楊 柳，黃 楊 400038 重慶，陸軍軍醫(yī)大學(xué)(第三軍醫(yī)大學(xué))第一附屬醫(yī)院關(guān)節(jié)外科

關(guān)節(jié)內(nèi)上、下骨端覆蓋一層光滑而富有彈性的關(guān)節(jié)軟骨(articular cartilage, AC)，鈣化軟骨層(calcified cartilage zone, CCZ)位于骨與軟骨之間，三者共同構(gòu)成關(guān)節(jié)骨軟骨單元。關(guān)節(jié)軟骨內(nèi)無血管和淋巴管，細(xì)胞密度很低，自我修復(fù)能力很弱，受到創(chuàng)傷或發(fā)生疾病后，往往進(jìn)展成為整個骨軟骨單元的病損——關(guān)節(jié)骨軟骨缺損。在臨床上，各種傷病所致的關(guān)節(jié)骨軟骨缺損十分常見，其關(guān)節(jié)鏡手術(shù)檢出率可達(dá)19.2%；若未給予很好的干預(yù)治療，其骨軟骨缺損則可加速整個關(guān)節(jié)的退變，最終發(fā)展成為重度骨關(guān)節(jié)炎，嚴(yán)重影響患者身心健康和生活質(zhì)量，同時(shí)給社會和家庭帶來巨大經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)。

目前臨床上針對關(guān)節(jié)骨軟骨缺損的治療方法，包括非手術(shù)治療及關(guān)節(jié)清理術(shù)、微骨折術(shù)、自體骨軟骨移植或馬賽克鑲嵌成形術(shù)、自體軟骨細(xì)胞移植術(shù)(autologous chondrocyte implantation，ACI)及基質(zhì)誘導(dǎo)自體軟骨細(xì)胞移植術(shù)(matrix-associated autologous chondrocyte implantation，MACI)等手術(shù)治療，但是遠(yuǎn)期療效均不能令人滿意。其中，微骨折術(shù)后的缺損修復(fù)組織為纖維軟骨，較透明軟骨的力學(xué)及潤滑性能均相差甚大；自體骨軟骨移植及ACI手術(shù)治療均類似于拆東墻補(bǔ)西墻，而且移植物或移植細(xì)胞的來源受限，同時(shí)缺損面積大于4 cm或者35歲以上患者的療效不理想。

組織工程技術(shù)策略旨在通過將種子細(xì)胞、生長因子與組織支架復(fù)合的方法再生修復(fù)損傷組織的結(jié)構(gòu)與功能。關(guān)節(jié)軟骨組織成分相對單一，結(jié)構(gòu)相對簡單，沒有復(fù)雜的脈管系統(tǒng)，其組織工程實(shí)現(xiàn)難度較低，被視作治療關(guān)節(jié)骨軟骨缺損最有應(yīng)用前景的技術(shù)方案。自20世紀(jì)90年代以來，關(guān)節(jié)軟骨及骨組織工程研究已取得了較大進(jìn)展，但同時(shí)存在著諸如組織過度纖維化、移植物下沉、異常骨形成、軟骨過度生長及支架分離等缺點(diǎn)。與天然關(guān)節(jié)骨軟骨組織相比，單層或雙層支架在軟骨和骨之間缺乏“界層結(jié)構(gòu)”——鈣化軟骨層，導(dǎo)致關(guān)節(jié)軟骨與軟骨下骨(subchondral bone, SB)各自的微環(huán)境穩(wěn)態(tài)失衡，以及應(yīng)力傳導(dǎo)方式改變，最終造成其修復(fù)結(jié)果失敗。為了實(shí)現(xiàn)其完全仿生，研究人員嘗試了多種方案以構(gòu)建含界層結(jié)構(gòu)的關(guān)節(jié)骨軟骨多層支架。近年來，隨著新工業(yè)革命的增材制造技術(shù)的出現(xiàn)，3D打印技術(shù)迅猛發(fā)展，為解決這一難題提供了新的工具手段和技術(shù)方法，相關(guān)研究已取得了顯著進(jìn)展。本文將從關(guān)節(jié)骨軟骨單元組分與結(jié)構(gòu)功能、構(gòu)建其界層結(jié)構(gòu)的必要性、3D打印技術(shù)方案及單層與多層支架構(gòu)建效能的對比等幾個方面，述評3D打印技術(shù)構(gòu)架含界層結(jié)構(gòu)關(guān)節(jié)骨軟骨多層支架的科學(xué)意義、技術(shù)方法及其未來前景。

1 關(guān)節(jié)骨軟骨單元組分與結(jié)構(gòu)功能

人體關(guān)節(jié)骨軟骨單元組織由三部分構(gòu)成，即關(guān)節(jié)軟骨(AC)、軟骨下骨(SB)及其之間的界層結(jié)構(gòu)——鈣化軟骨層(CCZ)，其組織成分、纖維排列、細(xì)胞群落及機(jī)械性能互不相同。其中AC和SB的物理、化學(xué)及生物學(xué)特征已有很多研究報(bào)道，而CCZ的解剖部位特殊且較為隱蔽，同時(shí)對其研究的技術(shù)方法有限，致使其成為關(guān)節(jié)骨軟骨單元研究領(lǐng)域的難點(diǎn)。

CCZ是一種天然的界層結(jié)構(gòu)，即在成熟滑膜關(guān)節(jié)內(nèi)，位于AC和SB之間的一層鈣化軟骨組織。相關(guān)研究結(jié)果顯示，CCZ形態(tài)致密，以“齒梳”狀形態(tài)與SB相鉚合，厚度為(104.16±20.87)μm，主要干質(zhì)量成分為Ⅱ型膠原(20.16±0.96)%、羥基磷灰石(65.09±2.31)%，壓縮彈性模量為(208.6±39.7)MPa，拉伸彈性模量為(178.3±35.9)MPa，較透明軟骨硬10倍，為骨硬度的1/60。這種特殊的形貌特征、組成成分賦予了CCZ獨(dú)一無二的力學(xué)特性，使得關(guān)節(jié)在運(yùn)動時(shí)的力學(xué)沖擊在CCZ處得到顯著衰減。更重要的是，CCZ可將關(guān)節(jié)軟骨的剪切力轉(zhuǎn)化為壓應(yīng)力傳遞至SB，從而大大降低了關(guān)節(jié)軟骨被壓碎和撕裂的可能性。

CCZ除具有獨(dú)特的力學(xué)功能外，還具有重要的屏障作用。關(guān)節(jié)軟骨與軟骨下骨之間的物質(zhì)交換是否被CCZ完全阻隔，還是存在著部分的物質(zhì)交換，一直以來均存在著爭議，而大多數(shù)學(xué)者認(rèn)為CCZ的存在致使關(guān)節(jié)軟骨與軟骨下骨之間的物質(zhì)交換非常困難。一項(xiàng)活體成熟/未成熟小鼠CCZ通透性的原位觀測研究結(jié)果顯示，無論是羅丹明B(476)還是熒光標(biāo)記的葡聚糖(20×10)，成熟小鼠的CCZ對兩種熒光示蹤劑均具有阻隔效應(yīng)(以潮線為界限)，而發(fā)育未成熟小鼠的CCZ則無這種阻隔效應(yīng)。CCZ的這種屏障作用的變化，在關(guān)節(jié)軟骨的發(fā)育形成，以及維持正常軟骨的生理功能過程中均扮演著重要的角色，但其具體機(jī)制目前尚未闡明。此外，含天然CCZ骨軟骨支架修復(fù)小香豬膝關(guān)節(jié)骨軟骨缺損的實(shí)驗(yàn)研究發(fā)現(xiàn)，對照不含天然CCZ骨軟骨支架組，含天然CCZ骨軟骨支架取得了再生修復(fù)的優(yōu)良效果。這一結(jié)果表明，重建CCZ結(jié)構(gòu)在關(guān)節(jié)骨軟骨缺損再生修復(fù)中的必要性。

綜上，CCZ是關(guān)節(jié)軟骨與軟骨下骨之間的一種特殊過渡結(jié)構(gòu)，以其獨(dú)有的方式，在化學(xué)成分、力學(xué)作用及生物學(xué)性能上連接了機(jī)體兩種完全不同的組織，其完整性對于維持關(guān)節(jié)骨軟骨的生理微環(huán)境和生理功能至關(guān)重要。因此，在設(shè)計(jì)制造關(guān)節(jié)骨軟骨復(fù)合組織支架時(shí)，需要考慮其包含CCZ的構(gòu)建技術(shù)和方法。

2 3D打印構(gòu)建技術(shù)

在天然機(jī)體組織中，關(guān)節(jié)軟骨多糖鏈之間的孔徑約為6 nm，膠原纖維網(wǎng)絡(luò)的孔徑為60～200 nm，并且豎直延續(xù)至CCZ。與AC不同，CCZ和SB的內(nèi)部結(jié)構(gòu)更加致密，而關(guān)節(jié)骨軟骨組織單元又是一個有序相連的整體，這種結(jié)構(gòu)特征的差異性為仿生制造含CCZ關(guān)節(jié)骨軟骨復(fù)合組織工程支架帶來了很大的挑戰(zhàn)，特別是如何考慮其構(gòu)建的原材料選擇及其構(gòu)建的技術(shù)方案。目前，3D打印構(gòu)建關(guān)節(jié)骨軟骨復(fù)合組織工程支架的最常用技術(shù)包括：材料擠出(material extrusion, ME)、熔融電寫(melt electro-writing, MEW)、靜電紡絲(electro-spinning, ES)、光固化(stereolithography, SLA)及數(shù)字光處理(digital light processing, DLP)。

2.1 材料擠出技術(shù)

材料擠出(ME)技術(shù)是通過噴嘴移動材料以將其沉積在X-Y軸平面上的打印床上，然后在Z軸平面上逐層堆加。因此，在標(biāo)準(zhǔn)ME打印中，所有沉積的材料需要(至少部分需要)構(gòu)建在底面層級的支撐材料或支撐浴上。

ME打印技術(shù)允許使用多種材料，包括熱聚合物、水凝膠及生物陶瓷，其中每種類別的打印材料或復(fù)合材料均需要微調(diào)打印參數(shù)，例如溫度、擠出壓力、打印速度、水凝膠交聯(lián)或凝膠化的速度。ME的優(yōu)勢在于可以創(chuàng)建相對多孔的高孔隙率支架，使種子細(xì)胞得以黏附增殖和容易向組織內(nèi)生長。研究顯示，具有較小孔徑(<0.1 mm)的支架可以幫助新軟骨形成，而具有較大孔徑(>0.3 mm)者可以促進(jìn)細(xì)胞成骨的生長。

基于熱聚合物的ME技術(shù)能夠打印出與SB最相近的多孔結(jié)構(gòu)。在多相骨軟骨支架的SB部分，其孔徑通常為0.3～1.0 mm，孔隙率為70%～80%。使用基于熱聚合物材料調(diào)控支架的孔隙率范圍和孔徑大小，能夠促進(jìn)骨生長，很適合用于制造骨軟骨支架的SB部分。

基于生物陶瓷的ME打印技術(shù)主要用于骨軟骨支架的CCZ和SB部分?？傮w而言，采用生物陶瓷打印的支架，可實(shí)現(xiàn)的孔隙率較低(20%～60%)，因而基于生物陶瓷材料制造高孔隙率支架十分困難。同時(shí)，其孔徑也很小(0.1～0.4 mm)，許多支架未能產(chǎn)生>0.3 mm的孔徑而難以促進(jìn)SB部分的骨生長。雖然該技術(shù)被廣泛用于構(gòu)建骨軟骨支架的CCZ和SB部分，但其低孔隙率和小孔徑，對組織生長并非有利。

3D打印水凝膠支架在關(guān)節(jié)骨軟骨復(fù)合組織工程中已有廣泛應(yīng)用，特別是用于AC部分的打印，而其多相支架的連續(xù)打印目前應(yīng)用較少。因此，用于具有完整連續(xù)性天然關(guān)節(jié)骨軟骨單元的仿生連續(xù)擠壓技術(shù)，可能是水凝膠3D打印的一個未來發(fā)展方向。KILIAN等以鏈?zhǔn)綀D案水凝膠3D打印形成骨軟骨支架的AC部分，然后再以鑄造的方式獲得CCZ，從而獲得連續(xù)的含界層結(jié)構(gòu)的骨軟骨支架。盡管水凝膠ME打印技術(shù)通常用于骨軟骨支架AC部分，但GAO等完全采用基于水凝膠ME的3D打印技術(shù)生產(chǎn)出雙相骨軟骨支架，并在SB部分的水凝膠中添加β-磷酸三鈣(β-tricalcium phosphate, β-TCP)，增加了水凝膠的力學(xué)剛度和骨誘導(dǎo)性質(zhì)，而在AC部分包含了轉(zhuǎn)化生長因子-β1(TGF-β1)以增強(qiáng)軟骨的形成與分化。

2.2 熔融電寫及靜電紡絲技術(shù)

熔融電寫(MEW)及靜電紡絲(ES)技術(shù)可使得長纖維絲通過噴嘴逐層沉積。其纖維直徑的尺寸范圍從微米到納米，實(shí)際上MEW通常會生產(chǎn)出微米纖維，而ES通常會生產(chǎn)出納米纖維。此外，ES是一種基于溶劑的打印技術(shù)，可將材料纖維隨機(jī)沉積在收集器床上；而MEW是一種無溶劑方法，可控制纖維的沉積位置和方式，從而控制最終的圖案。對于MEW和ES技術(shù)，其材料的選擇分別依據(jù)其電流體動力學(xué)原理的材料可加工性而確定。聚己內(nèi)酯(polycaprolactone, PCL)是MEW使用最多的材料，還包括凝膠、殼聚糖、聚乙烯醇(polyvinyl alcohol, PVA)、透明質(zhì)酸及膠原蛋白。盡管ES中使用的材料有所增加，但所使用的溶劑通常具有生物毒性，可能留有毒性殘留物，需要引起高度關(guān)注。

將MEW和ES應(yīng)用于關(guān)節(jié)骨軟骨支架構(gòu)建時(shí)，主要面臨的挑戰(zhàn)是在Z軸方向上打印出的結(jié)構(gòu)總厚度有限。目前克服這種限制的方式是把材料打印至各種收集器和主體床上，以增加Z軸方向的結(jié)構(gòu)高度。另一方面，鑒于生產(chǎn)的高度及微/納米纖維強(qiáng)度有限，MEW和ES通常會產(chǎn)生較軟的支架，很適合用于制造關(guān)節(jié)骨軟骨支架的AC部分。

CUI等應(yīng)用ES創(chuàng)建了一個構(gòu)造完整、厚度2～3 mm的單相骨軟骨支架，雖然這一厚度足以填補(bǔ)大鼠模型中的關(guān)節(jié)骨軟骨缺損，但難以用于人關(guān)節(jié)骨軟骨缺損。將該技術(shù)與其他制造方法(多層堆積)結(jié)合使用，打印到非扁平收集器床或堆疊支架上，可將高度增加至6～15 mm，以適用人體骨軟骨缺損修復(fù)。

2.3 光固化和數(shù)字光處理技術(shù)

光固化(SLA)和數(shù)字光處理(DLP)技術(shù)是通過材料逐層沉積以實(shí)現(xiàn)3D打印成型。然而，這些技術(shù)均非基于噴嘴方式，而是液體材料位于樹脂浴中，其中構(gòu)建板降低并且光源跟蹤編程圖案，僅交聯(lián)設(shè)計(jì)的部分，該過程可逐層讓材料沉積，直到物體成型完成。

SLA和DLP技術(shù)之間的區(qū)別是使用的光源不同。SLA使用激光，而DLP使用來自投影的光源。SLA/DLP常規(guī)打印的精度可達(dá)50 μm，其介于MEW/ES和ME之間。這些技術(shù)采用的基礎(chǔ)材料與前述的許多基礎(chǔ)材料相互兼容，但通常需要對材料進(jìn)行廣泛的改性。目前用于關(guān)節(jié)骨軟骨支架的材料包括聚乙二醇(polyethylene glycol，PEG)、明膠甲基丙烯酰氯(gelatin methacryloyl，GelMA)及磷酸三鈣(tricalcium phosphate，TCP)，可與光引發(fā)劑、光吸收劑、溶劑和/或分散劑的任何組分混合。在支架制備中，SLA和DLP打印技術(shù)不如ME那樣使用廣泛，可能是由于這些系統(tǒng)高昂的前期投入和維護(hù)成本所致。

截至目前，與其他技術(shù)相比，SLA和DLP打印的支架尚無孔隙率方面的優(yōu)勢(50%～65%)。該類技術(shù)可用于構(gòu)建多層關(guān)節(jié)骨軟骨支架，如ZHU等使用DLP技術(shù)創(chuàng)建了基于PEG材料結(jié)合天然牛軟骨細(xì)胞外基質(zhì)的多層骨軟骨支架。

3 多層骨軟骨支架構(gòu)建

關(guān)節(jié)骨軟骨復(fù)合組織工程支架的設(shè)計(jì)可分為單相、雙相、三相或多相。理論上，單相或雙層支架均難以復(fù)刻每種組織的特定性質(zhì)，而多相支架通過協(xié)同每種材料、生物與機(jī)械元件的不同組合，可以重現(xiàn)其3種組織中至少兩種組織的性質(zhì)。構(gòu)建含CCZ的關(guān)節(jié)骨軟骨仿生支架需要增加相的數(shù)量，從而增加了制造的難度，同時(shí)如何在體內(nèi)保持其各層之間連接的穩(wěn)定性也具有很大的挑戰(zhàn)。

3.1 單層或者雙層骨軟骨支架

單相支架設(shè)計(jì)并采用均勻的材料或復(fù)合材料修復(fù)整個關(guān)節(jié)骨軟骨缺損。這就需要支架以單一孔隙率和機(jī)械性能滿足其中每一組織區(qū)域的結(jié)構(gòu)與功能要求。然而，使用單相支架修復(fù)關(guān)節(jié)骨軟骨缺損中的不同組織結(jié)構(gòu)與功能具有相當(dāng)?shù)奶魬?zhàn)性。目前已有使用系列材料和生物制造技術(shù)進(jìn)行單相支架創(chuàng)建的研究報(bào)道，包括基于氧化鋅-PCL復(fù)合材料的ES及基于生物陶瓷的ME。其中，材料溶液濃度或其表面特征均進(jìn)行了優(yōu)化與改性，以增強(qiáng)細(xì)胞成軟骨或成骨分化潛能，而單相支架要同時(shí)實(shí)現(xiàn)這兩種功能十分困難。

雙相支架通常具有軟骨相和骨相，而它們之間的CCZ均被忽略。相對于單層支架而言，雙層支架更接近天然骨軟骨組織。兩層支架分別構(gòu)造，給予研究者更多的發(fā)揮空間，可以分別控制優(yōu)化其材料、設(shè)計(jì)、孔隙率、力學(xué)功能和/或單元類型等，為仿生構(gòu)建關(guān)節(jié)骨軟骨的組織結(jié)構(gòu)與功能，并促進(jìn)其多種新組織的形成提供了更大的可能性。例如KILIAN等為解決CCZ材料問題，進(jìn)行了無細(xì)胞陶瓷“水泥”和基于細(xì)胞藻酸鹽水凝膠的各種雙相組合試驗(yàn)。

3.2 三層或多層骨軟骨支架

開發(fā)三層或多層結(jié)構(gòu)關(guān)節(jié)骨軟骨支架過程中，CCZ是一個需要著重考慮的層次結(jié)構(gòu)，包括其材料構(gòu)建方式及使用何種類型的細(xì)胞等。目前一般采用兩種材料構(gòu)建方式，一種是完全獨(dú)立于軟骨相的材料構(gòu)建方式，如分別采用聚乳酸-羥基乙酸共聚物[poly(lactic-co-glycolic acid)，PLGA]、TCP、Alginate(藻酸鹽)及GelMA等的構(gòu)建；另一種則是沿用軟骨相的材料或者在軟骨相材料基礎(chǔ)上加入另一些提高剛性、支撐性的材料，如采用甲基丙烯酸透明質(zhì)酸或丙烯酸異辛烷乙酯改性β環(huán)糊精，或在海藻酸鈉中添加介孔生物活性玻璃。

多層結(jié)構(gòu)關(guān)節(jié)骨軟骨支架的設(shè)計(jì)最為復(fù)雜，其支架中至少擁有4個不同的層次。雖然這種構(gòu)建方法尚未被廣泛使用，但從三相增加到四相或更多相通常會將AC部分分解成不同的區(qū)域。如MANCINI等提出的一種由4層不同結(jié)構(gòu)組成的骨軟骨支架，目的是更好地模仿AC不同區(qū)域的性質(zhì)，即從上到下不同的(膠原)排列結(jié)構(gòu)等；這種PCL支架以0°、90°交叉排列模式作為基礎(chǔ)，孔隙率逐漸減小直至質(zhì)地致密，類似CCZ而充當(dāng)其界面區(qū)；然后，PCL沿著含有間充質(zhì)干細(xì)胞(mesenchymal stromal cells, MSCs)的水凝膠繼續(xù)保持70%的孔隙率延伸作為第3層，第4層除去PCL，僅留下水凝膠和MSCs，再次使用相同的水凝膠但使用關(guān)節(jié)軟骨祖細(xì)胞(articular cartilage progenitor cell, ACPC)代替MSCs。由此不難看出這種構(gòu)造十分復(fù)雜，并需要更加精細(xì)的3D打印技術(shù)才能便捷地實(shí)現(xiàn)。

4 未來趨勢與展望

含界層結(jié)構(gòu)的多相復(fù)層支架構(gòu)建是關(guān)節(jié)骨軟骨復(fù)合組織工程未來發(fā)展的主流方向。近年來，隨著增材制造3D打印技術(shù)的不斷進(jìn)步，含界層結(jié)構(gòu)關(guān)節(jié)骨軟骨支架構(gòu)建變得更加便捷與可行。展望未來，基于3D打印技術(shù)的關(guān)節(jié)骨軟骨支架設(shè)計(jì)制造，還有以下幾方面的機(jī)遇和挑戰(zhàn)。

4.1 界層結(jié)構(gòu)的深入研究

骨軟骨復(fù)合組織工程技術(shù)策略治療關(guān)節(jié)骨軟骨缺損的研究已有了十多年的歷程，其支架構(gòu)建制造從簡單的單層支架到多層支架，以更好地模擬天然關(guān)節(jié)骨軟骨單元的組織結(jié)構(gòu)。然而，其三層支架的結(jié)構(gòu)復(fù)雜，將3種不同結(jié)構(gòu)鑄造成一個整體結(jié)構(gòu)具有相當(dāng)?shù)睦щy。在增材制造技術(shù)出現(xiàn)之前，已有多種不同方案構(gòu)建含界層結(jié)構(gòu)關(guān)節(jié)骨軟骨支架研究報(bào)道，如分層構(gòu)建再進(jìn)行層間交聯(lián)；或通過無縫過渡技術(shù)模仿天然CCZ界面，以創(chuàng)建結(jié)構(gòu)連續(xù)的關(guān)節(jié)骨軟骨支架；如HARLEY等通過凍干礦化和非礦化的Ⅰ型膠原糖胺聚糖懸浮液，設(shè)計(jì)制備了含有CCZ界面的關(guān)節(jié)骨軟骨支架；ZHAI等用“兩次冷凍干燥”技術(shù)構(gòu)建了高濃度殼聚糖/明膠溶液的致密隔離層。然而，研究者們均面臨著一個問題——天然關(guān)節(jié)骨軟骨組織單元的最佳仿生構(gòu)建！

CCZ作為關(guān)節(jié)軟骨與軟骨下骨之間的界層結(jié)構(gòu)，與毗鄰之間的連接精密復(fù)雜，成分過渡自然，發(fā)揮著力學(xué)傳遞、應(yīng)力吸收與轉(zhuǎn)換及生理屏障等功能與作用。由于其組分構(gòu)成、形態(tài)學(xué)特征及其生理學(xué)功能等最基本的科學(xué)問題目前尚未完全闡釋清楚，所以出現(xiàn)了采用各種不同材料進(jìn)行“直接過渡”“間接連接”等骨軟骨支架構(gòu)建方案，而無統(tǒng)一的支架構(gòu)建金標(biāo)準(zhǔn)。因此，通過對關(guān)節(jié)骨軟骨組織單元及其界層結(jié)構(gòu)的基本科學(xué)問題的深入解析，才能為含界層結(jié)構(gòu)關(guān)節(jié)骨軟骨復(fù)合組織支架的3D打印制造指明道路和方向。

4.2 生物3D打印技術(shù)的提升

現(xiàn)有的諸多3D打印技術(shù)均可以用于關(guān)節(jié)骨軟骨支架的制備，然而每種技術(shù)均有其各自的優(yōu)勢和局限性，以及適配的打印材料。在材料選擇上，截至目前尚無證據(jù)表明某種材料一定比另一種材料要好。一般來說，水凝膠多被用于打印AC；生物陶瓷、透明質(zhì)酸、TCP、金屬材料更適合打印SB；而生物相容性、可塑性、可修飾性更好的新材料研發(fā)，也是未來亟待解決的問題之一。

在多種3D打印技術(shù)方案中，ME具有廣泛可用性、材料多功能性及低成本的優(yōu)勢特點(diǎn)，因而最為常用。MEW和ES也被經(jīng)常選用，但主要用于軟骨相，且可實(shí)現(xiàn)的支架厚度有限，而這種所謂的“缺陷”，使其適用于制造薄而致密的界層結(jié)構(gòu)，但其技術(shù)潛能尚需進(jìn)一步開發(fā)。由于CCZ與毗鄰結(jié)構(gòu)精細(xì)的連接方式賦予了整個關(guān)節(jié)骨軟骨單元良好的力學(xué)性能，為實(shí)現(xiàn)其最大限度的仿生，這種連接方式的仿制也應(yīng)作為一個重點(diǎn)考慮的方向。所以，更高精度生物3D打印技術(shù)應(yīng)是未來需要重點(diǎn)攻克的難題。

4.3 利于組織生長的支架構(gòu)建

3D打印技術(shù)可構(gòu)建出關(guān)節(jié)骨軟骨細(xì)胞外基質(zhì)仿生支架，為種子細(xì)胞黏附增殖分化提供必要的場所空間，最終在體內(nèi)持續(xù)發(fā)揮生物學(xué)功能。要使支架內(nèi)的細(xì)胞能夠良好生長，首要的是控制支架的設(shè)計(jì)參數(shù)，例如孔徑、孔隙率、表面拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)等。支架植入細(xì)胞的時(shí)機(jī)主要有兩種方案，一種是將細(xì)胞直接添加到打印原料中，另一種則是只打印支架，而不添加細(xì)胞，目前尚未對這兩種方案的優(yōu)劣做出定論，而且不同研究中添加的細(xì)胞數(shù)量和種類不盡相同，甚至同一個研究不同支架層添加的細(xì)胞也不一定相同。

作為組織工程的種子細(xì)胞，需要適宜的生長環(huán)境和土壤肥料(生長因子)。生長環(huán)境方面，包括如何控制氧含量，選擇培養(yǎng)基類型，需要進(jìn)行怎樣的物理刺激，如力學(xué)刺激、磁場等，尚無統(tǒng)一的金標(biāo)準(zhǔn)；生長因子方面，促進(jìn)軟骨形成與骨形成的生長因子種類繁多，如何調(diào)節(jié)支架各層之間生長因子的添加時(shí)機(jī)、種類與比例，使得種子細(xì)胞向著各自所需的方向分化，目前同樣面臨著巨大挑戰(zhàn)。

4.4 走向臨床轉(zhuǎn)化應(yīng)用

實(shí)現(xiàn)最新研發(fā)技術(shù)的臨床轉(zhuǎn)化應(yīng)用，安全有效地解決患者的傷病痛苦，是一項(xiàng)技術(shù)和一項(xiàng)基礎(chǔ)研究的最終目標(biāo)。然而，每一項(xiàng)研發(fā)技術(shù)從實(shí)驗(yàn)室走向臨床的道路十分漫長，制度規(guī)范要求嚴(yán)格，經(jīng)費(fèi)與人力成本高昂。令人遺憾的是，目前尚無采用3D打印技術(shù)的骨軟骨支架修復(fù)關(guān)節(jié)骨軟骨缺損的臨床試驗(yàn)應(yīng)用，少數(shù)組織工程骨軟骨支架的臨床試驗(yàn)應(yīng)用則是通過非3D打印技術(shù)制造的。與其他組織工程方案相比，3D打印技術(shù)的個性化定制能力最為吸引人。通常關(guān)節(jié)骨軟骨缺損均為不規(guī)則形狀，其他支架制造技術(shù)構(gòu)建圓柱形、長方體形支架相對容易，而很難構(gòu)建不規(guī)則形狀的支架。這種“千篇一律”的支架很難與患者缺損部位相匹配，無論臨時(shí)修繕支架以適配缺損，還是擴(kuò)大患者病損范圍以適配支架，均非最優(yōu)選擇。而3D打印技術(shù)則能夠在患者病損MRI、CT掃描數(shù)據(jù)基礎(chǔ)上，預(yù)先構(gòu)建與缺損部位幾何形貌相匹配的支架，甚至為一個患者不同缺損部位定制不同的個性化支架。此外，基于這些數(shù)據(jù)，還能應(yīng)用3D打印技術(shù)制作出虛擬模型，在體外行模擬手術(shù)，從而提高手術(shù)治療效果，減少患者的痛苦。

總之，隨著3D打印技術(shù)的發(fā)展進(jìn)步，關(guān)節(jié)骨軟骨界層結(jié)構(gòu)研究的深入進(jìn)行，以及廣大研究人員與醫(yī)務(wù)人員的通力合作，一定能夠克服前述各種困難與問題。通過3D打印技術(shù)構(gòu)建含界層結(jié)構(gòu)關(guān)節(jié)骨軟骨仿生支架的不斷拓展應(yīng)用，必將提升各類傷病所致關(guān)節(jié)骨軟骨缺損的再生治療水平，并最終造福廣大骨關(guān)節(jié)傷病患者。