨的双层支架：骨端支架材料为L-PLGA/TCP，孔隙率为55%，孔径为125～150μm；软骨端支架材料为L-PLGA/L-PLA，孔隙率为90%，孔径106～150μm。由于在制造过程中，粉末的成分和每层的图案可以按照设计要求改变，形成的支架在骨端与软骨端之间的界面区将形成梯度变化的材料成分和孔隙率，可以避免支架在体外培养和体内植入后出现界面分离的现象。
2.2 选区激光烧结（Selected Laser Sinter, SLS） SLS工艺原理为：利用CO2激光器发射激光束，将粉末材料逐层固化形成三维实体。即在计算机指令的控制下，激光束有选择地烧结工作台上平铺的一层粉末，被烧结的粉末固化，而未被烧结的材料仍为粉末。待第一层烧好后，工作台带着第一层下降一定高度，再铺上第二层粉末，并用辊子铺平，重复烧结过程，并使相邻层牢固地烧结在一起。重复上述过程，逐层烧结，每层都与上层黏结在一起，最终去掉未被烧结的粉末形成零件实体。
新加坡南洋理工大学Leong等人［6，7］采用SinterStation2500直接成型具有各种骨骼形状的PEEK、PEEK/HA、PVA、PCL、PLLA等多孔支架。美国Lee等人［8，9］采用PMMA作为黏接剂，与多种磷酸钙盐粉末混合，应用SinterStation2000(DTM Corp, Austin, TX, USA)成型支架原型，再经过烧结等后处理过程去除有机质形成HA多孔支架。通过对密度为1.4g/cm3，孔隙率为30％的支架的力学性能分析，其压缩强度为18.6MPa。通过兔、狗动物骨缺损修复研究，发现其具有良好的生物相容性和可吸收性，支架与原骨结合良好并在缺损区形成骨连接；4个月时支架内部孔隙内充满成熟骨组织，支架多孔结构内显示出明显的骨浸润现象。
2.3 熔化沉积（Fused Deposition Modeling, FDM） FDM工艺原理为：不采用激光器，而是利用加热喷头进行加工。丝材在喷头中被加热至略高于其熔点而成液态材料。在计算机指令下，喷头可进行X-Y联动和Z向运动。喷头在X-Y二维运动中喷出熔融材料，快速冷却并与随后的熔融材料黏结在一起，每完成一个沉积层后，喷头在Z向抬高，重复上述过程，最终层层累积形成零件实体。
新加坡南洋理工大学Leong等［1,10］采用FDM1650system(Statasys Inc.)成型机，选择HDPE线材和HA/HDPE制造具有完整骨骼外形的多孔支架。新加坡国立大学Hutmacher等［11～13］采用FDM技术制造PCL支架，在制造过程中，沉积层图案不同，相互搭结，形成完全连通但孔隙率和孔道结构不同的支架结构特征。例如其制造的长方体PCL支架(32mm×25.5mm×13.5mm)，孔隙率在（61±1）％，但因沉积层图案构成不同，即形成的孔道结构不同，它们的抗压强度分别为2.4MPa和20.2MPa。同时，他们还根据再生软骨与骨组织对支架结构和力学性能的不同要求，提出在一个支架上划分成骨区和软骨区，在制造的过程中形成各区不同的孔道结构和孔隙率，然后在两腔生物反应器中分别接种成骨细胞和软骨细胞后共同培养构建骨软骨复合修复体。
美国华盛顿州立大学Bandyopadhyay等［14］采用FDM技术间接成型生物陶瓷支架，即首先以有机线材制造支架负型，然后填充β-TCP浆体经干燥和烧结形成多孔陶瓷支架。对其结构研究发现在烧结中会出现22%～45%的收缩率；对其在孔径300～500μm和孔隙率25%～45%范围的支架的体外细胞培养和力学性能研究发现，孔隙率是影响其支架力学性能和成骨细胞繁殖的关键参数，而其孔径的影响并不明显。
西安交通大学与第四军医大学合作［15，16］，采用FDM技术制造不同结构的CS支架负型，与自固化骨水泥复合后形成可控结构的CPC多孔支架。通过犬桡骨大段骨缺损修复实验研究发现，支架显示出明显的成骨作用，并以软骨化成骨为主。
2.4 其他快速成型技术的应用研究 荷兰Twente大学Woodfield等［17～19］利用三维沉积(3D fibre deposition)技术，即将PEGT/PBT颗粒在不锈钢套内加热成熔融状态，加压挤出成型PEGT/PBT支架，并可构建出完整的膝关节处股骨关节体和胫骨关节体。PEGT/PBT支架模量(equilibrium modulus)和刚度(dynamic stiffness)分别在0.05～2.5MPa和0.16～4.33 MPa范围，具有与天然软骨组织(模量0.27MPa，刚度4.10 MPa)近似的力学性能，将其植入裸鼠皮下28天的动物实验发现具有明显的成软骨作用。
清华大学与第四军医大学合作［20］，采用TissForm低温挤出成型机分别制造PLGA和PLGA/TCP支架，分别在PLGA支架上接种经软骨诱导的兔BMSCs，PLGA/TCP支架上接种经成骨诱导的兔BMSCs构建组织工程软骨和组织工程骨。将它们经体外培养2周后缝合形成软骨与骨复合体，植入兔股部肌肉8周发现异位形成骨软骨复合组织。西安交通大学与第四军医大学合作［21］，采用SPS-600光固化成型机制造树脂支架负型，填充CPC或β-TCP浆体，经烧结间接制造成CPC或β-TCP多孔支架，其内部具有完全连通和符合设计要求的仿生微管道结构，微管孔径300～500μm，收缩率不超过2%，压缩强度为5.8MPa。体外培养实验证明其具有良好的生物相容性和促成骨作用。
3 存在问题及研究方向
可降解性多孔支架孔径、孔隙率、连通孔径等结构参数决定着支架的力学性能，支架的结构特征是细胞和再生组织性能的重要影响因素［22，23］。目前已经发现结构特征是生长因子的缓释方式和影响生长因子对细胞三维并行生长作用的重要因素；孔径变化引发间质细胞向软骨细胞或骨细胞分化；支架孔道结构和孔隙率可造成再生复合组织形态和力学特征的差异性。因此，软骨与骨复合支架的设计制造不仅需要考虑其材料的选择，还需要考虑其结构的设计和可制造性。目前在软骨与骨复合支架的研究上，已经提出制造其外形结构上近似骨骼生理结构，内部具有促进体液流动和细胞贴附的多孔或多管道连通结构，同时，多种材料的复合制造方法的兴起，都使得软骨与骨复合支架的材料的成分和结构的可控性和可制造性成为其重要的研究内容和研究难点。
快速成型技术直接由数字驱动完成三维实体的制造，因此支架CAD模型的建立是支架设计和制造的关键问题。为了研究支架的计算机建模方法，需要进一步研究关节软骨修复对软骨与骨复合支架的结构要求。美国梅奥临床医学院［24］、新加坡国立大学［11］等利用组织学切片、microCT和MRI等图像数据，结合反求/CAD技术建立组织复杂外形和内部微结构模型；美国纽约城市大学［25］等通过骨微结构内的流体压力分布模型，发现微结构特征引发不同的流体动力学行为；加拿大Calgary大学［26］等利用有限元技术分析软骨/骨植入体在缺损区的应力应变；美国Drexel大学［27］、新加坡国立大学［10］等构建类似松质骨结构和力学性能的支架结构；美国密歇根大学［3］等模拟设计单元中骨组织的再生过程，研究设计单元结构优化设计方法。国内西安交通大学与第四军医大学合作，结合骨组织结构特征数据的统计分析和反求/CAD技术，形成仿生骨支架模型。
总之，采集自然软骨与骨组织的微观结构图像，通过反求工程和CAD技术完成软骨与骨复合支架的仿生结构建模，利用CAD/CAE技术对支架的力学特征、内部流体动力学特性及其软骨与骨复合组织特征研究及支架的结构优化设计等研究，并利用RP技术完成支架复杂结构的制造的方案，正在成为软骨与骨组织工程的一个新的研究方向和研究热点。
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作者单位：1 710049 陕西西安，西安交通大学机械制造系统国家重点实验室2 710049 陕西西安，西安交通大学生物医学信息工程教育部重点实验室3 710032 陕西西安，第四军医大学全军骨科研究所