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嘉峪檢測網 2022-08-23 11:27
導語
據《中國心血管健康與疾病報告2020》顯示，我國約有心血管疾病患者3.3億人，并呈逐年遞增趨勢，已成為重大公共衛生問題，給社會造成了巨大的經濟負擔和壓力。然而，用于血管替換、旁路建立或為終末期腎臟患者建立血透通路的人工血管的研發仍然面臨諸多困難與挑戰。
由于材料、技術受限，小口徑人工血管（口徑＜6 mm）一直是研發重點難點，目前仍無上市產品。
01小口徑人工血管有哪些制造要點？
小口徑人工血管在臨床上表現不佳，主要是由于內膜增生和血栓形成的發展。為了克服這些挑戰，已采用各種設計方法、材料選擇和表面改性策略來提高小直徑移植物的通暢性。包括材料選擇、表面改性以增強生物相容性/內皮化，以及目前正在植入的移植物的機械性能。
理想的小口徑移植物應具有如下特點：
良好的機械強度和順應性以承受血流動力學壓力；
可縫合性；
緊急情況下各種尺寸的“現成”可用性；
易于使用，可最大限度地減少手術時間、成本和風險；抗血栓和抗感染；
生物相容性，可與身體完全融合，并產生在性質和功能上與天然動脈相似的新血管；
合理的制造成本；
長期通暢；
快速內皮化；
良好的孔隙率>50 μm，便于細胞浸潤。
滿足上述所有要求的功能性小口徑血管移植物需要仿生設計，需要對血管壁生物學的細胞和分子的高度理解。
（一）孔隙率的重要性：
快速內皮化是小直徑血管成功預防血栓形成的一個重要方面。在這個過程中，孔隙率和孔徑分布起著重要作用。在過去的五年里，無數的研究表明了孔隙率在移植物設計中的重要性。
最近的研究結果表明，人工血管的多孔管腔表面在穩定內膜和幫助細胞浸潤方面發揮重要作用：多孔管腔表面增強了移植物周圍組織的滲透，起到錨固作用。然而，多孔人工血管內部壓力，往往會隨著時間的推移失去其徑向機械強度，可能導致動脈瘤形成。消除這一障礙的方法之一，是對移植物施加外部加固。
過去二十年內，有研究分別使用滌綸管狀針織網、緯編管狀織物、滌綸氨綸織物、聚酯等材料來增強小直徑血管移植物。使用聚酯增強材料在犬腹主動脈模型中盡管有血栓的形成，但是明顯觀測到，具有絲狀、多孔、互連結構和外部增強聚酯網的血管移植物，優于具有低孔隙率或不可穿透壁的血管移植物。這也進一步說明孔隙率在人工血管的設計中至關重要。
（二）表面生物活性材料的應用：
可生物降解支架的另一個重要特性是降解應與模擬正常組織中 ECM 功能的組織再生相平衡。考慮到不同材料與細胞相互作用的方式可能會引發各種反應，表面生物活性材料（細胞刺激信號）可以改變細胞反應以促進正生長。因此，這些品質可以調節細胞功能和行為，還可以促進組織生長。
02人工血管現有制造工藝及方法匯總
迄今為止，人工血管采用的大多數制造方法有如下幾種：
（從左到右）靜電紡絲、基于細胞的完全生物法、生物反應器、凍干法、支架法
靜電紡絲是組織工程師用于制造可降解支架的通用方法之一，因為它與許多聚合物兼容，并且可定制，足以制造具有優化性能的血管導管。該過程在應用電場中將溶解在揮發性溶劑中的聚合物轉化為納米和微纖維。然而，為了創建諸如血管的管狀結構，通常使用具有與目標血管相匹配的直徑的快速旋轉心軸。通過控制電壓、流速、聚合物濃度、噴嘴尺寸、距離、轉速和溶劑等各種參數，可以改變所得支架的厚度、密度和物理特性。
冷凍干燥或凍干是另一種使用升華原理去除聚合物溶液中存在的溶劑的方法。在這種方法中，將聚合物溶液倒入模具中并轉移到冷凍干燥器中，讓溶劑在其中升華。可以通過改變冷凍速率和溶質濃度來優化構建體的孔徑。
致孔劑或顆粒浸出是另一種方法，其中致孔劑（糖、鹽、蠟）或顆粒用于在通過蒸發浸出之前產生孔隙。
其他一些用于生成血管構造的方法包括溶劑澆注、發泡、相分離、纖維粘合、自組裝、快速成型、熔體成型和膜層壓。生物反應器用于組織工程，將細胞和基于組織的結構轉化為臨床有效且安全的大型生物產品。一項研究使用生物反應器將人類誘導的多能干細胞接種到 PGA 支架上長達 9 周，從而產生由對 α-平滑肌肌動蛋白呈陽性的細胞組成的血管。
03小口徑人工血管材料——特殊性能 & 最新研究結果
（一） 人工合成材料
用于外周血管重建的最常見的市售不可降解合成移植物是 e-PTFE (Teflon) 和 PET（滌綸）。這些生物穩定的移植物主要用于臨床，因為它們具有出色的抗降解性、良好的機械強度以及在較大直徑應用中的可負擔性。
1. 膨體聚四氟乙烯e-PTFE (Teflon)
PTFE 是一種碳氟聚合物，通常通過擠壓和燒結進行結構轉變以形成 ePTFE（Gore-Tex），從而在其基體中引入周向排列的節點的微孔結構。該材料具有負電性腔表面，具有抗血栓形成特性，適用于下肢旁路移植術（7-9 mm）。大多數外科醫生更喜歡不透水和浸漬的針織 e-PTFE 移植物，以避免需要預先凝血。由于其剛性，該移植物對天然血管的順應性差導致表面非內皮化，從而導致手術后的通暢性差。近年來，對e-PTFE研究工作集中在該產品的表面改性和外部增強上，以減輕小直徑移植物的這些挑戰。
2. 滌綸Dacron (PET)
PET 是一種具有多根長絲的聚酯材料，通常被針織或編織成人工血管，可以用作 ePTFE 的替代品；然而，它們在長期體內小直徑血管中的通暢性差仍然限制了它們在臨床上的使用。
幾項研究表明，針織滌綸隨著時間的推移會發生擴張，需要用明膠、膠原蛋白或白蛋白進行預凝固以封閉空隙，并防止手術后出汗或血漿滲漏。
PET的另一個限制是表面疏水性，它阻礙了內皮細胞的粘附和增殖，從而導致血小板活化和血栓形成。根據最近的一項研究，等離子體表面處理被用于用大氣氣體對滌綸表面進行功能化，從而使其更具親水性。研究結果表明，細胞相互作用得到增強，而沒有不良的炎癥組織反應。另一種選擇是抗血栓形成分子的表面固定，例如肝素或增強更快內皮化的生物活性蛋白。最近，許多研究人員使用靜電紡絲將滌綸與親水性聚合物（如明膠）結合起來，以提高其生物相容性。
3. 聚氨酯 (PU)
PU在 1960 年代作為血管移植物被引入，以應對諸如在當時使用的血管中觀察到的順應性不匹配導致的內膜增生等挑戰。這種移植物優于 e-PTFE 是由于更好的順應性和接近天然血管的機械性能。聚氨酯通常由軟無定形和硬結晶段組成，它們通過氫鍵和范德華力結合在一起，從而具有固有的剛度和柔韌性。與 e-PTFE 相比，PU 移植物的低血栓形成表面在用針刺穿后可以立即自我愈合，從而導致吻合后的血漿泄漏最小。通過控制硬段和軟段的濃度，可以優化順應性以抑制內膜增生。
盡管它們的機械順應性有所提高，但由于生物穩定性差和自主降解，早期的體內試驗失敗了。在植入后 8 周，兩類 PU——聚酯和聚醚分別通過水解和氧化降解并釋放有毒副產物。用于膝下血管置換的小直徑 PU 移植物（內徑 5 和 6 毫米）在第一年后因多例血栓形成而退出市場，其中 15 個移植物中有 8 個被阻塞，幾乎沒有內皮細胞的覆蓋。
為了提高 PU的生物穩定性，一項特殊的研究用硅氧烷或碳酸酯代替了大分子二醇，從而產生了具有聚碳酸酯軟鏈段的新接枝物，顯示出增強的抗生物降解性，因此可以保留在該部位很長一段時間。在 1.5 mm 聚碳酸酯和 e-PFTE 的比較體內研究中，觀察到植入大鼠主動脈的移植物可穩定長達 6 個月。研究結果表明，聚碳酸酯移植物在更快的內皮化和抑制內膜增生方面優于 ePTFE；然而，通暢性沒有明顯差異（~80%）。
雖然 PU 移植物的一些結果看起來很有希望，但需要探索一種表面改性的替代方法，以了解這種材料的適用性。
（二） 生物可降解、吸收的聚合物
由于在體內生物穩定材料上觀察到諸如晚期內膜增生等并發癥，研究人員最近開始集中精力開發支架形式的可生物降解和可生物吸收材料。這些材料通常充當 ECM 細胞浸潤和沉積的支持物和基質，它們最終會溶解，留下功能性組織，從而最大限度地減少長期后果。
靜電紡絲是在這些聚合物上采用的一種策略，用于制造由適合細胞浸潤、分化和新毛細血管形成的微米級和納米級纖維組成的管狀多孔移植物。這些移植物的體內代謝，植入后減少了通常導致移植物失敗的不良組織相互作用的可能性。
1. 聚甘油-癸二酸酯 (PGS)
這種彈性體材料于 2002 年首次合成，其柔韌性、生物相容性和生物降解性等特性吸引了眾多研究人員。甘油和癸二酸單體的縮聚反應是合成這種材料的主要工藝，這種材料獨特的彈性特性是共價交聯加上主鏈上羥基之間的多個氫鍵的結果。這種材料可以生物降解并通過正常途徑在體內重新吸收。
盡管對這種材料的體外和體內研究仍處于初步階段，但迄今為止的結果很令人振奮。在之前的一項研究中，PGS 被證實在大鼠皮下植入約 60 天后可生物降解，植入物周圍不會留下疤痕組織。用 PGS 構建的血管支架具有分別為 75 至 150 和 5 至 20 μm 的大孔和微孔，可促進良好的細胞活性，促進內皮細胞的增殖和血管重塑過程中平滑肌細胞的浸潤。與 e-PTFE 和 PLGA 相比，在 PGS 上觀察到血小板和炎癥潛能降低。大鼠模型中PGS 支架可增強彈性蛋白的表達，在植入后 3 周內將機械性能提高五倍，以匹配天然血管的機械性能。由 PGS 組成的復合移植物的未來設計和制造有較好的前景。
2. 聚乙醇酸 (PGA) 和 聚乳酸 (PLA) 聚合物
PGA 和 PLA 聚合物具有生物可吸收性，由飽和聚-?-羥基酯組成，結合后形成 PLGA 的無定形復合材料。PLA 上的額外甲基使其比PGA 更具疏水性，降解速度更快。這些聚合物通過其主鏈上的酯鍵水解而降解，導致形成乙醇酸和乳酸單體，這些單體可以正常代謝。
最近一項關于 PGA、PLA 和 PLGA 納米纖維在血管應用中的體內研究，由于 2 個月內的快速吸收而面臨挑戰。而另一項研究中，由 PLA 和 PGA 制成的復合移植物由于無法承受動脈壓力的快速聚合物降解而顯示出機械強度的損失和動脈瘤的形成。對此材料在血管上的應用，還需要更多的表面增強，或多種材料的應用，以彌補自身性能的不足。
3. 聚二惡烷酮 (PDO)
PDO 是一種無色、結晶、可生物降解的合成聚合物。化學結構包含一個多重重復的醚酯單元。這種聚合物可以很容易地擠出成柔性纖維。PDO 先前已應用于針、縫合夾和整形手術材料，以及藥物輸送系統、心血管設備和組織工程，這些材料會緩慢降解并被人體吸收，而其余部分則通過尿液排出并呼出作為二氧化碳。
最近在血管移植物設計中應用 PDO 已顯示出良好的管腔內皮化。對移植后的PDO進行的爆破壓力測試可承受高達 6000 mmHg 的壓力而不會產生疲勞。多項研究檢查了 PDO 支架在血管和非血管器官（如食道、氣管和腸道）中的使用。與其他聚酯相比，PDO 最具優勢的特性是與天然血管 細胞外基質(ECM)的機械相似性——特別是膠原蛋白和彈性蛋白。這與其形狀記憶行為相結合，可提供回彈和抗扭結性。PDO是一種很具有優勢與前景的人工血管材料。
4. 聚 ε-己內酯 (PCL)
PCL 是一種生物相容性和生物可吸收性聚合物，由于其良好的機械性能和簡單的合成步驟，PCL可應用于許多生物醫學領域。在生理環境中植入 PCL 后，發生非酶水解，釋放出大量無毒副產物。接下來，包括巨噬細胞和吞噬體在內的周圍細胞通過細胞內生理生化過程降解副產物。研究觀察到 PCL材料的其機械性能隨著降解時間發生變化（更硬），這是由于與其他可生物降解聚合物相比，由于無定形比例降低和結晶度提高導致在體內的存在時間更長（長達 2 年）。因此，這為細胞浸潤和組織再生提供了足夠的時間。此外，FDA 對 PCL 和其他 PCL 產品的批準使許多研究人員專注于用這種材料構建可行的血管移植物。
PCL 移植物通常使用靜電紡絲方法制造，模仿了彈性細胞外基質ECM的結構，克服由于動態血管組織中的循環應力導致的塑性變形。電紡 PCL 的形態（孔隙率和纖維直徑）可以通過改變紡絲參數（如聚合物濃度和使用的溶劑）來調整。大鼠主動脈中 2 毫米、PCL 和 e-PTFE 移植物的體內檢查顯示，在 12 周時 PCL 成功內皮化，通暢性優于 ePTFE。長達 18 個月的長期觀察顯示出類似的趨勢，內皮化穩定，PCL 移植物沒有動脈瘤擴張或血栓形成。
長達 12 個月的觀察顯示，自體動脈外膜層進行性細胞浸潤，這是由分泌血管生成因子的巨噬細胞誘導的，從而使肌成纖維細胞能夠形成毛細血管和移植物定植。然而，12 個月后，觀察到退化的組織重塑，因為較少的巨噬細胞導致細胞流入減少，導致 18 個月時肌成纖維細胞饑餓和移植物鈣化。在 6 個月時對基于膠原蛋白、PLA 和 PGA 的移植物的長期研究中進行了類似的觀察。因此，使用這些材料的新血管移植物設計需要進一步的長期研究。
（三） 天然高分子材料
天然高分子材料是可以用作組織再生支架的天然蛋白質，它們具有高度的生物相容性和可降解性，從而促進細胞生長。更重要的是，它們與細胞相互作用和結合并增強細胞活性的能力使其優于合成聚合物。迄今為止，用于血管移植物發育的一些天然蛋白質存在于細胞外基質ECM中，分別是膠原蛋白和彈性蛋白，還有其他與生物相容的化合物，如絲素蛋白。在血管移植物制造中使用天然聚合物的挑戰之一是它們固有的弱機械性能，由于血管壁上的持續脈動應力可能會失效，導致動脈瘤和血管破裂。
1. 彈性蛋白 (Elastin)
彈性蛋白是天然血管的重要組成成分之一，動脈壁內部和外部彈性薄片層的大約 50% 干重由彈性蛋白組成。彈性蛋白是通過多級過程聚合原彈性蛋白單體而合成的。彈性蛋白促進其在人工移植血管中的識別的兩個重要特性是其出色的彈性和信號傳導能力。有研究發現由膠原蛋白制成并與彈性蛋白結合的移植基質具有良好的彈性回縮力，因此可以承受脈動流動期間的壓力。此外，觀察到彈性蛋白負責調節平滑肌細胞的遷移和增殖，抑制內膜增生的形成。
彈性蛋白與其他合成可生物降解聚合物 (如PC和PLGA) 的共靜電紡絲，表現出非血栓形成的獨特優勢；與PDO混合材料人工血管表現出與天然血管相匹配的增強爆裂壓力。彈性蛋白可以增強小口徑人工血管的機械和生物學特性，彈性蛋白的引入是構建小口徑人工血管的新方向之一。
2. 膠原蛋白
膠原蛋白由天然血管的中膜和外膜中的平滑肌細胞和成纖維細胞合成，這也是血管細胞外基質ECM的主要成分之一。膠原蛋白通過維持它們的結構完整性并限制它們的伸長來充當這些細胞的穩定劑。然而，由于膠原蛋白固有的血栓形成性，可引發血小板粘附和活化，是人工血管研發過程中一個嚴峻的挑戰。戰勝這一困難的策略之一是通過生物反應器在管腔表面預先接種內皮細胞，以阻礙血小板的粘附。
膠原蛋白可以通過從動物組織中提取或通過重組過程獲得。這種材料很容易溶解，可以形成凝膠，能夠包裹細胞，類似于在天然血管壁中觀察到的 3D 微環境。然而，由于其機械強度較弱，構建的組織工程血管中呈現出非常低的爆破壓力。針對這一點，科學家們使用1型膠原蛋白納米纖維墊制成 2 mm 直徑的管狀移植物，然后與戊二醛交聯，在植入大鼠下腔靜脈后可穩定長達 12 周而無動脈瘤擴張。在一項研究中，與彈性蛋白和 PCL 等其他可生物降解材料的共靜電紡絲提高了機械強度和生物活性。這些發現表明，膠原蛋白與其他合成材料的結合可以在未來提供更好的工程血管替代品。
3. 絲素蛋白
從 Bombyx mori 蠶繭中提取的絲纖維已用于各種生物醫學過程，包括縫合線。絲的兩種活性成分是絲素蛋白和絲膠，它們分別提供彈性和膠狀特性。這種材料具有生物相容性、非血栓形成，并且在體內緩慢降解，因此，作為構建小直徑血管導管的可行替代品脫穎而出。在之前的一項研究中，發現靜電紡絲素蛋白具有足夠的爆破強度，能夠承受生理壓力和良好的機械強度，可以抵抗動脈瘤的擴張和破裂。
研究表明用絲素蛋白構建的血管移植物，通過體平滑肌細胞和內皮細胞的遷移和增殖，擁有增強的生物活性。植入大鼠腹主動脈的絲素蛋白（1.5 毫米）移植物在長達 1 年的時間里顯示出比 e-PTFE（30%）更高的通暢性（85%）。并且隨著絲素蛋白的降解，細胞外基質蛋白的沉積增加，抑制動脈瘤擴張的機械性能增加。
4. 透明質酸 (HA)
透明質酸是一種非硫酸化糖胺聚糖，由 Meyer 和 Palmer 于 1934 年首次從玻璃體液中分離出來，由葡萄糖醛酸和 N-乙酰氨基葡萄糖組成。這種材料是透明的，可以通過微生物發酵大量合成。HA 是一種可快速生物降解、親水、非粘性和生物相容性的天然聚合物。它可以在不引起任何異物反應的情況下調節細胞分化、遷移和血管生成，使其成為組織工程領域的一種卓越的材料。在之前的一項研究中，發現 HA 通過 CD44、ICAM-1 和 RHAMM 細胞受體促進內皮細胞的粘附和增殖，從而增強組織生長和修復。機械性能可以通過改性和交聯程度來調節。也有科學家近年來將HA 和類人膠原蛋白相結合，產生了一種血管支架，其生物物理和機械性能增強，接近天然細胞外基質。
5. 纖維蛋白 (Fibrin)
纖維蛋白是一種不溶性蛋白質，經常參與組織修復和傷口愈合過程。它是由凝血酶激活的纖維蛋白原聚合形成的，從而產生纖維狀網絡凝膠。纖維蛋白支架可以幫助參與組織重塑的細胞的粘附、增殖和遷移。使用纖維蛋白凝膠的挑戰之一是其機械性能差。
利用不同細胞預先接種培養的纖維蛋白支架，可以獲得更好的機械性能。例如，骨髓來源的 SMC 祖細胞。另一種提高基于纖維蛋白的組織工程血管強度的技術是缺氧和補充胰島素，這會增強包埋的新生兒真皮成纖維細胞的膠原蛋白沉積。然而，這種方法的缺點是由于在生物反應器中培養過程中長度的損失，無法生產具有適當臨床長度的容器。
（四） 脫細胞天然支架
為了獲得在結構和生物力學性能上都模仿天然脈管系統同時避免不良免疫反應的 TEVG，開發了一種脫細胞支架。去細胞化是在去污劑和酶的幫助下從組織中剝離抗原性細胞物質的過程，留下一個組織良好的無細胞基質作為自體細胞浸潤和組織重塑的支架。
羅森伯格等人是第一個在 1960 年代使用牛頸動脈開發脫細胞血管假體的人。從那時到現在，許多基于自體移植物、同種異體移植物和異種移植物的脫細胞組織的臨床產品已可用于心臟、眼科、牙科、皮膚和軟組織等廣泛應用。與替代合成導管相比，脫細胞異種移植物沒有明顯優勢，除了脫細胞移植物的高加工成本外，兩種移植物（合成和異種移植物）的通暢率相似，并且在感染或假性動脈瘤后移植物恢復的機會也較低。
基于脫細胞人類供體靜脈的產品，例如用于動靜脈瘺 (AVF) 的產品（SynerGraftTM，源自人類尸體靜脈同種異體移植物）已上市，但尚未在臨床領域廣泛采用。在先前的一項研究中，這些移植物似乎對感染更具抵抗力，盡管與合成導管相比，動脈瘤擴張，但沒有觀察到通暢性的改善。與同種異體脫細胞基質商業化相關的有限供應和復雜的倫理/監管問題仍然是另一個挑戰。
（五） 基于細胞的完全生物血管
生物血管主要是利用各種細胞來制造血管結構，目的是避免使用合成材料觀察到的問題，例如炎癥、狹窄和感染。目前，研發人員主要開發了三種方法：基于細胞片的方法、體內生物反應器和基于細胞環的方法。這幾種方法，也各有優劣。
1. 細胞片法
細胞片方法涉及在抗壞血酸作為培養基的情況下擴大細胞群。將細胞監測到一定時期（成熟時間），然后小心地去除細胞層并放置在圓形管狀結構上，然后進行長達8周的動態培養，以將各層統一為血管結構。研究人員利用不同的細胞來源構建了細胞層組織的人工血管，其爆破壓力接近約 2600 mmHg，遠高于隱靜脈。在之前的一項研究中，通過這種方法獲得的移植物可以在植入犬模型后作為股動脈介入承受生理壓力。然而，生成 TEVG 所需太長時間體外處理（6 到 9 個月），以及高昂的制作成本，大大限制了這種方法的商業化可行性。
2. 生物反應器法
生物反應器方法是為生成人工血管而開發的另一種創新方法。在這里，身體充當生物反應器，通過在腹膜腔植入異物后引發炎癥反應，從而觸發纖維囊的形成。纖維囊主要由肌成纖維細胞和膠原基質層組成，由一層間皮細胞包裹，在脫細胞后可以作為人工血管使用。在之前的一項研究中，將硅橡膠管植入大鼠腹腔導致肌成纖維細胞包裹，形成膠原基質，2周后形成單層間皮細胞。拔管后，血管狀結構由內而外翻轉：間皮外層成為內膜；膠原蛋白和彈性蛋白層成為介質；外面的膠原蛋白層變成了外膜。隨后，將移植物植入同一只大鼠的頸動脈位置，在大鼠體內能夠保持通暢長達4個月。
在迄今為止評估的植入管中，發現聚乙烯管在 50% 的情況下可產生出色的可移植人工血管。雖然這種模型能夠在短期開發人工血管，而無需擔心抗原性的可行選擇，但對于患者的兩次侵入性手術，加上成熟期間組織粘附到腹膜壁的可能性，限制了這種方法的可行性。
3. 細胞環法
開發基于細胞環的方法，是為了克服通過利用由瓊脂糖孔組成的模具，在培養后過程中剝離或操作可能損壞細胞片的困難。在這種方法中，高密度細胞懸浮在瓊脂糖基質中以分泌細胞外基質ECM，從而充當血管導管形成的基石。之前的一項研究表明，來自成纖維細胞和內皮細胞的人體動脈在脈動流下沉積和調理長達 14 天，經由在 3 mm ID 模具中的機械刺激，產生了由細胞外基質ECM成分組成的血管狀組織。同樣，在將永生化大鼠主動脈 SMC 在瓊脂糖孔（內徑 2-6 毫米）中培養長達 2 周以產生融合組織環。這種方法已在小動物模型（大鼠）中進行了嘗試。
4. 3D細胞打印
細胞環法的一個限制是制造的移植物的形狀有限，生物打印就得以發展。使用生物3D打印這種新方法，可以開發針對患者的脈管系統。由于靈活性，一些研究已經采用這種方法來開發體外微血管化結構。已有研究者通過多細胞球體和圓柱體的精確沉積和合并，開發了簡單和分支的脈管系統。在生物反應器中放置 21 天后，該結構的爆裂壓力約為 773 mmHg。通過這種方法設計具有不同形狀和層次樹的血管的能力看起來非常不錯，然而，長達7天的處理時間，以及全程無菌的需求，可能會成為此方法的難點。
04總 結
在未來，具有抗血栓特性和出色的生物相容性以及可定制的可降解性的增強型生物可吸收合成材料很可能成為小型血管手術的理想選擇。然而，接近商業化的工程血管移植物的大部分成功是針對大血管而不是用作心血管旁路移植物的小直徑移植物。上游的材料供應也是人工血管遭遇“卡脖子”的重要原因之一。 因此，人工血管的研發不僅僅要解決制造技術問題，在高端材料領域，也需要更多的動力來推進。在未來，血管工程領域仍然可供未來的創新者去發掘鉆研，迎接挑戰以創造更多功能性小直徑動脈替代品。
資料來源：
[1] Obiweluozor, Francis O., et al. "Considerations in the development of small-diameter vascular graft as an alternative for bypass and reconstructive surgeries: a review." Cardiovascular Engineering and Technology 11.5 (2020): 495-521.
[2] Saito, Junichi, et al. "Challenges and possibilities of cell-based tissue-engineered vascular grafts." Cyborg and Bionic Systems 2021 (2021).
[3] Unnikrishnan, Madathipat, et al. "The making of indigenous vascular prosthesis." The Indian Journal of Medical Research 143.6 (2016): 769.
[4] Blume, Cornelia, et al. "Vascular implants–new aspects for in situ tissue engineering." Engineering in Life Sciences 22.3-4 (2022): 344-360.
來源：思宇MedTech
