仿生细胞和药物载体治疗尿道狭窄的前景和挑战

　　目前治疗尿道狭窄的治疗方法有几个挑战和缺点。因此，在制定副作用最小、治疗潜力最大的策略方面取得了重大进展。在此框架下，电纺支架结合多种细胞或生物活性剂为尿道缺损的修复提供了良好的前景。由于这些结构的仿生性质，它们能有效地模拟天然细胞的生态位，并为多种细胞类型的安全移植提供必要的微环境线索。此外，这些支架是输送各种药物分子、生长因子和核酸的多功能平台。本文综述了电纺支架在尿道缺损修复过程中传递细胞或生物活性物质的最新进展、应用和挑战。首先，介绍了电纺技术在尿道组织工程中的现状。然后，综述了静电纺丝在药物和细胞传递中的应用原理。最后，总结了最近的临床前研究，并讨论了当前的挑战。

　　尿道狭窄（US）的特征是尿道腔周围组织纤维化，限制了液体的流动。虽然美国女性很少，但主要影响男性人口。在这方面，据估计，55岁以后男性的US发病率约为1%[1]。尿道感染、膀胱过度活动和外伤是女性US的根本原因；而医源性损伤、特发性、创伤和炎症事件是男性US的根本原因[2,3]。

　　US通常表现为其他症状，如尿路感染、尿石症、慢性炎症、瘘管形成和肾损伤[4,5]。因此，迫切地需要治疗美国；否则，它可能会引起肾功能衰竭和患者生活品质的显著降低。

　　目前治疗方法的成功取决于损伤的大小和位置。美国的管理策略可能不同，从尿道扩张和尿道切开到自体组织移植和吻合尿道成形术[6,7]。在严重尿道损伤中，来自皮肤、口腔粘膜、膀胱粘膜和肠粘膜等各种来源的自体组织被用来桥接缺损部位。然而，这些组织不是专门承受尿液暴露的组织，它们的应用有几率会使其他并发症，如感染、瘘管形成、恶性肿瘤、移植失败、肾衰竭和US复发[8,9]。因此，在制定替代战略方面取得了重大进展。在这个框架下，组织工程为下一代尿道移植物提供了新的思路。这组技术旨在通过整合仿生支架、细胞疗法、先进的药物输送系统和信号分子来开发人工尿道[10,11]。为此，许多研究结合了细胞疗法、药物输送和组织工程的原理，为美国开发了潜在的治疗模式[12,13]。

　　事实上，仿生组织工程支架是美国治疗的理想选择，因为它们能提供各种治疗药物，如细胞和药物。这些结构物可以被设计为针对参与US发展的特定病理生理过程，诱导组织修复，触发细胞外基质分泌，并防止US复发[1,14]。选择正真适合的制造方法对此类脚手架的工程设计至关重要。在各种各样的候选者中，静电纺丝已获得显著的治疗吸引力。基于仿生原理，静电纺丝支架与天然组织细胞外基质（ECM）的结构特征极为相似，可以为细胞定植、分化和组织重塑营造宽松的环境[15,16]。此外，电纺支架因其高的表面积比、高的包封率和可控的药物释放，是开发药物输送尿道移植物的理想材料[17,18]。优异的拉伸强度、可缝合性、易于制造和可调节降解率是电纺支架在尿道缺损修复中的其他治疗立足点[8]。

　　本文综述了电纺支架在尿道缺损修复中的最新进展、应用和面临的挑战。首先，介绍了电纺技术在尿道组织工程中的研究现状。然后，综述了静电纺丝在药物和细胞传递中的应用原理。最后，总结了最近的临床前研究，并讨论了当前的挑战。

　　尿道腔内衬一层假复层柱状上皮，由几层上皮细胞组成，由基膜支撑[19]。一般来说，尿道上皮或海绵体的所有损伤都可能会引起US。损伤后，上皮固有的愈合活性无法替换丢失的细胞，该层被鳞状化生所替代[20,21]。化生组织中的小缺陷导致尿液外渗，继而导致多形核细胞向损伤部位浸润。这些细胞和肌成纤维细胞触发纤维化反应，最后导致US[22,23]。在这样的一个过程中，尿道的正常结缔组织发生了显著变化，III型胶原与I型胶原的比例降低。此外，平滑肌细胞逐渐被致密的胶原纤维取代，整个结构的弹性受损（图1）[1,24]。

　　尿道狭窄的病理生理示意图。阶段1显示粘膜皱褶。在此阶段，化生组织中的微小缺陷会导致尿外渗，从而引发纤维化反应。ECM部件沉积量的增加导致了US的逐步发展。第二阶段，显示虹膜收缩。在第三阶段，纤维化反应已经渗透到海绵组织，并在海绵组织中造成最小程度的纤维化。阶段4显示全层海绵纤维化。在第五阶段，纤维化已经渗透到海绵体外的组织。在第6阶段，形成了一个复杂的US，通常伴有瘘管。

　　前尿道超声通常发生在创伤性损伤或感染后，其中受损的海绵体部分发生纤维化并导致尿道腔变窄。相反，后尿道狭窄一般不被归类为真正的狭窄。在这种情况下，医源性原因或创伤，如骨盆骨折、根治性前列腺切除术和骨盆放疗，会导致纤维组织反应，从而缩小后尿道的管腔[6,25]。

　　US的病因可能涉及多种因素，如特发性病因、医源性损伤、创伤事件、感染性疾病和硬化性苔藓[26,27]。然而，仍有病因不明的病例。虽然在西方国家，医源性病因占疾病病因的大多数，但在发展中国家，美国主要由传染病和创伤引起[28,29]。硬化性苔藓是皮肤的一种慢性炎症反应，多发于生殖部位，可导致阻塞性尿道疤痕[30]。

　　已经制定了不同的治疗方案来缓解US。在这方面，使用气球、声音和导管等各种器械进行尿道扩张，以增加阻塞尿道的口径[31]。然而，这种治疗策略会拉伸尿道壁，并可能会引起一些缺陷。因此，尿道扩张后也许会出现尿外渗，这解释了这种治疗后US的高复发率。此外，这种治疗没有疗效，因为它不能治愈纤维化病变，而只是纠正其症状，留下了病变出现的机制。因此，充其量，它只能被视为一种临时治疗，允许外科医生实施一个完整的策略[32,33]。

　　随着直视尿道内切开术（DVIU）的出现，盲尿道扩张术的使用受到了很大的限制。在这项技术中，在狭窄部位做一个冷刀纵向切口，用膀胱镜在外科医生的直视下释放疤痕组织[34,35]。除冷刀外，各种激光已大范围的使用在尿道内切开术[36]。通常，这种手术的成功率取决于损伤的大小和位置。复发性US的危险因素是以前尝试过尿道切开术、大面积尿道缺损（2cm）、感染、或膜性尿道US以及不一样的部位的狭窄。这种技术的缺点包括出血、复发性超声心动图、尿液外渗和会阴血肿[37,38]。

　　也有人建议在尿道扩张或内切开术后应用临时或永久支架。然而，他们的各种并发症，如感染、管腔阻塞率高、支架移动和慢性疼痛，导致他们的成功率低[39,40]。

　　重建尿道成形术的成功率远高于现有的其他策略。因此，尿道成形术被认为是美国治疗的金标准。在此框架下，开发了很多方法，如端到端接合（吻合）、嵌体移植和皮瓣的使用[14,41]。端到端吻合技术通常用来医治小于2 cm的损伤[42]。另一方面，移植尿道成形术用来医治2cm的损伤，因为在这一些状况下，端到端吻合不会无张力。在这种方法中，取自皮肤、膀胱、口腔粘膜和肠粘膜等不同来源的组织移植物来桥接缺损部位[43,44]。然而，这些组织不是专门用于尿液暴露的。因此，有极大几率会出现感染、瘘管发展、恶性肿瘤、移植物衰竭、肾衰竭和US复发等并发症[8,14]。

　　如图所示，目前的治疗方案很少，有许多缺点。幸运的是，再生医学为解决这一困境开辟了新的基础。

　　不同谱系的细胞可用于修复尿道缺陷。在这种情况下，能够得到多种细胞类型，包括自体尿路上皮细胞、平滑肌细胞、来自口腔粘膜的细胞、间充质干细胞、内皮祖细胞、胚胎干细胞和诱导的多能干细胞[45,46,47]。

　　间充质干细胞是一种多潜能干细胞来源，可以分化为不同谱系的细胞。能够正常的使用来自不同来源的MSCs，如脂肪组织、骨髓、羊膜、经血、尿液、沃顿果冻、脐血等[48,49]。这些细胞对尿道缺损修复的主要机制是通过旁分泌。研究表明，MSCs分泌体具有免疫调节特性，可以缓解US部位的过度活动性炎症，并减少纤维化反应[50,51]。此外，这些细胞的促血管生成功能可促进细胞载体的血管化，促进细胞存活，并防止移植失败[52,53]。Castiglione等人表明，局部注射脂肪源干细胞（ASCs）可以成功预防US大鼠模型的US和尿动力学并发症[54]。Luo等人报道，在大鼠模型中，局部注射骨髓间充质干细胞或其胞外囊泡可减轻US并预防肾功能障碍[55]。尽管在以前的研究中没有关于MSCs分化不良的报道，但这些研究都没有研究尿液暴露对MSCs分化异常的不良影响。MSCs与尿液接触后有致癌性的可能性，因为这些细胞不是专门耐受尿液中有毒物质的细胞[56]。

　　内皮祖细胞（EPCs）是附着在缺血性损伤部位并参与新生血管形成的循环细胞。这些细胞与血管内皮细胞共享许多表面标记物，并已被广泛研究用来医治缺氧/缺血诱导的组织损伤[57]。将这些细胞种植在细胞传递载体上能够在一定程度上促进其血管化并促进移植物的组织整合[58]。然而，这些细胞在循环中的缺乏对其临床转化构成了重大挑战[59]。Chen等人表明，通过脱细胞人羊膜联合移植MSCs和EPCs能够最终靠防止瘢痕组织形成和促进血管生成来修复犬模型中的3 cm尿道缺损[60]。

　　颊粘膜是一种上皮，从脸颊和嘴唇的内表面到与牙槽嵴的附着处，衬在口腔内。该粘膜层的上皮细胞分层，具备极高的耐热性和物理损伤性[61,62]。这种上皮的高愈合活性可能是由于其基底层存在祖细胞。从口腔粘膜分离的细胞因其易于收获和与潮湿环境兼容而在尿道成形术中备受青睐[63,64]。然而，供体部位疤痕、麻木、张口疼痛和粘膜干燥等并发症是该技术的缺点[65]。Xie等人从口腔粘膜中分离出角质形成细胞和成纤维细胞，并将其种植在丝素基质上，为美国开发潜在的治疗方法。细胞支架结构没有显示US迹象，并在损伤部位形成一层上皮[66]。

　　IPSC是通过将Myc、Oct3/4、Sox2和Klf4基因转染体细胞而产生的多能干细胞。对这些细胞的吸引力正在上升，因为这些细胞可以从三个胚层分化为细胞[67]。然而，iPSC的分化潜力取决于细胞的来源，将细胞分化为目标谱系可能具有挑战性。另一方面，这些细胞可能会形成畸胎瘤，目前的细胞传递系统对这些细胞的传递具有挑战性，因为iPSCs需要特定的饲养层基质进行粘附和定植[68,69]。从积极的一面来看，泌尿细胞能够最终靠体外诱导多能干细胞分化而产生。在这方面，Li等人从多能干细胞中产生平滑肌祖细胞来修复尿道括约肌损伤。获得的细胞表达平滑肌细胞的表型标记，并在损伤部位植入[70]。

　　胚胎干细胞是从胚胎内部细胞团中分离出来的多能干细胞。这些细胞的分离方法对其临床转化提出了重大的伦理挑战。此外，这些细胞在体内给药后可能会发生畸胎瘤。因此，在未来几年，这些细胞在医疗实践中的临床应用似乎没办法实现[71,72]。与诱导多能干细胞一样，胚胎干细胞通过分化为尿路上皮细胞和平滑肌细胞，在尿道缺损修复中具有潜在的适用性。在此框架下，通过人类胚胎干细胞分化产生平滑肌细胞，并研究其在损伤后修复尿道括约肌功能障碍的能力。这种办法能够显著改善括约肌功能，且无不良反应[73]。目前，缺乏在美国治疗中应用iPSCs和胚胎干细胞的临床前数据。然而，我们始终相信这些细胞有巨大的潜力来治疗美国。然而，在进行任何临床试验之前，一定要进行各种安全检查和长期随访研究。此外，应牢记使用胚胎干细胞的伦理问题。

　　尿道的尿路上皮层与尿液接触，保护较深的隔室免受尿液外渗。因此，这一层是抵御潜在美国的第一道防线。任何组织工程化尿道的成功都依赖于其管腔对这一层的完美模仿。否则，美国将不可避免地又出现[74,75]。三个不同的因素保证了这一层对尿液的不渗透性。首先，伞状细胞的不对称膜结构由尿路plakin菌斑组成，可防止尿液直接渗透。第二，上层细胞之间的闭塞连接阻断了尿外渗的细胞旁通路。最后，这些细胞的糖萼有助于形成尿液-血液屏障[8]。

　　在以往的研究中，尿路上皮细胞治疗尿道缺陷的愈合功能已得到充分证明[45,61,76]。Sievert等人使用I型胶原载体系统将尿路上皮细胞移植到小型猪尿道缺损模型中。根据结果得出，移植细胞成功地回到损伤部位，没有一点排斥反应或炎症反应。免疫荧光研究表明，移植细胞保留了其表型标记，并与常驻细胞形成紧密连接[77]。尽管结果很有希望，但应用自体尿路上皮细胞来源可能具有挑战性。应考虑低分离产量、复杂的培养程序、维持尿路上皮祖细胞的干细胞，以及在细胞采集时损害尿路上皮的完整性[75,78]。

　　细胞种植支架将受损尿道的再生反应推向小型损伤的自然愈合反应[14]。然而，缺乏有组织的肌肉层是许多最近研究的主要缺点。尿道平滑肌细胞保持通道的收缩性，促进尿液的通畅[79,80]。因此，细胞输送系统外表面的平滑肌细胞层至关重要。在这种情况下，Silva等人比较了植入胶原管的平滑肌细胞与无细胞胶原管的愈合功能。他们观察到，与无细胞支架相比，细胞传递支架的多形核细胞狭窄和浸润率明显降低[81]。

　　看来，尿道腔表面的尿路上皮细胞和尿道移植物外表面的平滑肌层的使用是细胞输送系统成功用于US治疗的关键。然而，需要牢记伦理问题、种子细胞分化不良、细胞来源的可用性以及尿液暴露对细胞存活/分化的影响等因素。此外，从长远来看，使用非特异性细胞可能会改变组织工程结构的功能。

　　药物输送尿道移植物正在发展势头，以防止美国复发[82]。在此框架下，已经研究了多种药物，如丝裂霉素C[83]、Wnt/β-catenin信号通路抑制剂（ICG-001、IWR-1和PRI-724）[84]、TGF-β信号通路抑制剂[EW-7197）[85]、曲安奈德[86]、甲基强的松龙[87]和卡托普利，以预防US（更多信息，请参阅参考文献[88]）。

　　紫杉醇是一种亲脂性化疗药物，用来医治很多类型的癌症。最近，其抗纤维化潜力已用于泌尿外科手术，以防止纤维化反应[89]。例如，Zhang等人表明，腹腔注射紫杉醇能够最终靠抑制TGF-β/Smad信号通路来减轻肾小管间质纤维化[90]。在另一项研究中，Zhang等人表明，紫杉醇能够最终靠抑制STAT3信号来减轻肾间质成纤维细胞的活化[91]。最近，紫杉醇洗脱支架被提议用于预防US复发。Virasoro等人对紫杉醇涂层Optilume的疗效和安全来进行了随访™ 53名男性受试者的气球（美国明尼苏达州普利茅斯）。12个月的随访表明，该系统是安全的，可以显著防止US复发[92]。尽管这种策略有效地防止了美国的复发，但在气球上涂布药物，无论是不是使用水凝胶系统，都不能有效地控制药物释放。在这种技术中，合并药物通常以爆发性方式释放[93]。然而，我们应该一个持续的药物输送系统来阻止美国在长期应用。

　　丝裂霉素C是一种化疗药物，用来医治乳腺癌、胃肠道癌和膀胱癌等癌症。这种药物是一种有效的DNA交联剂，可以阻止DNA转录成mRNA，降低癌细胞合成蛋白质的能力[94,95]。在尿道缺损修复方面，丝裂霉素c的抗纤维化作用引起了泌尿科医生的关注。在这方面，Mazdak等人在一项随机临床试验中研究了丝裂霉素C的抗US潜力。本研究包括40例前尿道超声患者，其中20例接受尿道粘膜下丝裂霉素C注射。根据结果得出，使用丝裂霉素C治疗的患者的US复发率明显低于对照组[96]。

　　紫杉醇和丝裂霉素C具有临床应用的优点。然而，考虑到它们的抗增殖功能，将这些药物纳入细胞传递系统可能会抑制细胞增殖和ECM分泌。因此，将这些药物与细胞传递平台共同传递是不合理的。

　　Wnt/β-catenin信号通路在纤维化中的作用已在先前的研究中显示[97]。可溶性Wnt蛋白与细胞表面受体结合，称为Frizzled，并触发细胞内信号通路，从而调节与纤维化反应有关的各种靶基因表达（图2）[98]。

　　示意图显示了Wnt/β-catenin信号通路在纤维化中的作用。（A） 显示了Wnt与卷曲受体的结合，卷曲受体与LRP形成复合物。（B） 显示了由DVL、Axin、APC、GSK3和CK1组成的退行性复合体的泛素化。（C）显示了受体复合体内化到内质小泡中，导致退行性复合物的隔离和GSK3的抑制。（D）GSK3随后转移到MVB，保护细胞质β-连环蛋白免受蛋白酶体降解。在（E）段，β-连环蛋白随后被携带到细胞核，并与各种转录蛋白（如LEF/TCF、p300和CBP）相互作用。（F） 显示信号通路的终止。PKC-6磷酸化β-连环蛋白，使其成为（TRIM）33泛素化的靶点。然后，泛素化β-连蛋白在蛋白酶体复合体中降解。（G） Wnt/β-catenin信号通路也可能以14-3-3ζ和Chiby（Cby）结束。缩写：脂蛋白相关受体蛋白（LRP）、蓬乱（DVL）、大肠腺瘤肉病（APC）、糖原合酶激酶3（GSK3）和酪蛋白激酶1（CK1）、T细胞因子/淋巴增强因子家族（LEF/TCF）、蛋白激酶C（PKC）δ、三方基序（TRIM）33、CREB结合蛋白（CBP）。取自参考文献[99]。

　　事实上，Wnt/β-catenin信号通路的紊乱已被证明与不同组织中的纤维化相关。因此，该信号系统可能是抗纤维化药物的主要靶点[100101]。Wnt/β-catenin信号通路的抑制剂，包括ICG-001、IWR-1和PRI-724，与该信号通路的不同成分结合并减轻纤维化。例如，ICG-001与CBP结合，并作为Wnt/β-catenin信号通路的拮抗剂。Choi等人在美国大鼠模型中研究了ICG-001、IWR-1和PRI-724的抗纤维化效力。他们表明，ICG-001或PRI-724治疗的大鼠显示，I型胶原和α-平滑肌肌动蛋白基因的US和组织表达水平明显降低[84]。除了Wnt/β-catenin信号通路外，其他信号系统如YAP/TAZ和TGF-β信号通路也参与器官纤维化。因此，对抗这些信号通路的拮抗药物也可能在治疗US方面具有治疗价值（更多信息，请参阅参考文献[99]）。例如，已经发现TGF-β信号通路抑制剂EW-7197可以在不同的疾病模型中预防纤维化[102103]。

　　曲安奈德是一种糖皮质激素，临床上用于抑制炎症反应的过度活跃。这种药物通过减少ECM成分合成和抑制促纤维化炎症介质来预防US[104]。在一项随机临床试验中，Mazdak等人表明，粘膜下注射曲安奈德（40 mg）可以显著减少内尿道切开术12个月后的US复发[105]。Zhou等人表明，联合应用曲安奈德和5-氟尿嘧啶可通过上调miR-192-5p表达，明显降低大鼠模型中的US[106]。甲基强的松龙是另一种糖皮质激素，已在美国的治疗中得到应用。Abdallah等人表明，尿道内注射甲基强的松龙可以显著预防DVIU后US复发[87]。

　　美国糖皮质激素治疗的研究大多分布在在尿道切开后局部注射。然而，这种给药方法不能提供药物的长期生物利用度。另一方面，聚合物尿道移植物的药物传递能更好地控制药物释放情况[107]。有必要注意一下的是，在尿道移植物基质中加入免疫抑制剂可能会增加尿道感染（UTI）或恶性肿瘤的风险[108]。然而，缺乏支持这一理论的临床前或临床数据。

　　血管紧张素II通过触发纤维化反应促进组织纤维化[109]。卡托普利能够最终靠阻断血管紧张素转换酶和血管紧张素II的产生来抑制US。在此背景下，Kumiawan等人研究了载卡托普利凝胶在美国家兔模型中的抗纤维化功能。他们表明，经尿道注射卡托普利凝胶可降低TGF-β1和结缔组织生长因子（CTGF）的组织表达水平，从而明显降低US[110]。在一项II期临床试验中，Shirazi等人表明，卡托普利凝胶可以有效的预防US复发和增加尿流，而不可能会出现不良反应[111]。

　　通常，这些药物可以装入静电纺丝支架中，以防止美国复发。然而，应考虑静电纺丝工艺对载药生物活性的影响[18]。

　　尿道的自然愈合过程涉及多个角色扮演者之间的相互作用，例如生长因子、细胞因子、细胞间接触、常驻细胞和迁移细胞的分泌体以及各种信号通路[112113114]。因此，纯聚合物支架不适合修复尿道缺陷，必须设计为提供多种生物和生物物理线]。在这个框架中，在将不同的细胞和生物活性剂纳入组织工程支架基质以提高其愈合活性方面取得了重大进展（表1）。

　　虽然细胞可以直接注射到损伤部位，但各种并发症，如细胞迁移、淋巴引流、细胞存活率低和非靶向归巢，都会损害给药细胞的愈合功能[115]。相反，通过载体系统传递可保护细胞免受外因的影响，将其定位在损伤部位，并提高其生物活性[116]。然而，原生细胞生态位的复杂性要求采用一种多功能的方法来精心设计一个递送系统，为细胞的生存、定植和分化提供基本线]。特别是，通过基于生物材料的传递系统来进行干细胞传递具有挑战性，因为干细胞的分化程序受各种参数的控制，例如其微环境的生物物理特性、对各种生物线索的时空暴露以及其表面受体与生物大分子的相互作用[119]。在尿道组织工程方面，能够正常的使用不同的细胞传递系统，例如水凝胶、多孔支架、脱细胞组织、纤维支架、生物打印支架和自组装ECM[12121]。

　　理想的尿道组织修复细胞载体应具有多种功能，如足够的机械强度来保护细胞免受外力的影响、可缝合性、通过提供生化/生物物理线索来保护细胞的生物功能、生物相容性、，适当的生物降解时间，使其降解与组织再生过程保持同步，选择性渗透尿液和营养物质，多孔结构允许细胞生长和血管化[10,53,61,78]。然而，利用现存技术制造如此复杂的系统看起来要求相当高。

　　一般来说，基于天然聚合物的细胞传递系统拥有非常良好的生物相容性，但其生物降解率低和机械强度低阻碍了其在尿道缺损修复中的细胞传递应用[122]。另一方面，合成聚合物具备优秀能力的力学性能和可调节的生物降解性。然而，由于缺乏细胞粘附部分和高疏水性，细胞对这些聚合物的倾向性较差，导致细胞存活率明显降低[123124]。因此，能够最终靠混合合成聚合物和天然聚合物来制造混合输送系统。这样，递送系统支持细胞的存活和定植；同时为常驻细胞购买足够的时间，用ECM替换人工支架[125]。

　　粘附依赖性细胞的递送系统应为细胞粘附和存活提供细胞识别位点；否则，细胞间的相互作用将超过导致细胞在递送系统内聚集和凋亡的细胞-物质相互作用（图3）[119]。整合素是主要的细胞表面受体，介导细胞与ECM成分（如胶原蛋白、纤维连接蛋白和玻璃体凝集素）的结合。这些聚合物在结构上具有RGD部分，整合素与这些肽结合。因此，这些细胞的输送系统应包含含RGD的聚合物或用RGD部分进行功能化[126]。

　　对尿液和营养物质的选择性渗透性是细胞输送载体成功修复尿道缺损的重要的条件。虽然营养的东西的扩散对种子细胞的存活至关重要，但输送系统应防止尿液外渗和随后的纤维化反应[127]。然而，目前的脚手架制造方法无法生产出这样的智能膜。因此，组织-尿液屏障只可以通过细胞输送系统中尿路上皮细胞的有效分化来实现[128]。

　　适当的生物降解率保证了输送系统将保持其结构完整性，直到细胞能够建立其生态位。高生物降解率可能会引起接枝物失效和膨胀。另一方面，缓慢的生物降解速度有几率会使移植体植入后的异物反应和慢性疼痛[129]。

　　加入生物活性剂能加强仅聚合物支架的愈合活性。在这种情况下，各种生长因子、信号分子、细胞因子和小分子药物可用于增强尿道移植物的生物活性[130131]。然而，对这些药物释放的时空控制至关重要。在为细胞和生物活性剂制造双功能递送系统时，这一问题至关重要。在这种情况下，必须研究生物活性剂对细胞行为的剂量依赖性作用[93]。尿道组织修复的理想药物载体应在不损害生物活性的情况下封装生物活性剂，具有持续的药物释放特性，在长期应用中保持其结构完整性，在基质中具有均匀的药物分布，并且具有可调释药[132133134]。

　　不同的机制控制着生物活性剂从聚合物支架上的释放情况。首先，由于浓度差异导致的生物活性剂扩散是释放曲线的主要驱动力。第二，聚合物基质与生理液体接触后的膨胀可能会将生物活性剂排斥出基质。最后，聚合物基质的逐渐降解可以解释药物从载体系统的持续释放（图4）[135]。

　　表1总结了不同药物和细胞输送系统在治疗尿道缺陷方面的最新应用。如图所示，大多数研究都集中于水凝胶系统或脱细胞支架。机械强度差和生物降解速度快是水凝胶系统用于细胞或药物传递应用的主要缺点。尽管这些缺点能够最终靠增加交联度来解决，但过度交联可能会牺牲水凝胶的可注射性[136137]。另一方面，脱细胞支架不能用抗纤维化试剂有效地进行功能化。因此，理想的尿道缺损修复细胞或药物输送系统应易于在损伤部位缝合，具有功能化能力，并允许尿液通过[14,46]。幸运的是，电纺支架符合所有这些标准。

　　静电纺丝技术基于在静电场中的高压下旋转聚合物溶液的导电液滴。在这项技术中，聚合物溶解在溶剂中，然后用金属针将其装入注射泵[155156]。然后向针头施加正高压，以恒定速率（通常为0.5–2 mL/h）供给溶液（图5a）[157]。当暴露于正高压时，溶剂在静电场下带电。通过增加高压的大小，静电力获得足够的能量来超过表面张力电荷，聚合物溶液变成锥形，称为泰勒锥[15,17]。然后，泰勒锥倾向于向收集心轴喷射，并开始形成聚合物射流。聚合物射流中的溶剂蒸发并增加其表面电荷。然后，射流失稳并分离成多股射流，同时向收集器移动[16158]。

　　示意图表示（a）传统静电纺丝设备，（b）提高产量的多喷嘴静电纺丝方法，以及（c）保持生物活性剂生物活性的核壳静电纺丝法。

　　传统的静电纺丝方法生产效率低，不能用于大规模生产纤维支架。这个缺点能够最终靠增加喷丝板的数量来解决（图5b）[159]。此外，许多溶剂系统与生物活性剂不相容，并破坏其结构和功能。有必要注意一下的是，生长因子易受有机溶剂的影响，一旦接触到这些化学物质，就会失去其生物活性[18]。核壳静电纺丝办法能够解决这个问题。在这种方法中，将生物活性剂溶解在兼容溶剂（通常为水溶剂）中，并在芯中旋转。同时，纤维的外壳部分可以是具有任何溶剂系统的聚合物溶液（图5c）[160]。

　　静电纺丝纤维的各种性能，如排列方式、表面形貌、形貌、平均直径和孔隙率，都可以通过改变制造参数来调节。在这方面，研究了不同因素对这些性能的影响（表2）。

　　细胞的自然生态位由组织特异性微环境因子组成，这些因子控制细胞的行为并保持其生物功能。在这种情况下，已经发现多种生物化学和生物物理线索，如生长因子、细胞因子、ECM的结构、ECM的组成、机械性能、生物电线索、表面形貌、细胞与细胞的接触以及细胞外小泡（EV）的细胞间通信，都会影响细胞的行为和功能[173174175]。因此，理想的静电纺丝细胞输送载体应该模拟这个复杂的网络（图6）。

　　表示生物活性电纺细胞递送系统组件的示意图。细胞与表面受体结合到不同的生态位成分，从而激活细胞锚定依赖的信号通路。细胞通过改变细胞骨架和各种信号通路来响应地形线索和生物力学力。来自邻近或远处细胞的EV内化到种子细胞中，并介导细胞间通信。生物电信号通过离子通道的离子流调节细胞功能。生长因子和细胞因子与细胞受体结合，并通过各种信号途径向细胞质或细胞核传递信息。

　　生长因子和细胞因子与ECM成分相结合，它们与细胞的接触受到严格的调控。特别是，成纤维细胞生长因子家族成员坚持ECM的硫酸乙酰肝素，并按需释放[176177]。此外，ECM可以作为不同配体、发育因子和生物活性片段的储库[178]。尽管静电纺丝纤维具有较高的表面体积比，可以利用这些生化线索进行功能化，但这些因素与ECM成分之间的复杂相互作用对通过静电纺丝方法开发人工生态位提出了重大挑战。

　　静电纺丝支架的网状结构与ECM结构非常相似。然而，天然ECM的组成不能通过静电纺丝法进行重述[158179]。天然ECM包含各种成分，如胶原蛋白、弹性蛋白、蛋白多糖和糖蛋白。虽然这些组分中的一小部分可以通过与其他聚合物混合进行静电纺丝，但仅对这些组分进行静电纺纱是不可能的[53]。因此，无法通过静电纺丝方法模拟天然ECM的精确组成。ECM不仅是胶原蛋白、弹性蛋白或GAG等分子的总和，而且是一个由几十种其他蛋白质控制的具有精细网络的有组织系统，以确保其功能。例如，弹性蛋白分子与弹性网络和弹性功能完全不同，我们可以有很多弹性蛋白，而不需要任何弹性网络[180]。

　　细胞通过各种表面受体、局部粘附、核信号因子和机械传感器感知其微环境的机械特性[181182]。鉴于机械线索在控制细胞行为中的重要性，需要解决天然组织ECM和静电纺丝支架之间的机械性能不匹配问题。力学性能的差异可以用成分差异、水合状态和交联程度来解释[53]。此外，可以通过改变聚合物类型、改变交联度和加入填充材料来调整静电纺丝支架的机械性能[183]。

　　生物电信号通过内源性离子流向细胞核传递调节信息。这些信号系统影响细胞行为，调节组织再生机制，并参与器官的初始发育[184]。不幸的是，目前用于尿道组织工程的许多聚合物都不导电。通过加入导电填充材料，如碳纳米管或金属纳米粒子，这种特性可以被赋予静电纺丝细胞输送系统[185]。然而，尿道组织修复的细胞输送系统确实需要导电。

　　静电纺丝细胞传递系统上的种子细胞可能通过表达不同的黏附复合物来响应周围的表面形貌。例如，细胞重新排列细胞骨架肌动蛋白以响应表面地形的变化。在这方面，先前的研究已经证明了Rho相关激酶的基本作用[186187188]。此外，黏着斑激酶（FAK）介导细胞对表面拓扑学的反应[189]。然而，识别组织特异性表面拓扑结构并将其引入静电纺丝细胞传递系统具有挑战性。通常，静电纺丝支架具有光滑的表面，不能模拟细胞龛的这一特征。因此，需要开发新的制造方法来解决这一个问题。

　　相邻细胞上的各种表面蛋白介导细胞间通讯。此外，小区通过电动汽车向相邻小区发送消息。这些膜囊含有miRNAs、mRNA、DNA和蛋白质，可导致受体细胞的行为改变[190191]。这些囊泡的组成和功能取决于它们的微环境。例如，有研究表明，暴露于缺氧条件下的细胞分泌的EV具有较高的促血管生成miRNAs含量[192193]。因此，电纺细胞传递系统可能会潜在地影响该信号系统。然而，迄今为止，还没有任何研究调查过这种现象。

　　美国病理生理学的复杂性需要一种多用途的方法来制定有效的治疗策略。尽管电纺支架再现了尿道组织的某些特征，但其生物活性不足以防止US复发[16194]。因此，抗纤维化生物活性剂应纳入其基质或固定在其表面。在这方面，已经提出了多种方法，例如与聚合物溶液混合、物理吸附、使用纳米颗粒、逐层表面涂层和表面固定技术，以实现静电纺丝支架的功能化（图7）[93195]。

　　在物理封装方法中，抗纤维化药物与聚合物溶液混合，最终将所得混合物静电纺丝。尽管这种方法简单易行，但在更高药物浓度下优化药物/聚合物溶液具有挑战性。此外，溶剂可能会破坏载药的结构和生物活性[18196197]。

　　抗纤维化药物在静电纺丝支架表面的物理吸附是由静电相互作用和范德瓦尔斯力介导的。因此，这种方法可以保护药物的生物功能。然而，药物的突然释放是这种方法在药物装载方面的主要缺点[195]。

　　纳米粒子系统是一种先进的药物载体，具有高表面体积比、高包封率和晒黑药物释放特性[198]。这些药物载体可用于静电纺丝支架的功能化。例如，抗纤维化药物可以封装在纳米颗粒系统中，然后用聚合物溶液进行静电纺丝[199]。另一种策略是在静电纺丝平台上物理吸附载药纳米粒子载体[155]。

　　在逐层沉积法中，抗纤维化药物被包裹到多层聚合物膜中，这些层被沉积到电纺载体上[200]。可以使用各种聚合物，如蛋白质、聚电解质和胶束。在这个系统中，静电、氢键、疏水和化学键等各种力可以稳定表面涂层[201]。通过改变多层膜或聚合物类型的厚度，可以获得抗纤维化药物的可调释放动力学[202203]。

　　将抗纤维化药物化学固定在静电纺丝支架上可以更好地控制药物释放曲线。在这种方法中，交联试剂（如NHS/EDC）介导静电纺丝支架表面官能团与药物分子官能团之间的共价键合[204205]。

　　贻贝固有的粘附能力激发了一种新的表面功能化技术。这种粘附潜力可归因于贻贝结构中存在3,4-二羟基-L-苯丙氨酸（DOPA）和赖氨酸氨基酸。此外，含有邻苯二酚和胺基的多多巴胺复合物具有相同的粘附活性[206]。因此，可以使用聚多巴胺结构在静电纺丝支架上进行抗纤维化药物的表面涂层[207]。

　　在天然ECM中，硫酸乙酰肝素与各种生长因子、信号分子和生物活性肽结合。这种结合能力可以介导抗纤维化药物在静电纺丝支架上的表面固定化[208]。

　　这些药物装载技术的多样性反映了电纺支架在药物输送应用中的巨大潜力。然而，在抗纤维化药物传递的背景下，大多数研究都集中在物理封装方法上。

　　将静电纺丝法与其他支架制造技术相结合，是生产与尿道组织更相似的结构的一种有价值的策略。在这方面，用胶原蛋白水凝胶包覆静电纺丝聚氨酯脲（PUU）纤维膜，以产生纤维水凝胶（cPUU）[209]。该系统可以重现尿道天然ECM的结构，ECM是嵌入水凝胶基质中的纤维结构。此外，该系统可以成功地支持膀胱平滑肌细胞的粘附和生长。在兔尿道缺损模型上研究了该系统输送的膀胱平滑肌细胞的愈合活性。体内评估表明，与其他实验组相比，用细胞种植支架治疗的兔子的尿道重建明显更好。此外，与对照组和仅PUU组相比，cPUU支架组的结石形成、US复发和瘘管等并发症显著降低（有关数字，请参阅参考资料）。尽管结果令人满意，但该递送系统不符合生物活性细胞递送系统的标准。例如，许多重要的生物化学和生物物理线索没有纳入这一运载工具。

　　组织工程移植物的血管化对其组织再生的成功至关重要。然而，电纺细胞输送系统的小孔径阻碍了小毛细血管的生长[210]。Niu等人开发了一种新的方法来应对这一挑战。制备了具有快速血管化功能的两亲性PUU/聚己内酯（PCL）纳米纤维支架[211]。将平滑肌细胞接种于外层和中层，上皮细胞接种于内表面。结果表明，种子细胞在支架上生长良好，分布良好。虽然PUU支架有助于表达平滑肌细胞和上皮细胞的表型标记，但仅PCL支架不能提供这种功能。该系统被植入一只患有尿道缺陷的Beagle幼犬模型。功能分析和组织病理学检查表明，细胞接种PUU支架富含ECM和细胞成分，可诱导血管生成，促进管腔再上皮化，且功能恢复结果与自体移植组相当。相比之下，PCL组的愈合功能可以忽略不计。两亲性PUU支架中的生化和生物物理线索可能解释了其比仅PCL支架具有更高的再生功能。在另一项研究中，Niu等人使用电纺嵌段聚氨酯（PU-alt）支架共同输送尿道上皮细胞和平滑肌细胞[212]。生产的纱线支持种子细胞的粘附、增殖和特异标记的表达。在兔尿道缺损模型中，研究了自体组织工程尿道的愈合功能。结果表明，支架能够促进血管新生过程，诱导平滑肌细胞定向生长，促进上皮层的形成。尽管这些研究表明，PUU支架可控制新生血管，但加入血管内皮生长因子（VEGF）、碱性成纤维细胞生长因子（b-FGF）、血小板衍生生长因子（PDGF）等促血管生成生长因子，可提供更好的移植物血管化[213214]。此外，在支架上植入内皮祖细胞或间充质干细胞可进一步改善静电纺丝支架上的血管化[215]。

　　细胞治疗的主要挑战之一是用微创方法分离自体细胞。脂肪来源的MSCs（或ASCs）是一种丰富且易获得的干细胞来源，可以从脂肪组织中分离出来，且供体部位发病率最低[216]。Wang等人使用电纺聚乳酸（PLA）支架将ASC移植到兔尿道缺损模型中[217]。研究表明，经ASC种子PLA膜处理的家兔尿道狭窄程度显著降低。此外，组织病理学检查显示，该组患者的尿道结构已恢复，具有典型的尿路上皮和肌层。缺乏细胞识别位点、高疏水性和酸性生物降解残留物是基于PLA的细胞传递平台的主要缺点[218]。该体系能够最终靠将PLA与ECM衍生或亲水聚合物混合来改进。这些聚合物在结构上具有细胞识别位点，并且是亲水的；因此，它们可以促进细胞粘附并调节PLA基支架的表面润湿性[53]。在这种情况下，通过将聚乙二醇（PEG）与PLLA共混，产生了一种混合细胞递送平台[219]。生产的纱线具有纤维结构。此外，随着PEG分数的增加，PLLA支架的水接触角（表面润湿性指标）减小（图8A-F）。PLLA/PEG支架植入兔尿道缺损模型前，植入人羊膜间充质干细胞（hAMSCs）。研究表明，hAMSC能够在支架上粘附和增殖。体内研究表明，经PLLA/PEG/hAMSCs治疗的动物在尿道造影研究或形态学观察中未出现瘘或US（图8G-M）。组织病理学检查显示，PLLA/PEG/hAMSCs组的支架上形成了多层尿路上皮。然而，尿道粘膜仍不连续（图9N-V）。免疫组织化学研究表明，经PLLA/PEG/hAMSCs处理的缺损处AE1/AE3标记呈阳性，表明该组已形成上皮细胞。相比之下，其他组的标记物染色为阴性（图9W–FF）。纳米纤维膜上的种子细胞可能通过释放促愈合生长因子、通过调节炎症反应减轻纤维化或增加移植物的血管化来促进尿道缺损修复。

　　（A–F）显示了具有不同PEG重量比的PLLA支架的SEM图像：（A）0%，（B）10%，（C）20%，（D）30%，（E）40%，（F）50%。（G–M）显示PLLA/PEG/hAMSC在家兔模型中的植入，以及尿道缺损的修复。（G） ：植入过程。（H–J）：分别用模拟手术、PLLA/PEG支架和PLLA/PAG/hAMSC治疗的动物的逆行尿道造影。（K–M）显示分别用模拟手术、PLLA/PEG支架和PLLA/PAG/hAMSC治疗的家兔尿道粘膜缺损修复和结石形成。取自参考文献[219]。比例尺10μm。

　　（N–V）显示在第4周、第8周和第12周用不同支架治疗的动物的H&E染色图像。（W–FF）显示第4周，第8周，第12周尿道组织对AE1/AE3标记的IHC染色图像。采用参考文献[219]。比例尺，100μm。

　　来自干细胞的EV可以重现在全细胞疗法中观察到的相同再生反应。外显子是EV的一个亚类，大小在30到120纳米之间[220]。Wang等人将聚（L-丙交酯-丙内酯）（P（LLA-CL））与胶原蛋白混合，为ASC衍生的外显子提供传递平台[221]。所开发的系统对成纤维细胞没有毒性，并减少了促炎因子（如IL-6）的分泌。体内研究表明，外分泌体纳米纤维支架系统阻止US并诱导多层上皮组织形成。尽管EV是细胞生态位的一个组成部分，其治愈潜力已在各种疾病模型中显示[222]，但具有功能细胞的种子细胞输送系统可能提供更好的治愈反应，因为这些细胞可以与其微环境相互作用，并释放特定于疾病条件的EV[193223]。此外，整个细胞可以重塑组织工程结构，并有助于用天然ECM替换它们[224]。

　　丝素蛋白是一种天然存在的蛋白质，具有许多组织工程方面的积极特征，例如优异的拉伸强度、生物降解性和无毒性[225]。Xie等人使用电纺丝素蛋白基质作为尿路上皮细胞的输送平台来治疗尿道缺损犬模型[226]。显微结构研究表明，静电纺丝基质具有多孔结构，支持尿路上皮细胞的粘附和增殖。逆行尿道造影显示，在用细胞种子基质治疗的动物中没有US的迹象。此外，组织病理学检查显示，细胞基质组出现分层上皮层。该递送系统的愈合活性可能归因于基质上均匀的尿路上皮细胞层，这可能阻止了尿外渗和纤维化反应。

　　同样，Xie等人在电纺丝素蛋白基质上培养自体口腔角质形成细胞和成纤维细胞，以形成人工口腔粘膜[66]。然后在5 cm长的尿道粘膜缺损犬模型中评估这些结构的愈合功能。结果表明，自体细胞在基质上仍能存活，并形成多层上皮。体内研究表明，用人工颊粘膜治疗的动物排尿无困难，并且未发生US。尽管这些研究中没有报告不良组织反应，但基于丝素蛋白的支架可能会产生慢性免疫反应，从而导致移植失败或纤维化[227]。

　　体内尿道组织工程也进行了研究。在这项技术中，将无细胞支架植入缺陷部位，允许常驻细胞在支架上迁移并随时间填充[228]。在设计这些结构时，还必须考虑生物活性细胞传递系统的标准。在这个框架中，Hu等人使用聚D，L-乳酸-羟基乙酸（PLGA）和PLGA/明胶支架治疗犬模型的尿道缺损。体外研究表明，尿路上皮细胞可以在两种支架上粘附和增殖。然而，体内研究显示，修复后的尿道中存在不同程度的US。组织病理学检查显示，尿管两端形成多层崩解性尿路上皮。此外，上皮下有许多多形核细胞浸润。他们得出结论，该系统不适合治疗尿道缺陷[229]。

　　与此研究相反，刘等人报告了完全相反的结果。他们用明胶使PLLA功能化，以开发上皮细胞和平滑肌细胞的运载工具[79]。该支架具有纤维结构，通过增加明胶含量，其表面亲水性得到改善。这些支架对种子细胞均无毒性，并支持其粘附和增殖。然而，75:25重量比的PLLA明胶在细胞粘附研究中表现最佳。ICC染色显示AE1/AE3和α-SMA在细胞支架结构中成功表达。将支架植入兔尿道缺损模型。结果表明，与仅使用PLLA支架的动物相比，使用PLLA/明胶移植物治疗的动物的尿液流速和尿道直径显著增加。组织病理学检查显示，在PLLA/明胶组，平滑肌细胞和尿道上皮细胞有规律地生长在支架上，并在支架表面生长。美国出现了仅PLLA支架，因为这些支架不利于细胞粘附和生长。PLLA/明胶支架可能作为常驻上皮细胞和平滑肌细胞的迁移基质，并增强尿道缺损修复（有关数字，请参阅参考资料）。

　　Niu等人开发了一种生物活性纳米纤维平台，将抗炎M2巨噬细胞招募到尿道损伤部位[230]。支架由透明质酸和胶原蛋白同轴静电纺丝制成。体外研究表明，纳米纤维支架诱导巨噬细胞极化为M2表型。在一只患有尿道缺损的雄性小狗模型中，研究了这些支架的愈合功能。在使用透明质酸/胶原支架治疗的动物中，M2巨噬细胞被招募到支架上，并促进内源性尿路上皮祖细胞的新生血管和增殖。在这个框架中，各种趋化因子可以加载到静电纺丝支架中，以在损伤部位招募促进愈合的细胞。例如，AMD-3100已被证明在伤口愈合部位招募循环干细胞[231]。

　　电纺支架可当作药物输送系统和尿道缺损修复的支架平台。在这种背景下，通过静电纺丝支架传递抗纤维化药物已经得到了极大的关注。例如，Zhang等人使用同轴静电纺丝方法将Wnt信号通路抑制剂ICG-001加载到胶原/聚（L-乳酸-胆固醇）（P（LLA-CL））支架中，用于治疗US[232]。所制备的支架具有支持膀胱上皮细胞粘附和增殖的纤维结构（图10a–f）。用ICG-001负载支架提取物培养的成纤维细胞的1型胶原和3型胶原以及纤维连接蛋白基因的表达水平明显降低（图10g-k）。在兔尿道缺损模型中评估了该系统的愈合功能。研究表明，ICG-001负载支架的US和瘘管明显低于无ICG-001组（图11a–c）。组织病理学检查显示，在使用ICG-001负载支架治疗的兔子中，胶原沉积微不足道，上皮细胞较厚，肌肉层光滑（图11d-i）。

　　（a，b）显示ICG-001加载支架和ICG-001自由支架的微体系结构。（c，e）显示第3天和第7天上皮细胞在胶原蛋白/PLLA-CL支架上的粘附和#显示p值0.05。采用参考文献[232]。（c–f）比例尺，100μm。

　　（a–c）分别显示用胶原蛋白/PLLA-CL和胶原蛋白/PLA-CL/ICG-001支架治疗的动物的尿道造影图像。蓝色箭头指示手术位置。（d–i）显示了不同组尿道组织的组织病理学检查。*显示p值0.05。采用参考文献[232]。比例尺：100μm。

　　在另一项研究中，Zhang等人研究了胶原蛋白/PLLA-CL/ICG-001支架对尿道缺损犬模型的治疗作用。结果与他们之前在兔子模型上的工作一致，ICG-01运送支架阻止了US，并在随访12周后导致尿道功能完全恢复[233]。在另一项研究中，Guo等人生产了胶原蛋白/PLLA-CL/ICG-001支架。他们结合了共轭静电纺丝和动态液体静电纺丝方法来制造纱线。他们的根据结果得出，在静电纺丝支架上培养的细胞具有有组织的形态，并渗透到结构中[234]。虽然这项研究提供了有关成纤维细胞与胶原/PLLA-CL/ICG-001支架相互作用的有价值信息，但缺乏体内研究是这项研究的主要缺点。除ICG-001外，治疗肝硬化的抗纤维化药物PRI-724及其活性代谢物C-82也可能预防US[235]。因此，将这些药物纳入静电纺丝支架可能会增加其抗纤维化的潜力。

　　TGF-β1信号传导在纤维化反应的建立和进展中起着基础性作用。因此，许多人致力于开发基于抑制TGF-β1信号传导的抗纤维化治疗方法[236]。EW-7197是一种TGF-β1受体激酶抑制剂，可用来医治US[237]。在这方面，Han等人将EW-7197加载到PDLLA/PU静电纺丝纤维中，以开发EW-7197-粘着纳米纤维覆膜支架。他们在一只尿道缺损犬模型中研究了其抗US活性[85]。沉积在金属支架上的纤维具有网状结构（图12a–c）。尿道造影结果为，术后4周和8周，载药支架的尿道管腔直径明显大于无药支架（图12d，e）。此外，组织病理学检查显示，载药支架组粘膜下纤维化和炎性细胞浸润的平均厚度明显低于无药支架组（图12f–i）。这项初步研究表明，EW-7197纳米纤维支架在临床治疗US方面具有潜在的适用性。其他TGF-β1型受体激酶抑制剂，如IN-1233，也可能在治疗US方面具有治疗价值[238]。

　　（a） 显示了纳米纤维涂层金属支架，（b，c）显示了EW-7197负载纳米纤维的微观结构。（d，e）显示无药支架组和载药支架组的逆行尿道造影图像。（f，g）显示无药支架组和载药支架组的H&E染色图像。（h，i）显示无药和载药支架组的Masson三色染色图像。取自参考文献[85]。

　　小抑制RNA（siRNA）技术能击倒参与纤维化反应的基因[239]。例如，Xu等人将口腔角质形成细胞和TGF-β1 siRNA转染的成纤维细胞接种在电纺PCL/丝素蛋白/胶原基质上，通过阻断TGF-α1信号通路来治疗US[240]。体外研究表明，静电纺丝支架与种子细胞相容。此外，在兔子模型中进行的体内研究表明，用siRNA递送结构治疗的动物尿道口径较宽。此外，该组还形成了一层分层上皮层。因此，通过siRNA技术沉默促纤维化基因是预防尿道成形术后US的可行策略。然而，siRNA是一种亲水分子，不能有效地通过疏水性血浆。此外，其他挑战，如内切酶降解、网状内皮系统吞噬、靶外效应和免疫反应激活，也是siRNA技术在医学应用中的其他挑战[241]。

　　趋化因子基质细胞衍生因子-1α（SDF-1α）及其配体C-X-C趋化因子受体4型（CXCR-4）触发了常驻和循环MSC向组织损伤部位的招募。组织损伤后SDF-1α的上调导致骨髓源性MSCs浸润到损伤组织[242243]。因此，将该制剂加入到电纺支架中可能会诱导MSC在尿道损伤处归巢，并促进组织愈合。Liu等人将SDF-1α加载到电纺丝素超细纤维中，并将其沉积到膀胱无细胞基质移植物上[244]。然后在兔腹侧尿道缺损模型中研究所制备的结构的愈合活性。体外研究表明，SDF-1α负载支架在穿孔实验中显著促进MSCs的迁移。用SDF-1α负载复合支架治疗的动物显示出最佳的组织再生和最少的US或瘘管发生率。组织病理学检查显示，SDF-1α负载复合支架中形成了典型的多层移行上皮。此外，与其他组相比，Masson三色染色显示SDF-1α负载复合支架的纤维化程度降低。这项研究表明MSC招募药物在治疗尿道缺陷中的有益作用。人类能为这些药物和MSCs开发双功能递送系统。在这种策略中，招募的MSC和种子MSC的分泌体协同作用，促进组织修复[231]。

　　关于未来的研究，尚未研究各种药物的抗US功能，例如、血管紧张素转换酶抑制剂，以及电纺配方中纤维化相关信号通路的不同抑制剂。此外，尿液外渗后的纤维化反应可能通过协调激活各种信号通路发生，包括Wnt/β-catenin、YAP/TAZ和TGF-β信号系统。因此，同时阻断所有这些途径有几率会使更好的反美结果。最后，使用先进的药物输送系统模拟自然细胞生态位并提供生物线索，也可能释放细胞种子静电纺丝支架治疗尿道缺陷的潜力。