心血管疾病是危害人类健康的常见疾病之一，比较严重的患者，其主要的和辅助的治疗手段为血管移植，自体血管来源有限。因此，临床上需要大量的人工血管作为移植替代物。

人工血管为细胞的黏附、迁移与增值提供临时支撑环境，需要具备良好的生物相容性，有适宜的降解速度，易加工成多孔结构，并具有合适的孔隙率，有利于细胞的浸润与增值，具有一定的力学性能。加工成人工血管支架后，在体内能够提供支撑作用，能够承受手术过程中的缝合拉力与生物体血压变化，并与天然血管顺应性相匹配。

人造血管的研制开始于20世纪初，各国学者首先采用金属、玻璃、聚乙烯、硅橡胶等材料制成的管状物进行大量动物实验，但因其易在短期内并发腔内血栓而未能在临床上得到广泛应用。随着生物医学工程学和生物材料学的发展，人工血管的研究得到广泛的应用，人工血管材料得到不断更新，主要有天然材料和合成材料。

胶原蛋白（Collagen）是细胞外基质（ECM）的主要成分。1986 年，Weinberg 等人首次将胶原凝胶作为人工血管支架在体外构建动脉模拟管状物。胶原有着卓越的生物相容性，可促进细胞黏附，但其力学性能较差，需要通过各种方法进行改性：如紫外交联处理、同其他高分子生物材料混合、在胶原层上种植细胞等方法。

膨体聚四氟乙烯PTFE

膨体PTFE人工血管首先在美国和日本进行动物试验，于1971年人体临床开始实际应用。目前已应用到人体的各部分如：内径1mm-115mm的膨体PTFE人工血管已应用于脑外科手术，内径2mm的人工血管已应用于心脏搭桥手术。膨体PTFE人工血管是有微细的无规小纤维连接着PTFE小结节所形成。这些小纤维间隙充满了空气，拥有50%的气孔结构，而小结节的间隙则为15μm-30μm的连续多孔结构。

它具有以下特点：(1)抗血栓性和人体适应性优；(2)不漏血液；(3)即使弯曲了也不会缠绕；(4)缝合容易，不会裂开。由于ePTFE 具有电负性表面，可以有效防止血小板凝聚与血栓形成，用其制备的大口径人工血管，其五年通常率可达到91%~95%，且不引起炎症反应，已被广泛用于临床。然而，由于其顺应性差，无新生血管生成等问题导致将ePTFE 用于小口径人工血管移植时，通畅率下降至45%。

聚氨酯PU

聚氨酯材料的微相分离结构使其具有比其它高分子材料更好的生物相容性(包括血液相容性和组织相容性)，这种结构非常类似生物体血管内壁：宏观上是十分光滑的表面，但是从微观上看，却是一个双层脂质的液体基质层，中间嵌有各类糖蛋白和糖脂质。这种宏观光滑、微观多相分离的结构使其血管壁具有优异的抗凝血性能。同时PU又具有优异的耐疲劳性、耐磨性、高弹性和高强度，因此被广泛用于生物医学材料领域，用于制作人工心脏、人工肝、介入导管及高分子控缓释药物等等。

PU用于生物体内已有多年的历史，而PU用于人造血管的研究仅10年的历史。Gupta将PU与聚酯混编在一起，制成一种与人颈总动脉顺应性极为相似的内径为4~6mm的人造血管，在犬体内试验表明植入6个月后，该血管通畅率良好，而且血管表面形成了一薄层稳定的新生内膜。

Jeschke则研制出内径1.5mm, 长10mm的PU血管，将其经过碳化处理得到的PU血管与ePTFE血管进行动物实验对比，发现PU血管比ePTFE血管具备更优良的性能。

虽然PU植入人体内的历史已有30年，但是迄今为止，已有的PU材料还不能满足人造血管临床应用的高标准。如在长期使用过程中发现PU在体内会出现老化降解和钙化现象，材料出现裂纹，甚至全部破坏。许多研究者对PU的降解机理进行了研究，认为PU降解机理主要为免疫反应细胞如巨噬细胞、异物巨细胞所引起的氧化降解。从前期所做的动物实验中，我们发现植入到狗颈动脉的小口径PU复合人造血管，2个月后行组织病理检查，发现人造血管的管壁内有较多散在的炎性细胞的侵润，进一步证实了上面的结论。因而炎性反应是诱发降解的根本因素，那么提高材料的组织相容性就是使材料不诱发或少诱发机体的炎性反应。但是当对材料进行修饰改性，提高其组织相容性时，往往又会给材料的力学性能甚至血液相容性带来负面影响。