支架是组织工程的关键要素之一。在肌肉组织工程中, 多孔支架具备独特的优势, 包括利于细胞的存活、成肌分化及血管长入等, 应用潜力巨大。多孔支架的性能与材料的性质密切相关, 此外支架的孔径大小及孔隙率等直接影响细胞黏附、增殖与分化。本文就肌肉组织工程中常用多孔支架的种类、应用及优势等作一综述。
引用本文： 孙妍, 邹玲, 刘钧. 多孔支架在肌肉组织工程中的应用. 生物医学工程学杂志, 2015, 32(6): 1343-1347. doi: 10.7507/1001-5515.20150237 复制
0 引言
由创伤、肿瘤、先天性缺陷、代谢性疾病等多种原因造成的肌肉缺损或功能丧失十分常见。目前，临床上肌肉缺损主要是通过肌肉移植来进行形态和功能的修复，但可利用的肌肉来源有限，而且会对供区产生较大的损伤，同时还存在异体移植供体来源困难及免疫排斥等问题，这些因素使较大面积肌肉缺损的修复治疗受到很大程度的限制。组织工程技术的出现，为肌肉缺损修复重建提供了一条新的途径。支架作为细胞外基质的替代物，是组织工程的关键要素和核心技术之一。其中，多孔支架(porous scaffold)以其独特的优势使支架的性能得到很大改善，在肌肉组织工程中的具有很大的应用潜力。
1 肌肉组织工程支架常用材料的种类
支架的性能与材料的性质密切相关，目前常用的肌肉组织工程支架主要是水凝胶类材料及其它一些生物材料[1-3]。
1.1 水凝胶(hydrogel)
水凝胶是天然聚合物和合成聚合物的子类，在结构上类似于胞外基质，生物相容性良好，是理想的可注射支架材料，可用于充填不规则形状缺损，可通过改良提高机械性能，应用前景良好，是肌肉组织工程常用的支架材料[1-3]。
1.1.1 天然水凝胶
包括纤维蛋白、胶原、藻酸盐、壳聚糖、琼脂糖等。其中纤维蛋白、胶原等材料已应用于临床，但有可能导致机体的免疫反应。天然水凝胶多可用于肌肉组织工程，这些天然聚合物含有利于细胞吸附或维持不同功能的物质(如特定的蛋白质)，有好的生物相容性，结构稳定，可以引导细胞发育[2]。Guo等[4]成功利用纤维蛋白凝胶携带骨髓来源的心肌干细胞治疗大鼠心肌梗死，纤维蛋白利于移植心肌干细胞的存活、迁移及成肌分化，促进新生血管的生成。
1.1.2 合成水凝胶
常用合成水凝胶包括聚乙烯醇(polyvinyl alcohol, PVA)、聚乙二醇(polyethylene glycol, PEG)、聚己内酯(polycaprolactone, PCL)、聚乳酸(polylactic acid, PLA)等及其衍生物，已被应用于肌肉组织工程[2]。相比天然聚合物，合成聚合物的理化性能更易改变。如Duling等[5]利用PCL降解速率慢，生物相容性好的性能，对其进行加工改造，用于组织工程。但合成水凝胶存在亲水性差、降解产物可能会影响细胞生长等问题。
1.1.3 复合水凝胶
复合两种或两种以上的天然、合成水凝胶，目的在于使它们优势互补，达到所需的理想性能。Pok等[6]利用明胶-壳聚糖凝胶类似胞外基质的多孔结构与良好的生物性能、PCL较高的机械强度，将PCL作为核心夹在明胶-壳聚糖水凝胶中，构建了一个“三明治”式的结构。该支架操作性好，降解速度适中，且细胞在支架构建的仿生环境中自由迁移、增殖、分化，最终和自身组织融合。
1.2 其他材料
无机生物材料陶瓷刚性高，可塑性低，较少用于肌肉组织工程的研究。研究表明生物活性玻璃与软组织有良好的结合性，其生物相容性良好，降解产物能促进生长因子分泌及细胞增殖，可应用于肌肉组织工程[7]。近年有研究利用锥形玻璃纤维的不同降解速率产生管道来改善轴向细胞组织的生长，进而可促进再生组织血管化、神经化，对肌肉这种极性组织的再生比较有利[8]。脱细胞基质是用物理、化学、酶等方法处理得到无活细胞存在的胞外基质，具有良好的生物相容性，丰富的生长因子，因此在诱导组织再生方面具有较大的优势，但可能存在免疫原性[9]。蚕丝具有一定的拉伸强度而且降解速度较慢，能满足肌肉修复的力学强度要求，此外蚕丝生物相容性良好，前期研究表明蚕丝适用于肌肉缺损修复[10]。
2 多孔支架在肌肉再生领域的应用
不同多孔材料结构可具有一定的差异，多孔支架的孔径、孔的方向、孔隙率、孔的连通性可影响多孔支架的性能。孔径大小一般在10~1 000μm，大孔支架(macroporous scaffold，孔径＞100μm)更利于养分供给、代谢物传输及细胞与血管长入[11]。在应用不同材料、不同方法制备多孔支架时要合理设计，在保证较大孔径、较高孔隙率、较高孔连通性的前提下，维持支架的强度和稳定性。肌肉组织再生中常用溶液浇铸-颗粒滤除法、冷冻干燥法、静电纺丝法、添加致孔微球法及快速成型法等制备多孔支架[12]，以下是上述方法制备多孔支架的性能比较。
2.1 溶液浇铸-颗粒滤除法
将组织工程材料、致孔颗粒溶于有机溶剂中形成均匀溶液，然后有机溶剂挥发除去，形成三维支架，最后用材料不溶而致孔颗粒溶解的溶剂使颗粒浸泡滤除制成多孔三维支架。Gong等[13]利用该技术制成孔隙率达90%的带有轴向孔径梯度的多层大孔PLA支架，通过控制盐与聚合物的比例、盐的颗粒直径分别来控制孔隙率、孔径。该法简单、快捷，适用范围广，孔隙率、孔径易于调节；但一次只能制成较薄的支架，操作过程中需用到有机溶剂，且存在致孔剂颗粒残留的问题。Lee等[14]通过控制致孔颗粒大小产生不同孔径的支架，研究不同孔径对平滑肌细胞黏附、增殖的影响，结果表明超过一定范围，孔径增大并不会明显改善细胞生长，且不同细胞生长对孔径要求也不同。
2.2 冷冻干燥法
将水凝胶等支架在低温下冷冻发生相分离，经冷冻干燥除去分散的溶剂而形成多孔结构。Kroehne等[15]利用冷冻干燥法，控制温度以相同速度冷却，产生沿温度梯度排列的指状冰晶，冰晶升华产生有序多孔胶原支架。该种支架用于肌肉组织工程时，支架使得大量单个细胞分布在缺损肌组织的特定位置，内部的几何结构可促使随意分布的细胞形成稳定的肌组织。该法易于操作，避免了高温，利于生物活性分子的引入和控释，不足之处是该法所产生的孔尺寸偏小，同时冷冻、干燥过程中冰晶产生的机械应力可能对多孔支架的稳定性产生影响[16]。
2.3 静电纺丝法
在高压静电作用下高聚物溶液或熔体经分化、拉伸、收集可获得平行或无序排列的纳米纤维，可通过改变静电纺丝的参数来改变纤维的直径及排列方向。Aviss等[17]通过控制接地极的旋转速度，产生一种纤维无序排列的支架(300 r/min)和一种纤维有序排列的支架(1 500 r/min)，并将支架用于肌肉再生。比较两种支架的性能表明，有序支架在机械强度、伸长率、诱导细胞分化等方面都优于无序支架。该法产生的纤维直径可达纳米级，精细程度高，纤维交错编织构成的支架具有一定的力学性能，孔隙率高且具有良好的生物仿生性能。但此法并非产生细胞外基质(extracellular matrix, ECM)类似物的理想方法，比如聚合物经过电纺、沉积最终得到的纤维直径往往是微米级，超过ECM构成纤维直径(50~500 nm)的上限。Blakeney等[18]改进电纺技术，制备了一个低密度、未经压缩的三维棉球状支架，极大地增加了孔隙率和孔内部连通性，改善细胞的渗入和增殖活力，利于组织再生。该法产生的纤维直径可达纳米级，精细程度高，纤维交错编织构成的支架具有一定的力学性能、高孔隙率及良好的生物仿生性能。
2.4 添加致孔微球法
添加致孔微球法是将支架中植入致孔微球，致孔微球降解后留下空隙形成多孔支架。可以通过控制致孔微球的大小、数量、排列来调控支架的孔径大小、孔隙率、孔的排列及连通性。有学者在水凝胶支架中添加冷冻明胶微球[19]，随后微球融化致孔。但微球是在4℃低温下凝胶化形成的，这种低温环境可能对细胞生长产生不利影响。Liu等[11]将氧化的藻酸盐和纤维蛋白制成快速降解微球，植入到纤维蛋白凝胶中可得到大孔支架材料，研究得出35%的微球含量可保持纤维蛋白稳定不收缩，并能获得最大程度的细胞增殖量，并将支架成功用于构建工程化肌肉组织。这种大孔支架材料具有可注射性，可用于肌肉缺损部位的微创、原位塑形修复。
2.5 快速成型法
快速成型法近年来发展迅速，应用领域广泛，其是将预设计的复杂结构件，经过计算机处理离散化为面、线、点数据作为结构单元，实现结构单元有序堆积、累加过程，最后自动粘接成型。在多孔支架制备方面应用较多的是三维打印和熔融堆积成型技术。该法成型时间短，可重复性高，利于规模化生产；但其产生的多孔支架孔隙率偏低, 材料类型受限，技术准备方面还不充分[20]。因此，快速成型技术在多孔支架制造方面尚有较大的发展空间。
多孔支架制备方法多样，当然，也存在各自的不足之处。近年来，有学者将上述方法改良或几种方法复合来制备多孔支架。Lee等[21]应用间接三维打印技术来制备生物仿生支架，先打印一个含明胶致孔剂的模具，再利用致孔剂粒子滤出产生三维多孔支架，应用该技术的材料类型较直接打印技术多，且产生的多孔支架有良好的细胞相容性和生物活性。不同技术结合制备多孔支架，可以弥补单一制备技术存在的不足之处，在组织再生多孔支架的制备中具有独特的优势。如何能将各种方法的优势结合起来，制备出既能释放生物活性物质，生物和力学性能又好，又符合理想支架基本要求的组织工程多孔支架是未来需要研究的方向之一。
3 多孔支架用于肌肉再生的优势
3.1 利于细胞的存活
与无孔支架相比，多孔支架利于氧气、营养物质、代谢废物在支架内外交换。良好的物质交换可增强细胞活性，促进细胞的增殖、黏附、迁移[11, 18, 22]。研究还发现细胞与组织工程支架复合时呈现一种特殊生长现象——边缘旺盛现象[23]，即与基质中间相比细胞在水凝胶的边缘增殖更加旺盛。由于多孔支架的表面积大，多孔结构会极大地提高细胞的增殖潜力[11, 24]。
3.2 影响成肌分化
成肌分化与细胞的形态密切相关。多孔支架比无孔支架更利于细胞延展，而细胞延展对于成肌分化具有十分重要的意义[24-25]。体内肌肉组织呈极性生长，肌管按一定的空间走向平行排列，因此构建出极性排列的肌管才能符合肌生理要求。研究发现，在随意排列的纳米纤维基质中，肌细胞呈现扁平、多级性，而在整齐排列的纤维中细胞黏附单个纤维且呈现双极性，而整齐排列的纤维基质中形成的肌管比随意排列中形成得更长[26-27]。Jana等[28]将壳聚糖制成多孔支架，其孔是单向微管孔，离散的肌管沿孔的长轴形成。该研究提示，有序排列的孔加上合适的支架材料能促进肌细胞定向迁移、延长、成熟，随后肌细胞可融合形成有序排列的肌管。此外，可利用锥形玻璃纤维的不同降解速率实现肌肉的极性再生[8]，因此可尝试生物玻璃与其它材料形成复合多孔支架材料，形成具有较好综合性能的用于肌肉组织工程领域的新型支架材料。
3.3 利于血管长入
当工程化组织的厚度超过150~200μm时，组织内部将缺氧而影响细胞活性[29]。显然大多数肌肉组织超过该厚度，只有血管长入才能有效地进行氧气、营养物质、代谢废物的交换。多孔支架可使周围血管更易长入植入区。研究表明，在一定范围内，多孔支架的孔径越大，血管长入支架中心的时间越短，同时长入的血管也越多[30-31]。Artel等[30]研究发现多孔支架孔径在160~270μm时会获得较快、较广泛的血管再生。另一方面，较高的孔连通性有利于细胞迁移，从而促进血管化。Thomson等[32]将纤维蛋白制成了内部连通的多孔、多微管支架，并植入心肌细胞、内皮细胞及成纤维细胞，该支架结构设计提高了移植细胞的存活率，利于预血管网络的生成，促进心肌组织再生并与宿主组织整合良好。
3.4 利于负载各种物质
多孔性使得支架具有较大的表面积，利于细胞的定植，亦成为负载各种生物活性物质的优良载体。有学者将血管内皮生长因子(vascular endothelial growth factor, VEGF)，胰岛素样生长因子-1 (insulin like growth factor 1, IGF-1)等因子载入多孔支架，不仅促进血管形成，还较早地形成肌肉组织，使再生的肌肉组织持续快速地生长，加速再生过程[33]。
4 展望
多孔支架作为细胞外基质的替代物，经过不断地优化、改进，其理化性能逐渐接近胞外基质。现有材料制备技术已经制备出较大孔径、较高孔隙率、较好内部连通性的多孔支架，这些材料在肌肉再生领域具有一定的光明前景。同时，肌肉组织作为极性组织，其再生过程对支架材料、结构要求具有自身特殊性。制备出具有促进极性排列肌管再生能力的多孔支架是未来肌肉组织工程的重要研究方向之一。
0 引言
由创伤、肿瘤、先天性缺陷、代谢性疾病等多种原因造成的肌肉缺损或功能丧失十分常见。目前，临床上肌肉缺损主要是通过肌肉移植来进行形态和功能的修复，但可利用的肌肉来源有限，而且会对供区产生较大的损伤，同时还存在异体移植供体来源困难及免疫排斥等问题，这些因素使较大面积肌肉缺损的修复治疗受到很大程度的限制。组织工程技术的出现，为肌肉缺损修复重建提供了一条新的途径。支架作为细胞外基质的替代物，是组织工程的关键要素和核心技术之一。其中，多孔支架(porous scaffold)以其独特的优势使支架的性能得到很大改善，在肌肉组织工程中的具有很大的应用潜力。
1 肌肉组织工程支架常用材料的种类
支架的性能与材料的性质密切相关，目前常用的肌肉组织工程支架主要是水凝胶类材料及其它一些生物材料[1-3]。
1.1 水凝胶(hydrogel)
水凝胶是天然聚合物和合成聚合物的子类，在结构上类似于胞外基质，生物相容性良好，是理想的可注射支架材料，可用于充填不规则形状缺损，可通过改良提高机械性能，应用前景良好，是肌肉组织工程常用的支架材料[1-3]。
1.1.1 天然水凝胶
包括纤维蛋白、胶原、藻酸盐、壳聚糖、琼脂糖等。其中纤维蛋白、胶原等材料已应用于临床，但有可能导致机体的免疫反应。天然水凝胶多可用于肌肉组织工程，这些天然聚合物含有利于细胞吸附或维持不同功能的物质(如特定的蛋白质)，有好的生物相容性，结构稳定，可以引导细胞发育[2]。Guo等[4]成功利用纤维蛋白凝胶携带骨髓来源的心肌干细胞治疗大鼠心肌梗死，纤维蛋白利于移植心肌干细胞的存活、迁移及成肌分化，促进新生血管的生成。
1.1.2 合成水凝胶
常用合成水凝胶包括聚乙烯醇(polyvinyl alcohol, PVA)、聚乙二醇(polyethylene glycol, PEG)、聚己内酯(polycaprolactone, PCL)、聚乳酸(polylactic acid, PLA)等及其衍生物，已被应用于肌肉组织工程[2]。相比天然聚合物，合成聚合物的理化性能更易改变。如Duling等[5]利用PCL降解速率慢，生物相容性好的性能，对其进行加工改造，用于组织工程。但合成水凝胶存在亲水性差、降解产物可能会影响细胞生长等问题。
1.1.3 复合水凝胶
复合两种或两种以上的天然、合成水凝胶，目的在于使它们优势互补，达到所需的理想性能。Pok等[6]利用明胶-壳聚糖凝胶类似胞外基质的多孔结构与良好的生物性能、PCL较高的机械强度，将PCL作为核心夹在明胶-壳聚糖水凝胶中，构建了一个“三明治”式的结构。该支架操作性好，降解速度适中，且细胞在支架构建的仿生环境中自由迁移、增殖、分化，最终和自身组织融合。
1.2 其他材料
无机生物材料陶瓷刚性高，可塑性低，较少用于肌肉组织工程的研究。研究表明生物活性玻璃与软组织有良好的结合性，其生物相容性良好，降解产物能促进生长因子分泌及细胞增殖，可应用于肌肉组织工程[7]。近年有研究利用锥形玻璃纤维的不同降解速率产生管道来改善轴向细胞组织的生长，进而可促进再生组织血管化、神经化，对肌肉这种极性组织的再生比较有利[8]。脱细胞基质是用物理、化学、酶等方法处理得到无活细胞存在的胞外基质，具有良好的生物相容性，丰富的生长因子，因此在诱导组织再生方面具有较大的优势，但可能存在免疫原性[9]。蚕丝具有一定的拉伸强度而且降解速度较慢，能满足肌肉修复的力学强度要求，此外蚕丝生物相容性良好，前期研究表明蚕丝适用于肌肉缺损修复[10]。
2 多孔支架在肌肉再生领域的应用
不同多孔材料结构可具有一定的差异，多孔支架的孔径、孔的方向、孔隙率、孔的连通性可影响多孔支架的性能。孔径大小一般在10~1 000μm，大孔支架(macroporous scaffold，孔径＞100μm)更利于养分供给、代谢物传输及细胞与血管长入[11]。在应用不同材料、不同方法制备多孔支架时要合理设计，在保证较大孔径、较高孔隙率、较高孔连通性的前提下，维持支架的强度和稳定性。肌肉组织再生中常用溶液浇铸-颗粒滤除法、冷冻干燥法、静电纺丝法、添加致孔微球法及快速成型法等制备多孔支架[12]，以下是上述方法制备多孔支架的性能比较。
2.1 溶液浇铸-颗粒滤除法
将组织工程材料、致孔颗粒溶于有机溶剂中形成均匀溶液，然后有机溶剂挥发除去，形成三维支架，最后用材料不溶而致孔颗粒溶解的溶剂使颗粒浸泡滤除制成多孔三维支架。Gong等[13]利用该技术制成孔隙率达90%的带有轴向孔径梯度的多层大孔PLA支架，通过控制盐与聚合物的比例、盐的颗粒直径分别来控制孔隙率、孔径。该法简单、快捷，适用范围广，孔隙率、孔径易于调节；但一次只能制成较薄的支架，操作过程中需用到有机溶剂，且存在致孔剂颗粒残留的问题。Lee等[14]通过控制致孔颗粒大小产生不同孔径的支架，研究不同孔径对平滑肌细胞黏附、增殖的影响，结果表明超过一定范围，孔径增大并不会明显改善细胞生长，且不同细胞生长对孔径要求也不同。
2.2 冷冻干燥法
将水凝胶等支架在低温下冷冻发生相分离，经冷冻干燥除去分散的溶剂而形成多孔结构。Kroehne等[15]利用冷冻干燥法，控制温度以相同速度冷却，产生沿温度梯度排列的指状冰晶，冰晶升华产生有序多孔胶原支架。该种支架用于肌肉组织工程时，支架使得大量单个细胞分布在缺损肌组织的特定位置，内部的几何结构可促使随意分布的细胞形成稳定的肌组织。该法易于操作，避免了高温，利于生物活性分子的引入和控释，不足之处是该法所产生的孔尺寸偏小，同时冷冻、干燥过程中冰晶产生的机械应力可能对多孔支架的稳定性产生影响[16]。
2.3 静电纺丝法
在高压静电作用下高聚物溶液或熔体经分化、拉伸、收集可获得平行或无序排列的纳米纤维，可通过改变静电纺丝的参数来改变纤维的直径及排列方向。Aviss等[17]通过控制接地极的旋转速度，产生一种纤维无序排列的支架(300 r/min)和一种纤维有序排列的支架(1 500 r/min)，并将支架用于肌肉再生。比较两种支架的性能表明，有序支架在机械强度、伸长率、诱导细胞分化等方面都优于无序支架。该法产生的纤维直径可达纳米级，精细程度高，纤维交错编织构成的支架具有一定的力学性能，孔隙率高且具有良好的生物仿生性能。但此法并非产生细胞外基质(extracellular matrix, ECM)类似物的理想方法，比如聚合物经过电纺、沉积最终得到的纤维直径往往是微米级，超过ECM构成纤维直径(50~500 nm)的上限。Blakeney等[18]改进电纺技术，制备了一个低密度、未经压缩的三维棉球状支架，极大地增加了孔隙率和孔内部连通性，改善细胞的渗入和增殖活力，利于组织再生。该法产生的纤维直径可达纳米级，精细程度高，纤维交错编织构成的支架具有一定的力学性能、高孔隙率及良好的生物仿生性能。
2.4 添加致孔微球法
添加致孔微球法是将支架中植入致孔微球，致孔微球降解后留下空隙形成多孔支架。可以通过控制致孔微球的大小、数量、排列来调控支架的孔径大小、孔隙率、孔的排列及连通性。有学者在水凝胶支架中添加冷冻明胶微球[19]，随后微球融化致孔。但微球是在4℃低温下凝胶化形成的，这种低温环境可能对细胞生长产生不利影响。Liu等[11]将氧化的藻酸盐和纤维蛋白制成快速降解微球，植入到纤维蛋白凝胶中可得到大孔支架材料，研究得出35%的微球含量可保持纤维蛋白稳定不收缩，并能获得最大程度的细胞增殖量，并将支架成功用于构建工程化肌肉组织。这种大孔支架材料具有可注射性，可用于肌肉缺损部位的微创、原位塑形修复。
2.5 快速成型法
快速成型法近年来发展迅速，应用领域广泛，其是将预设计的复杂结构件，经过计算机处理离散化为面、线、点数据作为结构单元，实现结构单元有序堆积、累加过程，最后自动粘接成型。在多孔支架制备方面应用较多的是三维打印和熔融堆积成型技术。该法成型时间短，可重复性高，利于规模化生产；但其产生的多孔支架孔隙率偏低, 材料类型受限，技术准备方面还不充分[20]。因此，快速成型技术在多孔支架制造方面尚有较大的发展空间。
多孔支架制备方法多样，当然，也存在各自的不足之处。近年来，有学者将上述方法改良或几种方法复合来制备多孔支架。Lee等[21]应用间接三维打印技术来制备生物仿生支架，先打印一个含明胶致孔剂的模具，再利用致孔剂粒子滤出产生三维多孔支架，应用该技术的材料类型较直接打印技术多，且产生的多孔支架有良好的细胞相容性和生物活性。不同技术结合制备多孔支架，可以弥补单一制备技术存在的不足之处，在组织再生多孔支架的制备中具有独特的优势。如何能将各种方法的优势结合起来，制备出既能释放生物活性物质，生物和力学性能又好，又符合理想支架基本要求的组织工程多孔支架是未来需要研究的方向之一。
3 多孔支架用于肌肉再生的优势
3.1 利于细胞的存活
与无孔支架相比，多孔支架利于氧气、营养物质、代谢废物在支架内外交换。良好的物质交换可增强细胞活性，促进细胞的增殖、黏附、迁移[11, 18, 22]。研究还发现细胞与组织工程支架复合时呈现一种特殊生长现象——边缘旺盛现象[23]，即与基质中间相比细胞在水凝胶的边缘增殖更加旺盛。由于多孔支架的表面积大，多孔结构会极大地提高细胞的增殖潜力[11, 24]。
3.2 影响成肌分化
成肌分化与细胞的形态密切相关。多孔支架比无孔支架更利于细胞延展，而细胞延展对于成肌分化具有十分重要的意义[24-25]。体内肌肉组织呈极性生长，肌管按一定的空间走向平行排列，因此构建出极性排列的肌管才能符合肌生理要求。研究发现，在随意排列的纳米纤维基质中，肌细胞呈现扁平、多级性，而在整齐排列的纤维中细胞黏附单个纤维且呈现双极性，而整齐排列的纤维基质中形成的肌管比随意排列中形成得更长[26-27]。Jana等[28]将壳聚糖制成多孔支架，其孔是单向微管孔，离散的肌管沿孔的长轴形成。该研究提示，有序排列的孔加上合适的支架材料能促进肌细胞定向迁移、延长、成熟，随后肌细胞可融合形成有序排列的肌管。此外，可利用锥形玻璃纤维的不同降解速率实现肌肉的极性再生[8]，因此可尝试生物玻璃与其它材料形成复合多孔支架材料，形成具有较好综合性能的用于肌肉组织工程领域的新型支架材料。
3.3 利于血管长入
当工程化组织的厚度超过150~200μm时，组织内部将缺氧而影响细胞活性[29]。显然大多数肌肉组织超过该厚度，只有血管长入才能有效地进行氧气、营养物质、代谢废物的交换。多孔支架可使周围血管更易长入植入区。研究表明，在一定范围内，多孔支架的孔径越大，血管长入支架中心的时间越短，同时长入的血管也越多[30-31]。Artel等[30]研究发现多孔支架孔径在160~270μm时会获得较快、较广泛的血管再生。另一方面，较高的孔连通性有利于细胞迁移，从而促进血管化。Thomson等[32]将纤维蛋白制成了内部连通的多孔、多微管支架，并植入心肌细胞、内皮细胞及成纤维细胞，该支架结构设计提高了移植细胞的存活率，利于预血管网络的生成，促进心肌组织再生并与宿主组织整合良好。
3.4 利于负载各种物质
多孔性使得支架具有较大的表面积，利于细胞的定植，亦成为负载各种生物活性物质的优良载体。有学者将血管内皮生长因子(vascular endothelial growth factor, VEGF)，胰岛素样生长因子-1 (insulin like growth factor 1, IGF-1)等因子载入多孔支架，不仅促进血管形成，还较早地形成肌肉组织，使再生的肌肉组织持续快速地生长，加速再生过程[33]。
4 展望
多孔支架作为细胞外基质的替代物，经过不断地优化、改进，其理化性能逐渐接近胞外基质。现有材料制备技术已经制备出较大孔径、较高孔隙率、较好内部连通性的多孔支架，这些材料在肌肉再生领域具有一定的光明前景。同时，肌肉组织作为极性组织，其再生过程对支架材料、结构要求具有自身特殊性。制备出具有促进极性排列肌管再生能力的多孔支架是未来肌肉组织工程的重要研究方向之一。