華盛頓大學(xué)Kelly R. Stevens教授團(tuán)隊(duì)在Nature Reviews Materials|跨尺度血管網(wǎng)絡(luò)的...

血管網(wǎng)絡(luò)幾乎遍布身體所有組織用于氧氣和營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)的輸送。血管網(wǎng)絡(luò)失調(diào)可能導(dǎo)致許多常見(jiàn)疾病，如高血壓、冠狀動(dòng)脈疾病、糖尿病和癌癥。工程師們?cè)噲D利用工程方法創(chuàng)建血管網(wǎng)絡(luò)，用于組織再生、人類(lèi)疾病建模和藥理學(xué)測(cè)試。然而，由于對(duì)血管結(jié)構(gòu)的理解不完全和制造的技術(shù)局限性，仍未有研究成功地制造工程化梯度血管網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)。近日，一篇名為“Engineering the multiscale complexity of vascular networks”的文章由華盛頓大學(xué)的Kelly R. Stevens教授研究團(tuán)隊(duì)在Nature Reviews Materials (IF=76.68)上發(fā)表。這篇綜述強(qiáng)調(diào)了材料的進(jìn)步如何影響血管網(wǎng)絡(luò)構(gòu)建，并將梯度血管網(wǎng)絡(luò)構(gòu)建方法分為工程化方法和自然驅(qū)動(dòng)方法加以詳細(xì)介紹。

血管網(wǎng)絡(luò)的發(fā)生和特征
在胚胎發(fā)育過(guò)程中，當(dāng)來(lái)自血島的成血管細(xì)胞群分化為內(nèi)皮細(xì)胞并形成內(nèi)部通道(管腔)時(shí)，血管網(wǎng)絡(luò)就會(huì)出現(xiàn)，然后相互吻合形成一個(gè)連接的分支網(wǎng)絡(luò)，稱(chēng)為原始血管叢。這種內(nèi)皮細(xì)胞的合并和自我組裝被稱(chēng)為血管發(fā)生(vasculogenesis)。然后，原始血管叢重塑以滿(mǎn)足代謝需求，具體方式為新的血管從具有高氧需求的組織中的現(xiàn)有血管中萌發(fā)，這一過(guò)程被稱(chēng)為血管新生(angiogenesis)。血管發(fā)生(vasculogenesis)和血管新生(angiogenesis)通稱(chēng)為新血管化（neovascularization）。血管叢的重塑使血管網(wǎng)絡(luò)更有效率，一些血管合并和擴(kuò)大，一些減少。隨后在分子信號(hào)和血液動(dòng)力相互作用下，血管網(wǎng)絡(luò)逐漸成熟，其最突出特征是：結(jié)構(gòu)和細(xì)胞水平的不同血管層次形成。
血管生成完畢后，高代謝的實(shí)體組織和器官中的血管層次分為大血管(動(dòng)脈和靜脈， 0.1-10.0 mm)和適配微血管循環(huán)的小血管(小動(dòng)脈，小靜脈和毛細(xì)血管， 8-100 μm)。一般來(lái)說(shuō)，大動(dòng)脈和靜脈負(fù)責(zé)輸送血液進(jìn)出心臟，它們有三個(gè)結(jié)構(gòu)獨(dú)特的擁有屬性: 內(nèi)皮化內(nèi)層、肌肉中層和膠原外(支持)層。隨后，血液進(jìn)入小動(dòng)脈進(jìn)行微血管循環(huán)，完成總外周阻力調(diào)節(jié)。與動(dòng)脈類(lèi)似，小動(dòng)脈也有三層，但厚度較小�？偼庵茏枇τ蓜�(dòng)脈和小動(dòng)脈的肌肉層調(diào)節(jié)，收縮和擴(kuò)張以匹配氧氣輸送速率和組織需求。隨后血液隨著小動(dòng)脈進(jìn)入毛細(xì)血管，通過(guò)單層內(nèi)皮細(xì)胞壁與周?chē)��?xì)胞發(fā)生氣體交換。缺氧和富含二氧化碳的血液進(jìn)入毛細(xì)血管后流入小靜脈，這種小靜脈類(lèi)似于小動(dòng)脈，但是具有較薄的壁和彈性較小的組織。最后，血液進(jìn)入大靜脈，最終回到心臟。

工程化方法構(gòu)筑血管網(wǎng)絡(luò)
1. 微型制造
微型制造方法能夠創(chuàng)建相對(duì)復(fù)雜的可灌注微流體網(wǎng)絡(luò)。主流方法為將光刻膠在硅片上圖案化以創(chuàng)建微通道管腔的拓?fù)涮卣�，然后使用�?二甲基硅氧烷)(PDMS)倒模產(chǎn)生可灌注微通道，模擬分支血管樣網(wǎng)絡(luò)，這種方法能夠復(fù)制血管拓?fù)涞哪承┨卣?連通性和幾何形狀) 。然而，PDMS 是一種合成材料，不能提供在天然血管基質(zhì)環(huán)境，并且不支持周?chē)�組織(實(shí)質(zhì)細(xì)胞)或功能細(xì)胞的包裹。因此，部分研究在PDMS中創(chuàng)建了血管網(wǎng)絡(luò)圖案并將其作為模具在更具生物相容性的材料中創(chuàng)建微模制通道。
微型制造方法的主要限制是拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)只能二維制作平面上制造缺少三維結(jié)構(gòu)。為了克服這個(gè)限制，有研究使用逐層疊加的制造三維結(jié)構(gòu) (圖1b)。該方法中首先利用微型制造方法得到微道通然后堆疊，對(duì)齊和層壓形再次成型。已有研究借助此方法組裝了具有完整血管樣網(wǎng)絡(luò)的心臟組織，該網(wǎng)絡(luò)的入口和出口通道成功連接了大鼠股動(dòng)脈和靜脈。
2. 激光降解與生物打印
為了克服微型制造的設(shè)計(jì)限制，激光降解和生物打印直接制造三維血管網(wǎng)絡(luò)。
在激光降解方法中，激光通過(guò)光柵作用于材料上，以局部空間降解水凝膠形成三維血管網(wǎng)絡(luò)。結(jié)合多光子顯微鏡，這種技術(shù)將局部降解限制在空間中的單一點(diǎn)，使用戶(hù)能夠“書(shū)寫(xiě)”復(fù)雜和精確的含曲率特征的毛細(xì)管尺度三維微通道網(wǎng)絡(luò)(圖1c)。這種方法已經(jīng)被用于制造直徑小至5μm 的通道，這是人體中已知的最小血管的尺寸。這些微通道可以引導(dǎo)內(nèi)皮細(xì)胞長(zhǎng)入形成毛細(xì)血管。雖然激光降解對(duì)于構(gòu)建相對(duì)較小的目標(biāo)區(qū)域是有價(jià)值的，但是僅使用這種技術(shù)產(chǎn)生大血管梯度血管結(jié)構(gòu)仍然是不可能的。
鑒于創(chuàng)建更大體積組織的需求，3D打印憑借其快速制造空間血管網(wǎng)絡(luò)的潛力受到越來(lái)越多的關(guān)注 (圖1d)。然而，由于打印分辨率和擠壓時(shí)對(duì)細(xì)胞的剪切損傷的限制，這種技術(shù)無(wú)法完成精細(xì)血管網(wǎng)絡(luò)的打印。針對(duì)于這一問(wèn)題，研究人員開(kāi)發(fā)了打印“犧牲”材料的策略，創(chuàng)建血管網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)后將其嵌入更大的水凝膠中，細(xì)胞被包裹在大塊的水凝膠中，而不是打印的血管網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)，之后將犧牲材料溶解以形成微流體血管網(wǎng)絡(luò)，管道內(nèi)壁也可以進(jìn)行細(xì)胞接種。常見(jiàn)的犧牲墨水包括基于碳水化合物的玻璃， Pluronic F127和明膠，這些材料都兼顧了可打印性、打印分辨率和3D 血管拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)的復(fù)雜性。擠出生物打印的有限分辨率阻礙了其應(yīng)用于制造小于大小動(dòng)脈(約200 μm)的管道。
研究人員頗具創(chuàng)造性的優(yōu)化了上述犧牲模板法，提出了名為FRESH的任意將打印材料擠入懸浮自愈水凝膠的打印方法，實(shí)質(zhì)為生物墨水在可溶性明膠支持浴完成擠出打印。第二代版本FRESH 2.0能夠打印直徑小至20μm 的無(wú)細(xì)胞膠原管腔結(jié)構(gòu)。該技術(shù)已被用于制造可灌注的多尺度血管網(wǎng)絡(luò)，以模擬冠狀動(dòng)脈血管，管腔直徑小至100μm。盡管這在無(wú)細(xì)胞擠出生物打印的分辨率方面是一個(gè)相當(dāng)大的飛躍，但是直接打印細(xì)胞仍然需要大得多的噴嘴尺寸(大約是細(xì)胞直徑的10倍)，因此分辨率仍然較低。此外，擠出打印用于血管網(wǎng)絡(luò)形成的另一挑戰(zhàn)是，較低的打印效率。雖然新興技術(shù)可能最終解決這一限制，但目前需要在制造時(shí)間和組織體積之間進(jìn)行權(quán)衡。
立體光刻(SLA)打印提供了一種完全不同的生物打印方法，為大體積制造提供了額外的優(yōu)勢(shì)。通過(guò)在可光聚合的水凝膠前驅(qū)體內(nèi)投射 x-y 平面光，SLA 打印機(jī)可以一個(gè)平面一個(gè)平面地制造結(jié)構(gòu)從而快速構(gòu)建實(shí)體。SLA 用于生物打印最初受到了光穿透性過(guò)強(qiáng)通過(guò)多個(gè)打印層的限制，這阻止了空間血管網(wǎng)絡(luò)特征和許多拓?fù)浼?xì)節(jié)的打印。為了解決這一問(wèn)題，生物相容性食品安全染料被添加到預(yù)聚物浴中以限制光的穿透，使得打印成千上萬(wàn)層具有復(fù)雜拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)的可灌注血管網(wǎng)絡(luò)成為可能。SLA 打印已被用于模擬相互關(guān)聯(lián)肺泡的3D 結(jié)構(gòu)和工程肝組織的分支管狀網(wǎng)絡(luò)構(gòu)建，證明了該方法可以復(fù)現(xiàn)復(fù)雜的自然拓?fù)涞哪芰�。然而，盡管在血管拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)的制作方面取得了相當(dāng)大的進(jìn)展，這種方法目前仍然局限于300μm打印分辨率。
諸如激光降解和生物打印等實(shí)體制造方法的進(jìn)展使我們更接近于在“3D 打印器官”內(nèi)制造血管網(wǎng)絡(luò)的可能性。盡管每種技術(shù)仍然需要在材料、分辨率、打印時(shí)間或打印結(jié)構(gòu)尺寸方面進(jìn)行權(quán)衡，但這些技術(shù)有望與器官芯片技術(shù)結(jié)合，進(jìn)一步形成多尺度血管網(wǎng)絡(luò)。
3. 材料學(xué)考量
各種工程技術(shù)中所使用材料的生物相容性是制備血管網(wǎng)絡(luò)的一個(gè)重要考慮因素。這些材料課根據(jù)它們是天然來(lái)源還是合成水凝膠進(jìn)行分類(lèi)，現(xiàn)多用混合材料發(fā)揮兩者不同優(yōu)勢(shì)。
天然基質(zhì)材料如膠原蛋白、纖維蛋白、脫細(xì)胞細(xì)胞外間質(zhì)(ECM)或基質(zhì)膠提供細(xì)胞粘附位點(diǎn)，含有天然信號(hào)傳導(dǎo)能力，并可被細(xì)胞過(guò)程降解以允許水凝膠重塑，微型制造和擠壓生物打印已被用于在一些天然基質(zhì)中創(chuàng)建可灌注血管。值得注意的是，材料特性決定了天然聚合物與每種技術(shù)的兼容性，例如，微型制造技術(shù)要求材料在移除模具后的工藝和培養(yǎng)過(guò)程中能承受一定的壓力或剪切力保持拓?fù)涮卣鳌Ｒ虼�，較硬的材料(彈性模量較高的材料)更常用于微型制造(例如 > 10mg/ml纖維蛋白或5-6mg/ml膠原蛋白)。類(lèi)似地，可打印性與保真度影響擠出打印材料的選擇，需考慮的參數(shù)主要包括材料的粘度、彈性恢復(fù)和剪切應(yīng)力下的流變行為。許多用于擠出打印的材料要么天然具有剪切變稀特性，要么被改性使其具有剪切變稀特性。這樣當(dāng)材料穿過(guò)打印噴嘴時(shí)，其粘度在剪切應(yīng)力作用下降低。相反地，基于光的血管網(wǎng)絡(luò)制造方法，如層層光刻、多光子激光消融和 SLA 生物打印要求材料具有光活性。因此，主要是合成聚合物適配這些技術(shù)。例如，早期的光刻領(lǐng)域使用具有光交聯(lián)基團(tuán)的合成聚乙二醇基材料，如聚乙二醇二丙烯酸酯(PEGDA)。當(dāng)在光引發(fā)劑存在下暴露于光下時(shí)，這些材料形成共價(jià)交聯(lián)。光引發(fā)劑的選擇和濃度對(duì)材料的細(xì)胞相容性和細(xì)胞存活至關(guān)重要。盡管 PEGDA 和類(lèi)似的合成聚合物具有光活性，但它們?nèi)狈μ烊?ECM 提供的生物活性信號(hào)，因此不能很好地支持工程血管網(wǎng)絡(luò)中的活細(xì)胞存活。為了解決這一缺陷，材料科學(xué)家將合成聚合物功能化，使其包括一些天然的 ECM 特征，具體包括添加酶降解連接和肽部分，如 Arg-Gly-Asp (RGD)細(xì)胞粘附識(shí)別信號(hào)。在合成材料中結(jié)合生物活性分子有助于不同細(xì)胞群的存活，功能實(shí)現(xiàn)和重塑，包括排列成血管的內(nèi)皮細(xì)胞和支撐它們的壁細(xì)胞。
其他一些研究還對(duì)天然材料進(jìn)行了改性，以引入與合成材料有關(guān)的非天然控制特征，例如光活性，使其與各種生物制造策略兼容。例如，為了使天然材料明膠具有光活性，可以用甲基丙烯酸酯基團(tuán)修飾明膠大分子來(lái)制備明膠甲基丙烯酸酯(GelMA)。當(dāng)在光引發(fā)劑存在下暴露于光下時(shí)，GelMA 聚合形成交聯(lián)的水凝膠。
新型材料對(duì)于工程血管網(wǎng)絡(luò)的許多技術(shù)進(jìn)步至關(guān)重要。通常，這些材料已經(jīng)從其他行業(yè)，如食品工業(yè)，被借鑒的用于組織工程。這包括明膠的引入，明膠是由膠原蛋白的三螺旋結(jié)構(gòu)的部分分解產(chǎn)生的，最初是肉類(lèi)加工業(yè)的副產(chǎn)品。從食品工業(yè)采用的其他材料的例子包括用于3D 打印犧牲血管網(wǎng)絡(luò)的碳水化合物玻璃(例如糖制劑)以及向水凝膠前體添加食品安全染料以阻止多層 SLA 打印中不需要的(平面外)光的傳輸。
盡管取得了一些突破性的技術(shù)進(jìn)步，但工程驅(qū)動(dòng)的方法技術(shù)仍然無(wú)法復(fù)制自然血管網(wǎng)絡(luò)。主要瓶頸在于無(wú)法從細(xì)胞和分子水平上復(fù)制血管層次結(jié)構(gòu)。目前，大多數(shù)工程化的血管網(wǎng)絡(luò)只包含一個(gè)單一的內(nèi)皮細(xì)胞群，這些內(nèi)皮細(xì)胞在通道的內(nèi)表面形成一個(gè)單一的匯合層。雖然一些研究小組已經(jīng)在血管通道周?chē)�的基質(zhì)中添加了基質(zhì)細(xì)胞或周細(xì)胞，但是還沒(méi)有形成控制血管張力的血管周膜。新材料將繼續(xù)推動(dòng)工程驅(qū)動(dòng)的血管網(wǎng)絡(luò)構(gòu)建的發(fā)展，同時(shí)，為了在細(xì)胞層面構(gòu)建血管網(wǎng)絡(luò)，部分研究采取了一種完全不同的方法即通過(guò)自然驅(qū)動(dòng)構(gòu)建血管網(wǎng)絡(luò)。

圖1.(a)微型制造能夠在微尺度上排列細(xì)胞和材料，在薄的成型平面上創(chuàng)建復(fù)雜的可灌注微流體網(wǎng)絡(luò)。(b)微型制造的單層網(wǎng)絡(luò)可以層層疊加、對(duì)齊以增加組織厚度。(c)激光降解使用多光子顯微鏡等工具來(lái)局部降解光敏水凝膠，使用戶(hù)能夠“書(shū)寫(xiě)”復(fù)雜和精確的管腔尺寸近似于毛細(xì)血管的3D微通道網(wǎng)絡(luò)。(d)生物打印能夠以比激光降解更大的規(guī)模、速度、體積制造血管網(wǎng)絡(luò)，但分辨率較低。

生物驅(qū)動(dòng)方法構(gòu)筑血管網(wǎng)絡(luò)
1. 自組裝血管網(wǎng)絡(luò)
與工程驅(qū)動(dòng)的方法相反，生物驅(qū)動(dòng)的方法依賴(lài)于細(xì)胞群落經(jīng)歷形態(tài)發(fā)生和自組裝成血管網(wǎng)絡(luò)的固有能力。1988年，研究人員觀察到在3D 層粘連蛋白和膠原基質(zhì)中培養(yǎng)的內(nèi)皮細(xì)胞具有在體外自組裝成血管樣網(wǎng)絡(luò)的能力。從那時(shí)起，其他基質(zhì)，包括纖維蛋白，膠原和透明質(zhì)酸水凝膠，也被證明可以支持內(nèi)皮細(xì)胞自組裝成血管樣網(wǎng)絡(luò)。值得注意的是，這個(gè)過(guò)程也可以通過(guò)將內(nèi)皮細(xì)胞接種在天然材料（纖連蛋白和膠原蛋白）中，或合成材料上（聚(乳酸-羥基乙酸)(PLGA)和聚(L- 乳酸)(PLLA)）并植入免疫缺陷小鼠中。所得到的自組裝內(nèi)皮網(wǎng)絡(luò)與宿主血管吻合，形成內(nèi)部血液灌流。
盡管早期的研究證明了細(xì)胞自我組裝的潛在力量，但是僅來(lái)自?xún)?nèi)皮細(xì)胞的血管是不穩(wěn)定的，并且隨著時(shí)間的推移容易消退。通過(guò)平滑肌細(xì)胞或周細(xì)胞與內(nèi)皮細(xì)胞的結(jié)合可形成穩(wěn)定的天然血管，并且類(lèi)似地，血管周支持細(xì)胞可以使體內(nèi)植入的工程化血管網(wǎng)絡(luò)呈現(xiàn)穩(wěn)態(tài)。在纖維連接蛋白和膠原支架中共同接種間充質(zhì)細(xì)胞和內(nèi)皮細(xì)胞能夠在支架植入后形成穩(wěn)定灌注的移植物來(lái)源的血管�；�質(zhì)細(xì)胞還支持甚至增強(qiáng)血管網(wǎng)絡(luò)在體外和植入其他材料環(huán)境中的自組裝，如在纖維蛋白或 PLGA 和 PLLA 水凝膠中，甚至在“無(wú)支架”的情況下，血管網(wǎng)絡(luò)也可以在僅由細(xì)胞和這些細(xì)胞分泌的基質(zhì)組成的實(shí)體中萌發(fā)。包含基質(zhì)細(xì)胞支持的自組裝血管網(wǎng)絡(luò)也被用于支持實(shí)質(zhì)細(xì)胞用于多種器官的制造，包括用于骨骼肌，心臟和肝組織工程。
在過(guò)去的十年中，自組裝領(lǐng)域已經(jīng)將重點(diǎn)轉(zhuǎn)向通過(guò)結(jié)合微環(huán)境因素(如控制灌注)在體外創(chuàng)建更具生理相似性的血管網(wǎng)絡(luò)。這項(xiàng)工作的大部分在微流體平臺(tái)中進(jìn)行，例如，在微流控芯片中將血管生成生長(zhǎng)因子或基質(zhì)細(xì)胞與內(nèi)皮細(xì)胞結(jié)合可誘導(dǎo)內(nèi)皮發(fā)芽或自組裝以產(chǎn)生具有顯著通道的穩(wěn)定和可灌注的血管網(wǎng)絡(luò)。血管叢的形成可以通過(guò)瞬時(shí)重新激活與內(nèi)皮細(xì)胞中胎兒細(xì)胞狀態(tài)相關(guān)的轉(zhuǎn)錄因子來(lái)增強(qiáng)，然后將其納入微流控平臺(tái)。這些模型已被用于篩選疾病(包括癌癥) 治療策略，并用于構(gòu)建穿透高度選擇性的血腦屏障模型。
2. 類(lèi)器官
利用自組裝原理的一個(gè)新興領(lǐng)域是創(chuàng)建血管化類(lèi)器官，即直徑約為150μm 的3D迷你器官，復(fù)制了真實(shí)生物體的發(fā)育，結(jié)構(gòu)和功能特性。許多器官(如肝臟，胰腺和肺)在胚胎發(fā)育中的器官發(fā)生過(guò)程中與血管化類(lèi)器官相似。大多數(shù)體外血管化類(lèi)器官的采取了將內(nèi)皮細(xì)胞與器官特異性細(xì)胞混合的共培養(yǎng)方法或使用可以在類(lèi)器官成熟過(guò)程中分化成各種血管細(xì)胞類(lèi)型的中胚層前體的共分化方法。盡管這兩種方法都能夠在類(lèi)器官培養(yǎng)過(guò)程中形成內(nèi)皮管狀網(wǎng)絡(luò)，但這些圍繞類(lèi)器官的自組裝網(wǎng)絡(luò)的體外灌注仍然具有挑戰(zhàn)性。多個(gè)研究小組已經(jīng)證明，這些“血管化”類(lèi)器官的體內(nèi)植入導(dǎo)致預(yù)先組裝的血管網(wǎng)絡(luò)的快速灌注和類(lèi)器官的進(jìn)一步成熟。
大多數(shù)創(chuàng)建自組裝網(wǎng)絡(luò)的方法產(chǎn)生的血管大小范圍從毛細(xì)血管到小動(dòng)脈尺度(直徑5-50μm)。通過(guò)該方法產(chǎn)生多層次的血管結(jié)構(gòu)層次仍然具有挑戰(zhàn)性。但有研究表明這種結(jié)構(gòu)限制可以通過(guò)創(chuàng)造血管類(lèi)器官來(lái)克服。血管類(lèi)器官是在體外由人工多能干細(xì)胞(iPSC)衍生的內(nèi)皮細(xì)胞產(chǎn)生的(圖2b)。在植入免疫缺陷小鼠的腎囊時(shí)，這些類(lèi)器官在體內(nèi)自組裝形成一個(gè)包括動(dòng)脈、小動(dòng)脈、小靜脈和毛細(xì)血管的灌注分層網(wǎng)絡(luò)。這種方法的成功表明，基于血管類(lèi)器官的自組織系統(tǒng)具有復(fù)制跨尺度血光網(wǎng)絡(luò)的潛力。由于上述研究是將將組織植入體內(nèi)以自組裝形成完全成熟的血管網(wǎng)絡(luò)，如何在體外重現(xiàn)并闡明這些線索將是構(gòu)建具有血管層次結(jié)構(gòu)的血管化系統(tǒng)的主要步驟。
由人類(lèi)血管類(lèi)器官創(chuàng)造的血管網(wǎng)絡(luò)可為疾病建模和藥物篩選提供新的機(jī)會(huì)。這種類(lèi)器官已被用于鑒定糖尿病和 SARS-CoV-2感染的新療法。在這兩個(gè)例子中，血管類(lèi)器官?gòu)?fù)現(xiàn)了人類(lèi)疾病的特征，并被用于測(cè)試未來(lái)臨床使用的潛在藥物。
3. 材料學(xué)考量
在隨機(jī)分散的內(nèi)皮細(xì)胞懸浮液和類(lèi)器官內(nèi)，選擇支架材料來(lái)包埋內(nèi)皮細(xì)胞對(duì)于幫助血管網(wǎng)絡(luò)的自組裝是必不可少的。與工程驅(qū)動(dòng)的方法相反，該領(lǐng)域早期使用的大多數(shù)基質(zhì)來(lái)自天然聚合物，如 Matrigel、纖維蛋白和膠原蛋白。這種天然聚合物的主要優(yōu)點(diǎn)是含有粘合配體并具有重塑能力，共同支持血管發(fā)生和自組裝。
盡管天然水凝膠具有生物學(xué)上的優(yōu)勢(shì)，但它們很難制備，而且易受到天然批次變化的影響。具體而言，類(lèi)器官的培養(yǎng)經(jīng)常依賴(lài)于基質(zhì)膠，這是一種來(lái)自小鼠腫瘤細(xì)胞的化學(xué)成分不明的 ECM 混合物。此外，許多天然聚合物的復(fù)雜性使其化學(xué)或機(jī)械改性難以進(jìn)行，限制了進(jìn)一步調(diào)整這些材料以提高性能的能力。然而，天然材料仍然有很大的用途，在當(dāng)下仍然是用于血管自組裝的常規(guī)材料。
為了應(yīng)對(duì)天然材料的一些缺陷，一些研究小組已經(jīng)開(kāi)發(fā)出合成或混合材料，模擬了天然基質(zhì)的一些血管生成特征。例如，以透明質(zhì)酸為基礎(chǔ)的水凝膠可調(diào)和獨(dú)特的合成環(huán)境，結(jié)合可溶性血管生成因子，能促進(jìn)人類(lèi)胚胎干細(xì)胞的血管分化。隨后的研究表明，通過(guò)將多能干細(xì)胞包埋至透明質(zhì)酸水凝膠內(nèi)，成功地分化形成血管網(wǎng)絡(luò)。
工程組織中基質(zhì)的彈性模量也影響細(xì)胞行為，包括內(nèi)皮細(xì)胞的自組裝。常用于調(diào)節(jié)水凝膠剛度的方法是依賴(lài)于增加基質(zhì)濃度，盡管使用這種方法時(shí)剛度和材料密度都發(fā)生了顯著的變化。有趣的是，增加基質(zhì)濃度會(huì)抑制3D 水凝膠中的內(nèi)皮萌發(fā)，而增加與密度無(wú)關(guān)的剛度則有相反的效果。該結(jié)果表明，隔離材料剛度與其他因素對(duì)血管網(wǎng)絡(luò)的影響需要進(jìn)一步研究。除了對(duì)血管發(fā)生行為的影響，調(diào)整基質(zhì)剛度也可以改善血管結(jié)構(gòu)的控制。例如，改變與孔徑或材料濃度無(wú)關(guān)的基質(zhì)硬度可以控制膠原凝膠中自組裝血管的管腔大小。硬凝膠(20,000 Pa)促進(jìn)更大的多細(xì)胞腔形成，而軟凝膠(5,000 Pa)誘導(dǎo)致密的薄血管網(wǎng)絡(luò)。
一個(gè)有趣的發(fā)展方向是動(dòng)態(tài)水凝膠，其可以迅速改變其粘彈性質(zhì)以響應(yīng)由包裹細(xì)胞引發(fā)的牽引力，從而模仿天然組織的機(jī)械敏感性。這些響應(yīng)細(xì)胞行為的動(dòng)態(tài)水凝膠通過(guò)促進(jìn)誘導(dǎo)收縮的整聯(lián)蛋白聚集，幫助在體外和體內(nèi)形成自組裝的血管網(wǎng)絡(luò)，這些發(fā)現(xiàn)暗示了細(xì)胞與其細(xì)胞外環(huán)境之間雙向通信的重要性。
盡管大量研究確定了較為合適的材料以支持血管網(wǎng)絡(luò)形成，但是細(xì)胞自身的分泌作用也同樣重要，細(xì)胞可以分泌基質(zhì)分子和修飾劑，隨著時(shí)間的推移降解和取代合成或天然基質(zhì)。因此，最初的基質(zhì)材料將在不刻意控制的情況下發(fā)生變化，細(xì)胞本身也會(huì)發(fā)生不同。工程自組裝血管網(wǎng)絡(luò)的未來(lái)發(fā)展除了需要提供適當(dāng)?shù)纳�物化學(xué)線索外，也應(yīng)調(diào)整其物理和化學(xué)性質(zhì)以響應(yīng)細(xì)胞行為來(lái)實(shí)現(xiàn)細(xì)胞-ECM 通信。

圖2.(a)自然驅(qū)動(dòng)的方法依賴(lài)于細(xì)胞群落進(jìn)行形態(tài)發(fā)生的固有能力(即導(dǎo)致細(xì)胞或組織發(fā)展其特征形狀的生物學(xué)過(guò)程)并自組裝成血管網(wǎng)絡(luò)。例如，內(nèi)皮細(xì)胞和基質(zhì)細(xì)胞的共培養(yǎng)可以自發(fā)地自組裝成血管網(wǎng)絡(luò)。(b)一種由人工多能干細(xì)胞來(lái)源的內(nèi)皮細(xì)胞在體外自組裝形成的血管類(lèi)器官。植入小鼠體內(nèi)后，這些類(lèi)器官在體內(nèi)進(jìn)行重塑，形成灌注的跨尺度血管網(wǎng)絡(luò)。
參考文獻(xiàn)
O’Connor C, Brady E, Zheng Y, et al. Engineering the multiscale complexity of vascular networks[J]. Nature Reviews Materials, 2022: 1-15. https://doi.org/10.1038/s41578-022-00447-8