李德生 王立東 陸 萍 綜述 趙 軍 審校

（1. 武警上海總隊醫(yī)院口腔科，上海 201103；2. 上海交通大學(xué)醫(yī)學(xué)院附屬第九人民醫(yī)院 口腔修復(fù)科，上海市口腔醫(yī)學(xué)重點實驗室/上海市口腔醫(yī)學(xué)研究所國家口腔疾病臨床研究中心，上海 200011）

牙槽骨是牙周支持組織的主要結(jié)構(gòu)，在牙體的發(fā)生、發(fā)育和萌出以及維持口腔咀嚼功能運(yùn)動中起重要作用。目前的口腔醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，如何修復(fù)缺損的牙槽骨是研究者們面臨的重點難點問題。臨床中應(yīng)對不同的牙槽骨缺損情況常應(yīng)用自體骨移植、牽引成骨、引導(dǎo)組織再生術(shù)等手段進(jìn)行牙槽骨再生修復(fù)。但上述方法均存在一定的弊端，尚需改進(jìn)。隨著組織工程學(xué)在口腔醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用發(fā)展，引導(dǎo)牙槽骨再生的支架材料制備有望成為修復(fù)缺損牙槽骨的新技術(shù)手段。

1 理想的引導(dǎo)牙槽骨再生材料性能

牙槽骨皮質(zhì)骨的厚度為2.1 ～ 2.4 mm，密度為1.64 ～ 1.75 mg/cm。通常將骨組織支架與松質(zhì)骨的抗壓強(qiáng)度進(jìn)行比較。在人類下頜骨中，松質(zhì)骨的抗壓強(qiáng)度為 0.22 ～ 10.44 MPa，均值為（3.9±2.7） MPa，但這一數(shù)值會隨著骨密度、年齡和性別的不同而變化。牙種植體在咀嚼過程中的有限元分析結(jié)果顯示：當(dāng)施加146 N的咬合力時，種植體周圍起支撐作用的牙槽骨產(chǎn)生62 MPa的壓力；當(dāng)種植體的角支承從0°增加到20°時，牙槽骨壓力增加到122 MPa。這提示了牙槽骨植入物所需承受的力學(xué)范圍。因此，支架材料必須有良好的相容性并最終被自體骨組織所取代才能增加其機(jī)械強(qiáng)度來承受這些力?？紫抖?，包括孔隙大小和互連性，機(jī)械強(qiáng)度均影響組織穿透、提供利于生物學(xué)固定的接觸表面，促進(jìn)骨整合。當(dāng)材料孔隙大小介于200 ～ 500 μm之間，孔隙度約為30% ～ 90%時，與牙槽骨松質(zhì)骨結(jié)構(gòu)最相似，具有最理想的骨引導(dǎo)性。

2 增材制造技術(shù)

增材制造技術(shù)（Additive Manufacture，AM），又稱3D打印技術(shù)，始于20世紀(jì)80年代，后來逐漸被應(yīng)用于骨組織工程學(xué)研究。在AM中，支架結(jié)構(gòu)是由液體或粉末材料按照計算機(jī)化設(shè)計加工而成。AM技術(shù)與傳統(tǒng)制造技術(shù)相比具有顯著的優(yōu)勢，AM技術(shù)所制造的支架材料不僅具有精確的外部形狀和內(nèi)部結(jié)構(gòu)，同時其復(fù)雜的三維結(jié)構(gòu)具有可復(fù)制性。增材制造技術(shù)的優(yōu)勢極大地促進(jìn)了引導(dǎo)骨組織再生支架的發(fā)展，這是目前其他傳統(tǒng)制造技術(shù)無法比擬的。在AM技術(shù)中，立體光刻、選擇性激光燒結(jié)、擠壓打印、噴墨打印等激光打印技術(shù)在組織工程支架制作中應(yīng)用最廣泛，見圖1。本文綜述了各種骨組織支架制造技術(shù)的研究進(jìn)展，并按所使用的生物可降解/可吸收材料進(jìn)行分類討論，探討了各類制造技術(shù)及復(fù)合材料應(yīng)用于牙槽骨再生的研究前景。

圖1 4類3D打印技術(shù)工作原理

2.1 立體光固化成型技術(shù)

立體光固化成型（Stereolithography，SLA）是利用紫外線激光將液體狀態(tài)樹脂材料逐層固化來制造所需硬質(zhì)材料，如圖1A。SLA技術(shù)是目前分辨率最高、精確度最高的3D打印技術(shù)，其制作的材料能達(dá)到表面高度平滑。SLA適用于制作結(jié)構(gòu)復(fù)雜，精確度要求高，表面平滑度高的支架材料。SLA可制備的材料范圍很廣，但其加工成光交聯(lián)水凝膠的能力有限。利用SLA技術(shù)制造的甲基丙烯?；髂z支架材料在體外細(xì)胞實驗中能夠促進(jìn)細(xì)胞的增殖和遷移。其優(yōu)點為制造成本低、易于生產(chǎn)。但降解速率快、機(jī)械性能較差，不適用于硬組織再生引導(dǎo)材料。為提高機(jī)械性能，絲素蛋白大多數(shù)情況作為添加劑制造復(fù)合材料。將甲基丙烯酸酯基團(tuán)加入到含胺側(cè)基的絲質(zhì)中合成絲質(zhì)甲基丙烯酸酯骨架，抗壓強(qiáng)度可提高為910 kPa，為甲基丙烯?；髂z的30倍，且同樣具有良好的促進(jìn)細(xì)胞增殖能力，更適合于引導(dǎo)硬組織再生支架的制作。在應(yīng)用SLA合成的人工聚合物中，聚富馬酸丙烯是早期常用的骨組織支架材料之一。與常規(guī)制備的支架相比，SLA制備的聚富馬酸丙烯支架材料具有更好的細(xì)胞附著率和細(xì)胞增殖速率。SLA制備聚己酸內(nèi)酯（Polycaprolactone，PCL）支架抗拉強(qiáng)度較低，但組織相容性好，與生物活性玻璃S53P4 結(jié)合后可增加抗壓強(qiáng)度。甲基丙烯酸聚乳酸通過結(jié)合不同濃度的透明質(zhì)酸（HA）和三甘醇二甲基丙烯酸酯可提高材料的機(jī)械強(qiáng)度。使用光引發(fā)劑Irgacure 2959制備的甲基丙烯酸聚支架的彎曲強(qiáng)度在80 ～ 97 MPa之間。磷酸三鈣/羥磷灰石（Tricalcium Phosphate，TCP）是常見的生物瓷材料。由于陶瓷是不能光固化的，他們需要光固化樹脂來將瓷粒子結(jié)合在一起。將生物瓷漿料與體積比為20%光固化樹脂混合，在SLA固化并去除未固化溶液后，在1 400℃燒結(jié)支架去除固化的光固化樹脂并融合生物瓷顆粒。純生物瓷的平均抗壓強(qiáng)度為（2.04±0.12）MPa，生物瓷/PCL的平均抗壓強(qiáng)度為（4.55±0.21）MPa。

2.2 選擇性激光燒結(jié)技術(shù)

選擇性激光燒結(jié)（Selective laser sintering，SLS）技術(shù)是利用高能二氧化碳激光熔合粉末狀小顆粒材料，如圖1B。在SLS中最常用的材料是聚合物PCL、磷酸鈣以及聚合物與生物瓷的復(fù)合材料。SLS技術(shù)制備生物瓷支架是難度較大的，因為高溫激光使加熱和冷卻速度過快，導(dǎo)致支架較為脆弱。但其優(yōu)點在于能夠打印結(jié)構(gòu)相對復(fù)雜同時壁薄的支架。然而它的尺寸精確度較差僅為 150 ～ 180 μm，表面光潔度也較差。SLS 還存在其他問題，如打印時無法結(jié)合生長因子和細(xì)胞，以及由于熱變形易導(dǎo)致支架收縮和翹曲；由于激光產(chǎn)生的高溫，天然聚合物材料不能用于這項制造技術(shù)。利用SLS技術(shù)制備含有20%重量的CaSiO的支架具有較快的降解速率和較好的促細(xì)胞增殖速度。在體外實驗中，SLS技術(shù)制備的HA和β-TCP支架均具有良好的生物相容性和降解速率。由于β-TCP的脆性特質(zhì)，它常用于非負(fù)重性骨重建。復(fù)合氧化物可增加其機(jī)械強(qiáng)度，但降低了降解速率。HA與β-TCP的斷裂韌性分別為0.83和0.98 MPa，兩者通過SLS技術(shù)復(fù)合制備的支架最大斷裂韌度和抗壓強(qiáng)度分別為1.33 MPa和18.35 MPa，且β-TCP復(fù)合比率越高降解速率越快。PCL較低的熔點（59 ～ 64℃）和玻璃化溫度（-60℃）使其易加工，因此常用于SLS制造技術(shù)?？箟簭?qiáng)度為2.3 MPa，孔隙率為50%的PCL支架植入小型豬體內(nèi)可加速關(guān)節(jié)面骨和軟骨長入，3個月后觀察到骨缺損完全愈合。PCL結(jié)合生物陶瓷顆粒，如加入15 wt % nHA，可獲得更佳的促進(jìn)骨形成效果。SLS技術(shù)打印支架的精度低和易收縮是該技術(shù)臨床應(yīng)用面臨的挑戰(zhàn)，目前仍主要局限于作為手術(shù)指導(dǎo)的整形模型，或者作為骨支架在動物模型中的體內(nèi)外應(yīng)用。

2.3 粉末床噴墨打印技術(shù)

在粉末床噴墨打印中，稀釋溶液或生物材料的液滴通過熱驅(qū)動或壓電驅(qū)動進(jìn)入粉末床，預(yù)先處理的打印墨水充當(dāng)位于粉末床內(nèi)散裝材料的粘合劑，如圖1C。它的優(yōu)點在于低成本以及具備打印多種材料的能力，而主要的缺點是要求使用低濃度油墨。該技術(shù)制造的骨移植物目前已取得一些良好的臨床實驗結(jié)果。粉末印刷的純生物瓷支架具有良好的生物相容性，但抗壓強(qiáng)度較差。為了改善這一缺點，一方面研究者將各類聚合物加入以取得更高的抗壓強(qiáng)度；另一方面使用不同顆粒大小的分布，希望通過采用最佳的粒度比以增加相鄰的生物陶瓷顆粒之間的總接觸面積，促進(jìn)燒結(jié)過程中顆粒的融合以獲得高的機(jī)械性能。同時，研究發(fā)現(xiàn)聚合粘合劑可用來將瓷顆粒粘合在一起提高機(jī)械強(qiáng)度，如使用高分子粘合劑Schelofix制備的HA/TCP支架與BioOss?骨粉相比，不僅達(dá)到了較好的機(jī)械強(qiáng)度同時具有更好的促進(jìn)細(xì)胞增殖效率。噴墨打印制作的磷酸氫鈣骨替代物應(yīng)用于修復(fù)兔顱骨缺損，可觀察到骨組織替代物最終與原骨完全融合，并表現(xiàn)出與顱骨相似的鈣化跡象，類似自體骨塊移植效果。已有臨床試驗將α-TCP噴墨打印支架應(yīng)用于修復(fù)頜面部骨缺損，取得較好的臨床效果。噴墨打印制造的聚乳酸-羥基乙酸共聚物（PLGA）在體外實驗中，相較于商品化開放孔聚乳酸支架（OPLA）及膠原支架（BD），力學(xué)性能是OPLA?支架的40倍、BD膠原支架的1.8萬倍，同時具有更好的促細(xì)胞增殖效率。

2.4 擠壓印刷技術(shù)

擠壓印刷技術(shù)主要可分為兩種工藝：熔融材料的擠出，即熔融沉積成型（FDM）和膠凝液材料的擠出，如圖1D。熔融材料的擠壓需要使用熱塑性塑料，因此其在生物可降解骨支架研究中的應(yīng)用一般局限于PCL和PLA。最終結(jié)構(gòu)的精度和形狀取決于熔融擠壓后的纖維冷卻和硬化的速度。擠壓印刷的缺點包括分辨率較低（約200 μm）和對油墨粘度的要求高。使用擠壓印刷技術(shù)制作的TCP/HA支架及TCP/藻酸（AA）支架均具有較好的生物相容性，但隨著陶瓷含量的增加，支架變得易碎，機(jī)械力差。通過將支架與氧化石墨烯（GO）結(jié)合，TCP/AA支架楊氏模量從（154.4±8.7） MPa增加到（188.3±18.5） MPa。FDM工藝制作PLA支架材料時，隨著孔隙率增高，支架的楊氏模量下降，但促細(xì)胞增殖率升高。在治療早期股骨頭壞死研究中，F(xiàn)DM工藝制作的PCL/β-TCP支架植入兔股骨頭8周后評估，支架顯示良好的骨長入。同樣的方式制作的支架材料也被用于修復(fù)頜面部缺損的研究并取得理想的結(jié)果。

3 結(jié)論和展望

各類AM技術(shù)在制造骨增量支架應(yīng)用方面各有優(yōu)缺點，如表1所示。SLA制造技術(shù)大多使用天然的和人工合成的水凝膠來制造支架。雖然天然水凝膠具有良好的生物相容性，但材料抗壓強(qiáng)度差。人工合成水凝膠的復(fù)合應(yīng)用可以顯著提高抗壓強(qiáng)度，但生物相容性將下降。粉末床噴墨打印支架具有良好的機(jī)械性能，這些性能大部分來源于打印后的制造工藝，可能會犧牲支架設(shè)計的幾何精度及降解速度。雖然SLA和粉末床噴墨打印的支架材料機(jī)械性能不適合承載負(fù)荷，但仍有可能用于種植牙一期骨增量手術(shù)，因為此時不需承載咬合力。SLS技術(shù)能夠制備出具有較好抗壓強(qiáng)度的支架，但由于其分辨率很低，松散粉末材料可能會存留在設(shè)計復(fù)雜的打印空隙中，不利于支架設(shè)計和組織細(xì)胞穿透。擠壓印刷技術(shù)制造的聚合物/陶瓷復(fù)合材料具有所有AM技術(shù)中最大的抗壓強(qiáng)度，達(dá)到類似于皮質(zhì)骨的強(qiáng)度，能夠負(fù)載0角度牙科種植體。同時，擠壓印刷技術(shù)能夠復(fù)合天然聚合物機(jī)生物活性分子，因此最具有未來發(fā)展?jié)摿?。SLS和擠壓成型技術(shù)所制造的支架均具有較高的抗壓性能，更適合牙槽嵴增寬同期種植體植入術(shù)。

表1 4類3D打印技術(shù)對比

方法 優(yōu)點缺點立體光固化成型技術(shù) 精度高、表面光滑、制作技術(shù)成熟 制作材料限制、機(jī)械強(qiáng)度低選擇性激光燒結(jié)技術(shù) 制作材料選擇范圍廣、機(jī)械強(qiáng)度高 精度低、表面粗糙、生物相容性較差粉末床噴墨打印技術(shù) 制作材料選擇范圍廣、精度高 機(jī)械強(qiáng)度低、需使用低濃度油墨擠壓印刷技術(shù) 制作材料選擇范圍廣、機(jī)械強(qiáng)度高、系統(tǒng)構(gòu)造簡單 精度較低、表面光潔度較差、成型速度慢

在各類材料選擇中，聚合物/生物陶瓷復(fù)合材料在各類AM骨組織支架中具有突出的優(yōu)勢。在這種復(fù)合材料中聚合物提供了機(jī)械延展性，而生物陶瓷提供了骨誘導(dǎo)性并提高了骨傳導(dǎo)率。同時，適用于以上各類制造技術(shù)，在體內(nèi)外實驗中均觀察到良好的效果。未來生物瓷材料與水凝膠材料的結(jié)合有可能成為AM技術(shù)應(yīng)用于引導(dǎo)骨再生的研究熱點，多種材料性能的結(jié)合有可能構(gòu)建出具有血管網(wǎng)的仿生骨組織結(jié)構(gòu)，更加接近骨組織的生物功能。同時，種子細(xì)胞結(jié)合支架材料的復(fù)合方式仍然將是最受研究者關(guān)注的方向，而用于牙槽骨修復(fù)的種子細(xì)胞來源包括但不限于骨髓基質(zhì)干細(xì)胞，牙周膜細(xì)胞以及脂肪源性干細(xì)胞 等。

綜上所述，AM骨組織支架用于引導(dǎo)骨組織再生具有良好的前景。其優(yōu)勢在于AM支架可進(jìn)行個性化設(shè)計，以適應(yīng)其機(jī)械性能和孔隙率要求；同時可根據(jù)CT數(shù)據(jù)制造與缺損部位高度匹配的支架，從而提高植入物與受體部位的骨結(jié)合。目前，雖然現(xiàn)階段相關(guān)的臨床試驗相對較少，3D打印支架的應(yīng)用范圍及其局限性仍需探索，但3D打印支架在牙槽骨骨增量術(shù)中毫無疑問具有巨大的應(yīng)用潛力。