2.1 血管动脉瘤的病理及其临床症状 动脉瘤是由于动脉管壁的病变或损伤而引起的血管壁持久性扩张，这种疾病常发生于主动脉和下肢主干动脉，典型症状有：①肿块：可以为圆形或梭形，大多数伴有搏动感；②疼痛：由于动脉瘤的膨胀会牵拉压迫周围组织，引起腹痛、胸痛和背痛，这种疼痛是持续性或间歇性的[8]；③贫血：局部组织缺血，若动脉瘤壁形成附壁血栓则管腔狭窄，继而引发血栓，引起急性或慢性缺血症状，表现为眼花、头晕、下肢麻木和腹痛等；④其他并发症：组织器官受压，动脉瘤压迫邻近组织和脏器引起其他病症。根据动脉瘤的形态学类型可分为囊状动脉瘤、梭形动脉瘤、圆柱状动脉瘤、舟状动脉瘤和蜿蜒状动脉瘤，这主要是由于不同病因导致动脉瘤的形态不同。根据动脉瘤出现的部位不同可分为腹主动脉瘤、颅内动脉瘤、胸主动脉瘤和内脏动脉瘤等。
2.1.1 腹主动脉瘤 主动脉是人体内最大的动脉，它将血液从心脏传输至人体的各个部位，而腹主动脉瘤是腹主动脉局部病理性扩张的一种现象，如图2a所示，超过正常血管直径值50%以上即可诊断为腹主动脉瘤，它是一种常见且严重的致死性血管外科疾病。每年有(20-30)人/10万人患有腹主动脉瘤，据资料显示，每年55岁以上患有腹主动脉瘤的人群发病率为3%，65岁以上腹主动脉瘤发病率占8.8%。腹主动脉瘤的临床表现是瘤体逐渐扩张，随后破裂，表现为腹痛和失血休克。随着腹主动脉瘤瘤体的增大速度加快，瘤体破裂的危险指数呈增加趋势，一旦腹主动脉瘤破裂死亡率高达80%以上[9]。因此，医学界称腹主动脉瘤为人体内的不定时炸弹，一旦发现并确诊，迫切需要进行有效治疗。
2.1.2 胸主动脉瘤 胸主动脉瘤同样是一个危险性较高的疾病，诊断时应区分胸主动脉扩张和胸主动脉瘤。当胸主动脉直径超过正常直径上限时即为胸主动脉扩张，当胸主动脉直径扩张为正常直径的1.5倍时即为胸主动脉瘤[10]。早期并无症状，逐渐长大后其临床表现为吞咽困难、胸痛、背痛和主动脉瓣关闭不全等症状。胸主动脉瘤的危险性与其增长速度有关，增长速度越快时所导致的危险性越大，因此该病在早期进行人为干预治疗非常重要。
2.1.3 颅内动脉瘤 颅内动脉瘤是指由于脑动脉局部血管异常改变产生的脑血管瘤样突起，致残率和死亡率较高[4]，形成原因主要是由先天血管发育异常、高血压、脑动脉硬化和血管炎等造成管壁结构异常，引发出血等并发症。该病主要发生在中老年时期，最常见的表现是动脉瘤破裂，导致残疾或死亡，并且痊愈者会有再次出血的可能性[11]，临床中常配合小口径的血管覆膜支架进行微创治疗。
2.1.4 内脏动脉瘤 内脏动脉瘤是指腹腔内的脏器所属动脉以及其分支产生瘤样病变，是一种少见但严重危害人类健康的血管类疾病，发病率为0.1%-2%，低于腹主动脉瘤和髂动脉瘤[12]。内脏动脉瘤在早期并没有明显症状，随着后期动脉瘤增大可伴随腹痛，出现搏动性肿块，通过内脏动脉造影技术可发现伴随震颤和杂音。内脏动脉瘤的病因目前尚不明确，但根据临床研究发现与动脉粥样硬化和血管炎症等相关。该类疾病一旦确诊后应尽早手术治疗。
2.2 治疗方式
2.2.1 传统疗法 针对上述不同血管动脉瘤的发病机制和临床表现，传统的治疗方法主要有3种：①药物治疗[13]：通过使用药物控制患者的血压和血脂等，从而控制瘤体的增长速度；②开放手术治疗：对于瘤体直径大于3 cm，近端瘤颈的直径过大、长度过短和已经出现瘤体破裂的主动脉瘤，可采用开放手术治疗[14]，如图2b所示。然而，手术过程漫长且复杂，对于年龄较大的患者来说进行开腹手术时手术风险较大。根据临床统计数据，在进行开放手术过程中约有5%的患者出现下半身瘫痪，12%的患者在术中死亡，以及术后并发症较多；③腔内修复术：是一种治疗血管动脉瘤的微创手术，它在1991年首次应用于临床后发展迅速，目前已经成为治疗动脉瘤的常用手段。腔内修复术只需在股动脉处开一个数厘米长的小切口，甚至不切开而是单纯穿刺，使用导管将血管支架输送至病变处，血管支架通过自扩张或球囊扩张固定在血管壁，以达到隔绝血液与动脉瘤，保持血流畅通，防止血管动脉瘤出现突发性破裂的目的[15]，如图2c所示。此治疗技术的特点是手术创伤小，避免了术中对心、肺等重要器官的损伤，对于一些高龄、开腹耐受性小的患者提供了良好的治疗手段。
2.2.2 新型支架疗法 烟囱技术是目前针对主动脉瘤的腔内治疗技术，这种技术最早由GREENBERG于2003年提出，是指在主动脉支架植入过程中，因支架的锚定区不足，需要有意覆盖或不慎误堵重要血管分支时，在被覆盖的分支血管和主动脉间并排释放覆膜支架或者裸支架，达到保全或挽救被覆盖分支血管血供的目的，因分支血管内支架的释放位置形似烟囱，故称之为“烟囱”技术[16]。该技术的优点是既隔绝了容易破裂的动脉瘤，也保证了患者全身血流通畅，各脏器不会出现缺血状态。
然而，烟囱技术在实际操作中存在许多不稳定性，例如：定位不准确，目标分支血管与瘤颈距离过长等问题，由此诞生了三明治技术。三明治技术是指在2个主动脉覆膜支架支架释放小支架至主动脉分支血管内，以达到修复主动脉瘤和重建分支血流供应的目的[17]。目前，该技术主要应用于解剖形态复杂，无法定制支架，并且不能进行开放手术的近肾腹主动脉瘤。该技术的优点是符合人体生理解剖结构，顺应血流，不改变血流动力学，且应用范围广；缺点是在连接部位处产生内漏的概率较大[17]。
对于主动脉弓部产生的病变来说，进行原位开窗术会造成体内破膜等诸多问题，预开窗技术可以有效克服这些困
难[18]。预开窗技术是指在手术前通过影像学检查和3D打印技术等精确测量在覆膜支架上定位分支血管的相应位置，再进行台上开窗或者厂家定制开窗[19]，最后进行腔内手术，并在开窗位置释放分支支架。但是这种技术具有一定的局限性，例如：预先定制开窗支架需要的周期长，不适用于急性主动脉综合征患者；台上开窗虽然所需时间短，但是可能会出现术中支架不稳定，引起释放困难等问题，并且这种技术对于手术者的技术要求较高，手术中需要准确定位释放开窗支架，若定位不准确可能会出现分支血管封闭、内漏等问题；开窗支架与分支支架仅仅通过一层覆膜锚定，远期可能会出现内漏、松散等问题。
2.3 血管支架的性能要求
2.3.1 力学性能 支架具有良好的力学性能直接决定支架的安全性和远期通畅性[20]，包括良好的径向支撑力、纵向短缩率和弯曲刚度等。良好的径向支撑力决定了支架展开后能否紧贴于血管壁，若支撑力过小，支架易在血管内移位；若支撑力过大会造成血管壁的局部损伤，从而血小板聚集形成血栓。支架在体内释放后，短缩率随着直径的增大而增加，若植入的支架过短则不能将病变部位完全覆盖，并且血管会受到纵向剪切力的作用导致血管损伤。总之，支架需要具备能够承受解剖学弯曲、搏动的血液动力和良好的顺应性等性能。 实际临床应用中，不同类型血管支架所能达到的指标数值是不同的，并且根据动脉瘤的不同病变程度，所需要的支架类型和力学性能指标也不同。国际上标准的测试方法参考国际标准ISO7198-2016，如宋志浩[21]采用Candy-plug支架通过正交实验模拟测试了支架的最大径向支撑力为
4.8096 N，最大应力为654.10 MPa；邹秋华等[22]测试了一体化编织支架的弯曲性能和扭转性能，测试结果为一体化编织支架的弹性回直力始终很低，且不到1 N，而裸金属支架的弹性回直力在1-3 N之间，并且一体化编织支架的最大扭力为
100 cN，而金属裸支架的最大扭力为250 cN。
2.3.2 生物相容性 用于制备血管支架的材料应该具有良好的生物相容性。生物相容性是指血液与支架材料相互之间的作用程度。如果血管支架具有良好的生物相容性，可以避免支架在体内发生感染、免疫排斥反应、血栓形成、支架表面腐蚀或脱落以及其他不良事件发生[23]。具有良好生物相容性的支架应该具有以下特点：金属含杂质少；覆膜厚度小，但是力学性能好；金属表面电位低；金属占有面积尽可能少；支架耐腐蚀。
2.3.3 柔顺性 将支架安全有效置入到病变部位是先决条件，所以对于腔内隔绝术的支架来说，具有柔顺的支架输送系统是必要的[24]。由于腔内修复术的手术部位大多为股动脉，不同患者的股动脉至病变部位之间的动脉直径和弯曲情况都有所不同，柔顺的支架输送系统能够轻松地根据患者中常见的弯曲解剖结构调节其自身结构，还能根据动脉瘤囊的形态变化调节其装置长度，从而保证手术的顺利进行。因此，成功地将支架输送到病变部位非常关键。
2.3.4 疲劳性 支架在植入体内数年后，因受到体内复杂环境的作用，一些覆膜支架会发生不同程度地破坏与失效，例如支架断裂、腐蚀、覆膜老化和滑移等，引起一系列的并发症，如血栓、动脉瘤破裂和内皮增生等，因此支架材料应当具有一定的抗疲劳性。316 L不锈钢具有良好的抗腐蚀性，是外科手术中使用频率最高和使用量最大的植入性金属材料，也常被用作支架材料；镍钛合金支架具有良好的生物相容性、较强的耐磨、耐腐蚀性能和抗血栓性能，也是临床治疗中常用的支架材料。所以，在血管支架的设计和制造中应尽量保持其耐久性，避免支架无效和二次手术的风险。
2.3.5 抗血栓性 血管支架植入人体后可能会出现不同程度的并发症问题，例如：急性炎症、组织损伤和远期通畅率下降等。远期通畅率下降是目前研究的热点问题，其与血栓形成有很大关系，血栓会导致支架的堵塞，进而引起组织缺血，危及生命。另外，随着植入支架的时间延长，内皮细胞会在管壁上过度增殖，导致管壁直径变窄。因此，常常在支架材料表面改性，有助于提高材料的抗凝血能力，赋予血管支架一定的抗血栓性，减轻内膜增生，防止血液内的不溶性纤维蛋白和血小板等在管壁表面产生堆积，形成血栓，影响血流通畅性，避免二次手术[15]。因此，在支架表面进行特定药物涂层，例如：肝素、聚乙二醇和雷帕霉素等药物涂层不但可以提高覆膜的防渗漏性能，还可以解决血栓问题。
2.3.6 可视性 血管支架具有良好的可视性是手术过程中必不可少的性能要求。临床上由于支架设计结构上的局限，有些支架为了降低金属覆盖率采用不锈钢为支架材料，使得支架在显影设备下显影效果不佳，给手术带来困难。在腔内修复术的手术过程中需要X射线的全程辅助，若支架在X射线下的可视性不好，可能会出现支架植入过程困难、损伤自体血管等现象。因此，可以采用显影性强的金属材料作为支架材料，例如：铬钴合金及双层金属材料(外层为不锈钢，内层为铬钴合金)来提高支架的整体可视性[25]。
2.3.7 抗感染性 作为治疗心血管疾病的生物材料，由于其直接接触体内血液，所以也需具有抗菌功能和抗感染功能[26]。在支架植入后，细菌可能黏附在支架表面并进行快速的生长繁殖，引发感染并引起一系列炎症反应，产生严重的术后并发症。通常情况下宿主拥有一定的免疫反应，可以在一定程度上防止感染发生或者在感染后自愈，但是仅靠自身的免疫是不够的，还需配合药物治疗或者其他治疗手段，所以支架抗菌功能化是有必要的。从改性范围上来说可以分为材料主体改性和表面改性，主体改性是在支架制备过程中加入抗菌材料，方法简单，但是抗菌成分的大量使用会对支架的其他性能产生影响，如力学性能和体内抗腐蚀性能等；表面改性是在支架制备成型之后在支架表面进行处理以达到抗感染的目的，这种方法可控性高，但是其改性过程非常复杂，抗菌时间短。
2.4 血管支架的分类
2.4.1 根据扩张方式分类 根据支架在体内的扩张方式不同分为自膨式支架和球囊扩张式支架[27]。球囊扩张式支架的工作原理为预装在球囊上的支架沿着导丝方向推送至病变部位，随后对球囊加压使球囊扩张，从而撑开支架；当支架径向扩张至合适尺寸后对球囊减压，使球囊直径减小并沿着导丝方向撤出血管，发生了形变的支架则留在病变部位，对病变处的血管起到持续的力学支撑作用，如图3a所示。
自膨式支架的工作原理为：支架随着导丝推送至人体内，当支架到达病变部位时依靠自身材料的温度敏感性、结构尺寸和形状记忆功能自行膨胀，扩张血管狭窄部位，如图3b所示。自膨胀式支架变形过程中属于弹性变形，对病变血管损伤小，如商业化血管支架Smart stent与Memotherm stent具有很强的支撑力和柔顺性，不易出现支架滑移，两者均为记忆合金自膨胀式支架。
2.4.2 根据降解方式分类 根据支架在体内的降解方式不同分为可降解支架和不可降解支架[28]。可降解支架采用可降解生物材料制成，包括天然可降解高分子、微生物合成高分子、人工合成高分子和可降解金属材料，既可以在血管病变损伤的特定时间内对管腔进行稳定的力学支撑，同时能够释放所搭载的药物促进血管组织的修复，这种支架也具有良好的生物相容性和多种功能性，支架植入人体后可在一定之间内降解，转化为对人体无害的小分子或金属离子排出体外，是血管支架研究领域的重要方向[29]。不可降解支架是采用不可降解聚合物和金属材料制备，如聚酯、钛镍合金和聚甲基丙烯酸丁酯等材料，不可降解支架植入人体一段时间后，经过人体内长时间腐蚀支架会老化和脱落，在人体内成为异物，易形成血栓，带来二次手术的风险。
2.4.3 根据支架结构与功能分类
(1)裸金属支架：裸金属支架满足了手术中和手术后期所需要的力学性能要求，例如WallstentTM裸支架，支架材料为Elgiloy合金，主要用于颈总动脉或者颈内动脉，力学性能好，但是其功能单一，使用过程中血管壁组织持续增生，导致血管再狭窄。
(2)药物洗脱支架：药物洗脱支架是在裸金属支架的基础上有一层可以防止再狭窄的药物涂层。此类支架植入人体后可以在病变部位处持续释放有效浓度的药物，发挥持久药效，预防血栓形成和再狭窄。Resolute OnyxTM药物洗脱支架采用铬钴合金和佐他莫司涂层，用于冠状动脉小血管能够释放高浓度药物，预防再狭窄[30]。目前药物的种类有[2，31]：血小板功能抑制剂，如阿司匹林等；抗凝血药物，如肝素和水蛭素等；抗内皮细胞增殖药物，如紫杉醇和雷帕霉素等。
(3)覆膜支架：覆膜支架是由金属支架和覆膜组成，金属支架材料通常是不锈钢丝和镍钛合金丝编织或激光雕刻而
成[32-33]。镍钛合金具有良好的生物相容性、耐腐蚀性和力学性能。常见的覆膜材料有聚四氟乙烯和聚酯，采用注塑成膜和纺织成型方法如针织、机织和编织的工艺方法制备[34]，见图2d、e。例如，市场上EndurantⅡ支架采用镍钛合金材料、聚酯为覆膜材料，具有良好的柔顺性，准确的后释放设计和柔顺的输送系统。
(4)表面改性支架
“人工内皮”支架：内皮细胞是血管内皮上的一层上皮细胞，位于血液与血管内壁之间，形成了血管的内壁。完整良好的内皮细胞能够起到良好的抗凝血作用，原因是：内皮细胞能够分泌合成多种生物活性物质来改善和保证血管的收缩和张力，并且内皮细胞膜上有天然的抗凝血成分[35]，例如前列腺素和肝素等。抗凝血材料的表面内皮细胞化可以减少血栓，抑制内膜增生，提高血液畅通率。
支架表面的血管内皮化过程是抑制血管再狭窄的重要过程。因此，“人工内皮”支架是将健康的自体静脉内皮细胞取出，经过体外培养和基因修饰处理，将其通过支架转移到病变血管内表面，起到抑制再狭窄和内膜增生的作用。此类支架的优点是免疫排斥反应较小，能够彻底解决支架内膜增生的问题，但是更有效安全的基因修饰处理和支架植入技术仍需进一步完善。
生物聚合性膜支架：由金属支架和生物高分子聚合膜组成，根据生物膜的稳定性可分为生物聚合物支架和生物可吸收支架[36]。目前，膜的材质为聚四氟乙烯和可降解性左旋乳酸聚合物等。这种无孔支架可以与血管壁高度吻合，提供自愈基质，改善支架的力学性能、防止术后再狭窄等。然而，聚合物本身具有致炎性，能够导致血管内炎症和纤维化，进而使血管内膜增生形成血栓。总体来说，生物可降解性支架具有良好的生物相容性，可以搭载药物近距离治疗血管病变处，但是由于生物可降解性支架的力学支撑性能有限，不能应用于腹主动脉等大血管的治疗。
药物包膜支架：是一种局部持续缓释药物装置，将经过药物灌输的多聚物包膜支架植入血管内部，利用局部持续缓释药物来增强其治疗效果。支架上的药物在多聚物膜上以2种形式释放：多聚物膜不降解，药物以一定速率的洗脱方式释放；通过多聚物膜逐渐降解的方式释放。一般来说，多聚物在体内降解会引起炎症反应，故洗脱方式的效果要优于膜降解。
根据包膜支架搭载药物的不同可分为皮质激素包膜支架、抗血栓药物包膜支架和抗增殖药物包膜支架。皮质激素在理论上具有很强的抗炎作用，抑制平滑肌细胞的增殖，减轻异物反应，抑制内膜生长。抗血栓药物包膜支架主要搭载的药物有肝素、水蛭素和伊洛前列腺素等。抑制血栓形成是支架植入的首要任务，肝素包膜支架可防止支架植入后形成血栓。抗增殖药物支架是利用具有很强抗细胞增殖活性的紫杉醇来抑制平滑肌细胞增殖、迁移和内膜增厚。
放射功能支架：由于普通支架不能有效治疗血管再狭窄，因此人们开发出了放射功能支架。该类支架是搭载一层放射性核元素，通过放射性核元素发射的射线抑制血管平滑肌细胞的增生，从而抑制内膜增生，达到预防再狭窄的作用[37]。放射性核元素支架的首次动物实验由HEHRLEIN完成并予以报道，研究结果发现：放射性支架能够抑制平滑肌细胞的增殖，其机制是在病变部位产生足够的电离辐射生物效应，阻碍核酸和蛋白质的合成，从而影响细胞分裂，导致细胞坏死，达到抑制平滑肌细胞增长的目的。由于β射线具有活度低、植入过程易防护和对周围正常组织影响小的特点，目前认为β射线相对安全有效。大量实验表明，放射性膜支架对预防血管再狭窄具有良好的功效，但最佳的放射源、照射剂量、照射时间和次数等仍需进一步研究。
2.4.4 根据支架直径大小分类 根据血管支架直径大小可分为小口径血管支架和中大口径血管支架。直径小于6 mm的血管支架为小口径，直径大于6 mm的血管支架为中大口径血管支架。小口径血管支架也可分为替换型人工血管和腔内隔绝型血管支架，替换型人造血管是通过开腹或开胸手术，使用人造血管替换掉病变血管达到治疗疾病的目的；腔内隔绝型是采用血管支架，通过介入手术将支架植入人体，隔绝病变部分的血管于正常血液循环之外，这种方法具有创伤小、恢复快、术后并发症少等优点[15]。小口径血管支架主要用在静脉和小口径动脉处，如膝下动脉、冠状动脉，并且制备方法多样化，例如静电纺丝技术、快速成型技术、自组装技术等[4]。该类支架材料常采用镍钛合金、镁合金，镍钛合金具有优异的形状记忆功能，而镁合金具有良好的降解功能，因此常被用作血管支架材料。
2.5 血管支架的研究现状
2.5.1 支架材料
316 L不锈钢：目前，支架材料已经由早期的316 L不锈钢演变为铬钴合金、钛及其合金和镍钛形状记忆合金。316 L不锈钢属于高熔铸造镍铬不锈钢，最早于1960年由美国材料实验协会(American Society of Testing Materials，ASTM)委员会确认为外科植入标准化材料。但是316 L不锈钢作为支架材料主要存在以下2个问题[38]：生物相容性较差、耐磨损性与耐腐蚀性有待提高，在长期的人体生理环境中，该材料的植入体表面会产生点蚀、摩擦腐蚀和疲劳腐蚀等问题。
铬钴合金：体内植入级别的铬钴合金属于高熔铸造铬钴合金中含碳量低的类型，其具有强度高、径向支撑力强的优点，并且比316 L不锈钢的密度大，能在X射线下保持良好的显影效果。但是铬钴合金植入人体后在组织上会出现铬钴离子的富集，由于该离子对人体组织会产生化学作用，会引起纤维组织增生、骨吸收和炎症等不良反应。
镍钛合金：作为植入人体的钛和钛合金属于高熔铸造成型材料，此材料植入人体半年后支架附近有纤维组织紧密附着、钙质沉积和血管增生，因此此材料的生物相容性有待进一步提高。镍钛形状记忆合金作为一种生物医用材料具有良好的耐腐蚀性、抗疲劳性和良好的形状记忆特性，因此镍钛合金已经成为临床上应用最广泛的血管支架材料之一。
镁合金：作为血管支架的镁合金材料中镁金属含量超90%以上，它极易与氧气氧化生成氧化镁，其强度与316 L不锈钢不相上下，具有一定的支撑强度；并且镁具有良好的降解性能，一般在植入4-6周后可完全被人体吸收，对于改善病变血管的顺应性具有重要意义。缺点为金属镁的密度较小，在X射线下的显影效果较差，增加了手术过程的操作难度。2004年，镁合金支架首次应用于临床试验并取得成功，但是其治疗效果还有待观察。
生物衍生材料：主要包括丝素蛋白、胶原、壳聚糖等。丝素蛋白是一种天然高分子生物材料，可从蚕茧中提取而来，具有良好的生物相容性、力学性能和生物降解性，并且材料来源广泛、成本较低，符合绿色发展理念[39]。SUZUKI等[40]为了评价丝素蛋白力学性能，从家蚕中分离出丝素蛋白，评价了模量、伸长和应力等，结果表明丝素蛋白具有较强的力学性能，并且可以作为血管支架材料。胶原是哺乳动物体内含量最高的蛋白质，具有良好的生物降解性、生物相容性和低免疫原性等优点，主要用作制备生物假体，例如心脏瓣膜和小口径人工血管。但研究发现，当胶原材料快速降解之后极易引起血栓形成，因此目前对于胶原材料的研究重点在于如何对其表面修饰并且预防血栓等问题。壳聚糖是天然多糖甲壳素脱除部分乙酰基的产物，具有优异的生物可降解性、生物相容性和抗菌性等优点，被广泛应用于生物医用材料等领域。BADHE等[41]制备出壳聚糖类水凝胶复合支架，结果表明壳聚糖支架材料是一种理想的血管组织工程支架材料。
人工合成高分子材料：主要包括聚乳酸、聚氨酯和聚己内酯等。这些材料用来制备血管支架具有很多优点[42]：高分子材料具有优异的生物相容性；材料具有优异的可降解性，在人体内可分解成无毒产物，不会对人体产生不良反应；高分子材料作为药物载体可以通过控制材料的降解速率来调释药物的释放速率，达到药物释放最佳效果。但这种材料制备的支架也有很多缺点，例如：聚乳酸类材料脆性太大，并且韧性不足，不能够单独用在血管材料中；对比金属支架其强度较差，可以通过表面改性等方法改善其力学性能；在实际手术操作过程中这种材料在X射线下无法显影，定位困难，导致手术操作变得复杂。
复合材料：天然生物材料具有良好的生物相容性和生物降解性，对人体无毒无害；高分子合成材料能够调控自身降解速率和药物释放速率，但是其缺乏优异的力学性能，所以为了克服这些缺点，研究者们将这两种材料混合制备出同时具有这些优点的复合材料支架，从而发挥不同材料的优势。复合材料支架主要分为两组分复合材料和多组分复合材料，是目前发展的重点趋势。两组分复合材料支架有许多，例如壳聚糖/聚乳酸-己内酰复合支架，该支架通过静电纺丝技术制备而成，加入亲水性的壳聚糖可以提高支架的亲水性有利于细胞的黏附和生长。另外，复合材料支架也可使用聚己内酯和明胶，采用静电纺丝技术制备出复合支架，其孔径为50-100 μm，有利于细胞良好生长。另外，研究者们发现复合支架的材料选择不仅局限于2种，还可使用2种以上的材料进行复合支架的制备。WANG等[43]将胶原、丝素蛋白和聚二酸甘油酯以不同比例混合，采用静电纺丝技术制备出多功能支架，结果表明该材料血小板黏附率较低，具有较低的血栓形成率和良好的力学性能。
2.5.2 加工技术
(1)裸金属支架加工技术：支架的加工技术已由早期的单丝编织过渡到平板雕刻卷焊支架，继续发展为现在的三维激光雕刻支架[44]。早期的支架主要采用金属丝编织而成，编织工艺局限较大，例如：编织支架壁厚较大、编织结构简单和结构稳定性较差。若要提高支架的支撑力和稳定性，需要提高编织密度和采用复杂编织结构，这样会降低支架的柔顺性和收缩性，从而为植入过程带来困难。因此，近年来发展了激光雕刻血管支架，由于支架为整体雕刻而成，所以可以采用尺寸很小的输送器进行植入，有利于治疗微小血管的狭窄。
(2)其他支架加工技术
3D打印技术：也被称为快速成型制造和增材制造技术，这种技术最早在1986年由HULL提出，他利用3D打印技术使用光敏树脂制备出了精确的3D模型，主要应用于汽车和航天制造业，随着时代的发展，3D打印技术进入各行各业。2001年，LERMUSIAUXP等首次报道了将3D打印技术应用于血管外科手术领域[45]，目前在多种3D打印技术中用于制备血管支架的方法主要有选择性激光熔化、立体光固化成型和熔融沉积成型技术。这些方法具有很多优点，首先制备周期短且制造过程简单，只需设计好支架结构，在短时间内就能完成血管支架的制备；另外，能够显著提高材料的利用率，有利于节约资源；可以实现定制功能，根据患者生理状况的和需求的不同制备出与自身相匹配的血管支架。所以，3D打印技术凭借其优势使其具有广泛的应用前景。
静电纺丝技术：是一种简单、低耗的技术方法，具有广阔的应用前景。静电纺丝装置主要包括3部分：高压电源、喷射装置和接收装置。其工作原理主要是将纺丝溶液装入注射器中，在注射器针头上加上高压直流电，在外电场的作用下纺丝液的形状为圆锥形也被称为泰勒维，当电压足够大时会从针头中喷射连续的射流，由于射流表面带有相同电荷，射流表面具有相互排斥力，这一系列射流在电场作用下会分散开来，形成直径相似的纤维落在接收装置上，形成纤维
膜[46]。由于静电纺丝技术制备的纳/微米直径纤维具有优异的性质，所以被广泛应用于污水处理、电容器、生物医药和组织工程等多个领域。
在制备人工血管支架方面，采用静电纺丝技术主要有以下几个优点：①首先，静电纺丝纤维的结构类似于机体的细胞外基质，机体细胞外基质由蛋白纤维和黏多糖纤维组成，并且也呈网状结构，可通过调节静电纺参数设置使纤维各项性能达到与机体几乎一致的效果，这是其他支架制备技术较难达到的一点[47]；②第二，由该方法制备的纤维具有高孔隙率，可为细胞生长提供大量空间；③第三，可对支架进行功能化修饰，通过引入生长因子等功能性物质提高支架的抗凝血性，改善细胞生长状况；④第四，该工艺操作简便，无论是合成材料还是天然衍生材料都可以通过纺丝设备制备成纤维。所以，近几年来静电纺丝技术与组织工程血管支架的联合发展呈上升趋势，备受研究者们的青睐。
热致相分离技术：也称为冷冻干燥技术，随着多孔支架的深入研究，该方法被广泛应用于组织工程支架的制备中。在该方法中，首先将聚合物高温溶解于一定的溶剂中形成均相体系，随着温度升高两体系发生分离现象，聚合物从溶剂中析出，再通过冷冻干燥技术将溶剂去除，得到具有多孔结构的聚合物材料。该方法的优点是：操作方法简便且对硬件设施要求不高，得到的材料的孔隙率较理想。但是也存在一些缺点，例如，通常在溶解聚合物过程中需要使用有机溶剂，但大多数有机溶剂对人体有不良反应，支架上有机溶剂的残留是一个重要问题；其次，该方法要求所使用溶剂的凝固点较高且容易被去除，所以能够使用该方法的溶剂种类较有限。
2.5.3 结构与功能设计
(1)结构设计
单层结构：血管支架的结构已由早期的裸支架、药物涂层支架逐渐发展到覆膜支架。金属裸支架是由裸支架构成的单层结构血管支架，也是第一代支架。目前市场上常用的支架材料为镍钛合金和铬钴合金。镍钛合金具有良好的形状记忆功能和弹性回复性，也具有良好的生物相容性和抗腐蚀性，满足人体植入材料的要求，所以镍钛合金已成为最广泛应用的支架材料之一。然而，金属裸支架在临床治疗上存在诸多不足，例如，纯金属长期植入人体后会在体内腐蚀，金属离子存于体内进而引发血管炎症，导致血管内膜损伤，血管再狭窄率上升。因此，许多研究者提出了对支架材料表面进行功能改性处理，提高血液相容性。
双层结构：覆膜支架是一种由金属支架和覆膜组成的双层结构血管支架，它既保留了金属支架的支撑作用又通过覆膜改变了病变血管的血流动力学，目前被广泛应用于主动脉瘤的手术治疗中。在血管外科手术中，覆膜支架为临床上治疗血管动脉瘤的常用血管支架，如Hercules Low Profile直管型覆膜支架、Hercules?分叉型支架和Aegis分叉型大动脉覆膜支架，如表1所示[48-50]。Hercules Low Profile直管型覆膜支架通过裸支架后释放机制使覆膜支架定位及释放更精准，同时在外鞘直径、支架系统抗弯和扭转性能等方面有明显突破。Aegis分叉型大动脉覆膜支架由钴铬镍钼铁合金组成，覆膜材料为膨体聚四氟乙烯，属于一体式结构的覆膜支架，设计操作简便，用于分叉型腹主动脉瘤的腔内修复，适用于血管出现部分狭窄的腹主动脉瘤，支架骑跨于主动脉分叉点可以防止向远端移位。
三层结构：药物涂层支架是由裸支架、基质和药物3部分组成的3层结构血管支架[30]，药物涂层支架主要针对再狭窄问题。与金属裸支架相比，该类支架具有更好的生物相容性，实现了对药物的控释能力，也可以改善支架的耐腐蚀性，避免与宿主发生免疫排斥反应；但是远期再狭窄率并没有下降，并且药物释放完成后残留的聚合物会增加血栓形成的概率，造成二次手术。
(2)功能设计：①支撑功能：对于第一代支架——裸金属支架，研究者们赋予它的仅仅是支撑功能，主要用于治疗冠状动脉、大动脉、外周血管和颅内血管等部位的再狭窄以及堵塞；②具有抗增生功能、抗血栓功能和抗炎性功能的药物涂层支架，如抗增生类药物紫杉醇药物涂层支架，抗血栓类药物肝素涂层支架，抗炎性类药物地塞米松涂层支架等[2]；③隔绝血液功能：1991年，PARODI又将血管覆膜支架用于治疗腹主动脉瘤，对于动脉瘤，血管覆膜支架不仅具有裸支架的支撑功能，还具有隔绝血液和改变血管异常血流动力学的功能；④可降解功能：可降解金属支架避免了裸金属支架长期放置出现的断裂风险和引起的血管壁慢性炎症问题，但是支架的有效支撑时间将缩短，血管再狭窄的发生率会提高。
2.6 血管支架植入后存在的主要问题 在治疗心血管类疾病时，腔内隔绝术相比于传统开腹手术创伤小、感染率低和术后并发症少，但是术后远期结果有待改善。由于人体自身生理环境(如血压和血液环境等因素)导致支架在植入人体一段时间后发生不同程度、不同种类和不同部位的损坏，例如织物覆膜撕裂、支架腐蚀和支架断裂等，这些损坏引发了不同程度的术后并发症，如支架移位、血管内漏、血栓和动脉瘤破裂等[51]。这些问题主要集中在支架自身问题和植入后引起的后遗症问题。
2.6.1 支架的结构设计问题 血管支架的覆膜可以起到隔绝血液与血管的作用，从而恢复血管通畅。织物型的支架覆膜主要发生织物纱线断裂、织物表面磨损和纱线滑移等问题[34]。金属支架仅起到力学支撑作用，它决定了支架是否具有耐久性和力学稳定性，然而金属支架常会出现断裂、移位和表面腐蚀等问题。在血管覆膜支架中，缝合线用于固定金属支架和织物覆膜，因此缝合线的质量决定了血管覆膜支架整体的结构稳定性，它出现的问题主要有缝合线磨损、缝合线断裂和缝合线降解等。
2.6.2 支架植入后的并发症 血管支架植入后人体自身会出现不同程度的炎症反应、内漏、血栓和支架源性新破口等问题[52]。支架作为人体异物进入人体后会引发免疫排斥反应，引起炎症，这是机体对于异物产生刺激的一种正常防御反应，但是炎症反应会对人体自身组织进行防御攻击。支架的内漏问题是由支架的滑移引起的，覆膜支架的滑移与支架近远端锚定是否稳定有关。支架一旦发生内漏会使动脉瘤再次暴露于血液的压力下，轻度情况会出现血栓，严重情况会导致动脉瘤破裂。对于可降解金属支架(例如镁合金支架)，它在植入人体后，由于镁的性质过于活泼导致其在体内降解速度过快，支架碎片对血管产生一定的刺激作用，进而引起血管内膜增生。除了这些常见问题，还有一些新型并发症出现，如支架源性新破口，这是由于当支架用在弯曲度较高的血管内部时(如主动脉弓)会产生由支架尖端引发的血管破口现象，这一并发症的发生率和死亡率分别为3.4%和26.1%。
2.6.3 改善方法 为了改善支架移植后的问题，可以从血管覆膜支架的结构设计、制备技术、后加工工艺和术后治疗方式入手。为了使织物型的血管覆膜支架不出现破裂和滑移等现象[20]，研究发现经纬向的织物紧度和密度是影响覆膜稳定性的最大因素，所以选择合适的经纬紧度和密度不仅能抵抗血液压力，其厚度与柔软度也将更能符合支架要求。对于金属支架来说，“Z”型环状支架比菱形网状支架有更强的支撑作用。对支架的尖端进行钝化处理可以避免引发血管破口。对于血管覆膜支架的缝合工艺，应该确保缝合点均匀且有规律，并且支架尖端缝合密集可以防止支架移位，每个缝合点使用2次穿入式缝合优于单次穿入式缝合。避免血管支架出现再狭窄问题，可以通过优化载药途径的方式，常用的药物涂层主要包括肝素、雷帕霉素和聚乙二醇等[53]，还可以借助一些药物载体，如丝素蛋白、胶原和壳聚糖等天然生物材料，不仅可以改善支架的生物相容性，还可以搭载和持续缓释药物高效治疗血管动脉瘤。为了避免可降解金属支架出现的降解过快问题，例如：可在镁金属中加入钙、锌等金属元素来改善镁合金支架的物理和机械性能，延长其有效支撑时间；也可在表面涂覆生物可降解聚合物如聚左旋乳酸等，或者在聚合物中添加抗血栓等药物，随着聚合物在支架表面降解，药物也会逐渐释放，延长了支架的有效作用时间。
