动脉闭塞性疾病是心血管疾病的主要诱因之一，通常需进行血管重建治疗。因缺乏合适的小直径血管移植物，以及合成血管移植物存在的感染、血栓形成及内膜增生等问题，导致直径<6毫米的小直径血管移植物在心血管疾病临床治疗中移植成功率偏低。随着制造技术与血管组织工程、再生医学技术的协同发展，生物组织工程血管移植物正逐步演化为具有生命活性的移植物，这类移植物不仅能实现与宿主血管的整合重塑与损伤修复，还能响应周围机械力学和生化信号的动态变化，从而为缓解现有血管移植物短缺问题提供了新思路。
本文系统评述了当前小直径血管移植物的先进制造技术，涵盖静电纺丝、模具成型、3D打印和脱细胞技术等核心工艺，同时阐述了合成高分子的多元化特性及其表面功能化改性策略。研究还通过交叉学科视角展望小直径假体的未来发展方向，深入探讨其临床应用开发的关键影响因素与研究方向。综合分析表明，通过多维技术体系的协同创新，有望在近期实现小直径血管移植物性能的突破性提升。
一、介绍
心血管疾病是全球发病率与死亡率最高的疾病之一，过去30年间已累计造成约1210万至1860万例死亡。常见类型包括冠状动脉疾病、深静脉血栓和心肌梗死，其病理特征主要表现为血管狭窄与栓塞。采用自体血管、异体血管或人工血管进行搭桥移植是当前主要的治疗手段，其中自体血管因尺寸匹配度高、生物相容性优异且能长期保持通畅性而被视为最优选择，但其来源受限及供区创伤等问题制约了临床应用。此外，异体血管移植存在强烈的免疫排斥反应风险。因此，人工血管作为病损血管替代或旁路的可行性日益凸显。
人工血管可通过定制化生产获得精确的直径与长度参数。理想的人工血管需满足以下关键特性：生物相容性、机械性能、渗透性及抗血栓形成能力。具体而言，需具备组织相容性以避免免疫排斥，足够的力学强度以维持结构完整并承受生理压力，同时其微观结构应利于营养物质交换、代谢产物排出以及细胞生长，促进内皮细胞粘附增殖形成紧密连接层以预防血栓。目前全球市场中的人工血管产品主要适用于大直径血管（>6毫米），而临床亟需的小直径血管移植物（<6毫米）尚未取得突破性进展，这类产品对治疗冠状动脉疾病及儿童先天性心血管畸形等具有重要意义。其瓶颈在于移植物与自体血管间的顺应性失配引发吻合口内膜增生，以及移植物表面形成的血栓导致植入后通畅率低下。
针对上述局限，研究者正通过结构仿生设计、表面功能化修饰以及力学-生物学性能调控等创新策略，致力于模拟天然血管特性以提升小直径血管移植物的长期通畅性。天然血管具有由内膜、中膜和外膜构成的三层复合结构（图1），各层对力学与生物学性能具有决定性影响。内膜作为最薄层，通过内皮细胞屏障调控生物活性物质传输；中膜富含平滑肌层与弹性结缔组织，负责血管舒缩功能；外膜以弹性胶原纤维为主，负责神经传导与组织锚定。因此，构建仿生血管移植物需在营养代谢、力学响应等方面实现与天然血管的动态匹配。
图1.本文所讨论的关于超薄柔性玻璃（SDVGs）的各种考量因素的简要概述，包括常用材料、表面改性策略以及各种制造技术。
为提升生物相容性并诱导内皮化进程，研究者将生物活性物质引入人工血管构建体。现有合成高分子材料制备的人工血管普遍存在生物活性不足问题，且因内皮细胞初始粘附率偏低，难以实现快速内皮再生。因此，如何在制备过程中增强血管移植物的生物活性仍是当前面临的关键技术瓶颈。现行策略包括局部缓释血管内皮生长因子、成纤维细胞生长因子及肝细胞生长因子，干细胞/祖细胞移植以及促血管生成基因递送等手段。尽管上述策略在促进内皮细胞粘附、减少血栓形成与内膜增生方面取得成效，但仍存在局限性。
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本综述系统评述了小直径血管移植物的材料选择、表面改性及制备技术。首先概述适用于人工血管的合成高分子材料及其表面功能化改性策略，重点解析材料组分与结构的协同作用机制；继而详述小直径血管移植物的先进制备技术体系（图1），揭示不同工艺对移植物力学-生物学性能的调控规律；最后针对现有研究的不足，从多学科交叉角度提出未来发展方向与突破路径。
二、小直径血管移植物的材料及表面改性策略
血管移植物材料通常采用天然聚合物与合成聚合物复合体系。胶原蛋白、弹性蛋白、明胶及卵磷脂等天然聚合物作为细胞外基质成分，可为细胞活动提供必需的生物信号，具有优异的生物相容性和低免疫原性，但其力学性能不足与快速降解特性限制了单独使用。因此，常将天然聚合物与合成聚合物共混，利用天然组分的生物活性促进细胞粘附增殖，同时借助合成材料的力学优势满足血管功能需求。研究表明，通过调控胶原/弹性蛋白与合成聚合物的共混比例，可显著提升材料的拉伸强度与杨氏模量，并维持良好的生物相容特性。以下重点解析人工血管常用合成高分子材料体系。
01.人工血管常用合成高分子材料
基于大直径人工血管（植入一年通畅率>90%）的成功商业化经验，科研人员正着力探索适用于小直径血管移植物的合成高分子体系。目前主流合成材料包括：膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚氨酯、聚乳酸、聚己内酯、聚乙醇酸及其复合体系。表1对比展示了这些合成材料与大鼠主动脉的关键性能参数，涉及材料孔隙率、力学强度、降解周期等核心指标。
表 1 移植材料概述
0101.膨体聚四氟乙烯（ePTFE）
膨体聚四氟乙烯通过对聚四氟乙烯（PTFE）进行结构改性获得，同时保持其优异的化学稳定性。1974年首款基于ePTFE的大直径血管移植物问世，凭借高机械强度、耐降解特性及显著的通畅性优势（图2C(i)），由此实现ePTFE作为大直径血管移植物（>6毫米）的临床应用。然而，其疏水表面特性导致内皮细胞粘附抑制与血小板活化，易引发血栓形成及顺应性不足等问题，严重限制了其在小直径血管领域的应用。
近期研究聚焦于ePTFE表面功能化改性以解决上述瓶颈（图2A、B）。通过接枝功能生物分子、等离子体处理、固定胶原/弹性蛋白等结构蛋白、负载肝素类抗凝剂等策略，可有效改善材料表面特性。这些改性技术成功促进了内皮化进程，抑制血小板粘附与血栓形成（图2C(ii-iii)），为小直径ePTFE血管移植物的临床转化奠定了重要基础。
图2.（A）获得 ePTFE-多巴胺/硒代半胱胺/血管内皮生长因子（ePTFE-DSV）的表面改性工艺示意图。（B）响应活性氧物质的药物合成路线。（C）i）挤出工艺和膨胀工艺的管状产品。ii）ePTFE 支架、ePTFE-RGD、ePTFE-肝素、ePTFE-SeCA 的血小板黏附情况。比例尺为 100 微米。iii）在第 10 天培养在 ePTFE、ePTFE-RGD、ePTFE-heparin 和 ePTFE-SeCA 支架上的 HCAECs 的免疫化学染色图像。图像显示细胞核（蓝色）和 CD31 的表达（红色）。比例尺为 20 微米。
0102.聚对苯二甲酸乙二醇酯（PET）
PET以其高弹性模量、机械稳定性和优异拉伸强度成为大直径血管移植物商业化应用的主要材料。该材料主要分为编织型与非编织型两类，其中编织型孔隙率较低（表1），此特性直接影响其力学与生物学表现。临床数据显示，编织型PET血管移植物在植入五年后仍能维持85%以上的通畅率。然而其疏水表面特性会抑制内皮细胞粘附增殖，引发血小板活化与血栓形成，导致该材料在小直径血管领域应用受限。目前通过等离子处理、负载抗凝剂或生物活性蛋白等表面功能化策略，可有效降低PET材料疏水性，显著提升其抗血栓形成与内皮再生能力。
0103.聚氨酯（PU）
聚氨酯独特的软硬段交替嵌段结构赋予其优异的生物相容性、弹性顺应性与抗凝血特性。相较于传统材料，PU血管移植物展现出与天然血管高度匹配的力学性能，且内皮化速率更快、新生细胞层更薄，具有更优的通畅性表现。但其临床应用受限于植入初期的生物稳定性不足问题。新一代聚碳酸酯型PU通过优化分子结构，在植入6个月内无明显降解迹象，同时保持较ePTFE更快的内皮再生速率。尽管通过表面修饰（接枝功能基团或抗凝剂）及复合生物活性因子等改良策略，现有PU移植物在植入12个月后的通畅率仍不足60%，距离临床需求存在显著差距。这提示需开发更先进的改性技术以实现小直径血管移植物的可靠性能突破。
0104.聚己内酯（PCL）
PCL分子链中交替排列的极性酯基与非极性亚甲基赋予其优异的生物降解性与相容性。其降解产物主要为水与二氧化碳，酸性副产物较少，且降解周期长达两年以上，为细胞粘附与组织再生提供了充足时间。但小直径PCL血管移植物的长期通畅性仍是挑战。研究表明，经仿生两性离子聚合物改性的PCL材料能显著降低非特异性蛋白吸附，并促进内皮细胞增殖；而结合脱细胞基质的PCL移植物则展现出更优的抗溶血与抗凝血特性。动物实验显示，尽管PCL移植物在大鼠腹主动脉模型中12周内可实现完全内皮化，并能维持18个月无动脉瘤或血栓形成，但18个月后仍观察到细胞浸润减弱及钙化病变现象，提示需进一步优化其长期生物稳定性。
0105.聚乳酸（PLA）
PLA作为一种可再生脂肪族聚酯，其D型（PDLA）与L型（PLLA）光学异构体中，PLLA更广泛用于医用材料。PLA降解产物无毒且不引发免疫反应，被认为是可降解血管移植物的理想候选材料。通过射频等离子体活化接枝全氟化合物可有效降低PLA表面血栓形成倾向。但其细胞亲和力不足导致内皮化困难，且机械性能较弱（通常2个月内完全降解），严重制约临床应用。为此，研究者通过复合天然/合成聚合物提升其力学强度并调控降解速率。当前研究重点在于通过功能化改性增强材料体外生物活性，以确保移植物在降解前实现完整内皮化。
02.血管移植物表面改性类型
人体天然血管的三层复合结构对移植物性能提出多重要求，单纯合成高分子材料难以完全模拟其功能特征。当前研究聚焦于管腔表面功能修饰与生物活性物质引入两大方向，通过仿生策略提升小直径血管移植物的综合性能。例如，研究者采用羟乙基天冬酰胺共聚物对聚己内酯进行改性，并结合肝素与聚乳酸复合体系，在猪模型中展现出良好的生物相容性与血压适应性；另有研究通过构建聚己内酯-明胶内层、聚乳酸-羟基乙酸共聚物-明胶中间层与聚乳酸-羟基乙酸共聚物-壳聚糖外层的多层结构，成功实现材料柔顺性、细胞亲和性与增殖能力的协同提升。
表面改性策略主要通过促进原位内皮化进程减少血栓与内膜增生风险。根据作用机制可分为：1）被动型改性（预防血栓形成），通过材料表面功能化抑制凝血级联反应；2）主动型改性（血栓溶解），整合溶栓活性成分实现动态抗凝调控（图3）。
图3.（A）被动型改性的机制示意图（羧基甜菜碱-REDV 聚合物涂层）。（B）主动型改性（与凝血酶反应的凝血溶解活性）。
0201.被动型表面改性
小直径血管移植物因内皮细胞初始粘附率低、原位内皮化进程缓慢导致的晚期内皮化不足，是亟需解决的关键问题。当前通过引入RGD、CAG、REDV等细胞黏附肽，VEGF、FGF、HGF等血管生长因子及特异性抗体等生物活性配体（图3A），可有效改善移植物表面微环境。例如，研究者将REDV肽修饰聚氨酯材料表面，成功促进人脐静脉内皮细胞（HUVECs）的定向黏附，同时抑制人脐动脉平滑肌细胞（HUASMCs）增殖。改性后材料表面血小板活性显著降低，展现出选择性调控内皮细胞功能的优势。组织工程化策略可提高移植物生物相容性，降低免疫排斥风险。尽管这类被动改性技术有效提升了血管移植物的抗血栓性能，但其对小直径移植物长期通畅性的改善仍有限。
0202.主动型表面改性
针对植入初期血栓形成的动态调控是当前研究热点。研究者开发出具有凝血酶响应特性的智能材料体系，例如基于丝氨酸蛋白酶降解特性的聚恶唑啉功能高分子材料，可在血栓形成微环境中靶向释放尿激酶前体实现局部溶栓；另有团队设计的凝血酶触发型溶栓材料能实时感知凝血级联反应，精确释放抗凝成分（图3B）。突破性进展包括可自适应调节抗凝剂释放的肽-多糖纳米复合物系统：该系统通过负反馈调节机制，根据凝血活性水平动态调控药物释放，仅在血栓形成部位激活抗凝功能，成功应用于致命性肺栓塞的预防。
尽管表面改性技术在大直径血管移植物领域已实现商业化应用，但小直径移植物仍面临血栓形成与内膜增生等瓶颈问题。现有策略难以建立长效稳定的内皮-材料界面，且对病理过程的动态响应机制尚未完全阐明，提示需开发更精准的仿生调控体系。
三、血管移植物制备技术
理想的血管移植物需要具备适宜孔径与孔隙率，以支持细胞粘附增殖与营养物质传输。目前主流的制备技术包括静电纺丝、相分离、冷冻干燥、三维打印等，不同工艺在纤维直径调控、孔道结构设计及生物活性保留等方面各具特色（表2）。
表2 小直径血管移植物常用制备技术对比
01.血管移植物制备技术——静电纺丝法
在血管移植物制备领域，针织与机织工艺曾长期占据主导地位。其中，针织型移植物凭借高孔隙率特性更利于细胞浸润与毛细血管形成，显示出与天然血管更高的结构匹配度；而机织型移植物因孔径过小导致手术操作难度大等问题应用受限。相较而言，静电纺丝技术通过调控工艺参数可精确调控纤维细度、三维结构及力学性能（图4A），且能兼容多种高分子材料，现已成为小直径血管移植物制备的核心技术。
该技术通过多针头共纺工艺可制备具有同轴/三轴复合结构的特种纤维（图4B）。所得纳米纤维直径介于10-100纳米，其高比表面积特性有利于模拟天然细胞外基质的拓扑结构，显著提升材料细胞亲和性。理想的人工血管管腔内壁应形成类天然血管的新生内皮层，并实现中膜与外膜层功能重建（图4C）。通过在纤维表面负载活性因子，静电纺丝技术还广泛应用于骨缺损修复、神经导管构建等领域，展现出广阔的生物医学应用前景。
图4.（A）静电纺丝的基本原理图。 （B）示意图：i）三层支架的构建过程，ii）三层支架横截面的扫描电子显微镜（SEM）图像，iii）内层、中层和外层的高倍放大图像，分别对应上述内容。（C）i-iii）静电纺制的 PCL 网片的 SEM 图像，其中纤维更细的移植物；iv）再生动脉和天然动脉的横截面图像，进行了免疫染色以检测内皮细胞、平滑肌细胞和弹性蛋白。（D）三个月后天然血管和移植物横截面的光学图像和苏木精-伊红（H&E）染色图像。
静电纺丝纤维的形貌与性能受材料分子量、溶液黏度、纺丝电压等多因素共同调控。例如，研究团队开发的重组丝蛋白/PCL/明胶复合三维管状支架（内径3毫米）具备高孔隙率特征，显著促进细胞生长；另有学者构建的仿生PCL/乙基纤维素/I型胶原小直径血管移植物，其杨氏模量与天然血管高度匹配，展现出优异的细胞相容性。通过创新支架几何结构设计（如在移植物内壁构建螺旋凹槽），可优化血流动力学环境：加速近壁面血流速度产生的冲刷效应，显著抑制有害物质沉积，从而提升小直径移植物长期通畅性（图4D）。此外，通过结合静电纺丝与其他制备技术（如冷冻干燥、相分离或组织工程技术）可实现复合功能血管移植物的开发。
02.模具成型技术
模具成型作为传统工艺，可通过定制化模具实现不同管径与壁厚参数的可控制备（图5A）。表2所示聚合物可制备定制化形状的移植物（如分叉血管等）。研究团队将相分离法与热诱导成型相结合，开发出孔隙率可控的聚乳酸小直径血管移植物（图5B），其三维孔道结构不仅促进细胞均匀接种，更为营养传输与细胞功能表达提供理想微环境。该技术体系中，常通过气体发泡、相分离等方法构建多孔结构，其中热致相分离法应用最为广泛。
图5.（A）成型的基本示意图。 （B）i）用于制备定向梯度微管结构支架的模具视图：（左）模具的示意图；（右上）两种不同材料的模具外观；（右下）所制备支架的外观。在 -20℃ 的径向温度梯度下制备的血管支架的横截面的示意图和扫描电子显微镜图像，ii）输入/输出结构，iii）由 PLLA（10%）/苯溶液形成的 O/I 结构。
03.小直径血管移植物制备技术——3D生物打印
作为新兴技术，3D生物打印能精准构建个性化管状结构血管移植物（图6）。该技术依据成型原理主要分为喷墨式、挤出式、激光直写与光固化四大类型。
作为最早应用的3D生物打印技术，其通过压电/热驱动喷嘴将含细胞的生物墨水离散为微小液滴，实现层层堆叠的三维构建。多喷嘴设计可同步打印不同细胞类型，但低驱动压力限制其仅适用于胶原、纤维蛋白等低黏度材料（细胞损伤率低），难以打印高机械强度移植物。
采用气动/机械驱动喷嘴持续挤出生物墨水纤维（图6A），通过离子交联、温敏固化或光交联等方式成型，能够构建单层或多层精密结构（图6B）。该技术对高黏度材料兼容性强，成型支架结构强度显著提升，已成为组织工程血管制备的主流工艺。
作为无接触式生物打印技术，通过精确控制激光束引导生物墨水液滴定位，可在二维/三维空间内精确排布HUVECs等多细胞类型。其非接触特性避免了机械剪切导致的细胞损伤，但目前受限于设备成本高、工艺周期长等产业化瓶颈。
基于选择性光交联原理逐层固化生物墨水。虽然能实现复杂结构的高精度制造，但紫外光源及其引发剂可能引发细胞损伤，限制了其在活细胞打印领域的应用深度。当前该技术多用于构建预血管化支架的微通道网络。
研究表明，孔径大小显著影响血管移植物再生效能。例如，40微米级多孔聚氨酯支架相较100微米及无孔结构，展现出更优的血管新生与细胞浸润能力。通过调控聚合物浓度、温度梯度等参数，可精确构建具有定向微管结构的仿生移植物。
图6.（A）展示了利用包裹细胞的混合生物墨水进行生物打印以制造可灌注的空心管，并随后形成血管的步骤流程图。（B）i）使用多通道同轴挤出系统在三维生物打印过程中调整空心纤维层的示意图。ii）显示在生物打印过程中单层和双层空心管动态转换的荧光共聚焦显微镜图像（比例尺：1 厘米）。
04.细胞片层工程技术
该技术通过精准调控细胞黏附与脱附过程（图7A），可构建具有复杂功能的组织工程血管。三维细胞片层堆砌形成的血管床可诱导高密度微通道网络生成，有效促进移植物与宿主血管的吻合连接（图7B）。研究团队将平滑肌细胞片层与静电纺丝技术相结合，构建出仿生血管支架，其结构特性与天然血管高度匹配，展现出优异的机械性能与平滑肌层成熟度。创新性研究表明，间隔1-2天序贯移植双层细胞片层体系，初期可观察到独立搏动现象，一周后逐步实现电生理同步化（图7C），为构建功能性血管组织提供了新策略。
图7.（A）细胞片工程的基本原理图。 （B）i）不同细胞输送方式的示意图以及组织工程血管移植物的制造过程示意图。 ii）不同直径管的光学图像。管的尺寸与膜的厚度和应力有关。 iii）应力诱导滚动膜的扫描电子显微镜（SEM）图像，该膜有约三层壁。 iv）应力诱导滚动膜的共聚焦图像，其中细胞分布不同。每种颜色代表不同的细胞类型。红色表示内皮细胞（HUVECs）；绿色表示平滑肌细胞；蓝色表示成纤维细胞（NIH 3T3）。 （C）用于生物工程多层移植物（具有可手术连接血管）的概念示意图。 i）第一个移植物移植到可手术到达的动脉和静脉上。 ii）该移植物直接从这些现有血管获得新的血管系统和血液供应。 iii、iv）在充分血管化后，第二个移植物移植到第一个移植物上。（v、vi）最后，带有可供利用的血管的微血管化结构会通过宿主血管得到充分灌注，并通过手术被切除。然后就可以对这种移植体进行异位移植了。
05.血管移植物制备技术——去细胞化
去细胞化技术通过移除异种/异体血管的细胞成分降低免疫原性，同时保留细胞外基质的三维结构与生物活性。目前部分去细胞化产品已成功应用于大直径血管疾病治疗（图8A）。研究团队开发的新型快速去细胞化工艺，使猪颈动脉支架在保留完整细胞外基质成分的同时，力学性能与天然血管高度匹配（图8B）。该技术拓展至人源小血管（动/静脉）制备时，采用洗涤酶解联合处理法，有效维持移植后内皮化与细胞浸润功能。
为提高去细胞化血管性能，研究者常通过化学交联剂改性增强机械强度，肝素固定化处理则可显著抑制血栓形成（图8C）。但该技术在小直径血管移植物领域仍面临血栓复发、动脉瘤形成等并发症挑战，且制备成本显著高于合成材料移植物。当前研究集中于优化脱细胞试剂配方与功能化修饰策略，以期实现工程化血管的长期通畅性。
图8.（A）脱细胞的基本示意图。 （B）猪冠状动脉层结构及脱细胞效果评估：i）原状和脱细胞冠状动脉壁的详细图像，以及壁层的识别。在原状血管中，各层之间的内弹性膜和外弹性膜难以区分，而在脱细胞支架中则可以很容易地识别出来。比例尺为 200 微米。ii）整个切片的苏木精 - 伊红染色（原状、完全和部分脱细胞支架）——比例尺为 500 微米；iii）在放大倍数为 40 倍时的 DAPI 免疫荧光显示中间图片中的核丢失以及右侧的完全细胞去除）比例尺为 100 微米。（C）原状、脱细胞和交联动脉的生物力学特性。*p < 0.05，与原状动脉显著不同。
06.仿生微环境构建——细胞共培养技术
构建模拟体内血管微环境的共培养体系（图9A）是实现组织再生的关键。研究团队通过主动脉内皮细胞与平滑肌细胞共培养模型发现，共培养体系中内皮素-1浓度显著提升，证实两种细胞通过旁分泌作用相互调控。进一步研究显示，在微图案化纤维支架上进行共培养能显著促进ECM合成（图9B）。
创新性研究采用人脐静脉内皮细胞（HUVECs）与脂肪间充质干细胞共培养策略，3D打印PCL/明胶复合支架展现出成熟微血管网络，血管标志物表达水平显著提升。另有学者通过引入REDV功能肽构建EC/SMC共培养系统，在增强内皮细胞黏附的同时显著降低血小板黏附率，为开发抗血栓型血管移植物提供了新思路。当前研究重点在于优化细胞共培养比例与空间分布模式，以期实现复杂血管组织的功能性重建。
图9.（A）细胞共培养的基本示意图。 （B）i）共培养过程示意图，即将载有平滑肌细胞（SMC）的图案化纤维状基质堆叠在载有内皮细胞（EC）的平铺纤维状基质上，然后通过两个同心玻璃管进行固定。 ii）用 TRITC-鬼笔环肽染色的内皮细胞（EC）在纤维状基质上共培养、单独培养的平滑肌细胞以及在图案化纤维状基质上单独培养的平滑肌细胞的共培养后的共聚焦激光扫描显微镜（CLSM）图像。 iii）在纤维状基质上共培养、单独培养的平滑肌细胞以及在具有 300/100 微米脊/槽宽度的图案化纤维状基质上单独培养的平滑肌细胞孵育七天后用 DAPI 染色的内皮细胞的共聚焦激光扫描显微镜图像。
静电纺丝与细胞片层技术擅长构建多层异质结构，通过模拟天然细胞外基质的纤维特征促进细胞浸润、黏附和增殖；共培养体系能有效调控细胞-细胞与细胞-基质间的动态相互作用；模具成型工艺虽可实现多层结构复刻，但需增强材料补强机械性能；3D生物打印技术可个性化定制含细胞复杂支架，但因打印效率限制难以规模化应用；去细胞化技术虽保留天然血管基质结构与生物力学优势，但脱细胞残留引发的免疫反应问题亟待解决。
四、结论与未来展望
心血管疾病治疗对小直径血管移植物（<6毫米）需求日益增长，尽管中/大直径移植物已成功临床转化，但小直径产品在冠状动脉搭桥等场景中仍面临植入后通畅率低的严峻挑战。核心问题在于移植物与宿主血管力学性能失配导致的吻合口内膜增生、血栓形成及免疫激活。
当前研究通过复合合成材料（ePTFE、PET、PU等）与天然成分（胶原蛋白、弹性蛋白等），结合功能化修饰（活性肽、生长因子等）与细胞负载（内皮细胞、平滑肌细胞等），构建仿生多层血管支架。制备工艺方面，整合静电纺丝、细胞共培养等技术构建类细胞外基质结构，可定向调控细胞行为。未来需重点突破材料动态力学适配、血管化预构建等技术瓶颈，加速实现临床转化。
然而，静电纺丝或细胞片工程技术难以制备复杂几何结构，而通过模塑成型或3D生物打印技术可以轻易生产具有复杂几何结构的小口径人造血管。这种方法能综合不同生物材料和多种制备技术在血管重建中的优势。此外，异体与异种血管（如猪、牛来源）的脱细胞处理也是适用于血管重建的技术。虽然这些材料具备良好的细胞外基质和力学性能，但会引发免疫反应导致长期功能障碍。
结合上述研究进展可知，小口径人造血管的制备技术仍需改进才能实现商业化应用。未来研究应优化制备技术，采用合适的生物材料与创新技术进行表面修饰，最大限度地模拟体内生理环境。需要重点关注"被动与主动"策略相结合的表面修饰技术及其协同机制，以解决植入初期的血栓形成问题并加速血管重建过程。例如，合成聚合物表面接枝的两性离子基团具有抗血栓功能，血管表面修饰的REDV多肽可选择性地黏附内皮细胞促进快速内皮化，这些均属于预防术后血栓形成的被动策略。与此同时，研究者还将具有溶纤功能的纤溶酶原激活剂（主动策略）与被动策略相结合，溶解早期形成的纤维蛋白以实现血管长期通畅性。此外，深入理解生物材料特性、表面修饰工艺、制备参数与产品性能之间的关联性，将为构建多功能化长期通畅的小口径人造血管提供理论指导。
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