年，组织工程领域国际知名专家，TissueEngineering杂志主编，美国工程院、医学院两院院士，美国莱斯大学AntoniosG.Mikos教授在NatureReviewsMaterials期刊上发表了“Materialsdesignforbone-tissueengineering”的长篇综述文章，教科书般科普了骨组织工程材料的现状与未来的设计策略，非常适合入门级研究者仔细详读。
摘要：
骨组织工程的成功材料设计需要了解天然骨组织的组成和结构，以及适当选择仿生天然或可调谐合成材料（生物材料），如聚合物、生物陶瓷、金属和复合材料。可以采用可扩展的制造技术来实现多种长度尺度上的构造体系控制，包括3D打印和电场辅助技术，可以用来将这些生物材料加工成适用于骨组织工程的形式。在本综述中，作者概述了骨组织工程在疾病建模和治疗损伤和人类疾病中应用的材料设计考虑。概述了从实施策略到材料选择和制造方法到评价的材料设计途径。最后，讨论未满足的需求以及目前在开发理想的骨组织再生材料方面的挑战，并强调该领域的新战略。
大纲目录
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背景
骨组织工程简史
骨组织结构
骨组织工程目标
临床考虑
设计及材料考虑
骨组织工程材料
聚合物
生物陶瓷
金属
碳基和其他纳米粒子
复合材料和混合材料
制造技术
3D打印
电场辅助技术
临床环境中的CAD辅助制造
临床及监管方面考虑
结论
背景
虽然骨组织具有自然的再生能力，足以愈合小的损伤部位，如裂缝和某些类型的骨折，但骨缺损超过临界大小阈值(通常2厘米，取决于解剖部位)，不会在没有帮助的情况下愈合。创伤性损伤、退行性疾病、先天性缺陷或手术切除肿瘤可能导致骨的大缺陷或缺失，如果要实现功能恢复和完全愈合，就需要临床干预。骨固定使用生物惰性金属装置，或骨自体移植和同种异体移植，是目前金标准的治疗大骨缺损。每年执行数百万项此类手术，然而，金属固骨装置往往需要随后的手术切除，使用同种异体骨移植与从供体材料传播疾病的风险有关，使用自体骨移植导致与供体部位愈合相关的额外发病率。在老年人中，骨移植的风险尤其严重。骨组织工程领域在材料方面取得了重大进展，这些材料有助于在不产生这些风险的情况下在缺损部位进行骨再生。
骨组织工程简史
第一批使用实验室制造的材料试图修复丢失或损坏骨的报告可以追溯到十九世纪初，当时外科医生开始研究磷酸钙作为骨移植的用途。用于治疗骨缺损的植入物已经从那些仅仅通过用生物惰性填充缺损体积来代替丢失的骨的植入物进化到利用生物活性材料再生功能性骨组织的策略的物质。不同的材料类型在随后的几年中被引入，骨组织工程最终在20世纪90年代作为一个独立的研究领域出现。今天，材料合成和加工的进展，以及我们对骨生物学和结构的更好的理解，为设计更复杂的骨组织工程材料提供了新的机会。骨组织工程生物材料设计进展的主要里程碑的时间表如图1所示。
骨组织的结构
如图2所示，骨的层次结构及其自然性胚胎发育和骨折愈合过程的形成过程为骨组织工程的新方法提供了灵感。与任何生物组织一样，骨由被细胞外基质(ECM)包围的特征细胞类型组成，生物活性分子整合在ECM中或由细胞产生。骨组织是一种天然纳米复合材料，具有有机蛋白质(主要是I型胶原)、无机矿物（主要是磷酸钙）和多种细胞类型。骨ECM类似于骨组织工程支架，由交联胶原纤维自组装成纤维，然后再组装成纤维片或束。羟基磷灰石（又称骨矿物）由磷酸钙晶体组成，位于胶原纤维内部和之间。这种结构构件的组合及其层次安排传授骨的力学性能。在更大的范围内，单个骨骼也表现出可变的密度：外部区域由致密的皮质或致密骨组成，而内部区域由松质或海绵骨组成，其中包括由骨刺组成的多孔网络，称为小梁。骨组织工程材料的设计者通常旨在重新描述骨的蛋白质、矿物质和细胞成分的物理结构和/或功能，以促进和支持新骨组织的生长并恢复其功能。此外，从植物到海洋动物的非人类生物组织的结构和组成特征也启发设计具有改进功能的骨组织工程材料。
作为大多数骨组织的关键成分工程策略，材料，如聚合物，陶瓷或其组合可以应用于各种形式，如膜和三维(3D)支架。这些材料通常作为ECM模拟在组织再生过程中，通过提供机械支持和适当的环境，细胞附着，增殖和分化。细胞可以植入前播种到材料上，或在体内植入后从周围的本地组织招募。虽然将生物成分（如细胞和生长因子）纳入骨组织工程战略具有潜在的价值，但在实践中，含有生物成分的生物材料系统受到高成本和复杂监管要求的限制。研究工作、临床和商业化策略大大受益于仅限于材料的方法，这些方法排除了生物成分，而是旨在招募身体自己的细胞来实现骨再生。本综述概述了材料设计骨组织工程的策略。作者描述了在骨组织工程中使用生物材料（特别是聚合物、生物陶瓷、金属和复合材料）的目标和要求，重点介绍了它们在人类治疗和疾病建模中的应用。还讨论了材料设计路径中的关键考虑和决策，并概述了最有前途的制造技术，即3D打印和电场辅助技术。最后，我们强调了在开发理想的骨组织再生材料方面未满足的需求和挑战。
骨组织工程的目标
骨组织工程研究领域旨在设计出优于自体骨和同种异体骨的材料。总的目标是准备材料，可以引入骨缺损，然后由接受者的病人自己的细胞重塑。这些材料通常以支架的形式组装，支架作为细胞附着和矿化基质沉积的支持结构，旨在暂时发挥ECM在形成组织中的作用。根据缺陷部位和患者的健康状况，需要不同的结构和功能材料特性，以确保所选策略的实用性。骨组织工程材料的设计也是由对其功能至关重要的健康骨组织的特性指导的，例如有利于细胞和血管浸润的多孔结构以及骨基质的多尺度组织和层次结构。还必须考虑如何将生物材料引入骨缺损位点（即传递策略）。
临床考虑
骨组织工程材料设计的过程首先考虑目标骨组织的潜在条件，这受缺陷相关因素和患者相关因素的影响。需要干预的严重骨缺损通常被归类为骨科或颅面。骨科缺陷发生在四肢或脊椎骨的长骨中，通常经历扭转和压缩载荷，例如行走过程中由循环力产生的载荷（知识点1）。相比之下，颅面骨缺损一般不负重，但涉及上下颌和颞下颌关节的除外（知识点2）。骨科和颅面骨缺损可由损伤、疾病、感染、先天性条件、药物治疗的不良影响或肿瘤手术切除引起。
知识点1：骨科缺陷
骨科缺陷是发生在负重解剖部位（脊柱和长骨）的缺陷，对病人的行动能力至关重要。脊柱融合手术是为了减轻慢性背痛或脊柱不稳定，通过在相邻椎骨之间形成骨结合。脊柱融合需要新的骨组织尽快发展，以固定受累的椎骨，减轻患者的疼痛，同时表现出多向承载能力。具有骨诱导组分的材料设计通常优先于仅用于这种应用的骨导生物材料。创伤造成的长骨缺损往往很大，这就需要对结构进行彻底的血管化。工程材料与周围天然组织的生物力学集成对于确保扭转载荷下的结构稳定性和允许功能的最大恢复也是至关重要的。长骨内的各个区域经历了不同的机械环境；因此，材料设计必须考虑缺陷是否仅位于骨干（长骨的圆柱形轴，通常在创伤性损伤中承受最大的机械应力)，还是包括骨骺(关节软骨覆盖的关节区域)或干骺(发生骨生长的中间区域）。此外，干骺端的血管密度和孔隙率高于骨干或骨骺，这需要材料制造策略，使建筑分层或梯度。最终，干骺端的高血管密度使该区域在儿科患者中容易发生骨髓炎感染，因此可能需要骨组织工程干预。
用于老年人的骨组织工程策略还需要考虑自然老化对骨微结构的影响及其再生潜力的年龄相关下降。相反，用于儿科患者的骨组织工程材料需要动态的结构特性或有利于其重塑的特性，以适应患者骨骼的持续生长。骨的区域组织和整体大小也存在值得注意的性别相关差异。鉴于这些细微差别，根据不同患者的需要对骨组织工程材料进行微调，鼓励材料科学家和多个专业的临床医生之间的合作。骨组织工程系统也可用于开发与肿瘤、药物治疗的药物不良反应或骨中发生的其他疾病有关的研究模型。骨原发癌（如骨肉瘤）和来自其他部位的癌症转移，如乳腺癌或前列腺癌的影响，可以用组织工程系统在具有代表性的三维骨结构中建模，以研究从病理生理学到耐药性的机制。这些三维模型被认为比传统的二维癌症模型更能更好地反映真实肿瘤细胞的行为。
知识点2：颅颌面骨缺陷
颅面骨缺损可导致位于颅骨的感觉器官功能受损，食物消耗和言语困难，以及社会和与病人面部或头部外观异常有关的心理挑战。颅面骨的机械环境也因其在颅骨内的位置和任何关节肌肉的存在而不同。颅面骨缺损通常具有复杂的形状，并涉及与多种组织类型的界面，这些组织类型也可能在致伤或疾病期间受到损害。此外，由于上述社会心理因素，产生的骨不仅必须完全填充缺损空间，而且这种新骨的形式及其前面的支架也应该理想地与周围面部骨的轮廓完全匹配，实现正常的面部外观，并在日常的个人和职业生活中支持病人的自我意识。为了满足这些目标，可以选择材料交付和制造方法，使材料符合缺陷的精确尺寸，例如，允许填充的可注射材料缺陷部位的边界或添加剂制造技术，如3D打印。
设计及材料考虑
在考虑了上一节中描述的临床因素后，必须根据材料是否旨在促进在体内缺陷部位形成新骨或将用于体外生成骨样组织来选择整体骨组织工程策略。这些因素决定了生物材料所需的性能和结构，进而指导材料类型的选择和生物材料制造策略。这类决策与监管和商业化要求确定的实施方法（知识点3）以及所需的种植体传递途径(如开放手术植入或微创注射)高度相关。重要的是，除了形态、物理化学和机械表征外，该材料还需要进行广泛的体外评估和体内动物测试（知识点4），从而能够进一步优化系统，并最终进入临床试验和将一种产品推向市场。表1概述了骨组织工程材料设计的途径，并列出了与该过程的每个阶段相关的主要考虑因素。
任何骨组织工程生物材料的一个基本要求是生物相容性，它被定义为“材料在特定应用中具有适当宿主反应的能力”。必须避免对骨组织工程系统（如材料的不及时吸收）或对病人健康有害(如肿瘤发生）的结果。一种物质与身体的良好相互作用可以通过表面特性来促进，这种特性鼓励对所需蛋白质的吸附；然后，细胞可以通过它们的膜上的受体与这些吸附的蛋白质结合。此外，由于含有生物活性肽，一些材料具有固有的细胞结合能力。细胞受体与蛋白质或肽之间的这些相互作用使细胞能够粘附在材料上并沉积ECM蛋白质和支架内部的矿物质。此外，如果设想在体外和体内评估和最终的临床翻译，所选择的材料还必须与至少一种灭菌或消毒技术兼容，如高压灭菌、乙烯氧化物煤气灭菌或紫外线灭菌。
生物活性材料可以促进任何一种原位骨形成或异位骨形成。为了能够异位骨形成，一种材料必须具有骨诱导性，这意味着它具有刺激成骨的内在能力，即间充质干细胞(MSCs)向成骨细胞的分化。骨诱导能力通常需要骨组织工程材料系统含有溶解离子(如Ca2+)或生长因子。相比之下，骨传导材料是那些具有成分和结构的材料，能够在其表面沉积矿化组织，从而直接与骨结合。骨整合，这是特别关键的材料稳定性在承载部位，发生在形成机械稳定的粘结之间的材料表面和周围的本地骨，可以量化在这个界面上的接触面积或固定程度的机械测试。除了生物活性，用于骨的材料-组织工程需要特定的机械和降解性能，以促进骨组织的再生。例如，由于骨是人体典型的硬组织，骨组织工程材料通常被要求承受通常经历的压缩载荷，以防止生长组织的塌陷。此外，骨组织工程材料的力学性能最好与天然骨相匹配（而不是大大超过），以避免应力屏蔽现象。这是通常观察到的传统金属骨固定系统。如果种植体具有比周围组织更高的弹性模量，大多数加载力将由金属而不是周围的骨头承担。因此，局部骨细胞的机械刺激减少，最终导致骨密度降低（骨量减少）和削弱以前健康的组织周围的种植体。
知识点3：监管考虑
A.分类
美国食品和药物管理局根据对患者的伤害风险将医疗器械分为I类、II类或III类。
医疗器械倾向于显示申请提交和监管批准之间的最短平均间隔。
具有多个监管类别（医疗器械、细胞和/或生物制品）组件的材料系统被归类为“组合产品”，这些产品须经多个监管部门使用不同的评估标准进行审查和批准。
额外的挑战来自需要演示和评估动态材料特性，如生物降解。
B.新颖性和等价性
虽然学术研究界追求新颖性，但偏离现有材料设计的越大，监管证明的负担就越高。
第二类器械最容易被批准，当它们能够证明与以前批准的设备“实质性等效”时，特别是那些使用“通常被认为是安全的(GRAS)”材料的器械。
通过添加新的材料设计特征而获得的优势，仅导致骨再生方面的微小进展，必须与监管批准的难度增加相平衡。
C.设计控制
在初步设计阶段，必须就用户需求（目标临床人群的具体要求)和设计要求(功能能力、性能标准和与相关交互系统的兼容性），明确界定预期的临床应用。
一个设计假设应该被阐明，可以在体外和体内验证模型，以及监管批准所需的其他证据。
材料设计的定性和验证应使用ASTM国际组织和国际标准化组织(ISO)等组织的标准。
监管机构发布的指导文件（发布的声明代表了该机构目前审查和监管产品类型的方法，并提出了设计考虑的建议）应查阅。
D.有利的伙伴关系
专家医生的参与，经验了解病人的需要，临床现实和潜在的安全问题，可以指导材料设计的实际解决方案。
材料开发人员可以通过预先调查会议从监管机构获得无约束力的反馈和特定问题的答案。
此外，在使用生物材料支架的骨组织再生策略中，植入材料不仅为生长的骨组织提供机械支持，而且还打算进行生物降解。虽然这种支架通常比天然骨在机械上更弱，但它们为细胞的生长和分化提供了一个生物和机械的框架，最终被设计为与天然骨的力学性能相匹配的再生组织所取代。理想情况下，支架降解速率与矿化组织沉积速率同步，因此降解支架提供的机械支撑的逐渐减少通过新组织提供的机械支撑的逐渐增加来补偿。脚手架的力学性能下降应是可以容忍的，只要系统的整体功能得到充分的维护。这种降解过程的产物也必须具有生物相容性，不得干扰骨组织工程系统的功能。例如，降解不得实质性地改变局部pH，这可能损害支架矿化。除了所使用的体积特性材料、生物材料结构的外部和内部结构对于骨组织工程至关重要。如知识点2所述，生物材料结构的外表面的形状对其临床应用至关重要，因为这种结构需要与缺陷部位的经常复杂的几何形状相匹配。此外，对于所有组织工程结构，组织和细胞在骨组织工程材料上和在骨组织工程材料中的生长受到氧气和其他营养物质的供应的限制，因此受到结构核心血管化程度的限制。因此，许多骨组织工程支架具有复杂的内部结构，包括相互连接的孔隙网络，促进血管的进入，孔径至少为-μm，以促进新血管和血管周围的浸润神经纤维，并在整个结构中播种成骨细胞。虽然这些孔隙降低了支架的整体力学性能，但细胞、神经和血管在支架内的进入和持续停留是用功能性骨组织再生缺陷部位所必需的。例如，骨的神经支配越来越被理解为影响组织的重塑能力。或者，由适应性和自愈的水凝胶组成的软支架可以使细胞迁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。在这些材料中，可逆键被用来在迁移细胞通过材料的过程中重建材料背后的结构完整性。
知识点4：骨组织工程材料的体外和体内评价模型
A.控制
在初步设计阶段，必须就用户需求（目标临床人群的具体要求)和设计要求(功能能力、性能标准和与相关交互系统的兼容性），明确界定预期的临床应用。
一个设计假设应该被阐明，可以在体外和体内验证模型，以及监管批准所需的其他证据。
骨组织工程材料促进细胞和组织骨形成行为的能力可以通过体外和体内评价来表征，详见下文。这些系统还可用于模拟各种疾病，如骨质疏松症，感染骨缺损，截肢伤口，类固醇相关骨坏死，骨肉瘤和癌症转移。
B.细胞
间充质干细胞
成骨细胞前体(例如MC3t3细胞系)
C.小动物
老鼠
兔子
鼠
D.大动物
绵羊
小猪
狗
非人类灵长类
E.生物反应器
使材料系统（有或没有细胞）受到控制的环境影响的装置，如流动灌注
充满了容纳新骨组织生长的生物材料的反应腔
F.结果表明骨再生能力
在静态或动态（生物反应器促进的）细胞培养条件下，干细胞向成骨谱系的分化
再生实验产生的临界大小的骨缺损
E.定量测量
细胞中的基因和/或蛋白质表达（例如碱性磷酸酶）
矿物质和细胞外基质蛋白的沉积
微型计算机断层扫描和组织形态测量，以评估新骨的体积和表面积（或矿化组织）和血管
收获组织的机械测试
显然，鉴于对骨组织工程的材料许多和相互冲突的要求，没有一个一刀切的设计存在，可以被认为是理想的所有骨组织工程应用。虽然所有的材料设计都必须满足生物相容性等基本要求，但其他性能可能被认为或多或少是关键的，这取决于具体的应用。这些特性可以定制以满足特定的临床需求。例如，用于大型承重缺陷的结构的力学性能被认为是骨再生的关键，因此可以选择具有最佳力学性能的复合支架。机械上弱得多的可注射水凝胶，可以通过微创方法传递，可能是再生一个小的，非承重缺陷的首选。事实上，根据具体的应用，具有高生物活性和快速降解的水凝胶材料可能比最初与骨的力学性能相匹配的更强的材料更有价值，只要水凝胶促进的再生组织在足够快的时间尺度上获得足够的组织功能所需的力学性能。
骨组织工程材料
大量的材料类型和组合被证明是骨组织工程应用的有前途的候选材料。一般来说，骨组织工程材料的选择取决于多种因素，包括预期的制造和实现方法。然而，鉴于天然骨组织的有机和无机组成，用于骨组织工程应用的最常见的生物材料是聚合物、生物陶瓷和复合材料。表2概述了不同的材料类型和材料选择的考虑。除了以下章节中描述的生物材料外，细胞和/或生物活性分子也可能包括在骨组织工程的材料系统中（表3）。
聚合物
聚合物是由共价键连接的长链原子组成的有机材料。天然聚合物和合成聚合物都是骨组织工程中有价值的材料类型。例如，目前正在市场上开发几种骨组织工程产品含有天然聚合物，如胶原蛋白，它们通常是亲水性的，能够形成高含水量的水凝胶。这些生物聚合物易于植入前矿化，这可能使它们具有骨诱导作用。然而，从生物来源获取和处理这些生物聚合物的必要性引起了对影响其商业化的成分变异性的关切。此外，为了补偿潜在的不良性能，例如天然聚合物的典型低机械强度，通常存在较少的改性这些材料的选择。
天然聚合物胶原和明胶(胶原的变性产物)在骨组织工程中表现出几个理想的特征。胶原蛋白就是天然骨的主要蛋白质成分，这些生物聚合物含有氨基酸序列(特别是粘附配体精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸(RGD))，细胞很容易附着在上面。受体患者的酶和细胞习惯于分别降解和重塑这些材料，它们可以被加工成能够传递其他生物成分的微粒或纳米粒子。
海藻酸盐是一种天然聚合物，来源于藻类，可以通过加入促进细胞附着的粘附配体(如RGD)和能与各种生长因子结合和固定的官能团（如肝素）来修饰。这些修改使生长因子在结构中的三维微图表示成为可能。海藻酸钠水凝胶也可以与钙等离子进行离子交联。虽然这种交联海藻酸钠水凝胶表现出次优的降解，但酶降解交联的加入使居住在材料中的细胞能够根据其产生和分泌切割酶来决定其降解速率。海藻酸钠和明胶共聚物同时有这两种材料的优异性能。
丝素蛋白是另一种正在增长的天然聚合物骨组织工程越来越受到重视。丝素蛋白易于加工，具有优异的力学性能和指导羟基磷灰石形成的能力。其他用作骨组织工程材料的天然聚合物包括细菌合成的聚羟基烷酸酯、甲壳类外骨骼和阴离子多糖凝胶衍生的壳聚糖，以及称为聚磷酸盐的无机磷酸盐的重复单位。
与天然聚合物相比，合成聚合物为化学修饰和分子改变提供了更多的可能性，从而便于根据特定的应用要求定制系统的性能。例如，不同的合成聚合物可以具有疏水性或亲水性的优势，这影响了它们与水生理环境的相互作用，并可以确定它们相对于非水化聚合物结构形成水凝胶的能力。疏水合成聚合物倾向于骨传导而不是骨诱导，因为它们缺乏能够指导细胞行为的共轭基序；然而，它们的疏水特性降低了它们的免疫原性潜力。此外，通过添加生物活性或细胞结合基序，如RGD，可以改变合成聚合物的生物学功能.
聚己内酯（PCL）是一种流行的聚合物，用于骨组织工程系统，因为它具有较高的机械强度，并被纳入美国食品和药物管理局(FDA)批准的产品。然而，PCL缺乏促进细胞粘附的特征，在体内经历非常缓慢的水解降解，并表现出热塑性行为。其疏水性和表面性质可以通过肽水凝胶或聚多巴胺涂层来改变，从而提高细胞的粘附性。聚多巴胺涂层表面也可作为羟基磷灰石成核和矿化的场所。聚丙烯延胡索酸酯（PPF）是另一种合成聚合物，特别吸引骨组织工程的应用，因为它的骨配合力学性能，生物相容性降解产物和光交联能力。
左旋聚乳酸(PLLA)是另一种候选骨组织工程材料，经过水解降解形成可溶性乳酸，天然存在于体内。PLLA也可以形成纳米尺度的特征。这种容易降解的聚合物可以与其他抗降解聚合物结合。此外，聚乳酸-乙醇酸(PLGA；乳酸和乙醇酸的共聚物)由于两种单体的亲水性不同，其降解速率取决于共聚物中乳酸与乙醇酸的比例。PLGA的薄片也可以被拓扑上的图案化，以模拟骨膜，一层薄薄的、血管化的结缔组织层，包裹着天然骨.
聚乙二醇(PEG)是一种高度亲水性的聚合物，通常用于水凝胶开发的聚合物。虽然通常被认为是不可生物降解的，但PEG的性质可以通过广泛的化学修饰或交联来改变。此外，聚N-异丙基丙烯酰胺(PNIPAm)是一种温敏聚合物，可以与其他聚合物共聚或混合，以产生具有热凝集能力的水凝胶。基于这种方法的几种生物活性水凝胶已经被开发用于骨组织工程；这些材料可以在室温下注入缺陷部位，并在体温下形成原位凝胶。
取决于聚合物生物材料的类型使用及其预期的应用，可能需要交联，以确保材料在生理条件下的稳定性。特别是，交联是水凝胶系统非常重要的组成部分，因为它们是形成凝胶网络所必需的，并影响广泛的性质，如网格大小、溶胀行为和弹性。两种不同的交联类型可以结合起来产生双交联或者双网络水凝胶，提高了机械性能。共价交联和非共价交联提供了不同的优点：共价交联提供了更高的强度和稳定性，而非共价交联有利于材料通过注射传递的适应性和舒适性。交联策略的选择也对材料的降解行为有直接影响，因为一些交联是通过酶或水解机制切割的，从而促进了结构的降解，并有可能促进结构的重组。添加到聚合物材料中的交联剂或化学引发剂本身必须在特定剂量下具有生物相容性，或在接触活细胞或组织之前可提取。
生物陶瓷
生物陶瓷是一类传统上在骨组织工程中起重要作用的无机生物材料。这些材料大致分为（晶态)陶瓷、(非晶态)玻璃或(部分晶态）玻璃陶瓷。通常，生物陶瓷被认为是生物活性的，如果它能与周围的骨组织形成直接的结合(一些生物活性生物陶瓷也是可吸收的），如果不能，它就会变得惰性。然而，越来越多的研究兴趣致力于这些材料的能力，通过释放生物活性离子来获得所需的生物效应(如成骨或血管生成）。这种能力激发了各种生物陶瓷材料的设计，用于骨组织工程应用，其中包括广泛的生物活性离子，包括Ca2+，Mg2+，Si4+，Cu2+，Sr2+，Li+和Ag+。这些离子提供了较少的昂贵和潜在的更健壮的替代生物分子，如生长因子.磷酸钙是用于骨组织工程的最常见的生物活性陶瓷，因为它们模拟骨的无机相碳化羟基磷灰石。这些材料目前在临床上被用作可注射的骨水泥或作为植入物的涂层。目前已开发出广泛的以磷酸钙为特征的骨再生生物材料，如羟基磷灰石和β磷酸三钙陶瓷。羟基磷灰石表现出非常缓慢的降解，而β磷酸三钙被认为是一种可吸收的生物陶瓷。由这两种磷酸钙组成的生物陶瓷颗粒产生了一种矿化组织，类似于在一个大型动物模型中从自体骨移植中获得的组织（该模型将这些材料在植入肋骨骨的生物反应器室中进行比较）。
磷酸钙生物材料的骨诱导机制是一项积极的研究课题。到目前为止，这一机制被归因于Ca2+的和磷酸阴性离子释放导致骨样磷灰石层的形成，可以吸附材料表面的成骨蛋白。在年，这一现象被认为是由含有磷酸钙的材料中的Ca2+离子和磷酸离子的耗尽所驱动的，而不是它们在材料表面浓度的局部增加。此外，表面形貌和微孔已被报道在这些材料的骨再生能力中起着重要的作用。陶瓷表面形貌和离子释放行为也被认为可以控制富含透明质酸的ECM的沉积，这是磷酸钙生物陶瓷诱导骨化的另一个潜在因素。磷灰石的形成和骨再生也可以使用其他生物陶瓷，如磷酸镁，镁硅酸盐和硅酸钙。
生物活性玻璃是另一类重要的生物陶瓷。这些材料通常由含钙硅酸盐组成，但磷酸盐和硼酸盐玻璃也在开发中。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%CaO，24.5%Na2O,还有6.0%P2O5。与生物活性羟基磷灰石陶瓷相比，这种生物活性玻璃能加速骨再生。生物活性玻璃的骨键机制归因于一系列界面反应，导致材料表面形成骨样磷灰石层，而它们的成骨潜力则归因于钙，磷酸和硅等离子从他们的表面的释放。利用这种离子释放行为正引起相当大的研究兴趣，目的是提高这些材料的功能。例如，掺锶生物活性玻璃通过改变炎症巨噬细胞的表型促进体内早期血管生成。此外，介孔生物活性玻璃是骨组织工程中很有吸引力的多功能材料，因为这些材料可以负载各种药物或生物分子，因为它们具有大量的纳米尺度(直径2-50nm)孔。
金属
金属在骨组织工程中的价值主要是因为它们的高机械性能，这会因应力屏蔽的风险增加而受到抑制。钛、镁及其合金是骨组织工程中最常用的金属。钛表面可以进行化学修饰或改变其表面形貌，使其具有生物活性，从而使磷酸钙成核，从而促进骨整合，以及作为一种有利的（即促再生的）宿主免疫反应。然而，由于钛本身不能生物降解，因此它不被认为是骨组织工程应用的理想生物材料类型；纯钛材料通常需要在达到其支持骨再生的目的后进行手术去除。含钛材料可以通过从单个钛纤维或网格形成结构，从而降低应力屏蔽的风险，并包括用于骨组织浸润的孔隙。然而，人们对钛结构与骨接触时释放的磨损性颗粒碎片存在关切，因为它们有可能引起不良的炎症反应。
由镁制成的生物材料是可以接受的，可通过腐蚀进行生物降解，因此比钛基材料更适合于骨组织工程。一项人类临床试验表明，镁合金在植入后一年内会被新形成的骨组织完全降解和替代。虽然镁基结构的快速降解可以造成不良影响，并且应该避免，但在降解过程中发生的局部pH的增加有利于种植体部位磷酸钙的沉淀。镁离子和铁纳米粒子促进MSCs成骨生长因子的上调。最后，银离子具有众所周知的抗菌特性，并已被用于各种组织的组织工程策略，以赋予生物材料抗菌特性。
碳基和其他纳米粒子
碳纳米管和石墨烯或氧化石墨烯纳米颗粒作为良好的生物材料而可用于骨组织工程应用，这主要是因为其出色的机械性能及其较大的表面积，有助于与生理离子和生物分子的非共价相互作用，这些特性赋予这些材料生物活性。例如，Ca2+离子将吸附在碳纳米管表面，刺激基质细胞的成骨细胞分化。随后，这些分化的细胞释放碱性磷酸酶，这是一种促进骨钙化的酶。此外，这些碳基粒子通常具有表面化学基团，可用于与其他生物活性基团（如磷酸盐）进行额外的共价功能化。同样，石墨烯纳米片可以加速MSCs的成骨细胞分化，在一定程度上可以与生长因子的影响相媲美。这种能力归因于成骨分子（地塞米松和β-甘油磷酸酯）浓度的局部上升，因为它们与石墨烯表面的非共价相互作用(例如，π-π堆积。目前的研究正在探索其他二维材料的使用，如黑磷，磷酸镁，氮化硼和氮化碳纳米片。例如，嵌入在仿生细胞外小泡中的黑磷纳米片可以通过释放无机磷酸盐离子促进体内骨再生。
复合及混合材料
复合材料由于其性能胜过其各自的成分而成为一类越来越重要的生物材料。鉴于骨组织的复合性质以及对骨组织工程材料的复杂要求，复合生物材料提供了有前途的仿生解决方案，以克服该领域的重大挑战。聚合物基复合材料是用于骨组织工程的最常见的复合系统，可以以溶胀（水凝胶）或非溶胀的材料形式使用。这些复合材料通常包括可生物降解的聚合物相，其中掺入（纳米）颗粒作为填料。聚合物基质也可以与功能性生物活性基序共价键合，例如RGD配体。具有附加功能的聚合物.例如形状记忆或光致发光特征，改善复合材料的临床处理或植入后跟踪。
骨组织工程复合材料中最常见的填料类型是生物活性陶瓷和玻璃颗粒。这些刚性颗粒在聚合物基体中的分散机械地增强了这些复合材料，它们的生物活性也能赋予复合材料以骨再生能力。其他复合系统利用颗粒填料作为载体，使治疗离子能够局部释放。纳米片材料，如层状硅酸盐(Laponite),黑磷，氮化硼和氧化石墨烯是骨组织工程复合材料的其他有前途的填料。纳米颗粒填料可用于在复合材料中加入额外的功能。例如，将氧化铁磁性纳米粒子结合在PCL基体中，置于外部静态磁场下，可以促进成骨细胞分化和骨形成。重要的是要考虑，这些粒子的生物活性和离子释放行为可能会受到损害，因为它们被嵌入在缓慢降解的聚合物中，将它们与周围的生理液体隔离开来。通过将快速降解的聚合物（作为多孔剂）混合在更缓慢降解的聚合物基体中，克服了这一限制。
一种制备有机-无机复合材料的备选策略是无机相在聚合物材料中的体外矿化。这一策略已被用于形成各种无机相，包括磷酸钙，还有硅酸盐。此外，骨组织工程生物材料设计的新策略是完全由粒子制成的复合材料的发展。这种策略已被用于开发由各种粒子类型组成的模块化材料系统，这些粒子类型作为构建块并启用独特的特性，例如自愈。各种研究都集中在调整复合材料中有机和无机成分之间的相互作用。聚合物链与粒子之间，或粒子本身之间的非共价相互作用已被利用来形成复合水凝胶或改善现有系统的性能。聚合物相与分散粒子之间共价交联的形成也被用来开发具有增强物理化学和机械稳定性的复合材料。聚合物基体中颗粒的分散和浓度是决定复合材料性能的最重要因素之一。例如，在聚合物基体中包含无机粒子的浓度梯度是工程复杂组织界面的一种有吸引力的策略，例如骨骼和肌腱之间的界面或者骨头和软骨。此外，粒子在基体中的取向是另一个强大的特性，它可以极大地改变复合材料的力学性能，例如，产生各向异性的力学行为。
另一类用于骨组织工程应用的复合系统是陶瓷基体或玻璃基体复合材料。在这些体系中，生物陶瓷相的脆性通常是通过用可生物降解的聚合物涂覆或渗透多孔无机基体来克服的。生物陶瓷β-钙磷酸盐支架还可以涂覆氧化石墨烯纳米片，这不仅使支架具有更好的成骨能力，而且还具有光热特性，使光治疗能够灭活残留的骨肿瘤细胞。将磁性纳米粒子引入生物陶瓷支架也可以通过改变支架表面蛋白质层的组成来改善细胞增殖。
最后，与传统复合材料不同，复合材料由不同的材料类型组成，这些材料类型通常在分子水平上混合和相互作用，并且不能作为纳米尺度以上的不同相区分。有机-无机复合材料是这些材料中最常见的类型；例如，几种含有硅酸盐的杂化材料被证明是骨组织工程应用中特别有前途的系统。
制造技术
除了材料类型和合成策略在确定生物材料性能方面的基本作用外，制造技术还可以决定广泛的生物材料性能，从形态（例如孔隙结构)到物理化学(例如降解)、机械(例如压缩模量)和生物(例如细胞渗透）。制造技术的选择取决于生物材料所需的形式和结构，以及影响材料加工的因素，如熔化温度和溶解度。根据预期的应用和策略，材料可以制成微粒子-冰柱或纳米粒子,纤维，涂层，薄膜和3D结构。
以乳液为基础的技术，如水中油和水中油的乳液，是最常见的颗粒形成方法之一，而涂层和薄膜通常采用浸涂、物理气相沉积、化学气相沉积和逐层沉积的方法。虽然传统技术（如溶剂铸造和颗粒浸出、泡沫复制、气体发泡和热诱导相分离）仍被广泛用于骨组织工程三维结构的制造，但这些技术具有众所周知的局限性，如可扩展性差，本综述未进一步讨论。相反，下面的章节提供了3D打印和电场辅助技术的概述，这些技术提供了优越的可扩展性和改进的支架微观结构控制，因此越来越成为骨组织工程材料设计的首选制造方法(图3)。
3D打印
在过去的十年中，3D打印已经成为制造骨组织工程支架和生物打印的有力工具，这意味着同时打印生物材料和细胞。特别是3D打印使骨组织工程材料的设计师能够以前所未有的程度来决定支架的结构和组成。例如，打印细丝相对于中间孔隙的空间排列可以精确地定义，这导致支架具有优越的孔互连性，并且相对于其他制造方法产生的支架具有更好的机械强度。事实上，3D打印可以用来产生具有复杂拓扑特征的创新材料设计，从而能够制造具有前所未有的物理、机械和生物特性组合的生物材料结构(称为元生物材料)。这些材料在骨组织工程中具有令人兴奋的潜在临床应用。
用于骨组织的3D打印的主要方法包括微挤出、立体光刻、选择性激光烧结和喷墨打印。在挤出3D打印中，材料通过气动压力或机械柱塞通过喷嘴挤压形成细丝，这些细丝沉积在每个层指定的不同图案中，从而能够精确地成形结构。这种技术通常需要剪切稀化或热塑性材料。热塑性材料，如PLLA，也可以采用连续长丝的形式，在挤出机头熔化并通过喷嘴沉积以制造三维结构，这一过程通常称为熔融沉积模型(FDM)。直接挤压陶瓷或玻璃基浆或浆料也被广泛用于制造绿色物体，然后烧结形成三维生物陶瓷支架。挤出3D打印的分辨率通常m，这取决于喷嘴直径和材料粘度等因素。挤出3D打印的另一个限制是它无法使用软或低粘度材料来制造结构，这通常不能在挤压后保持其形状。然而，一种被称为悬浮水凝胶的自由形态可逆嵌入的策略使得这种制造能够通过在支撑槽中沉积软水凝胶来实现，该支撑槽将打印材料悬浮在可移动的基体中，这允许印刷结构的临时形状保持，直到它们可以通过进一步交联而稳定为止。
基于挤出三维打印的制造策略特别受重视是因其能够重现模仿骨骼的层次结构所必不可少的建筑和成分梯度。细胞迁移和细胞排列的方向性和附着时蛋白质的产生可以由孔径的梯度和生物活性材料如生物陶瓷颗粒的浓度决定。多材料挤出3D打印，它是基于几个材料库之间的快速切换，引导到一个或多个打印头，使连续打印一个单一的长丝与可变的组成。通过将可变尺寸的气泡加入到印刷细丝中，还实现了聚合物支架多孔结构的连续和精确控制的改变。
立体光刻是骨组织工程应用中常用的另一种三维打印方法。与挤出3D打印相比，立体光刻提供了更高的分辨率(m)，但不太适合广泛的材料类型及多材料打印。立体光刻采用透明、低粘度的液体树脂，能够光交联，并可以通过投射到材料中的光图案在特定位置固化。基于投影的立体摄影，包括使用数字光镜，使动态光模式和光吸收添加剂来控制光穿透深度，已被用于制备含有促进新生血管形成或含有复合物的内部通道的水凝胶结构功能性血管网络。此外，测定体积的打印技术可以用来产生解剖形状的结构，临床相关的大小，模仿骨的小梁结构。这些结构能够迅速打印为未来的制造和商业化提供了扩大可行性的希望。
另一种有价值的3D打印方法，选择性激光烧结，涉及使用激光束选择性地融合作为粉末床的颗粒材料。该技术已成功地应用于金属、聚合物和陶瓷生物材料结构的生产。这一技术的主要优点是其处理粉末或颗粒材料的能力，而不需要加入溶剂或聚合物，可能导致结构收缩在进一步的加工步骤。此外，与许多立体光刻和基于挤压的印刷方法相比，选择性激光烧结通常不需要在复杂结构的印刷过程中包含临时支撑结构，因为粉末床在印刷过程中保持烧结区域的完整性。
喷墨打印允许局部沉积单个材料液滴，这些液滴通常通过随后的UV固化来稳定。虽然该方法可以达到m分辨率，但仅限于使用能够形成液滴的低粘度油墨。相比之下，双光子聚合是一种能够实现制造的三维打印方法1m特征，如模仿小梁骨多孔结构的结构。
由上述任何一种方法打印的结构可以经过进一步的处理，以补偿该技术的有限分辨率；例如，挤压印刷支架的水热处理可以传递微尺度和纳米尺度的地形结构，从而调节支架材料的性能及其与细胞的相互作用。事实上，不同打印方法的组合或结构的印刷后处理是提高骨组织工程材料设计中制造选择的自由的有希望的策略。例如，开发了一种将FDM和立体光刻相结合的双打印机，该打印机将聚乳酸纤维和细胞负载的、可光交联的GelMA水凝胶在一个结构中共印。此外，双向冻结已与挤出印刷相结合，以生产生物陶瓷支架，由中空印刷长丝嵌入附加微孔生物陶瓷棒。
最后，4D打印是3D打印的结构能够随着时间的推移进行形态转化（第四维）。在骨组织工程中，4D打印已经被用来制造水凝胶薄膜，可以自我折叠成类似血管的仿生空心管。应该指出的是，通过4D打印制造结构需要使用能够响应某些刺激而改变形状的材料，例如在水环境中经历肿胀；然而，能够产生这种行为的材料的范围受到严格限制。
电场辅助技术
几种生物材料制造技术使用电场形成粒子、纤维、涂层、薄膜和三维结构。一般来说，这种方法提供了优越的控制纳米和微尺度特征的结果生物材料。静电纺丝是骨组织工程生物材料最广泛使用的制造方法之一，涉及在注射器和收集器之间施加电场的影响下形成微纤维和/或纳米纤维。将纤维沉积在合适的表面上可以产生高度多孔的电纺膜或网格，这些膜或网格通常由聚合物材料制成。电纺生物材料的纤维形态可以促进纤维方向的细胞排列。通过在用于静电纺丝的聚合物溶液中包括生物活性颗粒材料，例如羟基磷灰石颗粒，可以在这些膜中引入额外的功能，哈洛石粘土纳米管和氧化锌纳米粒子。目前正在开发新的生物材料制造技术，将电场与其他制造原理结合起来。例如，一种这样的方法在喷墨打印装置中使用电场来实现基于水凝胶微滴沉积的三维打印。这种方法的另一个例子是熔融静电纺丝打印。传统的静电纺丝策略使用聚合物溶液形成纤维，而使用聚合物熔体进行静电纺丝的研究正在上升，因为这种策略得益于纤维的高度精确沉积和缺乏与溶剂相关的毒性和其他并发症。在这种制造技术中，计算机控制的移动收集器和/或注射器被用来确保精确的逐层沉积预先设计的纤维图案，最终产生三维结构。因此，这种技术可以归类为三维打印方法。然而，与这里讨论的其他3D打印技术不同，熔体静电纺丝写入通常无法准确地打印厚度3毫米的结构。这种限制是由于在制造过程中沉积的纤维中的电荷积累所致，尽管这种效应可以通过逐渐增加外加电压来克服。
另一种电场辅助方法被探索的设计是电喷雾，这可以利用来制造任何一个粒子或者涂层。这种技术使用类似的原理进行静电纺丝，但建立了工艺条件（例如电压和聚合物溶液性质），使得从注射器中挤出溶液导致液滴而不是纤维的形成。
最后，电泳沉积(EPD)用于制备由颗粒生物材料衍生的涂层或薄膜。在这种技术中，悬浮在液相中的带电粒子在电场的影响下移动，并沉积在相反带电的电极上，从而形成涂层。EPD广泛应用于羟基磷灰石等材料的涂层在金属植入表面。不同类型的纳米粒子可以作为颗粒构建块，可以功能化或负载各种生物分子或药物，以增强所产生的生物材料的功能。尽管EPD设置简单，成本低，但它为控制沉积涂层的纳米形貌和厚度提供了很大的可能性。带电分子（如壳聚糖）的沉积，也称为电沉积，涉及一个类似的过程，并已被用于制造聚合物涂层，薄膜或复合材料与粒子结合。通过采用顺序沉积过程和改变沉积溶液中的盐浓度，电沉积使壳聚糖薄膜的发展具有可调谐的Janus（即侧特异性）特性，以指导骨组织再生。这些Janus薄膜由一个致密的聚合物层组成，该层分别作为纤维组织穿透的屏障和促进成骨的多孔复合层。
临床环境中的辅助CAD制造
最终，3D打印有望通过使用计算机辅助设计(CAD)软件直接从临床成像数据中生成特定骨缺损的3D模型，纳入骨缺损的临床修复。然而，尽管他们非常赋予希望，但这些技术尚未发展到广泛的临床应用。大多数目前的骨植入物是由3D打印制造的，具有患者特定的几何形状，由永久性的、非降解的材料组成，用于替代而不是组织缺损的再生。这种植入物通常采用镜像的概念，其中扫描患者身体对面的相应解剖区域（其中健康的骨组织仍然存在），并使用扫描的镜像作为CAD模板，特别是对于涉及总组织缺失的大骨缺损。然而，少数病例报告提供了临床实施CAD衍生可降解支架骨再生的证据。例如，一份这样的报告描述了一位儿科患者，他接受了一种细胞种植的PCL支架，用于重建上颌骨的骨缺损。利用计算机断层扫描导出的骨缺损CAD模型，通过基于微挤出的三维打印来制作该支架。
临床和监管方面的考虑
骨组织工程的材料设计依赖于对缺陷部位、最终用户的需求和材料旨在解决的功能缺陷的清晰理解。例如，骨科和颅面位置的骨缺损对患者的生活质量造成了巨大但非常不同的损害。每个具体临床应用的要求必须在材料设计过程开始时确定。以及骨缺损的位置和大小，患者的年龄和健康状况影响骨再生的成功，在材料设计过程中应尽早考虑。组织工程战略作为以自体移植为基础的方法的替代品，在确定主要影响老年患者的疾病（如骨质疏松症）时尤其需要加以改进。在这些患者中，从其他身体位置转移的自体组织也可能因疾病或自然衰老而受到同样的削弱，限制了这种组织在缺损部位再生健康骨的效用。此外，从薄弱的供体部位取出骨头会增加伤害的风险，并可能威胁患者的行动能力。利用细胞行为的生物分子传递的材料系统的有效性也可能因老化患者再生能力的降低而受到损害。骨组织工程策略，适应甚至补偿这些病人相关的因素，在再生骨缺损和整合种植体与周围本地组织是特别有希望的。例如，设计用于与骨质疏松症等疾病相关的缺陷的系统可以包括限制骨吸收的材料和生化成分，从而有利于健康骨组织的再生。同样，对于炎症条件引起的骨缺损，可能伴随创伤性损伤的感染骨缺损或外科肿瘤切除引起的骨缺损，骨组织工程的材料系统，分别提供抗炎、抗菌或抗肿瘤药物，可以提供治疗益处，并促进系统的更好集成与本地组织。但是，在与恶性肿瘤相关的骨缺损患者中，只使用生物材料的骨组织工程方法可能更可取，因为增殖刺激的生物分子，如生长因子，不应引入前肿瘤部位。
骨组织工程材料开发为的最终目标是将设计的材料系统转化为病人护理。重要的是，这一转变需要在体外和体内测试模型，并得到政府监管机构的批准，这就需要设计的材料与这些机构的评估标准兼容。材料设计师需要了解不同材料成分和性能的纳入如何影响监管机构评估的可行性和复杂性。与这些监管问题交织在一起的是必须解决商业化潜力，因为设计许可的企业的财政和人力资源往往是实现监管批准所需的数据收集的广度和数量所必需的。相反，展示至少初步的监管利益可以大大提高材料设计对潜在投资者的吸引力，作为大规模制造所设计产品的必要先决条件。在设计过程的早期阶段考虑所有这些因素可以大大提高成功的监管批准和设计材料商业化的可能性。
总结
尽管在开发用于骨组织工程应用的生物材料方面取得了相当大的进展，但一些尚未满足的需求和挑战仍然阻碍了基于生物材料的方法的进一步科学进展和临床转化。其中一个障碍是我们对大多数生物材料的作用机制和由此产生的细胞反应的理解有限。解决这一需要需要进行系统研究。然而，这些研究往往受到不同材料性质脱钩的困难的阻碍，从而阻止了它们的独立改变，这是确定每种性质的具体影响所必需的。同样的挑战来自需要满足多种相互冲突的要求，这些要求往往要求使用新材料。例如，虽然在许多应用中需要支架的机械稳定性，但也需要快速降解能力来实现加速组织生长。复合材料提供了开发可调节系统的潜力，以满足广泛的这些要求。然而，不同的材料类型往往需要不同的加工条件（如温度和溶剂类型），这使得这种生物材料系统的发展复杂化。结合多种材料的能力对于克服界面-组织工程的障碍特别重要，这需要重新描述骨与相邻组织类型之间的过渡的材料：肌肉肌腱、结缔组织韧带和形成关节表面的软骨。这些界面在结构、组成和力学性能方面往往表现出梯度，增加了材料设计和结构制造的复杂性。
此外，身体组织通常是粘弹性的，而骨组织工程领域由于其优越的刚度和机械强度，主要集中在完全弹性材料上。我们现在知道粘弹性材料的特性，如应力松弛影响和直接的细胞行为，包括成骨分化和矿化基质沉积，并且能够快速应力松弛的材料可以潜在地促进支架材料的细胞重塑。因此，具有可调谐应力松弛行为的水凝胶为指导骨组织再生过程提供了新的可能性，尽管主要是在非承载条件下。水凝胶的机械弱点限制了它们在骨再生中的应用。然而，它们的力学性能可以通过加入纳米材料，如石墨烯来形成纳米复合材料来改善。创新的化学修饰还可以通过构建互穿聚合物网络来增强水凝胶的力学性能。
组织再生是一个涉及细胞与其周围基质之间的双向相互作用的动态过程。这种动态互惠是由生物材料设计所鼓励的，这些设计适应于局部细胞的变化，并可以根据局部生物信号（如细胞产生的酶)改变它们的特性。这些新的功能可以通过自下而上的策略来实现，这些策略利用单个分子或颗粒积木的化学、结构、大小和形状来生产具有适应性和响应性的生物材料。
此外，骨组织的形成发生在多个长度尺度上，由此产生的骨组织的大部分功能和性质取决于其层次结构。对不同长度尺度的生物材料特征的高度控制通常不能用单一的制造方法来实现。因此，骨组织工程系统的设计者不得不开发创新的策略，将多种合成和制造技术结合在一起以在分子、纳米尺度、微观尺度和宏观尺度上决定生物材料的结构和性能。材料的表面形貌，特别是与细胞相当或小于细胞的大小特征，可以引导相互作用的细胞向成骨分化方向发展。此外，3D打印方法为制造具有复杂几何和表面特征的具有空间不同功能的生物材料和组织状结构提供了前所未有的机会。这些新的能力为该领域现有的挑战提供了潜在的解决方案，例如加强对血管化的控制，或将相互冲突的需求（如孔隙率和高机械强度）组合成一个材料系统。这些技术也可以与其他制造工具一起使用，以便能够在多个长度尺度上对材料性能进行更好的控制。基于微流体的制备方法是在微尺度和纳米尺度上决定骨组织工程生物材料结构的有力工具。
骨组织工程策略的临床和商业成功的关键挑战在于它们的可扩展性，无论是在材料的合成方面，还是在制造大型结构的潜在需要方面。生物材料的临床处理和将它们引入病人的选择方法也需要特别考虑。预制结构通常需要开放的外科植入，而可注射的生物材料可以微创的方式应用（这在临床上越来越受欢迎）。然而，确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战性的，而可注射系统通常缺乏预制结构中存在的力学性能和建筑特征。预制可折叠（可部署）三维结构，可以注入和重新扩展到所需的形状时，植入可能优于其他系统，但选择材料可以通过这一路线(如海藻酸钠冷冻剂和形状记忆合金)仍然非常有限。此外，与自然组织不同，生物材料通常缺乏自主的自我修复能力。然而，在植入过程或骨再生阶段发生的生物材料结构的机械损伤可能通过使用自愈生物材料来解决，这些材料逃避了更换受损种植体的额外手术的需要。最后，个体患者之间的差异需要转向能够实现精确医学的模块化生物材料系统，而不是传统上为骨组织工程中的生物材料设计寻求的一刀切的策略。
参考文献
Koons,G.L.,Diba,M.,Mikos,A.G..().Materialsdesignforbone-tissueengineering.NatureReviewsMaterials.