顳下頜關節盤組織再生的研究進展

向超麗 俞律峰

【提要】 顳下頜關節盤穿孔是顳下頜關節紊亂?。═emporomandibular disorders，TMD）中的嚴重結構紊亂類型之一，主要臨床表現為疼痛、關節雜音和下頜運動障礙。目前的臨床治療手段預后欠佳，難以恢復關節盤正常解剖形態及功能，而組織工程技術的發展，使關節盤再生成為可能。研究發現，將間充質干細胞接種在具有一定強度的可生物降解支架上，在生長因子的刺激下可向纖維軟骨分化，分泌膠原纖維和糖胺聚糖，最終支架被新生組織取代，關節盤實現再生。本文對近年來組織工程技術在關節盤再生方面的研究進展進行綜述。

顳下頜關節（Temporomandibular joint，TMJ）是口頜系 統的重要組成部分，其主要功能是支持復雜的下頜運動，并在運動中承受一定的負荷[1]。關節盤是TMJ 中主要的應力分布組織，提供潤滑和緩沖，最大限度地減少運動過程中髁突與關節窩之間的承載力（如壓縮力、拉力和剪切力）[2]。顳下頜關節紊亂病是肌骨骼類紊亂疾病，包括關節盤移位、骨關節炎、退行性關節病和肌肉疼痛[3]。關節盤相關TMD 涉及內部紊亂或關節盤移位、關節盤變薄和關節盤穿孔。關節盤的穿孔使髁突和關節窩直接接觸，滑液發生變化，關節內摩擦增加，從而引發關節結構的退行性變化。目前已有地關于關節盤穿孔的治療手段預后欠佳，藥物及微創手術不能恢復受損的關節盤，關節盤切除會導致髁突重塑，組織工程技術有望成為修復或替代TMJ 病變組織的選擇[4]。通過在關節盤穿孔區域植入組織工程材料，或者病變關節盤切除術后置換工程化關節盤，可以修復缺損，隨著支架的緩慢降解和新的纖維軟骨組織形成，可以恢復關節盤的穩定性及生理功能。組織工程的主要元素包括細胞、生長因子和支架[5]。本文討論了顳下頜關節盤的解剖學和生理學特征，用于關節盤再生的細胞、生物工程支架、生長因子和3D 生物打印技術，總結分析組織工程在關節盤再生中的應用前景及面臨地問題。

1 關節盤的解剖和生理特征

關節盤是一種多孔黏彈性材料[2]，呈雙凹圓盤狀，中央區域較薄，周邊區域較厚，無血管和神經支配，因此必須通過關節盤周圍滑液和血管的擴散來維持營養，自愈能力極差。關節盤是一種異質纖維軟骨結構，由膠原纖維、彈性蛋白纖維和蛋白多糖組成[6-7]，形成關節盤結構的細胞是纖維軟骨細胞（30%）和成纖維細胞（70%）[8]，主要分泌Ⅰ型膠原蛋白。膠原纖維走行呈現各向異性變化，與關節盤的拉伸特性高度相關[9]，內部的環狀膠原網絡結構是其抗壓性能的基礎，中間帶表現出比前帶和后帶更高的抗壓性能[10]。彈性蛋白纖維的走行通常與膠原纖維平行，被認為有助于在荷載后恢復關節盤的形狀，隨著年齡的增長彈性纖維數量減少[6]。這些纖維在關節盤-關節囊過渡區形成網狀結構。蛋白聚糖在促進和調節膠原纖維和其他細胞外基質成分的發育，維持纖維空間結構方面發揮著重要作用[11]。關節盤的這些微觀特征表明其在抵抗咀嚼力作用下的壓縮和拉伸方面的性能。

天然組織的生物力學特性是創建功能性組織工程替代物的重要設計參數。Kuo 等[12]對人類關節盤進行區域生物力學和生化表征分析，關節盤周邊帶的聚合模量約為中、外側區域的1/3。水力滲透率也存在顯著差異，前部和后部區域的滲透性比關節盤中央區域高約40%。聚合模量和滲透率呈反比關系，具有顯著的區域差異。關節盤的平均聚合模量為50.66 kPa，平均滲透率為5.652×10-15m4·N-1，平均水體積分數為80%，聚合模量與含水量呈負相關，而水力滲透率與含水量呈正相關。與前部和后部區域相比，關節盤的中心區域具有較高的聚合模量和較低的滲透性，這與相關區域的含水量有關。關節盤的動態壓縮行為高度依賴于頻率。復模量（即動態應力與動態應變的比率）在關節盤中隨著頻率的增加（0.01～3.0 Hz）而增加。中心區域的復模量（454.6～1613.0 kPa）比前部和后部區域（171.8～609.3 kPa）大2.5～3 倍。即使在0.01 Hz 的低頻下，關節盤的動態模量也遠大于其平衡模量，這是因為動態負載條件下組織內發生間質液加壓效應[13]。由于組織的雙相性質，受限壓縮中關節盤的動態模量與組織的聚合模量和水力滲透性有關。關節盤具有較高聚合模量和較低滲透率的區域具有較高的動態模量。流體加壓在動態負載條件下對關節盤的負載支撐起重要作用。

2 細胞來源

許多細胞類型可用于關節盤再生，包括軟骨細胞、干細胞和誘導多能干細胞（Induced pluripotent stem cells，iPSC）等。關節盤組織工程中使用的細胞類型及其優缺點詳見表1。

表1 關節盤組織工程的細胞來源

2.1 干細胞

干細胞可以來自成體組織或胚胎組織，但因倫理問題，多數研究都聚焦于成體干細胞[14]。間充質干細胞（Mesenchymal stem cells，MSCs）在組織工程中最受關注，幾乎存在于所有組織中，可以從骨髓[15]、脂肪[16]、滑膜[17]、人臍帶血[18]等多種組織中分離得到。MSCs 的三個特性使其成為組織再生的理想細胞來源：①有利于減輕異常免疫反應的免疫調節能力；②產生生長因子的旁分泌或自分泌功能；③分化為靶細胞的能力[19]。不同來源的MSCs 的轉錄組、蛋白質組、免疫表型和免疫調節活性不同，這意味著MSCs 具有獨特的分化潛能[20]。

骨髓間充質干細胞（Bone marrow mesenchymal stem cells，BMSCs）已被用于關節盤穿孔部位的修復。在兔關節盤穿孔模型中，從股骨收集自體BMSCs 并接種到膠原支架中，將其植入穿孔部位8 周后，關節盤穿孔部位被結締組織填滿，實現組織再生，而植入空支架組未完全閉合[15]。

脂肪間充質干細胞（Adipose-derived mesenchymal stem cells，ADSCs）表現出優于BMSCs 的幾個優勢，包括侵入性較小的采集程序、從等量采集的組織中獲得更多數量的干細胞、增殖和分化能力增強，以及更好的血管生成和體內成骨特性[16]。將分化的ADSCs 接種到聚乳酸支架中，植入體內取代關節盤，對髁突軟骨有保護作用，但支架的位移可能會影響結果[21]。

用于關節盤再生的研究較少的干細胞是滑膜間充質干細胞（Synovial mesenchymal stem cells，SMSC）和牙髓干細胞（Dental pulp stem cells，DPSCs）。SMSC 比BMSCs 和ADSCs具有更顯著的增殖和成軟骨潛能，并且比BMSCs 具有更少的肥大分化[17]。Wang 等[22]將兔顳下頜關節盤細胞和SMSC 以1∶1 的比例共培養14 d，可以觀察到軟骨形成相關基因（Col2a1、Sox-9）的表達和細胞外基質（糖胺聚糖、Ⅱ型膠原）的分泌，形成具有一定形態特征的關節盤組織。DPSCs 因其易于分離、巨大的擴增潛力以及多向分化潛能，被認為是關節盤的潛在干細胞來源。Longoni 等[23]從人類磨牙獲得的DPSCs 在3D 顆粒培養模型中進行了擴增和軟骨分化。在軟骨形成刺激下分化21 d 后，細胞呈現伸長的形態并產生富含膠原蛋白的細胞外基質。

臍帶間充質干細胞（Umbilical cord mesenchymal stem cells，UCMSCs）不受倫理問題的限制，相對于其他來源的MSCs表現出生物學優勢，包括具有更長的培養時間、大規模擴增、延緩衰老和Ang-1 的抗炎作用[18]。此外，UCMSCs 可以上調生長因子、細胞外基質標志物和抗炎細胞因子的表達，減少促炎細胞因子的表達，具有顯著的軟骨保護作用和軟骨再生潛力[24]。

干細胞的其他潛在來源包括真皮間充質干細胞（Dermal mesenchymal stem cells，DMSCs）和誘導多能干細胞（Induced pluriporent stem cells，iPCS）。真皮分離的成體干細胞數量充足，是近年來再生醫學中常用的干細胞來源之一，通過軟骨誘導DMSCs 可以進行軟骨修復和再生[25]。由于其新穎性，DMSCs尚未用于關節盤組織工程。iPCS 的發現使終末分化細胞重編程為具有多能性的原代干細胞成為可能，并為軟骨缺損的再生和修復提供了潛力[26]。Nakamura 等[27]將3D 生物打印方法與iPSC 衍生的軟骨細胞結合用于關節軟骨再生，提高了構建體的機械強度（壓縮和拉伸特性），并誘導了糖胺聚糖（Glycosaminoglycan，GAG）和Ⅱ型膠原蛋白的表達，改善了組織功能。雖然iPSC 尚未直接用于再生纖維軟骨，但使用iPSC 再生關節軟骨的成功[26]，使其有可能用于關節盤的組織修復。

人類胚胎干細胞（Human embryonic stem cells，hESCs）是用于纖維軟骨組織工程的新興細胞來源[28]。胚胎干細胞可以長期保存，能夠無限增殖而不會失去其多能性[29]，但相關倫理問題阻礙了其在組織工程中的廣泛使用，目前還沒有研究在TMJ 組織工程中使用胚胎干細胞。

雖然許多關于使用MSCs 進行組織修復的研究都是基于移植的MSCs 分化為靶細胞并替換受損組織的假設，但越來越多的證據表明MSCs 通過分泌營養因子來協調組織發揮修復再生功效[30]。MSCs 衍生的外泌體模擬了MSCs 的主要治療作用，可抑制TMJ 軟骨細胞的炎癥，能夠再生軟骨和骨組織，修復受損部位，并可治療由顳下頜關節骨關節炎引起的功能障礙和疼痛[31]。外泌體在顳下頜關節盤領域尚未得到廣泛研究，但最近的一些研究顯示干細胞衍生的外泌體在誘導祖細胞遷移、軟骨和骨骼修復以及疼痛減輕方面效果良好[30]。因此，外泌體可能是關節盤修復的潛在新策略，為“無細胞”療法的發展奠定基礎。

2.2 體細胞

關節盤組織工程的潛在主要體細胞來源包括關節盤細胞、關節軟骨細胞、半月板細胞和肋軟骨細胞[32]。TMJ 關節盤結構的膠原蛋白含量是肋軟骨的兩倍以上，并且具有最大的拉伸性能，然而構建體的大幅收縮和有限的細胞數量使其不可能成為組織工程的細胞來源[33]。將關節軟骨細胞和半月板細胞共培養，其膠原纖維排列與天然關節盤相似，在有限元分析中表現出方向依賴性應變和各向異性[34]。使用同種異體、傳代的肋軟骨細胞可以制造無支架的組織工程植入物，通過壓縮和生物活性刺激方案，使其機械性能類似于天然關節盤，體內植入后，穿孔的關節盤出現再生[35]。比較來自關節盤細胞、關節軟骨細胞和肋軟骨細胞的GAG 和膠原沉積、細胞增殖，發現肋軟骨細胞優于前兩者[33，36]。肋軟骨細胞似乎是關節盤組織工程中最有希望的體細胞來源。然而，與干細胞相比，體細胞在來源和擴增上的限制，使其在組織工程中的應用受限。

3 支架材料

用于關節盤再生的支架材料需要有足夠的機械強度、生物相容性和長期穩定性，以確保新組織能夠正常形成。TMJ 關節盤通常處于運動狀態，承受大量壓力，并且大部分是無血管的，因此開發適合長期使用的支架材料對于關節盤再生至關重要。關節盤替代材料主要分為兩類：天然材料和合成材料。

3.1 天然材料

用于關節盤支架的天然材料包括膠原蛋白、纖維蛋白、殼聚糖、藻酸鹽和脫細胞細胞外基質（Decellularized extracellular matrix，dECM）等（表2）。

表2 關節盤組織工程的天然支架材料

膠原蛋白是天然關節盤的主要成分之一，為細胞浸潤創造了多孔結構，GAGs 很容易沉積在其表面[37]。將多孔膠原海綿支架與合適的生長因子或細胞因子相結合，具有促進干細胞募集、增殖和分化的能力[38]。

纖維蛋白凝膠也被用做細胞支架[39]。然而，纖維蛋白凝膠存在機械強度差、形成過程中快速降解和體積收縮的問題。Foroushani 等[40]合成的明膠-糖胺聚糖基質和纖維蛋白的混合支架，成功改善了纖維蛋白樣支架的機械性能、降解時間和細胞反應。纖維蛋白凝膠和凍干殼聚糖的復合支架也可以形成穩定的結構，具有增強細胞增殖和關節盤ECM 沉積的作用[41]。

殼聚糖由氨基葡萄糖組成，具有優良的生物相容性和可生物降解特性，但作為支架使用受到生物活性和機械性能低的限制。將殼聚糖與其他天然或合成聚合物和/或生物材料混合，可有效地控制這些生物復合材料支架的孔隙率和保水性，降低其生物降解率，增強生物活性和生物相容性，并提高機械性能[42]。殼聚糖與海藻酸鹽結合形成的支架，具有支持干細胞黏附和長期增殖，并促進干細胞纖維/軟骨分化和形成豐富纖維軟骨組織的特性，負載干細胞的支架機械性能與天然關節盤相似[43]。

藻酸鹽也是用于關節盤組織工程的熱門支架材料。通過使用碳二亞胺化學共價交聯藻酸鹽引入形狀記憶特性，使用定向冷凍技術修改支架結構，在形狀記憶藻酸鹽支架中調整支架結構和組成，可以用于指導干細胞分化并支持復雜軟骨組織的發育[44]。

脫細胞ECM 支架通常來自豬膀胱、關節盤、小腸黏膜下層?；谪i膀胱的支架是通過將粉狀豬膀胱夾在兩個水合的膀胱片之間構建枕頭狀結構，其GAG、膠原蛋白濃度、機械性能與天然關節盤相似，植入體內后防止了關節窩和髁突的嚴重退行性變化[45]。然而，這些支架固定在關節窩上，不可能實現TMJ 的自然運動。將關節盤去細胞化后通過激光燒蝕制成多孔結構，微孔化可以增強支架的孔隙率，增加水力傳導性，提高細胞對支架的黏附，增加整個支架核心的細胞密度，改善細胞的黏附、擴散和遷移[46]。將小腸脫細胞ECM 支架體內植入后，可以促進關節間隙內新組織形成，宿主細胞填充，形成類似于天然組織的、新的、致密排列的纖維軟骨，外周肌肉和肌腱附著物形成，同時髁突表面未見退化[47]，這種無細胞生物支架在關節盤重建中療效顯著。

3.2 合成材料

與天然產品相比，合成材料缺乏固有分化特性，但能在保持生物相容性的同時實現對機械特性的增強控制。表3 顯示的是目前已用于關節盤構建的聚合物，包括聚四氟乙烯（PTFE）、聚乙醇酸（PGA）、聚乳酸（PLA）、聚（乳酸-乙醇酸共聚物）（PLGA）、聚己內酯（PCL）、聚癸二酸甘油酯（PGS）、聚癸二酸甘油酯丙烯酸酯（PGSA）、聚乙二醇二丙烯酸酯（PEGDA）以及聚乙烯醇（PVA）等。

表3 關節盤組織工程的合成支架材料

第一個關節盤替代物是由碳纖維結合聚四氟乙烯制成的，然而由于植入物碎裂，導致組織纖維化、異物巨細胞反應和髁突吸收，該材料被證明不適用于替代關節盤[48]。PGA 支架可以接種關節盤細胞，使其不斷沉積膠原蛋白，然而至少需要6 周才能形成有組織的結構[49]。將PGA 與PLA 或PCL 或聚4-羥基丁酸酯（P4HB）聚合形成支架，能加快組織形成，在支架降解率和組織形成之間實現平衡，以保持替代組織的機械完整性[50]。

PLA 支架的降解速度較慢，支架為雙相圓盤狀結構，一側是用于細胞接種的無紡多孔墊，另一側是作為關節面的實心PLA 層，有利于荷載。然而，關節中存在的脫位和骨關節炎表明支架沒有充分保護TMJ[21]。將PLA 支架通過化學改性和聚多巴胺（PDA）涂層后，可以增強細胞黏附、擴散和增殖，提高支架的生物活性[51]。

PCL 單獨使用無法滿足關節盤再生所需支架的性能，通常與PGA、PLGA、PEGDA、PGS、PVA 聚合，形成復合支架。由嵌入PLGA 微球的PCL 制成支架，可以改善纖維軟骨的生成。由于PCL 和PLGA 之間的熔解溫度存在顯著差異，PLGA可以在熔解的PCL 中保持穩定，保護包裹在PLGA 中的生長因子蛋白。與單獨的PCL 支架相比，PLGA+PCL 支架顯示出膠原蛋白生成增強、GAG 沉積增加以及機械性能增強的特性[52]。涂有PEGDA 水凝膠的3D 打印PCL 支架也能更好地模擬天然關節盤的機械性能[53]。

PGS 是一種用于關節盤組織構建的新型支架材料，纖維軟骨細胞能在其上大量增殖，并且分泌出豐富的膠原蛋白和糖胺聚糖，表明支架促進了細胞附著和增殖，支持細胞外基質的沉積[54]。PGS 是具有生物相容性和可生物降解的彈性體，但材料親水性不足，韌性欠佳，合成的反應條件較為苛刻，存在固化反應需要溫度高、真空度高、持續時間長等缺點[55]。將PGS 丙烯酸化得到PSGA，其固化條件降低，操作更加簡單易行，具有熱固化和光固化能力，同時支架降解動力學和機械性能存在可調性，微結構幾何形狀的精度提高，利于細胞黏附、生長增殖和基質沉積[55-56]。

與聚合物相比，二氧化鈦對細胞增殖和細胞外基質表達有刺激作用，通過逐層組裝制造的二氧化鈦納米薄膜可能具有作為TMJ 支架材料的潛力[59]。

4 生長因子

與TMJ 關節盤相關的生長因子是堿性成纖維細胞生長因子（Basic fibroblast growth factor，bFGF）、轉化生長因子β（Transforming growth factor beta，TGF-β）、胰島素生長因子I（Insulin growth factor I，IGF-I）、結締組織生長因子（Connective tissue growth factor，CTGF）；其他包括血小板衍生生長因子（Platelet-derived growth factor，PDGF）、表皮生長因子（Epidermal growth factor，EGF）、白介素1（Interleukin 1，IL-1）、高遷移率族蛋白1（High mobility group 1 protein，HMG-1）和腫瘤壞死因子α（Tumor necrosis factor alpha，TNF-α）[5，60-62]。

TGF-β1 可以增強細胞嵌入支架的機械性能。用TGF-β1連續處理纖維軟骨細胞和關節軟骨細胞的共培養物，增加了約20%的膠原沉積、約130%的壓縮剛度和約170%的楊氏模量，顯著增加了構建體的功能特性[61]。bFGF 可以增強關節盤后結締組織的壓縮應力耐受性，阻止由盤前移位引起的退行性變化[63]。將CTGF 和TGF-β3 負載微球PLGA 分區嵌入PCL支架中，可以誘導BMSCs 分化為纖維軟骨細胞，合成區域特異性Ⅰ型和Ⅱ型膠原蛋白，再生半月板，使膝關節功能恢復。同時，時空傳遞的CTGF 和TGFβ3 也恢復了再生半月板的不均勻機械性能[62]。

PDGF 是傷口愈合和組織修復必不可少的信號分子。Hanaoka 等[64]將PDGF 置于關節盤細胞的培養基中發現，細胞增殖率、膠原蛋白合成量和透明質酸合成量顯著升高，表明PDGF 能增強關節盤細胞的增殖和基質合成。Detamore 等[60]比較了PDGF、bFGF 和IGF-I 對TMJ 關節盤細胞的增殖和生物合成的影響?？傮w而言，最有益的生長因子是bFGF，它在增加細胞增殖和GAG 合成方面最有效，也能有效促進膠原蛋白合成。PDGF 是有效的GAG 合成上調劑，但對膠原蛋白的產生沒有顯著影響。IGF-I 在較高的濃度下能有效促進膠原蛋白合成，但對GAG 的產生沒有顯著影響。

基于這些研究，許多生長因子增加了與關節盤相關的參數，如細胞增殖、膠原蛋白生成和GAG 生成。然而，只有TGF-β1 被證明可以增強細胞嵌入支架的機械性能[61]。為了改善關節盤結構，相關研究在涉及伴隨遞送、順序遞送或空間遞送的組合應用中使用了生長因子。多種生長因子的受控遞送可以改善愈合過程，因為自然愈合需要一種以上的生長因子被上調，并且通常涉及以時間依賴性方式變化的生長因子濃度[65]。同樣值得注意的是，這些研究只涉及生長因子蛋白，基于基因層面的生長因子在關節盤細胞中的作用仍未被研究[66]。對于未來的工作，可以研究基于基因表達的信號傳遞和時空參數，以進一步提高生長因子對TMJ 關節盤再生的功效。

5 關節盤3D 生物打印

除了選擇合適的材料外，還必須優化支架的結構，以最大限度地提高細胞和營養物質的浸潤，同時保留維持TMJ 功能所需的機械性能。在支架設計過程中要考慮的重要因素包括孔徑、孔隙率、整體形狀、機械強度、柔韌性和特定區域的變化[67-68]。

TMJ 關節盤支架的制造方法包括脫細胞ECM 層壓、水凝膠、模具鑄造、增材制造、3D 生物打印和4D 打印[5，69]。其中，3D 生物打印是關節盤支架制造中常用的技術。從本質上講，生物打印是快速成型或增材制造技術的擴展應用，當嵌入細胞相容性生物材料時，以逐層的方式在基板上打印生物功能材料[70]。由細胞、基礎結構材料和其他必要成分組成的生物材料被稱為“生物墨水”[71]。然后將基于細胞的生物墨水制成具有幾何復雜性的所需形狀和尺寸，以創建多面的3D 模擬組織結構。這為器官和組織打印提供了一個很有前途的途徑，可以從細胞來源創建新的功能性3D 組織[72]。

使用3D 生物打印機可以正確分布和定位高密度的生物材料、信號因子和異質細胞，以形成組織工程結構。最終生物打印支架的質量受其生物相容性、生物降解性、細胞反應和暴露的組織微環境的影響[73]。此外，具有互連孔隙和大表面積的3D 生物打印結構支持細胞附著、生長、細胞間通信以及氣體和營養物質的交換，這比傳統的溶劑澆鑄、相分離和熔體成型技術具有顯著優勢[74]。

根據制造功能性組織結構的基本工作原理，有不同的生物打印策略，即基于噴墨的生物打印、激光輔助生物打印、基于壓力輔助的生物打印、聲學生物打印、基于立體光刻的生物打印和磁性生物打印[73-74]。這些生物打印策略可以單獨使用或組合使用，以實現所需的增材制造目標和組織構建。

生物墨水必須具有獨特的特性才能在臨床使用中進行優化，包括在體內和培養中的不溶解性、結構穩定性、與組織再生一致的降解速率、促進細胞生長和無毒特性，還必須與細胞整合[75]。盡管取得了很大進步，但設計合適的生物墨水和復雜的組織制造仍然具有挑戰性。保持封裝在生物墨水中的細胞的活力并確保它們免受打印過程的損害需要新的生物墨水配方、新的細胞來源和先進的打印技術。因此，需要建立標準化流程和質量控制方法。

生物打印技術具有生產結構與天然組織相似的復雜3D支架的潛力，非常適合應用于關節盤組織工程。然而開發能夠承受負荷的功能性關節盤仍然具有挑戰性。3D 生物打印還沒有大規模的臨床轉化，目前的進展僅限于臨床前研究[75]。

4D 打印是一種新的制造概念，涉及使用由響應性聚合物制成的3D 打印結構，可以受到pH、濕度、光和溫度等外部因素的刺激。這些材料可以通過改變其形狀或顏色、產生電刺激、變得具有生物活性、自組裝或執行預期功能來對體內條件作出動態響應[69，76]。生成的3D 結構代表了一個更逼真的模型，模擬了原生人體環境并確保了生物實體的良好性能。盡管響應材料已經研究多年，但只有少數被用于組織工程的4D 打印。

6 總結與展望

由于TMJ 關節盤的自我修復能力有限，修復受損的關節盤仍然是一個長期的挑戰。隨著支架制造、細胞化策略和生長因子遞送技術的不斷發展，許多研究已應用于TMJ，但仍缺乏大量的臨床試驗來驗證其在關節盤再生中的療效。目前，通過3D 生物打印以關節盤的解剖形狀進行支架制造方面已取得了顯著進展，并且所使用的材料已被證明可以增加關節盤穿孔模型及關節盤置換術后的組織再生。將MSCs 與支架結合，在生長因子的調控下，可以增加纖維軟骨組織的再生和機械強度，提供關節盤的功能性替代物，以保護髁突軟骨免受損傷。然而，仍有一些具有挑戰性的問題尚未解決，包括纖維軟骨在組織工程化關節盤表面的修復和結合，關節盤再生的細胞選擇，生長因子的調控機制、適宜濃度和組合應用方式，支架在TMJ 微環境中的生物力學性能，植入材料的移位以及長期療效評估等。相信隨著組織工程研究的不斷深入，關節盤再生的臨床應用將會走向成熟，成為TMD 可靠的治療手段之一。