3D打印用于骨缺损治疗的研究进展

2023-03-21岳晓锟米雪莲苏治孔维庆王天畅马振江毛远青王金武

中华骨与关节外科杂志 2023年1期

岳晓锟，米雪莲，苏治，孔维庆，王天畅，马振江，毛远青，王金武

骨缺损主要是由高能量创伤、关节翻修、病理性骨折、骨肿瘤切除、骨髓炎清创等引起，在临床工作中其治疗仍然是一个巨大的挑战。目前传统治疗手段主要有牵引成骨[1]、同种异体骨移植[2]、自体骨移植[3]和假体置换[4]。在所有临床可用的移植物中，自体骨具有来源有限、供体部位并发症发生率高和延长手术时间的缺点，但仍然是骨替代的“金标准”[5]。同种异体移植物或异种移植物具有免疫反应并发症、疾病传播风险和缺乏成骨特性的缺点，这可能导致骨吸收、骨不连、治疗失败，因此其应用也受到限制[6-8]。有些骨缺损形状不规则，常规移植物很难满足植骨需求。近年来，3D打印技术发展迅速，在医疗领域应用越来越广泛，特别是在治疗骨缺损方面应用较多，本文对该技术在骨缺损治疗的最新研究进展方面进行综述，并对具有研究前景的生物3D 打印组织工程支架做重点介绍。

1 3D打印在骨缺损修复手术前的应用

随着材料工程和医学影像技术的不断发展，3D打印可通过计算机辅助设计（computer aided design,CAD）进行三维重建，根据个性化模拟制造出大小、形态完全一致的实体三维模型，应用骨缺损修复中的术前诊断和手术模型，直接或间接地提高了手术精准度。

薛娇等[9]使用数字三维重建联合3D 打印技术在血管化腓骨移植修复重建下颌骨缺损手术前重建出下颌骨三维数字模型，以健侧上颌骨为原型，复原出患侧缺损处三维模型，制作3D打印模型，在此模型上进行移植腓骨的设计制备，对重建固定板进行术前精准预弯，实际手术与模拟手术的效果一致,节省了术中弯制重建板的时间，使移植腓骨与下颌骨断端精密接合，术后面型恢复良好。Han 等[10]使用3D 打印技术辅助治疗1例股骨骨折导致的巨大骨缺损，在使用打印的骨模型进行手术之前，选择形状预先一致的同种异体骨作为骨缺损的补片，所有步骤均在术前打印模型进行模拟，然后进行手术，术后复查X线片、国际肌肉骨骼肿瘤学会（Musculoskeletal Tumor Society,MSTS）评分，随访1～27 个月功能恢复持续良好。杜俊炜等[11]利用3D 打印技术辅助外固定架治疗下肢复杂性骨缺损，术前制定计划并进行手术预演，使手术更精准、更微创，术后患者依从性好、满意度高。

采用3D打印技术进行骨缺损修复术前设计和模拟可以最大限度提高手术成功的可能性，提高假体设计和手术过程的可行性，提供比传统方法更准确、更有效的手术效果，保证了精确可靠的手术结果和预后。

2 3D打印骨植入材料修复骨缺损

2.1 临床常用骨植入物

2.1.1 自体骨移植：自体骨移植是骨缺损修复的“金标准”，因为它拥有所需的所有特性，同时保留了完全的组织相容性[5]。由于生长因子的存在，它具有成骨性和骨诱导性，明显的组织相容性，可以提供结构上的支持，并含有活的成骨细胞，且不会传播疾病[12]。使用自体骨移植的缺点是其供应量有限，且大量使用自体骨移植容易发生骨质吸收[13]。采集自体骨会增加时间和失血量，并且可能需要全身麻醉，从而增加了手术的难度。供体部位可能发生包括感染、长时间的伤口引流、再次手术、持续6 个月以上的疼痛和感觉丧失等并发症。Younger和Chapman[14]回顾了243例自体骨移植，20.6%的患者出现轻微的并发症，被描述为浅表感染、轻微的伤口问题、暂时的感觉缺失及轻微的或可缓解的疼痛。

2.1.2 异体骨移植：异体骨来源丰富，形态大小不受限制，现较为广泛的用于临床。临床上，异体骨通过灭菌、脱水、分离解冻、脱钙等步骤制备出不同的类型，来降低免疫原性，包括新鲜冰冻骨、冻干骨、脱钙骨基质等。异体骨有可以生骨的细胞、良好的血供，并且骨形态发生蛋白（bone morphogenetic protein,BMP）可以促进成骨[15]。但异体骨组织相容性低，存在排异反应，并且完全依赖宿主细胞侵入成骨，而大块异体骨深部再血管化非常缓慢，往往成为死骨，还有较高的再骨折发生率，已证实在长期使用中有大量的失败记录[16-18]。

2.2 3D打印个性化定制体内假体植入物

骨缺损的重建方式包括异体骨植骨、自体骨植骨、假体修复等，其中假体修复具有外形美观、能够实现早期活动、稳定性好、功能恢复好等优点。根据患者三维数据重建模型，构造出与患者骨缺损形状、大小相匹配的个性化定制的体内假体植入物，可以降低手术难度、缩短手术时间、加快患者术后恢复。

Mobbs 等[19]报道了2 例使用3D 打印作为术前模具的手术计划和定制设计的钛假体，在这两种情况下，定制设计制作的植入物很容易术中放置，可以降低手术难度并缩短手术时间，避免进一步复杂的重建。Wang 等[20]回顾性分析2015—2016 年间在整块切除后接受个性化3D 打印半骨盆假体治疗的11 例髋臼周围恶性骨肿瘤患者，发现使用个性化的3D 打印半骨盆假体来重建肿瘤切除后的骨缺损可以获得可接受的功能结果，不会出现严重的并发症。Choy等[21]在T9 椎体切除术后使用3D 打印钛T9 椎体植入物治疗原发性骨肿瘤术后的骨缺损，结果显示该假体可以显著减少手术时间。郭宇等[22]在髋关节翻修术中应用3D 打印个性化定制的钛合金骨小梁金属（titanium trabecular metal,TTM）臼杯联合植骨技术重建髋臼骨缺损，术后18 个月随访显示假体位置良好，无松动、移位及螺钉断裂，植骨愈合良好。Ji等[23]为了增加植入物的固定强度，引入了基于电子束熔融的模块化半骨盆内置假体，中位随访时间为32.5个月（9～52 个月），X 线检查未发现髋臼假体不稳定性，初步结果表明此种3D 打印定制化假体具有可接受的早期功能恢复和影像学结果显示的牢靠固定。

2.3 3D打印在大段骨缺损修复中的应用

大段骨缺损是由先天性缺陷、外伤、感染和骨肿瘤造成的[24]，在康复期会导致延迟结合或不结合。目前文献中尚未有对于大段骨缺损的明确定义，所以不少学者根据自己的临床经验划定了大段骨缺损的范围。其中，Nauth 等[25]认为，在成年患者中，范围超过长骨周长的50%或者长度大于2 cm 的骨缺损称为大段骨缺损。在大段骨缺损的治疗中，3D 打印发挥着越来越重要的作用。

丹尼尔·赛德尔丁等[26]回顾分析完成骨肿瘤切除+3D 打印假体植入的24 例患者的临床资料，截骨长度为（18.2±7.3）cm，除去2 例远处转移的患者外，22 例患者的肌肉骨骼肿瘤协会评分术后6 个月均高于术前，末次随访评估结果均为优，表明3D打印假体在重建骨肿瘤切除导致的大段骨缺损中是可行的，术后功能良好，且并发症少。宋恺等[27]总结25 例四肢大段骨缺损患者的病例资料，结果表明3D 打印假体植入可实现骨骼解剖重建与生物力学稳定重建，采取有效的干预措施可减少患者术后并发症的发生。

Li等[28]在猪的模型中使用机器人原位3D打印机进行原位生物打印修复大段骨缺损，此技术在12 min内修复了猪的右胫骨上的大段缺损，且在3 个月后，骨缺损部位出现明显的新生骨，这表明原位3D 打印机器人可以快速、准确地进行人工骨组织工程植入，且术后恢复效果好，在临床应用方面有很大前景。

3 3D打印多孔支架

骨组织工程学是一门利用支架植入细胞或加入生物活性生长因子促进骨修复和再生的学科，其主要研究内容包括支架材料、种子细胞、成骨因子等多个方面[29-30]。支架作为组织工程的三大主要成分之一，是一种暂时性的机械结构，用来模拟骨组织的细胞外基质，除了允许细胞附着、增殖、分化和组织到正常骨骼中，它还可以提供一个能使骨重塑过程在最小并发症发生的情况下进行的环境[31-32]。因此，骨组织工程支架除了满足机械、结构上的要求，还必须满足生物学所需的特性。

理想的支架应具有良好的生物相容性、骨导电性、机械强度、生物降解性，并具有尺寸合适并相互连接的多孔空间，为新形成的骨细胞提供场所[33]。此外，支架降解产物应该是无毒的。

良好的生物相容性是任何组织工程支架的首要标准，即允许细胞黏附、迁移和增殖，而不会引发免疫反应以防止其引起严重的炎症反应[34]。支架的孔隙度决定了细胞-支架相互作用的表面积，因此直接影响细胞附着、生物降解和药物释放速率。理想支架的孔隙率应超过90%，此时的高内表面积体积比，会给细胞更好的附着条件，更有利于骨生长，并且最适直径在300～500 μm之间，用于细胞穿透、血管化和营养输送[33,35-36]。此外，支架还应该具有足够的机械强度，为新生骨提供有效的机械支撑。

目前用于骨组织工程的大多数支架是金属材料、聚合物、生物活性陶瓷（玻璃）和复合材料[37]。然而，单一材料难以满足骨缺损修复的需要，比如合成聚合物材料表现出相对较低的生物活性和较高的疏水性，不利于细胞黏附[38]。为了克服这些限制，金属材料、聚合物材料或生物活性陶瓷材料可以组合在一起构建出复合材料，这些复合材料可以满足各种要求的支架，包括生物相容性、生物降解性、骨导电性、机械强度等[39]。

3.1 金属支架

金属因其良好的生物相容性、较强的耐疲劳性及优异的力学性能而被广泛应用于骨组织工程，目前常见的金属支架材料包括钛及其合金、钴、镍合金等[40]。

在所有金属材料中，钛及其合金是目前应用最广泛的金属支架材料。因其良好的生物相容性、可靠的机械性能和耐腐蚀性被广泛用来制造骨科内植物支架[41-42]。迄今为止，临床研究表明，3D 钛植入物可以作为大块颅骨缺损的可行来源材料。张毅等[43]运用3D 打印技术引导钛网进行精准塑形剪裁，安全可行，并且能缩短修补时间，减少术后并发症及风险，可应用于临床颅骨修补术。王庆等[44]分别给3 组骨缺损兔植入不同孔径的钛合金支架，8周后，3组植入物的孔隙内及植入物周围均不同程度地有新生骨组织，其中孔径600 μm 组几乎所有表层微孔内均有新生骨组织长入，部分新生骨延伸进入支架的深层孔隙中，成骨效果最显著。

金属支架的主要缺点是缺乏生物降解性，其降解率与成骨率不匹配[45]。于是铁-锰（Fe-Mn）合金、镁基合金和锌基合金等多孔可降解金属的临床应用引起了关注。Nie 等[46]采用选择性激光熔化（selective laser melting,SLM）技术制备了Fe-30Mn 多孔生物可降解支架，并将孔隙率控制在37.89%～47.17%，8周的体内实验显示支架对肝、肾无损伤，并表现出与天然骨相似的弹性和拉伸强度，有着长期的体内骨整合能力，且此比例的铁-锰合金在抑制细胞活力和力学性能之间保持了平衡。在Chou 等[47]对喷墨3D 打印Fe-30Mn 粉末制造支架的研究中，与纯铁支架相比，3D打印的Fe-30Mn支架展现出相对较高的降解率。

同样具有生物可降解性的金属还有镁（Mg）。研究表明，与其他金属植入物相比，镁合金具有较高的机械强度和弹性模量等物理性能，更接近天然人骨，并且还有优秀的促成骨能力[48-50]。但是镁因其高腐蚀速率导致降解产物在体内快速释放，从而使得机械支撑力下降，因此需要采取相关措施控制镁的高耐蚀率[51-52]。在Lai 等[53]的研究中，利用低温快速成型（low temperature rapid prototyping,LT-RP）技术制备了一种新型的含多孔聚乳酸-羟基乙酸共聚物［poly(lactic-co-glycolic acid),PLGA］、β-磷酸三钙（β tricalcium phosphate,β-TCP）、镁粉的支架（PTM支架），术后12 周，小动物计算机体层显像（micro-CT）、组织学及力学性能分析均显示PTM 支架可以显著促进新骨形成，增强新骨力学性能。PTM 支架组平均骨体积比PLGA/β-TCP 组大56.3%，显示了镁的优秀成骨能力以及复合材料对镁高耐蚀率的弥补作用。

3.2 生物陶瓷支架

生物陶瓷材料含有金属和非金属成分，它具有良好的生物相容性、适当的生物降解性和内在的骨诱导能力，并且其化学性质与骨相似，具有较高的抗压强度和较低的延展性，而被广泛用于3D 打印[54-55]。常用的生物陶瓷材料包括羟基磷灰石（hydroxylapatite,HA）、β-TCP、硅酸钙（CaSiO3）、双相磷酸钙、磷酸镁、氧化铝、氧化锆等。

磷酸钙是天然骨组织的主要成分，已被证明能刺激干细胞和骨祖细胞的成骨。磷酸钙衍生物释放的磷酸盐离子在诱导干细胞成骨分化中起关键作用[56]。Wang等[57]在3D打印HA支架上涂有重组人骨形态发生蛋白2（recombinant human bone morphogenetic protein,rhBMP-2）递送微球，体内实验表明，rhBMP-2微球涂层的HA 支架具有理想的骨再生能力。尽管HA 是磷酸钙最稳定的形式之一，但因其机械性能脆弱，且pH 值下降缓慢、溶解离子无法对周围环境进行有效刺激，在骨再生中的应用目前有限，故常与其他聚合物构建复合材料[58]。Liu 等[59]在复合陶瓷（β-TCP/CaSiO3）上原位构建了均匀的HA 表面层，微纳米HA 促进了骨髓间充质干细胞（bone marrow derived mesenchymal stem cells,BMSCs）的黏附和成骨分化，以及人脐静脉内皮细胞的血管生成基因表达。

β-TCP是常见的磷酸钙材料，因其良好的生物降解性常被用于骨再生[58]。段钢等[60]用3D 打印技术针对实验兔股骨髁制备个性化β-TCP 仿生骨支架，支架的形态和结构与设计目标相符，内部结构与兔股骨相似，实验组兔植骨处出现成熟的骨小梁和骨髓组织，新生骨量较多，植入材料存留较少，提示支架材料已转化为成熟骨组织，因而β-TCP 是一种较为理想的骨缺损修复材料。

3.3 聚合材料支架

聚合物已被广泛用作制造组织工程支架的生物材料，其可以是天然的，也可以是合成的。天然聚合物，如纤维蛋白、透明质酸、壳聚糖和胶原蛋白，表现出与人体的小分子成分相似的结构，具有较高的生物相容性、优异的生物降解性、骨传导性和低免疫原性[61-62]。Deng 等[63]使用甲基丙烯酰明胶（gelatin methacryloyl,GM）结合甲状旁腺激素修饰的丝素蛋白（silk fibroin grafted with parathyroid hormone,SF-PTH）水凝胶和包裹GM 结合甲基丙烯缩水甘油酯修饰的丝素蛋白（silk fibroin immobilized with methacrylic anhydride,SF-MA）水凝胶构建了骨-软骨一体化修复生物支架，结果表明此支架能够促进骨软骨缺损的再生，并在很大程度上维持透明软骨的表型。

与天然聚合材料相比，合成聚合材料具有更好的机械强度、更高的可加工性和可控的降解速率，并且降解产物的毒性低，可以实现完全代谢，这些合成聚合材料包括聚乳酸［poly（lactic acid）,PLA］、聚乙醇酸、聚己内酯（polycaprolactone,PCL）、聚乙二醇、PLGA 等，并且可以利用这些可控的性质针对特定需求及应用制作定制化支架[64-66]。Temple 等[67]开发了一系列定制的3D 打印PCL 支架，可以构建出精细的解剖形状和可控的内部孔隙率，用于治疗大型颅颌面骨缺损，并且这些支架显示出出色的生物学性能，可以支持诱导人类脂肪干细胞形成脉管系统和骨骼。

3.4 复合支架

复合材料由两种或两种以上具有不同性能的材料组合而成，每种材料只显示一些优点和特定的缺点。这种组合可以是共聚物、聚合物-聚合物共混物或聚合物-陶瓷复合材料的形式[37]。

因为人体骨是由无机HA 晶体和有机胶原纤维混合制成的复合材料，所以在众多复合支架中，聚合物-陶瓷复合材料在仿生方面更具优势。将由PCL和β-TCP组成的3D打印复合支架植入兔股骨头的裂隙中，与对照组相比，复合支架具有更高的促进新骨向内生长能力，这种3D 打印的β-TCP/PCL 支架可能是一种用于治疗早期股骨头坏死的很有前景的可吸收植入物[68]。徐燕等[72]制作的3D 打印PCL/HA 支架借助多巴胺表面修饰，将软骨源性形态发生蛋白1负载于支架上，体外与人BMSCs共培养，可明显促进细胞黏附、增殖及成软骨分化。

两种材料构建的复合支架还可以负载各种有促进成骨作用的生物活性因子或金属离子，以增加复合支架的骨诱导性。Li 等[70]将锌亚微米颗粒添加到PLGA/β-TCP 中，构建了一种新型的骨修复生物支架，在体内外实验中，与不含锌粒的PLGA/β-TCP 支架相比，该支架对BMSCs 的活性无不良影响，并能促进其黏附和成骨分化，表现出更高的成骨和抗炎性能。Feng 等[71]将可降解聚合物聚L-丙交酯［poly(l-lactide),PLLA］与聚醚醚酮（polyetheretherketone,PEEK）和β-TCP 通过选择性激光烧结（selective laser sintering,SLS）技术制备多材料支架，结果表明，随着PLLA 的降解，膜上形成大量的空洞，使β-TCP 与体液直接接触并进行离子交换，组织学分析显示有新的骨组织从支架边缘向中心生长。Sun 等[72]采用由明胶、明胶甲基丙烯酰基和聚乙二醇丙烯酸酯组成的改性生物墨水来构建含有BMSCs、RAW264.7巨噬细胞和负载BMP-4 的介孔二氧化硅纳米颗粒（mesoporous silica nanoparticles,MSNs）的3D 生物打印支架，MSNs 释放的BMP-4 和M2 巨噬细胞分泌的BMP-2 共同刺激3D 生物打印支架中的BMSCs 成骨分化，在糖尿病大鼠颅骨临界尺寸缺损模型中，此支架显著加速了骨修复。