快速成型技術(shù)在軟骨與骨組織工程中的應(yīng)用研究

1、<p>　　快速成型技術(shù)在軟骨與骨組織工程中的應(yīng)用研究</p><p>　　作者：連芩，李滌塵，李愛民 王玨</p><p>　　【摘要】 目的 總結(jié)國內(nèi)外軟骨與骨組織工程中快速成型工藝方法及其研究進(jìn)展。方法 檢索Elsevier和Emerald數(shù)據(jù)庫中1997-01/2007-02及CHKD期刊全文數(shù)據(jù)庫相關(guān)軟骨與骨復(fù)合體的快速成型制造方法的文獻(xiàn)，檢索詞“rapid prot

2、otyping, Osteochondral tissue engineering, osteochondral construct”等。對資料進(jìn)行初選，納入標(biāo)準(zhǔn)：（1）軟骨與骨組織工程的發(fā)展現(xiàn)狀；（2）軟骨與骨復(fù)合支架的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)與制造方法；（3）快速成型軟骨與骨組織工程支架的制造方法。粗選數(shù)百篇相關(guān)文章，根據(jù)納入標(biāo)準(zhǔn)確定68篇，最后分析27篇。結(jié)果 快速成型技術(shù)為人工支架復(fù)雜結(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)制造提供了新的理念和技術(shù)手段，是組織工程的一個重要

3、研究方向。目前應(yīng)用于軟骨與骨組織工程的快速成型工藝主要有三維印刷、熔化沉積和選區(qū)激光燒結(jié)等。結(jié)論 基于軟骨與骨組織微觀結(jié)構(gòu)圖像，并結(jié)合現(xiàn)代CAD/CAE和RP技術(shù)來設(shè)計(jì)和制造的軟骨與骨復(fù)合支架，正在成為軟骨與骨組織工程研究的一個新熱點(diǎn)。 </p><p>　　【關(guān)鍵詞】 快速成型技術(shù)；軟骨與骨組織工程；人工支架；生物可降解性</p><p>　　關(guān)節(jié)上軟骨與骨的良好結(jié)合保證著關(guān)節(jié)的穩(wěn)定性

4、和運(yùn)動功能，但是因創(chuàng)傷和關(guān)節(jié)炎等疾病引起的關(guān)節(jié)軟骨缺損，則會造成關(guān)節(jié)功能障礙甚至殘疾。然而由于對其的生理性修復(fù)需要涉及軟骨和骨兩種不同的組織修復(fù)，使得關(guān)節(jié)軟骨缺損修復(fù)成為醫(yī)學(xué)上的一個難題。目前利用軟骨細(xì)胞修復(fù)軟骨缺損已經(jīng)獲得較好的治療效果，現(xiàn)代軟骨與骨組織工程進(jìn)一步提出構(gòu)建具有復(fù)雜結(jié)構(gòu)或成分的可降解性生物材料人工支架，然后將細(xì)胞與支架復(fù)合后進(jìn)行關(guān)節(jié)缺損修復(fù)，但軟骨與骨復(fù)合支架的設(shè)計(jì)和制造卻是研究的難點(diǎn)。</p><p

5、>　　快速成型（Rapid Prototyping, RP）技術(shù)，又稱自由實(shí)體制造（Solid Freeform Fabrication, SFF），自20世紀(jì)80年代中期產(chǎn)生以來獲得迅速的發(fā)展，目前已經(jīng)發(fā)展并形成20多種工藝，其中比較成熟的工藝方法有光固化原型、選擇激光燒結(jié)、分層實(shí)體制造、三維印刷、熔化沉積等?？焖俪尚图夹g(shù)具有由數(shù)字驅(qū)動直接累積材料形成三維實(shí)體，不受形狀復(fù)雜程度限制，并且在制造過程中可隨時改變和控制材料成分等特點(diǎn)

6、，目前結(jié)合反求/CAD/CAE和RP技術(shù)為軟骨與骨復(fù)合體的制造提供了新的理念和技術(shù)手段，并正在形成軟骨與骨組織工程的一個研究熱點(diǎn)。本文將主要介紹應(yīng)用于軟骨與骨組織工程的幾種快速成型工藝及其原理，以及相關(guān)的國內(nèi)外研究現(xiàn)狀。</p><p>　　1 軟骨與骨復(fù)合支架的快速成型工藝流程</p><p>　　基于RP的人工支架的制造方法可以分為直接成型制造和間接制造兩類。直接成型制造是利用快速成

7、型工藝直接累積加工可降解性生物材料獲得支架，其典型工藝流程如圖1所示。間接制造是先利用快速成型技術(shù)制造支架負(fù)型，再填充生物材料后經(jīng)過高溫?zé)Y(jié)等方法去除負(fù)型材料獲得支架。</p><p>　　2 軟骨與骨復(fù)合支架的快速成型工藝</p><p>　　目前應(yīng)用于軟骨與骨組織工程的快速成型工藝主要有三維印刷、熔化沉積、選區(qū)激光燒結(jié)、光固化原型等方法。以下以各成型工藝分類介紹。</p>

8、<p>　　2.1 三維印刷（Three-Dimensional Printing, 3D-P） 3D-P工藝原理為：利用噴射黏結(jié)劑的噴頭加工粉末材料。噴頭在計(jì)算機(jī)指令下，給每一層平鋪于工作臺粉末材料選擇性地噴射黏結(jié)劑，被噴上黏結(jié)劑的粉末相互粘結(jié)，并層層累積，最終形成三維實(shí)體，然后去除粉末，經(jīng)過燒結(jié)等后處理獲得零件實(shí)體。</p><p>　　美國密歇根州立大學(xué)Hollister等［2，3］利用S

9、olidScope○R三維印刷技術(shù)制造蠟或PSA支架負(fù)型模具，填充HA漿體后經(jīng)燒結(jié)工藝去除有機(jī)質(zhì)，可形成復(fù)雜結(jié)構(gòu)的HA多孔支架，然后將PLA澆鑄在HA支架上形成PLA/HA雙層支架。其PLA部分孔徑為600μm，HA孔徑為500μm。Schek等［4］在此基礎(chǔ)上，制造PLA/HA雙層軟骨與骨復(fù)合支架，以PLA為軟骨端，以HA為骨端，并在PLA和HA材料之間沉積一個PGA薄層，以防止細(xì)胞在軟骨與骨區(qū)之間的遷移。然后，在該支架的HA骨端種植

10、帶有BMP-7的纖維原細(xì)胞(利用腺病毒轉(zhuǎn)導(dǎo))，在PLA軟骨端種植軟骨細(xì)胞。將其埋置在小鼠皮下的研究發(fā)現(xiàn)，PLA/HA支架可在異位同時促進(jìn)骨和軟骨生長，并形成礦化界面組織；而且在支架的HA骨端，新生的組織內(nèi)部有血管和骨髓樣基質(zhì)等生成。</p><p>　　美國Sherwood等［5］以TheriForm○R三維印刷技術(shù)直接制造兩種支架，第一種為孔隙率為25%～55%的L-PLGA/TCP (成分質(zhì)量比85:15)支

11、架，對其力學(xué)性能測試顯示出孔隙率增大將明顯降低其抗拉壓強(qiáng)度和彈性模量。第二種支架為孔隙率90%的L-PLGA/L-PLA(成分質(zhì)量比50:50)支架，對其進(jìn)行的體外培養(yǎng)實(shí)驗(yàn)反映出軟骨細(xì)胞可快速進(jìn)入支架內(nèi)部，具有良好的軟骨細(xì)胞吸附能力和成軟骨能力。在此基礎(chǔ)上構(gòu)建軟骨與骨的雙層支架：骨端支架材料為L-PLGA/TCP，孔隙率為55%，孔徑為125～150μm；軟骨端支架材料為L-PLGA/L-PLA，孔隙率為90%，孔徑106～150μm。

12、由于在制造過程中，粉末的成分和每層的圖案可以按照設(shè)計(jì)要求改變，形成的支架在骨端與軟骨端之間的界面區(qū)將形成梯度變化的材料成分和孔隙率，可以避免支架在體外培養(yǎng)和體內(nèi)植入后出現(xiàn)界面分離的現(xiàn)象。</p><p>　　2.2 選區(qū)激光燒結(jié)（Selected Laser Sinter, SLS） SLS工藝原理為：利用CO2激光器發(fā)射激光束，將粉末材料逐層固化形成三維實(shí)體。即在計(jì)算機(jī)指令的控制下，激光束有選擇地?zé)Y(jié)工作臺

13、上平鋪的一層粉末，被燒結(jié)的粉末固化，而未被燒結(jié)的材料仍為粉末。待第一層燒好后，工作臺帶著第一層下降一定高度，再鋪上第二層粉末，并用輥?zhàn)愉伷剑貜?fù)燒結(jié)過程，并使相鄰層牢固地?zé)Y(jié)在一起。重復(fù)上述過程，逐層燒結(jié)，每層都與上層黏結(jié)在一起，最終去掉未被燒結(jié)的粉末形成零件實(shí)體。</p><p>　　新加坡南洋理工大學(xué)Leong等人［6，7］采用SinterStation2500直接成型具有各種骨骼形狀的PEEK、PEEK/

14、HA、PVA、PCL、PLLA等多孔支架。美國Lee等人［8，9］采用PMMA作為黏接劑，與多種磷酸鈣鹽粉末混合，應(yīng)用SinterStation2000(DTM Corp, Austin, TX, USA)成型支架原型，再經(jīng)過燒結(jié)等后處理過程去除有機(jī)質(zhì)形成HA多孔支架。通過對密度為1.4g/cm3，孔隙率為30％的支架的力學(xué)性能分析，其壓縮強(qiáng)度為18.6MPa。通過兔、狗動物骨缺損修復(fù)研究，發(fā)現(xiàn)其具有良好的生物相容性和可吸收性，支架與

15、原骨結(jié)合良好并在缺損區(qū)形成骨連接；4個月時支架內(nèi)部孔隙內(nèi)充滿成熟骨組織，支架多孔結(jié)構(gòu)內(nèi)顯示出明顯的骨浸潤現(xiàn)象。</p><p>　　2.3 熔化沉積（Fused Deposition Modeling, FDM） FDM工藝原理為：不采用激光器，而是利用加熱噴頭進(jìn)行加工。絲材在噴頭中被加熱至略高于其熔點(diǎn)而成液態(tài)材料。在計(jì)算機(jī)指令下，噴頭可進(jìn)行X-Y聯(lián)動和Z向運(yùn)動。噴頭在X-Y二維運(yùn)動中噴出熔融材料，快速冷卻并

16、與隨后的熔融材料黏結(jié)在一起，每完成一個沉積層后，噴頭在Z向抬高，重復(fù)上述過程，最終層層累積形成零件實(shí)體。</p><p>　　新加坡南洋理工大學(xué)Leong等［1,10］采用FDM1650system(Statasys Inc.)成型機(jī)，選擇HDPE線材和HA/HDPE制造具有完整骨骼外形的多孔支架。新加坡國立大學(xué)Hutmacher等［11～13］采用FDM技術(shù)制造PCL支架，在制造過程中，沉積層圖案不同，相互搭結(jié)

17、，形成完全連通但孔隙率和孔道結(jié)構(gòu)不同的支架結(jié)構(gòu)特征。例如其制造的長方體PCL支架(32mm×25.5mm×13.5mm)，孔隙率在（61±1）％，但因沉積層圖案構(gòu)成不同，即形成的孔道結(jié)構(gòu)不同，它們的抗壓強(qiáng)度分別為2.4MPa和20.2MPa。同時，他們還根據(jù)再生軟骨與骨組織對支架結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能的不同要求，提出在一個支架上劃分成骨區(qū)和軟骨區(qū)，在制造的過程中形成各區(qū)不同的孔道結(jié)構(gòu)和孔隙率，然后在兩腔生物反應(yīng)器中

18、分別接種成骨細(xì)胞和軟骨細(xì)胞后共同培養(yǎng)構(gòu)建骨軟骨復(fù)合修復(fù)體。</p><p>　　美國華盛頓州立大學(xué)Bandyopadhyay等［14］采用FDM技術(shù)間接成型生物陶瓷支架，即首先以有機(jī)線材制造支架負(fù)型，然后填充β-TCP漿體經(jīng)干燥和燒結(jié)形成多孔陶瓷支架。對其結(jié)構(gòu)研究發(fā)現(xiàn)在燒結(jié)中會出現(xiàn)22%～45%的收縮率；對其在孔徑300～500μm和孔隙率25%～45%范圍的支架的體外細(xì)胞培養(yǎng)和力學(xué)性能研究發(fā)現(xiàn)，孔隙率是影響其支

19、架力學(xué)性能和成骨細(xì)胞繁殖的關(guān)鍵參數(shù)，而其孔徑的影響并不明顯。</p><p>　　西安交通大學(xué)與第四軍醫(yī)大學(xué)合作［15，16］，采用FDM技術(shù)制造不同結(jié)構(gòu)的CS支架負(fù)型，與自固化骨水泥復(fù)合后形成可控結(jié)構(gòu)的CPC多孔支架。通過犬橈骨大段骨缺損修復(fù)實(shí)驗(yàn)研究發(fā)現(xiàn)，支架顯示出明顯的成骨作用，并以軟骨化成骨為主。</p><p>　　2.4 其他快速成型技術(shù)的應(yīng)用研究 荷蘭Twente大學(xué)Woo

20、dfield等［17～19］利用三維沉積(3D fibre deposition)技術(shù)，即將PEGT/PBT顆粒在不銹鋼套內(nèi)加熱成熔融狀態(tài)，加壓擠出成型PEGT/PBT支架，并可構(gòu)建出完整的膝關(guān)節(jié)處股骨關(guān)節(jié)體和脛骨關(guān)節(jié)體。PEGT/PBT支架模量(equilibrium modulus)和剛度(dynamic stiffness)分別在0.05～2.5MPa和0.16～4.33 MPa范圍，具有與天然軟骨組織(模量0.27MPa，剛度4

21、.10 MPa)近似的力學(xué)性能，將其植入裸鼠皮下28天的動物實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)具有明顯的成軟骨作用。</p><p>　　清華大學(xué)與第四軍醫(yī)大學(xué)合作［20］，采用TissForm低溫?cái)D出成型機(jī)分別制造PLGA和PLGA/TCP支架，分別在PLGA支架上接種經(jīng)軟骨誘導(dǎo)的兔BMSCs，PLGA/TCP支架上接種經(jīng)成骨誘導(dǎo)的兔BMSCs構(gòu)建組織工程軟骨和組織工程骨。將它們經(jīng)體外培養(yǎng)2周后縫合形成軟骨與骨復(fù)合體，植入兔股部肌肉8

22、周發(fā)現(xiàn)異位形成骨軟骨復(fù)合組織。西安交通大學(xué)與第四軍醫(yī)大學(xué)合作［21］，采用SPS-600光固化成型機(jī)制造樹脂支架負(fù)型，填充CPC或β-TCP漿體，經(jīng)燒結(jié)間接制造成CPC或β-TCP多孔支架，其內(nèi)部具有完全連通和符合設(shè)計(jì)要求的仿生微管道結(jié)構(gòu)，微管孔徑300～500μm，收縮率不超過2%，壓縮強(qiáng)度為5.8MPa。體外培養(yǎng)實(shí)驗(yàn)證明其具有良好的生物相容性和促成骨作用。</p><p>　　3 存在問題及研究方向<

23、/p><p>　　可降解性多孔支架孔徑、孔隙率、連通孔徑等結(jié)構(gòu)參數(shù)決定著支架的力學(xué)性能，支架的結(jié)構(gòu)特征是細(xì)胞和再生組織性能的重要影響因素［22，23］。目前已經(jīng)發(fā)現(xiàn)結(jié)構(gòu)特征是生長因子的緩釋方式和影響生長因子對細(xì)胞三維并行生長作用的重要因素；孔徑變化引發(fā)間質(zhì)細(xì)胞向軟骨細(xì)胞或骨細(xì)胞分化；支架孔道結(jié)構(gòu)和孔隙率可造成再生復(fù)合組織形態(tài)和力學(xué)特征的差異性。因此，軟骨與骨復(fù)合支架的設(shè)計(jì)制造不僅需要考慮其材料的選擇，還需要考慮其結(jié)構(gòu)

24、的設(shè)計(jì)和可制造性。目前在軟骨與骨復(fù)合支架的研究上，已經(jīng)提出制造其外形結(jié)構(gòu)上近似骨骼生理結(jié)構(gòu)，內(nèi)部具有促進(jìn)體液流動和細(xì)胞貼附的多孔或多管道連通結(jié)構(gòu)，同時，多種材料的復(fù)合制造方法的興起，都使得軟骨與骨復(fù)合支架的材料的成分和結(jié)構(gòu)的可控性和可制造性成為其重要的研究內(nèi)容和研究難點(diǎn)。</p><p>　　快速成型技術(shù)直接由數(shù)字驅(qū)動完成三維實(shí)體的制造，因此支架CAD模型的建立是支架設(shè)計(jì)和制造的關(guān)鍵問題。為了研究支架的計(jì)算機(jī)建模

25、方法，需要進(jìn)一步研究關(guān)節(jié)軟骨修復(fù)對軟骨與骨復(fù)合支架的結(jié)構(gòu)要求。美國梅奧臨床醫(yī)學(xué)院［24］、新加坡國立大學(xué)［11］等利用組織學(xué)切片、microCT和MRI等圖像數(shù)據(jù)，結(jié)合反求/CAD技術(shù)建立組織復(fù)雜外形和內(nèi)部微結(jié)構(gòu)模型；美國紐約城市大學(xué)［25］等通過骨微結(jié)構(gòu)內(nèi)的流體壓力分布模型，發(fā)現(xiàn)微結(jié)構(gòu)特征引發(fā)不同的流體動力學(xué)行為；加拿大Calgary大學(xué)［26］等利用有限元技術(shù)分析軟骨/骨植入體在缺損區(qū)的應(yīng)力應(yīng)變；美國Drexel大學(xué)［27］、新加坡

26、國立大學(xué)［10］等構(gòu)建類似松質(zhì)骨結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能的支架結(jié)構(gòu)；美國密歇根大學(xué)［3］等模擬設(shè)計(jì)單元中骨組織的再生過程，研究設(shè)計(jì)單元結(jié)構(gòu)優(yōu)化設(shè)計(jì)方法。國內(nèi)西安交通大學(xué)與第四軍醫(yī)大學(xué)合作，結(jié)合骨組織結(jié)構(gòu)特征數(shù)據(jù)的統(tǒng)計(jì)分析和反求/CAD技術(shù)，形成仿生骨支架模型。</p><p>　　總之，采集自然軟骨與骨組織的微觀結(jié)構(gòu)圖像，通過反求工程和CAD技術(shù)完成軟骨與骨復(fù)合支架的仿生結(jié)構(gòu)建模，利用CAD/CAE技術(shù)對支架的力學(xué)特征、內(nèi)

27、部流體動力學(xué)特性及其軟骨與骨復(fù)合組織特征研究及支架的結(jié)構(gòu)優(yōu)化設(shè)計(jì)等研究，并利用RP技術(shù)完成支架復(fù)雜結(jié)構(gòu)的制造的方案，正在成為軟骨與骨組織工程的一個新的研究方向和研究熱點(diǎn)。</p><p><b>　　【參考文獻(xiàn)】</b></p><p>　　1 Leong KF, Cheah CM, Chua CK. Solid freeform fabrication of thr

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