组织工程技术正广泛应用于骨组织修复和再生，具有巨大的临床再生潜力，但是存在一些问题也不可轻视，如:材料内部的弥散困难;新生血管向材料长入的速度缓慢;在没有血管化的情况下，组织排泄移植材料降解产物的能力有限，排泄物大量堆积形成炎症反应;材料的微循环需要与宿主的循环建立联接，这常需要长达数天(8d左右)的时间，因此会出现恶劣的生存环境。本综述重点介绍骨组织工程中的血管化，总结目前促进功能性血管网形成的新方法。

　　新型支架材料

　　肿瘤切除、先天性缺陷、创伤或感染是大块骨缺损的主要原因。支架材料必须确保力学稳定性，并诱导骨愈合。而近几年发生了转变，从对诱导骨形成的支架发展为具有血管网的支架。近来一种由淀粉混合物和聚己酸内酯(SPCL)以微米或纳米级纤维构成，通过静电纺丝获得的纳米纤维。能够同时提供骨修复的力学强度并模拟细胞外基质(ECM)。在SPCL纳米/微米纤维支架上模拟ECM的纳米微网可促进内皮细胞迁移和建立毛细血管网。有一种含有Ⅰ型胶原的SPCL纳米纤维支架。Yangetal通过快速挤压自由成型技术制造具有3种不同结构水平的支架:亚微米孔径，目的在于增强细胞/表面相互作用;几十微米孔径，促进骨长入;数百微米孔径，促进血管化。Parketal引入了一种更为有趣的概念，其提出通过糖类纤维溶解，制作大孔径的纤维支架。

　　含有微型血管网的支架

　　光刻技术基于半导体晶片技术，显微结构制作可从排列整齐的细微沟纹到立体血管结构网，然后整合到生物可降解或非可降解材料中。为了实现最佳的流体动力学性能，刻印的网络应该由多个分支构成，并且每一分支不超过两个垂直结点。Fidkowskietal用多聚甘油癸二酸盐(PGS)制作了一种生物可降解的微血管网，在生物体内可达到与静脉相似的力学弹性。毛细血管网用硅片作为模具印记到PGS。内皮细胞种植到印记的毛细血管网，并灌注培养基，在体外形成生物工程的微血管网。最近，一种新的计算机辅助设计/计算机辅助生产(CAD/CAM)技术命名的双光子多聚体(2PP)出现，其使得任何计算机设计3D结构微网得以实现。

　　2PP是已应用的光敏多聚体材料，可用于制造毛细血管形状的微细结构，该技术的灵活性及其精确性对于解决建立微细血管网的问题有很大潜力。另一个用于支架材料生产的CAD/CAM技术是快速打印技术，Moronietal研发了3D纤维沉积是一个快速的打印工具，其通过中空纤维结构创造3D支架形成血管网提供结构支持。

　　血管内皮生长因子(VEGF)

　　由于血管再生与骨再生关系密切，各种VEGF在新生血管形成和软骨内骨化中发挥重要作用。目前，血管再生的治疗方法强调局部集中和持续地使用生长因子而不是局部和单次快速静脉注射。释放药物系统可使浓聚、低剂量的血管生长因子长时间发挥作用促进组织再生，明显优于单次快速静脉注射。许多天然的、合成的和复合的材料已经被用作血管生长因子的释放载体。聚乳酸乙醇酸(PL-GA)微球局部持续释放的VEGF可使颅骨临界性缺损部位的新生血管和骨组织同步再生。

　　分子生物学和药物释放

　　这方面研究进展使含有VEGF的基因可以在局部释放血管生长分子。Huangetal已在小鼠股骨缺损中使用腺病毒载体释放VEGF，通过基因转染来诱导血管再生，并促进骨愈合和骨矿化。另一种促进骨折修复的方法是通过VEGF基因转染，将含有目的基因的转染细胞作为载体。转染VEGF基因的成纤维细胞已被用于骨缺损治疗，并可见新骨桥的形成，而对照组(单纯的成纤维细胞)的骨缺损部位可见大量的纤维组织和少量的骨。

　　生长因子的剂量

　　使用高剂量VEGF时形成的血管会有形态异常和渗漏。此外，不能忽视血管再生促进下列病理变化，例如:肿瘤形成、动脉硬化、视网膜增生性疾病等。Schmidtetal研究了血管化支架持续释放VEGF的效果。他们报道，每日给予150ng剂量VEGF可以诱导连续的血管化，即使在中断给药血管化仍可延续下去，而10倍浓度的剂量只能诱导短暂的血管化。

　　多肽

　　通过源于黏附蛋白或细胞外基质分子的特定肽段序列触发血管再生。多肽序列与完整蛋白相比的优势在于能够对引起的反应进行更精确的控制，也易于作用于底物。Hamadaetal报道源于骨桥的肽序列在体内和体外都表现出潜在的血管再生作用。

　　一些具有双重作用的分子

　　例如:鞘氨醇1-磷酸(S1P)是一种具有双重作用的磷脂，其能够影响内皮细胞、平滑肌细胞、成骨样细胞的增生、迁移。Sef-ciketal已评估了在临界的颅骨缺损中，载有S1P微球的支架持续释放S1P促进新骨形成和血管化。

　　生长因子联合释放

　　Choietal研究两种或更多种生长因子的联合释放，并且其剂量和输送速度是可控的。VEGF和血小板衍生因子(PDGF)在空间上协调并同时出现，这样能够快速形成成熟的血管结构。

　　内皮细胞和内皮祖细胞(EPC)

　　在体内构建微血管网采用大血管或微血管的内皮细胞。Parketal为了形成稳定成熟的血管网，将内皮细胞与血管周细胞共培养。尽管内皮细胞具有增殖和血管生成的活性，但是联合运用内皮细胞和血管周细胞才是血管成熟的基础。自体来源的EPC也用于血管化组织工程治疗这一类细胞通过三种细胞表型即:CD34，CD133和血管内皮细胞生长因子受体-2(VEGFR-2)来鉴定。这些细胞主要来源于骨髓、脂肪组织、外周血。它能够分化为成熟的内皮细胞，参与血管新生和血管形成。EPC的数量少，通过体外培养扩增数量可达1000多倍，而成体内皮细胞扩增30倍后即会衰老。要形成稳定而长期有效的毛细血管网，还需要构成血管壁的其他细胞。例如，聚乙醇酸/聚L-乳酸(PGA-PL-LA)的EPC增加平滑肌细胞后才能形成毛细血管网。有学者在免疫缺陷小鼠体内联合移植EPC和间充质干细胞可形成功能性微血管网。

　　共培养体系

　　骨组织中最重要是内皮细胞和成骨细胞。Un-geretal设计这两种细胞共培养的方法构建血管化骨。它也适用于生物材料移植前血管化或移植后血管化。不同来源的成体细胞或祖细胞能够组成共培养体系。这种方法的最大优势是自我促进和成熟，不需要提供外源性生长因子。成骨细胞与内皮细胞的共培养比单培养释放更多的VEGF。细胞外基质中的分子在共培养体系中也起到重要作用，人真皮微血管内皮细胞(HDMEC)与成骨细胞在SPCL纤维网状支架共培养能够引起Ⅰ型胶原mR-NA和蛋白的合成。

　　因此，Ⅰ型胶原在共培养系统中是一种关键的调节分子，它能够提供内皮细胞迁移、增殖所需要的生理化学信号。此外，内皮细胞也影响成骨细胞的活性，上调碱性磷酸酶(内皮细胞促进成骨分化的指标)的表达。在材料移植前将内皮细胞和成骨细胞在支架材料中共培养一段时间(数小时至数天)。这种方法与内环境相比的优势在于可以编排细胞间的连接建立有功能的血管网。Yuetal研究内皮细胞与成骨细胞在多孔PCL上共培养不仅提高了骨形成，也促进了血管化。Stef-fensetal也报道，将牛松质骨上联合培养的成熟内皮细胞和成骨细胞后移植到免疫缺陷小鼠皮下可观察到血管化的形成。值得关注的是，招募血管壁细胞的方法促进血管成熟，再生的血管网能够与小鼠自身的血管相吻合。

　　显微手术方法

　　生物材料、成骨细胞及成骨诱导因子已被用于建立血管化骨组织，同时结合显微手术方法，如皮瓣移植、动静脉吻合，对于构建皮瓣组织工程依赖于周围组织的血供和外周血管的长入具有重要的临床意义。一般包括两个阶段的手术步骤:在第一阶段，将载有种子细胞和(或)生长因子的支架材料植入血管丰富的部位，通常是肌肉和前臂筋膜，受区部位的毛细血管长入使支架材料血管化。在第二阶段，移植物作为带血管蒂的游离骨瓣被转移至骨缺损部位，并通过显微血管手术将血管蒂与受体部位的血管相吻合。

　　Scheufleretal的利用支架材料、骨形态发生蛋白-7(BMP-7)和患者的骨髓相结合完成了下颚骨的重建。将构建的复合材料植入背阔肌，7周后做肌骨瓣移植修复了下颚骨缺损。尽管这种方法已经取得了成功，但是并不能忽视其缺点，如两次手术的复杂及牺牲供体部位附着的肌肉。与皮瓣移植相比动静脉吻合的优势在于实现血管吻合的同时明显减少了纤维化的干扰。Heetal通过显微手术完成动静脉吻合能够在牛松质骨基质诱导轴向血管化。在聚碳酸酯腔支架上构建了一个动静脉吻合的模型，研究有利于细胞移植存活的血管化环境。但对于取静脉血管移植后供体部位并发症及构建血管吻合有一定的技术难度。

　　综上所述，尽管能在生物材料上构建出毛细血管，但是这些血管是不成熟的，容易发生退变。因此，当前研究主要是如何形成成熟的新生血管，并能长期维持血管的稳定。血管外周细胞，如壁细胞、平滑肌细胞能够促进原始血管网的构建和成熟。

　　此外，细胞共培养体系的升级换代，成骨细胞、内皮细胞和壁细胞的3种细胞联合培养将获得更佳的效果。材料的微循环与宿主的微循环联接贯通至关重要。目前技术能到达联接宿主的血管最小直径是1mm。因此，解决问题的方法在于增大构建血管的直径或提高显微手术技术。几种方法快速组织工程血管化方法，包括:①新型生物支架的设计;②血管生长因子的负载;③在体外预血管化;④在体内预血管化。虽然目前还不清楚哪种方法是体内应用中最易成功的，但是这些方法的组合可能被证明是最有效的。总而言之，骨是一个含多种成份的器官，骨组织工程成功构建血管化的方法必须能够重建其每一种组成元素和错综复杂的血管网，否则难以实现骨组织再生。