皮肤损伤后，血管内血小板被激活并分泌一系列生长因子，这些生长因子对创面修复相关细胞起着趋化作用。由于促血管生成相关因子和Fb产生的ECM之间的动态相互作用，血管生成的毛细血管芽侵入富含纤维蛋白的创面并形成微血管网络 ^{［ 1］} 。然而，当机体循环障碍及有持续的炎症、细菌生物膜形成等，创面新生血管化进程受到阻碍，最终导致创面难以愈合或者不愈合，形成各种慢性创面（如静脉溃疡、压疮、糖尿病性溃疡等） ^{［ 2］} 。

自体皮肤移植仍然是封闭各种创面最有效的治疗手段。然而，患者自身情况差、缺乏供皮区、创面感染等都会限制自体皮肤移植的应用。近年来，随着应用医学、材料科学、组织工程学等学科的交叉融合，特别是三维打印技术、纳米制造技术的不断进步，创面修复材料也蓬勃发展。用于创面修复的生物材料不仅可以重建皮肤的屏障功能，更重要的是能够调控创面微环境、促进创面再上皮化、减少瘢痕形成，进而加速创面愈合进程 ^{［ 3］} 。此外，生物材料领域已有很多血管化策略，以促进创面更快、更好地血管化，包括优化材料结构、接种干细胞及引入生物活性因子等，但其临床效果仍需进一步验证。因此，创面更快、更好地血管化仍是目前创面修复材料应用所面临的重大挑战，需要材料研发、制备工艺、生物组织工程等多方面的创新整合。本文从创面血管化进程、生物材料促进创面血管化的策略、基于三维打印技术构建促进创面血管化的生物材料、纳米技术对创面血管化的影响等方面进行综述，并对创面修复生物材料的未来发展进行展望。

1.   创面修复的血管化进程

新生血管化是创面修复过程中必不可少的关键环节，血管再生是在受损血管基础上生长、形成新血管网络的过程，主要通过血管内皮细胞（VEC）和壁细胞之间的协调作用形成毛细血管样结构，其中VEC分泌生长因子以招募壁细胞聚集，壁细胞可促进血管发芽、管腔形成及调节血管通透性并在血管网附近形成独特的ECM微环境 ^{［ 4］} 。在此过程中，VEGF刺激静止状态的VEC释放ECM蛋白酶，从而减少细胞间的黏附并降解基底膜。巨噬细胞分化为内皮样细胞或VEC，向血管外迁移形成新生血管，驻留在血管生成旺盛的部位，通过表达VEGF、基质金属蛋白酶-9、环氧合酶-2等促进新生血管形成；新生微血管经过重构和成熟逐步融入现存血管系统，形成稳定的血管 ^{［ 5］} 。

此外，血管生成受多种因素的调节，如局部微血管破裂引起的缺氧和炎症细胞产生的细胞因子等。缺氧诱导因子-1α通过调节大量血管生成相关因子，包括血管生成素2、基质细胞衍生因子-1和VEGF-α等促进血管生成。硫酸乙酰肝素蛋白多糖可调节包括VEGF-α和FGF-2在内的生长因子的血管生成活性 ^{［ 6］} 。在愈合良好的创面中，增殖期的血管生成活动最初会产生一个无序的血管网络，其中血管具有高度弯曲性和许多死端流动路径，通常达到比受伤前皮肤更多的血管数量。血管密度达到峰值后，抗血管生成因子，如快速发育生长因子同源蛋白-2和色素上皮衍生因子的表达增加，血管网络随后退化，最终血管的生成达到动态平衡 ^{［ 6, 7］} 。

2.   创面修复生物材料的血管化策略

2.1   生物材料对创面修复血管化的影响

2.1.1   生物材料成分对创面血管化的影响

目前用于创面修复的生物材料有上千种，但能用于促进血管再生的不是很多，因为血管化的最终目的是在生物材料上形成血管复合物。因此，用于创面修复的生物材料必须具备2个基本生物学特性：一是在VEC完全衬覆于血管内壁之前，表现出与血液和组织良好的相容性；二是支持细胞生长和扩张以加速生物材料表面内皮化 ^{［ 8］} 。生物材料根据材料来源不同可分为天然生物材料和合成生物材料。广泛研究的天然生物材料包括ADM、胶原蛋白、透明质酸、丝素蛋白、基质胶等，它们具有良好的生物相容性、生物活性和多孔性，也很容易在创面降解吸收，更重要的是这些材料提供了促进细胞黏附、生长的化学和物理线索。猪ADM为创面再生提供了微环境，可诱导VEC的增殖、分化和迁移，其交织排列的纤维有利于毛细血管的攀爬，从而诱导真皮血管网的形成；此外，猪ADM也可通过引导M2型巨噬细胞的募集，产生一系列促进大鼠创面血管再生的生长因子 ^{［ 9］} 。胶原蛋白参与创面修复相关细胞（Fb、KC、VEC）的黏附、ECM沉积和血管生成等过程 ^{［ 10］} 。透明质酸可通过调节炎症水平，刺激VEC的募集和增殖，从而促进大鼠全层缺损创面新血管的形成 ^{［ 11］} 。丝素蛋白具有良好的生物相容性、可控的生物降解性、较少引起炎症反应等优点，可通过促进间充质干细胞向VEC分化，从而提高新生血管形成能力；此外，丝素蛋白三维支架能够促进VEC的增殖、黏附、迁移及移植到大鼠真皮缺损创面后建立微循环 ^{［ 12］} 。基质胶是从小鼠肉瘤细胞中提取的胞质溶胶成分，目前被广泛应用于血管生成能力的测定及类器官的培养 ^{［ 13］} ，但存在肿瘤形成的风险。许多合成生物材料，如聚乙二醇、聚ε-己内酯、聚乳酸、聚乙醇酸、聚氨酯等，具有可调的机械性能、降解速率和多孔微结构，已经被用于构建预血管化的组织工程材料，但大部分合成生物材料不具有细胞附着的生物识别位点，因此需对其进行化学修饰，增加生物相容性。此外，其降解产物可能对细胞和组织产生不良反应 ^{［ 14］} 。

2.1.2   生物材料的孔隙对创面血管化的影响

适当尺寸和孔隙的生物材料支架能为细胞间相互作用、细胞的跨膜迁移提供合适的微环境，从而促进组织再生 ^{［ 15］} 。理想情况下，生物支架应具有90%以上的孔隙率，以有利于在组织培养过程中促进细胞增殖和迁移。人工真皮支架（如Pelnac ^®、Integra ^®、Lando ^®）与天然真皮层的结构和功能类似，可以提供稳定的、高孔隙网络结构，但植入猪全层缺损创面后通常需要2周左右充分预血管化，因此谭荣伟等 ^{［ 16］} 通过改变孔径和互连性对真皮支架进行结构调整，使创面更快、更好的新生血管化。

Mehdizadeh等 ^{［ 17］} 认为多孔聚合物支架的性能，如支架的孔径和整体孔隙率的互连性，对组织血管化有重要影响，具有大孔径（275~400 mm）和高互连性的支架有利于大鼠全层皮肤缺损创面快速广泛地血管化。另有研究表明，孔径<200 μm的支架可以促进大鼠全层皮肤缺损创面血管网络的生成，使血管密度更高；孔径>200 μm的支架更有利于更粗大的血管网络生成 ^{［ 3， 18］} 。尽管高孔隙率是生物材料促进营养物质扩散和细胞迁移所必需的，但单凭高孔隙结构无法为VEC的迁移、分化提供足够的空间和清晰的路径指引，也不足以促进支架移植处微血管的生长和营养物质的扩散。

2.1.3   生物材料微结构对创面血管化的影响

组织和器官具有复杂而精细的血管网络，动态变化的微图案表面有利于促进细胞与生物材料的黏附，高效地捕获血液中的VEC和平滑肌细胞并促进其向血管内生长 ^{［ 19］} 。Li等 ^{［ 20］} 研发了具有三维多层图案化结构的纳米纤维/水凝胶核壳支架，该支架层间距为15~80 μm，且六边形微图案结构均匀分布于各层表面，VEC黏附在支架表面，并在支架内增殖、浸润和迁移，细胞通讯蛋白相关基因和血管生成相关基因的表达显著上调，该支架显著促进大鼠糖尿病创面毛细血管网络的形成。Li等 ^{［ 21］} 采用光刻法制备了具有不同微图案（包括线状、网格状和平面状）的明胶-聚己内酯/丝素蛋白复合膜，证实复合膜上的线状微图案不仅可以引导大鼠创面修复细胞定向生长和新血管形成，而且可在基因和蛋白水平上促进血管生成相关标志物和α-平滑肌肌动蛋白的表达。Kasetsiriku等 ^{［ 22］} 通过简单的加热-水合方法制备了具有微图案化的水凝胶，微图案的存在提供了更多细胞黏附、结合的位点，有助于VEC以更确定的方式扩散、形成血管网络。借助于表面图案化技术，可以很好地控制细胞-细胞接触的程度、细胞分化和重塑行为，但是随着微图案的结构降解和形变，细胞很难保持长久的微图案形态 ^{［ 23］} 。

此外，许多研究者努力通过在材料中构建类似微血管的中空通道来模拟血管的管腔结构。通道作为一种物理结构，为血管的生长提供了入口，可促进氧气和营养物质的运输和细胞的迁移 ^{［ 24］} 。Dong等 ^{［ 25］} 巧妙地利用三维打印机对蔗糖进行预焦糖化，即时制备具有良好打印性的墨水，通过将相分离机制与牺牲模板策略结合，实现了糖模板的“一锅法”三维打印，高效构筑了整体相互连通、可灌注的血管网络，管壁上具有梯度分布的微孔结构，模拟了血管壁的渗透性，为构建具有微血管结构的创面修复材料提供了新的思路。此外，受到莲藕独特结构启发，Feng等 ^{［ 26］} 制作了具有相互平行的多通道结构（莲藕状结构）的仿生材料，莲藕状结构可以作为支持细胞传递和新血管形成的通道。总之，生物材料中的微血管通道可促进营养物质的运输和废物的快速清除，引导创面修复相关细胞的迁移、增殖及分化，从而加速组织生长和创面血管化。

2.2   基于三维打印技术构建促进创面血管化的生物材料

2.2.1   生物墨水的选择

生物打印的原材料被称为生物墨水。水凝胶是最常见的用于生物打印的墨水，可通过调整凝胶特性、交联方式和聚合物组成来满足不同打印需求 ^{［ 27］} 。水凝胶根据其来源可分为天然水凝胶和合成水凝胶。天然水凝胶包括蛋白基水凝胶、多糖水凝胶。蛋白基水凝胶可为血管生成提供理想的微环境，是促进血管生成的优良生物材料，但其作为生物墨水用于三维打印，具有适应性低、在与细胞共培养过程中容易收缩等不足 ^{［ 28］} ，目前可以用甲基丙烯酸基团改性、聚乙二醇琥珀酰亚胺戊二酸交联、酶交联、紫外线照射等方式构建稳定的三维微血管网络 ^{［ 29］} 。多糖水凝胶具有良好的可打印性、水溶性和生物相容性，可以通过各种交联方法微调其机械和生物活性，通过装载促血管生成的因子刺激血管生成，或通过开发微流控平台来促进创面微血管网络的形成 ^{［ 30］} 。合成水凝胶是通过物理、化学或生物方式合成的，优点是可根据所使用的单体及交联方式，严格控制其理化性质；也可通过生物活性肽对水凝胶进行功能化修饰，提高其细胞黏附作用和生物相容性。常见的合成水凝胶生物墨水包括聚乙二醇化水凝胶、泊洛沙姆等，这些水凝胶具有高度的可打印性，可用于制作形状和功能仿真的血管网络，用于促进创面血管化 ^{［ 31］} 。此外，可通过将VEGF、FGF和血小板衍生生长因子（PDGF）等生长因子与合成水凝胶共价结合，来设计具有促血管生成特性的水凝胶。

2.2.2   生物打印技术对创面血管化的影响

生物打印技术因能制备有组织的微脉管系统和皮肤结构，越来越广泛地被用于制造皮肤组织和创面治疗。生物打印技术通常分为挤压式生物打印（EBB）、液滴式生物打印（DBB）、激光式生物打印（LBB）。DBB技术的分辨率通常为50~300 μm，因此适合打印微血管结构，但其生物墨水必须具有低黏度（黏度<10 mPa·s），因为使用高黏度生物墨水，液滴生成会变得困难，并可能会导致喷嘴口堵塞。为了保持打印结构的完整性，理想的做法是使用能够在沉积后快速交联形成固体水凝胶的生物墨水 ^{［ 32］} 。Yanez等 ^{［ 33］} 应用喷墨生物打印平台打印微血管化双层皮肤，并将其用于小鼠全层皮肤缺损创面，结果显示，与商业人工真皮相比，打印的皮肤在术后第14天形成表皮层和真皮层，血管化程度明显提高。EBB技术具有较低的分辨率，最小打印尺寸约为100 μm，不太适合用于打印毛细管状结构，因此可先使用EBB技术快速构建大通道网络支架，然后将该支架与VEC共培养形成功能性血管系统 ^{［ 34］} 。

同轴挤压生物打印技术属于EBB技术的一种。同轴喷嘴由内部和外部腔室组成，允许同时挤出生物墨水和交联剂溶液，两者在喷嘴口处即时交联，快速凝胶化。同轴打印的优点在于允许使用低黏度生物墨水打印多层血管样结构 ^{［ 35］} 。Luo等 ^{［ 36］} 使藻酸盐生物墨水和含钙颗粒明胶水凝胶在喷嘴口处即时交联，通过去离子水洗涤未交联部分，最终形成交错相通的多层管状结构，证实该管状结构具有较高的生物活性，可促进VEC在其内壁黏附和迁移。有研究者将可打印的水溶性材料（如碳水化合物）作为牺牲支架打印到三维晶格框架中，然后将水凝胶浇铸到晶格框架中，交联后移除牺牲支撑晶格，形成完全互连的微通道网络 ^{［ 27］} 。光固化成型技术又称立体光刻造型技术，是最近发展起来的三维激光辅助制造方式。Arakawa等 ^{［ 37］} 使用基于投影的光固化成型技术制造可灌注的多尺度血管网络结构，形成连续的毫米级和微米级的血管树及毛细血管网络，为未来制造具有微血管网结构的创面修复材料提供了可能。

2.3   纳米技术对创面血管化的影响

2.3.1   纳米颗粒

纳米粒子直径通常为1~100 nm，主要通过细胞的内吞作用，在生物分子的传递中发挥重要作用。药物可以被封装在纳米颗粒内或纳米颗粒上，并以可控方式在局部释放。VEGF通过肝素附着在纳米颗粒/纤维蛋白复合物上，用该复合物处理的VEC显示出有效的血管形成能力，且避免给予高剂量VEGF引起的不良反应，如非目标区域的血管化、诱发肿瘤、低血压和水肿 ^{［ 38］} 。Xie等 ^{［ 39］} 设计了聚乳酸-羟基乙酸共聚物（PLGA）纳米颗粒，并将VEGF和PDGF封装在该纳米颗粒中，证实该复合材料可以快速释放VEGF、延迟释放PDGF，通过促进血管生成、加速再上皮化和控制肉芽组织形成，显著加速大鼠全层皮肤缺损创面愈合。

2.3.2   纳米纤维

可以利用天然生物材料或合成生物材料，采用静电纺丝、湿法纺丝、生物纺丝、微流体纺丝和熔体纺丝等技术制造纳米纤维用于促进创面血管化和上皮再生。但仅通过纺丝天然蛋白质制造的血管结构支架的稳定性不够理想，为了解决这个问题，可将天然蛋白质与合成生物材料混合纺丝，将合成生物材料的稳定性、机械性能与天然蛋白质的改善细胞-ECM相互作用相结合，生产具有形状、尺寸可以调节的复合功能支架 ^{［ 40］} 。Wang等 ^{［ 41］} 通过静电纺丝技术成功制备了具有不同纤维直径的PLGA膜，证实其中直径为300 nm的PLGA膜能显著促进大鼠全层缺损创面的血管化和再上皮化。Qian等 ^{［ 42］} 受荷叶非对称润湿性的启发，将短纤维建模与静电纺丝技术相结合，构建了静电纺丝短纤维支架，通过亲水性和疏水性纤维之间的多个接触点将大鼠糖尿病创面渗出液从疏水层泵送到亲水层聚集，同时触发姜黄素在上层二维电纺纤维中的级联释放，从而促进Fb的增殖和迁移，加速新生血管形成和胶原沉积。

3.   总结与展望

在过去的几十年中，已形成了多种基于细胞、生长因子和支架的促进创面血管化的策略 ^{［ 1， 3， 6］} 。如间充质干细胞与负载VEC的生物材料共培养，可诱导VEC形成微血管结构；应用负载促血管生成的生长因子或药物的水凝胶，也是一种广泛研究的促进创面血管化的方法，但存在生长因子易突释降解等局限性。生物材料的微结构和微环境对创面血管化的调节已经引起越来越多的关注，虽然开放的大孔作为支架中的一个重要因素，可以促进细胞迁移、营养物质的运输和氧气的扩散，但大孔本身并不能为引导血管生长提供明确的路径线索 ^{［ 3, 4］} 。有研究报道，具有微血管结构的生物材料可以促进创面新生血管化 ^{［ 16, 17, 18, 19］} ，具体而言，完全互连的微血管结构对创面液体的吸收、细胞迁移以及支架中新血管形成的面积和数量都有显著积极影响。

理想的构建具有微血管网结构的创面修复材料，需具有高通量、高分辨率及能够精确分配生物墨水的生物打印机。此外，促创面血管化的生物材料移植到创面后受到机体各种理化因素的影响，这就要求具有微血管网结构的材料在移植到创面后形态不发生塌陷或扭曲。理想情况下随着时间的推移，天然组织会逐渐替代生物材料并重塑为功能完备的新生组织，这就要求植入材料的降解速度与缺损部位新组织的重塑速度相匹配，但目前基于此策略设计的促进创面血管化的生物材料鲜见报道。且目前应用于临床的生物材料促进创面血管化的能力也未达临床预期。因此，研发具有快速、充分血管化的生物材料仍然是创面修复领域面临的巨大挑战。