3D打印骨組織支架孔隙結構對支架性能影響的研究進展

張偉蒙，汪 杰，胡 晶

（北京工商大學化學與材料工程學院，北京 100048）

0 前言

骨缺損是臨床上常見的疾病，雖然骨組織具有骨再生能力，能夠自我愈合，但當損傷嚴重時，則必須借助外力進行修復[1?2]。當傳統的骨移植技術受到供體來源不足、免疫排斥等問題的制約時[3]，骨組織工程學應運而生，通過使用人工骨支架代替骨移植，以“誘導成骨”的方式，實現了骨的修復和再生[4?5]。3D打印技術也因為具有快速、個性化和自動化的優勢，而備受骨組織工程的青睞。在3D打印前可以通過模型設計，方便的實現骨支架結構的調整，為模仿天然骨支架的構造、實現支架與患者缺損或病變部位的匹配，為患者設計個性化骨組織替代物提供了可能[6?11]。

骨組織支架作為細胞、營養液、組織液的載體，為骨細胞的黏附和增殖提供了合適的微環境，供細胞的生長、營養的遷移、氧氣的擴散和廢物的清除[10，12?13]。影響骨組織修復再生的因素較多，其中材料的生物相容性、生物活性、可塑性、骨誘導性和力學穩定性對骨組織愈合有重要影響[14?16]，應用最為廣泛的組織修復材料包括金屬材料、生物陶瓷材料、聚合物材料（如天然聚合物材料、高分子聚合物材料）和多種材料構成的復合材料[14?18]，選擇合適的材料可以提高支架的韌性、強度、生物相容性等[16]。使用3D打印制造支架的過程中，打印參數（包括分層厚度、打印路徑、打印速度、打印氣壓、噴頭溫度、噴頭內徑等）對支架的宏觀和微觀結構、力學性能及生物相容性等方面都有重要影響[19?24]。通過優化關鍵工藝參數，可制備出多種材料復合、宏觀形貌良好、孔隙結構均勻、生物相容性良好的支架[25]。目前在這些方面已有大量的總結[5，26?30]。但在骨支架的孔隙結構方面，相關研究較多，但未見系統性歸納。骨支架的孔隙結構主要受支架孔隙形狀、表面粗糙度、孔徑大小、孔隙率、孔隙內部的連通性等要素的影響[8，12，31]。孔隙形狀和表面粗糙度對細胞黏附、生長、轉移、分化等行為有影響；適當的孔徑大小對血管生成和骨長入有促進作用；孔隙率則會影響支架的滲透率和力學性能；支架內部孔的連通結構對細胞生長很重要，會影響組織再生的過程和路徑；通孔有利于營養物質和分子運輸到支架的內部、促進細胞的生長、利于天然骨的形成。由此可見支架孔隙結構的設計也是影響骨組織修復的主要因素[25，32]。應用3D打印技術制備骨組織支架，能夠通過調節打印參數，方便實現對支架孔隙結構的調整，從而為支架微空間設計方案的實現提供了可能[7，33?34]。

本文綜述了現有研究中針對骨組織支架微空間設計的成果，以及他們的3D打印應用。分別從孔隙形狀、孔徑大小、孔隙率、表面粗糙度、連接通路五方面概括了支架孔隙結構對人工骨支架成骨性能的影響，以期為更合理的支架結構設計提供參考。

1 孔隙形狀的影響

孔隙形狀對支架的空間分布、細胞黏附、轉移等行為都有影響。孔隙形狀通常包括圓形、方形、三角形和蜂窩形等，孔隙形狀不同，支架的幾何單元結構也不同。將一定形狀的幾何單元在空間進行周期性排列，就能得到孔隙形狀規則的骨支架結構，這也是骨組織支架常用的模型建立方式[35]。但是這種方式建立的模型和實際骨頭的結構差別較大，導致支架的成骨性能和滲透性能無法滿足要求[2，16，36]。所以有研究將更復雜的單元結構如柏拉圖和阿基米德多面體拓撲結構，以及通過計算迭代出的最接近人骨真實結構的形狀應用在了支架設計上，如圖1所示，以增強骨支架的力學行為[37?38]。另有學者通過對孔隙形狀進行分層、分級設計，將不同的形狀和梯度應用到支架中，促進營養的運輸、骨細胞的生長，從而選擇出最優的骨支架結構[39]。

圖1 簡單的支架結構[38]Fig.1 Simple scaffold structure[38]

傳統方法制備的多孔支架孔隙形狀通常是隨機的，難以定量分析與制造，通過3D打印技術可以控制孔隙形狀及其排列，從而達到精準控制支架內部結構的目的。所以有不少學者基于3D打印工藝，研究了不同單元形狀結構對支架性能的影響。通過研究圓形和方形單元結構支架的壓縮和降解過程，發現方形多孔結構邊緣尖銳，會產生高的集中應力，彈性模量較低，并且隨時間變化方形支架的降解與骨結構的生長會發生干涉，不利于骨細胞發育，相比而言圓形單元結構在力學性能和降解性能上更加優良[40?41]。Hollister等[42]發現圓形孔隙單元支架與方形孔隙單元支架植入一段時間后，在骨向內生長方面沒有統計學上的顯著差異。Gong等[43]對三角形孔隙單元支架與圓形孔隙單元支架進行抗疲勞性能測試，發現圓形孔支架中應力分布均勻，沒有應力集中，抗疲勞性能突出。邵惠鋒等[2]對矩形孔結構與蜂窩形孔結構支架進行力學性能研究，結果表明蜂窩形結構的壓縮強度優于矩形結構單元支架，約為矩形單元支架壓縮強度的近2倍。Theodoridis等[44]制造了3種具有不同堆疊結構的聚己內酯支架，如圖2（a）所示，分別是直線層循環的支架（MESO）、45°旋轉層循環的支架（RO45）和蜂窩形單元與矩形單元相結合的支架（3DHC）。通過比較3種支架上脂肪組織源性間充質干細胞（ADMSCs）的透明軟骨發育，發現經過26天的培養，3DHC支架中細胞的增殖和滲透分布較前兩種支架更加均勻，如圖2（b）所示。這是由于3DHC支架特殊的幾何形狀，有利于更多的細胞進入支架并迅速擴散到內部。在力學測試中，3DHC支架的壓縮模量增加幅度最大，增加了7倍，如圖2（c）所示。這與3DHC支架具有較大的孔徑有關，有助于細胞外基質（ECM）填補孔隙，進行孔隙間的連接，從而充滿整個結構。所以3DHC支架結構細胞增殖最快，在軟骨形成過程中力學性能提高最明顯。對于不同孔隙形狀對骨長入的影響需要進一步研究。Tang等[45]發現不同孔隙形狀和孔徑的單元組合可以改變支架的彈性模量、增強其力學性能。

圖2 支架的結構與性能[44]Fig.2 Structure and performance of the scaffolds[44]

骨支架不僅需要承受受損部位的外力，還需要滿足細胞增殖的要求。Liang等[46]從壓縮性能、細胞增殖和黏附性等方面，對孔隙率為70%的三周期最小表面?schwarz基元（P）、體心立方（BCC）和立方孔形（CPS）單元結構支架進行比較，發現立方孔形（CPS）單元結構支架抗壓強度最高，支架的細胞代謝也最活躍。孔隙單元的幾何形狀可以改變支架的滲透系數，進而影響營養運輸和支架降解[47]。天然骨結構具有個性化，其結構單元通常也是多種孔隙單元的復合，因此可以通過幾何表示法來建立支架模型，從而展現出天然骨骼的不規則多孔結構[35]，如雙孔單元結構與梯度單元結構。Cho等[48]發現雙孔單元結構支架具有優異的力學性能和體外細胞活性。Kou等[33]采用梯度單元結構支架進行研究，因發現細胞的增殖和黏附與孔隙大小和形狀有關系，設計了一種大孔隙的四邊形與小孔隙的三角形單元相結合的支架結構，大孔隙的四邊形在內部獲取營養物質，小孔隙的三角形在外部可以增加細胞的接觸和分化，促進骨細胞的生長，從而得到一種能夠促進組織再生的功能梯度結構。梯度單元結構孔隙形狀更接近天然骨，形狀的結合和分布對骨生長的影響還需要更深入的研究。

2 孔徑大小的影響

孔徑大小對成骨進程中物質傳遞的速率、細胞的生長等有重要影響[3]。它與孔隙率共同影響支架內細胞的黏附、生長、遷移和分化。據報道，支架中適當的孔徑尺寸對于血管生成和骨長入至關重要[49]。孔徑小的環境有利于細胞在缺氧下生長，可以在成骨之前先形成軟骨，而孔徑大的環境對細胞、營養的流動有促進作用[36，50?52]。

學者們對不同范圍的孔徑進行了研究，發現支架的力學性能隨孔徑的變化不同。Hung等[34]對孔徑在150～200、250～300、300～350 μm范圍的普通支架進行研究，結果顯示孔徑約為200μm的支架具有最高的強度，對于普通支架，孔徑越小，結構越致密，支架的機械強度越大。Qin等[50]對具有彈塑性變形的支架進行研究，發現孔徑為720 μm的支架比600 μm和480 μm支架具有更高的抗壓強度，對具有彈塑性變形的支架而言，隨著孔徑的增大，力學性能隨之增大。

有研究發現支架孔徑越小受變形影響越大，孔隙的形狀更容易塌陷，細胞血管化程度低。當支架孔徑增大時，表面積和曲率逐漸減小，細胞增殖能力和細胞活力逐漸增強[53]。Narra 等[54]對孔徑為440、540、700 μm的結構進行研究，結果表明孔徑為440 μm時受變形影響最大，隨著變形的增加，支架在邊界變形越明顯。Taniguchi等[55]也得到類似的結論，在恒定孔隙率下研究了孔徑為300、600、900 μm的支架，孔徑為600、900 μm的孔隙得到了很好的控制，而孔徑為300 μm的孔隙部分塌陷；孔徑為300 μm的支架雖然有大的表面積和曲率但其細胞血管化的程度低，600 μm的孔徑因有較高的曲率使得骨向內生長快，支架的固定能力強。Wang等[53]設計了孔徑為800、900、1 000 μm的支架，發現孔徑為1 000 μm的多孔支架能更好地促進骨髓間充質干細胞（BMSCs）的黏附、增殖和成骨分化。Velioglu等[56]研究了孔徑尺寸為0.5、1.0 、1.25 mm的支架，同樣也發現人骨髓間充質干細胞在孔徑大的支架上增殖較多[56]。有學者[11，57?59]認為接近 300μm的孔徑具有更高的滲透性和血管化潛力，有助于成骨。然而，Entezari等[3]認為支架孔徑在390～590 μm范圍內更有利于提高成骨效果。最佳的孔徑尺寸，需要針對特定的細胞類型和培養條件進行設計，不同類型的細胞所需要的最佳孔徑不同[1，16]。

在細胞血管化和骨組織生長的能力上，孔徑不規則的支架比孔徑規則的支架表現更優異。不規則結構具有高的曲率和大的三維空間，更有利于骨組織和血管的生長和再生。研究表明[40]不同孔徑組合下的剛度增加，會有更高的彈性模量，小的孔徑促進細胞黏附、細胞內信號傳遞、細胞增殖和遷移；而大的孔徑促進血管生成、基質聚集和組織形成[7]。Entezari等[3]采取大孔和小孔交替的雙峰孔拓撲結構，在骨生長過程中，孔徑越大滲透率越高，增強了新骨的體積和功能。在孔隙率不變的情況下，雙峰型孔隙拓撲與孔隙均勻結構的差別使其可以產生更大的孔隙，支架的力學性能得到改善，增強骨的再生能力[3]。為了構建與人體骨骼相似的支架，有研究者提出微觀納米、微米和宏觀尺度可控結構的支架[27]。Sudarmadji等[60]指出連續孔徑梯度的支架，如圖3所示，具有同心排列的圓柱形結構[60]，孔徑隨徑向距離的增大而減小，孔隙率隨著孔徑的減小而減小，使支架中心處孔徑大，越往外孔徑越小，支架越堅硬。

圖3 孔徑梯度變化結構[60]Fig.3 Pore size gradient change structure[60]

3 孔隙率的影響

孔隙率是指空隙體積與支架總體積的比值，孔隙率影響骨相關細胞的移動、局部pH穩定性和新血管的形成[61]。孔隙率越大，滲透率越高，為組織填充和營養物質流動提供了更多的空間[62]，從而促進細胞的黏附，利于骨整合[63]，但結構的密度和力學性能降低；較小的孔隙率滲透率低，需要的材料多[39，64]，應力隨應變的振蕩幅度小，結構剛度大[39]。支架的剛度可以通過調節孔隙率來改變[60]。孔隙率過高或過低都不利于細胞黏附[65]，孔隙率太高導致支架表面減少，不利于細胞黏附；孔隙率太小會阻礙組織細胞向內生長[65]。

孔隙率與支架的結構和性能息息相關。Zhang等[66]探究了力學性能和孔隙率的關系，設計了具有不同哈弗斯管、哈弗斯管直徑和沃克曼管的支架模型，如圖4所示。支架孔隙率隨著哈弗斯管數量、直徑和沃克曼管數量的增加而增加，抗壓強度隨之隨著數量的增加而下降，隨著哈弗斯管直徑的增加，抗壓強度先增強后降低，壓縮模量也隨著沃克曼管數量的增加而降低。此外孔隙排布方式相同時，孔隙形狀也會影響支架孔隙率。Wang等[65]研究了孔隙形狀和孔隙率之間的關系，分別設計了三角形棱柱、四邊形棱柱和六邊形棱柱為單元的網絡結構支架，結果表明，四邊形棱柱內部孔隙尺寸較大，孔隙率較高。Montazerian等[67]研究了不同孔徑大小分布造成的孔隙率梯度的支架，如圖5所示，發現徑向梯度孔隙分布與均勻孔隙率的支架相比，具有更高的彈性模量和流體滲透性[67]。楊文靜等[68]對內部連通結構進行細化，建立了不同孔隙率的支架結構模型，發現支架的最大變形隨著孔隙率的增大而增大。

圖4 模擬支架與Haversian管、Volkmann管和松質骨結構結合，基于多細胞輸送系統，有助于形成新骨和新血管[66]Fig.4 The simulated scaffold，combined with haversian tube，Volkmann tube and cancellous bone structure，based on a multicellular delivery system，helping to form new bones and new blood vessels[66]

圖5 具有不同形狀、孔徑大小、孔隙率的支架結構[67]Fig.5 Scaffold structures with different shapes，pore sizes and porosity[67]

除此之外，科研人員還研究了表面積與孔隙率之間的關系，理想的結構應該具有大的表面積，利于細胞黏附、增殖，促進新骨生成[69?70]。有研究表明單一類型大孔的支架具有相對較小的孔隙率和表面積，雖然支架中心有新的骨組織形成，但輸送給活細胞的氧氣和營養較少，導致骨缺損內部的骨形成不足[71?72]。Luo等[73]應用改良的同軸3D打印來制備具有大孔和多取向空心通道的空心支柱（HSP）生物陶瓷支架。如圖6所示，HSP支架具有獨特的空心結構，新骨組織不僅在HSP支架的大孔中生長，而且還沿著支架的中空通道生長，具有高的孔隙率、大的表面積和顯著的力學性能，改善了細胞的黏附和增殖，促進新骨的形成。劉暢等[74]也采用了改良同軸3D打印技術，制備了空心管道的鎂黃長石支架，發現在體外模擬血管網絡結構，有利于大塊骨缺損修復過程中的快速血管化。另有研究表明支架的孔隙率和表面體積比不應太大，否則會削弱其力學性能[75]。Jensen等[69]設計了多層多孔形態的支架，模擬天然骨骼的復雜結構，實現了細胞黏附和增殖需要大表面積的特征，以適應分化和骨組織的形成，將納米結構的孔隙融入到PCL支架中，擴大其表面積來提高成骨的潛力。而當生物陶瓷上具有納米結構的表面，可以應用水熱處理和模擬體液（SBF）浸泡的方法刺激干細胞成骨和骨細胞再生[76]。

圖6 空心支撐結構支架[73]Fig.6 Hollow support structure scaffold[73]

模擬天然骨的結構，也是仿生骨研究的一個重要方向。人類骨骼的表層是密質骨，孔隙率約3%～5%，致密且堅硬，為主要的骨支撐單元；內部為松質骨，孔隙率約為50%～90%，主要是由骨小梁構成的網狀結構[16]。Isaacson 等[77]通過3D打印制備了孔隙率為60%、70%和80%的羥基磷灰石陀螺儀支架，壓縮試驗表明60%和70%多孔陀螺的極限抗壓強度與人類松質骨相當。Gregor等[8]通過研究兩種支架結構中骨肉瘤細胞的增殖情況，發現30%孔隙率的支架與50%孔隙率的支架具有相同細胞增殖和骨傳導的效果。有學者通過大量試驗研究發現70%左右的支架孔隙率有利于細胞黏附和生長[37，78?79]。此外也有學者設計了多種具有與真骨結構類似、孔隙率梯度分布的而仿生骨結構。Limmahakhun等[80]在支架的結構中引入了徑向分級和軸向分級，發現徑向分級可以改善相鄰骨骼的應力分布，從而提高支架的機械強度。Di Lu?ca等[81]設計了具有梯度孔隙率的支架，由外到內的孔隙率依次為29.6%±5%、50.8%±8.1%和77.6%±3.2%，結果表明，模仿天然骨結構，優化支架的孔隙率和孔徑，有利于細胞的分化和骨組織的礦化。

4 表面粗糙度的影響

支架的表面形貌對避免支架松動和下沉至關重要[55]。衡量表面形貌的重要參數是粗糙度，因此具備適當的粗糙度是必要的。粗糙表面可以通過增加礦化和基因表達來刺激細胞的黏附、生長、遷移和分化[8，63，70，82?83]。

支架表面的粗糙度對不同細胞的形態和增殖有直接影響[61，84]。支架的宏觀粗糙度（100 μm～1 mm）有助于較大細胞的附著或擴散[70]。微觀粗糙度（100 nm～100 μm）可以改善細胞的成骨分化[8]。較小的細胞易在小于100 nm納米級的表面粗糙度上黏附和生長[61，85]。已有研究發現支架表面為凹面時，更有利于細胞黏附和增殖[63]。支架內有相互連接的微通道，微通道表面的粗糙度對流體的動力起到不可忽略的作用。Ali等[86]使用計算流體動力學（CFD）研究了支架的壁面粗糙度對骨支架滲透性和壁面剪切應力（WSS）的影響，發現粗糙度大的支架滲透性低、壁面剪切應力小。

許多學者通過酸蝕、添加陶瓷顆粒、等離子體處理、堿處理、納米化處理等方式來提高表面粗糙度，使支架具有良好的生物相容性，與缺損部位匹配，引導骨生長，維持穩定，使之不易脫落[83]。Wang 等[65]通過酸蝕在支架表面形成凹坑，為細胞提供了附著點，淺凹坑中細胞的黏附與凹坑的跨度有關，當跨度小于100 μm時，細胞直接穿過在凹坑生長；當跨度大于100 μm時，細胞黏附在表面，避開尖銳和凸出的位置生長。有研究發現支架表面羥基磷灰石（HA）含量越高，表面粗糙度也越高，Wang等[87]進行了驗證，將不同含量HA的PCL支架進行了掃描電子顯微鏡（SEM）和能量色散X光譜（EDX）測試，通過EDX分析了支架表面元素含量的變化，顯示鈣（Ca）和磷（P）隨著HA含量的增加而增加，表明HA含量越高，表面越粗糙，如圖7所示。Yeo等[88]也發現添加HA后，材料的表面粗糙度和親水性發生變化。Murab 等[89]研究了PCL支架與TCP?PCL支架，因TCP顆粒突出，TCP?PCL支架具有粗糙的表面[89]，提高了支架上細胞黏附和增殖。Serra 等[90]制備了PLA?PEG支架，發現PEG的添加使支架表面產生不規則突起，提高了支架的潤濕性和降解率。Jeon等[91]采用了氧等離子體處理方法，誘導PCL支架產生可控的納米級表面粗糙度，從而提高支架的生物相容性。Fonseca等[92]使用氫氧化鈉（NaOH）進行表面處理，形成了更粗糙的表面，增加支架表面的親水性，促進細胞的黏附。Yeo等[88]用NaOH預處理PCL?TCP支架，支架基質表面積和粗糙度增加，增強了成骨細胞生長能力，提高了生物材料的骨傳導性。

圖7 針對6組支架表面的SEM照片[87]Fig.7 SEM for six groups of scaffold surfaces[87]

5 連接通路的影響

支架的內部結構會存在封閉的孔和連通的孔[93]，封閉的孔會出現若干交錯的孔棱，利于細胞的黏附和增殖[20]，但孔隙間互相不連通，不利于骨細胞的滲入生長[94]，影響支架的力學性能[93]；連通的孔利于支架上細胞網絡的形成，支架通過連接的通路，模仿細胞外基質環境，進行營養運輸、氧氣交換，維持細胞活力，避免過度擁擠，促進細胞遷移，引導新組織向內生長[11，61，63，65，75，95?97]。然而，細胞在支架孔隙中的生長方向為四周向內[98]；在支架結構內的生長方向與支架的連接通路有關，內部結構為凹的表面可加快細胞的增殖，彎曲的非正交通路利于細胞生長。在細胞生長過程中，支架通過不斷降解形成新的組織。不同的連接通路可提供不同的降解過程，為骨再生提供一個動態的生長空間。

Boccaccio等[99]預測骨骼的形成，發現骨的形成從孔壁開始向孔中心生長，如圖8所示。相互連通的多孔結構支架為骨細胞的生長提供空間，可作為組織再生的模板，提供適合特定組織的環境；有研究表明，高連通孔隙率的支架更適合組織再生，但力學性能欠缺[94，100?101]。支架的力學性能與微孔道的分布息息相關，微孔道[68]是給細胞運輸營養液的管道，骨細胞將在這些流道中生長，如圖9所示。楊文靜等[68]對微孔道逐層細化，如圖10所示，使支架的微孔分布逐漸趨于均勻，從而使得支架的變形和應力趨于均勻分布，微孔細化區域應力較小。

圖8 預測支架孔內骨形成的區域[99]Fig.8 Predicting the area of bone formation in the scaffold hole[99]

圖9 內部微孔道結構（a）和支架結構模型（b）[68]Fig.9 The internal microporous channel structure（a）and the scaffold structure model（b）[68]

圖10 不同微孔道結構的細化[68]Fig.10 Refinement of different micro?pore channel structures[68]

Foroughi等[39]將球形孔的面心立方結構與常規的正交圓柱結構支架進行力學性能比較，發現球形孔的面心立方結構具有漸變的界面，可以減小應力集中，使機械載荷分布的更加均勻，如圖11所示。結果表明，支架內部凹的表面為細胞的增殖提供了更好的環境，細胞增殖率高。科研人員對支架的設計進行了很多研究，發現具有90°彎曲的通路比非彎曲通路更能加快成骨細胞生長，即設計支架的內部通路遵循正交模式，無法達到天然骨的復雜結構[61，92，102]。為了設計更接近人體骨組織結構的支架，Fonseca等[92]制備了非正交結構的支架，具有獨特彎曲幾何形狀的圓形結構支架和正弦型結構支架，如圖12所示，通過評估支架的形態和力學行為得出非正交結構具有較高的彈性模量值。支架內部引入較少的正交結構，可以更好地模擬組織細胞外基質（ECM），在成骨方面具有積極影響。Dou等[103]研究分層梯度降解的支架，支架的大孔結構在早期起到增強細胞黏附和增殖的作用，隨著支架的快速降解，在連接的通路中，為骨再生提供一個動態的生長空間[104]。Di Luca 等[105]也研究了梯度支架，制備了沿軸向離散孔徑梯度的支架。對人骨髓間充質干細胞（hMSCs）的增殖、細胞外基質（ECM）沉積和軟骨細胞的分化進行了評價。發現hMSCs的增殖分化與連接通路相關，連接通路的不同會導致營養的運輸出現局部梯度，利于新生骨的生長。

圖11 球形孔的面心立方結構與常規的正交圓柱結構模型圖及有限元分析云圖[39]Fig.11 Model diagram and finite element analysis cloud diagram of face centered cubic structure of spherical hole and conventional orthogonal cylindrical structure[39]

圖12 SEM顯微照片[92]Fig.12 SEM micrographs[92]

6 結語

本文綜述了3D打印骨組織支架孔隙結構對支架性能的影響，3D打印技術可以方便、快捷的制備個性化的骨組織支架，由于人體骨骼結構的復雜性需要對支架結構的孔隙形狀、孔徑大小、孔隙率、表面粗糙度、連接通路等方面進行研究，來提高骨組織再生的力學性能、成骨性能、降解性能、生物活性等，現就當前的研究得出以下幾個結論加以參考：

（1）對孔隙形狀、孔徑大小、孔隙率進行梯度設計，制備中空結構支架，使支架結構的孔隙形狀更接近天然骨，從而提高骨組織再生的力學性能、成骨性能、降解性能等。

（2）增大表面粗糙度，改善細胞的黏附和增殖，進一步提高骨傳導性，促進新骨的形成。

（3）設計非正交連接通路的結構，形成分層梯度的支架，提高骨組織再生的降解性能，為后期骨再生提供一個動態的生長空間。

在孔隙結構的設計中還存在諸多問題，只考慮了結構的影響，很少將生物相容性、生物可吸收性、生物降解性與降解速率綜合考慮。未來還可以應用多噴頭3D打印設備將具有兩個或多個不同復合材料層的梯度、結構的梯度結合研究，從而制備出個性化的支架，促進新骨生長，修復骨缺損。也可開發多功能支架，滿足特定人群的需要。