与开腹手术相比ღღ★，主动脉疾病的血管内治疗可减轻患者的生理负担ღღ★，因此已被广泛接受ღღ★，而支架移植物的不断发展也使主动脉修复成为解剖结构更为复杂的患者的一种选择ღღ★。迄今为止ღღ★，商业支架移植物通常是根据成熟的生产技术开发的ღღ★，设计结构简单ღღ★，材料范围有限ღღ★。尽管制造商对支架移植物进行了多次更新ღღ★，但与设备相关的并发症的反复出现让人怀疑目前的制造方法在技术上是否能够消除这些问题ღღ★。生产高效医疗设备（包括支架移植物和所有类似植入物）的技术趋势最终应转向先进的制造技术ღღ★。预计通过最近的进步ღღ★，特别是 4D 打印和智能材料的出现ღღ★，心血管医疗植入物将具有前所未有的功能ღღ★，如形状变化和远程无电池自我监测ღღ★。4D 打印技术具有自适应功能ღღ★，这是一种非常理想的功能ღღ★，可使打印的心血管植入体随着时间的推移而发生物理变化ღღ★，以执行编程任务ღღ★。本文全面评估了现有支架移植物的成熟技术ღღ★，并对已知的失效模式进行了技术评述ღღ★。然后ღღ★，讨论了先进技术的未来以及生产下一代血管内植入物所需的努力ღღ★。

　　主动脉疾病可影响从主动脉根部到分叉的任何一段血管ღღ★，通常表现为动脉瘤或夹层的形成（图 1）ღღ★。动脉瘤发生时ღღ★，动脉壁的一部分会变弱ღღ★，使其向外膨胀ღღ★。动脉瘤的增宽和减弱会增加主动脉破裂的风险ღღ★，如果不及时治疗ღღ★，可能会破裂ღღ★，造成大面积内出血ღღ★，并常常导致死亡ღღ★。动脉瘤通常发生在腹主动脉ღღ★，但也可能在胸主动脉形成ღღ★，由于主动脉有主要血管分支ღღ★，动脉瘤疾病通常包括这些重要区域ღღ★。临床指南建议ღღ★，当动脉瘤的最大直径超过某一临界值时ღღ★，就应进行治疗ღღ★，超过这一临界值时ღღ★，破裂的风险就会超过手术的风险ღღ★。所有腹主动脉瘤（AAA）直径≥5.5 厘米ღღ★、围手术期风险可接受的患者ღღ★，以及所有有症状动脉瘤或生长迅速的患者都应进行修补术ღღ★。

　　图 1. 主动脉疾病示意图ღღ★。B 型主动脉夹层（TBAD）和腹主动脉瘤（AAA）的主动脉示意图ღღ★。i) TBAD 的管腔横截面ღღ★。

　　主动脉夹层是指主动脉壁最内层形成撕裂ღღ★，导致血流重新流向压力通常较高的“假”腔和“线）ღღ★。流动血液产生的压力和力量会进一步分离主动脉壁各层ღღ★，导致主动脉壁破裂或影响流经分支到达末端器官（包括大脑ღღ★、心脏ღღ★、肠道ღღ★、肾脏ღღ★、腿部和脊髓）的血流ღღ★。在夹层中ღღ★，假腔会扩张ღღ★，因为相对于真腔的平均压力会因相对流速降低而升高ღღ★，从而导致舒张压升高ღღ★。这也是真腔受压的原因ღღ★，真腔外的分支血管环形受压ღღ★，导致靶器官缺血ღღ★。主动脉夹层是急性主动脉综合征中最常见ღღ★、最严重的疾病ღღ★。主动脉扩张是主动脉夹层的常见特征ღღ★，因为主动脉壁减弱并可能向外凸出ღღ★，随着时间的推移ღღ★，动脉瘤的发展也很常见ღღ★。一项对 30412 名中年男性和女性进行的为期 20 年的跟踪评估显示ღღ★，主动脉夹层的风险为每 10 万患者年 15 例ღღ★，其中男性占 67.5%ღღ★。主动脉夹层的高发年龄段为 65 至 75 岁ღღ★，发病率为每年每 10 万人 35 例ღღ★。女性主动脉夹层的致死率高于男性ღღ★，这是因为女性发病年龄通常较大ღღ★，且症状不典型ღღ★，从而延误了诊断ღღ★。

　　1990 年之前ღღ★，开放手术是治疗主动脉疾病的唯一选择ღღ★，并且与高围手术期发病率和死亡率相关（图 2aღღ★、b）ღღ★。1991 年ღღ★，Parodi 及其同事改变了治疗模式ღღ★，并首次通过微创植入覆膜支架成功排除 AAAღღ★。从那时起ღღ★，这种治疗方法在手术指南ღღ★、设备和装置方面不断发展ღღ★，并被应用于其他主动脉病变ღღ★，如夹层ღღ★。在这种微创手术中ღღ★，通过导管经皮置入被称为支架移植物（SG）的内支架ღღ★，通过将病变壁与血压隔绝来排除病变ღღ★，从而防止破裂ღღ★。目前ღღ★，这种方法已成为许多患者ღღ★，尤其是合并症患者ღღ★、年老体弱者和腹部不适者的金标准ღღ★，而不是开放式修复术ღღ★。

　　图 2. a,b)B型主动脉夹层（TBAD）和腹主动脉瘤（AAA）的开放式手术修复示意图ღღ★，其中假体移植物被缝合到位ღღ★。c,d)TBAD和AAA的血管内主动脉修复示意图ღღ★，其中支架移植物（SG）被放置在血管内ღღ★。

　　标准的血管内动脉瘤修补术（EVAR）适用于始于肾动脉以下的动脉瘤ღღ★，在这种情况下ღღ★，有足够长度的健康主动脉可以可靠地密封 SGღღ★，而不会造成装置周围的血液渗漏（图 2cღღ★、d）ღღ★。当动脉瘤直径达到临界大小（通常大于 5.5 厘米）ღღ★，破裂风险大于手术风险时ღღ★，患者将接受选择性修复ღღ★。临床试验显示ღღ★，与开放式修复相比ღღ★，EVAR 的早期并发症更少ღღ★，死亡率更低ღღ★。但是ღღ★，EVAR 的再介入率很高ღღ★，达到 20% 到 30%ღღ★，这是由于持续的内漏和现有设备缺乏长期耐用性造成的ღღ★。

　　目前ღღ★，胸腔内血管主动脉修复术（TEVAR）被认为是治疗降主动脉孤立性动脉瘤的一线疗法ღღ★。在治疗复杂的 B 型主动脉夹层（TBAD）时ღღ★，建议在急性期使用 TEVARღღ★，在无并发症主动脉夹层的亚急性后期也可考虑使用 TEVARღღ★，以降低主动脉因持续扩张和动脉瘤发展而导致长期死亡的风险（图 2c）ღღ★。TEVAR 的技术成功定义为成功部署 SGღღ★，完全覆盖原发性入口撕裂ღღ★，手术结束时无 I 型内漏（近端密封区泄漏）迹象ღღ★。通常从股动脉逆行入路ღღ★。与死亡率高得多的开胸手术相比ღღ★，TEVAR 的成功率和手术死亡率都很高ღღ★。TEVAR 通常使用一个或多个重叠管 SGღღ★，装置的选择取决于解剖学特征ღღ★、外科医生/机构的经验和偏好ღღ★。

　　随着向微创手术的转变ღღ★，血管内医疗器械的范围正在迅速扩大ღღ★。常见的血管内医疗器械包括 SG 或覆膜支架ღღ★，还可以包括辅助和固定组件ღღ★，如模块化 SGღღ★、支架ღღ★、袖口ღღ★、泡沫ღღ★、EndoAnchors 和钉书钉ღღ★。最近推出了一种动脉瘤封堵系统ღღ★，称为血管内封堵装置ღღ★，用于解决腹部动脉瘤病例的渗漏问题ღღ★，这种病例可能会因病情发展而出现瘤颈扩张ღღ★。除了用于输送过程的导丝和鞘外ღღ★，导管在血管内治疗中也发挥了重要作用ღღ★，可实现血管插管ღღ★。辅助设备和技术拓宽了治疗范围ღღ★，例如诊断系统ღღ★、导引系统ღღ★、闭合设备ღღ★、抓取系统（如套管）ღღ★、机械血栓切除术ღღ★、光学相干断层扫描ღღ★、瓣膜切开术设备ღღ★、血栓抽吸设备ღღ★、动脉瘤切除设备和药物涂层设备ღღ★。栓塞可使用线圈ღღ★、塞子ღღ★、液体/凝胶栓塞剂ღღ★、血管内血流阻断剂ღღ★、栓塞颗粒/泡沫或微珠ღღ★。在此ღღ★，我们将重点关注 SG 及其相关制造技术ღღ★，因为它们是血管内主动脉修复中使用最广泛的设备ღღ★。

　　首先必须了解支架的应用ღღ★，才能更好地研究不同模型的结构和材料ღღ★。支架移植物可用于排除主动脉瘤扩张性疾病ღღ★，且大多是不可渗透的（如商用支架）ღღ★，因此其应用和功能不同于其他专为闭塞性狭窄疾病而设计的产品ღღ★。然而ღღ★，冠状动脉支架是为了在经皮冠状动脉介入治疗中用类似支架的结构重新打开阻塞的管腔（例如小动脉）ღღ★。移植物是通过开放手术来替换阻塞的血管ღღ★。

　　SG 通常由两个主要部分组成ღღ★：柔性膜 移植物ღღ★，设计用作血液循环管道ღღ★；支撑金属框架 支架ღღ★，与移植物相连ღღ★，在预期设备寿命内提供所需的通畅性并保持径向力ღღ★。SG 可通过使用嵌入主动脉壁的钩子ღღ★、倒钩ღღ★、锚或订书针进行辅助固定ღღ★，或通过径向力固定连接到主动脉壁上ღღ★，其中ღღ★，SG 可通过球囊或形状记忆行为而增大ღღ★，以产生向外（径向）的力ღღ★，从而实现稳定附着ღღ★。

　　SG 的概念最初是作为“覆膜”支架的想法而提出的ღღ★，经过临床试验ღღ★，它经历了几次设计迭代过程ღღ★，成为我们今天普遍使用的设备ღღ★。早期的 SG 是由手术外科医生在手术时将现成的组件组装在一起ღღ★，为特定患者定制设计的ღღ★。开发 SG 背后的理念很简单ღღ★：植入一个新的人工导管ღღ★，缓解病变主动脉壁所承受的任何压力和父母换着玩ღღ★，并维持新导管内的血流ღღ★。尽管了解主动脉的生物力学（即通过弹性动脉的搏动性血流）ღღ★，但可供选择的合适材料有限ღღ★，无法模拟原生动脉的生物力学ღღ★。例如ღღ★，商业编织涤纶移植物的硬度是健康人类主动脉的 24 倍ღღ★。SG 与主动脉之间顺应性的不匹配会在植入后引发局部血流动力学紊乱ღღ★，进而导致心血管负荷增加和主动脉 Windkessel 功能恶化（即用于解释流出动脉对血压变化的反应的术语ღღ★，动脉弹性有助于从每个收缩压波中保留一定比例的搏出量ღღ★，并随着舒张将该量卸载）ღღ★。然而ღღ★，尽管存在这些缺点ღღ★，但总体而言 SG 对于这种只能通过大型开放手术治疗的疾病来说是一项重大进步ღღ★，因此创新仍在继续ღღ★。

　　经过 20 世纪 90 年代的初步经验积累ღღ★，SG 的商业潜力开始受到关注ღღ★。20 世纪 90 年代末ღღ★，澳大利亚珀斯的开发促成了现代有孔 SG 的诞生ღღ★，并获得了 COOK Medical 的许可（图 3a）ღღ★。1997 年首次进行了动物试验ღღ★，1998 年首次进行了人体试验ღღ★，2001 年植入了第一例使用髂动脉分支区域的 SGღღ★。这种 SG 使用带钩和倒钩的裸支架提供了稳定ღღ★、安全的近端固定ღღ★，减轻了远端移位（即移植物滑动）的问题ღღ★，并进一步改进了最初的 Gianturco（即一种早期支架设计ღღ★，由不锈钢丝弯成之字形ღღ★，形成一个圆柱体）支架设计ღღ★，以防止材料断裂并确保耐用性ღღ★。

　　模块化的 COOK Zenith SG 配备了用于微创手术的血管内输送系统ღღ★，可提供可控和精确的部署ღღ★。这种设计和材料技术鼓励其他制造商向市场推出自己的型号ღღ★。

　　在过去的二十年里ღღ★，我们见证了血管介入专家和生物工程师之间的全球合作所带来的创新和设备多样性的蓬勃发展ღღ★。目前ღღ★，已有多种商用 SGღღ★，其支架设计ღღ★、不同的材料ღღ★、织物结构ღღ★、固定方法ღღ★、部署流程和输送系统各不相同ღღ★，其中许多都显示出可接受的长期疗效ღღ★。这些设备的现代可变性和可用性提高了治疗的可及性ღღ★，使人们可以根据每位患者及其解剖限制选择最合适的设备ღღ★。

　　支架移植物设计的演变主要针对短期和长期目标ღღ★。在短期内ღღ★，设计的目的是促进装置的轻松植入ღღ★，主要是通过具有挑战性的髂骨解剖以及准确的定位和部署ღღ★，如果能够实现ღღ★，则称为 技术成功ღღ★。短期期望是尽量减少血管创伤ღღ★、对终末器官供血的影响ღღ★、栓塞风险以及转为开放手术ღღ★。长期目标是通过更好的血流动力学来提高设备的性能和父母换着玩ღღ★，减少后期移位和断开或其他可能导致二次干预的设备相关故障ღღ★。因此ღღ★，为操作者提供方便的输送和部署准确性以及建立实用的 SG 调整方法被认为是设计的基本要求ღღ★。未来ღღ★，最好的 SG 应该是能够根据患者的个体解剖结构进行调整ღღ★、适用于所有解剖变异并具有长期耐用性的 SGღღ★。

　　目前在血管内放置 SG 会导致顺应性不匹配ღღ★，并可能造成血流紊乱ღღ★。为了克服这些问题ღღ★，不同的 SG 设计旨在减轻异物反应ღღ★，同时平衡关键的技术要求ღღ★，如上一节所述ღღ★，径向力与潜在的组织创伤（如内皮创伤和持续的颈部扩张）ღღ★，并通过远端和近端设计考虑适当的密封和固定ღღ★。这些因素也会影响部署部位（或着床区）的选择ღღ★，通过延长未覆膜支架的治疗长度（如在肢体上治疗 AAA）或增加近端固定钩来避免后期移位ღღ★。当考虑将有孔和有分支的 SG 插入病变的主动脉节段时ღღ★，这些反应就更难改善了ღღ★，因为在这些节段中ღღ★，维持分支血管的血流至关重要ღღ★，而着陆区的长度有限ღღ★。

　　目前有各种各样的商用 SG 可用于治疗主动脉的不同区域ღღ★，包括胸主动脉ღღ★、腹主动脉ღღ★、外周主动脉ღღ★，以及不同长度的管状ღღ★、分叉或有孔/分支的疾病ღღ★。与用于外周血管（或闭塞性）疾病的 SG 相比ღღ★，用于主动脉疾病的大多数 SG 都是可自行扩张的ღღ★，而用于外周血管（或闭塞性）疾病的 SG 可能更适合采用具有更大径向力的球囊扩张方案ღღ★。展开技术也不尽相同ღღ★，例如ღღ★，可以从端到端展开ღღ★，也可以从中间到端展开ღღ★，以应对主动脉弓的高流量ღღ★，有些装置还通过近端钩或倒钩加强径向固定ღღ★。

　　支架设计是在保持足够径向强度的同时降低支架厚度的关键ღღ★。支架结构ღღ★，即支架高度和直径ღღ★、峰数ღღ★、线材厚度ღღ★、过大尺寸ღღ★、轴向长度和材料类型ღღ★，决定了产生多少径向力ღღ★。从理论上讲壹定发改成什么平台了ღღ★，每个峰值的力（即桡侧力除以峰值数）ღღ★、总体桡侧压力（即桡侧力除以支架面积）和总体力是截然不同的设计问题ღღ★，它们可能会单独影响移位ღღ★、固定ღღ★、组织创伤ღღ★，甚至逆行主动脉夹层的趋势ღღ★。因此ღღ★，整体作用力应足够小ღღ★，以避免密封区的血管创伤和长期持续的血管扩张ღღ★，但也应足够大ღღ★，以提供足够的密封和移位阻力ღღ★。

　　虽然 Z 形图案是最常用的设计ღღ★，但对于最理想的支架设计还没有达成共识ღღ★。根据对市售 SG 的数值和实验研究ღღ★，金属支架的设计会影响整个装置的机械性能ღღ★。作为促进输送和部署的关键设计因素之一ღღ★，SG 的柔韧性是首选ღღ★，但它与具有较高径向力的较硬移植物的更有效密封性背道而驰ღღ★。不过ღღ★，可以通过增大支架顶弧半径来部分缓解这一问题ღღ★。金属骨架的配置方式多种多样ღღ★，如连续模式（如 Z 形或菱形）或间断环形和螺旋形ღღ★。虽然前者的灵活性有限ღღ★，但间断环和螺旋形可以可靠地适应弯曲的解剖结构ღღ★。间断环设计在连接单个支架的离散区段几乎没有灵活性ღღ★，导致过度扭结和血流紊乱ღღ★。此外ღღ★，由于扭结造成的内折ღღ★，还可能导致管腔狭窄ღღ★。而螺旋形设计则能均匀地消除长度差异ღღ★，避免多个支架支柱汇聚在一起ღღ★。如果需要更好的密封性ღღ★，正弦支架设计可能更可取ღღ★，因为顶点的数量可以加强周向附着ღღ★，顶点的数量越多ღღ★，移植物压在动脉壁上的表面积就越大ღღ★。与 Z 形支架相比ღღ★，螺旋形和圆形支架显示出更大的灵活性和更低的应力值ღღ★，尤其适用于具有挑战性的迂曲解剖结构（图 3b-e）ღღ★。

　　移植物的结构设计对于植入部位的生物ღღ★、生物力学和血流动力学参数的变化起着至关重要的作用ღღ★。例如ღღ★，无论是纤维还是织物形式ღღ★，纺织品的适用性在于其结构和设计的灵活性ღღ★，从而可以模拟原生主动脉的机械特性（例如强度ღღ★、刚度ღღ★、弹性ღღ★、渗透性）ღღ★。原生动脉的结构异质性促进了血管壁的独特机械行为ღღ★，例如非线性ღღ★、各向异性ღღ★、粘弹性和柔顺性ღღ★，这些都使移植物的设计优化成为一项复杂的任务ღღ★。与径向柔顺性（被认为是血管植入物的基本设计特性）相结合ღღ★，成功模仿自然动脉行为依赖于非线性和各向异性等其他元素的结合ღღ★。

　　在血管内移植物中使用基于聚合物的织物或层压材料是从其在开放式手术修复中的应用演变而来的ღღ★，在开放式手术修复中使用的是采用编织ღღ★、针织ღღ★、编结等制造技术的编织物ღღ★，或通过挤压成型和电纺丝技术制造的非纺织物壹定发改成什么平台了ღღ★。根据制造技术的不同ღღ★，移植物的材料和设计也会不同ღღ★。非纺织品织物本身具有复杂的设计过程ღღ★，其结构大多呈现随机模式ღღ★。例如ღღ★，膨体聚四氟乙烯(ePTFE) 移植物在微观上具有多孔形态和节点原纤维成分ღღ★，而编织物大多由聚对苯二甲酸乙二醇酯（PET）制成ღღ★，具有可控的微观结构ღღ★。

　　要想获得用于制造 SG 的最佳机织织物ღღ★，饱和指数是决定性因素之一ღღ★，它决定了结构（纬纱和经纱方向）中空间纱线的百分比以及它们之间的连接ღღ★。低饱和指数（即密度小于理论最大值）的编织结构可被描述为具有高孔隙率的可变形纺织品ღღ★。另一方面ღღ★，饱和指数高的 SG 织物结构具有更高的刚性和内聚力ღღ★，孔隙率最低ღღ★。这可能会造成磨损ღღ★，当支架与织物紧密缝合时ღღ★，会在支架末端的接触处产生孔洞ღღ★。虽然高饱和指数可提高壁密封性ღღ★，但也会影响输送系统内 SG 的卷曲ღღ★。SG 的孔隙率降低/刚性增加可能会引发移位ღღ★，尤其是在动脉瘤囊缓慢收缩或颈部扩张的情况下ღღ★，可能会增加因尾部移位力增强而发生移位的几率ღღ★。因此ღღ★，必须根据所需的特性和长期效果在高饱和度指数和低饱和度指数之间做出权衡ღღ★。

　　渗透性是纺织导管设计中的另一个关键特征ღღ★，它代表了液体通过移植物织物的渗透情况ღღ★，早期的移植物需要预先凝结（如果透水量超过 600 mL/cm²/min）ღღ★。与外科植入物不同ღღ★，血管内植入物很少使用患者血液进行预凝固ღღ★。因此ღღ★，植入物必须具有防渗透性ღღ★，以排除装置外的血流ღღ★。然而ღღ★，成功的生物密封是最近的趋势ღღ★，它通过控制织物的渗透性ღღ★、促进组织生长和有效的内皮单层来降低血栓形成的风险ღღ★。

　　移植物的设计可采用单丝或多丝织物ღღ★，经纬纤维的密度和粗细各不相同ღღ★，并可进行后处理以改变织物密度ღღ★。这些差异有助于排除血流壹定发官方ღღ★，ღღ★、防止血液渗漏并适应迂曲的解剖结构ღღ★。市售 SG（如 Anacondaღღ★、Zenith）的结构仅限于单纤维纱线 斜纹编织（即类似对角线的图案）和多纤维纱线 平纹编织ღღ★。虽然上述结构轻薄ღღ★、可展开且具有足够的透水性ღღ★，但其长期抗生物降解性（尤其是单纤维纱线）是不可接受的ღღ★。此外ღღ★，织物结构不能促进细胞生长ღღ★，也不允许营养成分和代谢物的转移ღღ★。采用多丝纱线和斜纹编织的织物结构具有重要的设计特点（如纱线和编织类型）ღღ★，可用于制造适用于 SG 的功能性纺织品管道ღღ★。单丝经纱和多丝纬纱的组合可实现新颖的纺织品设计ღღ★，其透水性ღღ★、厚度和孔隙率均优于商用 SGღღ★。

　　主动脉是一个极具挑战性的环境ღღ★，每年要经历约 3500 万次心脏循环ღღ★，因此必须设计一种具有足够抵抗力的装置ღღ★，以承受腔内脉压变形ღღ★。因此ღღ★，所使用的材料系统必须在耐用性和灵活性方面同时进行优化ღღ★，而支架系统则必须坚固ღღ★、顺应性好壹定发改成什么平台了ღღ★，以保持 SG 的位置ღღ★，但又要具有可压缩性ღღ★，以保证装置的可输送性ღღ★。移植物必须承受来自血液动力负荷的径向和轴向力ღღ★，同时具有调节压力和血流的柔韧性和顺应性ღღ★。表面必须光滑ღღ★、无渗透性和惰性ღღ★，以避免血栓形成和宿主过度反应ღღ★。不透射线标记（通常为铂ღღ★、铂-铱ღღ★、钽和金ღღ★，便于准确部署）以及支架与移植物的连接过程必须有效耐用ღღ★。通常ღღ★，移植物与支架之间使用聚酯或聚丙烯缝合线缝合ღღ★，或通过热处理进行粘合ღღ★，或将支架夹在移植物层之间ღღ★，但这种情况并不常见ღღ★。

　　虽然主动脉 SG 目前采用自膨胀技术进行部署ღღ★，但覆膜型 SG（如冠状动脉或内脏血管）既可以采用自膨胀技术ღღ★，也可以采用球囊扩张技术ღღ★。球囊扩张型 SG 是按照可交付的构型制造的ღღ★，并通过球囊扩张达到血管内的最终直径ღღ★。这些材料在充气时应发生塑性变形ღღ★，然后由变形的弹性部分引起轻微的反冲ღღ★。因此ღღ★，最好选择屈服应力小的材料ღღ★，以确保在可控球囊压力下的变形能力ღღ★，同时选择弹性模量高的材料ღღ★，以尽量减少反冲力ღღ★。另一方面ღღ★，自膨胀 SG 是在膨胀配置下制造的ღღ★，压缩后再压入输送系统ღღ★。使用时ღღ★，自膨胀 SG 会回弹到预定直径ღღ★。除了可控的机械性能外ღღ★，材料还需要不透射线ღღ★、耐腐蚀以及与磁共振成像（MRI）兼容ღღ★。

　　镍钛合金是最普遍的自膨胀支架材料ღღ★，它是一种超弹性形状记忆合金ღღ★，具有卓越的特性ღღ★，如卓越的生物相容性ღღ★、与生物材料相似的可变形性和弹性ღღ★、耐用性ღღ★、耐腐蚀性ღღ★、耐疲劳性和 MRI 兼容性ღღ★。此外ღღ★，镍钛合金还因其实用特性而被选用于医疗器械制造ღღ★，包括热部署ღღ★、恒定应力（即ღღ★，镍钛合金由于其在大应变下的平坦加载和卸载曲线ღღ★，可以在很宽的架构范围内抵抗恒定应力）ღღ★、动态干扰（即ღღ★，镍钛合金中应力的长程特性允许自膨胀支架膨胀到预设直径而不会回弹）ღღ★、应力滞后或偏置刚度（即ღღ★，支架施加较低的向外力ღღ★，同时以更高的力抵抗变形）和应力的温度依赖性ღღ★。它的形状记忆行为使其能够在护套内压接成小直径ღღ★，然后通过温度调节自行膨胀到预设的血管大小ღღ★，无需额外操作ღღ★。

　　然而ღღ★，根据已发布的分类系统“支架设计金字塔”ღღ★，很明显ღღ★，抗疲劳和腐蚀等特性可能取决于材料成型（例如ღღ★，线材ღღ★、管材）ღღ★、制造技术（例如ღღ★，激光加工ღღ★、编织ღღ★、针织）和支架设计（例如ღღ★，Z 形ღღ★、M 形ღღ★、环ღღ★、螺旋ღღ★、线圈ღღ★、非连接形ღღ★、开孔等）ღღ★。

　　其他支架材料成分包括不锈钢 (316L) 和钴铬 (Co-Cr) 合金（例如 Elgiloy）ღღ★。Elgiloy（或 Phynox）是生物医学级钴铬铁镍钼合金的商品名ღღ★，具有许多优良特性ღღ★，例如非磁性ღღ★、高耐腐蚀性（即不会被有机酸腐蚀）以及与不锈钢相比对无机酸的反应更佳ღღ★，金属氧化物层具有耐腐蚀性ღღ★。此外ღღ★，Elgiloy 具有出色的体内钝化性（即生物相容性）ღღ★。由于具有高杨氏模量ღღ★、高屈服强度和应力控制环境中良好的疲劳强度等出色机械特性ღღ★，它可以承受高应力和大变形ღღ★。这使得 Elgiloy 成为支架应用的实用选择ღღ★，因为它具有明显的弹性特性ღღ★。相对少量的铁使 Elgiloy 具有铁磁性ღღ★，并且与 MRI 兼容ღღ★。通常ღღ★，Elgiloy 支架是基于编织技术设计的ღღ★，通过支柱设计保证了灵活性ღღ★，并为支架提供了内在的向外弹簧力ღღ★。然而ღღ★，在 MRI 期间检测到了图像伪影ღღ★，这可能是由于磁性元素聚集所致ღღ★，这种元素在 Co-Cr 合金中普遍存在ღღ★，从而导致材料在原子尺度上不均匀ღღ★。因此ღღ★，缺点可能大于优点ღღ★，尤其是大多数患者需要终身基于成像的监测ღღ★。

　　由于无法预测 SG 排除的患病区域是否能完全愈合ღღ★，因此所选材料的长期耐用性至关重要ღღ★。迄今为止ღღ★，已使用了许多聚合物ღღ★，包括 Dacronღღ★、Teflonღღ★、Nylonღღ★、Ivalonღღ★、Orlon 和聚氨酯 (PU)ღღ★。然而ღღ★，目前所有可用的移植物均采用聚对苯二甲酸乙二醇酯 (PET)（商品名为“Dacron”）或聚四氟乙烯 (PTFE)（商品名为“Teflon”）ღღ★，因为它们具有生物稳定性和长期耐磨损和降解等突出特点ღღ★。

　　PET 是一种非常耐用的热塑性聚酯ღღ★，可以加工成合成纤维ღღ★。历史上ღღ★，由于涤纶纤维具有足够的刚性ღღ★，因此采用机织和针织来制造管状导管ღღ★。PTFE 是一种具有生物化学稳定性ღღ★、疏水性和机械耐用性的含氟聚合物ღღ★。移植物表面呈负电性ღღ★，这有利于限制与血液成分的反应ღღ★。如今ღღ★，PTFE 主要通过拉伸熔融挤出的固体聚合物管ღღ★，然后裂解为非纺织多孔结构ღღ★，加工成 ePTFE 管ღღ★。从宏观上看ღღ★，ePTFE 的表面更光滑ღღ★，移植物柔软易弯曲ღღ★。从微观上看ღღ★，ePTFE 具有多孔形态ღღ★，由细小纤维连接的固体节点岛组成ღღ★，细小纤维占总体积的近 20%（图 4a）ღღ★。然而ღღ★，ePTFE 移植物具有比 PET 编织或针织移植物小得多的空隙空间ღღ★，并且由于含氟聚合物的固有疏水性ღღ★，可以产生天然的水屏障ღღ★，从而防止血液渗透ღღ★。

　　图 4ღღ★。SG 的材料和制造ღღ★。a) PET 移植物设计图案ღღ★。(i) 平纹组织的 SEM 图像（比例尺ღღ★：100 µm）ღღ★。(ii) 经编 SEM 图像（比例尺ღღ★：200 µm）ღღ★。(iii) 用于表示节点原纤维微结构的 ePTFE SEM 图像（比例尺ღღ★：10 µm）ღღ★；b) 编织过程示意图（蓝线表示 PET 纤维ღღ★，红线表示覆膜的 NiTi 纱线）以及使用不同参数制造的 SGღღ★。左图ღღ★：Elsevier Ltd.ღღ★，右图ღღ★：SAGE Publicationsღღ★。c) 小口径电纺 SG 的生产和移植的 SEM 图像（比例尺ღღ★：10 µm）ღღ★。d) Merit WRAPSODY SGღღ★。(i) 三层电纺膜ღღ★。(ii) 180 天时通过动物组织学对三层 SG 与商用 SG 的横截面进行比较ღღ★，其中分层 SG（右）显示新生内膜层形成和细胞跨 ePTFE 层迁移（比例尺ღღ★：2 毫米）ღღ★。

　　根据孔径大小ღღ★，PTFE 织物的内皮化程度可能比 PET 更好ღღ★，这有助于长期整合和移植物通畅ღღ★，并且由于移植物顺应性的提高ღღ★，其薄壁织物的处理性相对较好ღღ★。增强的顺应性应该使材料容易塌陷或“折叠”ღღ★，而 PET 与 ePTFE 相比的相对刚性可能会增加扭结和流动紊乱的可能性ღღ★。

　　最近ღღ★，人们的注意力转向使用替代材料ღღ★，如 PU 和超高分子量聚乙烯 (UHMWPE)ღღ★。PU 移植物被开发出来以改善 ePTFE 和 PET 移植物中较弱的顺应性行为ღღ★。PU 是一种生物相容性较好且相对弹性的共聚物ღღ★，具有不同的单体ღღ★，可在正常体温下提供强度和柔韧性ღღ★。通过改变单体重复单元的组成ღღ★，可以微调 PU 移植物机械性能ღღ★。UHMWPE 膜技术是一种有前途的普通移植材料替代品ღღ★，因为与 ePTFE 相比ღღ★，其强度与体积的比率更高ღღ★，因此可以开发出外形更小的 SGღღ★。除了自润滑之外ღღ★，这种材料还具有低摩擦和不粘表面系数ღღ★，因此可以制造光滑且滑溜的医疗器械ღღ★。在最近的一次尝试中ღღ★，开发了一种覆膜支架ღღ★，其中 UHMWPE 膜夹着镍钛合金框架ღღ★，并将其植入绵羊外周动脉模型中ღღ★。数据显示ღღ★，UHMWPE 可以被视为当前合成移植材料的合适替代品ღღ★，用于低轮廓覆膜 SGღღ★。此外ღღ★，与 PET 相比ღღ★，UHMWPE 纤维表现出更少的炎症反应ღღ★，同时促进相同甚至更好的愈合ღღ★。

　　尽管支架移植物是现代的救生设备ღღ★，但其通常仍采用传统方法制造ღღ★。由于目前患者的治疗效果尚可ღღ★，新的制造技术是否值得投资仍是一个问题ღღ★。虽然晚期故障通常可以通过其他微创方法进行治疗ღღ★，但目前很少发生 SG 的拆卸ღღ★。因此ღღ★，开发新一代设备的主要目的可能是降低监控成本和重新介入的频率ღღ★，而这对患者和财务都有影响ღღ★。

　　现有的金属支架生产技术包括激光切割板材成型ღღ★、激光切割管材成型和线材成型（焊接/连接）ღღ★，其中后两种技术用于制造大型支架新兴材料ღღ★！ღღ★。金属支架的结构为功能性形状ღღ★，然后通过缝合和编织组装到移植物上ღღ★。在制造阶段应小心谨慎ღღ★，这主要是由于固态转变的敏感性ღღ★；金属丝成型时ღღ★，由于金属丝交叉而产生的轮廓增强可能会导致交叉点的摩擦腐蚀或磨损ღღ★，而激光切割支架可以提供更有效的卷曲和复杂的成型ღღ★。激光切割成型需要额外的后处理步骤ღღ★，以消除 热影响区 的热应力和边缘的残留毛刺ღღ★。此外ღღ★，放电加工和水喷射也是较少采用的管形支架生产方法ღღ★。

　　制造血管内移植物的技术主要分为编织成型技术和非纺织成型技术ღღ★。编织成型技术使用织布机将 PET 纤维编织成管状薄膜ღღ★，结构紧凑ღღ★、尺寸稳定ღღ★、厚度可控ღღ★，因此被 SG 制造商广泛采用ღღ★。编织纺织品制造技术ღღ★，如机织ღღ★、针织和编织ღღ★，可在大多数商业和研究应用中生产血管内移植物ღღ★。然而ღღ★，模仿原生动脉的特性仍是一项挑战ღღ★。在已有的非纺织品成型方法中ღღ★，挤压成型和静电纺丝可用于移植物的制造ღღ★。

　　编织是一种生产技术ღღ★，通过经纱（纵向）和纬纱（横向）相互垂直的交错产生嫁接织物（图 4a）ღღ★。不同类型的编织设计有平纹ღღ★、斜纹和缎纹ღღ★，其中平纹和斜纹编织最为常见ღღ★。决定织物性能的参数包括编织类型ღღ★、线间距ღღ★、线密度以及经纱和纬纱的捻度趋势ღღ★。这些移植物的显著特点是表面光滑ღღ★、透水性强ღღ★、易于处理ღღ★、无反应性ღღ★、爆裂强度ღღ★、生物愈合反应和缝合保持强度ღღ★。虽然可以生产薄型织物ღღ★，但容易起皱和与原生动脉不相似是其局限性ღღ★。此外ღღ★，有组织的结构（即正交排列）会导致径向顺应性差和轴向伸长率低ღღ★，不适合在体内长期应用ღღ★。压接可能是一种有用的技术ღღ★，既能提供所需的轴向弹性ღღ★，又能在弯曲时保持移植物的管状形状ღღ★。为了改善编织移植物的下径向顺应性ღღ★，人们采用了原生动脉多层形态的原理来设计纺织血管假体ღღ★。我们开发了一种双层编织移植物原型ღღ★，内层由低模量圆周纱线（聚对苯二甲酸三甲酯）制成ღღ★，外层由高模量纱线（聚对苯二甲酸乙二醇酯）制成ღღ★，以卷曲的形式缝合到内膜上ღღ★。内层负责吸收正常生理压力较低（舒张压）时的应变ღღ★，而外层则在压力进一步升高（收缩压）时松开ღღ★。总之ღღ★，各层的连接过程增加了移植物的整体弹性模量ღღ★。尽管这种设计具有较高的压力径向顺应性ღღ★，但其缺点是由于外层卷曲而降低了弯曲灵活性或抗扭结性ღღ★。

　　针织采用环状细丝结构壹定发改成什么平台了ღღ★，使纱线环连续缠绕在移植物周围（图 4a）ღღ★。与编织相比ღღ★，针织可使结构更柔软ღღ★、更灵活ღღ★、径向可膨胀且更柔顺ღღ★。通过改变密度ღღ★、孔径和分布ღღ★，可以有效控制针织结构ღღ★。然而ღღ★，据报道ღღ★，高孔隙率和快速扩张趋势是问题ღღ★，而移植物预凝结可以解决孔隙率问题ღღ★。人们已经做出了一些努力来改善针织物的机械行为ღღ★，但它们仍然无法与原生动脉力学相匹配ღღ★。一种基于纵向结构分割或同色异谱的新型针织 SG 设计已被提出ღღ★，可以更好地模仿天然动脉ღღ★，由于多个低模量和高模量段ღღ★，它似乎可以像天然动脉一样有效响应施加的应力ღღ★。当 SG 受到环向应力时ღღ★，由于 3D 体积膨胀特征ღღ★，通过结构分割可以改善生物力学行为ღღ★。由此获得了原生主动脉的正交各向异性弹性特性ღღ★。

　　编织结构可以有效替代 SGღღ★，因为它们具有高结构灵活性ღღ★，并且能够在植入后保持其原始形状ღღ★，因此非常适合用于不利的解剖结构（图 4b）ღღ★。然而ღღ★，在体内条件下ღღ★，由于径向扩张而导致的轴向缩短和缝合部分的支架故障（导线断裂）限制了它们在没有移植物覆膜和可控孔隙率的编织金属框架中的使用ღღ★。编织支架通常是螺旋线交织成圆柱形管ღღ★，交叉处通过摩擦连接ღღ★。编织结构中的低孔隙率可以发挥 SG 的屏蔽作用ღღ★，而无需移植物覆膜ღღ★。由于支架刚度增加（径向和纵向）ღღ★，宿主动脉血流动力学可能受到植入区域不顺应性行为的负面影响ღღ★，导致整体压力下降和脉搏波速度增加ღღ★。

　　随着多层流量调节器 (MFMღღ★；Cardiatisღღ★，比利时伊斯内斯) 的商业化ღღ★，编织支架的概念进入了一个新时代ღღ★，带来了一种新模式ღღ★，并将治疗重点从传统的动脉瘤排除 (物理屏障) 转移到重建母血管 (功能屏障)ღღ★。MFM 是一种未覆膜的自膨胀多层互锁裸金属支架ღღ★，能够提供高径向力和灵活性ღღ★，由耐疲劳和耐腐蚀的钴合金丝 (Phynox) 制成ღღ★。由于孔隙率在 65% 范围内ღღ★，MFM 通道流向分支血管ღღ★，将血流从湍流转变为层流ღღ★，并诱导正剪切应力ღღ★，从而促进动脉瘤囊内血栓的形成ღღ★。

　　虽然尚未发表长期临床数据ღღ★，但已有报道使用编织支架治疗颅内动脉瘤ღღ★、胸腹主动脉瘤 (TAAA)ღღ★、TBADღღ★、主动脉瘤ღღ★、外周和内脏动脉瘤ღღ★。使用 MFM 治疗 TAAAA 和 TBAD 的一年结果显示ღღ★，技术成功率和动脉瘤相关存活率均达到 93.7%ღღ★。换句话说ღღ★，根据对各种动脉瘤情况的临床评估EPF壹定发壹定发app客户端ღღ★，ღღ★，ღღ★，灌注到被覆盖的主动脉分支会促进血栓形成ღღ★，在复杂的主动脉瘤中会观察到动脉瘤逐渐间歇性收缩ღღ★。作者指出ღღ★，由于支架置入后（尤其是最初几个月）对动脉瘤破裂的保护不足ღღ★，建议不适合进行 EVARღღ★、TEVAR 或腔内血管动脉瘤修补术（FEVAR）甚至开放式修补术的患者使用 MFMღღ★。其他研究报告指出ღღ★，主动脉仍在继续扩大ღღ★，这表明缺乏有力证据证明该技术在植入后一年内仍能有效避免动脉瘤破裂和主动脉相关发病率ღღ★。

　　在这些尝试之后ღღ★，2017 年ღღ★，通过由镍钛合金丝和 PET 多丝纱线组成的编织技术ღღ★，制造出了具有不同设计的无缝 SG（图 4b）ღღ★。实现了卓越的径向力ღღ★、轴向柔韧性和抗扭转性ღღ★，其中合适的纱线摩擦限制了支架伸长并增强了紧密性ღღ★，易于通过弯曲的患病血管输送ღღ★。后来尝试改善编织 SG 的传质性能（即血液和微血栓通过移植物壁的转移）时ღღ★，发现ღღ★，尽管孔隙率和孔径可以对传质行为产生积极影响ღღ★，但厚度可能会产生不利影响ღღ★。因此ღღ★，提高纱线密度并采用细单丝的复丝可以降低内漏和堵塞的风险ღღ★。受控的传质对于促进血管愈合ღღ★、避免血液泄漏和微血栓通过移植物材料突出至关重要ღღ★。

　　静电纺丝是一种成熟的非纺织制造技术ღღ★，其出现是为了提供一种具有优异的生物相容性ღღ★、非血栓形成性和模拟细胞外基质以促进更快的损伤部位愈合的能力的纳米纤维多孔膜（图 4c）ღღ★。该技术涉及通过注射器针头和地面之间的电荷对电荷和静电吸引力施加高压ღღ★，以使带电粘性流体射流（以溶液或熔体的形式）通过空气被吸入静态或旋转收集器（在不同电位下）ღღ★，从而产生非纺织纤维网ღღ★。具有不同聚合物成分的层的沉积使得逐层控制机械移植反应成为可能ღღ★。可以通过改变聚合物浓度来改变纳米纤维的沉积和厚度等特性ღღ★，以制造薄而柔韧的膜ღღ★。然而ღღ★，溶液静电纺丝是一个高度动态的过程ღღ★，具有进一步的技术复杂性ღღ★，使得纤维沉积的控制具有挑战性ღღ★。

　　该技术的主要优势是可以在实验室规模上快速生产 SGღღ★。例如ღღ★，2016 年开发了一种小口径电纺 SGღღ★，其方法是将球囊扩张支架包裹在两个电纺 PU 层之间（图 4c）ღღ★。对 SG 的机械评估表明ღღ★，纳米纤维 PU 膜在卷曲和膨胀阶段具有足够的柔韧性ღღ★，同时保持通畅ღღ★，膜中没有分层或撕裂的迹象ღღ★。制造的 SG 通过标准尺寸的导引导管输送ღღ★。

　　具有独特设计的商业电纺 SG 已在临床上进行了研究（Wrapsodyღღ★；Merit Medical systems）（图 4d）ღღ★。该 SG 的结构包括包裹在三层移植物结构内的镍钛合金支架框架ღღ★，包括管腔外 ePTFE 层（节间距离为 5-15 µm）ღღ★、中间无孔氟聚合物层和多孔管腔电纺 PTFE 层ღღ★。在非动脉粥样硬化的绵羊髂外动脉模型中ღღ★，SG 的通畅性ღღ★、组织反应和血栓形成性与市售的 ePTFE SG（Fluency endovascularღღ★；Bard Peripheral Vascular）相当ღღ★，后者带有封装在两层 ePTFE 移植物材料（节间距离为 15–30 µm）之间的镍钛合金支架框架ღღ★，没有不透水屏障膜ღღ★。这种新型分层结构在 180 天时直径狭窄程度明显较低ღღ★，在 30ღღ★、90 和 180 天时中部装置新生内膜覆盖评分较低ღღ★。由于存在不透水屏障ღღ★，所研究的 SG 避免了移植物细胞迁移ღღ★，并在暴露的旋转 PTFE 移植物表面上形成了较小的管腔新生内膜ღღ★，没有任何血栓形成（图 4d）ღღ★。这表明ღღ★，具有不同孔隙率的分层移植物设计应成为下一代 SG 的主要考虑因素ღღ★。

　　覆膜支架是一种由薄膜构成的 SG重庆壹定發实业(集团)有限公司ღღ★，ღღ★，薄膜可以遮蔽金属部分的管腔侧或管腔外表面ღღ★，或将支架完全夹在里面ღღ★。覆膜支架通过血管壁和血流之间的物理屏障限制组织内生长ღღ★，从而实现控制径向压力壹定发改成什么平台了ღღ★、限制支架内再狭窄和防止栓塞ღღ★。覆膜支架采用与 SG 相同的生产技术ღღ★，其中一些大型 SG 是从小口径覆膜支架原型发展而来的ღღ★。它们还在实验室研究中发挥着重要作用ღღ★，以研究动物病例的科学想法ღღ★。覆膜支架可有效治疗瘘管ღღ★、先天性血管疾病ღღ★、神经血管疾病和主动脉缩窄等疾病ღღ★。为了防止小动脉再狭窄ღღ★，覆膜支架可以作为有效的药物输送平台ღღ★，用于局部释放治疗剂ღღ★。

　　目前ღღ★，大多数努力都针对膜的材料科学ღღ★，而不是金属部分的设计和机械特性ღღ★。PTFEღღ★、PETღღ★、PU 和聚乙烯 (PVA) 冷冻凝胶是用作覆盖材料的合成聚合物ღღ★，以及生物材料ღღ★，例如异源心包ღღ★、自体静脉或动脉移植物ღღ★、装有内皮细胞的支架ღღ★、基于壳聚糖的聚合物ღღ★、胶原蛋白ღღ★、纤维蛋白和组织工程血管移植物 (TEVG)化学研究ღღ★。最近ღღ★，合成纳米复合聚合物被采用ღღ★。静电纺丝（例如 Scitech Medical 的 Solaris SG）ღღ★、铸造和 Langmuir-Blodgett 技术ღღ★、逐层组装和聚合物套管编织是制造低轮廓覆盖膜的部分技术ღღ★。

　　生物结合可改善原生主动脉与植入的 SG 之间的附着性ღღ★，并带来良好的长期顺应性ღღ★，即使在有角度或较短的着床区也是如此ღღ★。生物支架由金属支架夹在 TEVG 上或与 TEVG 连接组成ღღ★，旨在改善术后效果（如无移植物感染或主动脉瘘形成的风险ღღ★，以及早期内皮化带来的抗血栓形成性）ღღ★。

　　为了提高整体密封性能ღღ★，开发了一种独特的移植物系统ღღ★，将可降解的聚乙二醇（PGAღღ★，芯）和不可降解的 PET（鞘）纤维复合在一起（图 5a）ღღ★。这种结构促进了主动脉壁组织向移植物纤维的生长ღღ★，有效避免了移植物后期移位和移植物后的内漏ღღ★。PET/PGA 和 PET 移植物具有相似的机械性能（即拉伸强度和柔韧性）ღღ★，但 PET/PGA 移植物的透水性更好ღღ★。PGA 纤维在动物体内降解两个月后ღღ★，生物可吸收丝被宿主组织（包括 α-SMA 阳性细胞和其他宿主细胞的混合物）取代（图 5a）ღღ★。

　　图 5. 覆膜支架ღღ★。a) 具有复合移植物结构的 SGღღ★。(i) 具有由 PET 和 PGA 细丝制成的双层纱线的移植物编织结构以及双层经纱的 SEM 图像（比例尺ღღ★：1 毫米）ღღ★。(ii) 植入两个月后 PET/PGA 和 PET 移植物的管腔表面（比例尺ღღ★：5 毫米）ღღ★。(iii) 植入两个月后对移植的 SG 进行组织学评估ღღ★，用 α-平滑肌肌动蛋白 (α-SMA) 染色（顶部ღღ★：薄壁编织聚酯移植物ღღ★，底部ღღ★：PET/PGA 移植物ღღ★，比例尺ღღ★：100 µm）ღღ★。(iv) PET/PGA 和聚酯移植物细胞活力ღღ★，以平均细胞数/mm^(−2) 表示ღღ★。b) BioSGღღ★。(i) 通过组装自膨胀支架和圆柱形丙烯酸棒生产的 BioSGღღ★。四个星期后ღღ★，模具完全被小猎犬的结缔组织覆盖ღღ★。（ii）BioSG 横截面的组织学图像ღღ★，支架支柱已完全融入结缔组织（用苏木精-伊红染色）（比例尺ღღ★：5mm（顶部）ღღ★，100 µm（底部））ღღ★。c）BioSG 植入 30 天后ღღ★，移植物管腔内表面平坦ღღ★，无血栓形成ღღ★，BioSG 壁与原生主动脉紧密结合ღღ★。

　　BioSG 于 2015 年通过利用人体封装异物的能力开发出来（图 5b）ღღ★。在比格犬身上制作背部皮下袋ღღ★，然后在麻醉下将支架模具放入每个袋中ღღ★。四周后获得的 BioSG 显示支架被结缔组织完全包裹ღღ★，并有明显的新血管形成ღღ★。尽管 BioSG 的外形很小ღღ★，但其弹性模量几乎是原生比格犬腹主动脉的两倍ღღ★。接下来ღღ★，使用 10-Fr 输送鞘将 BioSG 作为同种异体移植物通过另外三只比格犬的股动脉植入肾下腹主动脉（图 5c）ღღ★。植入一个月后ღღ★，未检测到狭窄或动脉瘤变化ღღ★。他们观察到 BioSG 的管腔表面完全被新生内膜组织覆盖ღღ★，包括内皮化ღღ★，没有任何血栓形成ღღ★。

　　降解现象对于体内医疗应用至关重要ღღ★。尽管“可生物降解”ღღ★、“可生物吸收”和“可生物吸收”这些术语经常互换使用ღღ★，但“可生物降解”一词在这里可能更合适ღღ★，因为降解是一些可植入产品中发生的主要过程ღღ★。然而ღღ★，可生物吸收的产品注定会被完全吸收ღღ★，不会产生任何副产品ღღ★。可生物降解的装置可以消除手术干预的需要ღღ★，并避免与永久性装置相关的可能长期健康风险ღღ★。虽然可生物降解的聚合物（例如天然和合成的）由于其较弱的机械性能而在临床试验中表现出次优性能ღღ★，但可生物降解的金属已进入临床领域ღღ★，并通过不会引发明显炎症反应的无毒副产品取得了令人鼓舞的结果ღღ★。

　　提出了可生物降解支架的概念ღღ★，以便随着时间的推移重新吸收并恢复原生血管功能ღღ★。这种支架必须保持机械完整性 3 至 6 个月ღღ★，并在体内 12 至 24 个月内降解（即降解率 0.02 毫米/年）ღღ★，并且具有生物相容性（即无毒ღღ★、无有害副产物ღღ★、无炎症反应）ღღ★。聚（l-乳酸）(PLLA)ღღ★、去氨基酪氨酸聚碳酸酯聚合物ღღ★、水杨酸酯ღღ★、聚己内酯 (PCL) 和聚（乳酸-乙醇酸）(PLGA) 等合成聚合物已被用作支架材料ღღ★。对于涂层ღღ★，由于聚（d,l-乳酸）(PDLLA)ღღ★、PLGA 和 PLLA 广泛用于药物输送ღღ★，因此涂层由它们制成ღღ★。然而ღღ★，由于聚合物的机械性能较弱ღღ★，人们的注意力转向了可生物降解的金属支架ღღ★。据称ღღ★，由于金属在体内以生物离子的形式存在ღღ★，因此含有此类金属的植入装置会腐蚀其副产物ღღ★，通过安全代谢避免全身毒性ღღ★。由于其良好的临床效果ღღ★，镁基ღღ★、铁基和锌基合金已被用作金属支架ღღ★。合金化ღღ★、微观结构设计和涂层是增强可生物降解支架材料性能的可靠方法ღღ★，可控制机械性能和腐蚀特性ღღ★。

　　最近有人尝试开发用于动脉瘤修复的可生物降解覆膜支架ღღ★。在兔颈总动脉 (CCA) 中研究了镁合金覆膜支架在动脉瘤模型中的长期 (12 个月) 疗效ღღ★，据称与商业同类产品相比具有明显的优势ღღ★。在最近一项研究完全可生物降解 SG 效率的研究中ღღ★，开发了四种不同的可生物降解 SG 并在动物研究中进行了测试（例如猪和兔子）ღღ★。他们报告了令人鼓舞的体内结果ღღ★，该系统采用完全可生物降解的系统（电纺移植物和镁支架）ღღ★，具有良好的再狭窄率和通畅率ღღ★。

　　使用 SG 进行主动脉疾病的血管内治疗的主要缺点是再次干预率高ღღ★，这主要是由于与设备相关的并发症ღღ★，例如内漏ღღ★、移位ღღ★、设备完整性ღღ★、肢体阻塞和移植物感染ღღ★。全面了解 SG 的设计ღღ★、材料和制造工艺可以更好地了解并发症的发生率ღღ★，从而开发出更稳定的 SG 并获得更好的临床结果ღღ★。

　　成功的主动脉瘤疾病血管内修复取决于将患病区域与体循环正确隔离ღღ★。不完全排除会导致囊内但在 SG 外的血流持续存在ღღ★，这可能会逐渐增加囊压ღღ★，导致扩张并增加再次破裂的风险ღღ★。内漏有五种类型ღღ★，根据 SG 区域与血液循环之间的沟通来源不同ღღ★，它们彼此之间有所差异ღღ★：在 I 型内漏中ღღ★，由于近端（Ia 型）或远端附着点（Ib 型）或髂骨封堵器塞周围密封不充分（Ic 型）ღღ★，血液会在血管壁和 SG 之间流动ღღ★。II 型内漏是由于血液通过通畅的主动脉侧支血管（如内脏动脉和腰动脉）持续流入和流出残留动脉瘤囊所致ღღ★。III 型内漏是由于 SG 的结构性故障导致的ღღ★，其中血液会流过移植物缺损ღღ★，例如模块断开（IIIa 型）或织物撕裂（IIIb 型）ღღ★。当血液流过移植物壁时ღღ★，会发生 IV 型内漏ღღ★，这是由于移植物材料的高孔隙率ღღ★，有时是由于将移植物材料固定在支架上的大量缝合孔ღღ★。V 型内漏与持续残留的动脉瘤囊扩张有关ღღ★，没有明显渗漏的证据ღღ★，称为内张力ღღ★，在 ePTFE 移植物中经常报告ღღ★。术语“内漏”也可以定义为 TBAD 病例中的血管内修复ღღ★。内漏大多发生在 EVAR 后ღღ★，15% 至 30% 的患者在前 30 天内报告ღღ★，而 TEVAR 后较少见ღღ★，4% 至 15% 的患者报告ღღ★。11% 至 25% 的患者在 EVAR 后因内漏而需要额外干预ღღ★。

　　流经主动脉的血流具有脉动特性ღღ★，会对 SG 施加向下的力ღღ★。当位移力超过摩擦力时ღღ★，就会发生 SG 迁移ღღ★，定义为 SG 从原始位置向近端位移超过 5 至 10 毫米ღღ★。据报道ღღ★，在 TEVAR 术后 1 年内ღღ★，1% 至 2.8% 的患者和 1% 至 10% 的 EVAR 患者会出现装置移位ღღ★。SG 移位的风险会随着时间的推移而增加ღღ★，并可能导致血流紊乱返回患病区域ღღ★，从而再次增加破裂的风险ღღ★，这通常需要紧急治疗ღღ★。如果不及时治疗ღღ★，即使位移很小ღღ★，也会导致扭结或阻塞ღღ★。严重的颈部成角ღღ★、短着陆区ღღ★、近端密封不充分和短重叠被认为是早期装置移位的主要原因ღღ★。此外ღღ★，主动脉颈部疾病的持续进展可能导致随着时间的推移缓慢扩张ღღ★，可能由于 SG 内部的径向力而加剧ღღ★，从而导致移位和 Ia 型内漏ღღ★。

　　SG 和其他植入物一样ღღ★，存在感染风险ღღ★。它们通常表现出较低的细菌抗性和较高的细菌粘附性ღღ★，后者取决于 SG 密封长度和 SG 表面的内皮化程度ღღ★。动脉瘤囊内血栓内的细菌被排除在管腔血液循环之外ღღ★，但不会被排除在血管血管或淋巴循环之外ღღ★。SG 感染的可能原因是围手术期污染ღღ★、血源性播散ღღ★、机械侵蚀（例如进入上覆十二指肠）和二次干预ღღ★。感染是血管外科手术中最具挑战性和威胁性的并发症之一ღღ★，可能导致移植物/动脉界面破裂ღღ★、出血或败血症ღღ★。在 EVAR 后ღღ★，0.4% 至 3% 的患者观察到 SG 感染ღღ★。由于死亡率和发病率高ღღ★，完全切除 SG 是治愈的唯一希望ღღ★，但死亡率非常高ღღ★，从 25% 到 50% 不等ღღ★。

　　SG 的感染风险也与机械侵蚀有关ღღ★，机械侵蚀可能是由于异物通过炎症（即异物反应）发生生化变性而导致的ღღ★。由于腐蚀而向周围组织释放过多的金属离子会改变局部组织环境ღღ★，促进炎症反应ღღ★，尽管与感染的联系尚不清楚ღღ★。无论哪种方式ღღ★，金属离子的释放都可能加速脓毒环境中的降解速度ღღ★，导致设备后期故障ღღ★。最重要的是ღღ★，镍钛合金植入物中约一半的元素成分是镍ღღ★，不同剂量的镍都会引起过敏反应ღღ★、致癌性和肾毒性ღღ★。

　　脉动血流会导致主动脉 SG 疲劳负荷ღღ★，从而危及设备的完整性ღღ★。移植物和组件分离缺陷可能表现为移植物织物撕裂ღღ★、缝合线断裂和支架/钩/倒钩断裂ღღ★。此外ღღ★，所有模块化 SG 都依赖于重叠组件之间的摩擦力和径向力ღღ★，如果没有这些摩擦力和径向力ღღ★，结构的完整性可能会随着时间的推移而消失ღღ★。弯曲的解剖结构或 SG 尺寸过大也会导致设备内折或塌陷ღღ★，从而影响设备的完整性ღღ★。

　　顺应性在理论上是圆柱形导管直径在舒张压和收缩压之间的百分比变化ღღ★。天然血管的动态顺应性与血压成反比ღღ★，其中一些可能会对内皮功能障碍和由此导致的动脉粥样硬化的发展产生影响ღღ★。同时ღღ★，SG 的放置可能会导致顺应性更严重的下降ღღ★，从而增加设备因反复的血流动力学变化而导致设备耐久性降低而导致设备故障的风险ღღ★。此外ღღ★，由于血流动力学改变ღღ★，再狭窄往往会导致顺应性不匹配的区域ღღ★，尤其是在小动脉中ღღ★。

　　EVAR 中移植物闭塞或血栓形成的潜在机制主要是由于无支撑 SG 肢体扭结ღღ★、尺寸过大（超过 15%）以及 SG 肢体延伸到外髂动脉ღღ★。然而ღღ★，晚期肢体闭塞可能伴有 SG 组件的移位和脱位ღღ★，从而导致严重的血流动力学紊乱ღღ★，并最终导致肢体或整个 SG 血栓形成ღღ★，这可能导致急性下肢缺血ღღ★。据观察ღღ★，SG 从远端或近端锚定点移位会导致植入后装置扭结ღღ★。由于手风琴效应ღღ★，扭结也可能以内折的形式出现ღღ★，这是由于在部署装置期间故意向前施加压力以确保分支起点不会被无意阻塞ღღ★。囊减压后ღღ★，解剖和动脉瘤形态的变化（如残留囊收缩）也可能导致晚期扭结ღღ★。髂骨成角（超过 60°）和广泛的髂骨曲折会增加部署期间早期扭结的风险ღღ★。早期研究报告称ღღ★，在 4 年随访后ღღ★，扭结的发生率要高得多ღღ★，超过 50%ღღ★。然而ღღ★，SG 技术的改进已将 EVAR 后的扭结/闭塞率限制在 2% 至 4% 之间ღღ★。

　　SG 的质量可以根据其指定的主要目标进行检查ღღ★：生物耐久性ღღ★、生物相容性和生物功能性ღღ★。SG 应表现出无可争议的生物耐久性ღღ★，旨在通过终身性能延长患者的预期寿命ღღ★，并且当其确保抗疲劳性ღღ★、耐磨性和耐腐蚀性时ღღ★，被认为是生物耐久的ღღ★。SG 还必须具有生物相容性ღღ★，以避免可能危害患者健康的副作用ღღ★，即化学生物稳定ღღ★、无毒ღღ★、无过敏性或致癌性ღღ★，以及不促进血栓形成或溶血ღღ★。生物功能性是另一个描述符ღღ★，代表设备预期的中长期临床性能ღღ★。正如之前通过外植体研究发现的那样ღღ★，制造商通过使用化学稳定性更高的材料ღღ★、优化的设计和高效的部署系统提高了 SG 的质量ღღ★。尽管有如此完善的外植体计划ღღ★，但仍需要更多地整合材料和生产的工程知识ღღ★，以更深入地了解 SG 在体内失效的原因ღღ★。在这里ღღ★，我们利用来自外植体研究的现有文献ღღ★，基于这三个主要目标对 SG 的失效模式进行了分析和批判ღღ★。

　　织物损坏是首要关注的问题之一ღღ★。根据最近的外植体分析ღღ★，织物失效的两个主要原因是压缩和磨损ღღ★。由于血管内治疗中输送程序的性质ღღ★，像 SG 这样的医疗植入物在导管上径向压缩成较小的尺寸ღღ★。如果变形侵犯了材料的弹性极限ღღ★，而纺织材料受到严重应力ღღ★，则移植物表面会出现由于局部折痕（即由于纤维的延展变形而导致的弯曲或卷曲现象）而产生的永久性皱纹ღღ★。纺织结构由于弯曲而变得局部脆弱ღღ★，而纤维的抵抗力较差ღღ★，尤其是在与支架和缝合线接触的区域和父母换着玩ღღ★，在严重卷曲条件下最终会出现孔洞和撕裂ღღ★。此外ღღ★，血液的循环运动会在不同部位之间造成磨损ღღ★。周期性应力过程是由纺织膜ღღ★、缝合线ღღ★、框架段或其他磨损元素（如血管组织中的钙化）的相对运动产生的ღღ★。鉴于金属部件的耐久性更强ღღ★，聚合物部分（如织物和缝合线）首先失效ღღ★。结果是 SG 在织物内出现孔洞和撕裂ღღ★，并且随着时间的推移会蔓延ღღ★。

　　缝合线作为固定单元也可能是 SG 塌陷的中心ღღ★，主要表现为由于磨损而连续切断的几个结ღღ★。一旦支架段和缝合线之间的一个缝合线在磨损后断裂ღღ★，更显著的类似运动可能会蔓延相邻结的脱落ღღ★。这可能导致织物和支架局部分离ღღ★。时间也是移植物失败的另一个决定因素ღღ★，因为降解会逐渐削弱材料ღღ★。在外植体研究中观察到了不同程度的缺陷ღღ★，因为固定镍钛合金丝的缝合线上存在纵向变形和应力集中ღღ★，特别是在垂直杆和支架之间的接触处ღღ★。

　　由于持续的周期性加载ღღ★、卸载和变形ღღ★，金属段的失效表现为应变硬化和断裂（例如裂纹）ღღ★，这是 SG 崩溃的警示点ღღ★。缺陷可能发生在局部应力区域ღღ★、应变ღღ★、表面不规则和不对称负载中壹定发官方网站ღღ★，ღღ★。当镍钛合金支架丝的机械性能因不同形式的不可预测的腐蚀而恶化时ღღ★，损坏会变得更加明显ღღ★。点蚀可能以由粘附的细菌或成纤维细胞和金属离子的电流流动引起的电化学过程的形式出现ღღ★。其他形式的腐蚀是在大多数移植的 SG 中观察到的凹坑或大而形状不规则的表面变化ღღ★。非超弹性氧化层可能在大应变（即正向和反向机械应变）下破裂ღღ★，从而为富镍暴露阶段在体内环境中形成管道ღღ★。虽然很少见ღღ★，但由于潮湿环境ღღ★、支架丝的不同材料类型以及用于形成连接器的严格压制工艺等因素ღღ★，支架丝连接处也可能发生电化学腐蚀ღღ★。据称ღღ★，这种现象可能会随着时间的推移而加剧ღღ★，但至少在早期不会对整个设备的完整性造成重大损害ღღ★。此外ღღ★，疲劳断裂通常始于通过回收的心血管植入物中发现的高镍含量检测到的表面异质性ღღ★。例如ღღ★，疲劳的潜在位置是顶点处的锐角ღღ★，框架在此弯曲以形成支柱ღღ★。

　　材料的选择和加工是制造生物耐久性 SG 的关键因素ღღ★。降解分析有助于在制造前了解所选材料的生物耐久性ღღ★，其中材料降解率在技术上是导致并发症的主要原因和父母换着玩ღღ★，并使患者面临风险ღღ★。理论上ღღ★，SG 可以在体内运行超过十年而无需任何二次干预ღღ★。据报道ღღ★，Zenith SG 的无再干预生存率为 16 年时的 70%ღღ★。

　　高镍释放现象是由于表面处理不足（例如钝化过程）和不受控制的热处理造成的ღღ★，这导致大多数商用 SG 的耐腐蚀性降低ღღ★。由于镍钛合金支架易断裂ღღ★，更好的抛光可消除表面凹陷ღღ★，而更优的支架设计可将应变控制在可容忍的范围内ღღ★。表面处理如机械和电解抛光ღღ★、喷砂ღღ★、化学蚀刻和氧化已被建议用于增强耐腐蚀性ღღ★。其他更安全的替代方法ღღ★，如用聚合物（例如 PUღღ★、PTFE）涂覆表面和电镀已被使用ღღ★。然而ღღ★，由于“香蕉皮”或涂层剥落现象ღღ★，应仔细监测体内反应ღღ★。

　　虽然材料系统是金属部件生物耐久性更好的决定因素ღღ★，但据报道设计优化可以提高耐久性ღღ★。通过为镍钛合金支架设计生成不同的单元几何形状进行拓扑优化ღღ★，通过控制脉动血压和径向支撑力引起的应变变化来提高疲劳寿命ღღ★，从而提高主动脉 SG 对 AAA 治疗的效率ღღ★。根据参数分析ღღ★，与目前的支架设计相比ღღ★，所提出的无应力集中晶格表现出优异的锚固性能并降低了疲劳失效的风险ღღ★。

　　关键区域的机械加固也很有用ღღ★。提出了一种具有加固区域的新型织物设计ღღ★，以提高耐用性ღღ★，防止织物磨损ღღ★，从而减少内漏（III 型和 V 型）的发生ღღ★，这种内漏以前甚至通过 M 形支架重新配置也未能消除ღღ★。加固区域被认为是尖锐顶点（Z 形支架）附近以及折叠和折痕占主导地位的两个相邻环之间的区域ღღ★。与商用平纹织物相比ღღ★，具有局部加固区域的织物具有更好的机械性能（例如拉伸和破裂应力）和抗疲劳性ღღ★。

　　织物结构也是增强生物耐久性的重要因素ღღ★，纱线组织可能导致快速恶化并最终破坏移植物完整性ღღ★。例如ღღ★，单丝纱线可能很快失效ღღ★，而多丝纱线不易损坏ღღ★。

　　虽然尚未对主动脉 SG 进行详细研究ღღ★，但长期来看ღღ★，许多植入式医疗设备都会发生蠕变失效ღღ★。蠕变是由于永久应力导致的材料变形ღღ★，如果不加以控制ღღ★，可能会导致材料坍塌ღღ★。一种可能的解释是ღღ★，当体内开始降解时ღღ★，物理老化和水解会同时削弱 SGღღ★，从而产生抗蠕变性ღღ★。

　　一旦植入 SGღღ★，就应设计成避免蠕变失效的方式ღღ★。SG 必须具有足够的径向强度来抵消血管弹性回缩和脉压周期性负荷ღღ★。否则ღღ★，血管通畅性可能会受到影响ღღ★，密封性可能会丧失ღღ★，从而带来潜在的并发症ღღ★，如移位ღღ★、顺应性不匹配ღღ★、血栓形成或血管破裂ღღ★。从长远来看ღღ★，降解最终会导致 SG 破裂ღღ★，设备副产品可能会进入血液ღღ★。因此ღღ★，部件在降解过程中必须表现出足够的抗蠕变性ღღ★，不仅可以减少设备的逐渐回缩ღღ★，还可以避免对患者健康造成临床风险ღღ★。生物降解材料在蠕变后失效中也可能发生疲劳失效ღღ★。

　　一些商用 SG 通过了体外蠕变试验ღღ★。该试验评估移植物与支架（以及支架与移植物）连接的长期耐久性ღღ★；该装置必须在相当于 10 年后承受 320 mmHg 的瞬时高血压生理临床压力ღღ★，同时保持相当于 110 mmHg 的生理临床压力的负载ღღ★。

　　任何植入材料都需要具有足够的抗体内开裂或断裂能力ღღ★。植入物失去功能的最重要机制是应力腐蚀开裂ღღ★。虽然没有详细探讨ღღ★，但 SG 的可能失效模式之一是应力腐蚀开裂ღღ★，这是由于拉伸应力和腐蚀环境（即富含氯化物的生物环境）的综合影响而发生的ღღ★。

　　如详细讨论的那样ღღ★，电解行为的腐蚀过程会释放离子ღღ★。腐蚀可能是离子与金属生物材料表面发生电化学反应的结果ღღ★，这可能导致炎症ღღ★、组织恶化和设备机械性能减弱ღღ★。除此之外ღღ★，支架还会因与移植物或血管接触（取决于 SG 设计）ღღ★、血流和支架扩张时施加的压力而受到应力ღღ★。这两者同时发生会增加应力腐蚀开裂现象的可能性ღღ★。

　　织物微结构可通过避免细胞相互作用来改变 SG 的整体生物相容性ღღ★。在检索到的临床 SG 病例之一中ღღ★，观察到通过单丝纱线编织结构不会通过移植物壁（内部和外部胶囊之间）进行细胞内通讯ღღ★。

　　金属部分的腐蚀可归因于生物因素ღღ★，进而对整个装置的体内稳定性产生负面影响ღღ★。由于炎症细胞释放氧化因子ღღ★，如自由基ღღ★、氢过氧化物和活性氧物质ღღ★，环境应力开裂（即材料降解）可能会在体内加速ღღ★。观察到ღღ★，尽管 SG 的管腔侧没有可检测到的内皮化ღღ★，但炎症细胞仍然丰富ღღ★，即使在部署四年后也是如此ღღ★，这是持续性急性炎症的征兆ღღ★。

　　虽然在主动脉（大血管）中尚未广泛报道由于纤维和细胞物质在 SG 表面积聚而导致管腔变窄ღღ★，但在较小的动脉中观察到了不同的反应ღღ★。据报道ღღ★，小型 SG 因生物相容性差而对宿主动脉产生不良反应ღღ★，因此通畅性是主要问题ღღ★。例如ღღ★，在猪模型中观察到 PU 和 PET 等合成聚合物导致小动脉阻塞并出现严重炎症反应ღღ★。据信ღღ★，与生产阶段留下的材料残留物（如重金属ღღ★、低聚物ღღ★、抗氧化剂ღღ★、含氮芳香族化合物）相关的局部毒性反应可能是原因ღღ★。

　　通过适当设计织物结构ღღ★，可以改善密封区的生物相容性ღღ★。例如ღღ★，多丝纱线编织结构可提供轻微的包封ღღ★，而针织结构可促进组织侵占ღღ★。此外ღღ★，移植物孔隙率的优化可以改善移植物管腔侧的内皮化ღღ★。生物密封的概念是内皮化将减少移植物血液相互作用的不良后果ღღ★，现在人们认为这对于避免晚期管腔血栓形成至关重要ღღ★。

　　移植物和支架表面的化学性质在调节细胞-材料相互作用以促进生物相容性方面起着重要作用ღღ★。后表面处理被认为是针对支架腐蚀的ღღ★，而移植物表面的常见做法是在其上预涂所需蛋白质（例如胶原蛋白ღღ★、纤连蛋白和层粘连蛋白）或将蛋白质混合在聚合物基质中ღღ★。此外ღღ★，血管生成生长因子可以通过加速内皮化来增强移植物表面的生物化学壹定发改成什么平台了ღღ★。仿生学（例如ღღ★，用模拟细胞膜的磷脂涂覆表面）也可能降低异物反应的强度ღღ★，从而提高生物相容性ღღ★。

　　还可以通过表面改性来改善生物相容性ღღ★，即通过调节血流对装置腔内表面的剪切应力来产生健康的新生内膜并降低动脉粥样硬化的风险ღღ★。当剪切应力大于内皮细胞的粘附强度时ღღ★，表面功能将发生扭曲ღღ★，从而产生促血栓形成表面ღღ★。此外ღღ★，开发具有血液相容性界面的移植物结构至关重要ღღ★，通过这种结构ღღ★，表面设计应促进内皮单层的形成ღღ★，从而减少血栓形成ღღ★。内膜中稳定的内皮细胞单层产生抗凝因子ღღ★，阻止进一步的血栓形成ღღ★。因此ღღ★，生成复制细胞外基质 (ECM) 纳米到微米级的聚合物结构是调节粘附细胞行为的一种行之有效的方法ღღ★。因此ღღ★，基质表面形貌（即多孔表面）是许多关键内皮细胞行为的关键调节器ღღ★，包括体外培养期间的粘附ღღ★、迁移ღღ★、增殖和基因表达ღღ★。在所有已建立的制造技术中ღღ★，电纺支架的纤维性质更接近细胞的 ECM 原生环境ღღ★。然而ღღ★，目前的纹理设计几十年来都没有进步ღღ★，无论是在编织还是非纺织方法中ღღ★。这可能是由于使用传统的制造方法无法制造复杂的设计结构ღღ★。

　　据报道ღღ★，由于功能性差ღღ★，会出现各种故障模式ღღ★。僵硬ღღ★、不可移动的支架顶端与上覆的柔软可移动移植物材料之间的重复运动会侵蚀较软的部件ღღ★。因此ღღ★，确保支架和移植物作为一个单元同时移动是创建柔性 SG 的重要步骤ღღ★。根据对不同设计功能的比较分析ღღ★，Z 型支架在疲劳试验中表现出相当低的屈曲耐久极限ღღ★。相邻环的顶端之间的接触会导致织物损坏ღღ★。相反ღღ★，环形支架不会导致聚合物织物出现任何明显磨损ღღ★，使其成为复杂病例的理想选择ღღ★，可降低撕裂和破洞的可能性ღღ★。然而ღღ★，环形设计因织物起皱和随之而来的湍流而导致血栓形成的风险增加尚未完全了解ღღ★。

　　顺应性是与 SG 柔韧性差相关的复杂问题之一ღღ★，SG 无法适应复杂的解剖结构ღღ★，而复杂的解剖结构通常涉及钙化ღღ★、曲折或狭窄的血管ღღ★、着陆区不足ღღ★、颈部角度高或存在血栓ღღ★。从理论上讲ღღ★，顺应性的降低会影响动脉壁的血流模式和冯·米塞斯应力ღღ★，从而引发动脉功能障碍和病理生理ღღ★，例如新生内膜增生ღღ★。移植的 SG 分析表明ღღ★，一层假内膜覆盖了早期 SG 的大部分内表面ღღ★。然而ღღ★，在扭结区域ღღ★，覆盖物可能很薄或断裂ღღ★，露出裸露的支架线和外部聚酯纺织品ღღ★，这可能是晚期闭塞的原因ღღ★。最重要的是ღღ★，由于主动脉弓等区域的顺应性不匹配ღღ★，潜在的“鸟嘴”风险（即近端 SG 的畸形放置ღღ★，其中装置和壁之间形成楔形间隙）很高ღღ★。

　　SG 微结构的设计变化可能会对柔韧性产生负面影响ღღ★。通过测量弯曲力和回弹力ღღ★，研究了 SG 结构与柔韧性之间的关系ღღ★，以了解当前支架形状为何表现出较弱的稳定性ღღ★、密封性和输送精度ღღ★。观察到结构因素（如由于纤维间摩擦而导致的能量损失ღღ★、应力-应变纤维行为和镍钛合金支架变形）会影响柔韧性ღღ★。

　　此外ღღ★，SG 在成角区域的持续扭曲和弯曲会导致着陆区摩擦力损失ღღ★，从而失去适当的密封壹定发改成什么平台了ღღ★。扭曲可能会进一步改变整个装置的长度ღღ★，而弯曲可能会导致织物撕裂或支架断裂ღღ★。总之ღღ★，支架区域可能会在成角的主动脉中拉长ღღ★，模块化 SG 可能会断开连接ღღ★，从而导致 III 型内漏ღღ★。这受到高节段间滑动系数的影响ღღ★，其中 SG 组件没有太多重叠ღღ★。

　　SG 应通过模仿主动脉的机械和生物特性来承受动态环境ღღ★，从而提高患者的预期寿命ღღ★。然而ღღ★，目前的设备无法调整其结构和功能以响应环境ღღ★。理想情况下ღღ★，结构应表现出功能性体内灵活性ღღ★，以减少流动阻力和压降ღღ★，同时保持与宿主动脉的充分密封ღღ★。

　　有利的颈部解剖结构和在目标区域内技术上准确的部署是关键的初始密封要求ღღ★，是设计成功的生物功能的标志ღღ★，它为任何渗漏到动脉瘤囊中提供了永久的周向屏障ღღ★。技术上的成功来自适当的 SG 过大尺寸和优化的支架径向力ღღ★。虽然适当的过大尺寸量通常仅根据血管直径计算ღღ★，但由于着陆区存在异质组织而导致的患病血管壁意味着径向力是一个复杂的元素ღღ★，需要根据每个患者进行精确确定ღღ★。这变得更加突出ღღ★，特别是在存在血栓和钙化的情况下ღღ★，较差的径向力会导致颈部随着时间的推移而扩张ღღ★，导致早期移位ღღ★，如果不治疗ღღ★，还会导致晚期内漏ღღ★。

　　我们在商用 SG 结构中不再看到柱状杆ღღ★，而增强的柱状刚度提供了足够的纵向位移阻力并更好地定位 SGღღ★。柱状刚度目前通过正确的支架间距和织物刚度进行调整ღღ★。

　　重叠区域的组件间密封是通过适当的摩擦ღღ★、径向力和足够的表面接触获得的另一个重要密封元素ღღ★。正确的锥形设计/比率（例如锥形或反向锥形 SG）是成功密封治疗诸如主动脉夹层等疾病的基础ღღ★，其中直径变化以避免潜在的迁移情况ღღ★。

　　体内灵活性是一个广义的术语ღღ★，可以解决顺应性问题ღღ★。提供与原生动脉的紧密顺应性是一项具有挑战性的任务ღღ★，目前的技术不太可能解决这个问题ღღ★。当前的解决方案包括将抗增殖药物纳入设备（以限制平滑肌细胞过度增殖导致管腔面积变窄的机会）以及进一步研究模仿原生血管的分层结构ღღ★。最近ღღ★，我们尝试通过改进支架设计来提高柔韧性ღღ★，结果发现ღღ★，Z 型支架结构具有较长的支架间距和较大的支架顶角（每个环的支架数量较少）ღღ★，因此获得了最佳的柔韧性ღღ★，这主要是因为在每个环的支架数量相同的情况下ღღ★，力较小ღღ★。与 M 型支架移植物不同ღღ★，Z 型支架移植物可以帮助降低刚性ღღ★，因为在每个环的支架数量相同的情况下ღღ★，Z 型支架移植物中的连续织物数量更多ღღ★。材料变化也可能有助于控制顺应性ღღ★。例如ღღ★，PET 和 PU 移植物表现出 15 倍的顺应性增加ღღ★；然而ღღ★，尽管在顺应性匹配区域取得了令人鼓舞的结果ღღ★，但在其他地方仍观察到再狭窄ღღ★。因此ღღ★，最佳顺应性很复杂ღღ★，并且不同患者的血压不同ღღ★，这进一步加剧了这种情况ღღ★。

　　尽管近年来已经开发了许多商业设备来限制并发症ღღ★，但不幸的是ღღ★，使用传统方法仍然很难实现功能ღღ★。希望最近的技术进步能够支持下一代 SG 的发展ღღ★，为所有患者的复杂主动脉疾病的治疗提供启示ღღ★。因此ღღ★，该领域的科学家应该获得全面的多学科知识ღღ★，以创造实用的血管内植入物ღღ★。

　　折纸ღღ★，即折纸艺术ღღ★，是所有折叠实践的包容性术语ღღ★。随着形状可变架构的最新进展ღღ★，折纸已进入医疗设备设计领域ღღ★，并可应用于 SG 架构以实现低插入轮廓ღღ★。折叠模式的一个令人兴奋的方面是它使 SG 纵向和径向折叠和展开ღღ★，确保增强的灵活性ღღ★。2006 年ღღ★，圆柱形管被分成一系列相同的元素ღღ★，其中的“山丘和山谷”充当铰链ღღ★，能够纵向和径向操纵（图 6a）ღღ★。开发的 SG 由富镍 TiNi 形状记忆合金制成ღღ★，可在体温下植入ღღ★，通过体温调节和超塑性可触发卷曲的折纸形状ღღ★。采用类似的方法ღღ★，第一个实用的折纸 SG 于 2012 年开发ღღ★，具有可折叠的无缝自膨胀 SGღღ★，由聚合物纳米复合材料（多面体低聚倍半硅氧烷-聚（碳酸酯-脲）聚氨酯）和镍钛合金支架组成（图 6b）ღღ★。制造的 SG 表现出优异的性能ღღ★，如顺应性ღღ★、粘弹性ღღ★、抗血栓形成性和 MRI 兼容性ღღ★。然而ღღ★，尽管采用了折纸方法ღღ★，但这种设计在架构和制造工艺方面缺乏显著的改进ღღ★，因为结构不符合严重卷曲的部署条件ღღ★。

　　图 6. 生产下一代 SG 的潜在设计方法ღღ★。a) 金属折纸 SGღღ★、TiNi 箔 SGღღ★；b) 采用新型聚合物材料的折纸 SGღღ★。(iღღ★、ii) 完全展开的形状和经过修改的设计ღღ★，具有较少的敌对行为ღღ★；c) 帝王蝶毛虫的仿生设计ღღ★。(i) 基于弹簧质量模型的角质层分段构造（纵向刚度常数分别通过 kadღღ★、ktdღღ★、ktv 和 kav 表示ღღ★，它们分别是背腹ღღ★、背胸ღღ★、腹胸和腹腹弹簧因子）ღღ★；(iiღღ★、iii) 有和没有 PU 移植物覆盖的 SG 的结构几何形状ღღ★。

　　仿生学意味着使用自然发生的原理（例如海洋生物的运动）来解决人类的设计挑战ღღ★，并在创造先进医疗设备方面取得了成功ღღ★。例如ღღ★，仿生医疗设备设计在软体机器人领域展现出巨大潜力ღღ★，例如章鱼触手ღღ★、象鼻ღღ★、鱿鱼触手和父母换着玩ღღ★、蛇的运动动力学ღღ★，甚至从壁虎的脚垫设计生物医学聚合物系统ღღ★。最近ღღ★，从分离的大鼠组织（即新生大鼠心室心肌细胞）和硅聚合物开发出一种人工组织结构ღღ★，以模仿水母的游泳行为ღღ★，在心血管和肌肉泵以及心脏起搏器的开发中具有潜在应用ღღ★。受猪笼草的启发ღღ★，提出了一种光滑ღღ★、注入液体的多孔表面来解决设备上的血管凝结问题ღღ★。开发的非粘性抗血栓界面在植入猪体内后可阻止血栓形成长达 8 小时以上ღღ★。在 SG 的背景下ღღ★，受毛毛虫表皮的启发ღღ★，2014 年开发了一种具有良好生物力学特性的新型水骨架 SG 设计ღღ★。该设计基于结构分段ღღ★，旨在控制设备迁移ღღ★。改进的结构可延展性水平优化了体积柔顺性ღღ★、径向柔顺性ღღ★、彼得森弹性模量和刚度指数等特征ღღ★。所提出的 SG 设计更好地匹配了原生主动脉生物力学ღღ★，并且显著超越了商用 Z 型 SG 的性能特征（图 6c）ღღ★。

　　智能材料ღღ★，也称为智能或响应性材料ღღ★，具有行为多样性的潜力ღღ★，可能推动下一代 SG 取得重大进展ღღ★。这些材料被设计为具有一种或多种特性ღღ★，可以通过外部刺激（如压力ღღ★、湿度ღღ★、电场或磁场ღღ★、光ღღ★、温度ღღ★、pH 值或化合物）以受控方式进行转换ღღ★。这些转变可能是可逆和可重复的ღღ★，这为设计更智能的设备开辟了新途径ღღ★。

　　作为一种智能材料ღღ★，形状记忆材料 (SMM) 有可能被转变并固定在临时形状中ღღ★，如果受到适当的刺激（例如热ღღ★、光ღღ★、pH 值等）ღღ★，它们就会从中恢复其原始形状ღღ★。形状改变过程是通过机械变形预先编程形状以固定临时形状来实现的ღღ★。由于形状记忆可以通过材料形态和特定处理的组合来定义壹定发(中国区)官方网站ღღ★，ღღ★，因此在 SMM 中可以以重复的方式进行编程和恢复循环ღღ★，并在后续循环中具有不同的临时形状ღღ★。

　　与形状记忆合金或陶瓷相比ღღ★，形状记忆聚合物 (SMP) 具有更优越的性能ღღ★，如更大的可恢复应变（高达 400%）ღღ★、更低的密度ღღ★、简单的加工和制造技术ღღ★、更直接调整材料处理性能（例如转变温度ღღ★、生物相容性ღღ★、生物降解性ღღ★、刚度ღღ★、功能梯度）ღღ★、恢复行为的可编程性和可控性ღღ★、低价格和灵活性ღღ★。

　　根据文献ღღ★，人们一直在努力将 SMP 的优势应用于心血管植入物ღღ★。例如ღღ★，开发了一种激光激活的 SMPღღ★，其独特组合可用于血管内治疗缺血性中风和脑血管动脉瘤（例如血栓去除）ღღ★。光纤嵌入热固性 PU 中ღღ★，可以通过特定波长感知光能ღღ★，通过逐渐加热触发形状记忆效应ღღ★。

　　丙烯酸酯体系也因其能够进行简单的链式或逐步聚合反应而受到关注ღღ★，这主要是因为它们具有“点击”性质ღღ★。双固化工艺在每个固化阶段产生独特且时间稳定的特性集ღღ★，在此基础上可以实现有希望的程序功能ღღ★。基于非化学计量硫醇-丙烯酸酯体系创建了一种双固化形状记忆聚合物体系ღღ★，该体系具有一组初始热机械特性（Tg = 33℃ღღ★，模量为 20 MPa）ღღ★，有利于轻松编程医疗器械植入的形状变化ღღ★。植入后固化过程的第二阶段激活产生了另一组特性（Tg = 38℃ღღ★，模量为 1500 MPa）ღღ★，这对于在体内获得更长时间的设备功能是理想的ღღ★。

　　SMP 已使用静电纺丝技术加工成智能心血管移植物ღღ★。结果表明ღღ★，静电纺丝非织造形状记忆 PU (SMPU) 纳米纤维可由温度触发ღღ★，经过几次循环后形状恢复率为 98%ღღ★。与块状 SMPU 相比ღღ★，SMPU 微纤维的形状恢复速度也快得多ღღ★。具有对外部刺激的适应性反应以应对复杂的体内变化的纤维膜对生物医学应用非常有益ღღ★。通过基于温度刺激的双向形状记忆效应的静电纺丝ღღ★，SMPU 膜中纳米孔/微孔的尺寸变化范围为 150 至 440 nmღღ★。然而ღღ★，显示静电纺丝 SMP 移植物多功能性的最重要的研究之一是开发一种用于控制外周神经再生的装置ღღ★，旨在简化具有挑战性的手术过程（图 7a）ღღ★。采用具有特定属性（例如ღღ★，可定制的玻璃化转变ღღ★、可调节的体水响应形状恢复行为和适合电纺丝）的 PLGA 共聚物系统通过电纺丝制成三段智能神经导管ღღ★。如图 7a 所示ღღ★，该装置在刺激的生理条件下的体外实验中逐渐恢复ღღ★。

　　图 7. 用于生产下一代 SG 的智能材料ღღ★。a) 智能神经导管 (SNC)ღღ★。(i) 基于不同 Tg 的神经治疗形状记忆功能过程ღღ★；(ii) 室温下的永久形状和 20°C 下 SNC 的临时形状ღღ★；(iii) SNC 的恢复率与恢复时间图表ღღ★。经许可转载ღღ★。版权所有 2016ღღ★，Wiley-VCH GmbHღღ★；b) cPCL/Fe3O4@CD-M 复合纳米纤维在 46 °C 水中（上）和频率为 20 kHzღღ★、场强为 6.8 kA m−1 的交变磁场中（下）的形状记忆恢复过程图像ღღ★。对扭曲的电纺样品在 60 至 10℃ 温度之间进行顺序加热（下）和冷却（上）（比例尺ღღ★：2 cm）ღღ★；(ii) 通过冷却和加热后 cPCL 的 SEM 图像比较评估孔径（比例尺ღღ★：20 µm）ღღ★。经许可复制ღღ★。版权所有 2019ღღ★，IOP Publishing Ltd.ღღ★；d) PVAc 纤维网的评估ღღ★；(i) 从光环样品上切下小的圆形部分ღღ★，在 25 °C 的水驱动和 50 °C 的加热下均观察到恢复ღღ★；（ii）制造样品的 NIRF 性能ღღ★，曝光时间为 140 msღღ★，增益为 1.0（ICG 浓度ღღ★：0.0125 mg mL−1ღღ★，比例尺ღღ★：10 mm）ღღ★。

　　具有多形状定义的可逆形状变化是电纺膜的一个吸引人的特征ღღ★。这可以通过用 Nafion 等功能填料丰富新型形状记忆纤维复合材料或合成具有特殊基团的聚合物来实现ღღ★。将 Fe3O4（即氧化铁 (II, III)）掺入交联 cPCL 作为基质ღღ★，将多壁碳纳米管作为增强填料ღღ★，可产生能够通过热水和磁场变化刺激的复合纤维ღღ★，这是一种有前途的生物医学设备非接触式驱动方法（图 7b）ღღ★。在另一项工作中ღღ★，通过向共价交联 PCL 纤维网注入可逆双向 SMP 驱动ღღ★，开发了一种特殊的聚合物装置（图 7c）ღღ★。当受到外部刺激（即热量）触发时ღღ★，该系统表现出在无应力条件下重复两种不同可编程形状之间变化行为的趋势ღღ★，从而导致孔隙率改变ღღ★。

　　最后ღღ★，除了形状记忆行为外ღღ★，还可以获得光学特征ღღ★。通过将聚醋酸乙烯酯聚合物与吲哚菁绿结合ღღ★，开发出一种电纺近红外发射形状记忆网（图 7d）ღღ★。以这种方式结合造影剂可以实现体内可视化ღღ★，这在内部缝合ღღ★、传感器ღღ★、喂食管和导管方面具有巨大潜力ღღ★。它还可以用于下一代 SGღღ★，以促进对接受治疗的患者进行长期监测ღღ★。

　　为了克服目前 SG 在体内性能面临的挑战ღღ★，需要在材料和设计方面取得进展ღღ★，而这可能要等到转向增材制造 (AM) 等较新的制造技术时才会发生ღღ★。物理 3D 模型的制造是一种成熟的心血管 AM 应用ღღ★，可以帮助诊断ღღ★、规划和开发优化的管理和介入程序ღღ★。研究规模的心血管植入物已使用不同的 AM 技术（如熔融沉积成型 (FDM)）进行ღღ★，但目前缺乏通过微创手术的实际应用ღღ★。此外ღღ★，由于该方法的固有局限性ღღ★，无法通过传统的基于挤压的 AM 技术打印有组织的微米聚合物纤维ღღ★。

　　熔融电写 (MEW) 是一种混合技术ღღ★，它源于将电纺丝技术与 AM 原理相结合ღღ★，能够喷射稳定的熔融带电射流ღღ★，并以逐层方式收集（图 8a）ღღ★。通过高压实施对微米纤维进行受控沉积ღღ★，可以对架构进行精细调整ღღ★，以打印具有非常高的表面体积比的仿生结构和软网络复合材料ღღ★，这与通过电纺丝获得的随机纤维沉积不同ღღ★。最重要的是ღღ★，MEW 避免了与残留溶剂存在相关的任何细胞毒性并发症ღღ★，这在溶液电纺丝技术中很常见ღღ★。与其他纤维制造方法（如溶液电纺丝ღღ★、编织ღღ★、针织和编织）不同ღღ★，MEW 还可以将复杂的仿生结构转化为物理打印的纤维网络ღღ★。通过控制纤维缠绕角度ღღ★、旋转速度和收集器直径等工艺参数ღღ★，可以打印出具有不同形态的管状 MEW 结构ღღ★。考虑到纤维放置ღღ★、间距ღღ★、堆叠ღღ★、圆柱直径和长度以及缠绕角度等有效参数ღღ★，开发了一个定义明确的数学模型ღღ★，以将多孔管状 MEW 结构连续直接写入具有不同孔隙度大小和枢轴点的圆柱收集器上（图 8a）ღღ★。根据机械分析ღღ★，形态的变化对整体支架强度有直接影响ღღ★。扩大适合 MEW 的可加工材料范围ღღ★、添加与临床接受的植入后可视化方法兼容的标记剂以及改进 MEW 系统ღღ★，最终将生产出具有精确结构的创新医疗设备和植入物ღღ★。

　　图 8. a-i) MEW 打印机示意图和通过心轴的管状制造过程ღღ★；(ii) 通过 45° 沉积间距制成的管状 MEW 结构（比例尺ღღ★：2 毫米）ღღ★。经许可复制ღღ★。版权所有 2013ღღ★，皇家化学学会ღღ★；(iii) 用 30 个枢轴点和 20° 缠绕角制成的管状 MEW 支架的 SEM 图像（比例尺ღღ★：500 µm（顶部）ღღ★、200 µm（中间）和 100 µm（底部））ღღ★。经许可复制ღღ★。版权所有 2018ღღ★，Elsevier Ltd.ღღ★；b) 心脏 MEW 补片ღღ★。(i) 部署过程说明ღღ★；(ii) 注射后补片的宏观图像和具有六边形形状的微结构细节ღღ★；(iii) 在跳动的猪心脏上进行心外膜递送后补片的形状恢复ღღ★。MEW 生物打印机的打印过程导致 (ii) 制造由载细胞水凝胶和细聚合物纤维制成的混合结构（黄色箭头ღღ★：水凝胶ღღ★，白色箭头ღღ★：MEW 纤维ღღ★，比例尺ღღ★：500 µm）ღღ★。经许可复制ღღ★。版权所有 2019ღღ★，Wiley-VCH GmbHღღ★；d) MEW 打印支架通过缝合连接到硅胶主动脉根部（单叶）ღღ★；（左）从侧视图看到的缝合路径ღღ★；（右上）主动脉视图ღღ★；（右下）心室视图（比例尺ღღ★：5 mm）ღღ★。经许可复制ღღ★。版权所有 2019ღღ★，Wiley-VCH GmbHღღ★；e) 4D 打印的形状变形管状结构ღღ★。(i) 单层聚（d,l-丙交酯-共-三亚甲基碳酸酯）（PDLLA-co-TMC）支架处于临时和永久状态ღღ★；(ii) 结构的 SEM 图像（比例尺ღღ★：5 mm）ღღ★。

　　MEW 已显示出在心脏补片生成方面的巨大潜力ღღ★，其有序的六边形微结构可通过微创递送支撑收缩心脏上的高拉伸应变（图 8b）ღღ★。此外ღღ★，为了增强构造的机械和生物特性ღღ★，该技术还与基于挤压的生物打印相结合ღღ★，其中细胞负载水凝胶和排列整齐的细纤维在单步制造过程中以空间排列的方式沉积（图 8c）ღღ★。开发的混合方法为制造具有更接近功能性天然组织的仿生性能的复杂分层结构带来了有希望的改进ღღ★。最近ღღ★，MEW 支架在心脏瓣膜组织工程中的应用进一步增加ღღ★，其中制造了具有仿生机械性能的高度受控的纤维微结构支架ღღ★。在定制的流动环中测试了主动脉生理条件ღღ★，其中 MEW 三叶瓣膜据称表现出优异的急性流体动力学性能（图 8d）ღღ★。MEW 现在被认为是组织工程应用的一流生物制造技术ღღ★，也可用作可靠的移植物制造技术ღღ★。MEW 与编织ღღ★、针织和编结等传统技术的结合ღღ★，可以为生产被视为未来 SG 的功能性混合结构铺平道路ღღ★。

　　具有柔性甚至动态结构的医疗设备可能会为未来一代主动脉内假体开启新的篇章ღღ★。可以通过 4D 打印技术创建具有变形特征的医疗植入物ღღ★，使未来的 SG 能够响应体内环境ღღ★。4D 打印过程实现了传统制造技术无法实现的创新和迷人的应用ღღ★。

　　在 4D 打印中ღღ★，增材制造的物体可以由于外部能量输入（例如温度ღღ★、光ღღ★、应力等）的影响而转变为另一种结构ღღ★。4D 打印已成为一个充满活力的研究领域ღღ★，它结合了制造ღღ★、材料科学和力学ღღ★，当前的技术允许物体直接从打印床上改变形状ღღ★，随着时间的推移变成预定义的目标形状ღღ★。该技术提供了从想法到现实的简化路径ღღ★，并将性能驱动的功能直接内置到材料中ღღ★。因此ღღ★，可以相应地定制自组装ღღ★、多功能性ღღ★、自我修复ღღ★、时间和机器依赖性以及可预测性等特性ღღ★。虽然它本身仍然是一个新兴的研究领域ღღ★，但 4D 打印已经应用于管状结构和血管ღღ★，其中多孔自折叠管状结构是 4D 打印的ღღ★，封装的生长因子通过体温调节在体内释放（图 8e）ღღ★。为了改进和最大限度地发挥 4D 打印过程的潜在应用ღღ★，未来几年需要进行大量的多学科研究ღღ★。

　　嵌入先进的光学特性可以实现实时诊断ღღ★，从而尽早发现血管内植入物的缺陷ღღ★。生物传感器与 SG 的集成可以远程监控设备性能并检测内部变化ღღ★，例如 pH 控制ღღ★、流量和压力ღღ★。微机电系统 (MEMS) 技术促进了 SG 传感器的制造ღღ★。根据这一概念ღღ★，2016 年开发了一种可植入的血管内支架电极“stentrode”ღღ★，能够记录颅内神经活动（图 9a）ღღ★。stentrode 通过导管血管造影成功送入ღღ★，显示出成功的自扩张能力ღღ★，并通过有线连接在动物模型中记录了血管皮层电图ღღ★。顺应这一趋ღღ★。