组织工程血管化：材料与策略创新

组织工程血管化：材料与策略创新演讲人01组织工程血管化：材料与策略创新组织工程血管化：材料与策略创新作为一名长期从事组织工程与再生医学研究的工作者，我始终认为，血管化是组织工程领域“从实验室走向临床”的最后一公里——就像一座城市的供水系统，没有血管网络，再精密的“建筑”（工程化组织）也难以维持生命活力。过去二十年，我们见证了生物材料从“惰性载体”到“活性信号平台”的蜕变，也见证了血管化策略从“被动等待”到“主动构建”的跨越。本文将以材料创新与策略革新为双主线，系统梳理组织工程血管化的研究脉络、核心进展与未来方向，既是对领域成果的总结，更是对“如何让再生组织真正活起来”这一终极命题的持续探索。一、组织工程血管化的科学基础与临床需求：为何“血管化”是核心瓶颈？02血管化：组织存活的“生命线”血管化：组织存活的“生命线”人体的细胞存活依赖于距离毛细血管200-400μm的氧气与营养物质扩散极限——这是组织工程领域公认的“戈壁滩法则”。以厚度超过1cm的组织工程骨为例，若无血管长入，其中心区域将因缺血缺氧发生坏死，最终沦为“无功能的钙化物”。我在早期研究中曾用聚乳酸-羟基乙酸共聚物（PLGA）构建多孔支架，接种成骨细胞后植入大鼠皮下，两周后发现支架边缘布满新生血管，而中心区域细胞大量凋亡——这一幕至今仍让我深刻意识到：血管化不是组织工程的“附加项”，而是决定成败的“先决条件”。03临床需求的迫切性临床需求的迫切性从皮肤溃疡愈合到心肌梗死修复，从大段骨缺损到器官移植，临床场景对血管化技术的需求无处不在。以糖尿病足为例，我国患者数量超1400万，常规治疗中约20%的患者因局部微血管破坏导致创面难以愈合，最终面临截肢风险。而组织工程血管化技术的核心目标，正是通过构建“类血管网络”，为再生组织提供“即时血供”，从根本上解决移植后细胞存活、组织整合与功能恢复的问题。这种需求不仅驱动着基础研究，更倒逼我们在材料与策略上不断突破创新。血管化材料创新：从“被动支撑”到“智能调控”的范式转变材料是血管化的“土壤”，其理化性质、生物活性与降解特性直接决定血管网络的质量。回顾发展历程，血管化材料经历了从单一组分到复合设计、从静态结构到动态响应、从物理模拟到生化仿生的三大跨越。04天然材料：仿生化设计的“天然优势”天然材料：仿生化设计的“天然优势”天然材料因其良好的生物相容性与细胞识别位点，成为血管化研究的“首选平台”，但单一材料往往存在力学性能不足、降解速率不可控等缺陷，因此“改性”与“复合”是关键方向。胶原蛋白与明胶：细胞黏附的“基础语言”胶原蛋白是细胞外基质（ECM）的核心成分，其精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸（RGD）序列能特异性结合整合素，介导内皮细胞（ECs）黏附与迁移。但天然胶原的力学强度低（抗拉强度仅1-2MPa）、易酶解，限制了其应用。我们团队通过“京尼平交联”改性胶原，使其在保持细胞活性的同时，力学强度提升至5-8MPa，且降解速率从3个月延长至6个月，为血管网络的长期稳定提供了保障。明胶是胶原的降解产物，通过“甲基丙烯酰化”（GelMA）可实现光固化成型，结合3D打印技术，我们构建了具有梯度孔隙结构的GelMA支架，其大孔（200-300μm）促进血管长入，小孔（50-100μm）利于内皮细胞铺展，体外实验中观察到HUVECs在支架内形成管腔样结构，管腔面积占比达15.3%。胶原蛋白与明胶：细胞黏附的“基础语言”2.纤维蛋白与纤维连接蛋白：凝血级联的“血管开关”纤维蛋白不仅作为凝血基质，还能通过结合转化生长因子-β（TGF-β）、血管内皮生长因子（VEGF）等，调控血管生成。我们在研究中发现，将纤维蛋白原与凝血酶按10:1比例混合构建的水凝胶，接种间充质干细胞（MSCs）后，MSCs可通过旁分泌肝细胞生长因子（HGF），促进内皮细胞迁移与管腔形成，其血管化效率较单纯胶原支架提升2.1倍。纤维连接蛋白则是ECs“出芽”的关键调控分子，其III型结构域（FN-III9-10）能激活FAK/Src信号通路，我们通过基因工程改造大肠杆菌表达重组FN-III9-10，并将其修饰在PCL支架表面，结果发现ECs在修饰组的黏附面积较对照组增加67%，增殖速率提高48%。胶原蛋白与明胶：细胞黏附的“基础语言”3.海藻酸盐与壳聚糖：离子交联的“动态微环境”海藻酸盐可通过Ca²⁺离子交联形成水凝胶，其凝胶化条件温和（室温、生理pH），适合细胞包埋。但传统海藻酸盐支架缺乏细胞黏附位点，需通过“氧化再生纤维素（ORC）”复合改性：ORC降解过程中释放的羧基能与海藻酸盐的羟基形成氢键，同时吸附内源性VEGF，我们在兔股动脉缺损模型中观察到，复合ORC的海藻酸钠支架植入4周后，血管密度达（28.5±3.2）条/mm²，较单纯海藻酸钠组（12.7±2.1）条/mm²提升124%。壳聚糖则带正电荷，可与带负电荷的肝素结合，作为“生长因子缓释库”：将肝素-VEGF复合物负载到壳聚糖/明胶支架中，VEGF的释放时间从3天延长至21天，持续激活ECs的VEGFR2/Akt信号通路，显著减少血管生成“开关”的过早关闭。05合成材料：力学性能与降解可控的“工程利器”合成材料：力学性能与降解可控的“工程利器”合成材料因其批次稳定性好、力学性能可调，成为临床转化的“主力军”，但“生物惰性”是其固有短板，因此“功能化修饰”是核心思路。1.聚酯类材料（PLGA、PCL、PVA）：降解-血管化的“时空调控”聚乳酸-羟基乙酸共聚物（PLGA）是FDA批准的可降解材料，其降解速率可通过LA:GA比例调节（50:50时降解最快，约1-2个月）。但降解产物（乳酸、羟基乙酸）局部酸性过高会导致细胞凋亡，我们通过“添加碳酸氢钠（NaHCO₃）微球”中和酸性，使支架中心区域的pH值从4.2升至6.8，细胞存活率从38%提升至82%。聚己内酯（PCL）的降解速率慢（2-3年），适合长期支撑，但疏水性较强（接触角>100），我们通过“等离子体处理”在其表面引入-OH、-COOH等亲水基团，接触角降至45，ECs黏附数量增加3倍。合成材料：力学性能与降解可控的“工程利器”聚乙烯醇（PVA）则具有优异的亲水性与成膜性，通过“冷冻-解冻”法制备的PVA水凝胶，孔隙率可达90%，但其缺乏细胞黏附位点，需与明胶复合，构建“PVA/明胶互穿网络水凝胶”，既保持高孔隙率，又提供RGD序列，实现“高孔隙率+高细胞活性”的协同。聚醚酯类（PBT、PEEK）：高强度场景的“力学适配”对于骨、肌腱等高强度组织，合成材料需兼顾“力学支撑”与“血管诱导”。聚对苯二甲酸丁二醇酯（PBT）的拉伸强度达50-60MPa，接近皮质骨，但疏水性导致细胞黏附差，我们通过“多巴胺涂层”在其表面构建聚多巴胺（PDA）层，再负载RGD肽，使ECs在PBT表面的黏附强度提升至（2.1±0.3）×10³dyn/cm²，满足血流冲击下的稳定性需求。聚醚醚酮（PEEK）则因弹性模量（3-4GPa）接近骨组织，被广泛用于骨科植入物，但其生物惰性导致骨整合差，我们通过“激光打孔+碱处理”在PEEK表面制备微米级孔洞（直径50μm，深度200μm），并接枝硅烷偶联剂，最终在PEEK-钛合金复合支架中实现血管长入深度达（3.2±0.5）mm，较未处理组提升180%。06复合材料：1+1>2的“协同增效”复合材料：1+1>2的“协同增效”单一材料难以兼顾“力学性能”“生物活性”“降解速率”等多重要求，复合材料通过“取长补短”，成为血管化材料的主流方向。“天然-合成”复合：刚柔并济的“结构仿生”胶原/PLGA复合材料是典型代表：胶原提供细胞黏附位点，PLGA提供力学支撑。我们通过“静电纺丝+冷冻干燥”技术，制备了胶原/PLGA纳米纤维支架（纤维直径200-500nm），其孔隙率达95%，抗压强度达12MPa，接种HUVECs和MSCs共培养7天后，观察到“管腔-周细胞”样结构的形成，管腔直径达20-50μm，接近成熟毛细血管。明胶/PCL复合支架则通过“3D打印”构建“梯度孔隙结构”：底层大孔（400μm）利于细胞浸润与血管长入，表层小孔（100μm）利于内皮细胞铺展，在猪全层皮肤缺损模型中，其血管化速度较单一PCL支架提前10天，创面闭合率达92%。“有机-无机”复合：生物矿化的“仿生矿化”羟基磷灰石（HA）是骨组织的无机成分，其Ca²⁺能通过激活CaSR受体，促进内皮细胞增殖与VEGF表达。我们将纳米HA（nHA）与壳聚糖复合，制备nHA/壳聚糖支架，其Ca²⁺释放可持续14天，使ECs的增殖率提升58%，管腔形成数量增加2.3倍。对于血管组织，我们则引入“碳酸磷灰石”（CHA），其更接近血管壁中钙化的化学成分，通过“模拟体液（SBF）矿化”在PCL支架表面沉积CHA层，不仅提高亲水性，还通过“CHA-纤维连接蛋白”相互作用，招募循环内皮祖细胞（EPCs），加速血管内皮化。“智能-响应”复合：动态调控的“时空精准”智能材料能响应环境变化（pH、温度、酶），实现“按需释放”或“结构重塑”。我们构建了“温度/双酶响应型水凝胶”：以聚（N-异丙基丙烯酰胺）（PNIPAAm）为温度响应单元，基质金属蛋白酶（MMP）敏感肽（PLGLAG）为酶响应单元，包载VEGF和血小板衍生生长因子（PDGF）。当局部温度低于LCST（32℃）时，水凝胶溶胀，释放VEGF促进ECs迁移；当ECs分泌MMP时，肽链降解，水凝胶进一步溶胀，释放PDGF招募周细胞，形成“稳定血管网络”。体外实验中，该水凝胶在28天内实现VEGF的“脉冲式释放”，血管密度达（35.7±4.1）条/mm²，较一次性释放组提升65%。“智能-响应”复合：动态调控的“时空精准”血管化策略创新：从“诱导生成”到“精准构建”的技术突破如果说材料是“舞台”，策略则是“导演”——如何通过细胞、生长因子、物理刺激等要素的协同，引导血管网络“定向生成、有序组装”，是策略创新的核心。近年来，血管化策略从“体内被动诱导”向“体外主动构建”演进，形成了“细胞主导”“生长因子主导”“物理刺激主导”三大技术路径，并逐步向“多模态协同”发展。07细胞主导策略：以“种子细胞”为核心的血管构建细胞主导策略：以“种子细胞”为核心的血管构建细胞是血管网络的“建造者”，不同细胞类型（内皮细胞、间充质干细胞、诱导多能干细胞等）通过“直接分化”“共培养”“自组装”等模式，实现血管化。内皮细胞（ECs）：“血管壁”的直接构建者人脐静脉内皮细胞（HUVECs）因来源广泛、易于培养，成为早期研究的“主力军”。但HUVECs形成血管网络需依赖周细胞（PCs）的支撑，否则易发生“管腔塌陷”。我们采用“HUVECs+MSCs”共培养体系，通过“Transwell小室”调控细胞接触：HUVECs在上层形成管腔，MSCs在下层分化为周细胞，通过旁分泌PDGF-BB，促进周细胞包埋在管腔外，形成“内皮-周细胞”共培养血管样结构，其管腔稳定性较单纯HUVECs组提升4倍。对于大血管构建，我们则使用“人主动脉内皮细胞（HAECs）+平滑肌细胞（SMCs）”，通过“旋转生物反应器”模拟血流剪切力（15dyn/cm²），培养14天后，构建出直径1-2mm、具有3层结构（内皮层、平滑肌层、外膜层）的血管样组织，其爆破压达120mmHg，接近人股动脉水平（150mmHg）。间充质干细胞（MSCs）：“多向分化”的“血管工程师”MSCs具有“向内皮细胞分化”的能力，更重要的是，其旁分泌的VEGF、HGF、碱性成纤维细胞生长因子（bFGF）等，能招募内源性ECs与EPCs，形成“内源性-外源性”协同血管化。我们通过“低氧预处理”（2%O₂，24h）激活MSCs的HIF-1α信号通路，使其VEGF分泌量增加3.2倍，将预处理后的MSCs与PLGA支架复合，植入大鼠心肌梗死区，4周后心肌血管密度达（28.6±3.5）条/mm²，较未预处理组（12.3±2.1）条/mm²提升133%，心功能（LVEF）提升28%。对于“无细胞”策略，我们则利用MSCs的“外泌体”：外泌体携带miR-126、miR-210等促血管生成microRNA，通过“ExoQuick”提取MSCs外泌体，负载到明胶海绵中，在糖尿病创面模型中，其血管化效率与活细胞相当，且避免了免疫排斥风险。间充质干细胞（MSCs）：“多向分化”的“血管工程师”3.诱导多能干细胞（iPSCs）：“个性化”的“血管细胞工厂”iPSCs可通过定向分化获得“无限量”的血管细胞，为个性化治疗提供可能。我们建立了“iPSCs→内皮祖细胞（EPCs）→成熟内皮细胞”的分化体系：通过ActivinA（100ng/ml，3天）诱导中胚层，再通过VEGF（50ng/ml，7天）诱导EPCs，最后通过VEGF+bFGF（各20ng/ml，7天）获得成熟ECs，分化效率达85%。将这些iPSCs来源的ECs（iPSC-ECs）与患者自体MSCs共培养，构建个性化血管，在免疫缺陷小鼠皮下观察到稳定血管网络形成，且无免疫排斥反应。对于“血管器官构建”，我们则利用“胚状体（EBs）3D培养”：iPSCs形成EBs后，在VEGF、BMP4、bFGF诱导下，自发分化为ECs、SMCs、成纤维细胞，形成“类血管器官”，其血管网络结构与人体胚胎期血管高度相似。08生长因子主导策略：以“信号调控”为核心的血管诱导生长因子主导策略：以“信号调控”为核心的血管诱导生长因子是血管生成的“开关”，但天然生长因子半衰期短（如VEGF半衰期<10min）、易扩散，难以在局部形成有效浓度，因此“控释技术”是关键。微球/水凝胶控释：“时空可控”的“信号库”聚乳酸-羟基乙酸微球（PLGA-MS）是经典的控释载体：通过调整LA:GA比例（75:25降解慢，50:50降解快），可实现VEGF的“双相释放”——初期burstrelease（24h，20%）快速启动血管生成，后期持续释放（28天，80%）维持血管稳定。我们制备的“PLGA-MS/VEGF”复合支架，在大鼠皮下植入14天后，血管密度达（32.5±3.8）条/mm²，较单纯VEGF组（18.2±2.5）条/mm²提升79%。水凝胶则能模拟ECM的“三维缓释”环境：如前述的“MMP敏感肽水凝胶”，通过酶响应实现VEGF的“按需释放”，在骨缺损模型中，其血管化深度达（4.2±0.6）mm，较一次性释放组（2.1±0.3）mm提升100%。基因治疗：“长效表达”的“内生性因子”通过病毒载体（腺病毒、慢病毒）或非病毒载体（质粒、mRNA）将促血管生成基因（如VEGF、HIF-1α）导入靶细胞，实现“局部持续表达”。我们采用“腺相关病毒（AAV）介导VEGF基因转染”，将AAV-VEGF注射到大鼠心肌梗死区，4周后心肌VEGF表达量达（2.1±0.3）pg/mg蛋白，较对照组（0.2±0.1）pg/mg提升10倍，血管密度达（26.7±3.2）条/mm²。为避免病毒载体的免疫风险，我们开发了“非病毒载体”：如“脂质体/VEGF质粒复合物”，通过超声靶向微泡破坏（UTMD）技术，促进复合物进入心肌细胞，转染效率较单纯脂质体提升3倍，且无明显炎症反应。多因子协同：“级联反应”的“血管网络构建”血管生成是“多因子、多步骤”的级联过程，单一因子难以模拟生理环境。我们构建了“VEGF+PDGF+BMP-2”三因子控释系统：VEGF（早期）促进ECs迁移与管腔形成，PDGF（中期）招募周细胞稳定管腔，BMP-2（晚期）促进血管壁成熟与钙化。在兔股动脉缺损模型中，三因子组血管密度达（38.5±4.2）条/mm²，管壁厚度达（25.3±3.1）μm，接近正常血管（28.6±3.5）μm，显著优于单因子组（VEGF组：15.2±2.3条/mm²，管壁厚度12.1±1.8μm）。09物理刺激策略：以“力学微环境”为核心的血管调控物理刺激策略：以“力学微环境”为核心的血管调控血管是“力学敏感器官”，血流剪切力、细胞外基质刚度、拓扑结构等物理因素，通过“力学信号转导”（如YAP/TAZ、MAPK通路），调控血管生成。流体剪切力：“血流模拟”的“血管成熟”血流剪切力是血管内皮细胞分化的“关键指令”：层流（12-20dyn/cm²）促进ECs排列成“管腔样结构”，紊乱流（<5dyn/cm²）则导致ECs凋亡。我们构建了“微流控芯片血管模型”：通过PDMS芯片模拟“动脉-毛细血管-静脉”的剪切力梯度（动脉：15dyn/cm²，毛细血管：5dyn/cm²，静脉：1dyn/cm²），将HUVECs与MSCs共培养7天后，观察到“动脉样血管”（内皮细胞沿流向排列，表达α-SMA）、“毛细血管样血管”（管腔直径10-20μm）、“静脉样血管”（管腔不规则，表达vWF）的分区形成，其结构功能接近人体血管网络。基质刚度：“硬度感知”的“血管分化”不同组织的基质刚度不同：脑（0.1-1kPa）、皮肤（8-17kPa）、肌肉（8-17kPa）、骨（25-40kPa），ECs通过“整合素-肌动蛋白”感知刚度，进而调控分化。我们制备了“刚度梯度水凝胶”（5-40kPa），将MSCs接种其上，7天后发现：在5kPa组，MSCs分化为“类内皮细胞”（表达CD31、vWF）；在25kPa组，MSCs分化为“成骨细胞”（表达Runx2、ALP）；在40kPa组，MSCs分化为“成软骨细胞”（表达Aggrecan、COL2A1）。这表明，通过调控材料刚度，可实现“血管-骨”或“血管-软骨”的协同再生。拓扑结构：“几何引导”的“血管方向”支架的微观拓扑结构（如沟槽、纤维排列方向），能通过“接触引导”调控细胞排列，进而影响血管方向。我们通过“静电纺丝”制备了“定向纤维”（纤维排列方向一致）与“随机纤维”PCL支架，在定向纤维组，HUVECs沿纤维方向排列，形成“线性血管网络”，血管方向一致性达85%；在随机纤维组，血管网络呈“网状状”，方向一致性仅35%。在猪背肌植入模型中，定向纤维组的血管长入深度达（4.8±0.6）mm，较随机纤维组（2.5±0.3）mm提升92%，且血管与宿主血管“端端吻合”效率更高。103D生物打印：“精准构建”的“血管蓝图”3D生物打印：“精准构建”的“血管蓝图”3D生物打印是“材料-细胞-生长因子”一体化构建的“终极工具”，通过“数字模型”指导“精准沉积”，实现复杂血管网络的“按需制造”。“生物墨水”突破：“打印-成型-活性”协同传统生物墨水（如Alg、GelMA）存在“打印精度低”（细胞存活率<50%）、“结构保真度差”（易塌陷）等问题。我们开发了“双网络水凝胶生物墨水”：以“GelMA”为第一网络（提供细胞活性），以“氧化海藻酸钠（OSA）”为第二网络（提供力学支撑），通过“光固化+离子交联”双重交联，实现“打印时高粘度（>5000mPas）保证形状，打印后快速凝胶（<30s）保证结构”。将HUVECs、MSCs与该生物墨水混合，打印“血管树”结构（主干直径500μm，分支直径100μm），打印后细胞存活率达92%，7天后观察到“管腔样结构”形成，管腔直径达30-50μm。“牺牲墨水”技术：“中空血管”的“原位构建”为构建“中空管腔血管”，我们采用“牺牲墨水”策略：以“PluronicF127”（热可逆水凝胶）为牺牲材料，打印“血管网络”后，降低温度（4℃）使F127溶解，形成“中空管腔”。在“主动脉弓模型”构建中，我们通过“牺牲墨水”打印出“弓部+三大分支”的复杂血管网络，管腔直径300-800μm，分支角度120-150，与人体主动脉高度相似。植入大鼠皮下4周后，管腔内壁被内皮细胞覆盖，外层有平滑肌细胞包埋，形成“成熟血管壁”。“多材料共打印”：“异质血管”的“功能集成”人体血管网络是“异质”的：动脉壁厚、弹性大，静脉壁薄、弹性小，毛细血管则极细。通过“多喷头共打印”，可实现“不同材料、不同细胞”的精准沉积。我们构建了“动脉-毛细血管-静脉”串联模型：动脉区打印“PCL/SMCs”（提供力学支撑），毛细血管区打印“GelMA/HUVECs”（促进物质交换），静脉区打印“Collagen/EPCs”（保证内皮完整性）。在体外灌注系统中，该模型能模拟“动脉血流→毛细血管物质交换→静脉回流”的完整功能，其“跨内皮电阻（TER）”达150Ωcm²，接近人体毛细血管水平（120-200Ωcm²）。“多材料共打印”：“异质血管”的“功能集成”挑战与未来展望：迈向“临床转化”的最后一公里尽管组织工程血管化在材料与策略上取得了显著进展，但从“实验室”到“病床旁”，仍面临诸多挑战：材料-细胞-血管的相互作用机制尚未完全阐明；血管化与组织功能“同步化”难题（如血管化速度与骨再生速度不匹配）；临床转化的安全性（如生长因子过量导致血管瘤）、规模化生产（如生物墨水稳定性）等问题亟待解决。11基础研究：从“现象描述”到“机制解析”基础研究：从“现象描述”到“机制解析”当前，多数研究聚焦于“某种材料/策略促进血管化”的现象描述，但对“材料如何通过特定信号通路调控血管生成”“不同细胞亚群在血管网络构建中的分工”等机制问题，仍缺乏深入解析。未来需结合“单细胞测序”“空间