血管组织工程的进展
作者：黄英 蒋米尔
单位：200011 上海第二医科大学附属第九人民医院血管外科
关键词：
中华外科杂志980918 随着多种血管移植手术在外科中的应用,血管移植材料的研究就成为人们关注的重要课题。因人体自身非必需血管的长度和直径极为有限。异体血管移植存在严重的免疫排斥反应和其它术后并发症。将种植有内皮细胞的人造血管进行移植,可增加管腔长期通畅率,但它仅能部分模拟人体血管，与人体自身血管相比较,弹性系数小,顺应性低，作为异物,其组织相容性稍差,可引起机体不同程度的免疫排斥及感染;随移植期延长,管腔通畅率呈下降趋势，长期抗凝治疗又有一定的副作用。因此至今未能找到理想的血管移植物。80年代末在美国提出的组织工程,因其高度的生物相容性、可生长性、可塑性、无异物反应、无致血栓形成、无感染等潜在优势日益受到科学工作者的瞩目。
, http://www.100md.com 一、组织工程的概念
组织工程是以生物工程、分子生物学、细胞生物学和临床医学为基础，工程学和生命科学为原理,应用活细胞和(或)生物材料,生产具有保存、维持或增强组织、器官功能的生物结构。血管组织工程包括应用正常动脉壁的细胞和细胞外基质成分,制备重建和再生血管的材料。
二、组织工程的材料
组织工程的材料可提供细胞生长的支架并辅以其它作用。天然材料包含有信息(如特殊的氨基酸序列 ),可促进细胞吸附或使细胞保留分化功能;其缺点是不同材料间存在着种群差异及产量增加困难。合成多聚体材料可精确控制其分子量、降解时间、疏水性等属性,且在合适方法控制下,可不与细胞反应。近年来,结合天然和合成材料的优点,诞生了复合材料。
细胞的分化、生长和细胞外基质密切相关,研究发现在许多基质中具有精氨酸-甘氨酸-天门冬氨酸序列(RGD)。它是一种可被细胞膜上存在的整合素受体所识别的配体,其三维构象排列属于基质信号,体现了不同基质蛋白的特性,参与加速细胞的分裂、形态发生和分化。因此，类似的氨基酸序列被置入合成多聚体中形成复合材料[1]。许多植入支架由复合材料和多孔结构制成，各类材料中，生物可吸收材料是研究的热点。它是一种化学大分子聚合物，作为组织工程的细胞支架,其最大特征是：在完成一定时间的机械支撑作用后,迅速降解,不残留异物,并具有良好的组织相容性,可被重塑和吸收。目前常用的有:聚乙二醇酸(polyglycolic acid,PGA)、聚丙醇酸(polylactic acid,PLA)、聚乙醇酸(poly L-lactic acid,PLLA)等[2]。近年来也有采用种植平滑肌细胞的胶原网格、小肠粘膜下层(small intestinal submucosa,SIS)[3]的报道。
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三、血管组织工程的方法
组织工程有3种方法:组织工程单一细胞或细胞成分、诱导组织生成物质和将细胞种植于基质上或基质内[4]。其中重建血管的方法有：
1.血管内皮细胞植入合成生物材料中：早期血管代用品的组织工程方法着眼于应用单层内皮细胞(endothelial cell,EC)产生抗血栓形成的因子和调节血管舒张,增加移植血管的通畅度[5]。Noishiki等[6]将颈静脉壁的碎片成分植入高孔性的Dacron中[经组织片段预处理的移植物(TGF)],分别制成管径7 mm的TGF和用肝素预处理的管径4 mm的TGF，并用此进行动物实验,证实了移植血管完全内膜化对维持血管通畅的重要性。在狗实验中,维持小口径移植血管的长期通畅是可行的。同时观察到EC移至管腔内面,平滑肌细胞(SMC)在内皮下形成多层结构,纤维母细胞移至Dacron包裹异体成分,三者在高孔性Dacron中协同作用,避免了内膜的增生。
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2.在正常动脉壁细胞和细胞外基质中重建血管：1975年起由于哺乳动物组织细胞培养的开展,允许在控制实验条件下模拟生物体内环境，培养单一型细胞进行生物特性研究。10年来，人们致力于把EC和SMC共同培养,同时加入合适的细胞外基质(extracellular matrix,ECM)进行研究。与这些物质同等重要的是信号系统,这些细胞信号相互作用,对细胞的生长、分化极其重要,其来源有3方面：化学信号来源于管腔内流动的液体,在体内指血液；与ECM有关的信号,它们参与调节血管壁生物特性,由ECM产生；与脉管系统血流动力学产生机械环境有关的力学信号。
研究表明ECM在组织发展中十分重要,它们对化学和力学信号透过细胞表面的传导起重要作用,尤其是它们能提供一种机制,使细胞内化学信号通道结合起来,在细胞和分子水平调节细胞的生长和分化。
四、血管壁细胞的生物学特性
脉管系统的独特特征是其天然存在的机械动力环境，它产生的力包括血液流经内皮层的切线作用产生的切变应力(shear stress)、环形管壁舒缩产生的牵张应力(stretch stress)和静水压产生的正常应力。目前体外实验模型常用层流控制切变应力，典型的静脉切变应力是0.1～0.5 Pa(1～5 dyn/cm2)，动脉切变应力是0.6～4.0 Pa(6～40 dyn/cm2)；低频率周期性机械牵张种植有血管单层细胞的顺应性膜以模拟牵张应力,牵拉力为生理状态的10%。
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1.静态EC和SMC的培养：血管内皮层作为运输屏障、生化滤器并产生许多血管现象。EC能合成和分泌大量生物活性分子,与SMC共同培养时,还可释放很多的生长抑制因子,包括转换生长因子β(transforming growth factor-β,TGF-β),这可抑制EC生长[7]；SMC抑制EC释放内皮素(一种潜在的血管收缩肽和SMC的致裂原)[8]。调节生长方面,SMC存在时,EC对低密度脂蛋白(LDL)通透性增加；EC存在时,SMC与LDL的结合和摄取能力降低[9]；将LDL放入EC和SMC共同培养物中孵育时,可诱导单细胞趋化蛋白1(monocyte chemotactic protein-1,MCP-1)的mRNA生成[10]。在人类血管壁细胞共同培养的介质中发现巨噬细胞集落刺激因子、TGF-β、胶原、纤连蛋白、连接蛋白43的mRNA明显增加[11]。共同培养模型中,另一个重要因素是ECM蛋白的出现,它们可影响EC和 SMC的生长、分化和胆固醇代谢。很好地理解EC、SMC和ECM的特性对血管组织工程有很大帮助。
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2.流体动力学状态下血管壁细胞的功能：EC：过去15年的研究发现,EC作为血流动力环境的感应者介导血管反应。对EC识别信号和传导机制的研究表明：由应力作用产生的第二信号与化学拮抗剂激活产生的第二信号相同。第二信号、转录因子机械感应启动因子、细胞骨架均为信号传导途径中的介质,因此EC对机械环境的识别可能通过多元平行事件发生。观察体外小牛主动脉EC(BAEC)和人脐静脉EC(hUEC)培养的单层细胞机械环境下产生的细胞变化,发现EC可选择性调节蛋白质的分泌。动脉水平切变应力下,组织纤维蛋白溶解酶原激活物(tPA)分泌增加,静脉水平下则不受影响;而内皮素1(ET-1)在静脉水平切变应力下分泌增加,动脉水平下分泌减少,与体内观察到的现象一致。牵张应力作用下,EC可调节ET-1、前列环素(PGI2)、纤维蛋白溶解酶原激活物抑制因子1(PAI-1)合成和分泌。切变应力和牵张应力可上调c-fos、c-jun、c-myc等原癌基因mRNA水平,其基因产物作为转录激活因子或抑制因子结合于DNA启动子上的转录位点,调节基因表达。许多研究指出,切变应力能调节ET-1、tPA、血小板源性生长因子(PDGF A或B)、粘附分子等目标基因的mRNA水平。ET-1和PDGF均为SMC致裂原和血管收缩因子,对血管重塑是重要的。而粘附分子可帮助调节细胞间、细胞和基质间的特异性吸附部位,血流动力学动力对这些基因mRNA水平的调节可能是一种适应性反应。
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血流动力学研究表明,通过细胞表面粘附分子，循环白细胞的某一特殊亚群与EC特异部位粘附,可介导免疫应答等多种反应。白细胞外渗包括初始接触、初级粘附(沿EC滚动)、激活、次级粘附和迁移。初级粘附和沿EC滚动在许多情况下由选择素(E-和P-选择素)介导,与白细胞表面糖蛋白结合;次级粘附和迁移由整合素介导,与免疫球蛋白超家族结合。切变应力在0.1～0.4Pa(1～4 dyn/cm2)时最适合白细胞粘附,但其粘附能力在高切变应力下迅速下降。充分了解模拟机体内环境条件下机械力和粘附作用调节的细胞和分子机制对组织工程的进展是极其重要的[12～14]。
SMC：SMC受动脉压、管壁机械牵张和EC分泌的ET-1、PDGF A或B等代谢产物的间接作用。此外,动脉壁穿壁压差引起的间质内液体流动也可对SMC产生切变应力,影响SMC表面大分子物质的输送。SMC至少有2种表现型:收缩型和分泌型。收缩型SMC对由EC等血管细胞释放的各种血管活性分子和化学趋化物产生反应;而分泌型SMC则表达许多细胞因子和生长因子的基因、血管活性配基的受体和合成ECM蛋白。在血管损伤部位或EC缺如区,SMC可由收缩型向分泌型转化[13]。Papadaki等研究指出增加切变应力可明显降低人主动脉SMC(hASMC)的增殖率,这是通过改变细胞生长动力学获得的,是对血流变化的一种反应,且在生理范围的切变应力作用下(0.5 Pa和2.5 Pa)，hASMC仍存活，没有形态学变化和沿切变应力方向的细胞排列[15]。
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血管壁细胞的共同培养：体内和体外EC间最大的差别是活体内血管EC的更新率非常低,而体外静态培养条件下较高。体外培养中要获得相对较低的EC更新率,必需使EC与其邻近的SMC和血流环境相接触,如BAEC暴露于切变应力>1.5 Pa(15 dyn/cm2)时可降低其增殖率,<0.5 Pa(5 dyn/cm2)时则无影响。Kanda等[16，17]用小牛动脉壁细胞实验，证实无压力负荷状态下，细胞随机化方式排列;牵张应力作用下,随时间变化,压力负荷的EC、SMC、纤维母细胞均趋于按压力方向垂直排列,且随应力强度和频率的增高,这一现象更加明显。无论细胞承受压力与否,几乎都无显著的形态学变化。实验表明与控制细胞排列方向有关的三个因素是:应力负荷时间、应力强度范围和应力频率。Zieglar等[18]为进一步研究血流状态下SMC对EC的影响,将猪主动脉EC以高密度种植于含SMC的三维结构胶原基质中,观察到细胞迅速汇合,ECM有时位于胶原网顶部,EC下方。EC种植后10天,电镜显示EC被拉长,其上方无SMC。将这一模型暴露于切变应力为3 Pa(30dyn/cm2)的血流48小时,观察到EC继续拉长。
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五、血管组织工程的展望及尚需解决的问题
上述研究为重建血管提供了可行性依据。动物模型中，组织工程角膜、软骨、肝细胞等已有报道[4]。Shinoka等[19]在羊肺动脉瓣后叶成功进行了自体和同种组织工程瓣叶置换术。体外实验将小鼠EC和SMC植入具有抗压性改良型PGA管形支架中,可形成细胞排列正确的管型组织[20]。这些实验为血管组织工程带来了希望。但成功进行血管组织工程的先决条件是，充分了解血液动力学对血管壁细胞和基质的影响,体外研究完全模拟机体内环境。
血管组织工程有良好的应用前景,但目前尚有许多问题等待解决,主要包括:体外实验结果与体内自然现象的差异、各类细胞正确排列以形成有生物活性的有效结构、组织工程的血管是否能耐受血流应力等。我们必须掌握细胞生物学、免疫学和分子基因学等相关学科的知识，在基础科学、临床医学和材料工程学中架起桥梁。
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随着饮食结构的调整和老年化社会的步入，血管疾病的发病率逐年上升,严重威胁人们的生活质量。血管组织工程以其特有的高度生物相容性、可生长、可修复、可塑形、三维构造支架的生物可吸收性及不对机体产生损害等优点,为血管的功能恢复和再生提供了重要保证。我们正进入第三代治疗时代,即患者疾病的特异性治疗,应用个体特异的血管细胞进行血管组织工程并移植。随着这一新兴学科的完善,它将以其独特优势,在细胞、分子生物学基础研究和疾病治疗中占举足轻重的地位。
参考文献
1Bell.Biotechnology meets biomaterials.J Cell Biochem,1994,56:147-149.
2Bostman O.Current concepts review:absorbable implants for the fixation of fractures.J Bone Joint Surg,1991,73A:148-155.
, 百拇医药
3Lantz GC,Badylak SF,Hiles MC,et al.Small intestine submucosa as a vascular grafts:a review.J Invest Surg,1993,6:297-310.
4Langer R,Vacanti JP.Tissue engieering.Science,1993,260:920-926.
5Stanley JC,Burkel WE,Ford JW,et al.Enhanced patency of small-diameter,externally supported dacron iliofemeral grafts seeded with endothelial cells.Surgery,1982,92:994-1005.
6Noishiki Y,Tomizawa Y,Yamane Y,et al.Acceleration of neointima formation in vascular prostheses by transplantatin of autologous venous tissue fragments: application to small-diameter grafts.J Thorac Cardiovasc Surg,1993,105:796-804.
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7Ku CB,Falke P,Stavenow L.Interactions between cultured bovine arterial smooth muscle cells and endothelial cells:studies on the release of growth inhibitory and growth stimulating factors.Artery,1990,17:297-301.
8Steward DJ,Langleben D,Cernacek P,et al.Endothelin release is inhibited by coculture of endothelial cells with cells of vascular media.Am J Physiol,1990,259: 1928-1932.
9Alexanda JJ,Miguel R,Graham D.Low density lipoprotein uptake by an endothelial-smooth muscle cell bilayer.J Vasc Surg,1991,13:451-458.
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10Navab M,Imes SS,Hama SY,et al.Monocyte transmigration induced by modification of low density lipoprotein in cocultures of human aortic wall cells is due to induction of monocyte chemotactic protein 1 synthesis and is abolished by high density lipoprotein.J Clin Invest,1991,88:2039-2046.
11Navab M,Liao F,Hough GP,et al.Interaction of monocytes with cocultures of human aortic wall cells in involves interlukin 1 and 6 with marked increases in connexin 43 message.J Clin Invest,1991,87:1763-1772.
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12Patrick CW,McIntine LV.Shear stress and cyclic strain modulation of gene expression in vascular endothelial cells.Blood Purif,1995,13:112-124.
13Patrick CW,McIntine LV.Bioengineering contributes in vascular biology at the cellular and molecular level.Trends Cardiovasc Med,1996,6:122-129.
14Jones DA,Smith CW,McIntine LV.Leukocyte adhesion under flow condition:principles important in tissue engineering.Biomaterials,1996,17:337-347.
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15Patrick CW,McIntine LV,Eskin SG.Effects of shear stress on the growth kinetics of human aortic smooth muscle cells in vitro.Biotech Bioeng,1996,50:555-561.
16Kanda K,Matsuda T,Oka T.Two-dimensional orientational response of smooth muscle cells to cyclic stretching.ASAIO J,1992,38:M382-385.
17Kanda K,Matsuda T.Behavior of arterial wall cells cultured on periodically stretched substrates.Cell Transplant,1993,2:475-484.
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18Zieglar T,Nerem RM.Tissue engineering a blood vessel: reguiation of vascular biology by mechanical stresses.J Cell Biochem,1994,56:147-149.
19Shinoka T,Breuer CK,Tanel RE,et al.Tissue engineering heart valve leaflet replacement study in a lamb.Ann Thorac Surg,1995,60:513-516.
20Mooney DJ,Mazzoni CL,Brener C,et al.Stabilized polyglycolic acid fibre-based tubes for tissue engineering.Biomaterials,1996,17:115-124.
(收稿：1997-05-13 修回：1998-02-24), 百拇医药
单位：200011 上海第二医科大学附属第九人民医院血管外科
关键词：
中华外科杂志980918 随着多种血管移植手术在外科中的应用,血管移植材料的研究就成为人们关注的重要课题。因人体自身非必需血管的长度和直径极为有限。异体血管移植存在严重的免疫排斥反应和其它术后并发症。将种植有内皮细胞的人造血管进行移植,可增加管腔长期通畅率,但它仅能部分模拟人体血管，与人体自身血管相比较,弹性系数小,顺应性低，作为异物,其组织相容性稍差,可引起机体不同程度的免疫排斥及感染;随移植期延长,管腔通畅率呈下降趋势，长期抗凝治疗又有一定的副作用。因此至今未能找到理想的血管移植物。80年代末在美国提出的组织工程,因其高度的生物相容性、可生长性、可塑性、无异物反应、无致血栓形成、无感染等潜在优势日益受到科学工作者的瞩目。
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组织工程是以生物工程、分子生物学、细胞生物学和临床医学为基础，工程学和生命科学为原理,应用活细胞和(或)生物材料,生产具有保存、维持或增强组织、器官功能的生物结构。血管组织工程包括应用正常动脉壁的细胞和细胞外基质成分,制备重建和再生血管的材料。
二、组织工程的材料
组织工程的材料可提供细胞生长的支架并辅以其它作用。天然材料包含有信息(如特殊的氨基酸序列 ),可促进细胞吸附或使细胞保留分化功能;其缺点是不同材料间存在着种群差异及产量增加困难。合成多聚体材料可精确控制其分子量、降解时间、疏水性等属性,且在合适方法控制下,可不与细胞反应。近年来,结合天然和合成材料的优点,诞生了复合材料。
细胞的分化、生长和细胞外基质密切相关,研究发现在许多基质中具有精氨酸-甘氨酸-天门冬氨酸序列(RGD)。它是一种可被细胞膜上存在的整合素受体所识别的配体,其三维构象排列属于基质信号,体现了不同基质蛋白的特性,参与加速细胞的分裂、形态发生和分化。因此，类似的氨基酸序列被置入合成多聚体中形成复合材料[1]。许多植入支架由复合材料和多孔结构制成，各类材料中，生物可吸收材料是研究的热点。它是一种化学大分子聚合物，作为组织工程的细胞支架,其最大特征是：在完成一定时间的机械支撑作用后,迅速降解,不残留异物,并具有良好的组织相容性,可被重塑和吸收。目前常用的有:聚乙二醇酸(polyglycolic acid,PGA)、聚丙醇酸(polylactic acid,PLA)、聚乙醇酸(poly L-lactic acid,PLLA)等[2]。近年来也有采用种植平滑肌细胞的胶原网格、小肠粘膜下层(small intestinal submucosa,SIS)[3]的报道。
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三、血管组织工程的方法
组织工程有3种方法:组织工程单一细胞或细胞成分、诱导组织生成物质和将细胞种植于基质上或基质内[4]。其中重建血管的方法有：
1.血管内皮细胞植入合成生物材料中：早期血管代用品的组织工程方法着眼于应用单层内皮细胞(endothelial cell,EC)产生抗血栓形成的因子和调节血管舒张,增加移植血管的通畅度[5]。Noishiki等[6]将颈静脉壁的碎片成分植入高孔性的Dacron中[经组织片段预处理的移植物(TGF)],分别制成管径7 mm的TGF和用肝素预处理的管径4 mm的TGF，并用此进行动物实验,证实了移植血管完全内膜化对维持血管通畅的重要性。在狗实验中,维持小口径移植血管的长期通畅是可行的。同时观察到EC移至管腔内面,平滑肌细胞(SMC)在内皮下形成多层结构,纤维母细胞移至Dacron包裹异体成分,三者在高孔性Dacron中协同作用,避免了内膜的增生。
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2.在正常动脉壁细胞和细胞外基质中重建血管：1975年起由于哺乳动物组织细胞培养的开展,允许在控制实验条件下模拟生物体内环境，培养单一型细胞进行生物特性研究。10年来，人们致力于把EC和SMC共同培养,同时加入合适的细胞外基质(extracellular matrix,ECM)进行研究。与这些物质同等重要的是信号系统,这些细胞信号相互作用,对细胞的生长、分化极其重要,其来源有3方面：化学信号来源于管腔内流动的液体,在体内指血液；与ECM有关的信号,它们参与调节血管壁生物特性,由ECM产生；与脉管系统血流动力学产生机械环境有关的力学信号。
研究表明ECM在组织发展中十分重要,它们对化学和力学信号透过细胞表面的传导起重要作用,尤其是它们能提供一种机制,使细胞内化学信号通道结合起来,在细胞和分子水平调节细胞的生长和分化。
四、血管壁细胞的生物学特性
脉管系统的独特特征是其天然存在的机械动力环境，它产生的力包括血液流经内皮层的切线作用产生的切变应力(shear stress)、环形管壁舒缩产生的牵张应力(stretch stress)和静水压产生的正常应力。目前体外实验模型常用层流控制切变应力，典型的静脉切变应力是0.1～0.5 Pa(1～5 dyn/cm2)，动脉切变应力是0.6～4.0 Pa(6～40 dyn/cm2)；低频率周期性机械牵张种植有血管单层细胞的顺应性膜以模拟牵张应力,牵拉力为生理状态的10%。
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1.静态EC和SMC的培养：血管内皮层作为运输屏障、生化滤器并产生许多血管现象。EC能合成和分泌大量生物活性分子,与SMC共同培养时,还可释放很多的生长抑制因子,包括转换生长因子β(transforming growth factor-β,TGF-β),这可抑制EC生长[7]；SMC抑制EC释放内皮素(一种潜在的血管收缩肽和SMC的致裂原)[8]。调节生长方面,SMC存在时,EC对低密度脂蛋白(LDL)通透性增加；EC存在时,SMC与LDL的结合和摄取能力降低[9]；将LDL放入EC和SMC共同培养物中孵育时,可诱导单细胞趋化蛋白1(monocyte chemotactic protein-1,MCP-1)的mRNA生成[10]。在人类血管壁细胞共同培养的介质中发现巨噬细胞集落刺激因子、TGF-β、胶原、纤连蛋白、连接蛋白43的mRNA明显增加[11]。共同培养模型中,另一个重要因素是ECM蛋白的出现,它们可影响EC和 SMC的生长、分化和胆固醇代谢。很好地理解EC、SMC和ECM的特性对血管组织工程有很大帮助。
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2.流体动力学状态下血管壁细胞的功能：EC：过去15年的研究发现,EC作为血流动力环境的感应者介导血管反应。对EC识别信号和传导机制的研究表明：由应力作用产生的第二信号与化学拮抗剂激活产生的第二信号相同。第二信号、转录因子机械感应启动因子、细胞骨架均为信号传导途径中的介质,因此EC对机械环境的识别可能通过多元平行事件发生。观察体外小牛主动脉EC(BAEC)和人脐静脉EC(hUEC)培养的单层细胞机械环境下产生的细胞变化,发现EC可选择性调节蛋白质的分泌。动脉水平切变应力下,组织纤维蛋白溶解酶原激活物(tPA)分泌增加,静脉水平下则不受影响;而内皮素1(ET-1)在静脉水平切变应力下分泌增加,动脉水平下分泌减少,与体内观察到的现象一致。牵张应力作用下,EC可调节ET-1、前列环素(PGI2)、纤维蛋白溶解酶原激活物抑制因子1(PAI-1)合成和分泌。切变应力和牵张应力可上调c-fos、c-jun、c-myc等原癌基因mRNA水平,其基因产物作为转录激活因子或抑制因子结合于DNA启动子上的转录位点,调节基因表达。许多研究指出,切变应力能调节ET-1、tPA、血小板源性生长因子(PDGF A或B)、粘附分子等目标基因的mRNA水平。ET-1和PDGF均为SMC致裂原和血管收缩因子,对血管重塑是重要的。而粘附分子可帮助调节细胞间、细胞和基质间的特异性吸附部位,血流动力学动力对这些基因mRNA水平的调节可能是一种适应性反应。
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血流动力学研究表明,通过细胞表面粘附分子，循环白细胞的某一特殊亚群与EC特异部位粘附,可介导免疫应答等多种反应。白细胞外渗包括初始接触、初级粘附(沿EC滚动)、激活、次级粘附和迁移。初级粘附和沿EC滚动在许多情况下由选择素(E-和P-选择素)介导,与白细胞表面糖蛋白结合;次级粘附和迁移由整合素介导,与免疫球蛋白超家族结合。切变应力在0.1～0.4Pa(1～4 dyn/cm2)时最适合白细胞粘附,但其粘附能力在高切变应力下迅速下降。充分了解模拟机体内环境条件下机械力和粘附作用调节的细胞和分子机制对组织工程的进展是极其重要的[12～14]。
SMC：SMC受动脉压、管壁机械牵张和EC分泌的ET-1、PDGF A或B等代谢产物的间接作用。此外,动脉壁穿壁压差引起的间质内液体流动也可对SMC产生切变应力,影响SMC表面大分子物质的输送。SMC至少有2种表现型:收缩型和分泌型。收缩型SMC对由EC等血管细胞释放的各种血管活性分子和化学趋化物产生反应;而分泌型SMC则表达许多细胞因子和生长因子的基因、血管活性配基的受体和合成ECM蛋白。在血管损伤部位或EC缺如区,SMC可由收缩型向分泌型转化[13]。Papadaki等研究指出增加切变应力可明显降低人主动脉SMC(hASMC)的增殖率,这是通过改变细胞生长动力学获得的,是对血流变化的一种反应,且在生理范围的切变应力作用下(0.5 Pa和2.5 Pa)，hASMC仍存活，没有形态学变化和沿切变应力方向的细胞排列[15]。
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血管壁细胞的共同培养：体内和体外EC间最大的差别是活体内血管EC的更新率非常低,而体外静态培养条件下较高。体外培养中要获得相对较低的EC更新率,必需使EC与其邻近的SMC和血流环境相接触,如BAEC暴露于切变应力>1.5 Pa(15 dyn/cm2)时可降低其增殖率,<0.5 Pa(5 dyn/cm2)时则无影响。Kanda等[16，17]用小牛动脉壁细胞实验，证实无压力负荷状态下，细胞随机化方式排列;牵张应力作用下,随时间变化,压力负荷的EC、SMC、纤维母细胞均趋于按压力方向垂直排列,且随应力强度和频率的增高,这一现象更加明显。无论细胞承受压力与否,几乎都无显著的形态学变化。实验表明与控制细胞排列方向有关的三个因素是:应力负荷时间、应力强度范围和应力频率。Zieglar等[18]为进一步研究血流状态下SMC对EC的影响,将猪主动脉EC以高密度种植于含SMC的三维结构胶原基质中,观察到细胞迅速汇合,ECM有时位于胶原网顶部,EC下方。EC种植后10天,电镜显示EC被拉长,其上方无SMC。将这一模型暴露于切变应力为3 Pa(30dyn/cm2)的血流48小时,观察到EC继续拉长。
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五、血管组织工程的展望及尚需解决的问题
上述研究为重建血管提供了可行性依据。动物模型中，组织工程角膜、软骨、肝细胞等已有报道[4]。Shinoka等[19]在羊肺动脉瓣后叶成功进行了自体和同种组织工程瓣叶置换术。体外实验将小鼠EC和SMC植入具有抗压性改良型PGA管形支架中,可形成细胞排列正确的管型组织[20]。这些实验为血管组织工程带来了希望。但成功进行血管组织工程的先决条件是，充分了解血液动力学对血管壁细胞和基质的影响,体外研究完全模拟机体内环境。
血管组织工程有良好的应用前景,但目前尚有许多问题等待解决,主要包括:体外实验结果与体内自然现象的差异、各类细胞正确排列以形成有生物活性的有效结构、组织工程的血管是否能耐受血流应力等。我们必须掌握细胞生物学、免疫学和分子基因学等相关学科的知识，在基础科学、临床医学和材料工程学中架起桥梁。
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随着饮食结构的调整和老年化社会的步入，血管疾病的发病率逐年上升,严重威胁人们的生活质量。血管组织工程以其特有的高度生物相容性、可生长、可修复、可塑形、三维构造支架的生物可吸收性及不对机体产生损害等优点,为血管的功能恢复和再生提供了重要保证。我们正进入第三代治疗时代,即患者疾病的特异性治疗,应用个体特异的血管细胞进行血管组织工程并移植。随着这一新兴学科的完善,它将以其独特优势,在细胞、分子生物学基础研究和疾病治疗中占举足轻重的地位。
参考文献
1Bell.Biotechnology meets biomaterials.J Cell Biochem,1994,56:147-149.
2Bostman O.Current concepts review:absorbable implants for the fixation of fractures.J Bone Joint Surg,1991,73A:148-155.
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(收稿：1997-05-13 修回：1998-02-24), 百拇医药