華盛頓大學(xué)Kelly R. Stevens教授團(tuán)隊在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)致許多常見疾病,，如高血壓、冠狀動脈疾病,、糖尿病和癌癥,。工程師們試圖利用工程方法創(chuàng)建血管網(wǎng)絡(luò),，用于組織再生、人類疾病建模和藥理學(xué)測試,。然而,，由于對血管結(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)育過程中，當(dāng)來自血島的成血管細(xì)胞群分化為內(nèi)皮細(xì)胞并形成內(nèi)部通道(管腔)時,，血管網(wǎng)絡(luò)就會出現(xiàn),，然后相互吻合形成一個連接的分支網(wǎng)絡(luò)，稱為原始血管叢,。這種內(nèi)皮細(xì)胞的合并和自我組裝被稱為血管發(fā)生(vasculogenesis),。然后，原始血管叢重塑以滿足代謝需求,，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),，這一過程被稱為血管新生(angiogenesis)。血管發(fā)生(vasculogenesis)和血管新生(angiogenesis)通稱為新血管化（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,。隨后在分子信號和血液動力相互作用下,，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(動脈和靜脈， 0.1-10.0 mm)和適配微血管循環(huán)的小血管(小動脈,，小靜脈和毛細(xì)血管,， 8-100 μm)。一般來說,，大動脈和靜脈負(fù)責(zé)輸送血液進(jìn)出心臟,，它們有三個結(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)入小動脈進(jìn)行微血管循環(huán)，完成總外周阻力調(diào)節(jié),。與動脈類似,，小動脈也有三層,，但厚度較小�,？偼庵茏枇τ蓜用}和小動脈的肌肉層調(diào)節(jié),，收縮和擴(kuò)張以匹配氧氣輸送速率和組織需求。隨后血液隨著小動脈進(jìn)入毛細(xì)血管,，通過單層內(nèi)皮細(xì)胞壁與周圍細(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，這種小靜脈類似于小動脈,，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,，并且不支持周圍組織(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),，使用戶能夠“書寫”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)胞長入形成毛細(xì)血管,。雖然激光降解對于構(gòu)建相對較小的目標(biāo)區(qū)域是有價值的,，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)的潛力受到越來越多的關(guān)注 (圖1d),。然而，由于打印分辨率和擠壓時對細(xì)胞的剪切損傷的限制,，這種技術(shù)無法完成精細(xì)血管網(wǎng)絡(luò)的打印,。針對于這一問題，研究人員開發(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),，以模擬冠狀動脈血管,，管腔直徑小至100μm。盡管這在無細(xì)胞擠出生物打印的分辨率方面是一個相當(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,。通過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)可以一個平面一個平面地制造結(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強(qiáng)通過多個打印層的限制，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ΑＨ欢�,，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)的一個重要考慮因素,。這些材料課根據(jù)它們是天然來源還是合成水凝膠進(jìn)行分類,，現(xiàn)多用混合材料發(fā)揮兩者不同優(yōu)勢。
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)，含有天然信號傳導(dǎo)能力,，并可被細(xì)胞過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)過程中能承受一定的壓力或剪切力保持拓?fù)涮卣�,。因此，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)材料穿過打印噴嘴時,，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，這些材料形成共價交聯(lián),。光引發(fā)劑的選擇和濃度對材料的細(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,，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)胞粘附識別信號,。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，GelMA 聚合形成交聯(lián)的水凝膠,。
新型材料對于工程血管網(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)動的方法技術(shù)仍然無法復(fù)制自然血管網(wǎng)絡(luò),。主要瓶頸在于無法從細(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)表面形成一個單一的匯合層。雖然一些研究小組已經(jīng)在血管通道周圍的基質(zhì)中添加了基質(zhì)細(xì)胞或周細(xì)胞,，但是還沒有形成控制血管張力的血管周膜,。新材料將繼續(xù)推動工程驅(qū)動的血管網(wǎng)絡(luò)構(gòu)建的發(fā)展，同時,，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自然驅(qū)動構(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局部降解光敏水凝膠,，使用戶能夠“書寫”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)動的方法相反,，生物驅(qū)動的方法依賴于細(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,，這個過程也可以通過將內(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,，但是僅來自內(nèi)皮細(xì)胞的血管是不穩(wěn)定的,，并且隨著時間的推移容易消退。通過平滑肌細(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。
在過去的十年中,，自組裝領(lǐng)域已經(jīng)將重點(diǎn)轉(zhuǎn)向通過結(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),。這項工作的大部分在微流體平臺中進(jìn)行，例如,，在微流控芯片中將血管生成生長因子或基質(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瞬時重新激活與內(nèi)皮細(xì)胞中胎兒細(xì)胞狀態(tài)相關(guān)的轉(zhuǎn)錄因子來增強(qiáng)，然后將其納入微流控平臺,。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. 類器官
利用自組裝原理的一個新興領(lǐng)域是創(chuàng)建血管化類器官,，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)生過程中與血管化類器官相似。大多數(shù)體外血管化類器官的采取了將內(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器官成熟過程中分化成各種血管細(xì)胞類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器官培養(yǎng)過程中形成內(nèi)皮管狀網(wǎng)絡(luò),，但這些圍繞類器官的自組裝網(wǎng)絡(luò)的體外灌注仍然具有挑戰(zhàn)性。多個研究小組已經(jīng)證明,，這些“血管化”類器官的體內(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)血管到小動脈尺度(直徑5-50μm)。通過該方法產(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)限制可以通過創(chuàng)造血管類器官來克服,。血管類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，這些類器官在體內(nèi)自組裝形成一個包括動脈,、小動脈,、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,。
由人類血管類器官創(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,。這種類器官已被用于鑒定糖尿病和 SARS-CoV-2感染的新療法。在這兩個例子中,，血管類器官復(fù)現(xiàn)了人類疾病的特征,，并被用于測試未來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)胞懸浮液和類器官內(nèi),，選擇支架材料來包埋內(nèi)皮細(xì)胞對于幫助血管網(wǎng)絡(luò)的自組裝是必不可少的,。與工程驅(qū)動的方法相反，該領(lǐng)域早期使用的大多數(shù)基質(zhì)來自天然聚合物,，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，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，類器官的培養(yǎng)經(jīng)常依賴于基質(zhì)膠,，這是一種來自小鼠腫瘤細(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)對天然材料的一些缺陷，一些研究小組已經(jīng)開發(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)人類胚胎干細(xì)胞的血管分化,。隨后的研究表明，通過將多能干細(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于增加基質(zhì)濃度，盡管使用這種方法時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)濃度會抑制3D 水凝膠中的內(nèi)皮萌發(fā)，而增加與密度無關(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血管網(wǎng)絡(luò)的影響需要進(jìn)一步研究。除了對血管發(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)。
一個有趣的發(fā)展方向是動態(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)胞行為的動態(tài)水凝膠通過促進(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)胞本身也會發(fā)生不同,。工程自組裝血管網(wǎng)絡(luò)的未來發(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)胞行為來實(shí)現(xiàn)細(xì)胞-ECM 通信。

圖2.(a)自然驅(qū)動的方法依賴于細(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)胞來源的內(nèi)皮細(xì)胞在體外自組裝形成的血管類器官,。植入小鼠體內(nèi)后,，這些類器官在體內(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