3D打印骨组织支架孔隙结构对支架性能影响的研究进展

张伟蒙，汪 杰，胡 晶

（北京工商大学化学与材料工程学院，北京 100048）

0 前言

骨缺损是临床上常见的疾病，虽然骨组织具有骨再生能力，能够自我愈合，但当损伤严重时，则必须借助外力进行修复[1⁃2]。当传统的骨移植技术受到供体来源不足、免疫排斥等问题的制约时[3]，骨组织工程学应运而生，通过使用人工骨支架代替骨移植，以“诱导成骨”的方式，实现了骨的修复和再生[4⁃5]。3D打印技术也因为具有快速、个性化和自动化的优势，而备受骨组织工程的青睐。在3D打印前可以通过模型设计，方便的实现骨支架结构的调整，为模仿天然骨支架的构造、实现支架与患者缺损或病变部位的匹配，为患者设计个性化骨组织替代物提供了可能[6⁃11]。

骨组织支架作为细胞、营养液、组织液的载体，为骨细胞的黏附和增殖提供了合适的微环境，供细胞的生长、营养的迁移、氧气的扩散和废物的清除[10，12⁃13]。影响骨组织修复再生的因素较多，其中材料的生物相容性、生物活性、可塑性、骨诱导性和力学稳定性对骨组织愈合有重要影响[14⁃16]，应用最为广泛的组织修复材料包括金属材料、生物陶瓷材料、聚合物材料（如天然聚合物材料、高分子聚合物材料）和多种材料构成的复合材料[14⁃18]，选择合适的材料可以提高支架的韧性、强度、生物相容性等[16]。使用3D打印制造支架的过程中，打印参数（包括分层厚度、打印路径、打印速度、打印气压、喷头温度、喷头内径等）对支架的宏观和微观结构、力学性能及生物相容性等方面都有重要影响[19⁃24]。通过优化关键工艺参数，可制备出多种材料复合、宏观形貌良好、孔隙结构均匀、生物相容性良好的支架[25]。目前在这些方面已有大量的总结[5，26⁃30]。但在骨支架的孔隙结构方面，相关研究较多，但未见系统性归纳。骨支架的孔隙结构主要受支架孔隙形状、表面粗糙度、孔径大小、孔隙率、孔隙内部的连通性等要素的影响[8，12，31]。孔隙形状和表面粗糙度对细胞黏附、生长、转移、分化等行为有影响；适当的孔径大小对血管生成和骨长入有促进作用；孔隙率则会影响支架的渗透率和力学性能；支架内部孔的连通结构对细胞生长很重要，会影响组织再生的过程和路径；通孔有利于营养物质和分子运输到支架的内部、促进细胞的生长、利于天然骨的形成。由此可见支架孔隙结构的设计也是影响骨组织修复的主要因素[25，32]。应用3D打印技术制备骨组织支架，能够通过调节打印参数，方便实现对支架孔隙结构的调整，从而为支架微空间设计方案的实现提供了可能[7，33⁃34]。

本文综述了现有研究中针对骨组织支架微空间设计的成果，以及他们的3D打印应用。分别从孔隙形状、孔径大小、孔隙率、表面粗糙度、连接通路五方面概括了支架孔隙结构对人工骨支架成骨性能的影响，以期为更合理的支架结构设计提供参考。

1 孔隙形状的影响

孔隙形状对支架的空间分布、细胞黏附、转移等行为都有影响。孔隙形状通常包括圆形、方形、三角形和蜂窝形等，孔隙形状不同，支架的几何单元结构也不同。将一定形状的几何单元在空间进行周期性排列，就能得到孔隙形状规则的骨支架结构，这也是骨组织支架常用的模型建立方式[35]。但是这种方式建立的模型和实际骨头的结构差别较大，导致支架的成骨性能和渗透性能无法满足要求[2，16，36]。所以有研究将更复杂的单元结构如柏拉图和阿基米德多面体拓扑结构，以及通过计算迭代出的最接近人骨真实结构的形状应用在了支架设计上，如图1所示，以增强骨支架的力学行为[37⁃38]。另有学者通过对孔隙形状进行分层、分级设计，将不同的形状和梯度应用到支架中，促进营养的运输、骨细胞的生长，从而选择出最优的骨支架结构[39]。

图1 简单的支架结构[38]Fig.1 Simple scaffold structure[38]

传统方法制备的多孔支架孔隙形状通常是随机的，难以定量分析与制造，通过3D打印技术可以控制孔隙形状及其排列，从而达到精准控制支架内部结构的目的。所以有不少学者基于3D打印工艺，研究了不同单元形状结构对支架性能的影响。通过研究圆形和方形单元结构支架的压缩和降解过程，发现方形多孔结构边缘尖锐，会产生高的集中应力，弹性模量较低，并且随时间变化方形支架的降解与骨结构的生长会发生干涉，不利于骨细胞发育，相比而言圆形单元结构在力学性能和降解性能上更加优良[40⁃41]。Hollister等[42]发现圆形孔隙单元支架与方形孔隙单元支架植入一段时间后，在骨向内生长方面没有统计学上的显著差异。Gong等[43]对三角形孔隙单元支架与圆形孔隙单元支架进行抗疲劳性能测试，发现圆形孔支架中应力分布均匀，没有应力集中，抗疲劳性能突出。邵惠锋等[2]对矩形孔结构与蜂窝形孔结构支架进行力学性能研究，结果表明蜂窝形结构的压缩强度优于矩形结构单元支架，约为矩形单元支架压缩强度的近2倍。Theodoridis等[44]制造了3种具有不同堆叠结构的聚己内酯支架，如图2（a）所示，分别是直线层循环的支架（MESO）、45°旋转层循环的支架（RO45）和蜂窝形单元与矩形单元相结合的支架（3DHC）。通过比较3种支架上脂肪组织源性间充质干细胞（ADMSCs）的透明软骨发育，发现经过26天的培养，3DHC支架中细胞的增殖和渗透分布较前两种支架更加均匀，如图2（b）所示。这是由于3DHC支架特殊的几何形状，有利于更多的细胞进入支架并迅速扩散到内部。在力学测试中，3DHC支架的压缩模量增加幅度最大，增加了7倍，如图2（c）所示。这与3DHC支架具有较大的孔径有关，有助于细胞外基质（ECM）填补孔隙，进行孔隙间的连接，从而充满整个结构。所以3DHC支架结构细胞增殖最快，在软骨形成过程中力学性能提高最明显。对于不同孔隙形状对骨长入的影响需要进一步研究。Tang等[45]发现不同孔隙形状和孔径的单元组合可以改变支架的弹性模量、增强其力学性能。

图2 支架的结构与性能[44]Fig.2 Structure and performance of the scaffolds[44]

骨支架不仅需要承受受损部位的外力，还需要满足细胞增殖的要求。Liang等[46]从压缩性能、细胞增殖和黏附性等方面，对孔隙率为70%的三周期最小表面⁃schwarz基元（P）、体心立方（BCC）和立方孔形（CPS）单元结构支架进行比较，发现立方孔形（CPS）单元结构支架抗压强度最高，支架的细胞代谢也最活跃。孔隙单元的几何形状可以改变支架的渗透系数，进而影响营养运输和支架降解[47]。天然骨结构具有个性化，其结构单元通常也是多种孔隙单元的复合，因此可以通过几何表示法来建立支架模型，从而展现出天然骨骼的不规则多孔结构[35]，如双孔单元结构与梯度单元结构。Cho等[48]发现双孔单元结构支架具有优异的力学性能和体外细胞活性。Kou等[33]采用梯度单元结构支架进行研究，因发现细胞的增殖和黏附与孔隙大小和形状有关系，设计了一种大孔隙的四边形与小孔隙的三角形单元相结合的支架结构，大孔隙的四边形在内部获取营养物质，小孔隙的三角形在外部可以增加细胞的接触和分化，促进骨细胞的生长，从而得到一种能够促进组织再生的功能梯度结构。梯度单元结构孔隙形状更接近天然骨，形状的结合和分布对骨生长的影响还需要更深入的研究。

2 孔径大小的影响

孔径大小对成骨进程中物质传递的速率、细胞的生长等有重要影响[3]。它与孔隙率共同影响支架内细胞的黏附、生长、迁移和分化。据报道，支架中适当的孔径尺寸对于血管生成和骨长入至关重要[49]。孔径小的环境有利于细胞在缺氧下生长，可以在成骨之前先形成软骨，而孔径大的环境对细胞、营养的流动有促进作用[36，50⁃52]。

学者们对不同范围的孔径进行了研究，发现支架的力学性能随孔径的变化不同。Hung等[34]对孔径在150～200、250～300、300～350 μm范围的普通支架进行研究，结果显示孔径约为200µm的支架具有最高的强度，对于普通支架，孔径越小，结构越致密，支架的机械强度越大。Qin等[50]对具有弹塑性变形的支架进行研究，发现孔径为720 μm的支架比600 μm和480 μm支架具有更高的抗压强度，对具有弹塑性变形的支架而言，随着孔径的增大，力学性能随之增大。

有研究发现支架孔径越小受变形影响越大，孔隙的形状更容易塌陷，细胞血管化程度低。当支架孔径增大时，表面积和曲率逐渐减小，细胞增殖能力和细胞活力逐渐增强[53]。Narra 等[54]对孔径为440、540、700 μm的结构进行研究，结果表明孔径为440 μm时受变形影响最大，随着变形的增加，支架在边界变形越明显。Taniguchi等[55]也得到类似的结论，在恒定孔隙率下研究了孔径为300、600、900 μm的支架，孔径为600、900 μm的孔隙得到了很好的控制，而孔径为300 μm的孔隙部分塌陷；孔径为300 μm的支架虽然有大的表面积和曲率但其细胞血管化的程度低，600 μm的孔径因有较高的曲率使得骨向内生长快，支架的固定能力强。Wang等[53]设计了孔径为800、900、1 000 μm的支架，发现孔径为1 000 μm的多孔支架能更好地促进骨髓间充质干细胞（BMSCs）的黏附、增殖和成骨分化。Velioglu等[56]研究了孔径尺寸为0.5、1.0 、1.25 mm的支架，同样也发现人骨髓间充质干细胞在孔径大的支架上增殖较多[56]。有学者[11，57⁃59]认为接近 300µm的孔径具有更高的渗透性和血管化潜力，有助于成骨。然而，Entezari等[3]认为支架孔径在390～590 μm范围内更有利于提高成骨效果。最佳的孔径尺寸，需要针对特定的细胞类型和培养条件进行设计，不同类型的细胞所需要的最佳孔径不同[1，16]。

在细胞血管化和骨组织生长的能力上，孔径不规则的支架比孔径规则的支架表现更优异。不规则结构具有高的曲率和大的三维空间，更有利于骨组织和血管的生长和再生。研究表明[40]不同孔径组合下的刚度增加，会有更高的弹性模量，小的孔径促进细胞黏附、细胞内信号传递、细胞增殖和迁移；而大的孔径促进血管生成、基质聚集和组织形成[7]。Entezari等[3]采取大孔和小孔交替的双峰孔拓扑结构，在骨生长过程中，孔径越大渗透率越高，增强了新骨的体积和功能。在孔隙率不变的情况下，双峰型孔隙拓扑与孔隙均匀结构的差别使其可以产生更大的孔隙，支架的力学性能得到改善，增强骨的再生能力[3]。为了构建与人体骨骼相似的支架，有研究者提出微观纳米、微米和宏观尺度可控结构的支架[27]。Sudarmadji等[60]指出连续孔径梯度的支架，如图3所示，具有同心排列的圆柱形结构[60]，孔径随径向距离的增大而减小，孔隙率随着孔径的减小而减小，使支架中心处孔径大，越往外孔径越小，支架越坚硬。

图3 孔径梯度变化结构[60]Fig.3 Pore size gradient change structure[60]

3 孔隙率的影响

孔隙率是指空隙体积与支架总体积的比值，孔隙率影响骨相关细胞的移动、局部pH稳定性和新血管的形成[61]。孔隙率越大，渗透率越高，为组织填充和营养物质流动提供了更多的空间[62]，从而促进细胞的黏附，利于骨整合[63]，但结构的密度和力学性能降低；较小的孔隙率渗透率低，需要的材料多[39，64]，应力随应变的振荡幅度小，结构刚度大[39]。支架的刚度可以通过调节孔隙率来改变[60]。孔隙率过高或过低都不利于细胞黏附[65]，孔隙率太高导致支架表面减少，不利于细胞黏附；孔隙率太小会阻碍组织细胞向内生长[65]。

孔隙率与支架的结构和性能息息相关。Zhang等[66]探究了力学性能和孔隙率的关系，设计了具有不同哈弗斯管、哈弗斯管直径和沃克曼管的支架模型，如图4所示。支架孔隙率随着哈弗斯管数量、直径和沃克曼管数量的增加而增加，抗压强度随之随着数量的增加而下降，随着哈弗斯管直径的增加，抗压强度先增强后降低，压缩模量也随着沃克曼管数量的增加而降低。此外孔隙排布方式相同时，孔隙形状也会影响支架孔隙率。Wang等[65]研究了孔隙形状和孔隙率之间的关系，分别设计了三角形棱柱、四边形棱柱和六边形棱柱为单元的网络结构支架，结果表明，四边形棱柱内部孔隙尺寸较大，孔隙率较高。Montazerian等[67]研究了不同孔径大小分布造成的孔隙率梯度的支架，如图5所示，发现径向梯度孔隙分布与均匀孔隙率的支架相比，具有更高的弹性模量和流体渗透性[67]。杨文静等[68]对内部连通结构进行细化，建立了不同孔隙率的支架结构模型，发现支架的最大变形随着孔隙率的增大而增大。

图4 模拟支架与Haversian管、Volkmann管和松质骨结构结合，基于多细胞输送系统，有助于形成新骨和新血管[66]Fig.4 The simulated scaffold，combined with haversian tube，Volkmann tube and cancellous bone structure，based on a multicellular delivery system，helping to form new bones and new blood vessels[66]

图5 具有不同形状、孔径大小、孔隙率的支架结构[67]Fig.5 Scaffold structures with different shapes，pore sizes and porosity[67]

除此之外，科研人员还研究了表面积与孔隙率之间的关系，理想的结构应该具有大的表面积，利于细胞黏附、增殖，促进新骨生成[69⁃70]。有研究表明单一类型大孔的支架具有相对较小的孔隙率和表面积，虽然支架中心有新的骨组织形成，但输送给活细胞的氧气和营养较少，导致骨缺损内部的骨形成不足[71⁃72]。Luo等[73]应用改良的同轴3D打印来制备具有大孔和多取向空心通道的空心支柱（HSP）生物陶瓷支架。如图6所示，HSP支架具有独特的空心结构，新骨组织不仅在HSP支架的大孔中生长，而且还沿着支架的中空通道生长，具有高的孔隙率、大的表面积和显著的力学性能，改善了细胞的黏附和增殖，促进新骨的形成。刘畅等[74]也采用了改良同轴3D打印技术，制备了空心管道的镁黄长石支架，发现在体外模拟血管网络结构，有利于大块骨缺损修复过程中的快速血管化。另有研究表明支架的孔隙率和表面体积比不应太大，否则会削弱其力学性能[75]。Jensen等[69]设计了多层多孔形态的支架，模拟天然骨骼的复杂结构，实现了细胞黏附和增殖需要大表面积的特征，以适应分化和骨组织的形成，将纳米结构的孔隙融入到PCL支架中，扩大其表面积来提高成骨的潜力。而当生物陶瓷上具有纳米结构的表面，可以应用水热处理和模拟体液（SBF）浸泡的方法刺激干细胞成骨和骨细胞再生[76]。

图6 空心支撑结构支架[73]Fig.6 Hollow support structure scaffold[73]

模拟天然骨的结构，也是仿生骨研究的一个重要方向。人类骨骼的表层是密质骨，孔隙率约3%～5%，致密且坚硬，为主要的骨支撑单元；内部为松质骨，孔隙率约为50%～90%，主要是由骨小梁构成的网状结构[16]。Isaacson 等[77]通过3D打印制备了孔隙率为60%、70%和80%的羟基磷灰石陀螺仪支架，压缩试验表明60%和70%多孔陀螺的极限抗压强度与人类松质骨相当。Gregor等[8]通过研究两种支架结构中骨肉瘤细胞的增殖情况，发现30%孔隙率的支架与50%孔隙率的支架具有相同细胞增殖和骨传导的效果。有学者通过大量试验研究发现70%左右的支架孔隙率有利于细胞黏附和生长[37，78⁃79]。此外也有学者设计了多种具有与真骨结构类似、孔隙率梯度分布的而仿生骨结构。Limmahakhun等[80]在支架的结构中引入了径向分级和轴向分级，发现径向分级可以改善相邻骨骼的应力分布，从而提高支架的机械强度。Di Lu⁃ca等[81]设计了具有梯度孔隙率的支架，由外到内的孔隙率依次为29.6%±5%、50.8%±8.1%和77.6%±3.2%，结果表明，模仿天然骨结构，优化支架的孔隙率和孔径，有利于细胞的分化和骨组织的矿化。

4 表面粗糙度的影响

支架的表面形貌对避免支架松动和下沉至关重要[55]。衡量表面形貌的重要参数是粗糙度，因此具备适当的粗糙度是必要的。粗糙表面可以通过增加矿化和基因表达来刺激细胞的黏附、生长、迁移和分化[8，63，70，82⁃83]。

支架表面的粗糙度对不同细胞的形态和增殖有直接影响[61，84]。支架的宏观粗糙度（100 μm～1 mm）有助于较大细胞的附着或扩散[70]。微观粗糙度（100 nm～100 μm）可以改善细胞的成骨分化[8]。较小的细胞易在小于100 nm纳米级的表面粗糙度上黏附和生长[61，85]。已有研究发现支架表面为凹面时，更有利于细胞黏附和增殖[63]。支架内有相互连接的微通道，微通道表面的粗糙度对流体的动力起到不可忽略的作用。Ali等[86]使用计算流体动力学（CFD）研究了支架的壁面粗糙度对骨支架渗透性和壁面剪切应力（WSS）的影响，发现粗糙度大的支架渗透性低、壁面剪切应力小。

许多学者通过酸蚀、添加陶瓷颗粒、等离子体处理、碱处理、纳米化处理等方式来提高表面粗糙度，使支架具有良好的生物相容性，与缺损部位匹配，引导骨生长，维持稳定，使之不易脱落[83]。Wang 等[65]通过酸蚀在支架表面形成凹坑，为细胞提供了附着点，浅凹坑中细胞的黏附与凹坑的跨度有关，当跨度小于100 μm时，细胞直接穿过在凹坑生长；当跨度大于100 μm时，细胞黏附在表面，避开尖锐和凸出的位置生长。有研究发现支架表面羟基磷灰石（HA）含量越高，表面粗糙度也越高，Wang等[87]进行了验证，将不同含量HA的PCL支架进行了扫描电子显微镜（SEM）和能量色散X光谱（EDX）测试，通过EDX分析了支架表面元素含量的变化，显示钙（Ca）和磷（P）随着HA含量的增加而增加，表明HA含量越高，表面越粗糙，如图7所示。Yeo等[88]也发现添加HA后，材料的表面粗糙度和亲水性发生变化。Murab 等[89]研究了PCL支架与TCP⁃PCL支架，因TCP颗粒突出，TCP⁃PCL支架具有粗糙的表面[89]，提高了支架上细胞黏附和增殖。Serra 等[90]制备了PLA⁃PEG支架，发现PEG的添加使支架表面产生不规则突起，提高了支架的润湿性和降解率。Jeon等[91]采用了氧等离子体处理方法，诱导PCL支架产生可控的纳米级表面粗糙度，从而提高支架的生物相容性。Fonseca等[92]使用氢氧化钠（NaOH）进行表面处理，形成了更粗糙的表面，增加支架表面的亲水性，促进细胞的黏附。Yeo等[88]用NaOH预处理PCL⁃TCP支架，支架基质表面积和粗糙度增加，增强了成骨细胞生长能力，提高了生物材料的骨传导性。

图7 针对6组支架表面的SEM照片[87]Fig.7 SEM for six groups of scaffold surfaces[87]

5 连接通路的影响

支架的内部结构会存在封闭的孔和连通的孔[93]，封闭的孔会出现若干交错的孔棱，利于细胞的黏附和增殖[20]，但孔隙间互相不连通，不利于骨细胞的渗入生长[94]，影响支架的力学性能[93]；连通的孔利于支架上细胞网络的形成，支架通过连接的通路，模仿细胞外基质环境，进行营养运输、氧气交换，维持细胞活力，避免过度拥挤，促进细胞迁移，引导新组织向内生长[11，61，63，65，75，95⁃97]。然而，细胞在支架孔隙中的生长方向为四周向内[98]；在支架结构内的生长方向与支架的连接通路有关，内部结构为凹的表面可加快细胞的增殖，弯曲的非正交通路利于细胞生长。在细胞生长过程中，支架通过不断降解形成新的组织。不同的连接通路可提供不同的降解过程，为骨再生提供一个动态的生长空间。

Boccaccio等[99]预测骨骼的形成，发现骨的形成从孔壁开始向孔中心生长，如图8所示。相互连通的多孔结构支架为骨细胞的生长提供空间，可作为组织再生的模板，提供适合特定组织的环境；有研究表明，高连通孔隙率的支架更适合组织再生，但力学性能欠缺[94，100⁃101]。支架的力学性能与微孔道的分布息息相关，微孔道[68]是给细胞运输营养液的管道，骨细胞将在这些流道中生长，如图9所示。杨文静等[68]对微孔道逐层细化，如图10所示，使支架的微孔分布逐渐趋于均匀，从而使得支架的变形和应力趋于均匀分布，微孔细化区域应力较小。

图8 预测支架孔内骨形成的区域[99]Fig.8 Predicting the area of bone formation in the scaffold hole[99]

图9 内部微孔道结构（a）和支架结构模型（b）[68]Fig.9 The internal microporous channel structure（a）and the scaffold structure model（b）[68]

图10 不同微孔道结构的细化[68]Fig.10 Refinement of different micro⁃pore channel structures[68]

Foroughi等[39]将球形孔的面心立方结构与常规的正交圆柱结构支架进行力学性能比较，发现球形孔的面心立方结构具有渐变的界面，可以减小应力集中，使机械载荷分布的更加均匀，如图11所示。结果表明，支架内部凹的表面为细胞的增殖提供了更好的环境，细胞增殖率高。科研人员对支架的设计进行了很多研究，发现具有90°弯曲的通路比非弯曲通路更能加快成骨细胞生长，即设计支架的内部通路遵循正交模式，无法达到天然骨的复杂结构[61，92，102]。为了设计更接近人体骨组织结构的支架，Fonseca等[92]制备了非正交结构的支架，具有独特弯曲几何形状的圆形结构支架和正弦型结构支架，如图12所示，通过评估支架的形态和力学行为得出非正交结构具有较高的弹性模量值。支架内部引入较少的正交结构，可以更好地模拟组织细胞外基质（ECM），在成骨方面具有积极影响。Dou等[103]研究分层梯度降解的支架，支架的大孔结构在早期起到增强细胞黏附和增殖的作用，随着支架的快速降解，在连接的通路中，为骨再生提供一个动态的生长空间[104]。Di Luca 等[105]也研究了梯度支架，制备了沿轴向离散孔径梯度的支架。对人骨髓间充质干细胞（hMSCs）的增殖、细胞外基质（ECM）沉积和软骨细胞的分化进行了评价。发现hMSCs的增殖分化与连接通路相关，连接通路的不同会导致营养的运输出现局部梯度，利于新生骨的生长。

图11 球形孔的面心立方结构与常规的正交圆柱结构模型图及有限元分析云图[39]Fig.11 Model diagram and finite element analysis cloud diagram of face centered cubic structure of spherical hole and conventional orthogonal cylindrical structure[39]

图12 SEM显微照片[92]Fig.12 SEM micrographs[92]

6 结语

本文综述了3D打印骨组织支架孔隙结构对支架性能的影响，3D打印技术可以方便、快捷的制备个性化的骨组织支架，由于人体骨骼结构的复杂性需要对支架结构的孔隙形状、孔径大小、孔隙率、表面粗糙度、连接通路等方面进行研究，来提高骨组织再生的力学性能、成骨性能、降解性能、生物活性等，现就当前的研究得出以下几个结论加以参考：

（1）对孔隙形状、孔径大小、孔隙率进行梯度设计，制备中空结构支架，使支架结构的孔隙形状更接近天然骨，从而提高骨组织再生的力学性能、成骨性能、降解性能等。

（2）增大表面粗糙度，改善细胞的黏附和增殖，进一步提高骨传导性，促进新骨的形成。

（3）设计非正交连接通路的结构，形成分层梯度的支架，提高骨组织再生的降解性能，为后期骨再生提供一个动态的生长空间。

在孔隙结构的设计中还存在诸多问题，只考虑了结构的影响，很少将生物相容性、生物可吸收性、生物降解性与降解速率综合考虑。未来还可以应用多喷头3D打印设备将具有两个或多个不同复合材料层的梯度、结构的梯度结合研究，从而制备出个性化的支架，促进新骨生长，修复骨缺损。也可开发多功能支架，满足特定人群的需要。