一、骨組織工程支架材料
1、人工骨的支架材料功能
人的骨頭在人體中起一支撐人體重量，維持人體力學平衡的功能，因此，人工骨的組織工程支架材料必須具備以下兩個功能。（1） 有一定機械強度以支撐組織的高強度材料，以保證材料植入人體後，有支撐體的重量，不改變骨骼形狀。
（2） 有一定生物活性可誘導細胞生長、分化，並可被人體降解吸收。
（3）良好的組織相容性： 材料應對種子細胞和鄰近組織無免疫原
性。
在組織工程出現以前的第一種功能的材料為非降解性材料，僅起到支撐固定的作用。存在的一個問題是：在骨頭癒合後，必須進行第二次手術取出這種材料。
第二種功能的材料主要是給細胞提供三維生長空間，其本身具有生活性，可誘導細胞分化生長和血管的長入，以形成活的骨組織，使其具有人骨的功能和作用。
以上兩面三刀個對骨支架材料要求的條件可以歸結為：組織工程支架材料是具有一定強度並具有生物活性的可降解材料。
2、人工骨支架材料研究進展
人工骨支架材料可分為兩類，即生物降解和非生物降解型。早期的人工骨支架材料都是非生物降解型的，這類材料有：高聚物（碳素纖維，滌綸，特氟隆），金屬材料（不鏽鋼，鈷基合金，鈦合金），生物惰性陶瓷（氧化鋁，氧化鋅，碳化矽），生物活性陶瓷（生物玻璃，羥基磷灰石，磷酸鈣）等。
這些材料的特點是機械強度高（耐磨、耐疲功、不變形等，生物惰性（耐酸鹼、耐老化、不降解）。但存在二次手術問題，因此人們開始研究使用可生物降解並具有生物活性的材料，這類材料有纖維蛋白凝膠、膠原凝膠、聚乳酸、聚醇酸及其共聚體、聚乳酸和聚羥基酸類、瓊脂糖、殼聚糖和透明質酸等多糖類。
目前研究和使用的骨組織支架材料是降解材料或降解和非降解材料的結合。
二、神經組織工程支架材料
理想的人工神經是一種特定的三維結構支架的神經導管，可接納再生軸突長入，對軸突起機械引導作用，雪旺細胞支架內有序地分布，分泌神經營養因子（NTFs）等發揮神經營養作用，並表達CAM、分泌ECM，支持引導軸突出再生。以往用於橋接神經缺損的神經套管材料有矽膠管、聚四氟乙烯、聚交酯、殼聚糖等。如以矽膠管為外支架，管內平行放置8根尼龍錢作為內支架的“生物性人工神經移植體”。
目前用於人工神經導管研究的可降解吸收材料有聚乙醇酸（PGA）、聚乳酸（PLA）及它們的共聚物等。也有用聚丙烯腈（PAN）和聚氯乙烯（PVC）的共聚物製作神經導管，內壁具有半透膜性質，僅能允許分子量小於50KD的物質通過，使再生軸突能從導管外獲取營養物質和生長因子，並避免纖維疤痕組織的侵入。但因其不能降解，在完成引導再生軸突通過神經缺損段之後，仍將長期留存於體內，有可能對神經造成卡壓。
戴傳昌、曹誼林製備了聚羥基乙酸（PGA）纖維支架，其上接種體外培養擴增的雪旺細胞（SC）形成一種組織工程化周圍神經橋接物。沈尊理等則利用生物可吸收纖維PDS作為膠原神經導管內部的三維支架結構，種植雪旺細胞，形成一種人工神經。葉震海、顧立強利用自行研製的PLA管作為外圍的神經導管，以生物可吸收縫線PGA纖維作為內部縱行三維支架結構，種植SC；發現SC可以貼附於PLA管壁、PGA纖維生長，引導再生軸突生長向前。
選擇適宜的生物材料，使SC與生物材料粘附，加入生長因子，對細胞外基質與可降解吸收生物材料經體外培養，在體內預製呈類似神經樣SC基膜管結構（眾多縱行中空管獎結構），使人工神經血管化或預製帶血管蒂，並保證SC存活、增殖並有活性，這此將成為今後的研究熱點。
神經修復的組織工程支架材料一類是取自於自體的神經、骨骼肌、血管、膜管的天然活性材料，另一類是非生物活性材料，例如脫鈣骨管、尼龍纖維管、矽膠管、聚氨酯等。神經支架材料的功能有兩種。
（1） 必須為神經的恢復提供所需的三維空間，即要保證神經導管具有合適的強度、硬度和彈性，使神經具有再生的通道。
（2） 要保證其有理想的雙層結構：外層提供必要的強度，為毛細血管和纖維組織長入提供營養的大孔結構；內層則可起到防止結締組織長入而起屏障作用的緊密結構。因此，神經修復所用支架材料一般為：外層是強度大、降解速率慢的可降解材料，內層為具細胸生長活性的降解材料。用於神經修復的內層材料多為膠原和多糖。目前研究和使用的多為膠原和聚乳酸的雜化材料。
三、血管組織工程支架材料
血管支架材料類似於神經支架材料，其結構上也分為雙層，但內層不同於神經支架材料的是其為與血液相容性好的生物活性材料，該類材料要求不僅具有生物活性，同時還要具有抗凝血和抗容血作用。這類材料一般為經過表面修飾的降解材料，外層材料必須為保證內層材料細胞生長提供一定的支撐強度、抗拉強度和韌性。1、血管支架材料的類型
最早的外層材料一般為尼龍、聚酯等無紡布或無紡網等。目前，該類材料套用較多的為膠原或明膠蛋白包埋的或表面處理的可降解材料的無紡網，例如：聚乳酸、聚羥基酸和多肽等的無紡布或無紡網等。2、血管支架材料的研究進展
20世紀50年代問世的Dacron是最早套用的人工血管，由於它對凝血系統有激活作用而只能對大口徑血管有較短的替代作用。以後又開發利用四氟乙烯（ＰＴＦＥ）、聚氨基甲酸乙酯（Ｐoroussegmented Polyurethane）、膨體聚四氟乙烯（e-ＰＴＦＥ）等，並通過多種方法改變材料的物理性狀、表面特點，以達到血管植入的要求。（1）人工材料上打孔，使之形成多微孔結構，一者提高材料的順應性，與自體血管彈性相匹配，二者使用周圍毛細血管內皮細胸通過微孔長入內膜層，覆蓋內表面。Ａlexander.w.Clowes證實６０pePTFE移植後形成內皮細胞層，主要依靠周圍毛細血管經微孔處長大，而不是吻合口兩端內皮細胞的延伸生長，（兩端的延伸僅約２cm），並指出完整的內膜層會減少平滑肌的過度增和。Ｍatsuda採用雷射在聚氨基甲酸乙酯膜上打孔，促進內皮細胞的爬行覆癧。
（2） 採用各種可降解塗層以減輕血小板及血細胞的粘集，並希望隨著塗層逐步降解，內皮細胸逐步爬行覆蓋。Ｓatoshiniu等採用多聚環氧化合物做交聯劑，在人工血管上形成明膠－肝素塗層抑制血小板的聚集、纖維素的形成，同時利於吻合口內膜的長入。Ｈimyukinkito在血管假體內表面塗布硫酸軟骨素（ＣＳ）及透明質酸（ＨＡ），外表面塗以明膠層，以達到內表面抗血小板、血細胞吸附，外表面吸引周圍組織長入的目的。ＡrumaＮ在內膜剝脫的血管周圍放置浸有內皮細胞的明膠海綿，利於內皮細胞的遷移及旁分泌等作用減少內膜的增生。
（3） 人工血管內皮化 由於內皮細胞在抗血栓形成、抑制血小板聚集、分泌血管活性因子等方面的重要作用，人們很早就構想在人工血管內表面形成內皮細胞的襯裡，以達到模擬自體管的目的。宿主內皮細胞由吻合口向人工血管內遷徙僅限於吻合口周２cm，而毛細血管通過管壁的長入、循環內皮在人工血管表面的沉積這兩種途徑的原因、機制效果不清，有待進一步研究。於是將新鮮獲取或體外培養的內皮細胞址接種植於人工血管的內表面，成為首選的努力方向。
