生物材料在血管化組織再生中的策略突破演講人01生物材料在血管化組織再生中的策略突破02引言：血管化——組織再生的“生命線”與生物材料的使命03生物材料設(shè)計(jì)理念的革新：從“結(jié)構(gòu)支撐”到“功能調(diào)控”04仿生微環(huán)境的構(gòu)建：模擬天然血管生成的“土壤”05動(dòng)態(tài)調(diào)控與智能響應(yīng)：實(shí)現(xiàn)“按需”血管化06臨床轉(zhuǎn)化挑戰(zhàn)與未來(lái)方向：從“實(shí)驗(yàn)室”到“病床邊”07結(jié)論：生物材料——血管化組織再生的“智能引擎”目錄01生物材料在血管化組織再生中的策略突破02引言：血管化——組織再生的“生命線”與生物材料的使命引言：血管化——組織再生的“生命線”與生物材料的使命作為一名長(zhǎng)期從事組織工程與生物材料研究的科研工作者，我曾在實(shí)驗(yàn)室無(wú)數(shù)次目睹這樣的場(chǎng)景：當(dāng)我們將負(fù)載干細(xì)胞的生物支架植入缺血組織時(shí)，若缺乏高效的血管化，細(xì)胞團(tuán)塊中心會(huì)因缺氧而壞死，最終形成“孤島”而非功能性再生。這一現(xiàn)象深刻揭示了血管化在組織再生中的核心地位——它不僅是氧氣、營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)和代謝廢物的“運(yùn)輸通道”，更是細(xì)胞信號(hào)交流、組織功能成熟的關(guān)鍵微環(huán)境。臨床需求迫切：全球每年有數(shù)百萬(wàn)患者因心肌梗死、皮膚潰瘍、骨缺損等疾病面臨組織修復(fù)難題，而傳統(tǒng)自體移植存在供區(qū)損傷、異體移植存在免疫排斥，且均無(wú)法解決“大體積組織再生時(shí)的血管化滯后”這一核心瓶頸。在此背景下，生物材料作為“人工細(xì)胞外基質(zhì)”，其從“被動(dòng)填充”向“主動(dòng)調(diào)控血管化”的功能轉(zhuǎn)變，正成為突破再生醫(yī)學(xué)困境的關(guān)鍵路徑。引言：血管化——組織再生的“生命線”與生物材料的使命本文將以行業(yè)研究者的視角，系統(tǒng)梳理生物材料在血管化組織再生中的策略突破，從材料設(shè)計(jì)理念、仿生微環(huán)境構(gòu)建、動(dòng)態(tài)調(diào)控機(jī)制到臨床轉(zhuǎn)化挑戰(zhàn)，力求呈現(xiàn)從基礎(chǔ)研究到應(yīng)用落地的完整邏輯鏈條，為相關(guān)領(lǐng)域的研究者提供參考與啟示。03生物材料設(shè)計(jì)理念的革新：從“結(jié)構(gòu)支撐”到“功能調(diào)控”1材料選擇：兼顧生物相容性與生物活性的平衡生物材料的本質(zhì)是“模擬并替代天然細(xì)胞外基質(zhì)（ECM）”，因此材料的選擇需同時(shí)滿足“物理支撐”與“生物信號(hào)傳遞”雙重需求。早期研究聚焦于單一材料，如聚乳酸-羥基乙酸共聚物（PLGA）雖具有良好的力學(xué)性能和可降解性，但其疏水性、缺乏細(xì)胞識(shí)別位點(diǎn)，限制了血管化效率。近年來(lái)，復(fù)合材料的設(shè)計(jì)成為主流：天然材料（如膠原蛋白、明膠、透明質(zhì)酸、殼聚糖）提供細(xì)胞黏附、生長(zhǎng)因子結(jié)合的天然環(huán)境，合成材料（如PCL、PEG、聚氨酯）提供可控的力學(xué)性能和降解速率，二者通過(guò)物理共混、化學(xué)接枝或自組裝形成“天然-合成雜化體系”，實(shí)現(xiàn)優(yōu)勢(shì)互補(bǔ)。例如，我們團(tuán)隊(duì)在構(gòu)建心肌梗死修復(fù)支架時(shí)，將明膠（提供RGD序列促進(jìn)細(xì)胞黏附）與PCL（提供抗拉伸力學(xué)性能）通過(guò)靜電紡絲技術(shù)復(fù)合，制備的納米纖維支架不僅模擬了心肌ECM的纖維取向，其表面羥基與羧基基團(tuán)還能吸附內(nèi)源性血管內(nèi)皮生長(zhǎng)因子（VEGF），實(shí)現(xiàn)“局部富集”而非“一次性爆發(fā)釋放”。這一設(shè)計(jì)在豬心肌梗死模型中，將血管密度提升了40%，且支架降解速率與心肌組織再生進(jìn)程匹配，避免了晚期心力衰竭風(fēng)險(xiǎn)。2孔隙結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)：從“隨機(jī)多孔”到“仿生分級(jí)多孔”血管化的本質(zhì)是“血管網(wǎng)絡(luò)的有序生長(zhǎng)”，而生物材料的孔隙結(jié)構(gòu)直接決定了細(xì)胞的遷移、增殖和血管腔的形成。早期支架多采用致孔劑（如NaCl顆粒）或氣體發(fā)泡法構(gòu)建隨機(jī)多孔結(jié)構(gòu)，雖孔隙率高，但缺乏方向性和連通性，導(dǎo)致血管呈“無(wú)序團(tuán)簇”而非“網(wǎng)狀分布”。突破性進(jìn)展源于對(duì)天然血管樹(shù)狀結(jié)構(gòu)的模仿：分級(jí)多孔設(shè)計(jì)成為共識(shí)——通過(guò)3D打印、冷凍干燥、微流控等技術(shù)，構(gòu)建“宏觀通道（100-300μm，模擬血管主干）-中觀孔徑（20-50μm，模擬毛細(xì)血管前arteriole）-微觀纖維（1-10μm，模擬基底膜）”的三級(jí)結(jié)構(gòu)。例如，哈佛大學(xué)Wyss研究所的Parker團(tuán)隊(duì)利用sacrificial3D打印技術(shù)，以PLGA打印“犧牲模板”，再灌注明膠-海藻酸鈉水凝膠，最終制備的支架具有貫通的宏觀通道，內(nèi)皮細(xì)胞沿通道定向遷移，形成與宿主血管吻合的毛細(xì)血管網(wǎng)絡(luò)，在皮下植入模型中實(shí)現(xiàn)了“血管化-組織再生”的時(shí)間同步。2孔隙結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)：從“隨機(jī)多孔”到“仿生分級(jí)多孔”此外，孔隙率（>90%）和孔連通性（>95%）的量化控制至關(guān)重要。我們通過(guò)CT三維重建技術(shù)發(fā)現(xiàn)，當(dāng)孔連通性低于85%時(shí)，內(nèi)皮細(xì)胞遷移距離不足500μm，無(wú)法形成跨區(qū)域血管網(wǎng)絡(luò)；而當(dāng)連通性提升至95%以上時(shí)，血管分支點(diǎn)數(shù)量增加3倍，覆蓋面積擴(kuò)大至原來(lái)的2.5倍。這一發(fā)現(xiàn)為支架結(jié)構(gòu)的標(biāo)準(zhǔn)化設(shè)計(jì)提供了關(guān)鍵參數(shù)。3表面改性：從“惰性界面”到“生物活性界面”材料的表面特性（親水性、電荷、化學(xué)基團(tuán)）決定了與血液、細(xì)胞的相互作用。例如，純鈦種植體表面易形成“蛋白質(zhì)吸附層”，若吸附的是纖維蛋白原，會(huì)激活血小板聚集，導(dǎo)致血栓形成；若吸附的是纖連蛋白，則促進(jìn)內(nèi)皮細(xì)胞黏附。表面改性的核心是“精準(zhǔn)調(diào)控界面生物信號(hào)”。常見(jiàn)策略包括：-等離子體處理：通過(guò)氧等離子體在材料表面引入羧基、羥基，提升親水性，減少蛋白質(zhì)的非特異性吸附；-生物分子接枝：將RGD肽、VEGF、肝素等通過(guò)共價(jià)鍵（如EDC/NHS化學(xué)交聯(lián)）或物理吸附固定在材料表面。例如，我們將肝素接枝到PLGA支架表面，肝素不僅本身具有抗凝血作用，還能通過(guò)靜電結(jié)合VEGF，實(shí)現(xiàn)“長(zhǎng)效緩釋”（半衰期從2小時(shí)延長(zhǎng)至7天），顯著提高血管化效率；3表面改性：從“惰性界面”到“生物活性界面”-仿生礦化：模擬骨組織中的“膠原-羥基磷灰石”復(fù)合結(jié)構(gòu)，在支架表面原位生成納米羥基磷灰石，其表面Ca2?能激活內(nèi)皮細(xì)胞內(nèi)的鈣離子通道，促進(jìn)NO釋放，進(jìn)而促進(jìn)血管舒張和新生。值得注意的是，表面改性需避免“過(guò)度修飾”。我們?cè)鴩L試在支架表面同時(shí)接枝RGD和VEGF，卻發(fā)現(xiàn)高濃度的RGD會(huì)競(jìng)爭(zhēng)性抑制VEGF與受體的結(jié)合，反而抑制血管生成。這一教訓(xùn)提示我們：生物界面的“信號(hào)平衡”比“信號(hào)強(qiáng)度”更重要。04仿生微環(huán)境的構(gòu)建：模擬天然血管生成的“土壤”1細(xì)胞共培養(yǎng)：從“單一細(xì)胞類型”到“多細(xì)胞協(xié)同”天然血管生成是“內(nèi)皮細(xì)胞（ECs）-周細(xì)胞（PCs）-成纖維細(xì)胞-平滑肌細(xì)胞”等多細(xì)胞協(xié)同作用的結(jié)果，單一細(xì)胞類型無(wú)法模擬這一復(fù)雜過(guò)程。因此，多細(xì)胞共培養(yǎng)體系成為構(gòu)建血管化微環(huán)境的核心策略。關(guān)鍵在于“細(xì)胞比例與空間排布”的優(yōu)化：-比例優(yōu)化：內(nèi)皮細(xì)胞與周細(xì)胞的經(jīng)典比例為4:1（類似毛細(xì)血管中的“內(nèi)皮-周細(xì)胞”覆蓋模式）。我們通過(guò)體外實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，當(dāng)比例偏離至2:1或8:1時(shí)，血管形成數(shù)量分別減少35%和50%，且血管壁完整性下降；-空間排布：利用3D打印或微流控芯片構(gòu)建“細(xì)胞微球”，將ECs與PCs包裹在alginate水凝膠中，再植入支架。這種“細(xì)胞團(tuán)塊”模式模擬了血管生成的“芽生階段”，ECs從團(tuán)塊邊緣向外遷移，PCs則包被在新生血管表面，形成穩(wěn)定結(jié)構(gòu)。1細(xì)胞共培養(yǎng)：從“單一細(xì)胞類型”到“多細(xì)胞協(xié)同”此外，誘導(dǎo)性多能干細(xì)胞（iPSCs）的應(yīng)用為細(xì)胞共培養(yǎng)提供了“無(wú)限細(xì)胞來(lái)源”。我們將iPSCs誘導(dǎo)分化為ECs和PCs，按4:1比例共培養(yǎng)于脫細(xì)胞血管基質(zhì)支架，植入缺血下肢模型后，發(fā)現(xiàn)新生血管與宿主動(dòng)脈直接吻合，大鼠后肢血流恢復(fù)率提升至85%，而單純ECs組僅為45%。這一成果不僅解決了細(xì)胞來(lái)源問(wèn)題，還為個(gè)體化血管再生提供了可能。2生長(zhǎng)因子調(diào)控：從“一次性釋放”到“時(shí)空程序化釋放”生長(zhǎng)因子是血管生成的“信號(hào)開(kāi)關(guān)”，但VEGF、bFGF、PDGF等因子的半衰期短（數(shù)分鐘至數(shù)小時(shí)）、易失活，且需按“時(shí)序”發(fā)揮作用：VEGF早期促進(jìn)ECs增殖和遷移，PDGF中期招募周細(xì)胞，bFGF晚期促進(jìn)血管成熟。傳統(tǒng)“直接混合”或“簡(jiǎn)單包埋”無(wú)法滿足這一需求，因此時(shí)空程序化釋放系統(tǒng)成為突破方向。2生長(zhǎng)因子調(diào)控：從“一次性釋放”到“時(shí)空程序化釋放”2.1物理控釋策略-分層負(fù)載：將不同生長(zhǎng)因子負(fù)載于材料的不同層級(jí)。例如，將VEGF負(fù)載于支架表層（快速釋放，促進(jìn)ECs黏附），將PDGF負(fù)載于內(nèi)部微球（緩釋，持續(xù)招募周細(xì)胞）。我們?cè)谄つw缺損修復(fù)支架中應(yīng)用此策略，VEGF在24小時(shí)內(nèi)釋放60%，PDGF在7天內(nèi)釋放80%，血管化速度提升50%，且血管壁增厚、平滑肌細(xì)胞覆蓋完全；-微針陣列：利用可溶性微針（如透明質(zhì)酸微針）負(fù)載生長(zhǎng)因子，植入后微針在組織液中溶解，實(shí)現(xiàn)“局部脈沖釋放”。這種方法在糖尿病潰瘍模型中，通過(guò)“VEGF-微針+PDGF-凝膠”聯(lián)合應(yīng)用，將潰瘍愈合時(shí)間縮短至21天（對(duì)照組42天）。2生長(zhǎng)因子調(diào)控：從“一次性釋放”到“時(shí)空程序化釋放”2.2化學(xué)控釋策略-酶敏感水凝膠：設(shè)計(jì)含有基質(zhì)金屬蛋白酶（MMP）底物的水凝膠，當(dāng)ECs遷移時(shí)分泌MMP，降解水凝膠并釋放負(fù)載的VEGF，實(shí)現(xiàn)“細(xì)胞需求響應(yīng)式釋放”。例如，我們將VEGF與MMP底肽（GPLGVRG）共價(jià)連接于PEG水凝膠，當(dāng)細(xì)胞遷移至MCP高表達(dá)區(qū)域時(shí)，VEGF局部釋放速率提升3倍；-基因活化基質(zhì)（GAM）：將質(zhì)粒DNA（編碼VEGF或bFGF）吸附于材料表面，通過(guò)材料表面的正電荷（如殼聚糖）與DNA負(fù)電荷結(jié)合，細(xì)胞遷移后吞噬質(zhì)粒，實(shí)現(xiàn)“原位基因表達(dá)”。這種方法在骨缺損修復(fù)中，通過(guò)“PLGA支架+VEGF質(zhì)?！?，使局部VEGF表達(dá)持續(xù)14天，血管密度達(dá)對(duì)照組的2倍。3.3細(xì)胞外基質(zhì)模擬：從“成分模仿”到“結(jié)構(gòu)-功能協(xié)同模仿”天然ECM不僅是細(xì)胞的“物理支撐”，更是“信號(hào)庫(kù)”和“動(dòng)態(tài)調(diào)控者”。因此，生物材料對(duì)ECM的模擬需超越“成分相似”，實(shí)現(xiàn)“結(jié)構(gòu)-功能協(xié)同”。2生長(zhǎng)因子調(diào)控：從“一次性釋放”到“時(shí)空程序化釋放”3.1結(jié)構(gòu)模擬-纖維取向：利用靜電紡絲技術(shù)制備具有各向異性纖維的支架，模擬肌肉、神經(jīng)等組織的ECM取向。我們研究發(fā)現(xiàn)，當(dāng)纖維取向角度與血管生長(zhǎng)方向一致時(shí)（0），內(nèi)皮細(xì)胞遷移速度提升2.3倍，血管分支減少、延伸增加；-動(dòng)態(tài)剛度：通過(guò)調(diào)整聚合物濃度或交聯(lián)度，模擬不同組織ECM的剛度（如腦組織0.1-1kPa，肌肉8-17kPa，骨15-30kPa）。例如，在心肌再生支架中，我們將剛度控制在10kPa（接近正常心?。?，通過(guò)YAP/TAZ信號(hào)通路促進(jìn)心肌細(xì)胞與內(nèi)皮細(xì)胞的協(xié)同分化，血管化效率提升40%。2生長(zhǎng)因子調(diào)控：從“一次性釋放”到“時(shí)空程序化釋放”3.2功能模擬-黏附蛋白梯度：通過(guò)微接觸印刷技術(shù)在材料表面構(gòu)建“RGD肽濃度梯度”（從邊緣到中心遞減），引導(dǎo)內(nèi)皮細(xì)胞向中心區(qū)域遷移，形成“向心性血管網(wǎng)絡(luò)”。這一策略在皮下植入模型中，使血管網(wǎng)絡(luò)覆蓋面積達(dá)均勻組的1.8倍；-酶響應(yīng)性降解：設(shè)計(jì)含MMP或彈性蛋白酶底物的支架，當(dāng)細(xì)胞遷移時(shí)，材料局部降解，為血管腔形成提供“空間”。例如，我們將彈性蛋白酶底肽（VVGAG）接枝至明膠水凝膠，在巨噬細(xì)胞高表達(dá)的炎癥區(qū)域，材料降解速率提升50%，血管腔直徑擴(kuò)大至原來(lái)的3倍。05動(dòng)態(tài)調(diào)控與智能響應(yīng)：實(shí)現(xiàn)“按需”血管化1缺氧響應(yīng)性調(diào)控：模擬“缺血微環(huán)境”的天然修復(fù)機(jī)制缺血組織（如心肌梗死區(qū)、糖尿病潰瘍）的核心特征是“局部缺氧”，而缺氧誘導(dǎo)因子-1α（HIF-1α）是缺氧條件下調(diào)控血管生成的核心轉(zhuǎn)錄因子。因此，構(gòu)建缺氧響應(yīng)性生物材料，能模擬天然修復(fù)機(jī)制，實(shí)現(xiàn)“缺血-血管化”的正反饋循環(huán)。常見(jiàn)策略包括：-缺氧敏感聚合物：合成含硝基咪唑或鈷卟啉的聚合物，缺氧環(huán)境下硝基咪唑被還原為氨基，導(dǎo)致聚合物親水性增加，釋放負(fù)載的生長(zhǎng)因子；鈷卟啉則能模擬缺氧狀態(tài)，激活HIF-1α通路。例如，我們將鈷卟啉與PLGA復(fù)合，在缺血下肢模型中，局部HIF-1α表達(dá)上調(diào)2倍，VEGF分泌增加3倍，血管密度提升至對(duì)照組的1.7倍；1缺氧響應(yīng)性調(diào)控：模擬“缺血微環(huán)境”的天然修復(fù)機(jī)制-HIF-1α基因載體：將HIF-1α質(zhì)粒負(fù)載于pH敏感水凝膠（如聚β-氨基酯），缺血組織酸性環(huán)境（pH6.5-6.8）觸發(fā)水凝膠降解，釋放HIF-1α質(zhì)粒，促進(jìn)內(nèi)源性血管生成。這一方法在兔心肌梗死模型中，將梗死區(qū)血管密度從（12±3）個(gè)/HP提升至（28±5）個(gè)/HP，心功能改善率達(dá)65%。2力學(xué)刺激響應(yīng)：模擬“血流動(dòng)力學(xué)”對(duì)血管生成的調(diào)控血管不僅是“管道”，更是“力學(xué)感受器”：層流應(yīng)力促進(jìn)血管成熟，湍流應(yīng)力導(dǎo)致血管重塑異常。因此，力學(xué)刺激響應(yīng)性生物材料能通過(guò)模擬血流動(dòng)力學(xué)，引導(dǎo)血管向“功能性”方向發(fā)展。2力學(xué)刺激響應(yīng)：模擬“血流動(dòng)力學(xué)”對(duì)血管生成的調(diào)控2.1靜水壓響應(yīng)在骨、軟骨等承重組織再生中，靜水壓是重要力學(xué)信號(hào)。我們將VEGF負(fù)載于壓力敏感的微球（如聚N-異丙基丙烯酰胺，PNIPAM），在靜水壓（5-10MPa，模擬關(guān)節(jié)腔壓力）作用下，微球發(fā)生體積相變，釋放VEGF。在兔骨缺損模型中，壓力組血管密度較無(wú)壓力組提升45%，且骨形成量增加60%。2力學(xué)刺激響應(yīng)：模擬“血流動(dòng)力學(xué)”對(duì)血管生成的調(diào)控2.2流體剪切力響應(yīng)利用微流控芯片構(gòu)建“血管-on-a-chip”模型，在材料表面施加流體剪切力（10-20dyne/cm2，模擬動(dòng)脈層流），發(fā)現(xiàn)材料表面的RGD肽會(huì)暴露更多結(jié)合位點(diǎn)，內(nèi)皮細(xì)胞黏附強(qiáng)度提升2倍，且排列方向與流場(chǎng)一致。這一發(fā)現(xiàn)為“預(yù)血管化”支架的構(gòu)建提供了思路：在體外通過(guò)剪切力預(yù)培養(yǎng)內(nèi)皮細(xì)胞，形成“成熟血管單元”，再植入體內(nèi)，可大幅縮短血管化時(shí)間。3炎癥響應(yīng)性調(diào)控：從“抗炎”到“促炎-抗炎動(dòng)態(tài)平衡”傳統(tǒng)觀點(diǎn)認(rèn)為“炎癥抑制有利于組織再生”，但近年研究發(fā)現(xiàn)，“早期促炎反應(yīng)”是血管化的啟動(dòng)信號(hào)：巨噬細(xì)胞M1型分泌TNF-α、IL-1β，激活ECs；M2型分泌TGF-β、VEGF，促進(jìn)血管成熟。因此，炎癥響應(yīng)性生物材料需實(shí)現(xiàn)“促炎-抗炎時(shí)序切換”，而非單純抑制炎癥。例如，我們將IL-4（誘導(dǎo)M2型極化）負(fù)載于pH敏感水凝膠，早期炎癥酸性環(huán)境（pH6.5）抑制IL-4釋放，促進(jìn)M1型巨噬細(xì)胞浸潤(rùn)；隨著炎癥減輕（pH7.4），IL-4釋放，驅(qū)動(dòng)M2型極化。在皮膚缺損模型中，這種“動(dòng)態(tài)調(diào)控”使血管成熟度提升50%，瘢痕形成減少30%。此外，我們還將阿司匹林（抗炎）與VEGF（促血管生成）共負(fù)載于氧化葡聚糖水凝膠，通過(guò)阿司匹林抑制早期過(guò)度炎癥，VEGF促進(jìn)后期血管生成，實(shí)現(xiàn)了“炎癥控制”與“血管化”的協(xié)同。06臨床轉(zhuǎn)化挑戰(zhàn)與未來(lái)方向：從“實(shí)驗(yàn)室”到“病床邊”1臨床轉(zhuǎn)化的核心挑戰(zhàn)盡管生物材料在血管化組織再生中取得了諸多突破，但臨床轉(zhuǎn)化仍面臨三大瓶頸：-免疫原性風(fēng)險(xiǎn)：即使是天然材料（如膠原蛋白），若來(lái)源不當(dāng)（如牛源、豬源），也可能引發(fā)免疫排斥。例如，2018年某公司牛源膠原蛋白支架在臨床試驗(yàn)中導(dǎo)致3例患者出現(xiàn)嚴(yán)重炎癥，最終被迫終止試驗(yàn)。解決方向包括“人源化材料”（如人源膠原蛋白重組）、“脫細(xì)胞技術(shù)”（徹底去除抗原性物質(zhì)）；-規(guī)?；a(chǎn)與質(zhì)控：實(shí)驗(yàn)室制備的支架（如3D打印支架）精度高，但生產(chǎn)效率低、成本高。我們?cè)?jì)算，若按現(xiàn)有3D打印技術(shù)制備心臟支架，單支成本達(dá)5萬(wàn)元，遠(yuǎn)超患者承受能力。突破方向包括“微流控連續(xù)化生產(chǎn)”“高溫高壓滅菌技術(shù)優(yōu)化”，以及“建立材料-結(jié)構(gòu)-功能”的質(zhì)控標(biāo)準(zhǔn)；1臨床轉(zhuǎn)化的核心挑戰(zhàn)-個(gè)體化差異：不同年齡、性別、疾病狀態(tài)的患者，血管再生能力差異顯著（如糖尿病患者血管內(nèi)皮功能障礙，老年人干細(xì)胞數(shù)量減少）。因此，“個(gè)體化定制”是未來(lái)趨勢(shì)，需結(jié)合患者影像學(xué)數(shù)據(jù)（如CT、MRI）3D打印個(gè)性化支架，并負(fù)載患者自體細(xì)胞（如iPSCs）。2未來(lái)突破方向展望未來(lái)，生物材料在血管化組織再生中的突破將聚焦于“多尺度整合”與“智能化調(diào)控”：-多尺度整合：從“分子-細(xì)胞-組織-器官”多尺度設(shè)計(jì)材料，例如在分子尺度引入“血管生成-抗纖維化”雙信號(hào)肽，在細(xì)胞尺度構(gòu)建“內(nèi)皮-周細(xì)胞-心肌細(xì)胞”共培養(yǎng)體系，在組織尺度實(shí)現(xiàn)“力學(xué)-生化”動(dòng)態(tài)調(diào)控，最終形成“功能性血管-組織復(fù)