骨支架作為種子細胞和生長因子的載體, 是骨組織工程修復的關鍵。骨支架的材料特征及微結構對其力學性能及種子細胞黏附和增殖等有重要影響。關于支架的制備, 可以采用常規致孔技術形成多孔材料, 也可以用快速成型等方法制成預先設計好的結構, 還有直接利用動物骨衍生得到的支架。不同方法得到的支架內部微結構會有很大差別, 支架的力學性能也自然不同, 修復效果也各異。本文綜述了近年來骨支架材料及微結構對其力學性能、種子細胞、組織修復影響的主要研究成果。
引用本文： 張瑩瑩, 宮赫. 骨支架材料性能的影響因素及其制備方法. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(2): 480-484. doi: 10.7507/1001-5515.20150087 復制
引言
骨組織工程為骨缺損的修復開辟了新的路徑，它包括種子細胞、生物活性因子、支架材料三個方面，其中骨支架作為種子細胞和生長因子的載體，為種子細胞提供三維空間、營養和氧氣，同時為廢物運輸提供通道，而且還要模擬周圍組織的力學性能給新骨生長提供支撐，是骨組織工程的關鍵[1]。因此，骨支架除了要有良好的生物相容性、降解性、骨傳導性及誘導性等，還要有一定的形態結構特征和類似于天然骨結構的力學性能，這些特征都會對骨組織的構建產生重要的影響。
影響骨支架性能的主要因素有材料的化學成分、相組成、微觀結構及宏觀結構特征。近年來，許多研究表明支架材料的形態(如微納米尺度顆粒直徑)、物理微環境、力學因素對種子細胞的增殖和分化有重要的影響[2-3]。內部結構不同，在不同的力學刺激下其內部應變分布不同，也就決定了種子細胞生存微環境的差異。如何更加科學有效地為種子細胞提供適宜環境，尋找最佳微觀力學結構條件尚需要進一步的探索。本文綜述了近年來骨組織工程支架的材料和微結構對支架力學性能的影響，及對種子細胞增殖、分化影響的主要研究進展，為骨組織工程支架及種子細胞的研究提供思路和理論依據。
1 骨支架材料形態特征對其性能影響
骨支架材料來源廣泛，不同的材料本身力學強度不相同；材料本身的不同形態，如不同的顆粒直徑(納米級或微米級)也會造成它們性能的差異。從微觀結構上看，納米纖維結構相對于微米結構生物材料，具有更高比表面積和更多吸附位點，材料表面的形貌、親疏水性等性質有著獨特的優越性，影響蛋白的選擇性吸附、密度及構象等，直接或間接地影響細胞的黏附，促進細胞的增殖和分化，進而改變支架材料與組織之間的相互作用[3]。
較早研制的納米支架材料是納米晶粒羥基磷灰石(hydroxyapatite，HA)，其優點在于化學組成和結構與天然骨的無機質成分相同，形態學特征和晶體結構也十分相似，有很好的生物相容性、骨傳導性和與骨結合的能力。納米HA因具有超微納米結構而表現出獨特的性能，可以增加體外培養的成骨細胞的黏附與增殖能力，人體自然骨中的HA主要是納米級缺鈣的HA[1]。Huang等[4]將納米HA與微米HA分別與大鼠骨髓間充質干細胞(bone marrow mesenchymal stem cells，BMSCs)進行共培養，比較它們對BMSCs成骨向分化的影響，結果發現納米級HA比微米級HA更能促進干細胞表達成骨相關因子；而周鋼等[5]也對不同尺度的納米HA影響BMSCs的成骨分化做了研究，采用微波反應器制備了不同尺寸的納米HA，分別與大鼠BMSCs共培養發現直徑40 nm的納米HA更有利于BMSCs向成骨細胞分化，也就是說HA的顆粒直徑是BMSCs成骨向分化的重要影響因素，為干細胞分化的力學研究提供了新思路。
HA本身具有較好的親水性，納米粒子又具有高比表面積、高表面自由能和好的溶解性能，將納米HA與其它材料混合是當前生物醫用復合材料研究領域的熱點之一[6]。Jegal等[7]將納米HA/膠原加入聚左旋乳酸-己內酯共聚物[poly(lactide-co-caprolactone)，PLCL]中制得支架，發現納米HA的加入明顯增強了支架的拉伸強度，同時細胞的生長、分化能力也得到增強，動物體內實驗也證明其骨修復效果較單純PLCL納米纖維支架好。Heo等[8]制作納米級和微米級的HA/聚己內酯[poly(ε-caprolactone)，PCL]復合支架，盡管兩種材料均為高度多孔材料，有著相同的孔徑和孔隙率，然而二者的彈性模量分別為(3.187±0.06) MPa和(1.345±0.05) MPa，前者的彈性模量明顯大于后者，表現出更好的力學性能。進一步研究發現，納米級的HA/PCL復合支架更易使BMSCs黏附和增殖，骨缺損處有更多的鈣和堿性磷酸酶，在修復骨缺損時更有優勢。
納米顆粒材料分散到傳統支架材料中可以顯著提高材料的性能。納米HA加入到半導體金屬氧化物，如氧化鋅、二氧化硅粉末中制得的復合物支架具有更強的機械性能，更好的表面活性，更利于骨形成[9]。活性碳納米管(carbon nanotubes，CNTs)已被證明具有較高的生物相容性，能夠應用在組織工程支架中。殼聚糖是一種天然生物衍生物，其機械強度較差，將殼聚糖與硫酸軟骨素及納米級二氧化硅復合后，支架材料的力學性能和生物相容性均得到提高[10]。不僅如此，Venkatesan等[11]還發現加入了CNTs的殼聚糖支架可以促進骨細胞的生長增殖，且細胞的堿性磷酸酶表達水平及礦化水平比單純的殼聚糖支架高，因為其無生物降解性，像骨細胞賴以生存的惰性介質，細胞分泌的活性物質聚集在納米材料上就形成了功能性的正常骨，且導電性能可以刺激骨細胞功能的發揮。Pattnaik等[12]將納米二氧化硅及納米氧化鋯與殼聚糖材料混合制得支架，發現該支架增加了支架的生物降解性、蛋白吸附和生物礦化的性能，同時還降低了支架的溶脹性。這些結果都說明了納米結構材料在骨支架應用方面有著很大的優勢。
2 骨支架微結構對其性能影響
為了滿足力學性能匹配的要求，支架材料必須滿足一系列相當復雜的力學要求，同時支架微結構也要盡量接近骨的力學性能。合適的支架內部結構是支架能否發揮最優成骨效能的關鍵，因為支架材料的物理參數(如力學硬度、孔徑、通道幾何形狀等)對種子細胞的黏附、細胞信號表達和分化產生顯著影響，還決定營養和氧氣的輸送，代謝產物排出，以及血管能否形成最適宜支持骨新生的方式等。骨支架的微結構主要包括孔徑大小、孔隙率、孔間連通性、孔分布的均勻性、連通孔道的扭曲度和支架的比表面積，這些因素直接影響到支架材料分布的均勻程度，以及其力學性能和種子細胞的修復性能。
Sicchieri等[13]制作了三組孔徑分別為470~590、590~850、850~1 200μm的多聚物支架，目的是探討孔徑對于成骨細胞及組織修復的影響，結果發現，孔徑為470~590μm的支架更利于骨的生成，且有更多的血管生成，作者還認為，支架上同時存在有大孔(~1 000μm)和小孔(~500μm)更加有利于骨組織愈合。Melchels等[14]發現，對于具有螺旋孔結構的支架，具有較大孔徑的材料能獲得較高的細胞密度。較高的孔隙率可為種子細胞提供足夠的生長空間，利于細胞的黏附和擴增，利于生長因子等信號分子的傳導，提高了支架的成骨能力，且可以縮小支架的體積，從而使支架容易降解。良好的孔道連通性有利于骨組織和血管組織的長入，便于營養物質的輸送和細胞代謝產物的排泄，保證骨組織的傳導作用。Mastroqiacomo等[15]以HA陶瓷為原料，用不同的技術分別制得兩種支架，它們的微孔有著不同的孔徑分布和相互連接方式。將兩種支架用于骨修復，發現骨修復所需要的時間并不相同，且形成的血管大小也不相同，結果證明了骨支架的孔隙率及孔的連通性可以影響整體的骨沉積量、血管侵入的方式，最終影響骨新生過程的動力學。
支架的孔隙分布均勻則支架材料分布也均勻，其力學性能均勻，整體吸附能力也平衡，利于細胞均勻的貼壁黏附，降解速度也均衡；另外，支架內部孔道彎曲程度越大，種子細胞就越容易滯留黏附在支架的孔隙中，提高種植率；而支架的比表面積越大，可以提供更為寬大的空間，其吸附能力越強，越能夠為細胞的貼壁黏附和增殖提供更大的接觸表面，利于細胞外基質的分泌與沉積，從而增強支架的生物活性。此外，較大的比表面積可以促進支架降解，減小應力遮擋效應，降低對新生組織的結構和功能的影響[16]。支架力學強度會影響細胞內骨架產生的張力，這種張力對控制細胞的形狀和功能起重要作用，強韌的支架表面有利于張力纖維的排布、細胞的擴展和分化，支架的順應性會影響細胞間的連接和聚集，且承重骨缺損的修復對支架力學強度有較高要求。支架微結構的方向性影響著支架的力學強度，支架擁有定向的微結構，則力學強度會較高[17]。多孔材料的滲透率是多孔介質內液體流動的定量參數，表征物質交換能力，不僅與孔隙大小有關，還與孔隙的方向性和連通性有關。Mitsak等[18]以PCL為原料，制得滲透率不同的兩種結構支架，與種子細胞共培養觀察體內骨再生情況，得出高滲透率可以促進骨再生的結論。然而，并不是滲透率越高越好，不合適的滲透率可能會促進軟骨組織而不是骨組織的形成[19]。為了揭示支架滲透率對種子細胞生長的影響，Fan等[20]選取系列孔徑的聚磷酸三鈣多孔材料，孔徑尺寸為200~300μm，孔隙率為50%，進行了滲透率的測定，并按照其高低分為3組，植入相同數量的成骨細胞，采用靜態和灌注式兩種方式進行培養，結果顯示在體外實驗中，高滲透率的組織工程支架可以顯著改善種子細胞的增殖情況和活性，特別是在灌流培養條件下，高滲透率的優勢會更加明顯。這些發現對于骨組織工程支架材料的優化有著指導性的意義。
3 骨支架的制備方法
支架制備的關鍵是建立擁有良好力學性能和高孔隙率及連通性的結構，制備方法也決定了其三維空間結構。構建組織工程化骨，理想的支架微觀結構對骨形成的質量起關鍵的作用。
3.1 人工材料支架
讓材料隨機形成一些孔隙，即自然成孔獲得的支架稱為非預設支架；用噴涂成型(solid free-form fabrication，SFF)等方法制成預先設計好的結構稱為預設支架，它們都屬于人工材料支架。
非預設支架在制備以前并沒有一個具體的性能和結構上的設計。人們已經研究出了許多方法，但大多集中在微孔結構的制作上。這些方法包括溶劑澆鑄-粒子瀝濾法、發泡法、冷凍干燥法、靜電紡絲法、相分離法等。雖然通過這些方法能夠制備出形狀復雜、非常精細的微孔結構，具有數個微米或是納米尺度的微觀結構，但是，這些方法存在支架結構及連通性不可控、強度較低等缺點，因此支架材料的可重復性比較差，難以做到批量生產。Mastroqiacomo等[15]分別用海綿基質包埋法和物理發泡法制得的兩種支架(A和B)，它們化學成分相同，但在孔徑、孔隙分布及連通性方面都有所不同，A支架的孔隙率約為65%，其內部的連通更像是隧道，與相鄰隧道的連通較少，互連大小多在200μm以上；B支架孔隙率約為80%，相鄰孔隙連通較多，連接大小多在100μm以下，只有3%超過200μm。植入小鼠體內后發現支架B可較快地形成骨組織，且在第4周達到穩定狀態，而支架A達到相同的效果則需要8周的時間，但A支架可形成更大的血管。Liu等[21]以生物活性玻璃13-93為材料，用基于莰烯懸液的單向冷凍法及冰凍混合物近軟化點進行熱處理兩步法制得柱狀定向孔結構支架，孔隙率為65%，孔徑90~110μm，發現孔的方向和微結構的均一性主要依賴于冷凍條件，而孔徑主要取決于退火步驟，較快的冷凍速率(7℃·min-1)可以促進孔的均勻性，這種生物活性玻璃支架在強度、硬度及孔隙特征方面的性能均較好；動物體內檢測其成骨效果，結果發現盡管孔隙率及孔徑較小，定向孔支架更有利于豐富的軟組織的內生長，然而種植BMSCs后，兩種材料均可很好地促進骨修復[17]。
SFF技術是通過噴涂法將已設計好的整個三維外形及內部結構逐層堆積起來，然后將成型的支架形狀和結構固定。這種方法可以根據不同患者計算機斷層掃描、磁共振成像等成像數據，快速制造個性化的骨支架材料，還可以在微觀結構上調整材料結構及細胞的排列，根據需要獲得更有利于細胞生長、分化、骨組織長入和成活的理想微觀孔結構[22]。支架微觀結構的建模設計是利用SFF制造仿生骨支架的關鍵，設計原則就是對具有不規則的分形體的人體骨骼內部微觀孔的結構進行仿生設計，而基于計算機斷層掃描的有限元分析技術是對支架進行建模的一個強有力的工具，可以在微觀水平上分析材料的孔隙結構和內部應力應變分布，且可以預測不同類型的力學刺激引起組織的形成情況[23]。SFF法對材料的制約性較多，而且制備出的支架孔道直徑往往為數百微米，如Lee等[22]利用光固化制備的聚丙烯延胡索酸酯(poly-propylene fumarate，PPF)支架孔徑500~900μm，孔隙率30%~63%，彈性模量15~40 MPa；孔徑300μm的PPF支架彈性模量在200~588 MPa之間，極限強度為27~129 MPa。
根據模型設計，可以制得具有不同內部孔結構的生物可降解支架材料。Dias等[24]為了表征支架微結構的滲透率，設計出了具有不同滲透率的支架，并用SFF法將支架制作出來，分別通過計算和實驗方法進行了驗證。張祥林等[25]利用精密擠出沉積自由成型技術制備HA多孔骨支架，探討了工藝參數對支架孔洞成形的影響，評價支架的力學性能并分析影響強度的微觀因素，制備出了具有可控結構、良好連通性的骨支架，孔隙率為56.2%，且支架具有良好的力學性能，經過微波燒結處理后，支架的平均抗壓強度為45.2 MPa，滿足組織工程支架結構與力學性能的要求，得出了結論：致密化程度與晶粒尺寸是影響支架強度的主要微觀因素。Shin等[26]以光敏分子修飾的富馬酸二羥丙酯為原料，利用光固化立體印刷技術制備的多孔支架具有與人松質骨相似的力學性質，并發現支架能促進成纖維細胞的黏附與分化，此外，還以PPF/HA為原料，用此法獲得了孔和骨架結構均勻、連通性較好的支架。
3.2 生物衍生骨支架
生物衍生支架材料的理論依據是使用物理化學方法去除生物骨部分有機基質，如細胞膜上的脂蛋白，不相容性抗原等，減輕抗原性，但仍完全或部分保存原來組織的成分、結構。骨衍生支架材料最大的優點是網絡結構最接近人體，具有對骨誘導再生十分有利的天然網孔微結構，解決了人工合成支架材料仿生制作方面的一些難題，如孔隙率、孔隙連通、孔徑大小、力學各向異性等，在某些性能方面優于人工合成骨支架[27]。生物衍生骨支架為骨組織工程支架材料的仿生制備提供了一條簡便、快速、低廉的研究途徑。根據骨衍生支架材料的加工工藝不同，可分為凍干骨支架、煅燒骨支架、脫鈣骨基質支架、脫蛋白骨支架及脫細胞骨支架。
經過理化處理的骨組織，其優良的組織相容性、天然的支架結構及與骨組織相匹配的生物力學特征，顯示了它作為組織工程骨支架誘人的應用前景，其作為骨缺損修復重建的替代物已得到廣泛應用，近年來受到越來越多的關注[28]。Li等[29]分別取健康成人髂骨和豬髂骨，以剔除軟組織、骨髓和骨膜等得到人骨支架材料和豬骨支架材料，對兩種支架材料進行掃描電鏡觀察，發現兩種材料均具有骨小梁、小梁間隙及骨內管腔系統，具有天然網孔結構，三維支架系統形態完整，其中豬骨支架材料較人骨支架材料具有更多的三維孔隙，具有更高的孔隙率，兩種材料的孔隙大小均在400μm左右，且彈性模量無明顯差異，理化性能和力學性能方面極相似，所以作者認為若經進一步的活性檢測后，豬骨支架材料可以考慮用于臨床修復人類骨缺損。Chen等[30]通過物理化學方法獲得脫細胞骨支架，實驗證明該支架具有良好的生物相容性及骨傳導性，是一種很有前景的骨支架材料。
4 結論
人體骨有著特定的復雜多孔復合結構、黏彈性、各向異性等形態學和力學特征。用于骨缺損的支架要滿足一定的要求，要有與天然骨相似的特性。在骨支架中的應用方面，納米復合材料具有獨特的力學特性，研究材料在納米尺寸內的精細結構對于種子細胞的增殖分化等方面的影響是目前骨組織工程支架材料研究的一個熱點，應用前景廣闊。支架微結構是一個重要的設計變量，它不僅決定著支架的力學性能，還影響著種子細胞滲入的能力及營養物質、氧氣、廢物的運輸能力。
不同的材料制作方法各有優勢和局限性，所得到的支架結構和性能也有很大差異。非預設支架往往具有更精細的結構，但是其制作過程不是完全可控的，因此可重復性較差；預設支架的孔徑往往較大，對原料要求較高，但有序的設計結構要比自由產生的孔結構性能更好，特別是力學性能。生物衍生骨支架材料具有天然的結構以及與骨組織相匹配的生物力學特征，使其作為組織工程骨支架顯示了誘人的應用前景，然而對這種材料的體內作用過程還知之甚少，要實現其臨床應用還面臨很多挑戰。支架材料制作的最大難題是很難實現與天然骨結構相似的微結構系統，從而使其生物力學性能等可以與正常骨質媲美。目前為止，并未找到較為理想的骨支架材料，今后的研究還任重道遠。
引言
骨組織工程為骨缺損的修復開辟了新的路徑，它包括種子細胞、生物活性因子、支架材料三個方面，其中骨支架作為種子細胞和生長因子的載體，為種子細胞提供三維空間、營養和氧氣，同時為廢物運輸提供通道，而且還要模擬周圍組織的力學性能給新骨生長提供支撐，是骨組織工程的關鍵[1]。因此，骨支架除了要有良好的生物相容性、降解性、骨傳導性及誘導性等，還要有一定的形態結構特征和類似于天然骨結構的力學性能，這些特征都會對骨組織的構建產生重要的影響。
影響骨支架性能的主要因素有材料的化學成分、相組成、微觀結構及宏觀結構特征。近年來，許多研究表明支架材料的形態(如微納米尺度顆粒直徑)、物理微環境、力學因素對種子細胞的增殖和分化有重要的影響[2-3]。內部結構不同，在不同的力學刺激下其內部應變分布不同，也就決定了種子細胞生存微環境的差異。如何更加科學有效地為種子細胞提供適宜環境，尋找最佳微觀力學結構條件尚需要進一步的探索。本文綜述了近年來骨組織工程支架的材料和微結構對支架力學性能的影響，及對種子細胞增殖、分化影響的主要研究進展，為骨組織工程支架及種子細胞的研究提供思路和理論依據。
1 骨支架材料形態特征對其性能影響
骨支架材料來源廣泛，不同的材料本身力學強度不相同；材料本身的不同形態，如不同的顆粒直徑(納米級或微米級)也會造成它們性能的差異。從微觀結構上看，納米纖維結構相對于微米結構生物材料，具有更高比表面積和更多吸附位點，材料表面的形貌、親疏水性等性質有著獨特的優越性，影響蛋白的選擇性吸附、密度及構象等，直接或間接地影響細胞的黏附，促進細胞的增殖和分化，進而改變支架材料與組織之間的相互作用[3]。
較早研制的納米支架材料是納米晶粒羥基磷灰石(hydroxyapatite，HA)，其優點在于化學組成和結構與天然骨的無機質成分相同，形態學特征和晶體結構也十分相似，有很好的生物相容性、骨傳導性和與骨結合的能力。納米HA因具有超微納米結構而表現出獨特的性能，可以增加體外培養的成骨細胞的黏附與增殖能力，人體自然骨中的HA主要是納米級缺鈣的HA[1]。Huang等[4]將納米HA與微米HA分別與大鼠骨髓間充質干細胞(bone marrow mesenchymal stem cells，BMSCs)進行共培養，比較它們對BMSCs成骨向分化的影響，結果發現納米級HA比微米級HA更能促進干細胞表達成骨相關因子；而周鋼等[5]也對不同尺度的納米HA影響BMSCs的成骨分化做了研究，采用微波反應器制備了不同尺寸的納米HA，分別與大鼠BMSCs共培養發現直徑40 nm的納米HA更有利于BMSCs向成骨細胞分化，也就是說HA的顆粒直徑是BMSCs成骨向分化的重要影響因素，為干細胞分化的力學研究提供了新思路。
HA本身具有較好的親水性，納米粒子又具有高比表面積、高表面自由能和好的溶解性能，將納米HA與其它材料混合是當前生物醫用復合材料研究領域的熱點之一[6]。Jegal等[7]將納米HA/膠原加入聚左旋乳酸-己內酯共聚物[poly(lactide-co-caprolactone)，PLCL]中制得支架，發現納米HA的加入明顯增強了支架的拉伸強度，同時細胞的生長、分化能力也得到增強，動物體內實驗也證明其骨修復效果較單純PLCL納米纖維支架好。Heo等[8]制作納米級和微米級的HA/聚己內酯[poly(ε-caprolactone)，PCL]復合支架，盡管兩種材料均為高度多孔材料，有著相同的孔徑和孔隙率，然而二者的彈性模量分別為(3.187±0.06) MPa和(1.345±0.05) MPa，前者的彈性模量明顯大于后者，表現出更好的力學性能。進一步研究發現，納米級的HA/PCL復合支架更易使BMSCs黏附和增殖，骨缺損處有更多的鈣和堿性磷酸酶，在修復骨缺損時更有優勢。
納米顆粒材料分散到傳統支架材料中可以顯著提高材料的性能。納米HA加入到半導體金屬氧化物，如氧化鋅、二氧化硅粉末中制得的復合物支架具有更強的機械性能，更好的表面活性，更利于骨形成[9]。活性碳納米管(carbon nanotubes，CNTs)已被證明具有較高的生物相容性，能夠應用在組織工程支架中。殼聚糖是一種天然生物衍生物，其機械強度較差，將殼聚糖與硫酸軟骨素及納米級二氧化硅復合后，支架材料的力學性能和生物相容性均得到提高[10]。不僅如此，Venkatesan等[11]還發現加入了CNTs的殼聚糖支架可以促進骨細胞的生長增殖，且細胞的堿性磷酸酶表達水平及礦化水平比單純的殼聚糖支架高，因為其無生物降解性，像骨細胞賴以生存的惰性介質，細胞分泌的活性物質聚集在納米材料上就形成了功能性的正常骨，且導電性能可以刺激骨細胞功能的發揮。Pattnaik等[12]將納米二氧化硅及納米氧化鋯與殼聚糖材料混合制得支架，發現該支架增加了支架的生物降解性、蛋白吸附和生物礦化的性能，同時還降低了支架的溶脹性。這些結果都說明了納米結構材料在骨支架應用方面有著很大的優勢。
2 骨支架微結構對其性能影響
為了滿足力學性能匹配的要求，支架材料必須滿足一系列相當復雜的力學要求，同時支架微結構也要盡量接近骨的力學性能。合適的支架內部結構是支架能否發揮最優成骨效能的關鍵，因為支架材料的物理參數(如力學硬度、孔徑、通道幾何形狀等)對種子細胞的黏附、細胞信號表達和分化產生顯著影響，還決定營養和氧氣的輸送，代謝產物排出，以及血管能否形成最適宜支持骨新生的方式等。骨支架的微結構主要包括孔徑大小、孔隙率、孔間連通性、孔分布的均勻性、連通孔道的扭曲度和支架的比表面積，這些因素直接影響到支架材料分布的均勻程度，以及其力學性能和種子細胞的修復性能。
Sicchieri等[13]制作了三組孔徑分別為470~590、590~850、850~1 200μm的多聚物支架，目的是探討孔徑對于成骨細胞及組織修復的影響，結果發現，孔徑為470~590μm的支架更利于骨的生成，且有更多的血管生成，作者還認為，支架上同時存在有大孔(~1 000μm)和小孔(~500μm)更加有利于骨組織愈合。Melchels等[14]發現，對于具有螺旋孔結構的支架，具有較大孔徑的材料能獲得較高的細胞密度。較高的孔隙率可為種子細胞提供足夠的生長空間，利于細胞的黏附和擴增，利于生長因子等信號分子的傳導，提高了支架的成骨能力，且可以縮小支架的體積，從而使支架容易降解。良好的孔道連通性有利于骨組織和血管組織的長入，便于營養物質的輸送和細胞代謝產物的排泄，保證骨組織的傳導作用。Mastroqiacomo等[15]以HA陶瓷為原料，用不同的技術分別制得兩種支架，它們的微孔有著不同的孔徑分布和相互連接方式。將兩種支架用于骨修復，發現骨修復所需要的時間并不相同，且形成的血管大小也不相同，結果證明了骨支架的孔隙率及孔的連通性可以影響整體的骨沉積量、血管侵入的方式，最終影響骨新生過程的動力學。
支架的孔隙分布均勻則支架材料分布也均勻，其力學性能均勻，整體吸附能力也平衡，利于細胞均勻的貼壁黏附，降解速度也均衡；另外，支架內部孔道彎曲程度越大，種子細胞就越容易滯留黏附在支架的孔隙中，提高種植率；而支架的比表面積越大，可以提供更為寬大的空間，其吸附能力越強，越能夠為細胞的貼壁黏附和增殖提供更大的接觸表面，利于細胞外基質的分泌與沉積，從而增強支架的生物活性。此外，較大的比表面積可以促進支架降解，減小應力遮擋效應，降低對新生組織的結構和功能的影響[16]。支架力學強度會影響細胞內骨架產生的張力，這種張力對控制細胞的形狀和功能起重要作用，強韌的支架表面有利于張力纖維的排布、細胞的擴展和分化，支架的順應性會影響細胞間的連接和聚集，且承重骨缺損的修復對支架力學強度有較高要求。支架微結構的方向性影響著支架的力學強度，支架擁有定向的微結構，則力學強度會較高[17]。多孔材料的滲透率是多孔介質內液體流動的定量參數，表征物質交換能力，不僅與孔隙大小有關，還與孔隙的方向性和連通性有關。Mitsak等[18]以PCL為原料，制得滲透率不同的兩種結構支架，與種子細胞共培養觀察體內骨再生情況，得出高滲透率可以促進骨再生的結論。然而，并不是滲透率越高越好，不合適的滲透率可能會促進軟骨組織而不是骨組織的形成[19]。為了揭示支架滲透率對種子細胞生長的影響，Fan等[20]選取系列孔徑的聚磷酸三鈣多孔材料，孔徑尺寸為200~300μm，孔隙率為50%，進行了滲透率的測定，并按照其高低分為3組，植入相同數量的成骨細胞，采用靜態和灌注式兩種方式進行培養，結果顯示在體外實驗中，高滲透率的組織工程支架可以顯著改善種子細胞的增殖情況和活性，特別是在灌流培養條件下，高滲透率的優勢會更加明顯。這些發現對于骨組織工程支架材料的優化有著指導性的意義。
3 骨支架的制備方法
支架制備的關鍵是建立擁有良好力學性能和高孔隙率及連通性的結構，制備方法也決定了其三維空間結構。構建組織工程化骨，理想的支架微觀結構對骨形成的質量起關鍵的作用。
3.1 人工材料支架
讓材料隨機形成一些孔隙，即自然成孔獲得的支架稱為非預設支架；用噴涂成型(solid free-form fabrication，SFF)等方法制成預先設計好的結構稱為預設支架，它們都屬于人工材料支架。
非預設支架在制備以前并沒有一個具體的性能和結構上的設計。人們已經研究出了許多方法，但大多集中在微孔結構的制作上。這些方法包括溶劑澆鑄-粒子瀝濾法、發泡法、冷凍干燥法、靜電紡絲法、相分離法等。雖然通過這些方法能夠制備出形狀復雜、非常精細的微孔結構，具有數個微米或是納米尺度的微觀結構，但是，這些方法存在支架結構及連通性不可控、強度較低等缺點，因此支架材料的可重復性比較差，難以做到批量生產。Mastroqiacomo等[15]分別用海綿基質包埋法和物理發泡法制得的兩種支架(A和B)，它們化學成分相同，但在孔徑、孔隙分布及連通性方面都有所不同，A支架的孔隙率約為65%，其內部的連通更像是隧道，與相鄰隧道的連通較少，互連大小多在200μm以上；B支架孔隙率約為80%，相鄰孔隙連通較多，連接大小多在100μm以下，只有3%超過200μm。植入小鼠體內后發現支架B可較快地形成骨組織，且在第4周達到穩定狀態，而支架A達到相同的效果則需要8周的時間，但A支架可形成更大的血管。Liu等[21]以生物活性玻璃13-93為材料，用基于莰烯懸液的單向冷凍法及冰凍混合物近軟化點進行熱處理兩步法制得柱狀定向孔結構支架，孔隙率為65%，孔徑90~110μm，發現孔的方向和微結構的均一性主要依賴于冷凍條件，而孔徑主要取決于退火步驟，較快的冷凍速率(7℃·min-1)可以促進孔的均勻性，這種生物活性玻璃支架在強度、硬度及孔隙特征方面的性能均較好；動物體內檢測其成骨效果，結果發現盡管孔隙率及孔徑較小，定向孔支架更有利于豐富的軟組織的內生長，然而種植BMSCs后，兩種材料均可很好地促進骨修復[17]。
SFF技術是通過噴涂法將已設計好的整個三維外形及內部結構逐層堆積起來，然后將成型的支架形狀和結構固定。這種方法可以根據不同患者計算機斷層掃描、磁共振成像等成像數據，快速制造個性化的骨支架材料，還可以在微觀結構上調整材料結構及細胞的排列，根據需要獲得更有利于細胞生長、分化、骨組織長入和成活的理想微觀孔結構[22]。支架微觀結構的建模設計是利用SFF制造仿生骨支架的關鍵，設計原則就是對具有不規則的分形體的人體骨骼內部微觀孔的結構進行仿生設計，而基于計算機斷層掃描的有限元分析技術是對支架進行建模的一個強有力的工具，可以在微觀水平上分析材料的孔隙結構和內部應力應變分布，且可以預測不同類型的力學刺激引起組織的形成情況[23]。SFF法對材料的制約性較多，而且制備出的支架孔道直徑往往為數百微米，如Lee等[22]利用光固化制備的聚丙烯延胡索酸酯(poly-propylene fumarate，PPF)支架孔徑500~900μm，孔隙率30%~63%，彈性模量15~40 MPa；孔徑300μm的PPF支架彈性模量在200~588 MPa之間，極限強度為27~129 MPa。
根據模型設計，可以制得具有不同內部孔結構的生物可降解支架材料。Dias等[24]為了表征支架微結構的滲透率，設計出了具有不同滲透率的支架，并用SFF法將支架制作出來，分別通過計算和實驗方法進行了驗證。張祥林等[25]利用精密擠出沉積自由成型技術制備HA多孔骨支架，探討了工藝參數對支架孔洞成形的影響，評價支架的力學性能并分析影響強度的微觀因素，制備出了具有可控結構、良好連通性的骨支架，孔隙率為56.2%，且支架具有良好的力學性能，經過微波燒結處理后，支架的平均抗壓強度為45.2 MPa，滿足組織工程支架結構與力學性能的要求，得出了結論：致密化程度與晶粒尺寸是影響支架強度的主要微觀因素。Shin等[26]以光敏分子修飾的富馬酸二羥丙酯為原料，利用光固化立體印刷技術制備的多孔支架具有與人松質骨相似的力學性質，并發現支架能促進成纖維細胞的黏附與分化，此外，還以PPF/HA為原料，用此法獲得了孔和骨架結構均勻、連通性較好的支架。
3.2 生物衍生骨支架
生物衍生支架材料的理論依據是使用物理化學方法去除生物骨部分有機基質，如細胞膜上的脂蛋白，不相容性抗原等，減輕抗原性，但仍完全或部分保存原來組織的成分、結構。骨衍生支架材料最大的優點是網絡結構最接近人體，具有對骨誘導再生十分有利的天然網孔微結構，解決了人工合成支架材料仿生制作方面的一些難題，如孔隙率、孔隙連通、孔徑大小、力學各向異性等，在某些性能方面優于人工合成骨支架[27]。生物衍生骨支架為骨組織工程支架材料的仿生制備提供了一條簡便、快速、低廉的研究途徑。根據骨衍生支架材料的加工工藝不同，可分為凍干骨支架、煅燒骨支架、脫鈣骨基質支架、脫蛋白骨支架及脫細胞骨支架。
經過理化處理的骨組織，其優良的組織相容性、天然的支架結構及與骨組織相匹配的生物力學特征，顯示了它作為組織工程骨支架誘人的應用前景，其作為骨缺損修復重建的替代物已得到廣泛應用，近年來受到越來越多的關注[28]。Li等[29]分別取健康成人髂骨和豬髂骨，以剔除軟組織、骨髓和骨膜等得到人骨支架材料和豬骨支架材料，對兩種支架材料進行掃描電鏡觀察，發現兩種材料均具有骨小梁、小梁間隙及骨內管腔系統，具有天然網孔結構，三維支架系統形態完整，其中豬骨支架材料較人骨支架材料具有更多的三維孔隙，具有更高的孔隙率，兩種材料的孔隙大小均在400μm左右，且彈性模量無明顯差異，理化性能和力學性能方面極相似，所以作者認為若經進一步的活性檢測后，豬骨支架材料可以考慮用于臨床修復人類骨缺損。Chen等[30]通過物理化學方法獲得脫細胞骨支架，實驗證明該支架具有良好的生物相容性及骨傳導性，是一種很有前景的骨支架材料。
4 結論
人體骨有著特定的復雜多孔復合結構、黏彈性、各向異性等形態學和力學特征。用于骨缺損的支架要滿足一定的要求，要有與天然骨相似的特性。在骨支架中的應用方面，納米復合材料具有獨特的力學特性，研究材料在納米尺寸內的精細結構對于種子細胞的增殖分化等方面的影響是目前骨組織工程支架材料研究的一個熱點，應用前景廣闊。支架微結構是一個重要的設計變量，它不僅決定著支架的力學性能，還影響著種子細胞滲入的能力及營養物質、氧氣、廢物的運輸能力。
不同的材料制作方法各有優勢和局限性，所得到的支架結構和性能也有很大差異。非預設支架往往具有更精細的結構，但是其制作過程不是完全可控的，因此可重復性較差；預設支架的孔徑往往較大，對原料要求較高，但有序的設計結構要比自由產生的孔結構性能更好，特別是力學性能。生物衍生骨支架材料具有天然的結構以及與骨組織相匹配的生物力學特征，使其作為組織工程骨支架顯示了誘人的應用前景，然而對這種材料的體內作用過程還知之甚少，要實現其臨床應用還面臨很多挑戰。支架材料制作的最大難題是很難實現與天然骨結構相似的微結構系統，從而使其生物力學性能等可以與正常骨質媲美。目前為止，并未找到較為理想的骨支架材料，今后的研究還任重道遠。