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。不同的生物相容高分子原料被應(yīng)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(fù)中。本文主要介紹了近年來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(yīng)用和挑戰(zhàn)進行了展望。

3D 打印技術(shù) ( 又稱 3D 快速成型技術(shù)或增材制造技術(shù) ) 是 20 世紀(jì) 80 年代后期開始逐漸興起的一項新興制造技術(shù)，它是指在計算機控制下，根據(jù)物體的計算機輔助設(shè)計(CAD)模型或計算機斷層掃描(CT)等數(shù)據(jù)， 通過材料的精確 3D 堆積，快速制造任意復(fù)雜形狀3D物體的新型數(shù)字化成型技術(shù)［1~3］。

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(yīng)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) 和三維噴印 (3DP) 等 ( 圖 1)［3］。

3D 打印技術(shù)的應(yīng)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(shè)備、生物醫(yī)用材料， 甚至是活體器官［6］。在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，目前 3D 打印 技術(shù)在國際上已開始被應(yīng)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［6~8］。

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(fù)相應(yīng)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(fù)效果。

在近年來，3D 打印技術(shù)被越來越多的應(yīng)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(xué)應(yīng)用，尤其是組織工程應(yīng)用中具有獨特的優(yōu)勢，因此，3D 打印技術(shù)應(yīng) 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。

應(yīng)用

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(fù)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(yīng)后固化，當(dāng)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(xué)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(yīng)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(yīng)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(yīng)的乳酸乙酯［9，10］。

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［11］。韓國浦項科技大學(xué) 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(xué)性質(zhì)，并發(fā)現(xiàn)支架能促進成纖維細胞的黏 附與分化［12］。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(yīng)［12］。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(yīng)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(xué) 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))［13］。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(yīng)稀釋劑，制備了可降解的多孔支架［10］。支架材料的力學(xué)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(xué)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(xué)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［14］。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(shè)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)［15］。獲得 3D 成型產(chǎn)品的整體結(jié)構(gòu)對應(yīng)于 CAD 模型的精確度達到 95%。



聚碳酸酯也是一類應(yīng)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 州大學(xué)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)［16］。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(dān)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［17~19］。支架材料的物理參數(shù) ( 如力學(xué)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［20］。具有高滲透性、多孔通道和力學(xué)硬度的支架能明顯促進成骨細胞的信號表達［21］。此外， 3D 成型支架材料的生物相容性和細胞 / 組織響應(yīng)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［22~24］。

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［25］。乙烯酯具有與 ( 甲基 ) 丙烯酸酯相當(dāng)?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(xué)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(dǎo)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(xué) Cho 等使用 PPF/HA 為原料，制備了 3D 復(fù)合支架材料［26］。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(xué)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(fù)效果［27］。

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(fù)合材料能促進骨形成， 以及材料與骨的結(jié)合［28，29］。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。

總結(jié)

本文主要總結(jié)了近年來 3D 打印技術(shù)應(yīng)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(fù)方面的應(yīng)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)勢和局限參光固化立體印刷技術(shù)制備的 3D 材料精度高、力學(xué)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(xué)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(yīng)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(yīng)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(yīng)性、降解性能、 力學(xué)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。


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作者：賀超良 湯朝暉 田華雨 陳學(xué)思

中國科學(xué)院長春應(yīng)用化學(xué)研究所中科院生態(tài)環(huán)境高分子材料重點實驗室　長春 130022