纖維基支架在骨和軟骨組織再生中的應用

張 宇， 劉來俊， 焦勇杰， 李超婧， 王富軍， 王 璐

(東華大學 a.紡織面料技術教育部重點實驗室； b.產業用紡織品教育部工程研究中心； c.紡織學院， 上海 201620)

臨床上在治療因創傷、感染、腫瘤切除造成的骨缺損、骨質疏松和關節炎等骨科疾病時，通常采用自體骨、異體骨以及合成移植物進行骨組織重建[1]。自體移植盡管是移植手段中的黃金標準，但健康移植物數量有限，且供體部位易發生損傷；異體移植則存在感染疾病的風險；合成移植物能夠很好地彌補前兩者的應用缺陷，因此受到了廣泛的關注[2-3]。隨著組織工程的提出，骨修復研究取得了重大進展[4]。骨和軟骨組織工程旨在通過生物材料、細胞和生長因子協同組合誘導新的功能性骨再生[5]，其中的關鍵組件是為新生組織提供結構支持的支架。

骨組織和軟骨組織分別是骨和軟骨的結構主體，屬于固態結締組織，但兩者在硬度上存在顯著差異。骨基質包括無機成分(約65%，主要以羥基磷灰石結晶形式存在)和有機成分(約35%，主要為I型膠原纖維)[6]；軟骨基質則由以蛋白聚糖和水為主的無定形基質以及包埋在其中的膠原纖維構成[7]。組織工程纖維基支架通常指結構中包含微、納米纖維的支架，與非纖維支架相比，其具有較高的比表面積、一定的力學強度和可控的結構，因此可以很好地模擬骨和軟骨組織的細胞外基質(extracellular matrix，ECM)，從而促進細胞的黏附和增殖[8-10]。支架的結構和生物學性能直接影響其植入后的修復效果，因此對支架成型方法的研究顯得至關重要[11]，不僅需要調控纖維基支架的宏觀結構以適應缺損部位，還需要對其微觀結構進行設計以增強蛋白質的吸附能力和細胞活性，從而改善成骨化、血管化以及軟骨再生效果，推動其在臨床治療上的應用擴展。

1 纖維基支架的成型方法及應用

支架作為細胞增殖和ECM沉積的臨時基質，高度參與組織的再生和功能重建過程，其剛度決定組織的最終形態，即骨組織或軟骨組織[12]。理想的組織工程支架需要考慮材料的宏/微觀結構、表面性質、孔隙率和孔徑、界面相互作用、生物相容性、生物降解性和力學性能等要素[13]，然后根據支架的綜合性能需求選擇合適的成型方法。目前纖維基支架的制備方法包括靜電紡絲法、熱致相分離法、自組裝肽法和溶劑熱法等，表1總結了骨和軟骨組織工程中上述制備方法適用的材料及其優缺點。

表1 纖維基支架常用的成型方法

1.1 靜電紡絲法

靜電紡絲法的原理是利用聚合物熔體或溶液在高壓電場作用下噴射、牽伸形成納米纖維，基于該方法制備的納米纖維支架已在組織工程各領域得到廣泛應用[41]。靜電紡支架具有與天然ECM相似的結構、較高的孔隙率和極大的比表面積，并且支架的厚度、力學性能、生物學性能可控，原料來源廣泛[42]。通過改變納米纖維的材料[43]、表面形貌[41]、核殼結構[44]、取向排列[45]等可以對支架性能進行調控[46-48]，從而改善支架的骨修復效果。然而，靜電紡支架通常難以控制孔隙率和孔隙的形狀，而較小的孔徑不利于細胞的長入，并且二維的纖維膜難以與三維的骨缺損部位相匹配，力學性能較差[29]。Cai等[49]利用EYA(electrospinning-based yarn assembly)技術制備出靜電紡PLLA/PCL取向納米纖維3D大孔支架，結果表明，該支架具有良好的機械強度和相互連接的微孔，可為細胞的向內生長和骨組織形成提供模板。Lee等[20]利用乳酸輔助制備靜電紡PLLA/β-三磷酸鈣(tricalcium phosphate，TCP)纖維支架，結果表明：單體乳酸包含帶負電的羧基導致紡絲噴嘴強烈排斥，從而產生蓬松且高度多孔的納米纖維網；與2D支架的無穿透性纖維膜相比，接種在蓬松纖網上的細胞在整個支架深度中均有所浸潤，細胞活性明顯更高。利用靜電紡絲法制備3D支架的研究除了對紡絲設備進行改造外，應用更多的是將靜電紡絲與其他方法結合，從而構建理想的三維多孔結構。

1.2 熱致相分離法

Ma等[33]以四氫呋喃為溶劑通過熱致相分離(thermally-induced phase separation， TIPS)法率先制備出仿天然ECM的PLLA納米纖維支架，這種方法通常涉及聚合物溶解、相分離和凝膠化、溶劑萃取、冷凍、真空冷干等5個步驟。TIPS的原理如圖1所示，在較高溫度下將聚合物均勻溶解到溶劑中，然后降溫冷卻，冷卻過程中均相溶液分離為富聚合物相和貧聚合物相，隨后通過冷凍干燥或冷凍萃取程序除去溶劑得到納米纖維支架[50]。纖維網絡的形成主要取決于聚合物溶液的溶劑和凝膠溫度，以這種方式制得的纖維直徑從50 nm到500 nm不等，孔隙率高達98%[35]。Wang等[34]采用TIPS技術制備了具有大孔和納米纖維結構的PLLA/PLGA/PCL支架，并將骨形態發生蛋白(bone morphogenetic protein，BMP)-2負載的PLGA微球摻入支架中，結果表明，含BMP-2的復合支架可在體內顯著促進細胞向內生長，從而改善膠原蛋白的形成，刺激成骨細胞的成熟并加快缺損

(a) TIPS各相的示意圖

(b) TIPS納米纖維SEM圖[51]

部位骨的形成。由傳統TIPS技術制得的支架通常孔徑較小，這不利于其在骨組織工程中的應用[30]。Chen等[52]使用濁點熱致相分離法利用PLLA/1，4-二氧雜環己烷/H2O三元體系制備出具有孔徑為300 μm以上大孔的PLLA支架，經丙酮處理并浸入殼聚糖溶液進行改性，在增加孔徑的同時保持支架的納米纖維結構。雖然TIPS制備方法簡單，但是通常制得的支架力學性能較差，可結合其他處理技術通過控制支架的微觀和宏觀結構加以改善[29]。

1.3 自組裝肽法

自組裝肽(self-assembling peptide， SAP)是化學合成材料之一，表2列舉了幾種骨和軟骨組織工程支架的自組裝肽。自組裝過程主要依賴非共價的相互作用(如氫鍵、范德華力、π —π鍵的相互作用等)形成有序的納米結構(如納米管、納米球、納米纖維等)[53]，如圖2所示。β-折疊結構的SAP納米纖維有利于模擬天然ECM、構建三維網絡結構的水凝膠支架[37]。基于自組裝肽RAD16-I的水凝膠已廣泛用于軟骨細胞培養的體外組織修復，但其較低的pH值(3～4)對細胞和宿主組織而言存在潛在風險。自組裝肽SPG-178在中性pH下即可形成穩定的水凝膠(SPG-178-Gel)，可避免細胞壞死，且無需預中和[54]。Tsukamoto等[54]使用SPG-178-Gel和α修飾的Eagle’s培養基的混合物填充大鼠顱骨缺損部位，顯著誘導了牙髓干細胞的增殖和成骨分化。

表2 骨和軟骨組織工程自組裝肽

(a) 肽自組裝示意圖 (b) SAP納米纖維SEM圖

Takeuchi等[55]研究SAP納米纖維水凝膠對大鼠牙周缺損愈合的影響，發現質量分數為2.5%的RADA16表現出直徑為5～200 nm的納米纖維結構，并通過誘導細胞募集和血管生成促進牙周缺損的愈合。這種SAP已被命名為PuraMatrix進行商業出售[37]。

SAP納米纖維支架具有良好的生物相容性、細胞黏附性和生物活性[59]，可通過功能基序列修飾或分子信號受控釋放來模擬天然ECM，并且細胞易于在自組裝過程中包裹在基質內，可避免細胞滲透，再則材料膠凝速率和降解速率可控[60]。Mujeeb等[61]設計一種FEFEFKFK短肽(F=苯丙氨酸，E=谷氨酸，K=賴氨酸)，在溶液中自組裝形成β-折疊的納米纖維，并在臨界凝膠濃度以上纏結形成自支撐水凝膠，結果表明：這種新型肽支架具有穩定的凝膠特性，能夠封裝軟骨細胞；在不使用生長因子的情況下，可于體外保持長達35 d的細胞活性；3D培養可觀察到細胞形態的保留以及富含II型膠原的ECM沉積。Eren等[62]設計一種由疏水尾基和親水頭基組成的兩親性肽(peptide amphiphile，PA)分子，通過CaCl2電荷中和觸發PAs自組裝從而得到礦化的納米纖維多肽凝膠，促進了羥基磷灰石晶體的形成，且相比非礦化時剛度顯著增強，表明支架礦化有利于增強SAP納米纖維系統的成骨分化功能。然而，SAP纖維直徑通常較小，例如離子型互補肽形成的支架的納米纖維直徑為10～20 nm，孔徑為5～200 nm[60]，這限制了骨組織的向內生長以及新生血管的形成[29]。此外，支架的抗剪切力、抗壓力、韌性等力學性能相對不足[63]，用這種生物材料支架來修復承重軟骨的缺陷具有一定難度，可通過與高分子聚合物、無機陶瓷等材料復合以及結合生物分子實現結構和功能的多樣性[64]，從而在提高植入物生物活性的同時改善骨和軟骨缺損部位的力學性能[65-66]。

1.4 溶劑熱法

羥基磷灰石(hydroxyapatite，HA)是骨組織的主要無機成分，其化學組成為Ca10(OH)2(PO4)6[67]。人工合成的HA納米顆粒對硬組織有較強的親和力，且生物相容性和骨傳導性較好[68]，但其封閉的結構和較低的孔隙連通率致使骨誘導緩慢[69-70]，低斷裂韌性和抗彎強度使其僅限于非承重支架的應用[71]。而HA納米線不僅可以改善這一缺陷，還可以模擬天然骨ECM的結構和成分[39]。溶劑熱法合成HA納米線最早用于制造無機紙張，隨后在生物醫學領域得到廣泛探索[40， 67]。該方法是在單羥基醇中以油酸鈣為前體制備直徑在納米級、長度在微米級的超長無機納米纖維，反應原理[72]如式(1)～(4)所示。

(1)

(2)

(3)

(4)

捷太格特(JTEKT)是2006年由光洋精工(Koyo)和豐田工機(TOYODA)合并成立的一家跨國企業。作為“汽車零部件”、“軸承”、“機床”的全球綜合系統供應商，捷太格特通過為客戶提供世界頂級的No.1產品和Only One技術，為社會的發展持續做出貢獻。捷太格特在華共設立了 25 家企業，在華員工人 數近 5 000 人。

(a) HANW@MS核殼多孔結構的形成示意圖

(b) HANWs

(c) HANW@SiO2

(d) HANW@MS

(e) CS支架

(f) HANWs/CS支架

(g)HANW@MS/CS支架

由圖3可知，該復合支架表現出鎂和硅元素的可持續釋放，并促進大鼠骨髓間充質干細胞(rat bone marrow mesenchymal stem cells， rBMSCs)的黏附和生長，與純CS和HANWs/CS支架相比，顯著誘導rBMSCs的成骨分化相關基因和血管內皮生長因子(vascular endothelial growth factor， VEGF)基因的表達。盡管溶劑熱法制備HA納米線有諸多優點，但合成過程難以精確控制，使得纖維的直徑無法像靜電紡納米纖維一樣均勻一致，因此穩定合成高柔性且均勻超長的HA納米線仍然是一個很大的挑戰。

1.5 其他方法

對于3D組織工程再生而言，較小的孔徑和致密的結構將極大地限制細胞的浸潤，單一成型方法往往難以滿足支架的復雜需求。因此，對支架的研究趨向于將上述制備方法與其他技術相結合，從而改進支架的結構與性能，以形成類似天然ECM復雜性和層次性的組織。表3列舉了多種方法聯合制備骨和軟骨組織工程支架的實例。

表3 聯合法制備骨和軟骨組織工程支架

2 纖維基支架修復效果面臨的挑戰

圖4為典型長骨和關節軟骨的結構示意圖。骨和軟骨因結構和生理功能不同，對組織工程支架的需求也不同。適當的血管形成對于骨骼再生和重塑必不可少，股骨頭缺血性壞死和骨質疏松等骨骼疾病都與血管供應受損直接相關[88]。因此，臨床中對臨界尺寸骨缺損進行修復時，組織工程植入物內的血液供應尤其重要。骨關節炎等關節軟骨缺損是臨床上常見的軟骨類疾病[89]，與硬骨相比，關節軟骨盡管無血管形成，且組織相對簡單，但由于ECM中軟骨細胞的非增殖特性和天然軟骨杰出的力學性能(高壓縮模量和彈性)[90]，功能性軟骨組織的重建再生仍面臨巨大的挑戰。

圖4 長骨及關節軟骨組織結構示意圖Fig.4 Schematic diagram of histologic structure of long bone and articular cartilage

骨愈合過程包括炎癥、修復和重塑等3個重疊過程[91]，克服植入物引起的炎癥是組織工程支架臨床應用的另一障礙。組織工程植入物的炎癥反應主要由巨噬細胞進行調節，研究表明，纖維直徑以及支架的表面形貌會影響巨噬細胞的活化和細胞因子分泌，納米纖維的表面可以更好地降低炎癥反應[92]。然而在骨組織工程領域，關于三維多孔的纖維支架結構對炎癥和免疫反應調節相關的研究較少，本節主要介紹硬骨血管化和軟骨再生中支架設計的關鍵。

2.1 血管化

骨是高度血管化的結締組織，血管網絡在為細胞提供氧氣、營養物質以及清除代謝廢物等方面起著至關重要的作用[93]。骨移植物通常依賴于體內植入后的血管化，然而許多支架不具有誘導血管生成的能力，體積較大的多孔支架還可能面臨血管難以滲透到中央區域的問題[94]。不充分的血管網絡會阻礙氧氣和營養物質的輸送，甚至導致細胞分化失控、凋亡或新生組織的壞死，不利于缺損部位的骨

支架的結構設計是形成血管網絡的關鍵要素。骨骼再生和血管形成的最佳孔徑范圍為200～500 μm[11]，孔徑、孔隙率以及互連性的提高將會增加血管密度和浸潤深度[97]。與單一尺度的孔徑相比，兼具大孔、介孔和微孔的多級孔徑結構更有利于促進血管生成[98-99]。數百微米的大孔可提升支架的結構穩定性，并支持MSCs成骨分化、ECM沉積和組織形成，幾十微米或更小的介孔將促進營養物質的擴散和血管化的形成，而微米或以下尺寸的小孔則會影響基因表達等細胞行為[22]。Santos等[100]研究表明，PCL微/納米纖維復合支架體系引發并指導了內皮細胞(endothelial cells，ECs)的三維分布，與沒有納米纖維的支架相比，使用納米纖維作為橋梁時，微米纖維之間的人微血管和大血管ECs表現出更加伸長的表型。盡管較大的孔徑、高度連通的孔隙以及微/納米尺度的纖維形貌等支架結構有利于骨質和血管再生，但這些物理屬性也在一定程度上犧牲了支架的結構完整性和力學性能，因此，在設計允許宿主細胞入侵并在植入后有效形成血管的骨組織工程支架時，需要在整個環節中分析微結構與力學性能的最佳組合[101]。

血管再生理想的支架應不僅能提供適當的物理微環境來模仿目標組織的結構和力學性能，還可以提供生長因子或其他生物活性分子來指導細胞行為。表4列舉了骨缺損治療中常用的血管生長因子。采用不同降解行為的聚合物或摻入微球將生長因子固定在支架中，可以實現生長因子局部和持續遞送的目的[97]。此外，利用同軸靜電紡絲技術制備的核殼結構納米纖維為控制生長因子局部緩釋提供了另一方案[44]。骨再生是一個高度復雜的過程，僅從支架材料中釋放單一生長因子可能不足以刺激骨骼和血管再生[102]。Kuttappan等[103]比較生長因子單一釋放系統(BMP-2/VEGF/FGF-2)和雙重系統(VEGF+BMP-2/FGF-2+BMP-2)負載的納米纖維支架促進血管和骨再生的能力，結果表明，雙重系統形成的綜合效果更明顯。Wang等[104]通過多源多功率靜電紡絲構建摻入VEGF、BMP-2和磷酸鈣納米粒子的3組分支架，通過不同降解速率的纖維成分實現VEGF快速釋放和BMP-2緩慢穩定釋放，不僅可以從結構上模仿天然骨組織，還可以模擬自然骨修復過程中不同生長因子的出現順序。

表4 骨組織工程常用的血管生長因子

共培養技術已廣泛用于血管化骨組織工程。成骨細胞與ECs共培養可刺激成骨細胞分化并形成微毛細血管樣結構[111]。研究[112]表明，臍靜脈內皮細胞(human umbilical vein endothelial cells，HUVECs)與MSCs以1∶1的比例共培養可獲得成骨分化和血管生成的最佳組合。支架微結構、剛度等均可影響細胞間的通信，Piard等[113]對3D打印微米纖維之間的距離進行調節，結果發現，HUVECs和MSCs間距小于200 μm時呈現出更多的血管和骨再生數量。除上述方法外，載有細胞的體外預血管化支架也可在一定程度上改善早期血管化不足的問題[114]。細胞來源包括骨髓基質細胞、脂肪干細胞(adipose-derived stem cells， ADSCs)和來源于骨膜的祖細胞等[1]。Debski等[115]通過熔融沉積建模制備了三維圓柱形PCL支架，將從大鼠脂肪沉積物中分離出的ADSCs接種在支架中，并將腹壁下的血管放置于流通式椎弓根系統(一種新型預血管化方法)支架內部，結果表明，支架接種ADSCs以及這種預血管化方法對于血管化具有協同作用，血管密度相比對照組增加了10倍，顯著促進體內植入后的血管生成。

對于臨界尺寸骨缺損的治療，移植初期功能性血管網絡的生成顯得至關重要。炎癥、血管化和骨再生在骨愈合過程中重疊存在[116]，在早期愈合階段，全身性炎癥和局部生理性炎癥相互作用，并且局部炎癥受到愈合區中生物力學環境的影響[91]，因此還需對炎癥反應和骨再生的生理過程進行充分且深入研究，以結合現有技術構建符合預期要求的生物支架。

2.2 軟骨再生

軟骨由于無血管、軟骨細胞不足以及缺乏營養供應，需要通過手術方法獲得令人滿意的再生效果[117]。盡管目前臨床上傾向于使用非支架技術治療軟骨缺損，但基于支架的方法仍具有一定的發展潛力，例如：便于填充軟骨缺損；較少的供體部位并發癥；增加移植物的穩定性，縮短術后恢復時間；由于軟骨細胞是在3D環境中培養，因此不易去分化，產生的類透明質軟骨更多；植入前的體外培養可能有助于維持支架的修復[118]。

目前，軟骨組織工程支架常用的結構有3種：水凝膠、海綿和纖維網絡[119]。納米纖維支架可在成分和結構上模仿天然軟骨ECM的物理和生物學特征，因此對于關節軟骨修復具有重要意義[120]。Ren等[121]利用聚多巴胺將硫酸軟骨素涂覆在電紡取向PLLA多孔纖維表面，顯著增加軟骨細胞的增殖附著量以及rBMSCs的軟骨基因表達。3D基質可為體外細胞培養提供穩定的支架，指導干細胞分化。HYAFF-11是一種透明質酸三維非織造支架[122]，具有良好的生物相容性[123]，支持軟骨細胞的增長[124]。HYAFF-11支架和自體軟骨細胞組成的Hyalograft-C在臨床上已經用于研究全層軟骨缺損的修復，其在治療關節軟骨病變上被證明安全有效[125]。由水凝膠基質和可生物降解的聚合物纖維網絡組成的復合材料在軟骨組織工程中的應用受到廣泛關注，其中，水凝膠基質為細胞發揮功能提供合適的微環境，高模量纖維主要負責提供結構完整性和強度[126]。Bas等[127]以星形聚乙二醇/肝素水凝膠為軟骨基質，以熔融靜電紡絲打印技術制備的PCL纖維網絡為水凝膠的增強結構，制備的復合支架表現出與天然組織相似的力學各向異性、非線性和黏彈性，并為體外軟骨細胞培養和軟骨組織再生提供了合適的微環境。

關節軟骨由于在細胞分布和膠原纖維結構上具有區域差異，因此，其獨特性除體現在優異的黏彈性上，還體現在生物學和力學特性的梯度分布上[90]。隨著軟骨支架的發展，支架由單相發展至雙相和梯度結構[128-129]，從而可更好地模擬骨、軟骨過渡區域。研究[130]表明，雙相合成支架治療軟骨損傷后的活性水平和軟骨敏感磁共振成像表現優于傳統微骨折技術。Liu等[131]開發了一種特異性釋放干細胞分化誘導劑的仿生雙相骨軟骨支架(BBOS)，由軟骨再生層和成骨再生層組成，可促進干細胞在特定層分化，體內試驗證實其具有足夠的固定強度，植入2個月期間保持雙相的穩定結合。Khoo等[132]采用順序靜電紡絲技術制備出具有纖維密度梯度的三層明膠納米纖維支架，支架的力學性能隨纖維直徑、纖維密度和支架孔徑等微觀結構的差異而變化，相比均勻材料，表現出更好的斷裂行為，同時可以防止組織界面上的力學性能不匹配和不連續，然而明膠支架的交聯和水化程度將影響支架最終的力學性能。Wang等[25]采用溶膠-凝膠靜電紡絲制備出具有優異柔韌性的SiO2納米纖維，與殼聚糖復合從而得到3D多孔的形狀記憶支架(SiO2NF/CS)，通過控制SiO2的質量分數進一步獲得剛度梯度支架。支架在水環境中表現出超彈性，多次循環載荷后仍具有較高的形狀恢復率和抗疲勞性，剛度梯度使得MSCs在空間上分化為軟骨細胞和成骨細胞。

目前纖維基軟骨支架在臨床上應用較少，其設計趨勢在于模擬關節軟骨生理結構及其優異的力學性能，從而開發具有區域特異性的多相支架。為提高纖維支架促進關節軟骨再生的效率，可以將蛋白質或短肽等仿生信號固定在生物材料表面，從而更好地實現細胞黏附并促進軟骨分化[133]。此外，對于骨關節炎引起的骨缺損治療，炎癥環境會加快支架的降解速度[134]，因此，以生物材料為基礎調節免疫反應、提高材料的穩定性，可為促進軟骨再生提供一個新的研究思路。

3 結 語

骨和軟骨組織工程中用于組織再生的關鍵是模擬ECM的支架，理想的支架應具備與修復部位相似的力學性能、良好的生物相容性和與組織再生相匹配的降解速率等特性，以滿足宿主組織對細胞黏附、增殖、分化和ECM形成的要求。在眾多支架中，纖維基支架因其獨特的結構特征引起了廣泛關注，其常用制備方法有靜電紡絲法、熱致相分離法、自組裝肽法和溶劑熱合成法。隨著生物醫學工程的目標越來越復雜，單一制備方法在力學性能、孔徑尺寸、孔隙率及孔隙連通率等方面仍存在問題，因此結合多種成型方法的優勢制備具有多級孔徑結構的仿生復合纖維支架具有重要意義。

在臨界尺寸骨缺損治療中，生物材料的設計越來越關注骨組織和血管網絡同步發展，早期血管化是臨床上面臨的一大挑戰。兼具大孔、微孔和介孔的多尺度結構纖維支架更有利于促進血管生成，然而僅改變支架結構不能徹底解決這一問題，因此需要調節支架結構、負載血管生長因子、使用共培養系統和外預血管化等方法來實現血管和骨骼的同步再生。在關節軟骨缺損治療中，纖維支架植入物同樣具有很大的發展潛力。控制纖維方向和密度梯度可以為材料帶來理想的生理結構和力學性能。相比單相支架，多相或梯度的納米纖維支架還可以更好地模擬關節軟骨過渡態結構，使組織能夠承受關節負荷并形成穩定的骨骼系統。

盡管基于纖維的三維多孔支架在骨和軟骨組織工程應用中展現出了巨大的潛力，但仍有許多問題尚待解決。骨和軟骨缺損的愈合是由多種類型細胞和細胞因子調節控制的復雜過程，仿生天然組織的復雜組成和空間分布，在材料、組成、排列、孔徑等方面進行功能分級設計，有利于提高細胞的長入以及組織的再生。纖維基支架的體外應用已得到了廣泛的研究，但對于體內應用而言，還需要對其組成和結構作進一步優化。此外，炎癥在骨和軟骨缺損的修復過程中具有不可忽視的作用，然而目前關于支架結構對炎癥反應影響的相關研究報道較少且不成體系，因此對纖維基支架的炎癥反應和免疫調節等方面進行研究將進一步深化其在骨和軟骨組織再生中的應用。