陳錫炯，胡勇，羅林威

醫(yī)用鈦合金憑借良好的生物相容性，優(yōu)秀的機械強度和耐腐蝕性成為骨科修復(fù)領(lǐng)域應(yīng)用最廣泛的植入材料之一[1-2]。然而傳統(tǒng)致密鈦合金植入物的彈性模量遠高于人體骨組織，由此產(chǎn)生的應(yīng)力屏蔽效應(yīng)使周圍骨質(zhì)長期處于較低的應(yīng)力水平而逐漸被吸收，最終引發(fā)植入物無菌性松動[3]。研究表明，通過3D 打印制備多孔支架是消除這種彈性模量不匹配的有效方法[4]。多孔支架能促進骨長入和骨整合，使骨和多孔結(jié)構(gòu)之間形成機械連鎖來提高固定效果[3]，但促進其成骨的最佳孔隙尺寸目前尚無統(tǒng)一標準[5]。探討多孔支架適宜的孔徑參數(shù)從而實現(xiàn)生物相容性和機械強度的平衡是當(dāng)前研究的熱點與難點。本文就3D 打印技術(shù)在多孔鈦合金支架制備中的應(yīng)用，多孔鈦合金支架的優(yōu)勢及缺陷，均勻和梯度孔徑多孔鈦合金支架的研究進展等方面展開綜述，并對3D打印多孔鈦合金支架的發(fā)展趨勢進行展望。

1 3D 打印技術(shù)在多孔鈦合金支架制備中的應(yīng)用

多孔支架結(jié)構(gòu)自提出以來受到廣泛關(guān)注，但其實際應(yīng)用因傳統(tǒng)制造技術(shù)難以準確控制內(nèi)部微觀結(jié)構(gòu)而受到限制[6]。近年來，3D 打印為組織工程帶來了全新的制造工藝：該技術(shù)將電子束熔化（electron beam melting，EBM）和選擇性激光熔化（selective laser melting，SLM）與計算機輔助設(shè)計（computer aided design，CAD）結(jié)合，通過高能電子束或激光束將金屬粉末完全熔化、冷卻和凝固，然后與基體金屬冶金焊接，逐層堆積后形成三維實體[1]。通過3D 打印技術(shù)制備的多孔鈦合金支架與傳統(tǒng)技術(shù)相比，不僅具有精確的孔徑、孔隙率和孔隙形狀，還擺脫了模具的束縛，能夠根據(jù)需求創(chuàng)建復(fù)雜的三維結(jié)構(gòu)[7]。Ran等[8]通過對SLM制備的不同孔徑多孔支架進行形態(tài)特征評估，發(fā)現(xiàn)其孔隙分布清晰，具有內(nèi)在互連性，且各樣品的平均孔徑與預(yù)設(shè)值非常接近。

然而研究發(fā)現(xiàn)3D 打印多孔鈦合金支架樣品的孔徑總是小于預(yù)設(shè)值。Warnake 等[9]的研究顯示設(shè)計和實際生產(chǎn)的支桿之間有100m的尺寸差異，這可能是因為支桿生產(chǎn)時掃描矢量轉(zhuǎn)角處（支桿末端）熔池擴大，導(dǎo)致支桿變厚，孔徑相對減小。此外，由于階梯效應(yīng)和球化效應(yīng)，粉末粘附也是導(dǎo)致實際孔徑小于預(yù)設(shè)值的重要因素[10]。粘附在樣品表面的粉末不但會影響孔隙參數(shù)，而且有脫離基體結(jié)構(gòu)的風(fēng)險[4]。目前國際主流運用雙酸蝕刻工藝將其去除[11]。

3D 打印技術(shù)在骨科植入領(lǐng)域具有廣闊的發(fā)展前景，通過該技術(shù)可制備具有精確孔隙參數(shù)的多孔鈦合金支架。未來可將該支架與骨科其他植入物（椎弓根螺釘、椎間融合器等）相結(jié)合，甚至將其納入空心側(cè)孔植入物內(nèi)部，并通過3D打印制備出一體化植入物以適應(yīng)不同的內(nèi)固定需求。

2 多孔鈦合金支架的優(yōu)勢及缺陷

2.1 多孔鈦合金支架的優(yōu)勢

2.1.1 適宜的彈性模量 目前廣泛應(yīng)用的傳統(tǒng)致密鈦合金種植體雖然能夠提供優(yōu)良的短期固定效果，但其彈性模量遠高于人體骨組織（人皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨的彈性模量在0.5 ～20 Gpa 之間）[5]，由此產(chǎn)生的應(yīng)力屏蔽效應(yīng)會導(dǎo)致植入物周圍的骨吸收而降低遠期穩(wěn)定性[3]。研究表明，模仿骨小梁的多孔結(jié)構(gòu)可以大幅減小植入物的彈性模量，從而減輕應(yīng)力屏蔽所帶來的影響[2,12]。Ran 等[8]通過SLM 制備了不同孔徑的多孔鈦合金支架，機械強度測試結(jié)果顯示彈性模量在5.0 ～8.0 GPa 之間。Taniguchi 等[13]用相同方法制備的多孔支架彈性模量則更接近松質(zhì)骨（介于0.55 ～0.66 GPa）。

2.1.2 支桿和孔隙的作用 支桿和孔隙作為多孔支架的基本組成部分，在促進骨生長過程中發(fā)揮重要作用。新骨通過鄰近活骨的爬行替代而沉積，這一生理機制使支桿在骨長入過程中起到骨傳導(dǎo)作用[14]。支桿還可以作為細胞因子的傳遞載體，將宿主招募的前體細胞轉(zhuǎn)化為骨基質(zhì)生成細胞，從而提供骨誘導(dǎo)[14]。內(nèi)部相互連接的孔隙有利于細胞代謝過程中的營養(yǎng)和氧氣交換，同時允許血管化和骨質(zhì)增長，由此增加種植體表面和宿主組織的界面結(jié)合面積，使骨和支架之間形成生物錨定來提高遠期穩(wěn)定性[15]。此外，多孔鈦合金支架與松質(zhì)骨的高摩擦系數(shù)（=1.09）能夠為種植體提供較高的早期固定強度，從而確保新骨形成的穩(wěn)定環(huán)境[16]。Wang 等[17]比較不同孔隙結(jié)構(gòu)的多孔鈦合金支架和致密鈦合金的體內(nèi)及體外性能，結(jié)果顯示所有多孔支架在術(shù)后8 周有大量骨長入，堿性磷酸酶（alkaline phosphatase，ALP）活性和各期固定強度均明顯高于致密鈦合金，提示多孔支架較致密鈦合金具有更好的骨整合和成骨能力。

2.1.3 加載功能性生物制劑 通過往多孔支架內(nèi)部孔隙中加載功能性生物制劑可實現(xiàn)特定需求，如加載骨形態(tài)發(fā)生蛋白（bone morphogenetic protein，BMP）、基質(zhì)細胞衍生因子-1（stromal-derived factor-1 ，SDF-1 ）和辛伐他汀可以促進更多的骨生成[18-19]。然而需要注意的是，上述制劑不允許用于惡性腫瘤患者，因為它們可能通過刺激血管生成而導(dǎo)致腫瘤的復(fù)發(fā)和轉(zhuǎn)移[7]。對于惡性腫瘤的治療，加載抗腫瘤制劑是一種可行的辦法。此外，抗菌藥物或抗結(jié)核藥物也可被加載以達到抗感染或治療骨結(jié)核的目的。

2.2 多孔鈦合金支架的缺陷 體外實驗證明，經(jīng)過噴砂和等離子噴涂的鈦合金種植體比拋光的更容易被細菌粘附[20]。因此與表面光滑的植入物相比，支架多孔和粗糙的表面可能會增加與植入物有關(guān)的感染風(fēng)險。此外，較高孔徑和孔隙率雖然可以引發(fā)更多成骨，但多孔支架的抗壓強度隨著孔徑增大而降低，孔徑800m的支架僅有著略高于天然骨的屈服強度[8]。過高孔隙體積將導(dǎo)致機械性能下降，不利于承重和抗疲勞，這一缺陷為孔隙大小和孔隙率設(shè)定了功能上限[21]。

3 均勻和梯度孔徑多孔鈦合金支架的研究進展

支架的孔徑對骨生長性能和機械性能有著至關(guān)重要的影響[22]。理想的孔徑大小不僅要利于細胞間的物質(zhì)運輸和交換，為成骨細胞的增殖遷移和血管神經(jīng)長入提供優(yōu)越的環(huán)境，還需保證足夠的機械強度來承受骨的應(yīng)力[23]。目前國內(nèi)外學(xué)者主要致力于均勻孔徑支架和梯度孔徑支架的研究。

3.1 均勻孔徑多孔鈦合金支架的研究進展 1970 年Hulbert等[24]指出多孔鈦合金支架最小孔隙尺寸應(yīng)大于100m。然而Karageorhiou 等[14]認為100m 孔徑僅能滿足細胞的遷移和運輸要求，較大的孔隙尺寸（＞300m）才能促進骨長入和毛細血管形成。Taniguchi 等[13]通過SLM 技術(shù)制備了3 種不同孔徑（300、600、900m）的多孔鈦合金支架，并將它們植入兔松質(zhì)骨進行固定強度測試和骨長入分析，結(jié)果顯示孔徑600m的支架結(jié)合強度明顯高于其他組，而孔徑300m 的支架骨生長情況最差。Ran 等[8]的研究得到了類似的實驗結(jié)果，他們指出大孔隙有豐富的營養(yǎng)和氧氣補充，因而有利于細胞增殖，但其高滲透性會導(dǎo)致高流體速度，使細胞有更少的時間附著，不利于細胞的黏附和分化，小孔隙則相反。Ouyang 等[25]測試了400、650、850 和1 100m 4 種孔徑多孔鈦合金支架的流體力學(xué)參數(shù)對多孔支架骨長入的影響，結(jié)果證實了Ran等的猜想，孔徑的增大使支桿尺寸和比表面積降低，但增加了滲透性、液體流入量和流速。同時，剪切應(yīng)力從400m 增加到650m 后開始下降。體外實驗結(jié)果也表明細胞增殖首先增加，然后隨著孔徑的增大而減少，且650m是其轉(zhuǎn)折點。劉邦定等[5]采用EBM 技術(shù)制備了孔徑分別為1.0、2.0、3.0 mm 的多孔鈦合金支架，結(jié)果顯示1.0 mm 孔徑組的骨長入效果最佳，孔徑更大反而不利于新骨形成。他們提出材料中新骨形成需要一定的支撐作用，當(dāng)孔徑大于一定范圍，支架的支撐作用就會消失而抑制新骨的形成。

支架孔徑過小容易發(fā)生孔隙堵塞，阻礙氧氣供應(yīng)和營養(yǎng)物質(zhì)運輸，導(dǎo)致成骨細胞生長不良?？讖竭^大則不利于細胞的粘附和分化，同時降低材料的機械強度。600 ～700m 似乎是一個合適的范圍，該孔徑范圍內(nèi)的支架能夠達到材料力學(xué)性能和生物相容性之間的最佳平衡點。然而有研究得出了不同的結(jié)論，Li等[26]通過EBM技術(shù)制備具有300 ～400、400 ～500 和500 ～700m 3 種孔徑的多孔鈦合金支架，并通過體外培養(yǎng)人骨髓間充質(zhì)干細胞（human bone mesenchymal stem cells，hBMSCs）評估它們的細胞相容性。結(jié)果顯示，第7 天300 ～400m 組擁有明顯高于其他兩組的hBMSCs 數(shù)量及ALP 活性，說明該組支架更適合hBMSCs的粘附和增殖。Wally等[27]的研究結(jié)果顯示孔徑400m 和650m 的支架在促進細胞增殖上沒有差異，他們指出250 ～650m 之間的任何孔徑都是骨細胞生長的支持性結(jié)構(gòu)。因此，對于能獲得最佳骨生長性能的孔隙尺寸仍有待后續(xù)進一步研究。

3.2 梯度孔徑多孔鈦合金支架的研究進展 大小孔徑支架各有不同的優(yōu)勢及缺陷，面對兩者的矛盾，近年來有學(xué)者提出構(gòu)建梯度孔徑支架這一優(yōu)化方案[28]。Onal 等[28]將外大內(nèi)?。ū砻? 000m，核心700m）和外小內(nèi)大（表面700m，核心1 000m）2 種結(jié)構(gòu)的梯度孔徑多孔支架與3 種均勻孔徑支架（孔徑分別為1 100、900、700m）比較，體外研究結(jié)果表明外大內(nèi)小梯度孔徑支架和1 100m 孔徑支架擁有最多的細胞增殖，而前者的機械強度卻是后者的2 倍，此外，外小內(nèi)大梯度孔徑支架在促進細胞增殖上表現(xiàn)不佳。Wally 等[27]制備了一種形似“蜘蛛網(wǎng)”的梯度孔徑支架，其孔徑由外向內(nèi)逐漸減?。?50 ～400m），中間為致密鈦合金核心，該支架的體外骨細胞培養(yǎng)結(jié)果與孔徑400m 和650m 的均勻多孔支架相比無明顯差異，但其屈服強度明顯高于后兩者。因此他們指出在支架中納入致密核心可以為整個支架提供足夠的強度來承受生理負荷且不影響生物相容性。

梯度孔徑多孔支架的外周大孔徑可以避免孔隙閉塞，利于細胞增殖，中間小孔徑則能在維持機械強度的同時改善細胞沉積。該結(jié)構(gòu)結(jié)合了大小孔徑的優(yōu)勢，在骨科植入領(lǐng)域具有廣闊的應(yīng)用前景。然而需要指出的是，已往研究大多是體外研究，其在體內(nèi)能否發(fā)揮上述作用仍需通過進一步臨床試驗加以驗證。

4 總結(jié)和展望

3D 打印技術(shù)可對植入材料的外形、孔徑、孔隙率等物理參數(shù)進行精確調(diào)控，從而制做出充分滿足患者需求的理想多孔鈦合金支架。這種支架具有諸多優(yōu)勢：（1）與人體骨質(zhì)相近的彈性模量，有效避免應(yīng)力屏蔽發(fā)生；（2）優(yōu)良的骨傳導(dǎo)性和骨誘導(dǎo)性，明顯促進骨長入和骨整合；（3）充足的內(nèi)部孔隙，為生物制劑或藥物加載提供足夠的空間。但多孔結(jié)構(gòu)所帶來的感染風(fēng)險和機械強度下降仍不可忽視。目前對于多孔支架的最佳孔隙尺寸仍存在較大爭議，梯度孔徑支架外大內(nèi)小的孔隙結(jié)構(gòu)似乎是可行的解決方案，但需進一步增加其體內(nèi)研究。此外，在3D 打印技術(shù)的加持下，可將多孔支架納入椎弓根螺釘、椎間融合器等其他骨科植入物中來滿足不同的內(nèi)固定需求，并通過加載藥物或制劑以預(yù)防或治療相關(guān)疾病，使多孔支架不僅在設(shè)計上實現(xiàn)“量體裁衣”，在治療上也能起到“對癥下藥”的效果。

利益沖突 所有作者聲明無利益沖突