3D打印技術(shù)制備生物醫(yī)用高分子材料的研究進展

3D打印技術(shù)能夠根據(jù)不同患者需要，快速精確制備適合不同患者的個性化生物醫(yī)用高分子材料，并 能同時對材料的微觀結(jié)構(gòu)進行精確控制．因此， 這種新興的醫(yī)用高分子材料制備技術(shù)在未來生物醫(yī)學應用（尤其是組織工程應用）中具有獨特的優(yōu)勢．近年來，對于3D打印技術(shù)制備生物醫(yī)用高分子材料的研究開發(fā)受到了越來越多的關(guān)注。南極熊覺得，2016年是3D打印在生物醫(yī)療方面長足發(fā)展的一年，不同的生物相容高分子原料被應用于3D打印技術(shù)，而這些3D成型高分子材料被用于體外細胞培養(yǎng)，或動物模型的軟組織或硬組織修復中．接下來我們主要來看一下近年來3D打印技術(shù)在生物醫(yī)用高分子材料制備中的研究進展，并對該領(lǐng)域的未來應用和挑戰(zhàn)進行了展望。下面是南極熊年底對2016年生物3d打印技術(shù)發(fā)展的盤點，盤點：2016年生物3D打印領(lǐng)域突破進展

國內(nèi)外對3D打印在生物醫(yī)療上的應用研究有著很大的進步，南極熊之前報道過很多，例如國內(nèi)的藍光英諾和國外的哈佛大學的研究機構(gòu)：熊眼都愣住了，我國藍光英諾生物3D打印血管，用到30只猴子身上
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3D打印技術(shù)的基本制造過程是按 照“分層制造、 逐層疊加”的原理．例如，可以根據(jù)CT等成像數(shù)據(jù)，經(jīng)計算機3D建模轉(zhuǎn)換后，再以STL格式文件輸入到計算機系統(tǒng)中，并分層成二維切片數(shù)據(jù)，通過計算機控制的3D打印系統(tǒng)進行逐層打印，疊加后最終獲得三維產(chǎn)品．目前應用較多的3D打印技術(shù)主要包括光固化立體印刷（SLA）、熔融沉積成型（FDM）、選擇性激光燒結(jié)（SLS）和三維噴�。�3DP）等。

3D打印技術(shù)的應用領(lǐng)域也在隨著技術(shù)的進步而不斷擴展，包括生活用品、機械設備、生物醫(yī)用材料， 甚至是活體器官．在生物醫(yī)學領(lǐng)域，目 前3D打印技術(shù)在國際上已開始被應用于器官模型的制造與手術(shù)分析策劃、個性化組織工程支架材料和假體植入物的制造、以及細胞或組織打印等方面 ．例如，在骨科、口腔頜面外科等外科 疾病中通常需要植入假體代替損壞、 切除的組織，以恢復相應的功能以及外觀，然而，目前臨床所使用的替代材料都是按照固定模式制造，難以與患者的缺損部位完美匹配，無法獲得十分滿意的效果．而利用3D打印技術(shù)則可以根據(jù)不同患者的CT、磁共振成像（MRI）等成像數(shù)據(jù)，快速制造個性化的組織工程支架材料，甚至可以攜帶細胞對組織缺損部位進行原位細胞打印， 該技術(shù)不僅能實現(xiàn)材料與患者病變部位的完美匹配，而且能在微觀結(jié)構(gòu)上調(diào)控材料的結(jié)構(gòu)，以及細胞的排列，更有利于促進細胞的生長與分化， 獲得理想的組織修復效果。

因此，在近年來，3D打印技術(shù)被越來越多的應用于生物醫(yī)用材料的制備．另外，生物相容與生物可降解高分子在生物醫(yī)學應用，尤其是組織工程應用中具有獨特的優(yōu)勢，因此，3D打印技術(shù)應用于制備生物醫(yī)用高分子材料的研究在近年來取得了顯著的進展．本綜述著重總結(jié)了近年來利用不同的3D打印技術(shù)在制備生物醫(yī)用高分子材料， 包括生物可降解組織工程支架材料、水凝膠，以及攜帶細胞的生物打印系統(tǒng)方面的研究進展。

光固化立體印刷
1 生物可降解組織工程支架
光固化立體印刷技術(shù)（SLA）使用的原料為液 態(tài)光敏樹脂，也可在其中加入其他材料形成復合材料．它是采用計算機控制下的紫外激光束以計算機模型的各分層截面為路徑逐點掃描，使被掃描區(qū)內(nèi)的樹脂薄層產(chǎn)生光聚合或光交聯(lián)反應后固化，當一層固化完成后，在垂直方向移動工作臺，使先前固化的樹脂表面覆蓋一層新的液態(tài)樹脂，逐層掃描、固化，最終獲得三維原型．SLA技術(shù)具有高精度、性能穩(wěn)定、產(chǎn)品力學強度高等優(yōu)點，其缺點是成型產(chǎn)品需要清洗除去雜質(zhì)，可能造成產(chǎn)品變形．

SLA技術(shù)是目前技術(shù)最成熟和應用最廣的3D打印技術(shù)． 目前常用于SLA技術(shù)制備生物可降解支架材料的高分子原料包括光敏分子修飾的聚富馬酸二羥丙酯（PPF）、聚（D，L-丙交酯）（PLA）、聚（ε-己內(nèi)酯）（PCL）、聚碳酸酯，以及蛋白質(zhì)、多糖等天然高分子．為了降低液態(tài)樹脂原料的黏度，還需要加入小分子的溶劑或稀釋劑，常用的如可參與光聚合反應的富馬酸二乙酯（DEF）和N-乙烯基吡咯烷酮（NVP），以及不參與聚合反應的乳酸乙酯 ．該技術(shù)獲得的3D成型材料具有可調(diào)控 的孔尺寸、孔隙率、貫通性和孔分布．韓國浦項 科技大學Cho等以PPF為原料， 通過利用SLA技術(shù)制備的多孔支架具有與人松質(zhì)骨相似的力學性質(zhì)， 并發(fā)現(xiàn)支架能促進成纖維細胞的黏附與分化  ．通過將PPF支架移植到兔皮下或顱骨缺損 部位的實驗表明，PPF支架會在動物體內(nèi)引起溫和的軟組織和硬組織響應  ．移植2周后會出現(xiàn) 炎性細胞、血管生成和結(jié)締組織形成，然而，到第8周，炎性細胞密度降低并形成更規(guī)則的結(jié)締組織。

脂肪族聚酯（如聚（D， L-丙交酯）（PLA）和聚（ε-己內(nèi)酯）（PCL））由于具有良好的生物相容性和可調(diào)節(jié)的生物降解性能，因此目前被廣泛應用于生物醫(yī)用領(lǐng)域．以脂肪族聚酯為原料的3D打印成型技術(shù)也受到了越來越多的關(guān)注．荷蘭屯特大學Grijpma等以富馬酸封端的3臂聚（D，L-丙交酯）（（PLA-FA）3）為原料， N-乙烯基吡咯烷酮（NVP）為稀釋劑和共聚單體，通過立體印刷技術(shù)制備了具有規(guī)整螺旋孔結(jié)構(gòu)的可降解組織工程支 架（圖2（B））  ．支架材料的親水性可以根據(jù)NVP共聚單體的含量調(diào)節(jié)．支架材料的楊氏模量則受到材料的含水量的影響．經(jīng)水中浸泡后的支架，楊氏模量隨著NVP含量的增加而降低，而干燥狀態(tài)下的材料的楊氏模量則隨著NVP含量的增加而升高．研究發(fā)現(xiàn)該支架材料能促進鼠前成骨細胞的黏附與增殖．

另外，同一課題組還以甲基丙烯酸酯封端的線性或多臂PLA為原料，以乳酸乙酯為非反應稀釋劑，制備了可降解的多孔支架 ．支架材料的力學性質(zhì)受到原料分子量的影響，如以較高分子量的線性PLA為原料的產(chǎn)品具有較高的力學強度， 而多臂PLA原料臂長只有高于600g/mol時才具有較好的力學性質(zhì)．聚（ε-己內(nèi)酯）（PCL）由于具有較低的熔點，因此以雙鍵修飾的PCL為原料，可以不需要添加溶劑，這樣能避免支架材料中殘留溶劑  ．研究發(fā)現(xiàn)，獲得的 支架與CAD模型能精確匹配， 沒有發(fā)生明顯的收縮．材料的平均孔徑和孔隙率分別為465μm和70.5%．以雙鍵修飾的脂肪族聚酯，如PLA或聚（D，L-乳酸-ε-己內(nèi)酯）（PLACL）為原料，根據(jù)模型設計，可制成具有不同內(nèi)部孔結(jié)構(gòu)的生物可降解支架材料，如立方形、菱形、螺旋行等孔結(jié)構(gòu)  ．獲得3D成型產(chǎn)品的整體結(jié)構(gòu)對應于CAD 模型的精確度達到95%． 聚碳酸酯也是一類應用廣泛的生物降解高分子材料．因此，聚碳酸酯也被用于立體印刷的樹脂原料．日本九州大學的Matsuda等以丙烯酸酯修飾的聚（三亞甲基碳酸酯）（PTMC）為原料，通過微立體印刷技術(shù)，制備了三維微柱、微條、微錐和多微通道結(jié)構(gòu)。
藍光發(fā)展創(chuàng)新升級生物材料 助推3D生物打印產(chǎn)業(yè)化發(fā)展

在材料中引入聚乙二醇（PEG） 組分會降低材料的細胞黏附性．通過在老鼠皮下的移植實驗，發(fā)現(xiàn)PEG的含量與分子量會對材料的溶脹率、 降解速率，以及藥物擔載和釋放能力產(chǎn)生明顯的影響．此外，支架的幾何形態(tài)（如孔徑）對于材料的細胞黏附性產(chǎn)生明顯的影響 ． 支架材料的物理參數(shù)（如力學硬度、孔徑、通道幾何形狀等）能對細胞的信號表達和分化產(chǎn)生顯著影響．研究發(fā)現(xiàn)，對于具有螺旋孔結(jié)構(gòu)的支架，具有較大孔徑的材料能獲得較高的細胞密度  ．具有高滲透性、多孔通道和力學硬度的支 架能明顯促進成骨細胞的信號表達．此外，3D 成型支架材料的生物相容性和細胞/組織響應性可以通過引入生物活性分子來調(diào)節(jié)．通過使用生物活性短肽（如RGD、 生物素等）對材料進行表面修飾，可以調(diào)節(jié)材料與細胞的相互作用，能促進細胞在材料表面的黏附、增值與分化  ．另外， 考慮到（甲基）丙烯酸酯的殘留可能會造成對皮膚的刺激及其他毒性，具有較低細胞毒性的乙烯酯也被用于立體印刷的原料單體 ．

乙烯酯具有 與（甲基）丙烯酸酯相當?shù)霓D(zhuǎn)化率和產(chǎn)品壓痕模量．通過細胞實驗對比，乙烯酯具有比（甲基）丙烯酸酯更低的細胞毒性．將材料移植入成年新西蘭白兔的股骨遠端缺損部位后，組織學分析顯示材料具有良好的動物體內(nèi)相容性． 由于羥基磷灰石（HA）具有優(yōu)良的骨誘導性能， 因此HA與光敏高分子一起作為原料，可用于制備具有生物活性的骨組織工程支架材料．韓國浦項科技大學Cho等使用PPF/HA為原料，制備了3D復合支架材料 。獲得的支架材料的孔和 骨架結(jié)構(gòu)均一，且孔間相互貫通，使用HA粉末能有效地產(chǎn)生納米/微米尺度形態(tài)．加入HA能進一步促進胚胎成骨細胞前體細胞在支架上的黏附和增殖．日本東京醫(yī)科大學的Matsuo等以聚（L-乳酸/HA）（PLLA/HA）為原料，制備了可吸收多孔托架，輔助牙齒移植材料一起，用于下頜骨腫瘤切除后的下頜骨重建，獲得了比金屬鈦支架更好的修復效果  ．另外，以碳酸酯寡聚體-雙甲基丙烯酸酯（OCM-2）/HA為原料，利用立體印刷技術(shù)制成的復合材料能促進骨形成，以及材料與骨的結(jié)合  ．尤其是，材料經(jīng)過超臨界CO2處理后，增 加了材料與骨組織的接觸面積，顯著提高了材料的生物相容性．

2 生物可降解水凝膠
水凝膠是一種具有高水含量的親水性或雙親性聚合物三維網(wǎng)絡  ．由于水凝膠具有良好的 生物相容性， 以及與人體軟組織相似的力學性質(zhì)，因此被廣泛應用于組織工程支架材料與藥物的可控釋放中．目前， 傳統(tǒng)的水凝膠制備方法主要是通過高分子鏈間的化學反應或物理相互作用，難以實現(xiàn)對水凝膠外部和內(nèi)部結(jié)構(gòu)的精確調(diào)控．而3D打印技術(shù)則能實現(xiàn)對材料外部形態(tài)和內(nèi)部微結(jié)構(gòu)的精確調(diào)控， 有利于調(diào)控細胞的分布，以及材料與生物體的匹配，因此具有獨特的優(yōu)勢．適用于立體印刷技術(shù)制備水凝膠的常用原料包括（甲基）丙烯酸酯封端的PEG，并可通過引入細胞黏附肽RGD、肝素等生物分子，實現(xiàn)在微觀結(jié)構(gòu)上調(diào)控細胞的黏附或生長因子的釋放，當然南極熊在相關(guān)方面也有過報道：
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材料的性質(zhì)受到 紫外光照時間和原料濃度的影響 ．美國德克薩 斯大學埃爾帕索分校的Arcaute等以PEG雙丙烯酸酯（PEG-DA）為原料，利用立體印刷技術(shù)制備了具有多內(nèi)腔結(jié)構(gòu)的水凝膠神經(jīng)導管支架  ．該 支架材料經(jīng)凍干/溶脹后，能較好的維持材料的初始形態(tài)， 適合于體內(nèi)移植．具有較高PEG含量的水凝膠具有較好的抗縫合線拔出強度，而具有多內(nèi)腔的導管比只含有單內(nèi)腔的導管表現(xiàn)出更高的抗壓強度，與市售的神經(jīng)導管的抗壓能力相當．美國康奈爾大學的Butcher等以PEG-DA/藻酸鹽復合原料制備了主動脈瓣水凝膠支架．該水凝膠的彈性模量可在5.3～74.6kPa范圍內(nèi)變化．制備較大的瓣膜可獲得更高的精確度．種植于水凝膠支架上的豬主動脈瓣間質(zhì)細胞在培養(yǎng)21天后具有接近100%的存活率．另外， 通過立體印刷技術(shù)，以甲基丙烯酸修飾的PLA-PEG-PLA三嵌段共聚物為原料，可以制備出多孔或非多孔水凝膠，材料具有較窄的孔徑分布、良好的貫通性和力學性質(zhì)  ．所得的水凝膠能促 進人間充質(zhì)干細胞的黏附和生長。

天然高分子也可作為立體印刷技術(shù)的原料制備水凝膠．例如，以甲基丙烯酸酯修飾的明膠為原料，制備了微結(jié)構(gòu)可控的水凝膠  ．水凝膠的力 學性質(zhì)可以通過改變原料結(jié)構(gòu)和高分子濃度來調(diào)節(jié)．材料孔結(jié)構(gòu)的貫通性能促進人臍靜脈內(nèi)皮細胞（HUVEC）的均一分布和分化， 并能維持細胞的表型和生物功能（圖4）．另外，以芐酯修飾的透明質(zhì)酸衍生物或甲基丙烯酸羥乙基酯（HEMA）修飾的葡聚糖/透明質(zhì)酸（Dex-HEMA/HAc）為原料制備的3D水凝膠，具有良好的細胞相容性 ．通 過以芐酯修飾的透明質(zhì)酸衍生物為原料，成功制 備了耳廓支架

熔融沉積成型
熔融沉積成型（FDM）是采用熱熔噴頭，使得 熔融狀態(tài)的材料按計算機控制的路徑擠出、沉積，并凝固成型，經(jīng)過逐層沉積、凝固，最后除去支撐材料，得到所需的三維產(chǎn)品．FDM技術(shù)所使用的原料通常為熱縮性高分子， 包括ABS、聚酰胺、聚酯、聚碳酸酯、聚乙烯、聚丙烯等．該技術(shù)特點是成型產(chǎn)品精度高、 表面質(zhì)量好、成型機結(jié)構(gòu)簡單、無環(huán)境污染等，但是其缺點是操作溫度較高．近年來，利用FDM技術(shù)制備生物醫(yī)用高分子材料也受到越來越多的重視， 尤其是以脂肪族聚酯為原料制備生物可降解支架材料，取得了相當多的進展．材料的性質(zhì)受到壓力梯度、熔體流速、溫度梯度等影響  ．

新加坡南洋理工大學的Hutmater等使用PCL為原料，通過FDM技術(shù)制備了蜂窩狀、內(nèi)部完全貫通的可降解3D組織工程支架，材料的通道尺寸為160～700μm，孔隙 率為48%～77%．材料的壓縮硬度可從4～77MPa范圍內(nèi)變化，而屈服強度為0.4～3.6MPa，屈服應變?yōu)?%～28%．材料的孔隙率與壓縮性質(zhì)具有高度的相關(guān)性．人初級成纖維細胞與材料共培養(yǎng)后， 3～4周后發(fā)現(xiàn)細胞完全充滿支架的空隙．當將表面含有骨髓間充質(zhì)細胞的3D支架移植到豬眼眶的創(chuàng)口后，獲得比沒有支架材料或沒有種植細胞的支架更好的新骨形成效果  ．南洋 理工大學的Teoh等以PCL為原料，利用FDM技術(shù)制備了骨軟骨復合支架，并將成骨細胞與軟骨細胞分別種植于支架的兩部分。

2種細胞在支 架中分泌出不同的細胞外基質(zhì)，在成骨細胞種植區(qū)出現(xiàn)了較高的骨鈣，而軟骨細胞種植區(qū)測得了較高的堿性磷酸酶．該結(jié)果表明，這種3D打印的PCL支架可望應用于骨軟骨修復方面． 荷蘭烏特勒支藥學研究所Hennink等使用芐基保護的羥甲基乙交酯（BMG）與己內(nèi)酯（ε-CL）共聚，然后再進行芐基脫保護，獲得了羥甲基乙交酯（HMG）與ε-CL的共聚物（PHMGCL），并通過纖維熔體沉積技術(shù)制備了3D支架．側(cè)鏈羥 基的引入增加了材料的親水性和降解速率，并增強了細胞對材料的黏附， 促進了人間充質(zhì)干細胞的存活和增值， 以及成骨分化．PHMGCl（HMG∶Cl=8∶92）3D支架經(jīng)皮下移植到Balb/c鼠體內(nèi)后，PHMGCl支架在3個月內(nèi)重量損失達到60%，PHMGCl的分子量也出現(xiàn)了明顯的降低，而PCL支架則沒有出現(xiàn)明顯的重量損失．另外， 材料移植到鼠體內(nèi)后引起了溫和的炎性反應，局部出現(xiàn)了巨噬細胞、淋巴細胞和纖維化．在動物皮下，PHMGCl支架比PCL支架具有較高的血管生成效果． 韓國浦項科技大學的Cho等以PCL/PLGA為原料，使用一種多頭沉積技術(shù)，制備了復合3D支架  ．材料具有600μm的孔徑和69.6%的孔 隙率，壓縮強度和模量分別為0.8和12.9MPa，材料在細胞實驗過程中能夠維持初始結(jié)構(gòu)．另外，多頭沉積技術(shù)還能有效地在3D支架中填充入水凝膠， 而水凝膠可以作為生長因子或細胞的理想載體載入3D支架中  ．經(jīng)過貽貝黏附肽（尤其是結(jié)合RGD后）修飾的PCL/PLGA三維支架能提高人脂肪衍生干細胞的黏附、增值和成骨分化，并促進動物體內(nèi)顱骨缺損部位的骨再生 。

另 外， 聚（L-丙交酯-ε-己內(nèi)酯）（PLLACL）無規(guī)共聚物也被用于3D纖維沉積技術(shù)制備生物降解支架 ． 其他聚酯材料也被用于FDM技術(shù)制備可降解支架材料．荷蘭屯特大學的Woodfield等以生物可降解的聚乙二醇-對苯二甲酸酯/聚對苯二甲酸丁二醇酯（PEGT/PBT）嵌段共聚物為原料，以6月大的新西蘭白兔股骨遠端和脛骨近端關(guān)節(jié)的三維CT成像數(shù)據(jù)為模型，利用3D纖維沉積技術(shù)分別制備了兔股骨和脛骨修復支架， 并將從兔自身提取的軟骨在支架上培養(yǎng)一段時間后，移植到兔的關(guān)節(jié)缺損部位進行原位關(guān)節(jié)修復 ．移植6周后，支架分別與股骨和脛骨結(jié)合，然而，形成的纖維軟骨狀組織， 還沒有達到移植軟骨的效果，

聚酯與無機粒子的復合物也能用于熔融沉積成型制備3D支架材料．在原料中加入20%的磷酸三鈣（TCP）后，能促進人間充質(zhì)干細胞（hMSCs）的增殖與成骨分化．當載有hMSCs細胞的PCL-TCP支架移植到裸鼠股骨缺損部位后，hMSCs能在移植3周后保持存活，然而，只有50%的股骨缺損部位有新骨生成．在PCL-TCP三維支架中載入15%的慶大霉素（PT15）后，能有效地在2h內(nèi)消除細菌，而且沒有出現(xiàn)明顯毒性  ．當使用PT15來處理感染的鼠全層傷口時， 也能有效地消除創(chuàng)口的細菌．另外， PT15處理的實驗組沒有出現(xiàn)明顯的整體感染，能有效地促進傷口愈合．PLGA/TCP復合3D支架移植到兔股骨缺損部位12周后，表現(xiàn)了良好的骨誘導性能，并且材料逐漸降解  ．然而，進一步在支架表面添 加羥基磷灰石組分并沒有對材料的降解與骨形成產(chǎn)生顯著影響．另外，同時載有成骨細胞與人臍靜脈內(nèi)皮細胞的PCL/PLGA/TCP復合3D支架在移植到鼠顱骨缺損12周后， 同時載有兩種細胞的3D支架比只載有一種細胞的支架具有更好的促新骨形成效果  ．

選擇性激光燒結(jié)
選擇性激光燒結(jié)（SLS）是采用激光束按照計 算機指定路徑掃描，使工作臺上的粉末原料熔融、粘結(jié)固化．當一層掃描完畢，移動工作臺，使固化層表面鋪上新的粉末原料， 經(jīng)過逐層掃描粘結(jié)，獲得三維材料．與SLA技術(shù)通過紫外光逐層引發(fā)液態(tài)樹脂原料發(fā)生聚合或交聯(lián)反應不同，SLS技術(shù)是通過激光產(chǎn)生高溫使粉末原料表面熔融、相互粘結(jié)來形成三維材料．SLS技術(shù)常用的原料包括塑料、 陶瓷、金屬粉末等．其優(yōu)點是加工速度快，且無需使用支撐材料，但缺點是成型產(chǎn)品表面較粗糙，需后處理，加工過程中會產(chǎn)生粉塵和有毒氣體，而且持續(xù)高溫可能造成高分子材料的降解，以及生物活性分子的變形或細胞的凋亡，該技術(shù)不能用于制備水凝膠支架．以生物可降解高分子為原料， 利用SLS技術(shù)，也是制備外部形態(tài)和內(nèi)部結(jié)構(gòu)可控3D醫(yī)用高分子材料的有效途徑。
UCLA開發(fā)出新型生物墨水，可通過噴射技術(shù)3D打印成藥物

對支架性能產(chǎn)生影響的主要參數(shù)包括顆粒尺寸、激光能量、激光掃描速率、部分床層溫度等 美國密歇根大學的Das等使用PCL為原料，通過SLS技術(shù)制備了3D可降解多孔支架，支架材料的壓縮模量和屈服強度分別為52～67MPa和2.0～3.2MPa，該結(jié)果達到或接近了人松質(zhì)骨力學性質(zhì)范圍  ．獲得的3D支架材料能與動物 骨組織良好的結(jié)合，具有良好的生物相容性．按照豬的下頜髁突原型， 制備了PCL下頜髁突支架．使用NaCl等致孔劑，可獲得具有高孔隙率的3D支架材料 ．通過在原料中加入80wt%的NaCl， 可以獲得孔隙率高達90%的3D支架材料，并形成了約1mm的內(nèi)部通道結(jié)構(gòu)．經(jīng)過實驗后處理，99.99%的致孔劑可以被浸提出來．降低激光源能量，可獲得具有較低壓縮硬度的成型材料  ．較 低力學強度的支架材料可以用于某些軟組織工程修復（如心臟組織工程等）．將C2C12成肌細胞與壓縮硬度為345kPa的PCL三維支架共同培養(yǎng)21天后，發(fā)現(xiàn)細胞分布于支架的整個區(qū)域，培養(yǎng)11天后，觀察到C2C12的融合和分化．SLS技術(shù)制備的PCL三維支架也可以用于藥物控制釋放的載體。

以亞甲基藍為模型藥物，與PCL制備 成含有多層同心環(huán)結(jié)構(gòu)的圓柱型藥物控制釋放器件，聚合物和亞甲基藍均一分布于基質(zhì)中，且初期突釋行為可以通過增加同心環(huán)的數(shù)目而降低，模型藥物從該器件中主要以擴散機理釋放．另外，由于SLS技術(shù)操作過程中會產(chǎn)生高溫，因此為了減少可降解高分子原料（如PCL、 PLA等）在加工過程中發(fā)生降解，或造成原料中的生物活性分子變 性， 開發(fā)了一種表面SLS技術(shù) ．該技術(shù)可以控制燒結(jié)過程中只融化顆粒的表層原料． 通過制備聚酯與納米羥基磷灰石（HA）的復合微球，或直接將聚酯粉末與HA粉末共混，通過SLS技術(shù)燒結(jié)，可以獲得聚酯/HA的3D復合材料 ．南洋理工大學的Wiria等利用SLS技術(shù)， 將尺寸為125～250μm的PLGA（95/5）和HA或HA/TCP混合粉末燒結(jié)，制備了人第四中節(jié)指骨支架模型 ．香港大學Wang等以聚（羥基丁酸 酯-羥基戊酸酯）（PHBV）/磷酸鈣（Ca-P）納米復合微球為原料，制備了人近端股骨髁3D多孔支架  ．并通過對支架材料使用明膠/肝素進行表 面修飾，并載入重組人骨形成蛋白-2（rhBMP-2），顯著促進了的細胞的堿性磷酸酶活性和成骨分化． 除了以生物可降解聚酯為原料，也可以使用生物相容的非生物降解高分子為原料（例如聚醚醚酮（PEEK）、聚乙烯醇、高分子量聚乙烯、尼龍-6等）  ，以及它們與HA的復合材料 ， 通過SLS技術(shù)，制備可以適合于臨床使用的個性化假肢等骨修復或骨替代材料.

3D噴印
3D噴印（3DP）技術(shù)是在基底表面鋪上薄層 粉末原料，然后通過計算機CAD模型控制噴頭按照指定路徑將液態(tài)粘結(jié)劑噴在粉末的設定區(qū)域，該層粉末粘結(jié)后上下移動操作臺，并在粘結(jié)層表面鋪上新的薄層粉末， 通過逐層粘結(jié)，最后除去未粘結(jié)的粉末原料， 獲得三維原型材料．3DP技術(shù)操作簡便、產(chǎn)品具有高孔隙率、原料應用范圍廣，其缺點是產(chǎn)品力學強度較低，產(chǎn)品需進行后處理、只能使用粉末原料等．美國Therics公司的Sherwood等通過3DP技術(shù)，制備了上層組分為PLGA/PLLA，下層為PLGA/TCP的軟骨-骨復合支架  ．上層軟骨支架區(qū)的孔隙率為90%，而下層 成骨區(qū)孔隙率控制在55%．研究發(fā)現(xiàn)軟骨細胞更傾向于黏附于支架的軟骨支架區(qū)，培養(yǎng)6周后可以看到軟骨組織的形成．支架的成骨區(qū)力學強度可以達到與人新生松質(zhì)骨同一數(shù)量級．該研究為完全關(guān)節(jié)重建技術(shù)提供了一種新的方案．

直接攜帶細胞打印的生物打印技 術(shù)
直接通過3D打印技術(shù)控制細胞在微觀尺度 的排列分布， 對于調(diào)節(jié)細胞行為、細胞間的相互作用、細胞與材料間的相互作用，以及促進細胞最終形成功能組織具有十分重要的意義．另外，相比于在已成型的支架中種植細胞，直接攜帶細胞打印可以獲得更高的細胞密度．因此， 近年來通過直接攜帶細胞進行3D打印的細胞或組織打印技術(shù)受到了廣泛的關(guān)注．由于水凝膠與天然軟組織細胞外基質(zhì)在結(jié)構(gòu)、 組成和力學性質(zhì)上的相似性，目前的細胞和組織打印技術(shù)主要是基于攜帶細胞的水凝膠的3D沉積技術(shù)  ．對于3D打印成型的攜 帶細胞水凝膠支架的基本要求包括：
（1）水凝膠在工作臺沉積后能快速原位成型，并維持初始沉積的形狀；
（2）保持細胞活性和功能；
（3）打印成型的支架容易進行后處理．

目前一種常用的細胞打印技術(shù)是以雙鍵封端的PEG（如PEG-DA或甲基丙烯酸酯封端的PEG（PEG-DMA））水溶液與含有細胞的培養(yǎng)液混合，形成可光固化高分子/細胞混合溶液，然后通過立體印刷技術(shù)，打印成型包覆細胞的3D水凝膠 ．為了提高水凝膠骨架與細胞間的相互作 用，可以在原料中引入等生物活性分子修飾的共聚單體．例如，引入RGD修飾的共聚單體 后， 可以明顯促進水凝膠內(nèi)細胞的存活和生長  ．美國斯克里普斯研究所的D’Lima等以天然牛股骨髁制成體外軟骨缺損模型，以PEG-DMA/軟骨細胞混合溶液為生物墨水，在紫外光照下， 在軟骨缺損部位進行原位打印 ．該方法 打印成型的PEG水凝膠的壓縮模量與天然關(guān)節(jié)軟骨接近．打印后軟骨細胞能在水凝膠支架內(nèi)均勻分布，而且細胞存活率要比生物墨水先沉積后再進行光照聚合的成型方法高26%．值得注意的是， 打印后支架能與周圍的天然組織緊密結(jié)合，該性質(zhì)對于未來體內(nèi)組織缺損的原位修復非常重要．

該方法為開發(fā)能直接應用于體內(nèi)的原位生物打印技術(shù)，進行組織缺損原位修復提供了一個重要的手段．除了通過上述光聚合反應，其他生物相容的原位凝膠成型技術(shù)也被用于3D細胞打�。�例如，可以將藻酸鹽與細胞的混合溶液打印成型后，再 在CaCl2溶液中浸泡，使得藻酸鹽與Ca2+形成穩(wěn) 定的離子交聯(lián)網(wǎng)絡 ．研究發(fā)現(xiàn)，攜帶人心肌 祖細胞（hCMPCs）的3D生物打印成型的支架，在體外培養(yǎng)1天和7天時，支架內(nèi)的細胞存活率達92%和89%，hCMPCs能維持原有的功能，而且通過3D支架培養(yǎng)提高了早期心臟轉(zhuǎn)錄因子的表達．前期實驗結(jié)果表明，該技術(shù)可望在心臟組織工程中獲得應用．另外， 利用凝血的原理，可將含有細胞的凝血酶溶液作為生物墨水，噴入以纖維蛋白原溶液為生物紙的基質(zhì)中，通過原位凝固形成包裹細胞的纖維蛋白支架 ．而且，纖維蛋白本 身具有促進血管生成的性質(zhì)，也是骨骼/平滑肌細胞和軟骨細胞的理想支架材料．實驗證明，該技術(shù)打印成型的細胞支架能促進人微血管內(nèi)皮細胞的增殖和微血管形成．
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生物3D打印技術(shù)不斷突破，看好未來在人體中的應用
此外，膠原也是一種應用廣泛的組織工程支架材料．將含有細胞的膠原在較低pH下進行打印后，再在支架表面噴灑碳酸氫鈉溶液使體系的pH升高至中性，促使膠原發(fā)生自身物理凝膠化， 形成穩(wěn)定的3D細胞支架．哈佛醫(yī)學院的Yoo等利用該技術(shù)制備了分別含有內(nèi)部纖維原細胞和外部角質(zhì)細胞的雙層細胞支架，發(fā)現(xiàn)兩層細胞都維持了高的細胞活性．這種多層細胞 打印技術(shù)為將來直接進行更為復雜的組織打印技 術(shù)奠定良好的基礎．

結(jié)論
以上文章主要總結(jié)了近年來3D打印技術(shù)應用于 生物醫(yī)用高分子材料制備方面的研究進展，比較了不同3D打印技術(shù)各自的優(yōu)勢和局限性，并對3D成型高分子支架材料在細胞培養(yǎng)或動物模型的組織修復方面的應用進行了討論．目前常用的幾種3D打印技術(shù)都具有各自的優(yōu)勢和局限性．光固化立體印刷技術(shù)制備的3D材料精度高、力學強度較高， 但在后處理除去有機溶劑等雜質(zhì)過程中需要避免成型產(chǎn)品發(fā)生變形．熔融沉積成型技術(shù)制備的成型產(chǎn)品精度高、表面質(zhì)量好，但是需要高溫將原料熔融．選擇性激光燒結(jié)技術(shù)的優(yōu)勢則是加工速度快、無需使用支撐材料，其缺點是高加工溫度、成型產(chǎn)品表面粗糙等．另外，3D噴印技術(shù)操作簡單、 快速成型、制備條件溫和，然而，其成型產(chǎn)品的力學強度較低．因此， 在選擇不同方法制備三維高分子支架材料時，還需結(jié)合原料的特點以及對成型產(chǎn)品的性能要求．

目前， 3D打印技術(shù)在硬組織工程支架材料的制備方面獲得了較多的關(guān)注和研究進展．然而，總的來說， 3D打印技術(shù)在生物醫(yī)用高分子材料的制備領(lǐng)域仍處于初始階段．要實現(xiàn)3D打印技術(shù)在臨床的應用還面臨很多挑戰(zhàn)．首先對于高分子原料的選擇是影響3D成型材料應用的重要因素，其中主要包括高分子的生物相容性、生物響應性、降解性能、力學性質(zhì)等．此外，在3D打印及后處理過程中需要保持成型材料的生物相容性，以及表面或內(nèi)部細胞的存活率．最后，需要闡明細胞在3D支架材料內(nèi)部的黏附、生長和分化的機制，尤其是材料與細胞相互作用的機制．



部分文章來源：3D打印技術(shù)制備生物醫(yī)用高分子材料的研究進展 *（賀超良 湯朝暉 田華雨 陳學思 中國科學院長春應用化學研究所中科院生態(tài)環(huán)境高分子材料重點實驗室 ）