2020年，組織工程領域國際知名專家，Tissue Engineering雜誌主編，美國工程院、醫學院兩院院士，美國萊斯大學Antonios G. Mikos教授在 Nature Reviews Materials期刊上發表了「Materials design for bone-tissue engineering」的長篇綜述文章，教科書般科普了骨組織工程材料的現狀與未來的設計策略，非常適合入門級研究者仔細詳讀。
摘要：
骨組織工程的成功材料設計需要了解天然骨組織的組成和結構，以及適當選擇仿生天然或可調諧合成材料（生物材料），如聚合物、生物陶瓷、金屬和複合材料。可以採用可擴展的製造技術來實現多種長度尺度上的構造體系控制，包括3D列印和電場輔助技術，可以用來將這些生物材料加工成適用於骨組織工程的形式。 在本綜述中，作者概述了骨組織工程在疾病建模和治療損傷和人類疾病中應用的材料設計考慮。概述了從實施策略到材料選擇和製造方法到評價的材料設計途徑。最後，討論未滿足的需求以及目前在開發理想的骨組織再生材料方面的挑戰，並強調該領域的新戰略。
大綱目錄
本文幾乎全文翻譯，總字數近20000字。可收藏慢讀。
背景
骨組織工程簡史
骨組織結構
骨組織工程目標
臨床考慮
設計及材料考慮
骨組織工程材料
聚合物
生物陶瓷
金屬
碳基和其他納米粒子
複合材料和混合材料
製造技術
3D列印
電場輔助技術
臨床環境中的CAD輔助製造
臨床及監管方面考慮
結論
背景
雖然骨組織具有自然的再生能力，足以癒合小的損傷部位，如裂縫和某些類型的骨折，但骨缺損超過臨界大小閾值(通常>2釐米，取決於解剖部位)，不會在沒有幫助的情況下癒合。創傷性損傷、退行性疾病、先天性缺陷或手術切除腫瘤可能導致骨的大缺陷或缺失，如果要實現功能恢復和完全癒合，就需要臨床幹預。骨固定使用生物惰性金屬裝置，或骨自體移植和同種異體移植，是目前金標準的治療大骨缺損。每年執行數百萬項此類手術， 然而，金屬固骨裝置往往需要隨後的手術切除，使用同種異體骨移植與從供體材料傳播疾病的風險有關，使用自體骨移植導致與供體部位癒合相關的額外發病率。在老年人中，骨移植的風險尤其嚴重。骨組織工程領域在材料方面取得了重大進展， 這些材料有助於在不產生這些風險的情況下在缺損部位進行骨再生。
骨組織工程簡史
第一批使用實驗室製造的材料試圖修復丟失或損壞骨的報告可以追溯到十九世紀初，當時外科醫生開始研究磷酸鈣作為骨移植的用途。用於治療骨缺損的植入物已經從那些僅僅通過用生物惰性填充缺損體積來代替丟失的骨的植入物進化到利用生物活性材料再生功能性骨組織的策略的物質。不同的材料類型在隨後的幾年中被引入，骨組織工程最終在20世紀90年代作為一個獨立的研究領域出現。今天，材料合成和加工的進展，以及我們對骨生物學和結構的更好的理解，為設計更複雜的骨組織工程材料提供了新的機會。骨組織工程生物材料設計進展的主要裡程碑的時間表如圖1所示。
骨組織的結構
如圖2所示， 骨的層次結構及其自然性胚胎發育和骨折癒合過程的形成過程為骨組織工程的新方法提供了靈感。 與任何生物組織一樣，骨由被細胞外基質(ECM)包圍的特徵細胞類型組成，生物活性分子整合在ECM中或由細胞產生 。 骨組織是一種天然納米複合材料，具有有機蛋白質(主要是I型膠原)、無機礦物（主要是磷酸鈣）和多種細胞類型。 骨ECM類似於骨組織工程支架，由交聯膠原纖維自組裝成纖維，然後再組裝成纖維片或束。羥基磷灰石（又稱骨礦物）由磷酸鈣晶體組成，位於膠原纖維內部和之間。 這種結構構件的組合及其層次安排傳授骨的力學性能。 在更大的範圍內，單個骨骼也表現出可變的密度：外部區域由緻密的皮質或緻密骨組成，而內部區域由松質或海綿骨組成，其中包括由骨刺組成的多孔網絡，稱為小梁。 骨組織工程材料的設計者通常旨在重新描述骨的蛋白質、礦物質和細胞成分的物理結構和/或功能，以促進和支持新骨組織的生長並恢復其功能。此外，從植物到海洋動物的非人類生物組織的結構和組成特徵也啟發設計具有改進功能的骨組織工程材料。
作為大多數骨組織的關鍵成分工程策略，材料，如聚合物，陶瓷或其組合可以應用於各種形式，如膜和三維(3D)支架。這些材料通常作為ECM模擬在組織再生過程中，通過提供機械支持和適當的環境，細胞附著，增殖和分化。細胞可以植入前播種到材料上，或在體內植入後從周圍的本地組織招募。雖然將生物成分（如細胞和生長因子）納入骨組織工程戰略具有潛在的價值，但在實踐中，含有生物成分的生物材料系統受到高成本和複雜監管要求的限制 。研究工作、臨床和商業化策略大大受益於僅限於材料的方法，這些方法排除了生物成分， 而是旨在招募身體自己的細胞來實現骨再生。本綜述概述了材料設計骨組織工程的策略。作者描述了在骨組織工程中使用生物材料（特別是聚合物、生物陶瓷、金屬和複合材料）的目標和要求，重點介紹了它們在人類治療和疾病建模中的應用。還討論了材料設計路徑中的關鍵考慮和決策，並概述了最有前途的製造技術，即3D 列印和電場輔助技術。 最後，我們強調了在開發理想的骨組織再生材料方面未滿足的需求和挑戰。
骨組織工程的目標
骨組織工程研究領域旨在設計出優於自體骨和同種異體骨的材料。 總的目標是準備材料，可以引入骨缺損，然後由接受者的病人自己的細胞重塑。這些材料通常以支架的形式組裝，支架作為細胞附著和礦化基質沉積的支持結構，旨在暫時發揮ECM在形成組織中的作用。 根據缺陷部位和患者的健康狀況，需要不同的結構和功能材料特性，以確保所選策略的實用性。 骨組織工程材料的設計也是由對其功能至關重要的健康骨組織的特性指導的，例如有利於細胞和血管浸潤的多孔結構以及骨基質的多尺度組織和層次結構。 還必須考慮如何將生物材料引入骨缺損位點（即傳遞策略）。
臨床考慮
骨組織工程材料設計的過程首先考慮目標骨組織的潛在條件，這受缺陷相關因素和患者相關因素的影響。需要幹預的嚴重骨缺損通常被歸類為骨科或顱面。骨科缺陷發生在四肢或脊椎骨的長骨中，通常經歷扭轉和壓縮載荷，例如行走過程中由循環力產生的載荷 （知識點1）。相比之下，顱面骨缺損一般不負重，但涉及上下頜和顳下頜關節的除外（知識點2）。骨科和顱面骨缺損可由損傷、疾病、感染、先天性條件、藥物治療的不良影響或腫瘤手術切除引起。
知識點1：骨科缺陷
骨科缺陷是發生在負重解剖部位（脊柱和長骨）的缺陷，對病人的行動能力至關重要。脊柱融合手術是為了減輕慢性背痛或脊柱不穩定，通過在相鄰椎骨之間形成骨結合。脊柱融合需要新的骨組織儘快發展，以固定受累的椎骨，減輕患者的疼痛， 同時表現出多向承載能力。具有骨誘導組分的材料設計通常優先於僅用於這種應用的骨導生物材料。創傷造成的長骨缺損往往很大，這就需要對結構進行徹底的血管化。工程材料與周圍天然組織的生物力學集成對於確保扭轉載荷下的結構穩定性和允許功能的最大恢復也是至關重要的。長骨內的各個區域經歷了不同的機械環境；因此，材料設計必須考慮缺陷是否僅位於骨幹（長骨的圓柱形軸，通常在創傷性損傷中承受最大的機械應力)，還是包括骨骺(關節軟骨覆蓋的關節區域)或幹骺(發生骨生長的中間區域）。此外，幹骺端的血管密度和孔隙率高於骨幹或骨骺，這需要材料製造策略，使建築分層或梯度。最終，幹骺端的高血管密度使該區域在兒科患者中容易發生骨髓炎感染，因此可能需要骨組織工程幹預。
用於老年人的骨組織工程策略還需要考慮自然老化對骨微結構的影響及其再生潛力的年齡相關下降。相反，用於兒科患者的骨組織工程材料需要動態的結構特性或有利於其重塑的特性，以適應患者骨骼的持續生長。骨的區域組織和整體大小也存在值得注意的性別相關差異。鑑於這些細微差別，根據不同患者的需要對骨組織工程材料進行微調，鼓勵材料科學家和多個專業的臨床醫生之間的合作。骨組織工程系統也可用於開發與腫瘤、藥物治療的藥物不良反應或骨中發生的其他疾病有關的研究模型。骨原發癌（如骨肉瘤）和來自其他部位的癌症轉移，如乳腺癌或前列腺癌的影響，可以用組織工程系統在具有代表性的三維骨結構中建模，以研究從病理生理學到耐藥性的機制。這些三維模型被認為比傳統的二維癌症模型更能更好地反映真實腫瘤細胞的行為。
知識點2：顱頜面骨缺陷
顱面骨缺損可導致位於顱骨的感覺器官功能受損，食物消耗和言語困難，以及社會和與病人面部或頭部外觀異常有關的心理挑戰。顱面骨的機械環境也因其在顱骨內的位置和任何關節肌肉的存在而不同。顱面骨缺損通常具有複雜的形狀，並涉及與多種組織類型的界面，這些組織類型也可能在致傷或疾病期間受到損害。此外，由於上述社會心理因素，產生的骨不僅必須完全填充缺損空間，而且這種新骨的形式及其前面的支架也應該理想地與周圍面部骨的輪廓完全匹配，實現正常的面部外觀，並在日常的個人和職業生活中支持病人的自我意識。 為了滿足這些目標，可以選擇材料交付和製造方法，使材料符合缺陷的精確尺寸，例如，允許填充的可注射材料缺陷部位的邊界或添加劑製造技術，如3D列印。
設計及材料考慮
在考慮了上一節中描述的臨床因素後，必須根據材料是否旨在促進在體內缺陷部位形成新骨或將用於體外生成骨樣組織來選擇整體骨組織工程策略。 這些因素決定了生物材料所需的性能和結構，進而指導材料類型的選擇和生物材料製造策略。 這類決策與監管和商業化要求確定的實施方法（知識點3）以及所需的種植體傳遞途徑(如開放手術植入或微創注射)高度相關。重要的是，除了形態、物理化學和機械錶徵外，該材料還需要進行廣泛的體外評估和體內動物測試（知識點4），從而能夠進一步優化系統，並最終進入臨床試驗和將一種產品推向市場。 表1概述了骨組織工程材料設計的途徑，並列出了與該過程的每個階段相關的主要考慮因素。
任何骨組織工程生物材料的一個基本要求是生物相容性，它被定義為「材料在特定應用中具有適當宿主反應的能力」。必須避免對骨組織工程系統（如材料的不及時吸收）或對病人健康有害(如腫瘤發生）的結果。一種物質與身體的良好相互作用可以通過表面特性來促進，這種特性鼓勵對所需蛋白質的吸附；然後，細胞可以通過它們的膜上的受體與這些吸附的蛋白質結合。此外，由於含有生物活性肽，一些材料具有固有的細胞結合能力。細胞受體與蛋白質或肽之間的這些相互作用使細胞能夠粘附在材料上並沉積ECM 蛋白質和支架內部的礦物質。此外，如果設想在體外和體內評估和最終的臨床翻譯，所選擇的材料還必須與至少一種滅菌或消毒技術兼容，如高壓滅菌、乙烯氧化物煤氣滅菌或紫外線滅菌。
生物活性材料可以促進任何一種原位骨形成或異位骨形成。為了能夠異位骨形成，一種材料必須具有骨誘導性，這意味著它具有刺激成骨的內在能力，即間充質幹細胞(MSCs)向成骨細胞的分化。骨誘導能力通常需要骨組織工程材料系統含有溶解離子(如Ca2+)或生長因子。相比之下，骨傳導材料是那些具有成分和結構的材料，能夠在其表面沉積礦化組織，從而直接與骨結合。骨整合，這是特別關鍵的材料穩定性在承載部位，發生在形成機械穩定的粘結之間的材料表面和周圍的本地骨，可以量化在這個界面上的接觸面積或固定程度的機械測試。除了生物活性，用於骨的材料-組織工程需要特定的機械和降解性能，以促進骨組織的再生。例如，由於骨是人體典型的硬組織，骨組織工程材料通常被要求承受通常經歷的壓縮載荷，以防止生長組織的塌陷。此外，骨組織工程材料的力學性能最好與天然骨相匹配（而不是大大超過），以避免應力屏蔽現象。這是通常觀察到的傳統金屬骨固定系統。如果種植體具有比周圍組織更高的彈性模量，大多數加載力將由金屬而不是周圍的骨頭承擔。因此，局部骨細胞的機械刺激減少，最終導致骨密度降低（骨量減少）和削弱以前健康的組織周圍的種植體。
知識點3：監管考慮
A.分類
美國食品和藥物管理局根據對患者的傷害風險將醫療器械分為I類、II類或III 類。
醫療器械傾向於顯示申請提交和監管批准之間的最短平均間隔。
具有多個監管類別（醫療器械、細胞和/或生物製品）組件的材料系統被歸類為「組合產品」，這些產品須經多個監管部門使用不同的評估標準進行審查和批准。
額外的挑戰來自需要演示和評估動態材料特性，如生物降解。
B.新穎性和等價性
雖然學術研究界追求新穎性，但偏離現有材料設計的越大，監管證明的負擔就越高。
第二類器械最容易被批准，當它們能夠證明與以前批准的設備「實質性等效」 時，特別是那些使用「通常被認為是安全的(GRAS)」材料的器械。
通過添加新的材料設計特徵而獲得的優勢，僅導致骨再生方面的微小進展，必須與監管批准的難度增加相平衡。
C.設計控制
在初步設計階段，必須就用戶需求（目標臨床人群的具體要求)和設計要求 (功能能力、性能標準和與相關交互系統的兼容性），明確界定預期的臨床應用。
一個設計假設應該被闡明，可以在體外和體內驗證模型，以及監管批准所需的其他證據。
材料設計的定性和驗證應使用ASTM國際組織和國際標準化組織(ISO)等組織的標準。
監管機構發布的指導文件（發布的聲明代表了該機構目前審查和監管產品類型的方法，並提出了設計考慮的建議）應查閱。
D.有利的夥伴關係
專家醫生的參與，經驗了解病人的需要，臨床現實和潛在的安全問題，可以指導材料設計的實際解決方案。
材料開發人員可以通過預先調查會議從監管機構獲得無約束力的反饋和特定問題的答案。
此外，在使用生物材料支架的骨組織再生策略中，植入材料不僅為生長的骨組織提供機械支持，而且還打算進行生物降解。雖然這種支架通常比天然骨在機械上更弱，但它們為細胞的生長和分化提供了一個生物和機械的框架，最終被設計為與天然骨的力學性能相匹配的再生組織所取代。理想情況下，支架降解速率與礦化組織沉積速率同步，因此降解支架提供的機械支撐的逐漸減少通過新組織提供的機械支撐的逐漸增加來補償。腳手架的力學性能下降應是可以容忍的， 只要系統的整體功能得到充分的維護。這種降解過程的產物也必須具有生物相容性，不得幹擾骨組織工程系統的功能。例如，降解不得實質性地改變局部pH，這可能損害支架礦化。除了所使用的體積特性材料、生物材料結構的外部和內部結構對於骨組織工程至關重要。如知識點2所述，生物材料結構的外表面的形狀對其臨床應用至關重要，因為這種結構需要與缺陷部位的經常複雜的幾何形狀相匹配。此外， 對於所有組織工程結構，組織和細胞在骨組織工程材料上和在骨組織工程材料中的生長受到氧氣和其他營養物質的供應的限制，因此受到結構核心血管化程度的限制 。因此，許多骨組織工程支架具有複雜的內部結構，包括相互連接的孔隙網絡，促進血管的進入，孔徑至少為100-300μm， 以促進新血管和血管周圍的浸潤神經纖維，並在整個結構中播種成骨細胞。雖然這些孔隙降低了支架的整體力學性能，但細胞、神經和血管在支架內的進入和持續停留是用功能性骨組織再生缺陷部位所必需的。例如，骨的神經支配越來越被理解為影響組織的重塑能力。或者，由適應性和自愈的水凝膠組成的軟支架可以使細胞遷移到支架材料中和在支架材料中，而不需要孔隙或材料降解。在這些材料中，可逆鍵被用來在遷移細胞通過材料的過程中重建材料背後的結構完整性。
知識點4：骨組織工程材料的體外和體內評價模型
A.控制
在初步設計階段，必須就用戶需求（目標臨床人群的具體要求)和設計要求 (功能能力、性能標準和與相關交互系統的兼容性），明確界定預期的臨床應用。
一個設計假設應該被闡明，可以在體外和體內驗證模型，以及監管批准所需的其他證據。
骨組織工程材料促進細胞和組織骨形成行為的能力可以通過體外和體內評價來表徵，詳見下文。這些系統還可用於模擬各種疾病，如骨質疏鬆症，感染骨缺損，截肢傷口，類固醇相關骨壞死，骨肉瘤和癌症轉移。
B.細胞
間充質幹細胞
成骨細胞前體(例如MC3t3細胞系)
C.小動物
老鼠
兔子
鼠
D.大動物
綿羊
小豬
狗
非人類靈長類
E.生物反應器
使材料系統（有或沒有細胞）受到控制的環境影響的裝置，如流動灌注
充滿了容納新骨組織生長的生物材料的反應腔
F.結果表明骨再生能力
在靜態或動態（生物反應器促進的）細胞培養條件下，幹細胞向成骨譜系的分化
再生實驗產生的臨界大小的骨缺損
E.定量測量
細胞中的基因和/或蛋白質表達（例如鹼性磷酸酶）
礦物質和細胞外基質蛋白的沉積
微型計算機斷層掃描和組織形態測量，以評估新骨的體積和表面積（或礦化組織）和血管
收穫組織的機械測試
顯然，鑑於對骨組織工程的材料許多和相互衝突的要求，沒有一個一刀切的設計存在，可以被認為是理想的所有骨組織工程應用。雖然所有的材料設計都必須滿足生物相容性等基本要求，但其他性能可能被認為或多或少是關鍵的，這取決於具體的應用。這些特性可以定製以滿足特定的臨床需求。例如，用於大型承重缺陷的結構的力學性能被認為是骨再生的關鍵，因此可以選擇具有最佳力學性能的複合支架。機械上弱得多的可注射水凝膠，可以通過微創方法傳遞，可能是再生一個小的， 非承重缺陷的首選。事實上，根據具體的應用，具有高生物活性和快速降解的水凝膠材料可能比最初與骨的力學性能相匹配的更強的材料更有價值，只要水凝膠促進的再生組織在足夠快的時間尺度上獲得足夠的組織功能所需的力學性能。
骨組織工程材料
大量的材料類型和組合被證明是骨組織工程應用的有前途的候選材料。一般來說，骨組織工程材料的選擇取決於多種因素，包括預期的製造和實現方法。然而，鑑於天然骨組織的有機和無機組成，用於骨組織工程應用的最常見的生物材料是聚合物、生物陶瓷和複合材料。表2概述了不同的材料類型和材料選擇的考慮。除了以下章節中描述的生物材料外，細胞和/或生物活性分子也可能包括在骨組織工程的材料系統中（表3）。
聚合物
聚合物是由共價鍵連接的長鏈原子組成的有機材料。 天然聚合物和合成聚合物都是骨組織工程中有價值的材料類型。 例如，目前正在市場上開發幾種骨組織工程產品含有天然聚合物，如膠原蛋白，它們通常是親水性的，能夠形成高含水量的水凝膠。 這些生物聚合物易於植入前礦化，這可能使它們具有骨誘導作用。 然而，從生物來源獲取和處理這些生物聚合物的必要性引起了對影響其商業化的成分變異性的關切。 此外，為了補償潛在的不良性能，例如天然聚合物的典型低機械強度，通常存在較少的改性這些材料的選擇。
天然聚合物膠原和明膠(膠原的變性產物)在骨組織工程中表現出幾個理想的特徵。膠原蛋白就是天然骨的主要蛋白質成分，這些生物聚合物含有胺基酸序列(特別是粘附配體精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸(RGD))，細胞很容易附著在上面。受體患者的酶和細胞習慣於分別降解和重塑這些材料，它們可以被加工成能夠傳遞其他生物成分的微粒或納米粒子。
海藻酸鹽是一種天然聚合物，來源於藻類，可以通過加入促進細胞附著的粘附配體(如RGD)和能與各種生長因子結合和固定的官能團（ 如肝素） 來修飾。這些修改使生長因子在結構中的三維微圖表示成為可能 。海藻酸鈉水凝膠也可以與鈣等離子進行離子交聯。雖然這種交聯海藻酸鈉水凝膠表現出次優的降解，但酶降解交聯的加入使居住在材料中的細胞能夠根據其產生和分泌切割酶來決定其降解速率。海藻酸鈉和明膠共聚物同時有這兩種材料的優異性能。
絲素蛋白是另一種正在增長的天然聚合物骨組織工程越來越受到重視。絲素蛋白易於加工，具有優異的力學性能和指導羥基磷灰石形成的能力。其他用作骨組織工程材料的天然聚合物包括細菌合成的聚羥基烷酸酯、甲殼類外骨骼和陰離子多糖凝膠衍生的殼聚糖，以及稱為聚磷酸鹽的無機磷酸鹽的重複單位。
與天然聚合物相比，合成聚合物為化學修飾和分子改變提供了更多的可能性，從而便於根據特定的應用要求定製系統的性能。例如，不同的合成聚合物可以具有疏水性或親水性的優勢，這影響了它們與水生理環境的相互作用，並可以確定它們相對於非水化聚合物結構形成水凝膠的能力。疏水合成聚合物傾向於骨傳導而不是骨誘導，因為它們缺乏能夠指導細胞行為的共軛基序；然而，它們的疏水特性降低了它們的免疫原性潛力。此外，通過添加生物活性或細胞結合基序，如RGD，可以改變合成聚合物的生物學功能.
聚己內酯（PCL）是一種流行的聚合物，用於骨組織工程系統，因為它具有較高的機械強度， 並被納入美國食品和藥物管理局(FDA)批准的產品。然而，PCL缺乏促進細胞粘附的特徵，在體內經歷非常緩慢的水解降解，並表現出熱塑性行為。其疏水性和表面性質可以通過肽水凝膠或聚多巴胺塗層來改變，從而提高細胞的粘附性。聚多巴胺塗層表面也可作為羥基磷灰石成核和礦化的場所。聚丙烯延胡索酸酯（PPF）是另一種合成聚合物，特別吸引骨組織工程的應用， 因為它的骨配合力學性能，生物相容性降解產物和光交聯能力。
左旋聚乳酸(PLLA)是另一種候選骨組織工程材料， 經過水解降解形成可溶性乳酸， 天然存在於體內。PLLA也可以形成納米尺度的特徵。這種容易降解的聚合物可以與其他抗降解聚合物結合。此外，聚乳酸-乙醇酸(PLGA；乳酸和乙醇酸的共聚物)由於兩種單體的親水性不同，其降解速率取決於共聚物中乳酸與乙醇酸的比例。PLGA的薄片也可以被拓撲上的圖案化，以模擬骨膜，一層薄薄的、血管化的結締組織層，包裹著天然骨.
聚乙二醇(PEG)是一種高度親水性的聚合物，通常用於水凝膠開發的聚合物。雖然通常被認為是不可生物降解的，但PEG的性質可以通過廣泛的化學修飾或交聯來改變。此外，聚N-異丙基丙烯醯胺(PNIPAm)是一種溫敏聚合物，可以與其他聚合物共聚或混合，以產生具有熱凝集能力的水凝膠。基於這種方法的幾種生物活性水凝膠已經被開發用於骨組織工程；這些材料可以在室溫下注入缺陷部位，並在體溫下形成原位凝膠。
取決於聚合物生物材料的類型使用及其預期的應用，可能需要交聯，以確保材料在生理條件下的穩定性。特別是，交聯是水凝膠系統非常重要的組成部分，因為它們是形成凝膠網絡所必需的，並影響廣泛的性質，如網格大小、溶脹行為和彈性。兩種不同的交聯類型可以結合起來產生雙交聯或者雙網絡水凝膠，提高了機械性能。共價交聯和非共價交聯提供了不同的優點：共價交聯提供了更高的強度和穩定性，而非共價交聯有利於材料通過注射傳遞的適應性和舒適性。交聯策略的選擇也對材料的降解行為有直接影響，因為一些交聯是通過酶或水解機制切割的，從而促進了結構的降解，並有可能促進結構的重組。添加到聚合物材料中的交聯劑或化學引發劑本身必須在特定劑量下具有生物相容性，或在接觸活細胞或組織之前可提取。
生物陶瓷
生物陶瓷是一類傳統上在骨組織工程中起重要作用的無機生物材料。這些材料大致分為（晶態)陶瓷、(非晶態)玻璃或(部分晶態）玻璃陶瓷。通常，生物陶瓷被認為是生物活性的，如果它能與周圍的骨組織形成直接的結合(一些生物活性生物陶瓷也是可吸收的），如果不能，它就會變得惰性。然而，越來越多的研究興趣致力於這些材料的能力，通過釋放生物活性離子來獲得所需的生物效應(如成骨或血管生成）。這種能力激發了各種生物陶瓷材料的設計，用於骨組織工程應用，其中包括廣泛的生物活性離子，包括Ca2+，Mg2+，Si4+，Cu2+ ，Sr2+，Li+ 和Ag+。這些離子提供了較少的昂貴和潛在的更健壯的替代生物分子，如生長因子. 磷酸鈣是用於骨組織工程的最常見的生物活性陶瓷，因為它們模擬骨的無機相碳化羥基磷灰石。這些材料目前在臨床上被用作可注射的骨水泥或作為植入物的塗層 。目前已開發出廣泛的以磷酸鈣為特徵的骨再生生物材料，如羥基磷灰石和β磷酸三鈣陶瓷。羥基磷灰石表現出非常緩慢的降解，而β磷酸三鈣被認為是一種可吸收的生物陶瓷。由這兩種磷酸鈣組成的生物陶瓷顆粒產生了一種礦化組織，類似於在一個大型動物模型中從自體骨移植中獲得的組織（該模型將這些材料在植入肋骨骨的生物反應器室中進行比較）。
磷酸鈣生物材料的骨誘導機制是一項積極的研究課題。到目前為止，這一機制被歸因於Ca2+的和磷酸陰性離子釋放導致骨樣磷灰石層的形成，可以吸附材料表面的成骨蛋白。在2019年，這一現象被認為是由含有磷酸鈣的材料中的Ca2+離子 和磷酸離子的耗盡所驅動的，而不是它們在材料表面濃度的局部增加 。此外，表面形貌和微孔已被報導在這些材料的骨再生能力中起著重要的作用。陶瓷表面形貌和離子釋放行為也被認為可以控制富含透明質酸的ECM的沉積，這是磷酸鈣生物陶瓷誘導骨化的另一個潛在因素。磷灰石的形成和骨再生也可以使用其他生物陶瓷，如磷酸鎂，鎂矽酸鹽和矽酸鈣。
生物活性玻璃是另一類重要的生物陶瓷。這些材料通常由含鈣矽酸鹽組成，但磷酸鹽和硼酸鹽玻璃也在開發中。最著名的生物活性玻璃是45S5（生物玻璃）， 其中含有45wt% 的SiO2, 24.5 % Ca O，24.5 % Na2O, 還有 6.0% P2O5。與生物活性羥基磷灰石陶瓷相比，這種生物活性玻璃能加速骨再生。生物活性玻璃的骨鍵機制歸因於一系列界面反應，導致材料表面形成骨樣磷灰石層，而它們的成骨潛力則歸因於鈣，磷酸和矽等離子從他們的表面的釋放。利用這種離子釋放行為正引起相當大的研究興趣，目的是提高這些材料的功能。例如，摻鍶生物活性玻璃通過改變炎症巨噬細胞的表型促進體內早期血管生成。此外，介孔生物活性玻璃是骨組織工程中很有吸引力的多功能材料，因為這些材料可以負載各種藥物或生物分子，因為它們具有大量的納米尺度(直徑2-50nm)孔。
金屬
金屬在骨組織工程中的價值主要是因為它們的高機械性能，這會因應力屏蔽的風險增加而受到抑制。鈦、鎂及其合金是骨組織工程中最常用的金屬。鈦表面可以進行化學修飾或改變其表面形貌，使其具有生物活性，從而使磷酸鈣成核，從而促進骨整合，以及作為一種有利的（ 即促再生的）宿主免疫反應。然而，由於鈦本身不能生物降解，因此它不被認為是骨組織工程應用的理想生物材料類型；純鈦材料通常需要在達到其支持骨再生的目的後進行手術去除。含鈦材料可以通過從單個鈦纖維或網格形成結構，從而降低應力屏蔽的風險，並包括用於骨組織浸潤的孔隙。然而，人們對鈦結構與骨接觸時釋放的磨損性顆粒碎片存在關切，因為它們有可能引起不良的炎症反應。
由鎂製成的生物材料是可以接受的，可通過腐蝕進行生物降解，因此比鈦基材料更適合於骨組織工程。一項人類臨床試驗表明，鎂合金在植入後一年內會被新形成的骨組織完全降解和替代。雖然鎂基結構的快速降解可以造成不良影響，並且應該避免，但在降解過程中發生的局部pH的增加有利於種植體部位磷酸鈣的沉澱。鎂離子和鐵納米粒子促進MSCs成骨生長因子的上調。最後，銀離子具有眾所周知的抗菌特性，並已被用於各種組織的組織工程策略，以賦予生物材料抗菌特性。
碳基和其他納米粒子
碳納米管和石墨烯或氧化石墨烯納米顆粒作為良好的生物材料而可用於骨組織工程應用，這主要是因為其出色的機械性能及其較大的表面積，有助於與生理離子和生物分子的非共價相互作用，這些特性賦予這些材料生物活性。例如，Ca2+ 離子將吸附在碳納米管表面，刺激基質細胞的成骨細胞分化。隨後，這些分化的細胞釋放鹼性磷酸酶，這是一種促進骨鈣化的酶。此外，這些碳基粒子通常具有表面化學基團，可用於與其他生物活性基團（如磷酸鹽）進行額外的共價功能化。同樣，石墨烯納米片可以加速MSCs的成骨細胞分化，在一定程度上可以與生長因子的影響相媲美。這種能力歸因於成骨分子（地塞米松和β-甘油磷酸酯）濃度的局部上升，因為它們與石墨烯表面的非共價相互作用(例如，π-π堆積。目前的研究正在探索其他二維材料的使用，如黑磷， 磷酸鎂 ，氮化硼 和氮化碳納米片。例如，嵌入在仿生細胞外小泡中的黑磷納米片可以通過釋放無機磷酸鹽離子促進體內骨再生。
複合及混合材料
複合材料由於其性能勝過其各自的成分而成為一類越來越重要的生物材料。鑑於骨組織的複合性質以及對骨組織工程材料的複雜要求，複合生物材料提供了有前途的仿生解決方案，以克服該領域的重大挑戰。聚合物基複合材料是用於骨組織工程的最常見的複合系統，可以以溶脹（水凝膠）或非溶脹的材料形式使用。這些複合材料通常包括可生物降解的聚合物相，其中摻入（納米）顆粒作為填料。聚合物基質也可以與功能性生物活性基序共價鍵合，例如RGD配體。具有附加功能的聚合物.例如形狀記憶或光致發光特徵，改善複合材料的臨床處理或植入後跟蹤。
骨組織工程複合材料中最常見的填料類型是生物活性陶瓷和玻璃顆粒。這些剛性顆粒在聚合物基體中的分散機械地增強了這些複合材料，它們的生物活性也能賦予複合材料以骨再生能力。其他複合系統利用顆粒填料作為載體，使治療離子能夠局部釋放。納米片材料 ， 如 層狀矽酸鹽(Laponite), 黑磷 ，氮化硼和氧化石墨烯是骨組織工程複合材料的其他有前途的填料。納米顆粒填料可用於在複合材料中加入額外的功能。例如，將氧化鐵磁性納米粒子結合在PCL基體中，置於外部靜態磁場下，可以促進成骨細胞分化和骨形成。重要的是要考慮，這些粒子的生物活性和離子釋放行為可能會受到損害，因為它們被嵌入在緩慢降解的聚合物中，將它們與周圍的生理液體隔離開來。通過將快速降解的聚合物（作為多孔劑）混合在更緩慢降解的聚合物基體中，克服了這一限制。
一種製備有機-無機複合材料的備選策略是無機相在聚合物材料中的體外礦化。這一策略已被用於形成各種無機相，包括磷酸鈣， 還有矽酸鹽。此外，骨組織工程生物材料設計的新策略是完全由粒子製成的複合材料的發展。這種策略已被用於開發由各種粒子類型組成的模塊化材料系統， 這些粒子類型作為構建塊並啟用獨特的特性，例如自愈。各種研究都集中在調整複合材料中有機和無機成分之間的相互作用。聚合物鏈與粒子之間，或粒子本身之間的非共價相互作用已被利用來形成複合水凝膠或改善現有系統的性能。聚合物相與分散粒子之間共價交聯的形成也被用來開發具有增強物理化學和機械穩定性的複合材料。聚合物基體中顆粒的分散和濃度是決定複合材料性能的最重要因素之一。例如，在聚合物基體中包含無機粒子的濃度梯度是工程複雜組織界面的一種有吸引力的策略，例如骨骼和肌腱之間的界面或者骨頭和軟骨。此外，粒子在基體中的取向是另一個強大的特性，它可以極大地改變複合材料的力學性能，例如，產生各向異性的力學行為。
另一類用於骨組織工程應用的複合系統是陶瓷基體或玻璃基體複合材料。在這些體系中，生物陶瓷相的脆性通常是通過用可生物降解的聚合物塗覆或滲透多孔無機基體來克服的 。生物陶瓷β-鈣磷酸鹽支架還可以塗覆氧化石墨烯納米片，這不僅使支架具有更好的成骨能力，而且還具有光熱特性，使光治療能夠滅活殘留的骨腫瘤細胞。將磁性納米粒子引入生物陶瓷支架也可以通過改變支架表面蛋白質層的組成來改善細胞增殖。
最後，與傳統複合材料不同，複合材料由不同的材料類型組成，這些材料類型通常在分子水平上混合和相互作用，並且不能作為納米尺度以上的不同相區分。有機-無機複合材料是這些材料中最常見的類型；例如，幾種含有矽酸鹽的雜化材料被證明是骨組織工程應用中特別有前途的系統。
製造技術
除了材料類型和合成策略在確定生物材料性能方面的基本作用外，製造技術還可以決定廣泛的生物材料性能，從形態（例如孔隙結構) 到物理化學( 例如降解)、機械(例如壓縮模量)和生物(例如細胞滲透）。製造技術的選擇取決於生物材料所需的形式和結構，以及影響材料加工的因素，如熔化溫度和溶解度。根據預期的應用和策略，材料可以製成微粒子-冰柱或納米粒子, 纖維，塗層，薄膜和3D結構。
以乳液為基礎的技術，如水中油和水中油的乳液，是最常見的顆粒形成方法之一，而塗層和薄膜通常採用浸塗、物理氣相沉積、化學氣相沉積和逐層沉積的方法。雖然傳統技術（如溶劑鑄造和顆粒浸出、泡沫複製、氣體發泡和熱誘導相分離）仍被廣泛用於骨組織工程三維結構的製造，但這些技術具有眾所周知的局限性，如可擴展性差，本綜述未進一步討論。相反，下面的章節提供了3D列印和電場輔助技術的概述，這些技術提供了優越的可擴展性和改進的支架微觀結構控制，因此越來越成為骨組織工程材料設計的首選製造方法(圖3)。
3D列印
在過去的十年中，3D列印已經成為製造骨組織工程支架和生物列印的有力工具，這意味著同時列印生物材料和細胞。特別是3D列印使骨組織工程材料的設計師能夠以前所未有的程度來決定支架的結構和組成。例如，列印細絲相對於中間孔隙的空間排列可以精確地定義，這導致支架具有優越的孔互連性，並且相對於其他製造方法產生的支架具有更好的機械強度。事實上，3D列印可以用來產生具有複雜拓撲特徵的創新材料設計，從而能夠製造具有前所未有的物理、機械和生物特性組合的生物材料結構(稱為元生物材料)。這些材料在骨組織工程中具有令人興奮的潛在臨床應用。
用於骨組織的3D列印的主要方法包括微擠出、立體光刻、選擇性雷射燒結和噴墨列印。在擠出3D列印中，材料通過氣動壓力或機械柱塞通過噴嘴擠壓形成細絲，這些細絲沉積在每個層指定的不同圖案中，從而能夠精確地成形結構。這種技術通常需要剪切稀化或熱塑性材料。熱塑性材料，如PLLA，也可以採用連續長絲的形式， 在擠出機頭熔化並通過噴嘴沉積以製造三維結構，這一過程通常稱為熔融沉積模型(FDM)。直接擠壓陶瓷或玻璃基漿或漿料也被廣泛用於製造綠色物體，然後燒結形成三維生物陶瓷支架。擠出3D 列印的解析度通常>100m，這取決於噴嘴直徑和材料粘度等因素。擠出3D列印的另一個限制是它無法使用軟或低粘度材料來製造結構，這通常不能在擠壓後保持其形狀。然而，一種被稱為懸浮水凝膠的自由形態可逆嵌入的策略使得這種製造能夠通過在支撐槽中沉積軟水凝膠來實現，該支撐槽將列印材料懸浮在可移動的基體中， 這允許印刷結構的臨時形狀保持，直到它們可以通過進一步交聯而穩定為止。
基於擠出三維列印的製造策略特別受重視是因其能夠重現模仿骨骼的層次結構所必不可少的建築和成分梯度。細胞遷移和細胞排列的方向性和附著時蛋白質的產生可以由孔徑的梯度和生物活性材料如生物陶瓷顆粒的濃度決定 。多材料擠出3D列印，它是基於幾個材料庫之間的快速切換，引導到一個或多個列印頭，使連續列印一個單一的長絲與可變的組成。通過將可變尺寸的氣泡加入到印刷細絲中，還實現了聚合物支架多孔結構的連續和精確控制的改變。
立體光刻是骨組織工程應用中常用的另一種三維列印方法。與擠出3D列印相比，立體光刻提供了更高的解析度(<100m)，但不太適合廣泛的材料類型及多材料列印。立體光刻採用透明、低粘度的液體樹脂，能夠光交聯，並可以通過投射到材料中的光圖案在特定位置固化。基於投影的立體攝影，包括使用數字光鏡，使動態光模式和光吸收添加劑來控制光穿透深度，已被用於製備含有促進新生血管形成或含有複合物的內部通道的水凝膠結構功能性血管網絡。此外，測定體積的列印技術可以用來產生解剖形狀的結構，臨床相關的大小，模仿骨的小梁結構。這些結構能夠迅速列印為未來的製造和商業化提供了擴大可行性的希望。
另一種有價值的3D列印方法，選擇性雷射燒結，涉及使用雷射束選擇性地融合作為粉末床的顆粒材料。該技術已成功地應用於金屬、聚合物和陶瓷生物材料結構的生產。這一技術的主要優點是其處理粉末或顆粒材料的能力，而不需要加入溶劑或聚合物，可能導致結構收縮在進一步的加工步驟。此外，與許多立體光刻和基於擠壓的印刷方法相比，選擇性雷射燒結通常不需要在複雜結構的印刷過程中包含臨時支撐結構，因為粉末床在印刷過程中保持燒結區域的完整性。
噴墨列印允許局部沉積單個材料液滴，這些液滴通常通過隨後的UV固化來穩定。雖然該方法可以達到100<m解析度，但僅限於使用能夠形成液滴的低粘度油墨。相比之下，雙光子聚合是一種能夠實現製造的三維列印方法<1m特徵，如模仿小梁骨多孔結構的結構。
由上述任何一種方法列印的結構可以經過進一步的處理，以補償該技術的有限解析度；例如，擠壓印刷支架的水熱處理可以傳遞微尺度和納米尺度的地形結構，從而調節支架材料的性能及其與細胞的相互作用。事實上，不同列印方法的組合或結構的印刷後處理是提高骨組織工程材料設計中製造選擇的自由的有希望的策略。例如，開發了一種將FDM和立體光刻相結合的雙印表機， 該印表機將聚乳酸纖維和細胞負載的、可光交聯的GelMA水凝膠在一個結構中共印。此外，雙向凍結已與擠出印刷相結合，以生產生物陶瓷支架，由中空印刷長絲嵌入附加微孔生物陶瓷棒。
最後，4D列印是3D列印的結構能夠隨著時間的推移進行形態轉化（第四維）。在骨組織工程中，4D列印已經被用來製造水凝膠薄膜， 可以自我摺疊成類似血管的仿生空心管。應該指出的是，通過4D列印製造結構需要使用能夠響應某些刺激而改變形狀的材料，例如在水環境中經歷腫脹；然而，能夠產生這種行為的材料的範圍受到嚴格限制。
電場輔助技術
幾種生物材料製造技術使用電場形成粒子、纖維、塗層、薄膜和三維結構。一般來說，這種方法提供了優越的控制納米和微尺度特徵的結果生物材料。靜電紡絲是骨組織工程生物材料最廣泛使用的製造方法之一，涉及在注射器和收集器之間施加電場的影響下形成微纖維和/或納米纖維 。將纖維沉積在合適的表面上可以產生高度多孔的電紡膜或網格， 這些膜或網格通常由聚合物材料製成。電紡生物材料的纖維形態可以促進纖維方向的細胞排列。通過在用於靜電紡絲的聚合物溶液中包括生物活性顆粒材料，例如羥基磷灰石顆粒，可以在這些膜中引入額外的功能，哈洛石粘土納米管和氧化鋅納米粒子。目前正在開發新的生物材料製造技術，將電場與其他製造原理結合起來。例如，一種這樣的方法在噴墨列印裝置中使用電場來實現基於水凝膠微滴沉積的三維列印。這種方法的另一個例子是熔融靜電紡絲列印。傳統的靜電紡絲策略使用聚合物溶液形成纖維，而使用聚合物熔體進行靜電紡絲的研究正在上升，因為這種策略得益於纖維的高度精確沉積和缺乏與溶劑相關的毒性和其他併發症。在這種製造技術中，計算機控制的移動收集器和/或注射器被用來確保精確的逐層沉積預先設計的纖維圖案，最終產生三維結構。因此，這種技術可以歸類為三維列印方法。然而，與這裡討論的其他3D列印技術不同，熔體靜電紡絲寫入通常無法準確地列印厚度>3毫米的結構。這種限制是由於在製造過程中沉積的纖維中的電荷積累所致，儘管這種效應可以通過逐漸增加外加電壓來克服。
另一種電場輔助方法被探索的設計是電噴霧，這可以利用來製造任何一個粒子或者塗層。這種技術使用類似的原理進行靜電紡絲，但建立了工藝條件（例如電壓和聚合物溶液性質），使得從注射器中擠出溶液導致液滴而不是纖維的形成。
最後，電泳沉積(EPD)用於製備由顆粒生物材料衍生的塗層或薄膜。在這種技術中，懸浮在液相中的帶電粒子在電場的影響下移動，並沉積在相反帶電的電極上，從而形成塗層。EPD廣泛應用於羥基磷灰石等材料的塗層在金屬植入表面。不同類型的納米粒子可以作為顆粒構建塊，可以功能化或負載各種生物分子或藥物，以增強所產生的生物材料的功能。儘管EPD設置簡單，成本低，但它為控制沉積塗層的納米形貌和厚度提供了很大的可能性。帶電分子（如殼聚糖）的沉積，也稱為電沉積，涉及一個類似的過程，並已被用於製造聚合物塗層，薄膜或複合材料與粒子結合。通過採用順序沉積過程和改變沉積溶液中的鹽濃度，電沉積使殼聚糖薄膜的發展具有可調諧的Janus（即側特異性）特性，以指導骨組織再生。這些Janus薄膜由一個緻密的聚合物層組成，該層分別作為纖維組織穿透的屏障和促進成骨的多孔複合層。
臨床環境中的輔助CAD製造
最終，3D列印有望通過使用計算機輔助設計(CAD)軟體直接從臨床成像數據中生成特定骨缺損的3D模型，納入骨缺損的臨床修復。然而，儘管他們非常賦予希望，但這些技術尚未發展到廣泛的臨床應用。大多數目前的骨植入物是由3D列印製造的，具有患者特定的幾何形狀，由永久性的、非降解的材料組成，用於替代而不是組織缺損的再生。這種植入物通常採用鏡像的概念，其中掃描患者身體對面的相應解剖區域（其中健康的骨組織仍然存在），並使用掃描的鏡像作為CAD模板，特別是對於涉及總組織缺失的大骨缺損。然而，少數病例報告提供了臨床實施CAD衍生可降解支架骨再生的證據。例如， 一份這樣的報告描述了一位兒科患者，他接受了一種細胞種植的PCL支架，用於重建上頜骨的骨缺損。利用計算機斷層掃描導出的骨缺損CAD模型，通過基於微擠出的三維列印來製作該支架。
臨床和監管方面的考慮
骨組織工程的材料設計依賴於對缺陷部位、最終用戶的需求和材料旨在解決的功能缺陷的清晰理解。例如，骨科和顱面位置的骨缺損對患者的生活質量造成了巨大但非常不同的損害。每個具體臨床應用的要求必須在材料設計過程開始時確定。以及骨缺損的位置和大小，患者的年齡和健康狀況影響骨再生的成功，在材料設計過程中應儘早考慮。組織工程戰略作為以自體移植為基礎的方法的替代品，在確定主要影響老年患者的疾病（如骨質疏鬆症）時尤其需要加以改進。在這些患者中，從其他身體位置轉移的自體組織也可能因疾病或自然衰老而受到同樣的削弱，限制了這種組織在缺損部位再生健康骨的效用。此外，從薄弱的供體部位取出骨頭會增加傷害的風險，並可能威脅患者的行動能力。利用細胞行為的生物分子傳遞的材料系統的有效性也可能因老化患者再生能力的降低而受到損害。骨組織工程策略，適應甚至補償這些病人相關的因素，在再生骨缺損和整合種植體與周圍本地組織是特別有希望的。例如，設計用於與骨質疏鬆症等疾病相關的缺陷的系統可以包括限制骨吸收的材料和生化成分，從而有利於健康骨組織的再生。同樣，對於炎症條件引起的骨缺損，可能伴隨創傷性損傷的感染骨缺損或外科腫瘤切除引起的骨缺損，骨組織工程的材料系統，分別提供抗炎、抗菌或抗腫瘤藥物，可以提供治療益處， 並促進系統的更好集成與本地組織。但是，在與惡性腫瘤相關的骨缺損患者中，只使用生物材料的骨組織工程方法可能更可取，因為增殖刺激的生物分子，如生長因子，不應引入前腫瘤部位。
骨組織工程材料開發為的最終目標是將設計的材料系統轉化為病人護理。重要的是，這一轉變需要在體外和體內測試模型，並得到政府監管機構的批准，這就需要設計的材料與這些機構的評估標準兼容。材料設計師需要了解不同材料成分和性能的納入如何影響監管機構評估的可行性和複雜性。與這些監管問題交織在一起的是必須解決商業化潛力，因為設計許可的企業的財政和人力資源往往是實現監管批准所需的數據收集的廣度和數量所必需的。相反，展示至少初步的監管利益可以大大提高材料設計對潛在投資者的吸引力，作為大規模製造所設計產品的必要先決條件。在設計過程的早期階段考慮所有這些因素可以大大提高成功的監管批准和設計材料商業化的可能性。
總結
儘管在開發用於骨組織工程應用的生物材料方面取得了相當大的進展，但一些尚未滿足的需求和挑戰仍然阻礙了基於生物材料的方法的進一步科學進展和臨床轉化。其中一個障礙是我們對大多數生物材料的作用機制和由此產生的細胞反應的理解有限。解決這一需要需要進行系統研究。然而，這些研究往往受到不同材料性質脫鉤的困難的阻礙，從而阻止了它們的獨立改變， 這是確定每種性質的具體影響所必需的。同樣的挑戰來自需要滿足多種相互衝突的要求，這些要求往往要求使用新材料。例如，雖然在許多應用中需要支架的機械穩定性，但也需要快速降解能力來實現加速組織生長。複合材料提供了開發可調節系統的潛力，以滿足廣泛的這些要求。然而，不同的材料類型往往需要不同的加工條件（ 如溫度和溶劑類型），這使得這種生物材料系統的發展複雜化。結合多種材料的能力對於克服界面-組織工程的障礙特別重要，這需要重新描述骨與相鄰組織類型之間的過渡的材料：肌肉肌腱、結締組織韌帶和形成關節表面的軟骨。這些界面在結構、組成和力學性能方面往往表現出梯度，增加了材料設計和結構製造的複雜性。
此外，身體組織通常是粘彈性的，而骨組織工程領域由於其優越的剛度和機械強度，主要集中在完全彈性材料上。我們現在知道粘彈性材料的特性，如應力鬆弛影響和直接的細胞行為，包括成骨分化和礦化基質沉積，並且能夠快速應力鬆弛的材料可以潛在地促進支架材料的細胞重塑。因此，具有可調諧應力鬆弛行為的水凝膠為指導骨組織再生過程提供了新的可能性，儘管主要是在非承載條件下。水凝膠的機械弱點限制了它們在骨再生中的應用。然而，它們的力學性能可以通過加入納米材料，如石墨烯來形成納米複合材料來改善。創新的化學修飾還可以通過構建互穿聚合物網絡來增強水凝膠的力學性能。
組織再生是一個涉及細胞與其周圍基質之間的雙向相互作用的動態過程。這種動態互惠是由生物材料設計所鼓勵的，這些設計適應於局部細胞的變化，並可以根據局部生物信號（如細胞產生的酶)改變它們的特性。這些新的功能可以通過自下而上的策略來實現，這些策略利用單個分子或顆粒積木的化學、結構、大小和形狀來生產具有適應性和響應性的生物材料。
此外，骨組織的形成發生在多個長度尺度上，由此產生的骨組織的大部分功能和性質取決於其層次結構。對不同長度尺度的生物材料特徵的高度控制通常不能用單一的製造方法來實現。因此，骨組織工程系統的設計者不得不開發創新的策略，將多種合成和製造技術結合在一起以在分子、納米尺度、微觀尺度和宏觀尺度上決定生物材料的結構和性能。材料的表面形貌，特別是與細胞相當或小於細胞的大小特徵，可以引導相互作用的細胞向成骨分化方向發展 。此外，3D列印方法為製造具有複雜幾何和表面特徵的具有空間不同功能的生物材料和組織狀結構提供了前所未有的機會。這些新的能力為該領域現有的挑戰提供了潛在的解決方案，例如加強對血管化的控制，或將相互衝突的需求（如孔隙率和高機械強度）組合成一個材料系統。這些技術也可以與其他製造工具一起使用，以便能夠在多個長度尺度上對材料性能進行更好的控制。基於微流體的製備方法是在微尺度和納米尺度上決定骨組織工程生物材料結構的有力工具。
骨組織工程策略的臨床和商業成功的關鍵挑戰在於它們的可擴展性，無論是在材料的合成方面，還是在製造大型結構的潛在需要方面。生物材料的臨床處理和將它們引入病人的選擇方法也需要特別考慮。預製結構通常需要開放的外科植入，而可注射的生物材料可以微創的方式應用（這在臨床上越來越受歡迎）。然而，確保可注射生物材料一旦引入缺陷部位，就保持其完整性是具有挑戰性的，而可注射系統通常缺乏預製結構中存在的力學性能和建築特徵。預製可摺疊（可部署）三維結構， 可以注入和重新擴展到所需的形狀時，植入可能優於其他系統，但選擇材料可以通過這一路線(如海藻酸鈉冷凍劑和形狀記憶合金)仍然非常有限。此外，與自然組織不同，生物材料通常缺乏自主的自我修復能力。然而，在植入過程或骨再生階段發生的生物材料結構的機械損傷可能通過使用自愈生物材料來解決，這些材料逃避了更換受損種植體的額外手術的需要。最後，個體患者之間的差異需要轉向能夠實現精確醫學的模塊化生物材料系統，而不是傳統上為骨組織工程中的生物材料設計尋求的一刀切的策略。
參考文獻
Koons, G. L. , Diba, M. , & Mikos, A. G. . (2020). Materials design for bone-tissue engineering. Nature Reviews Materials.
https://doi.org/10.1038/s41578-020-0204-2