一种框架式骨关节假体及其制备方法和应用

摘要

本发明提供一种框架式骨关节假体及其制备方法和应用，所述假体含有与重建部位缺损形状的完全一致匹配的框架结构，可通过3D打印技术获得，并在假体外表面覆盖促进骨关节再生的凝胶制剂，同时框架结构还设有网格层，当假体移植入体内替换骨关节后，框架结构提供即时的力学支撑，凝胶制剂中含有的成骨配方有效促进骨关节再生，网格层帮助骨关节再生，应用组织工程骨再生技术解决力学稳定和快速骨再生的问题，使得框架结构的假体与骨骼或骨关节再生融为一体，成为一个有活力的嵌合骨组织，有效解决大块骨骼或骨关节缺损的修复问题。

权利要求

1.一种框架式骨关节假体，其特征在于，包含上中下三段，上段为关节软骨层，中段为骨干，下段为髓腔杆；所述关节软骨层和骨干为框架式结构；所述假体外表面覆盖促进骨关节再生的凝胶制剂；假体的框架结构与重建部位缺损形状完全匹配；所述假体的内表面和/或外表面覆盖有网格层，关节软骨层的框架外还覆盖有一层内层网格层。

2.如权利要求1所述的假体，其特征在于，所述假体外表面覆盖的凝胶制剂包括水凝胶和自体骨髓或碎骨粒的混合物；所述水凝胶包含生物支架材料、骨髓间充质干细胞成骨诱导剂、骨再生添加剂和光引发剂，其中所述生物支架材料包括GelMA、SilkMA、透明质酸、壳聚糖、HANB中的任意一种或几种。

3.如权利要求2所述的假体，其特征在于，所述水凝胶与自体骨髓或碎骨粒组织的体积比为1:2；所述生物支架材料为5%的GelMA或25%的SilkMA。

4.如权利要求3所述的假体，其特征在于，所述骨髓间充质干细胞成骨诱导剂包括‑3

100mmol/L的β‑甘油磷酸，10 mol/L的地塞米松，500ug/ml的维生素C，1mg/ml的唑来膦酸；

所述骨再生添加剂包括3mg/ml的骨形态生成蛋白BMP‑2，30ug/ml的成纤维生长因子，3ug/ml的血管内皮生长因子，30mg/ml的干细胞培基冻干粉；所述光引发剂为0.5%的LAP。

5.如权利要求4所述的假体，其特征在于，所述假体采用钛合金、钽金属、聚乳酸或PEEK中的任意一种或多种材料制成。

6.如权利要求5所述的假体，其特征在于，所述网格层孔径为0.3mm，丝径为0.3mm，厚

0.3mm。

7.如权利要求6所述的假体，所述假体的框架为方格式框架，由柱梁组成，柱梁厚度与需要置换的骨皮质厚度一致，每条柱梁带有连通孔；所述骨干为圆筒形状，骨干的方格式框架外表面的网格层，在对应方格中间位置留有孔径为0.6mm的孔；所述内层网格层与假体外表面网格层共同组成关节软骨层的移行层；所述移行层的内层网格层的孔径为0.3mm，丝径为0.3mm，厚约0.3mm；所述髓腔杆为中间空心的圆筒形状，圆筒外表面为点状磨砂结构；髓腔杆垂直方向布有横行连通孔。

8.如权利要求1‑7任一项所述的假体外表面覆盖水凝胶的方法，其特征在于，包括以下步骤：将水凝胶与自体骨髓或碎骨粒组织照体积比1:2混合，采用注射器将混合物均匀注射到支架表面，注射的同时采用紫外光照射胶体，持续10秒钟。

说明书

一种框架式骨关节假体及其制备方法和应用

[0001] 本发明要求以申请日为2020年07月14日，申请号为CN202010672800.3，名称为“一种3D打印框架式骨骼或骨关节假体”的发明专利申请为优先权。

技术领域

[0002] 本发明涉及骨关节假体技术领域，具体而言，涉及一种框架式骨关节假体及其制备方法和应用。

背景技术

[0003] 炎症、肿瘤、创伤导致的大块骨骼或骨关节缺损修复重建是目前临床面临的巨大挑战，如治疗修复不当，会造成严重的功能障碍和医疗负担。目前主要的治疗方法有自体骨移植，同种异体骨移植，骨水泥填充，关节假体置换等，均有相应的缺点和不足。主要有自体骨来源不足，造成新的创伤和缺损，异体骨与自身不整合，骨水泥填充时偶尔可引起骨髓腔内高压，关节假体断裂感染松动等问题。因此，建立更先进的大块骨骼或骨关节缺损修复策略具有重要的现实意义。

[0004] 组织工程技术近年来已成为修复骨、软骨和骨软骨界面的有效潜在选择之一。组织工程加修复再生技术有望实现体内原位大块骨关节再生，成为有血运的活组织，能够克服上述方法的缺点。但是在实现大块骨骼或骨关节组织再生的过程中，需要一个有力学强度的支架对骨缺损部位进行充填，提供再生的局部环境。目前经临床检验证实可行的主要是金属支架，也包括部分非金属支架。但由于临床大块骨骼或骨关节缺损部位和体积的极大个体差异，而且关节软骨组织具有相当的复杂性，有效的大块骨骼或骨关节缺损修复再生策略仍未建立。因此急需进一步优化骨骼或骨关节假体支架结构和力学特性，建立能有效修复大块骨骼或骨关节缺损、诱导骨软骨再生的组织工程模型，从而使假体和再生骨组织的融合一体，实现大块骨骼或骨关节缺损的完整修复。

[0005] CN110215318A公开了一种利用3D打印技术制备的人工关节假体，包括多孔层、致密层和嵌入层，采用新型多孔仿生生物材料，通过3D打印，制备与手术部位形态拟合性好的人工关节假体。但其需要通过多孔层在体外培植软骨细胞获得关节软骨面，并需要通过在致密层增设大孔结构以填充自体骨组织，才能使人工关节假体与周围骨组织“生长”为一体，实现骨缺损重建。不仅操作繁琐，而且由于体外培植软骨细胞存在不确定因素，风险较大。

[0006] 目前还未有通过采用框架式骨关节假体与促进骨关节再生的水凝胶的组合，完成大块骨骼或骨关节的同步替换与原位再生，从而实现骨关节缺损修复的相关报道。

发明内容

[0007] 为解决上述问题，本发明提供一种框架式骨关节假体，所述假体含有与重建部位缺损形状的完全一致匹配的框架结构，并在假体外表面覆盖促进骨关节再生的凝胶制剂，当假体移植入体内替换骨关节后，框架结构提供即时的力学支撑，凝胶制剂中含有的成骨配方有效促进骨关节再生，应用组织工程骨再生技术解决力学稳定和快速骨再生的问题，使得框架结构的假体与骨骼或骨关节再生融为一体，成为一个有活力的嵌合骨组织，有效解决大块骨骼或骨关节缺损的修复问题。

[0008] 一方面，本发明提供了一种框架式骨关节假体，包含上中下三段，上段为关节软骨层、中段为骨干和下段为髓腔杆；所述关节软骨层和骨干为框架式结构；所述假体外表面覆盖促进骨关节再生的凝胶制剂；假体的框架结构与重建部位缺损形状完全匹配。

[0009] 本发明提供的骨关节假体框架按照人体关节骨骼结构进行设计，可采用3D打印技术等实现对重建部位缺损形状的完全一致匹配。

[0010] 骨骼或骨关节假体的框架结构提供足够的力学支撑和骨再生空间。

[0011] 进一步地，所述假体外表面覆盖的凝胶制剂包括水凝胶和自体骨髓或碎骨粒的混合物；所述水凝胶包含生物支架材料、骨髓间充质干细胞成骨诱导剂、骨再生添加剂和光引发剂，其中所述生物支架材料包括GelMA、SilkMA、透明质酸、壳聚糖、HANB中的任意一种或几种。

[0012] 本发明提供的水凝胶可以是明胶，蚕丝，透明质酸，壳聚糖等天然生物材料，在这些生物材料基础上再进行基团改性，使其具有甲基丙烯酸酐化的基团(‑MA)或亚硝基丁酰胺化的基团(N‑(2‑aminoethyl)‑4‑(4‑(hydroxymethyl)‑2‑methoxy‑5‑nitrosophenoxy)butanamid，‑NB)。比如明胶来源的GelMA，蚕丝来源的SilkMA，透明质酸、壳聚糖来源的HANB。这些改性后的生物材料在lithiumphenyl‑2,4,6‑trimethylbenzoylphosphinate(LAP)作为引发剂和有紫外光照的条件下能够自发交联形成水凝胶。

[0013] 水凝胶是生物相容性很好的生物材料，可以作为支架或载体，包裹细胞、生长因子、药物或其它生理活性物质涂覆在移植物表面。一方面起到固定细胞和生长因子的作用，使其不易流失。另一方面可以对生长因子、药物等起到缓释作用，延长药物的作用时间。

[0014] 添加自体骨髓或碎骨粒目的是增加自体组织和细胞的比重，更多的采用自体组织，减少生物材料带来的潜在炎症反应，促进快速再生愈合，同时水凝胶在其中还可以填充孔隙、负载和缓释再生活性物质、固定自体骨髓和碎骨粒在原来位置。

[0015] 进一步地，所述水凝胶与自体骨髓或碎骨粒组织的体积比为1:2；所述生物支架材料为5％的GelMA或25％的SilkMA。

[0016] 实验证明，水凝胶与自体骨髓或碎骨粒组织的体积比为1:2时，可以更好地发挥水凝胶与自体骨髓或碎骨粒组织的协同作用，促进骨再生。

[0017] 进一步地，所述骨髓间充质干细胞成骨诱导剂包括100mmol/L的β‑甘油磷酸，10‑3
mol/L的地塞米松，500ug/ml的维生素C，以及1mg/ml的唑来膦酸；所述骨再生添加剂包括
3mg/ml的骨形态生成蛋白BMP‑2，30ug/ml的成纤维生长因子，3ug/ml的血管内皮生长因子，
30mg/ml的干细胞培基冻干粉；所述光引发剂为0.5％的LAP。

[0018] 虽然也有些文献报道了关于促进成骨的配方试剂，如地塞米松等促进成骨的活性成分，和BMP等生长因子；但大量实验证明，单一成骨组分无法有效促进骨再生；BMP作为促进成骨活性最强的生长因子，超生理剂量使用容易导致异位成骨和未成熟骨质的骨吸收，容易导致再生骨力学性能的下降；而且单纯使用生长因子，成骨活性维持时间短；单纯使用含有成骨活性的药物也容易产生局部的累积毒性。

[0019] 本发明采用活性物质和生长因子相结合的方式，两者合用有协同增强成骨的作用，同时采用生物相容性好、可光照实现交联的水凝胶作为载体，操作简单，还可延缓生长因子和活性物质的释放时间，延长促进骨再生的作用时间，有效促进骨骼再生。

[0020] 本发明提供的假体可采用医用金属、高分子合成材料、天然材料、仿生生物材料或无机材料等制成。其中从方便3D打印等角度考虑，假体材料可以优先选用医用金属材料，如钽金属和钛合金，可以提供足够的力学支撑；也可选用高分子合成材料，如聚乳酸、PEEK、聚己内酯、聚‑β‑羟丁酸、聚丁二酸丁二醇酯和聚乙烯醇等；此外也可选用天然材料如蚕丝、壳聚糖、明胶等，以及可选用具有优良生物安全性、生物活性和与人体骨骼匹配的力学性能的仿生生物材料，以及一些无机材料等。

[0021] 进一步地，所述假体采用钛合金、钽金属、聚乳酸或PEEK中的任意一种或多种材料制成。

[0022] 在一些方式中，所述假体采用钛合金、PEEK或聚乳酸材料制备。

[0023] 研究证明钛合金具有较高的细胞活性，且钛合金生物相容性好、抗氧化能力强、抗蠕变性能好、重量轻、强度高，能为患者提供终身的骨骼或骨关节力学支撑，更适合用作假体材料。

[0024] PEEK聚醚醚酮是一种具有耐高温、自润滑、耐水解、易加工和高机械强度等优异性能的特种工程树脂材料，由于PEEK的高强度和低溶出性，且PEEK与人体具有很好的相融性，是一种非常好的人工骨材料。

[0025] 聚乳酸为可生物降解的材料，且具有较好的体外细胞活性，当骨关节假体植入人体后，可以促进人体骨和软骨的生长和修复，并在人体骨和软骨修复过程中，逐渐完成假体的降解，直至人体大块骨关节缺损的完全修复。聚乳酸的体外细胞活性更好，降解速度也更加适宜，因此聚乳酸也可以用于假体材料。

[0026] 进一步地，所述假体采用钛合金制备。

[0027] 进一步地，所述假体的内表面和/或外表面均覆盖网格层。

[0028] 骨骼或骨关节假体内外表面的网孔覆盖，可以为骨再生提供一个相对隔离保护的生长环境，同时该层网状结构能与外周的组织液进行营养交换，也适合血管长入，新生骨组织可以附着在网格表面生长。

[0029] 进一步地，所述网格层孔径为0.3mm，丝径为0.3mm，厚0.3mm。

[0030] 大量实验证明，合适的网格层孔隙率更有利于软骨细胞的再生。合适的网格层孔径，可以实现更好地隔离保护效果，同时并不妨碍与外周的组织液进行营养交换，也适合血管长入，帮助新生骨组织可以更加牢固地附着在网格表面生长。

[0031] 进一步地，所述骨骼或骨关节假体的框架由多条横向和纵向柱梁组成，每条柱梁带有连通孔。

[0032] 横向和纵向柱梁共同组成骨骼或骨关节假体的格子形状框架。每条柱梁的带有连通孔，连通孔可以使假体与新生骨更好融合为一个整体，在力学上相互支撑。

[0033] 进一步地，所述假体的框架为方格式框架，由柱梁组成，柱梁厚度与需要置换的骨皮质厚度一致，每条柱梁带有连通孔；所述骨干为圆筒形状，骨干的方格式框架外表面的网格层，在对应方格中间位置留有孔径为0.6mm的孔；所述关节软骨层外形与需要置换的关节外形结构一致，关节软骨层的框架外还覆盖有一层内层网格层，所述内层网格层与假体外表面网格层共同组成关节软骨层的移行层；所述移行层的内层网格层的孔径为0.3mm，丝径为0.3mm，厚约0.3mm；所述髓腔杆为中间空心的圆筒形状，圆筒外表面为点状磨砂结构；髓腔杆垂直方向布有横行连通孔。

[0034] 在一些方式中，所述骨骼或骨关节假体的框架为方格式框架，方格边长为10mm；其中所述的柱梁为方形柱梁，柱梁厚度与需要置换的骨皮质厚度一致；所述横向柱梁带有垂直方向的连通孔，纵向柱梁带有水平方向的连通孔，柱梁连通孔的孔径为0.3mm，孔间距为0.5mm。

[0035] 方格式框架的方格边长为10mm，合适的方格大小，可以使骨骼或骨关节假体的框架结构既能保证提供足够的即时力学支撑，又能提供足够的骨骼或软骨的再生空间。

[0036] 柱梁厚度与需要置换的骨皮质厚度一致，使假体尺寸与重建部位缺损形状更加匹配，其中骨关节假体的关节软骨层框架的柱梁厚度应与需要置换的关节骨皮质厚度一致。

[0037] 每条柱梁都带有垂直于柱梁方向的连通孔，从而其横向柱梁带有垂直方向的连通孔，纵向柱梁带有水平方向的连通孔。柱梁连通孔合适的孔径和孔间距，在保证假体与新生骨更好融合时，又能在新植入初期保证足够的即时力学支撑。

[0038] 在一些方式中，所述骨骼或骨关节假体的骨干为圆筒形状，直径为7mm；所述骨干的方格式框架外表面的网格层，在对应方格中间位置留有孔径为0.6mm的孔；所述方形柱梁厚度为1～5mm。

[0039] 骨干的尺寸可以根据缺损的大块骨骼或骨关节形状进行相应地调整，这里优选骨干为圆筒形状，直径为7mm；其中骨关节假体的骨干长度优选为25mm，可以支持和帮助关节软骨的生长。

[0040] 方形柱梁的厚度可以优选1～5mm，保证提供足够的即时力学支撑。

[0041] 所述关节软骨层的框架、框架内表面的网格层和框架外表面的移行层，共同组成了关节软骨层的多孔网状支架结构，所述多孔网状支架结构模拟人体关节的骨软骨界面和松质骨区，除能提供足够的力学支撑以外，多孔结构内外均可有骨长入，软骨组织可依赖新生的骨界面层实现再生。

[0042] 在一些方式中，所述移行层的内层网格层的孔径为0.3mm，丝径为0.3mm，厚约0.3mm。

[0043] 移行层为多孔网格状设计，特殊设计的移行层，适于软骨与骨界面的整合生长。

[0044] 在一些方式中，所述骨关节假体的髓腔杆为中间空心的圆筒形状，长25mm，直径为5mm；圆筒外表面为点状磨砂结构；髓腔杆垂直方向布有横行连通孔，可用于髓腔杆固定。

[0045] 下段髓腔杆为伸入正常骨干髓腔的部分，是个空心的圆筒，圆筒采用实心材料制成。髓腔柄外表面的点状磨砂结构，能便于表面与髓腔内壁的骨长入和整合。横行连通孔可用于安装固定螺丝，进一步固定骨关节假体。

[0046] 在一些方式中，所述髓腔杆长25mm，直径为5mm，厚度为1.5mm。髓腔杆外径应与需置换者髓腔的内径一致，这里可优选为5mm；所述横行连通孔直径可优选为1.5mm。

[0047] 下段髓腔杆为空心圆筒，圆筒长25mm，厚1.5mm，圆筒内径为髓腔杆外径减去圆筒厚度。

[0048] 另一方面，本发明提供了如上所述假体外表面覆盖水凝胶的方法，包括以下步骤：将水凝胶与自体骨髓或碎骨粒组织按照体积比1:2混合，采用注射器将混合物均匀注射到支架表面，注射的同时采用紫外光照射胶体，持续10秒钟。

[0049] 再一方面，本发明提供了如上所述假体在实现骨关节同步替换与再生方面的用途。

[0050] 本发明提供的骨关节假体植入动物和人体内进行替换手术后，能够发挥骨关节再生功能，使得置换的关节在获得即刻力学稳定性的同时，原位再生相应的具有活组织血运的骨与软骨组织，实现缺损部位骨与关节同步置换再生的目的。

[0051] 本发明目前进行了大量动物实验，但本发明提供的骨关节假体的首选应用场景为人体的骨关节疾病的治疗，次要应用场景为宠物的骨关节疾病的治疗，还包括适合本策略的其它应用场景。

[0052] 大量动物实验证明，本发明提供的骨关节假体能够真正实现缺损部位骨与关节同步置换再生的目的，具有很好的临床应用前景。

[0053] 本发明提供的框架式骨关节假体具有如下的有益效果：

[0054] 1、创造性地以3D打印框架式骨关节假体为基本技术手段，结合促进骨骼生长的凝胶制剂，运用快速的骨关节再生的组织工程技术，实现大段骨关节缺损的再生修复。

[0055] 2、框架式假体可以提供足够有效的即时力学支撑和骨再生空间。

[0056] 2、框架式假体表面覆盖促进骨骼生长的凝胶制剂采用活性物质、生长因子相结合的方式，两者合用有协同增强成骨的作用，同时采用生物相容性好、可光照实现交联的水凝胶作为载体，操作简单，还可延缓生长因子和活性物质的释放时间，延长促进骨再生的作用时间，有效促进骨骼再生。

[0057] 3、框架结构的假体内外表面设有细密的网孔覆盖，并选择了合适的孔径率，为骨再生提供一个相对隔离保护的生长环境，并能与外周的组织液进行营养交换，也适合血管长入，新生骨组织可以附着在网格表面生长。

[0058] 4、关节表面有特殊设计的移行层，适于软骨与骨界面的整合生长。

[0059] 5、一站式解决大块骨骼或骨关节缺损的修复重建，避免因假体使用寿命有限而面临二次翻修手术。

[0060] 6、假体形状与重建部位缺损形状完全一致匹配，并采用最合适的材料3D打印而成，进一步优化支架结构、力学特性、骨再生三者之间的相互关系，对建立能有效修复软骨损伤、诱导骨软骨再生的组织工程模型具有十分重要的理论意义，实现缺损部位骨与关节同步置换再生的目的，有效解决大块骨关节缺损的修复问题。

附图说明

[0061] 图1为实施例1中的框架式骨关节假体各层结构拆分图

[0062] 图2为实施例1中的框架式骨关节假体的外形结构示意图

[0063] 图3为实施例1中的框架式骨关节假体的A‑A剖面图

[0064] 图4为实施例1中的框架式骨关节假体的B‑B剖面图

[0065] 图5为实施例1中的框架式骨关节假体的C‑C剖面图

[0066] 图6为实施例1中的采用钛合金、PEEK、聚乳酸制备的框架式骨关节假体的示意图[0067] 图7为实施例1中的采用钛合金、PEEK、聚乳酸制备的框架式骨关节假体的实物图[0068] 图8为实施例1中的覆盖水凝胶后的框架式骨关节假体的局部照片

[0069] 图9为实施例2中的三组不同水凝胶配方对成骨诱导活性的影响实验结果图[0070] 图10为实施例3中体积比分别为1:0和1:2时覆盖水凝胶后的假体局部照片[0071] 图11为实施例4中的框架式骨关节假体进行兔肱骨近端置换手术的手术流程照片[0072] 图12为实施例4中的假体骨干表面光固化水凝胶混合自体骨碎骨粒和骨髓的照片[0073] 图13为实施例7中的三组假体植入后4‑8周进行X线检查结果图

[0074] 图14为实施例7中的对照组和25％SilkMA+成骨诱导+骨再生组水凝胶组8周后进行CT检查结果图

具体实施方式

[0075] 下面结合附图对本发明的优选实施例作进一步详细描述，需要指出的是，以下所述实施例旨在便于对本发明的理解，而对其不起任何限定作用。本发明具体实施例中使用的原料、设备均为已知产品，通过购买市售产品获得。

[0076] 实施例1本发明提供的框架式骨关节假体

[0077] 本实施例提供的框架式骨关节假体如图1、图2、图3、图4和图5所示，其中图1为框架式骨关节假体各层结构拆分图；图2为框架式骨关节假体的外形结构示意图；图3为框架式骨关节假体的A‑A剖面图；图4为框架式骨关节假体的B‑B剖面图；图5为框架式骨关节假体的C‑C剖面图。

[0078] 本实施例的框架式骨骼假体的材料可以采用钛合金、钽金属，聚乳酸，PEEK材料等材料制备，本实施例优选为采用钛合金材料制备。

[0079] 本实施例的框架式骨关节假体采用2D打印制备而成，包含上中下三段，上段为关节软骨层10、中段为骨干1和下段为髓腔杆11，其中所述骨关节假体内表面和/或外表面覆盖有网格层，本实施例优选在内外表面都覆盖有网格层，包括内表面网格层12和外表面网格层13，关节软骨层10具有软骨层框架结构14，骨干1具有骨干框架式结构2。

[0080] 关节软骨层10的框架结构14外还覆盖有一层网格层15，所述网格层15与假体外表面网格层13共同组成关节软骨层10的移行层16。

[0081] 优选地，内表面网格层12和外表面网格层13的孔径为0.3mm，丝径为0.3mm，厚0.3mm。

[0082] 优选地，移行层16的内层网格层15的孔径为0.3mm，丝径为0.3mm，厚约0.3mm。

[0083] 优选地，关节软骨层10和骨干1的框架由多条横向和纵向的柱梁5组成。

[0084] 优选地，软骨层框架结构14和骨干框架式结构2都是方格式框架，方格6边长为10mm；其中所述的柱梁5为方形柱梁。

[0085] 优选地，柱梁5厚度为2mm。

[0086] 优选地，横向柱梁带有垂直方向的连通孔7，纵向柱梁带有水平方向的连通孔8，连通孔的孔径为0.3mm，孔间距为0.5mm。

[0087] 优选地，骨干框架式结构2的外表面网格层，在对应方格6中间位置留有孔径为0.6mm的孔7。

[0088] 优选地，骨干1长25mm，直径为7mm。

[0089] 优选地，髓腔杆11为中间空心的圆筒形状，圆筒17外表面为点状磨砂结构18，髓腔杆垂直方向布有横行连通孔19。

[0090] 优选地，髓腔杆11长25mm，直径为5mm，厚度为1.5mm，髓腔杆11外径与需置换者髓腔的内径一致；所述横行连通孔19直径为1.5mm。

[0091] 图6为分别采用钛合金、PEEK、聚乳酸制备的框架式骨关节假体的示意图，图7为分别采用钛合金、PEEK、聚乳酸制备的框架式骨关节假体的实物图。

[0092] 本发明提供的框架式骨关节假体的外表面覆盖有水凝胶，覆盖水凝胶的方法，包括以下步骤：

[0093] (1)生物支架的制备，配制25％的SilkMA溶液作为生物支架；

[0094] (2)取25％的SilkMA溶液100ml，分别加入100mg唑来膦酸、10mol的β‑甘油磷酸、‑310 mol地塞米松和50mg的维生素C，配制成含有1mg/ml的唑来膦酸、100mmol/L的β‑甘油磷‑3
酸、10 mol/L的地塞米松、500ug/ml的维生素C的混合溶液；

[0095] (3)取步骤(2)制备的混合溶液100ml，分别加入300mg的骨形态生成蛋白BMP‑2、3mg的成纤维生长因子、300ug的血管内皮生长因子和3g的干细胞培基冻干粉，以及0.5ml的LAP，混合均匀，制得水凝胶。

[0096] (4)将水凝胶与自体碎骨粒混合，采用注射器将水凝胶均匀注射到支架表面，注射的同时采用紫外光照射胶体，持续10秒钟。覆盖水凝胶后的框架式骨关节假体的局部照片如图8所示。

[0097] 实施例2促进骨关节再生的水凝胶的配方选择

[0098] 本实施例采用实施例1提供的钛合金框架式骨关节假体，分别按照不同的水凝胶配方分成三组，其中第一组为单纯GelMA水凝胶的对照组，第二组为采用GelMA水凝胶+成骨诱导剂组，第三组为采用GelMA水凝胶+成骨诱导+骨再生微环境添加剂组，其中GelMA水凝‑胶为5％GelMA水凝胶，成骨诱导剂包括1mg/ml的唑来膦酸、100mmol/L的β‑甘油磷酸，10
3
mol/L的地塞米松，500ug/ml的维生素C，骨再生添加剂包括3mg/ml的骨形态生成蛋白BMP‑
2，30ug/ml的成纤维生长因子，3ug/ml的血管内皮生长因子，30mg/ml的干细胞培基冻干粉，并采用0.5％的LAP为光引发剂，进行体外成骨诱导实验。在各组水凝胶上培养骨髓间充质干细胞(BMSC)，为期一周，一周之后分别行碱性磷酸酶染色和茜素红染色。结果如图9，结果显示，BMSC在各组水凝胶上均能正常存活，说明该水凝胶无细胞毒性。比较三组的成骨活性可以看出，第三组GelMA水凝胶+成骨诱导+骨再生加强组具有最佳的成骨活性，碱性磷酸酶强度比常规成骨诱导活性提高约50％。

[0099] 实施例3水凝胶与自体碎骨粒的体积比选择

[0100] 本实施例采用实施例1提供的钛合金框架式骨关节假体，并采用如实施例2的第三组提供的水凝胶配方，其中水凝胶与自体碎骨粒的体积比分别选择为1:0、1:1、1:2、1:3和1:4，考察水凝胶与自体碎骨粒的不同体积比对凝胶制剂在假体表面的覆盖效果，结果如表
1所示，其中当体积比分别为1:0和1:2时，覆盖水凝胶后的框架式骨关节假体的局部照片如图10所示。

[0101] 表1、

[0102]

[0103] 当更多的采用自体组织，能促进快速再生愈合。由表1可见，当仅含有水凝胶时，虽然凝胶覆盖牢固，无空隙残留，但由于缺乏自体组织，将影响再生愈合速度。当水凝胶与自体骨髓或碎骨粒组织的体积比为1:2时，凝胶覆盖效果依然较好，无空隙残留，且自体组织还可加快促进骨再生愈合的速度，可以更好地发挥水凝胶与自体骨髓或碎骨粒组织的协同作用，促进骨再生。因此水凝胶与自体骨髓或碎骨粒组织的体积比优选为1:2。

[0104] 实施例4采用框架式骨关节假体进行兔肱骨近端置换手术

[0105] 本实施例采用实施例1提供的钛合金框架式骨关节假体对新西兰兔进行肱骨近端置换手术，其中的水凝胶采用实施例2的第三组提供的GelMA水凝胶+成骨诱导+骨再生组水凝胶，手术流程照片如图11所示，具体步骤为：按照说明书以舒泰50静脉麻醉新西兰兔，术前给予青霉素50万单位肌肉注射。对手术区域备皮，络合碘消毒皮肤3遍。铺无菌孔巾，缝线固定孔巾。再次消毒手术区域皮肤。圆刀片纵行切开兔前肢近端外侧皮肤和皮下筋膜，避开皮下大静脉。纵行切开肱骨外侧肌肉至肱骨骨面，显露肱骨干，骨膜剥离器剥离肌肉和骨膜，完全显露肱骨干上段和肩关节囊。自关节囊靠近肱骨止点处离断关节囊和韧带，显露肱骨头及关节。沿骨面剥离软组织，完全游离肱骨上段，自中上三分之一处以电锯截断肱骨。将灭菌的钛合金框架式假体柄插入远端肱骨髓腔，横杆固定假体。将已经准备好的髂骨碎骨粒和骨髓组织与促骨再生SilkMA复合胶体按照体积比2:1混合后，覆盖在骨髓组织表面，手持紫外灯光固化胶体。假体骨干表面光固化水凝胶混合自体骨碎骨粒和骨髓照片如图12所示。复位假体关节入关节盂，将关节囊以7号线缝合固定在肱骨假体大结节外侧，其它部位关节囊亦闭合。后逐层缝合肱骨肌肉和皮肤，关闭切口。待动物苏醒后，送入笼中饲养。

[0106] 实施例5假体制备材料的选择

[0107] 分别采用聚乳酸、PEEK、聚‑β‑羟丁酸、聚丁二酸丁二醇酯、聚乙烯醇、钛合金和钽金属材料试样进行体外细胞生物活性实验和降解时间测定。体外细胞生物活性实验为无菌取复苏的小白鼠大腿骨源性成骨细胞，置于含体积分数为0.1的胎牛血清及0.1％的青/链霉素的DMEM培养基中，在37℃，体积分数为0.05的CO2培养箱中培养。每3天换液，待细胞长至汇合后用胰酶消化，含血清的新鲜培养基终止消化得到细胞悬液。分别取聚乳酸、聚己内酯、钛合金和钽金属材料试样高压灭菌后置于24孔培养板中，每孔加入1ml上述细胞悬液进行接种，接种后放入37℃，体积分数为0.05的CO2细胞培养箱中培养，在3天后取出，用四甲基偶氮唑盐微量酶反应比色法(MTT法)测定试样表面黏附的细胞数，结果如表2所示。其中降解时间的测试为将干凝胶浸泡在ph7.4的磷酸缓冲溶液中，每隔一定时间测试其重量损失。

[0108] 表2不同假体材料的体外细胞活性和降解时间测定

[0109]

[0110] 由表2可以看出，在聚乳酸、PEEK、钛合金和钽金属上进行体外细胞生物培养时，获得的细胞活性较高，同时聚乳酸具备可降解性，降解时间合适；PEEK、钛合金和钽金属生物相容性好、抗氧化能力强、强度高，能为患者提供终身的骨骼或骨关节力学支撑，因此优选钛合金、PEEK和聚乳酸作为3D打印框架式骨关节假体的制备材料，其中最优选为钛合金，作为支架时强度足够，且相容性好，细胞总量和活率都较高。

[0111] 实施例6网格层孔径的选择

[0112] 取实施例1提供的框架式骨关节假体，采用聚乳酸材料进行制备，其中的网格层孔径分别选择0.1mm，0.3mm，0.5mm，1mm，分别接种人软骨细胞(普诺赛公司，CP‑H096)，接种量5
为2×10 ，以DMEM培养基作为基础培养基，并添加血清替代物和生长因子进行培养，15天后测定假体网格层内软骨细胞增殖能力，结果如表3所示。

[0113] 表3不同网格层孔径对软骨细胞增殖的影响

[0114] 实验组 网格层孔径 15天后细胞总量(106) 细胞活率(％)1 0.1mm 1.02 63.1
2 0.3mm 4.95 96.5
3 0.5mm 4.88 96.1
4 1mm 4.91 96.2

[0115] 由表3可以看出，当假体的网格层孔径为0.1mm时，因孔径较小，不利于软骨细胞增殖，15天后的细胞总量和细胞活率偏低；当假体的网格层孔径为0.3mm、0.5mm和1mm时，软骨细胞增殖情况都较理想，15天后的细胞总量和细胞活率都较高；综合考虑假体内外表面细密网格覆盖，可以为骨再生提供一个相对隔离保护的生长环境，因此选择0.3mm孔径的网格层更合适，此时的孔隙率更有利于软骨细胞的再生。

[0116] 实施例7框架式骨关节假体植入兔体内的骨生长情况

[0117] 本实施例选取4～5月龄健康清洁级新西兰大白兔36只，随机分成四组，每组9只，分别行左侧胫骨和左侧肱骨关节的假体置换术，分别植入实施例1提供的框架式钛合金骨骼假体、聚乳酸骨骼假体、钽金属骨关节假体、聚乳酸骨关节假体，假体的网格层孔径都为0.3mm，假体表面覆盖实施例2的第三组提供的GelMA水凝胶+成骨诱导+骨再生组水凝胶。术后1、3、5个月处死兔子取材，每个时间点各3只，进行硬组织切片染色在显微镜下观察，计算假体骨界面新生骨形成率，假体与骨界面的骨结合率，结果如表4和表5所示，其中有一例出现假体折断的意外情况，如表6所示。其中：新生骨形成率(％)＝新生骨组织面积/总面积×
100％；骨结合率(％)＝骨‑假体骨性结合长度/骨‑假体界面总长度×100％。

[0118] 表4新生骨形成率比较

[0119]实验组 假体类型 4周(％) 8周(％) 12周(％)
1 钛合金骨关节假体 26.98 80.35 96.43
2 聚乳酸关节假体 15.79 69.46 94.45
3 PEEK骨关节假体 19.93 77.59 94.48

[0120] 表5骨结合率比较

[0121] 实验组 假体类型 4周(％) 8周(％) 12周(％)1 钛合金骨关节假体 29.25 81.19 99.12
2 聚乳酸关节假体 14.18 71.27 98.33
3 PEEK骨关节假体 20.51 79.41 98.47

[0122] 表6假体植入后的意外情况

[0123] 实验组 假体类型 植入后的意外情况1 钛合金骨关节假体 无折断情况
2 PEEK骨关节假体 无折断情况
3 聚乳酸骨关节假体 出现一例折断

[0124] 由表4和表5可见，本发明提供的框架式骨关节假体植入兔体内后能，钛合金和PEEK骨关节假体在4周和8周时，骨长入速度更快，但在12周时，钛合金骨关节假体、聚乳酸骨关节假体、PEEK骨关节假体三种假体都能基本完成骨长入，新生骨形成率和骨结合率都达到90％以上，实现框架结构的假体与骨骼或骨关节再生融为一体，成为一个有活力的嵌合骨组织。

[0125] 由表6可以看出，采用聚乳酸制备的骨骼假体可能存在折断的意外风险，而采用钛合金和PEEK制备的假体强度更强，更安全。

[0126] 实施例8促骨生长水凝胶的作用验证

[0127] 本实施例采用实施例1提供的钛合金框架式骨关节假体对新西兰兔进行肱骨近端置换手术，假体表面覆盖的凝胶制剂包括水凝胶和自体骨髓或碎骨粒的混合物，体积比为1:2，其中水凝胶采用实施例2的第三组提供的水凝胶+成骨诱导+骨再生组水凝胶，其中的水凝胶分别选用5％的GelMA+成骨诱导+骨再生组水凝胶，或25％的SilkMA+成骨诱导+骨再生组水凝胶，另外设置一组不加水凝胶的单纯假体组作为对照组，三组假体植入后4‑8周进行X线检查，结果如图13所示；并取对照组和25％SilkMA+成骨诱导+骨再生组水凝胶组8周后进行CT检查，结果如图14所示。

[0128] 由图13可见，左1为不加水凝胶的单纯假体组，8周后仅有非常少量的新生骨，难以实现假体与骨关节再生融为一体；左2为5％GelMA+成骨诱导+骨再生组水凝胶，植入4周，即可见假体周围尤其是右侧见大量新生骨组织；左3为25％SilkMA+成骨诱导+骨再生组水凝胶，植入4周，亦可见假体周围大量新生骨组织；左4为25％SilkMA+成骨诱导+骨再生组水凝胶，植入8周，假体周围实现完全骨再生。可见5％的GelMA或25％的SilkMA制备的水凝胶，都能明显促进骨再生，与对照组相比，具有非常显著的效果。

[0129] 由图14可见，左图为对照组，采用单纯支架组时CT三维重建图像可见金属支架完全裸露在外面；右侧为25％SilkMA+成骨诱导+骨再生组，则看不到金属支架影，表面都长满了骨头，同时纵切面也看到了金属支架表面有骨壳包裹。可见25％的SilkMA+成骨诱导+骨再生组水凝胶具有明显的复合促骨生长的作用。

[0130] 虽然本发明披露如上，但本发明并非限定于此。如根据其在医学上的应用范围均可做扩展。任何本领域技术人员，在不脱离本发明的精神和范围内，均可作各种更动与修改，因此本发明的保护范围应当以权利要求所限定的范围为准。