干細胞具有自我更新和多向分化的能力，在組織工程和再生醫學領域被認為有廣泛的應用前景。然而，干細胞的功能依賴于自身所處的微環境即干細胞龕。干細胞龕中包含復雜的生物物理和生物化學因素。最近的研究表明，生物物理因素即干細胞所處的物理微環境在調控干細胞定向分化中發揮著重要的作用。在體外，人工合成的物理微環境能夠精確操控多種生物物理特性。在此基礎上，研究者進一步開展了如基質硬度、基質形貌和機械力等生物物理特性對各種不同種類的干細胞定向分化功能影響的研究。本文總結了人工構建物理微環境的手段及力學模型，并且綜述了不同生物物理特性對干細胞分化影響的研究現狀，希望對今后相關領域的研究發展提供參考借鑒。
0 引言
干細胞具有自我更新和多潛能分化的能力，是再生醫學領域理想的種子細胞[1]。干細胞龕（niche）是指體內干細胞所處的特殊微環境，包括干細胞與其鄰近細胞之間的連接、特定的細胞外基質（extracellular matrix，ECM）和分泌因子[2]。干細胞龕中的多種生長因子、ECM蛋白及特殊的空間結構維持著干細胞的自我更新和多向分化功能[3]。一直以來，生物化學信號（如生長因子）參與調控干細胞功能的研究受到廣泛關注，然而生長因子的使用往往造成不可預知的結果，甚至會造成惡性腫瘤的發生[4]。生物化學因素調控干細胞分化的研究已經非常豐富和詳實，但是越來越多的研究表明，干細胞龕中包含的特殊物理因素例如表面構象、基質硬度、傳質能力等在調控干細胞分化功能方面同樣起到了重要作用[5]。這些因素被統稱為干細胞的物理微環境，并且已經證明能夠調控干細胞的增殖、鋪展和分化等細胞生物學行為[6]。隨著微納加工技術的發展，在體外人工構建干細胞的物理微環境的技術手段已經逐漸成熟。
本文首先概述了構建干細胞物理微環境中常用的技術手段，闡明了干細胞的力學特性和力學模型，然后詳細描述了不同的物理因素對干細胞分化功能的影響及其相關分子機制。最后，本文對物理微環境調控干細胞分化相關領域仍存在的不足進行了總結，并對未來研究的發展進行了展望。
1 人工構建干細胞物理微環境的技術手段
目前，構建細胞外的物理微環境有多種技術手段，包括基于材料的、基于力學加載的和基于微納加工的技術手段等。
1.1 基于材料的技術手段
1.1.1 聚合物材料
聚合物（polymer）分為天然聚合物和合成聚合物。天然聚合物通過對特定組織和器官進行脫細胞處理即可獲得。然而，天然聚合物具有異質性，難以根據臨床應用的需求進行力學參數設計，同時存在引發宿主細胞的免疫排斥反應的潛在風險，限制了其在研究領域和臨床中的應用[7]。人工合成聚合物，如水凝膠，是通過親水的天然聚合物和聚合材料化學交聯獲得，擁有良好的機械性能，因而常被用于干細胞微環境構建[8]。不僅如此，通過復合材料和改性等手段能夠改變合成聚合物的物理特性，如硬度和表面結構等，有利于研究生物物理因素對干細胞行為和功能的影響[9]。
1.1.2 陶瓷和金屬材料
陶瓷和金屬材料由于具有較高的力學強度，在干細胞促硬組織修復再生領域被廣泛應用。羥基磷灰石（hydroxyapatite，HAP）是一種天然存在于骨骼中的無機物陶瓷，但是其抗剪切和彎曲強度較差，限制了其應用[10]。通過復合高分子材料，如絲素蛋白，構建復合HAP可提供更強的柔韌性和抗拉強度以用于匹配各種復雜的力學環境，如模擬新骨形成時的漸變力學環境，經證實能更好地促進硬組織修復[11]。鈦是一種廣泛應用于人體骨骼、關節和牙齒的臨床植入金屬材料，具有良好的生物相容性，其抗拉強度能達到200～300 MPa。但是由于鈦是惰性生物材料，不利于細胞的黏附，因此常通過表面改性和表面修飾的手段提高鈦及鈦合金的生物活性[12]。
1.2 基于力學加載的技術手段
1.2.1 牽張力
生物體內的細胞暴露在各種不同的機械力環境中，如心肌細胞始終處于牽張應力環境。已有研究證明，模擬微環境中的力學因素對干細胞的分化具有重要的調控作用，不同大小、頻率、加載時間的牽張力能夠調控間充質干細胞（mesenchymal stem cells，MSCs）向平滑肌、骨骼和軟骨分化[13]。目前，對干細胞加載牽張力通常是借助于生物反應器予以實施加載。常見的方法是將細胞接種于可形變的基底膜上，通過外力牽張基底膜從而對細胞施加牽張力。例如細胞牽張生物反應器（FX-5000，Flexcell，美國）能夠通過牽張孔板底部的彈性基底膜對細胞施加精確控制的循環等軸牽張，現已廣泛應用于干細胞成軟骨和成平滑肌相關的研究[14]。
1.2.2 切應力
切應力是由血流和組織液流動產生的剪切力，在組織發育和心血管系統損傷修復的過程中起到重要作用。常見的切應力生物反應器有兩種，基于旋轉的反應器和基于流動泵的反應器[15]。這些生物反應器能夠在體外模擬定常流、層流和擾動流等不同類型的流體切應力，用于研究切應力對干細胞分化功能的調控。目前，已經證實切應力能夠促進內皮祖細胞（endothelial progenitor cells，EPCs）、MSCs以及胚胎干細胞（embryonic stem cells, ESCs）向血管內皮細胞的分化[16]。本課題組研究了切應力對牙周膜細胞的影響，結果表明定常流流體切應力能夠促進牙周膜細胞的增殖并抑制其遷移[17-18]。
1.3 基于微納加工的技術手段
1.3.1 表面拓撲結構
通過電子束光刻等技術能夠在基質表面制作幾十納米到數百微米且形狀各異的拓撲結構，以用于模擬干細胞物理微環境中的形貌結構。拓撲結構的構型、刻蝕深度和排列等是調控干細胞行為的關鍵因素[19]。通過微接觸印刷技術能夠實現細胞黏附蛋白在非黏附基質表面的微納尺度的圖案化，在二維（two dimensional，2D）和三維（three dimensional，3D）層面精確控制細胞形狀和排列分布，并進一步調控干細胞的分化功能[20]。例如，星型形狀促進MSCs向骨分化，而花型促進MSCs向脂肪分化[21]。Tang等[22]利用二氧化硅構建了納米級的肌肉和脊髓組織的復制體，這些復制體精確地保存了組織的3D超微形貌特征。實驗結果表明，在肌肉復制體上培養的MSCs可表達肌細胞的相關標記物；而在脊髓復制體上培養的MSCs則分化為近似神經元的細胞。
1.3.2 器官芯片
器官芯片是包含連續灌注腔室的微流體細胞培養設備。將干細胞接種在芯片的目的區域，可在毫米以及微米級別精確模擬組織或器官水平的各種力學環境，進而檢測化學信號和物理信號的變化。相比動物實驗或體外細胞培養，器官芯片技術由于能夠更加精細模擬物理和化學微環境，近年來成為干細胞體外研究的熱點技術。例如，Ronaldson等[23]利用誘導多能干細胞（induced pluripotent stem cells，iPSCs）構建了心、肝、骨和皮膚組織共培養的器官芯片。該器官芯片系統精確控制了不同組織之間的血液循環流動及滲透傳質，確保相互關聯的組織培養在各自特定的優化環境中。
1.3.3 3D生物打印
3D生物打印（3D bioprinting）是組織工程領域最先進的技術之一。將細胞和快速成型的生物材料混合制備生物墨水，逐層在基質上打印復雜的3D組織結構。噴涂打印、激光輔助打印和擠壓打印是目前三種主要的生物打印方式[24]。通過調整生物墨水的成分和比例能夠控制打印出的3D結構的力學性能。Turner等[25]構建了改進的甲基丙烯酰化明膠的生物墨水，打印出的3D結構可促進MSCs和臍靜脈內皮細胞的增殖和血管化，為干細胞促進組織傷口愈合提供了新思路。
1.3.4 靜電紡絲技術
靜電紡絲技術能夠將聚酯材料制備為仿生纖維支架。由于靜電紡絲技術手段多樣且重復性好，通過其構建的不同形貌結構的納米纖維支架被廣泛應用于組織工程。這種方法的最大優勢在于能夠精確控制支架的尺寸和形狀，有利于模擬ECM的分層結構[26]。靜電紡絲制備的聚合纖維支架能夠為干細胞提供充分的附著表面積，并且易于通過化學基團修飾進而改變自身的機械特性如硬度、表面形貌和孔隙率等，以調控MSCs向成骨細胞分化的功能[27]。
2 干細胞對生物物理信號的響應及模型的構建
2.1 生物物理信號的感知及機械信號轉導
干細胞對生物物理信號的響應表現在干細胞能夠感知物理微環境，并且能夠將細胞外的物理信號轉導產生生物信號，這個過程依賴于干細胞內獨特的生物結構。細胞骨架、細胞核和細胞膜等結構表現出黏彈性的力學性質，能夠響應拉伸、剪切、壓縮等物理微環境中的力學行為。其中，細胞膜上的黏著斑是干細胞感知物理微環境的主要機械敏感受體。黏著斑由整合素、樁蛋白和踝蛋白等多種黏附分子組成，能夠與ECM中的配體相結合并感知如基質硬度、形貌等物理信號[28]。黏著斑不僅能夠感知細胞外的物理信號，還能通過與肌動蛋白細胞骨架的復合將物理信號傳遞到細胞內部，并誘發一系列的生物信號分子的級聯反應，最終影響細胞核內基因的表達進而調控細胞功能。這個過程也稱為機械信號轉導（mechanotransduction），機械信號轉導能夠直接影響干細胞的分化功能[29]。然而物理微環境對干細胞功能的影響較為復雜，機械信號轉導的內在機制尚未得到充分的生物學解釋。
2.2 干細胞感知物理微環境的力學模型
從生物物理及力學角度分析，細胞與物理微環境之間的相互作用可以通過成熟的力學模型框架描述，例如Chan等[30]建立的“肌球蛋白—黏附蛋白（motor-clutch）”模型已經被廣泛應用于描述細胞在彈性基質上的黏附和遷移等細胞行為。在該模型中，細胞收縮力由肌球蛋白（motor）產生，而黏附蛋白（clutch）與基質彈性連接。因此，通過胡克定律表征黏附蛋白和基質之間的收縮力F，如式(1)所示：
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其中，k代表基質的硬度，δx代表黏附蛋白的伸長量。收縮力F和動蛋白向細胞內的流動可表征為線性關系，如式（2）所示：
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其中，v是肌動蛋白流動的有效速率，v0是不受力時肌動蛋白流動的速率，Fstall是肌動蛋白靜止時，肌球蛋白施加的收縮力。該模型能夠預測細胞在不同硬度上的收縮力變化。
改進的motor-clutch模型能夠用于描述物理微環境對干細胞分化的調控。例如，Wan等[31]通過建立motor-clutch模型描述黏著斑的活化。硬基質能夠通過黏著斑激酶（focal adhesion kinase，FAK）激活細胞外調節蛋白激酶（extracellular regulated protein kinases，ERK）（包括ERK1和ERK2）信號通路促進MSCs向成骨細胞分化。在該模型中，基質硬度E和FAK的激活關系描述如式（3）所示：
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其中KFAK-on是FAK整體的激活速率，K2f-s是硬度介導的FAK激活速率，a和b為擬合參數，Cintegrin-on是活性整合素分子的濃度，CFAK-off是失活的FAK分子的濃度。而ERK信號通路的激活通過與FAK的激活關系如式（4）所示：
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其中KERK-on是EKR分子整體的激活速率，K3f是受FAK介導的ERK激活速率，CFAK-on是激活的FAK分子的濃度，CERK-off是失活的ERK分子的濃度。
物理微環境調控干細胞分化的模型構建需要耦合干細胞對物理信號的感知和對機械信號的轉導兩個過程，量化生物物理刺激和干細胞分化水平之間的關系，為分子層面深入理解生物物理因素介導干細胞分化的生物學機制提供了理論工具，推動了物理微環境對干細胞行為和功能的相關研究。
3 物理微環境調控干細胞分化
2006年，Engler等[32]證明了在軟的基質上MSCs向神經分化，而在硬的基質上向骨分化，這是物理微環境調控干細胞分化能力的重要依據。隨著相關研究的展開，研究者發現不僅是基質硬度，基質形貌和機械力刺激等因素也能夠調控干細胞的分化。隨后，通過模仿自然組織的生物物理特性制備人工物理微環境的相關研究得到了廣泛開展。
3.1 基質硬度
基質硬度代表了細胞黏附的載體抵抗形變的能力。生物體內不同組織硬度差異較大，不同的硬度對于干細胞向特定譜系分化有重要影響。Kim等[33]制備了硬度梯度從脂肪到肌肉的生理組織范圍（5～15 kPa）的甲基丙烯酰化明膠水凝膠，用于調控脂肪干細胞（adipose-derived stem cells，ADSCs）的分化。結果表明，在硬基質上（15 kPa）的ADSCs表達較高水平的肌肉相關蛋白，細胞伸展并變硬，表現出向肌肉細胞分化的特征。基質硬度還被證明能夠與其他物理因素協同調節干細胞的分化，Oh等[34]利用不同硬度的石墨烯支架結合電刺激促使iPSCs向神經細胞分化，結果表明較軟硬度（3 kPa）支架上培養的iPSCs生成的神經元具有更加成熟的電生理特性。
基質硬度對干細胞分化能力的調控在動物實驗中同樣被證明。Huebsch等[35]將不同硬度包裹著MSCs的海藻酸鈉水凝膠注射到裸鼠體內。經過12周的培育后，硬度為60 kPa的水凝膠最有利于骨再生。Dunham等[36]將ADSCs接種在軟基質上（1 kPa）用于維持ADSCs的多向分化潛能，隨后將ADSCs植入大鼠創傷后的肘關節攣縮模型中，結果表明軟基質上的ADSCs相比于對照組能夠顯著減少纖維化的發生。Bae等[37]開發了一種硬度與腦組織相似的生物墨水并將神經干細胞（neural stem cells，NSCs）與這種墨水混合植入大鼠大腦運動皮層，移植后的NSCs分化為成熟神經元的效率顯著提升。
基質硬度同樣能夠影響臨床干細胞治療的效果，Morrison等[38]利用β—磷酸三鈣制備生物陶瓷顆粒并將MSCs接種在顆粒表面用于顱骨損傷的修復。結果表明，3個月后顱骨修復的效果良好，無并發癥；然而，12個月后在患者的損傷部位發現骨吸收現象，這是由于顆粒結構的硬度不足導致實心骨形成受阻。
現有的基質硬度對干細胞分化功能調控的研究仍存在不足。這些研究大部分利用了純彈性模型的基質材料，但是大部分的器官組織實際上具有黏彈性的特性。黏彈性生物材料已成為當下研究的熱點，例如Vining等 [39]利用海藻酸鹽和膠原交聯構建了可調節硬度的黏彈性水凝膠，并證明MSCs在不同硬度和黏彈性培養條件下表達的免疫調節標記物有較大差別。
3.2 基質形貌
除了基質硬度外，基質表面形貌也是重要的物理微環境因素之一。基質形貌能夠影響干細胞的鋪展面積、細胞形狀、細胞排列以及亞細胞結構的生成。
Mcbeath等[40]最早發現了黏附面積能夠調控干細胞的分化功能。他們的研究展示了面積為1 024 μm2的MSCs向脂肪分化和面積10 000 μm2的MSCs向骨分化。Jiao等[41]同時探究了細胞鋪展面積和細胞形狀對MSCs分化的調控作用。結果表明，形狀為圓形的MSCs的向骨分化被抑制，而鋪展面積較大（2 512 μm2）且形狀為方形的MSCs向骨分化。本課題組探究了細胞排列對干細胞分化功能的影響，定向排列的牙周膜細胞促進了干性維持并抑制了向骨和脂肪的分化[42]。
納米級的基質形貌能夠直接影響亞細胞結構，如黏著斑的形成。Coyer等[43]研究證明，當基質上正方形納米微柱的邊長小于333 nm后，接種在基質上的MSCs整合素表達及黏著斑形成大幅降低，向脂肪分化。Changede等[44]設置了不同間距和排列方式的納米纖維，30 nm以下的納米纖維構建的基質不支持MSCs的鋪展和黏著斑的形成。Pedrosa等[45]制備了直徑100 nm左右但間距不同的納米微柱，結果表明培養在間距小于140 nm納米微柱上的MSCs骨架形成更快、向骨分化的能力更強。Guo等[46]構建了從10～4 700 nm大小不同的納米級微孔，結果表明較小的微孔（200 nm）促進MSCs向骨分化，而較大的微孔（4 000 nm）促進MSCs向肌肉分化。
基質形貌的相關臨床應用主要集中于仿生支架的表面改性和表面修飾。He等[47]利用膠原修飾構建了可注射的多孔水凝膠支架作為MSCs的載體，并應用于臨床慢性缺血性心臟病的治療。結果表明，植入了黏附MSCs支架的患者平均梗塞面積減少了3.1%，僅注射了MSCs的患者平均梗塞面積增大了5.19%，而對照組的患者平均梗塞面積增大了8.59%。這項研究首次評估了可注射的干細胞負載支架對于心臟修復的臨床效果。但是相關臨床研究并未與基質形貌建立更深入的聯系，這一領域在未來可能會被逐漸重視。
3.3 機械力刺激
機械力刺激也是干細胞物理微環境中重要的影響因素，生理狀態下的細胞與ECM接觸并感知外部應力[14]。如上文所述，機械力刺激有很多不同的類型，如切應力、牽張力、靜水壓力等；機械力的大小、持續時間和頻率等因素均能夠調控干細胞的分化[48]。
Zhang等[49]對MSCs施加10%的循環牽張力后，MSCs成骨向特異性標志物的表達明顯升高。Walters等[50]的研究表明，10%應變、1 Hz的牽張力能夠促進ADSCs向平滑肌細胞分化。Yan等[51]的研究表明，5%應變、1.25 Hz的循環牽張力能夠有效促進內皮祖細胞向成熟的內皮細胞分化，并且促進血管生成。
有研究表明，向MSCs每天加載6 h脈沖流動剪切力，持續7 d后即使較小的切應力（0.006 Pa）也能顯著促進MSCs的增殖以及向骨分化[52]。Sone等[53]構建了氣道微流控芯片的模型，對微流控芯片內的iPSCs加載流動剪切力能夠促進其向多毛細胞分化并能夠用于氣道疾病相關的藥物篩選。Huang等[54]的研究表明，流動剪切力對干細胞分化的調控存在閾值效應。大于等于1 Pa的流動剪切力能夠促進iPSCs向血管內皮細胞分化并抑制淋巴標記物的表達。本課題組的研究表明，流體剪切力能夠促進牙周膜干細胞向骨分化并抑制增殖和遷移[55]。
機械力促進組織再生修復很早就被應用于臨床，例如牽張成骨術等[56]。另有臨床研究發現，對于低骨量腫瘤幸存兒童，加載低強度、高頻率的牽張力能夠有效提升其峰值骨量[57]，但該臨床研究并未深入研究其相關的機制。
4 物理微環境調控干細胞分化的分子機制
如上文所述，物理微環境中的生物物理因素能夠調控干細胞的分化功能，這個過程依賴于干細胞對于物理微環境的感知。干細胞能夠感知到細胞外生物物理刺激并將其轉化為細胞內的生物學信號。這些生物學信號通過一系列信號通路的傳遞進而調控干細胞的行為，包括增殖、凋亡和分化等。本文將詳細介紹幾種對生物物理因素敏感的信號通路，包括Wnt信號通路、絲裂原活化蛋白激酶（mitogen activated protein kinase，MAPK）信號通路和Hippo信號通路。
4.1 Wnt信號通路
Wnt信號通路包括經典和非經典的途徑。在經典的Wnt途徑中，Wnt的主要效應分子是β—連環蛋白（β-catenin），在Wnt信號通路尚未激活時，β-catenin能夠與軸蛋白（Axin）和腺瘤性結腸息肉病（adenomatous polyposis coli，APC）蛋白形成復合體。這個復合體是酪蛋白激酶（casein kinase Ⅰ，CK1）和糖原合成酶激酶3β（glycogen synthase kinase-3β，GSK-3β）酶的底物，最終形成β-catenin-APC-Axin-CK1-GSK-3β的復合體，抑制了β-catenin的磷酸化，進而抑制了下游的轉錄過程。反之，Wnt信號通路激活時，β-catenin與卷曲受體（frizzled receptor，FRZ）受體結合，破壞了上述復合體的形成，磷酸化的β-catenin則進入細胞核激活下游轉錄過程。非經典的Wnt信號通路包括Wnt/c-Jun氨基末端激酶（c-Jun N-terminal kinase，JNK）途徑和Wnt/鈣離子（Ca2+）途徑。在Wnt/JNK途徑中，Wnt配體與細胞膜上的FRZ和Frizzled家族跨膜受體蛋白Dishevelled（Dsh）結合（Wnt-FRZ-Dsh），并激活蓬亂蛋白相關形態形成活化因子1（dishevelled-associated activator of morphogenesis 1，DAAM1），進而激活三磷酸鳥苷 （anosine triphosphate，GTP）與Ras相關C3肉毒素底物1（Ras-related C3 botulinum toxin substrate 1，Rac1）蛋白和Ras同源基因家族成員A（Ras homolog gene family member A，RhoA）蛋白結合。RhoA是肌動蛋白聚合的主要調節因子，因此JNK途徑的激活與細胞骨架重塑密切相關。在Wnt/Ca2+途徑中，細胞膜上的Wnt-FRZ-Dsh復合體導致細胞內Ca2+的釋放，進而影響調控細胞功能[58]。
已經有很多研究表明，Wnt信號通路受到細胞外物理微環境的調控[59]。例如，Joshi等[60]將MSCs接種在3D膠原水凝膠中，發現硬度較高（600 Pa）的水凝膠激活了Wnt/β-catenin信號通路，進而促進了MSCs向心肌細胞分化。
4.2 MAPK信號通路
MAPK是一系列特殊的絲氨酸/蘇氨酸蛋白激酶，能夠對不同的細胞外生物物理刺激做出反應。MAPK信號通路由幾條獨立的通路組成，其主要的下游分子包括ERK1/2、JNK和p38 MAPK激酶等。細胞膜上的受體酪氨酸激酶（receptor tyrosine kinases，RTKs）的激活促進GTP復合體的激活進而調控相關蛋白功能，最終激活MAPK/ERK信號通路。JNK能夠被物理微環境的應力刺激和其他生長因子激活，進而調控轉錄活性。G蛋白通過蛋白激酶A（protein kinase A，PKA）/蛋白激酶C（protein kinase A，PKC）激活p38 MAPK激酶，促進p38 MAPK激酶入核并調節各種轉錄因子[61]。
MAPK信號通路與干細胞的增殖和分化密切相關，其下游分子受到細胞外物理微環境的調控。例如，Simouliunas等[62]的研究表明，硬基質（40 kPa）通過激活ERK、JNK和p38促進MSCs的增殖。
4.3 Hippo信號通路
Hippo信號通路最早在果蠅中發現。在哺乳動物中，Yes相關蛋白（Yes-associated protein，YAP）和具有PDZ結合基序的轉錄共激活因子（transcriptional coactivator with PDZ-binding motif，TAZ）是Hippo信號通路的關鍵效應因子。YAP和TAZ是同源異構體，已證明是對機械信號敏感的轉錄共激活因子，它們在細胞質和細胞核中穿梭進而調控下游基因轉錄。細胞核中YAP/TAZ能夠與轉錄因子TEA結構域家族成員（TEAD）相互作用調節相關基因的轉錄。因此，YAP/TAZ的核質占比常用于作為細胞對機械刺激相應的標志。YAP/TAZ作為機械敏感的轉錄因子受到了廣泛的關注，例如Li等[63]制備了天然膠原骨再生膜并增強其基質硬度，結果表明改良的骨再生膜能調控YAP/TAZ入核，并且促進MSCs向骨分化，加速了骨再生。
此外，Hippo信號通路與其他信號通路（如Wnt）存在交叉串擾的現象，共同響應物理微環境因素對干細胞的調控[64]。
5 總結和展望
生物體內特定的物理微環境在調控干細胞自我更新和分化功能等方面發揮著重要的作用。通過體外模擬物理微環境的方法，研究者能夠在體外探究生物物理刺激和干細胞分化功能之間的內在聯系。本文首先綜述了常用的構建物理微環境的技術手段及物理微環境相關的力學模型。在此基礎上，本文綜述了各種生物物理刺激調控干細胞分化的相關研究，并深入介紹了一些力學敏感因子和響應的信號通路機制。
但是，目前有關物理微環境調控干細胞分化的相關研究仍面臨巨大的挑戰。首先，構建物理微環境的技術手段存在較大的材料水平的差異。不同種類的干細胞對于物理微環境的生物學響應也并不一致，因此本領域的相關研究難以得到統一的結論。現有的多數研究使用2D模型構建物理微環境，這與干細胞所處的真實的微環境有很大區別。已經有研究表明，干細胞在2D和3D培養條件下的分化功能有較大差別。3D條件下物理微環境對干細胞功能調控的相關研究仍需進一步深入。其次，物理微環境對干細胞分化功能的調控過程中涉及了復雜的力學轉導調控機制，相關機制研究仍存在大量未知謎團。最后，由于干細胞治療尚存在安全性和倫理問題，干細胞治療領域在臨床上的研究一定程度上受到限制[65]，因而限制了物理微環境調控干細胞分化功能的深入研究與臨床應用。
未來，隨著工程手段的技術革新，人們有理由相信基于人工物理微環境調控干細胞功能的相關研究會迎來更大的突破并服務于臨床干細胞再生醫學。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：李馳宇為綜述主要撰寫人，完成文獻資料的整理、收集與分析，以及綜述初稿的撰寫；樊瑜波指導論文寫作，負責修改意見的處理；鄭麗沙為論文的構思者及負責人并承擔審校工作。
0 引言
干細胞具有自我更新和多潛能分化的能力，是再生醫學領域理想的種子細胞[1]。干細胞龕（niche）是指體內干細胞所處的特殊微環境，包括干細胞與其鄰近細胞之間的連接、特定的細胞外基質（extracellular matrix，ECM）和分泌因子[2]。干細胞龕中的多種生長因子、ECM蛋白及特殊的空間結構維持著干細胞的自我更新和多向分化功能[3]。一直以來，生物化學信號（如生長因子）參與調控干細胞功能的研究受到廣泛關注，然而生長因子的使用往往造成不可預知的結果，甚至會造成惡性腫瘤的發生[4]。生物化學因素調控干細胞分化的研究已經非常豐富和詳實，但是越來越多的研究表明，干細胞龕中包含的特殊物理因素例如表面構象、基質硬度、傳質能力等在調控干細胞分化功能方面同樣起到了重要作用[5]。這些因素被統稱為干細胞的物理微環境，并且已經證明能夠調控干細胞的增殖、鋪展和分化等細胞生物學行為[6]。隨著微納加工技術的發展，在體外人工構建干細胞的物理微環境的技術手段已經逐漸成熟。
本文首先概述了構建干細胞物理微環境中常用的技術手段，闡明了干細胞的力學特性和力學模型，然后詳細描述了不同的物理因素對干細胞分化功能的影響及其相關分子機制。最后，本文對物理微環境調控干細胞分化相關領域仍存在的不足進行了總結，并對未來研究的發展進行了展望。
1 人工構建干細胞物理微環境的技術手段
目前，構建細胞外的物理微環境有多種技術手段，包括基于材料的、基于力學加載的和基于微納加工的技術手段等。
1.1 基于材料的技術手段
1.1.1 聚合物材料
聚合物（polymer）分為天然聚合物和合成聚合物。天然聚合物通過對特定組織和器官進行脫細胞處理即可獲得。然而，天然聚合物具有異質性，難以根據臨床應用的需求進行力學參數設計，同時存在引發宿主細胞的免疫排斥反應的潛在風險，限制了其在研究領域和臨床中的應用[7]。人工合成聚合物，如水凝膠，是通過親水的天然聚合物和聚合材料化學交聯獲得，擁有良好的機械性能，因而常被用于干細胞微環境構建[8]。不僅如此，通過復合材料和改性等手段能夠改變合成聚合物的物理特性，如硬度和表面結構等，有利于研究生物物理因素對干細胞行為和功能的影響[9]。
1.1.2 陶瓷和金屬材料
陶瓷和金屬材料由于具有較高的力學強度，在干細胞促硬組織修復再生領域被廣泛應用。羥基磷灰石（hydroxyapatite，HAP）是一種天然存在于骨骼中的無機物陶瓷，但是其抗剪切和彎曲強度較差，限制了其應用[10]。通過復合高分子材料，如絲素蛋白，構建復合HAP可提供更強的柔韌性和抗拉強度以用于匹配各種復雜的力學環境，如模擬新骨形成時的漸變力學環境，經證實能更好地促進硬組織修復[11]。鈦是一種廣泛應用于人體骨骼、關節和牙齒的臨床植入金屬材料，具有良好的生物相容性，其抗拉強度能達到200～300 MPa。但是由于鈦是惰性生物材料，不利于細胞的黏附，因此常通過表面改性和表面修飾的手段提高鈦及鈦合金的生物活性[12]。
1.2 基于力學加載的技術手段
1.2.1 牽張力
生物體內的細胞暴露在各種不同的機械力環境中，如心肌細胞始終處于牽張應力環境。已有研究證明，模擬微環境中的力學因素對干細胞的分化具有重要的調控作用，不同大小、頻率、加載時間的牽張力能夠調控間充質干細胞（mesenchymal stem cells，MSCs）向平滑肌、骨骼和軟骨分化[13]。目前，對干細胞加載牽張力通常是借助于生物反應器予以實施加載。常見的方法是將細胞接種于可形變的基底膜上，通過外力牽張基底膜從而對細胞施加牽張力。例如細胞牽張生物反應器（FX-5000，Flexcell，美國）能夠通過牽張孔板底部的彈性基底膜對細胞施加精確控制的循環等軸牽張，現已廣泛應用于干細胞成軟骨和成平滑肌相關的研究[14]。
1.2.2 切應力
切應力是由血流和組織液流動產生的剪切力，在組織發育和心血管系統損傷修復的過程中起到重要作用。常見的切應力生物反應器有兩種，基于旋轉的反應器和基于流動泵的反應器[15]。這些生物反應器能夠在體外模擬定常流、層流和擾動流等不同類型的流體切應力，用于研究切應力對干細胞分化功能的調控。目前，已經證實切應力能夠促進內皮祖細胞（endothelial progenitor cells，EPCs）、MSCs以及胚胎干細胞（embryonic stem cells, ESCs）向血管內皮細胞的分化[16]。本課題組研究了切應力對牙周膜細胞的影響，結果表明定常流流體切應力能夠促進牙周膜細胞的增殖并抑制其遷移[17-18]。
1.3 基于微納加工的技術手段
1.3.1 表面拓撲結構
通過電子束光刻等技術能夠在基質表面制作幾十納米到數百微米且形狀各異的拓撲結構，以用于模擬干細胞物理微環境中的形貌結構。拓撲結構的構型、刻蝕深度和排列等是調控干細胞行為的關鍵因素[19]。通過微接觸印刷技術能夠實現細胞黏附蛋白在非黏附基質表面的微納尺度的圖案化，在二維（two dimensional，2D）和三維（three dimensional，3D）層面精確控制細胞形狀和排列分布，并進一步調控干細胞的分化功能[20]。例如，星型形狀促進MSCs向骨分化，而花型促進MSCs向脂肪分化[21]。Tang等[22]利用二氧化硅構建了納米級的肌肉和脊髓組織的復制體，這些復制體精確地保存了組織的3D超微形貌特征。實驗結果表明，在肌肉復制體上培養的MSCs可表達肌細胞的相關標記物；而在脊髓復制體上培養的MSCs則分化為近似神經元的細胞。
1.3.2 器官芯片
器官芯片是包含連續灌注腔室的微流體細胞培養設備。將干細胞接種在芯片的目的區域，可在毫米以及微米級別精確模擬組織或器官水平的各種力學環境，進而檢測化學信號和物理信號的變化。相比動物實驗或體外細胞培養，器官芯片技術由于能夠更加精細模擬物理和化學微環境，近年來成為干細胞體外研究的熱點技術。例如，Ronaldson等[23]利用誘導多能干細胞（induced pluripotent stem cells，iPSCs）構建了心、肝、骨和皮膚組織共培養的器官芯片。該器官芯片系統精確控制了不同組織之間的血液循環流動及滲透傳質，確保相互關聯的組織培養在各自特定的優化環境中。
1.3.3 3D生物打印
3D生物打印（3D bioprinting）是組織工程領域最先進的技術之一。將細胞和快速成型的生物材料混合制備生物墨水，逐層在基質上打印復雜的3D組織結構。噴涂打印、激光輔助打印和擠壓打印是目前三種主要的生物打印方式[24]。通過調整生物墨水的成分和比例能夠控制打印出的3D結構的力學性能。Turner等[25]構建了改進的甲基丙烯酰化明膠的生物墨水，打印出的3D結構可促進MSCs和臍靜脈內皮細胞的增殖和血管化，為干細胞促進組織傷口愈合提供了新思路。
1.3.4 靜電紡絲技術
靜電紡絲技術能夠將聚酯材料制備為仿生纖維支架。由于靜電紡絲技術手段多樣且重復性好，通過其構建的不同形貌結構的納米纖維支架被廣泛應用于組織工程。這種方法的最大優勢在于能夠精確控制支架的尺寸和形狀，有利于模擬ECM的分層結構[26]。靜電紡絲制備的聚合纖維支架能夠為干細胞提供充分的附著表面積，并且易于通過化學基團修飾進而改變自身的機械特性如硬度、表面形貌和孔隙率等，以調控MSCs向成骨細胞分化的功能[27]。
2 干細胞對生物物理信號的響應及模型的構建
2.1 生物物理信號的感知及機械信號轉導
干細胞對生物物理信號的響應表現在干細胞能夠感知物理微環境，并且能夠將細胞外的物理信號轉導產生生物信號，這個過程依賴于干細胞內獨特的生物結構。細胞骨架、細胞核和細胞膜等結構表現出黏彈性的力學性質，能夠響應拉伸、剪切、壓縮等物理微環境中的力學行為。其中，細胞膜上的黏著斑是干細胞感知物理微環境的主要機械敏感受體。黏著斑由整合素、樁蛋白和踝蛋白等多種黏附分子組成，能夠與ECM中的配體相結合并感知如基質硬度、形貌等物理信號[28]。黏著斑不僅能夠感知細胞外的物理信號，還能通過與肌動蛋白細胞骨架的復合將物理信號傳遞到細胞內部，并誘發一系列的生物信號分子的級聯反應，最終影響細胞核內基因的表達進而調控細胞功能。這個過程也稱為機械信號轉導（mechanotransduction），機械信號轉導能夠直接影響干細胞的分化功能[29]。然而物理微環境對干細胞功能的影響較為復雜，機械信號轉導的內在機制尚未得到充分的生物學解釋。
2.2 干細胞感知物理微環境的力學模型
從生物物理及力學角度分析，細胞與物理微環境之間的相互作用可以通過成熟的力學模型框架描述，例如Chan等[30]建立的“肌球蛋白—黏附蛋白（motor-clutch）”模型已經被廣泛應用于描述細胞在彈性基質上的黏附和遷移等細胞行為。在該模型中，細胞收縮力由肌球蛋白（motor）產生，而黏附蛋白（clutch）與基質彈性連接。因此，通過胡克定律表征黏附蛋白和基質之間的收縮力F，如式(1)所示：
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其中，k代表基質的硬度，δx代表黏附蛋白的伸長量。收縮力F和動蛋白向細胞內的流動可表征為線性關系，如式（2）所示：
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其中，v是肌動蛋白流動的有效速率，v0是不受力時肌動蛋白流動的速率，Fstall是肌動蛋白靜止時，肌球蛋白施加的收縮力。該模型能夠預測細胞在不同硬度上的收縮力變化。
改進的motor-clutch模型能夠用于描述物理微環境對干細胞分化的調控。例如，Wan等[31]通過建立motor-clutch模型描述黏著斑的活化。硬基質能夠通過黏著斑激酶（focal adhesion kinase，FAK）激活細胞外調節蛋白激酶（extracellular regulated protein kinases，ERK）（包括ERK1和ERK2）信號通路促進MSCs向成骨細胞分化。在該模型中，基質硬度E和FAK的激活關系描述如式（3）所示：
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其中KFAK-on是FAK整體的激活速率，K2f-s是硬度介導的FAK激活速率，a和b為擬合參數，Cintegrin-on是活性整合素分子的濃度，CFAK-off是失活的FAK分子的濃度。而ERK信號通路的激活通過與FAK的激活關系如式（4）所示：
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其中KERK-on是EKR分子整體的激活速率，K3f是受FAK介導的ERK激活速率，CFAK-on是激活的FAK分子的濃度，CERK-off是失活的ERK分子的濃度。
物理微環境調控干細胞分化的模型構建需要耦合干細胞對物理信號的感知和對機械信號的轉導兩個過程，量化生物物理刺激和干細胞分化水平之間的關系，為分子層面深入理解生物物理因素介導干細胞分化的生物學機制提供了理論工具，推動了物理微環境對干細胞行為和功能的相關研究。
3 物理微環境調控干細胞分化
2006年，Engler等[32]證明了在軟的基質上MSCs向神經分化，而在硬的基質上向骨分化，這是物理微環境調控干細胞分化能力的重要依據。隨著相關研究的展開，研究者發現不僅是基質硬度，基質形貌和機械力刺激等因素也能夠調控干細胞的分化。隨后，通過模仿自然組織的生物物理特性制備人工物理微環境的相關研究得到了廣泛開展。
3.1 基質硬度
基質硬度代表了細胞黏附的載體抵抗形變的能力。生物體內不同組織硬度差異較大，不同的硬度對于干細胞向特定譜系分化有重要影響。Kim等[33]制備了硬度梯度從脂肪到肌肉的生理組織范圍（5～15 kPa）的甲基丙烯酰化明膠水凝膠，用于調控脂肪干細胞（adipose-derived stem cells，ADSCs）的分化。結果表明，在硬基質上（15 kPa）的ADSCs表達較高水平的肌肉相關蛋白，細胞伸展并變硬，表現出向肌肉細胞分化的特征。基質硬度還被證明能夠與其他物理因素協同調節干細胞的分化，Oh等[34]利用不同硬度的石墨烯支架結合電刺激促使iPSCs向神經細胞分化，結果表明較軟硬度（3 kPa）支架上培養的iPSCs生成的神經元具有更加成熟的電生理特性。
基質硬度對干細胞分化能力的調控在動物實驗中同樣被證明。Huebsch等[35]將不同硬度包裹著MSCs的海藻酸鈉水凝膠注射到裸鼠體內。經過12周的培育后，硬度為60 kPa的水凝膠最有利于骨再生。Dunham等[36]將ADSCs接種在軟基質上（1 kPa）用于維持ADSCs的多向分化潛能，隨后將ADSCs植入大鼠創傷后的肘關節攣縮模型中，結果表明軟基質上的ADSCs相比于對照組能夠顯著減少纖維化的發生。Bae等[37]開發了一種硬度與腦組織相似的生物墨水并將神經干細胞（neural stem cells，NSCs）與這種墨水混合植入大鼠大腦運動皮層，移植后的NSCs分化為成熟神經元的效率顯著提升。
基質硬度同樣能夠影響臨床干細胞治療的效果，Morrison等[38]利用β—磷酸三鈣制備生物陶瓷顆粒并將MSCs接種在顆粒表面用于顱骨損傷的修復。結果表明，3個月后顱骨修復的效果良好，無并發癥；然而，12個月后在患者的損傷部位發現骨吸收現象，這是由于顆粒結構的硬度不足導致實心骨形成受阻。
現有的基質硬度對干細胞分化功能調控的研究仍存在不足。這些研究大部分利用了純彈性模型的基質材料，但是大部分的器官組織實際上具有黏彈性的特性。黏彈性生物材料已成為當下研究的熱點，例如Vining等 [39]利用海藻酸鹽和膠原交聯構建了可調節硬度的黏彈性水凝膠，并證明MSCs在不同硬度和黏彈性培養條件下表達的免疫調節標記物有較大差別。
3.2 基質形貌
除了基質硬度外，基質表面形貌也是重要的物理微環境因素之一。基質形貌能夠影響干細胞的鋪展面積、細胞形狀、細胞排列以及亞細胞結構的生成。
Mcbeath等[40]最早發現了黏附面積能夠調控干細胞的分化功能。他們的研究展示了面積為1 024 μm2的MSCs向脂肪分化和面積10 000 μm2的MSCs向骨分化。Jiao等[41]同時探究了細胞鋪展面積和細胞形狀對MSCs分化的調控作用。結果表明，形狀為圓形的MSCs的向骨分化被抑制，而鋪展面積較大（2 512 μm2）且形狀為方形的MSCs向骨分化。本課題組探究了細胞排列對干細胞分化功能的影響，定向排列的牙周膜細胞促進了干性維持并抑制了向骨和脂肪的分化[42]。
納米級的基質形貌能夠直接影響亞細胞結構，如黏著斑的形成。Coyer等[43]研究證明，當基質上正方形納米微柱的邊長小于333 nm后，接種在基質上的MSCs整合素表達及黏著斑形成大幅降低，向脂肪分化。Changede等[44]設置了不同間距和排列方式的納米纖維，30 nm以下的納米纖維構建的基質不支持MSCs的鋪展和黏著斑的形成。Pedrosa等[45]制備了直徑100 nm左右但間距不同的納米微柱，結果表明培養在間距小于140 nm納米微柱上的MSCs骨架形成更快、向骨分化的能力更強。Guo等[46]構建了從10～4 700 nm大小不同的納米級微孔，結果表明較小的微孔（200 nm）促進MSCs向骨分化，而較大的微孔（4 000 nm）促進MSCs向肌肉分化。
基質形貌的相關臨床應用主要集中于仿生支架的表面改性和表面修飾。He等[47]利用膠原修飾構建了可注射的多孔水凝膠支架作為MSCs的載體，并應用于臨床慢性缺血性心臟病的治療。結果表明，植入了黏附MSCs支架的患者平均梗塞面積減少了3.1%，僅注射了MSCs的患者平均梗塞面積增大了5.19%，而對照組的患者平均梗塞面積增大了8.59%。這項研究首次評估了可注射的干細胞負載支架對于心臟修復的臨床效果。但是相關臨床研究并未與基質形貌建立更深入的聯系，這一領域在未來可能會被逐漸重視。
3.3 機械力刺激
機械力刺激也是干細胞物理微環境中重要的影響因素，生理狀態下的細胞與ECM接觸并感知外部應力[14]。如上文所述，機械力刺激有很多不同的類型，如切應力、牽張力、靜水壓力等；機械力的大小、持續時間和頻率等因素均能夠調控干細胞的分化[48]。
Zhang等[49]對MSCs施加10%的循環牽張力后，MSCs成骨向特異性標志物的表達明顯升高。Walters等[50]的研究表明，10%應變、1 Hz的牽張力能夠促進ADSCs向平滑肌細胞分化。Yan等[51]的研究表明，5%應變、1.25 Hz的循環牽張力能夠有效促進內皮祖細胞向成熟的內皮細胞分化，并且促進血管生成。
有研究表明，向MSCs每天加載6 h脈沖流動剪切力，持續7 d后即使較小的切應力（0.006 Pa）也能顯著促進MSCs的增殖以及向骨分化[52]。Sone等[53]構建了氣道微流控芯片的模型，對微流控芯片內的iPSCs加載流動剪切力能夠促進其向多毛細胞分化并能夠用于氣道疾病相關的藥物篩選。Huang等[54]的研究表明，流動剪切力對干細胞分化的調控存在閾值效應。大于等于1 Pa的流動剪切力能夠促進iPSCs向血管內皮細胞分化并抑制淋巴標記物的表達。本課題組的研究表明，流體剪切力能夠促進牙周膜干細胞向骨分化并抑制增殖和遷移[55]。
機械力促進組織再生修復很早就被應用于臨床，例如牽張成骨術等[56]。另有臨床研究發現，對于低骨量腫瘤幸存兒童，加載低強度、高頻率的牽張力能夠有效提升其峰值骨量[57]，但該臨床研究并未深入研究其相關的機制。
4 物理微環境調控干細胞分化的分子機制
如上文所述，物理微環境中的生物物理因素能夠調控干細胞的分化功能，這個過程依賴于干細胞對于物理微環境的感知。干細胞能夠感知到細胞外生物物理刺激并將其轉化為細胞內的生物學信號。這些生物學信號通過一系列信號通路的傳遞進而調控干細胞的行為，包括增殖、凋亡和分化等。本文將詳細介紹幾種對生物物理因素敏感的信號通路，包括Wnt信號通路、絲裂原活化蛋白激酶（mitogen activated protein kinase，MAPK）信號通路和Hippo信號通路。
4.1 Wnt信號通路
Wnt信號通路包括經典和非經典的途徑。在經典的Wnt途徑中，Wnt的主要效應分子是β—連環蛋白（β-catenin），在Wnt信號通路尚未激活時，β-catenin能夠與軸蛋白（Axin）和腺瘤性結腸息肉病（adenomatous polyposis coli，APC）蛋白形成復合體。這個復合體是酪蛋白激酶（casein kinase Ⅰ，CK1）和糖原合成酶激酶3β（glycogen synthase kinase-3β，GSK-3β）酶的底物，最終形成β-catenin-APC-Axin-CK1-GSK-3β的復合體，抑制了β-catenin的磷酸化，進而抑制了下游的轉錄過程。反之，Wnt信號通路激活時，β-catenin與卷曲受體（frizzled receptor，FRZ）受體結合，破壞了上述復合體的形成，磷酸化的β-catenin則進入細胞核激活下游轉錄過程。非經典的Wnt信號通路包括Wnt/c-Jun氨基末端激酶（c-Jun N-terminal kinase，JNK）途徑和Wnt/鈣離子（Ca2+）途徑。在Wnt/JNK途徑中，Wnt配體與細胞膜上的FRZ和Frizzled家族跨膜受體蛋白Dishevelled（Dsh）結合（Wnt-FRZ-Dsh），并激活蓬亂蛋白相關形態形成活化因子1（dishevelled-associated activator of morphogenesis 1，DAAM1），進而激活三磷酸鳥苷 （anosine triphosphate，GTP）與Ras相關C3肉毒素底物1（Ras-related C3 botulinum toxin substrate 1，Rac1）蛋白和Ras同源基因家族成員A（Ras homolog gene family member A，RhoA）蛋白結合。RhoA是肌動蛋白聚合的主要調節因子，因此JNK途徑的激活與細胞骨架重塑密切相關。在Wnt/Ca2+途徑中，細胞膜上的Wnt-FRZ-Dsh復合體導致細胞內Ca2+的釋放，進而影響調控細胞功能[58]。
已經有很多研究表明，Wnt信號通路受到細胞外物理微環境的調控[59]。例如，Joshi等[60]將MSCs接種在3D膠原水凝膠中，發現硬度較高（600 Pa）的水凝膠激活了Wnt/β-catenin信號通路，進而促進了MSCs向心肌細胞分化。
4.2 MAPK信號通路
MAPK是一系列特殊的絲氨酸/蘇氨酸蛋白激酶，能夠對不同的細胞外生物物理刺激做出反應。MAPK信號通路由幾條獨立的通路組成，其主要的下游分子包括ERK1/2、JNK和p38 MAPK激酶等。細胞膜上的受體酪氨酸激酶（receptor tyrosine kinases，RTKs）的激活促進GTP復合體的激活進而調控相關蛋白功能，最終激活MAPK/ERK信號通路。JNK能夠被物理微環境的應力刺激和其他生長因子激活，進而調控轉錄活性。G蛋白通過蛋白激酶A（protein kinase A，PKA）/蛋白激酶C（protein kinase A，PKC）激活p38 MAPK激酶，促進p38 MAPK激酶入核并調節各種轉錄因子[61]。
MAPK信號通路與干細胞的增殖和分化密切相關，其下游分子受到細胞外物理微環境的調控。例如，Simouliunas等[62]的研究表明，硬基質（40 kPa）通過激活ERK、JNK和p38促進MSCs的增殖。
4.3 Hippo信號通路
Hippo信號通路最早在果蠅中發現。在哺乳動物中，Yes相關蛋白（Yes-associated protein，YAP）和具有PDZ結合基序的轉錄共激活因子（transcriptional coactivator with PDZ-binding motif，TAZ）是Hippo信號通路的關鍵效應因子。YAP和TAZ是同源異構體，已證明是對機械信號敏感的轉錄共激活因子，它們在細胞質和細胞核中穿梭進而調控下游基因轉錄。細胞核中YAP/TAZ能夠與轉錄因子TEA結構域家族成員（TEAD）相互作用調節相關基因的轉錄。因此，YAP/TAZ的核質占比常用于作為細胞對機械刺激相應的標志。YAP/TAZ作為機械敏感的轉錄因子受到了廣泛的關注，例如Li等[63]制備了天然膠原骨再生膜并增強其基質硬度，結果表明改良的骨再生膜能調控YAP/TAZ入核，并且促進MSCs向骨分化，加速了骨再生。
此外，Hippo信號通路與其他信號通路（如Wnt）存在交叉串擾的現象，共同響應物理微環境因素對干細胞的調控[64]。
5 總結和展望
生物體內特定的物理微環境在調控干細胞自我更新和分化功能等方面發揮著重要的作用。通過體外模擬物理微環境的方法，研究者能夠在體外探究生物物理刺激和干細胞分化功能之間的內在聯系。本文首先綜述了常用的構建物理微環境的技術手段及物理微環境相關的力學模型。在此基礎上，本文綜述了各種生物物理刺激調控干細胞分化的相關研究，并深入介紹了一些力學敏感因子和響應的信號通路機制。
但是，目前有關物理微環境調控干細胞分化的相關研究仍面臨巨大的挑戰。首先，構建物理微環境的技術手段存在較大的材料水平的差異。不同種類的干細胞對于物理微環境的生物學響應也并不一致，因此本領域的相關研究難以得到統一的結論。現有的多數研究使用2D模型構建物理微環境，這與干細胞所處的真實的微環境有很大區別。已經有研究表明，干細胞在2D和3D培養條件下的分化功能有較大差別。3D條件下物理微環境對干細胞功能調控的相關研究仍需進一步深入。其次，物理微環境對干細胞分化功能的調控過程中涉及了復雜的力學轉導調控機制，相關機制研究仍存在大量未知謎團。最后，由于干細胞治療尚存在安全性和倫理問題，干細胞治療領域在臨床上的研究一定程度上受到限制[65]，因而限制了物理微環境調控干細胞分化功能的深入研究與臨床應用。
未來，隨著工程手段的技術革新，人們有理由相信基于人工物理微環境調控干細胞功能的相關研究會迎來更大的突破并服務于臨床干細胞再生醫學。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：李馳宇為綜述主要撰寫人，完成文獻資料的整理、收集與分析，以及綜述初稿的撰寫；樊瑜波指導論文寫作，負責修改意見的處理；鄭麗沙為論文的構思者及負責人并承擔審校工作。