吳遠浩，周曉晨，李 楠，鄭玉峰，

(1.北京大學前沿交叉學科研究院生物醫(yī)用材料與組織工程中心，北京100871)(2.北京大學工學院材料科學與工程系，北京100871)

可降解金屬血管支架研究進展

吳遠浩1，周曉晨2，李 楠2，鄭玉峰1，2

(1.北京大學前沿交叉學科研究院生物醫(yī)用材料與組織工程中心，北京100871)(2.北京大學工學院材料科學與工程系，北京100871)

隨著心血管疾病治療技術的發(fā)展，各種金屬血管支架作為治療心血管疾病的最有效器械之一，已經越來越受到人們的關注。重點介紹了目前研究最廣泛的2類可降解金屬血管支架材料:鎂基合金和鐵基合金?？偨Y了這2類血管支架用可降解金屬材料的研究進展，血管支架器械的動物試驗和臨床試驗研究成果。歸納了可降解金屬血管支架的有限元結構設計、應力分析、體內體外降解性能和生物相容性等需要重點考慮的屬性。指出了可降解金屬血管支架目前存在的不足，并對可降解金屬血管支架未來的研究方向和發(fā)展前景進行了展望。

鎂合金;鐵;血管支架;生物降解;有限元分析

1 前言

近年來，隨著人們生活水平的不斷提高，各種心血管疾病的發(fā)病率正呈逐年升高趨勢。世界衛(wèi)生組織預計，到2030年，每年將會有約2 360萬人死于心血管疾?。?］，屆時心血管疾病將成為人類健康的頭號殺手。Charles Dotter and Melvin Judkins等［2］首先在1964 年提出了血管內介入治療的概念。1977年，Gruentzig等［3］進行了第一例經皮冠狀動脈成形術，Sigwart等［4］在1986年第一次報道了自擴張的冠狀動脈支架，1987年，球囊擴張支架首次應用于人體［5］。血管支架的植入能夠為血管提供支撐，使已經堵塞或者狹窄的血管完成血運重建，實現其正常生理功能。隨著血管內治療技術的發(fā)展，血管內支架植入術已經成為了治療心血管疾病最有效的方法之一。在早期的臨床應用中，常用的血管支架材料包括了不銹鋼、鎳鈦、鈷鉻合金等生物惰性材料，這些支架材料作為異物雖然能夠長期存在于人體內，但會引起內膜的過度增生，造成15%～30%的術后再狹窄。除了術后再狹窄，這些不可降解的惰性金屬支架還能夠產生內皮功能紊亂、凝血、慢性炎癥、血管與支架機械性能不匹配等生物相容性問題，這在一定程度上限制了金屬血管支架在臨床中的應用。

理想的金屬血管支架在體內存在的時間應該與血管功能的修復時間一致，一般需要6～12個月［6-7］，超過這個時間后，金屬支架的存在沒有任何意義。在臨床應用中人們希望該金屬血管支架能夠在血管功能重建的過程中逐漸降解，最后被人體完全吸收。因此，完全可降解的金屬血管支架是治療心血管疾病比較理想的選擇。

由于高分子的天然可降解性，在可降解支架概念提出的早期，高分子可降解支架得到了一些研究?？捎脕碇苽淇山到庵Ъ艿母叻肿硬牧习ň廴樗?PLA)、聚乙烯(PE)、聚對苯二甲酸乙二醇酯(PET)等。早期的研究結果顯示，高分子類可降解支架的力學性能較差，往往不能提供血管重建的徑向支撐力。Gammon等［8］采用編織的方法制備了聚-L-乳酸(PLLA)支架，這種支架能夠提供0.01～0.013 Pa的支撐力，但是在含鹽的環(huán)境中，這種支撐力只能維持30 d左右，遠遠低于血管早期修復所需要的時間。為了提供足夠的力學性能，往往通過增加支架的尺寸來實現，這樣就限制了高分子可降解支架在小血管方面的應用。其次，高分子支架的X射線成像能力差，這也限制了其在臨床中的應用。此外，高分子在體內的降解會產生局部小分子的積聚，還會引起植入部位組織的無菌性炎癥。

隨著生物醫(yī)用可降解材料研究的不斷深入與發(fā)展，由于鎂基合金以及鐵基合金具有良好的生物相容性、生物可降解性以及力學性能，逐漸引起了人們的廣泛關注。鎂基合金和鐵基合金在體液環(huán)境中能夠腐蝕降解，降解產物中鎂離子和鐵離子都是人體必需的重要陽離子，參與體內許多重要的生理生化反應，對維持生命體的正常新陳代謝具有重要意義，不會產生細胞毒性。鎂基合金和鐵基合金具有較好的力學性能，能夠為早期的血管重建提供足夠的支撐力，有效地減少支架再狹窄的發(fā)生。本文將重點介紹鎂基合金和鐵基合金在血管支架方面的應用。

2 可降解金屬支架

2.1 鎂合金血管支架

鎂是人體內必需的微量金屬元素，具有良好的生物相容性和生物可降解性。其降解釋放的鎂離子相比于人體內鎂離子濃度(0.7～1.0 mol/L)可以忽略不計，對人體無毒性［9］。鎂在心血管領域的應用最早可以追溯到1878年。Huse醫(yī)生曾3次利用鎂絲結扎血管成功止血［10］。進入20世紀后，鎂絲也被用于血管瘤的治療［10］。在臨床應用中發(fā)現鎂的性質過于活潑，其在體內降解速度過快，力學性能過早喪失，往往達不到臨床應用的要求。早期的鎂合金動物試驗和臨床應用分別如表1、表2所示。

表1 鎂合金支架的動物試驗Table 1 Animal experiment of magnesium stents

表2 鎂合金支架的臨床應用Table 2 The clinic application of magnesium stents

動物實驗結果顯示，鎂合金支架耐蝕性較差，在體內降解速率過快。為了提高鎂的抗腐蝕性能，Heublein等［11］首先采用了合金化的方法來制備AE21鎂合金(2%Al，1%RE)。他們將AE21合金植入到11只家豬冠狀動脈內，隨后在10，35，56 d后進行了檢測。組織學分析顯示AE21合金支架會誘導新生內皮的形成，但是新生的少量內皮組織在隨后的血管重建過程中完全可以忽略。血液相容性試驗結果表明，在每個觀察階段都沒有在支架植入部位觀察到血小板沉積和血栓形成。此外，在植入部位觀察到輕微的炎癥。AE21合金的降解速率與時間呈線性關系，主要問題在于降解速率要比預期快，在35～56 d之間就已經開始失去支架的機械完整性。他們認為這種鎂合金可降解支架將會是替代永久性支架的很好選擇，但是其降解速率需要得到控制，力學性能的完整性需要進一步提高。

Waksman等［17］在小型豬冠狀動脈植入了鎂合金支架(Mg-Zr-Y)和不銹鋼支架(Lekton Motion)。血管組織切片以及血管造影術結果表明，植入3 d后，所有支架末端均保持打開狀態(tài)，支架外圍沒有發(fā)生栓塞以及血栓的跡象。肉眼觀察沒有看到心臟發(fā)生畸形、心膜出血以及動脈瘤等現象，鎂合金仍然保持完整。第28 d時，X射線檢測已經能觀察到鎂合金支架降解的跡象。組織學分析沒有觀察到支架栓塞、血栓、炎癥以及纖維蛋白沉積等不良反應。不銹鋼支架血管面積(8.23±0.24)mm2要比鎂合金支架血管面積(7.04±1.24)mm2大，然而鎂合金支架血管新生內皮面積(2.44±0.88)mm2要比不銹鋼支架血管的小(5.03±1.5)mm2。就新生內皮厚度而言，鎂合金支架血管也比較小(分別為(382.9±154.18)μm，(636.49 ±227.34)μm)。3 個月后的組織學檢測結果與28 d時類似，鎂合金支架中的新生內皮面積要明顯小于不銹鋼支架。雖然支架在血管內時新生內皮面積增加較小，但是血管內腔增大不明顯。他們的研究成果展示了鎂合金血管支架的安全性和可行性，但是研究過程中仍發(fā)現鎂合金降解速率還是過快。

Zartner等［15］將一個鎂合金支架(φ3 mm ×10 mm)植入到了一個左肺動脈被誤結扎的早產嬰兒體內。在四個月的隨訪期間，左肺動脈的灌注隨著支架的降解逐漸恢復，這說明這種支架的力學性能和降解能力能夠滿足血管再灌注的要求。盡管患者很小，但臨床上表現出對支架的降解是可耐受的。他們認為設計不同尺寸的這類新型支架對治療新生兒血管狹窄等病癥非常有用。

Schranz等［18］報道了利用可吸收鎂支架(φ4 mm ×15 mm)經皮治療新生兒主動脈收縮的案例。在植入支架15 d后，血流速度從1.9 m/s提高到了2.9 m/s，到第三周時血流速度已經達到3.7 m/s，初步恢復了血液灌流。植入支架前，血管直徑只有1.5～1.8 mm，植入支架后隨著支架的逐漸降解，血管直徑達到2～2.8 mm。由于支架的降解，考慮到其力學性能的喪失，他們給患者植入了第二個支架。盡管在患者體內植入了2個支架，血液中的鎂離子并沒有達到病理學的濃度。他們認為，這種可降解鎂合金支架不需要隨著患者的成長而擴張，不需要像傳統(tǒng)支架進行二次手術，非常適合于兒科患者。

Erbel等［16］在63位病人體內植入了71個鎂合金血管支架(直徑:3.0～3.5 mm，長度:10～15 mm)，所有的支架都準確地植入到了病變部位。在植入支架后，血管阻塞比例由 61.5%(±13.1%)降低到 12.6%(±5.6%)。4，6，12個月后進行血管造影和血管內超聲檢測。植入支架4個月后，缺血部位血管再生率為23.8%，在一年之后再生率達到45%。期間沒有心肌炎癥以及急、慢性凝血的發(fā)生。血管內超聲檢測只能看到很少支架殘留物，說明大部分支架都已經降解。他們認為可降解鎂合金支架在4個月內能夠安全地降解，性能能夠與其他血管支架相比擬。

早期的動物試驗和臨床試驗結果都表明，鎂合金支架作為一種可降解支架其降解產物無毒害，在體內不會產生慢性炎癥，血管內皮增生率低，具有良好的生物相容性，但是其活性較高，合金成分需要加以設計來降低其降解速率，以滿足血管逐漸重建過程中所需要的徑向支撐力。

2.2 鐵基金屬血管支架

鐵是構成人體的必需微量元素之一。在成人體內共有5 g鐵，其中約有75%的鐵以絡合物的形式存在于血液中的血紅蛋白內，參與氧氣的轉運。鐵離子還是很多酶促反應的輔助因子，直接影響DNA合成以及氧化還原酶的活性。研究表明，成人每天需要補充約1 mg鐵，因此鐵基可降解材料作為可降解植入物時，其降解產生的鐵離子可以被人體吸收參與新陳代謝，不會產生累積毒性，能夠提供足夠的安全保障［19］。純鐵可降解支架早期動物試驗及其結果如表3所示。

表3 純鐵血管支架動物試驗Table 3 Animal experiment of iron stents

2001年，Peuster等［20］利用激光切割技術加工了一種與永久支架PUVA-AS16結構相似的可降解純鐵(＞99.8%)支架，并植入到新西蘭大白兔體內進行了6～18個月的體內試驗研究。在體實驗結果表明，在跟蹤的6～18個月時間內，沒有發(fā)現血栓等并發(fā)癥。在第6，12，18個月時，血管造影沒有發(fā)現顯著的內皮增生，植入部位沒有觀察到炎癥現象，也沒有發(fā)現全身系統(tǒng)的生物學毒性。Peuster等的工作第一次論證了鐵基可降解血管內支架的可行性和安全性。

Waksman等將純鐵支架和鈷鉻合金支架置于豬冠狀動脈中［22］，28 d后發(fā)現純鐵支架表面呈黑色和棕色，與其相鄰的血管呈現褐色。組織形態(tài)學檢測結果表明在支架邊緣部位沒有過量內皮細胞的增殖，也沒形成血栓。純鐵支架和鈷鉻合金支架的測量結果沒有任何顯著性差異。在支架厚度，支架面積以及阻塞率等方面，純鐵支架性能要優(yōu)于鈷鉻合金支架。

Zhu等［23］進行了純鐵體外降解實驗，并評價了其對內皮細胞的生物毒性作用。他們將樣品放置于裝有SBF溶液的流動腐蝕裝置中，剪切應力通過SBF的流速控制在1.14 Pa，與血液流動過程中剪切應力一致。隨著實驗時間的延長，樣品質量減少，腐蝕速率增加。672 h后，鐵塊平均質量從638.6 mg降到613.8 mg，其平均降解速率為 20.4 μg/cm2·h。SBF 中浸泡 1個月后，SEM結果顯示樣品表面形貌均一。樣品在SBF中的腐蝕為均勻腐蝕，能夠在較長時間內維持機械完整性并為血管提供徑向支撐力。溶出的鐵離子對內皮細胞影響試驗結果顯示:只有鐵離子濃度大于50 μg/ml時才會表現出細胞毒性。SEM下，內皮細胞形態(tài)正常。第一天時，鐵離子存在與否對細胞數量沒有明顯影響，但是在培養(yǎng)3 d后，不含鐵離子的實驗組粘附的細胞較少。

Hermawan等［24］采用粉末冶金方法制備了一種Fe-35Mn(質量分數)合金，并對合金的顯微結構、力學性能、磁學性質以及降解性能進行了研究。XRD結果表明，合金中主要為奧氏體相γFe-35Mn。在力學性能方面，合金的拉伸強度與316L不銹鋼相當，達到235 MPa，優(yōu)于純鐵和鎂合金。樣品還具有較高的應變硬化指數，這能夠保證其作為血管支架植入時發(fā)生的形變?yōu)樗苄孕巫儭Ｔ诖艑W性能方面，樣品幾乎沒有像316L不銹鋼那樣的磁滯回路，呈現較低的磁化率，故植入后將不會影響MRI成像。在Hank's溶液中的電化學測試和浸泡測試表明，樣品的腐蝕電位要小于純鐵，腐蝕速率比純鐵快3倍左右。Fe-35Mn合金由于其出色的力學性能、腐蝕性能以及磁學性能，具有發(fā)展成新型可降解鐵基合金支架材料的前景。

為了提高鐵基材料降解速率，Moravej等［25］用電鑄的方法制備了一種純鐵材料。這種電化學沉積的純鐵(E-Fe)要比鑄造熱處理的純鐵(CTT-Fe)擁有更小的晶粒(4 μm)。在 Hank's溶液中的靜態(tài)腐蝕結果顯示，E-Fe的腐蝕速率約是CTT-Fe的3倍，達到0.4 mm·a-1。動態(tài)腐蝕試驗中，E-Fe的鐵離子溶出率比CTT-Fe高，這與其降解速率一致。按表面積1 cm2計算，理論上30 d內釋放到血液中的鐵離子為0.418 mg·L-1，遠小于血液中鐵離子含量(447 mg·L-1)，不會對人體產生毒性。對于所有的鐵樣品，溶液的pH值在48 h內升高到7.6，隨后保持穩(wěn)定。細胞存活實驗結果顯示E-Fe不會降低原代大鼠平滑肌細胞新陳代謝活性，但是會降低該細胞的增殖能力，這樣能有效地減少支架內的再狹窄。

材料顯微結構的變化對細胞的增殖也有一定影響。Nie等［26］利用EACP技術制備了納米晶的純鐵材料，并研究了其晶粒粒徑分布、SBF中靜態(tài)腐蝕、電化學腐蝕行為，與細胞相互作用等性質。試驗結果表明，納米晶的純鐵比微米晶的純鐵抗腐蝕能力要好，而且能夠更好地促進成纖維細胞和內皮細胞的生長。此外納米晶的純鐵能抑制血管平滑肌細胞的生長，因而有作為血管內植入材料的潛力。

各種合金化元素的添加可以增加鐵基材料的降解速率，同時也能夠對血管內皮細胞的增殖起到一定的抑制作用。隨著對鐵基合金可降解材料研究的深入，新型合金體系的開發(fā)，新型加工方法的采用勢必會在降解速率、力學性能、生物相容性等方面提高鐵基合金的臨床應用價值。

3 血管支架的設計

3.1 支架力學性能以及腐蝕性能的改善

可降解血管支架植入后的降解速率應該與其力學性能一致，如圖1所示［27］。在植入的早期(1～6個月內)，降解速率很慢，提供血管重建需要的較大的徑向支撐力。在6～12個月時間內，隨著血管功能的恢復，支架降解速率加快，力學性能降低，避免對血管壁施加過大的載荷導致血管內膜增生。在12～18個月時間內，力學性能降低和腐蝕速率都加快。在18個月以后，血管功能重建完成，支架完全降解。

圖1 理想支架降解性能與機械性能關系Fig1.Illustration of an ideal compromise between mechanical integrity anddegradation of a biodegradable stent

鎂基合金和鐵基合金作為支架的2種主要材料，從表4可以看出［28］，鎂合金的力學性能遠不及不銹鋼，鎂合金材料脆性大，塑性變形能力差，容易發(fā)生斷裂。在早期的骨科應用中也發(fā)現，鎂合金性質過于活潑，在體液中腐蝕速率很快，在植入部位功能恢復之前就已經喪失大部分力學性能，往往達不到臨床要求。在血管支架應用中也一樣，鎂合金支架過快的降解會導致支架自行坍塌，堵塞血管造成嚴重后果。為了在血管重建的整個過程中都提供較好的徑向支撐力，如何提高其抗腐蝕能力和增加它在血管中的服役時間就成為了鎂合金支架亟待解決的問題。

采用表面處理可以進一步提高支架的腐蝕抗力，減緩其降解速度。黃晶晶等［39］在鎂表面涂覆聚乳酸涂層可以顯著提高其在模擬體液中的耐蝕性，其中涂覆分子量為2×105左右的PLGA能夠滿足降解條件和結合力的要求。趙常利等［40］在Mg-Zn合金表面浸涂PLGA涂層，試驗結果表明涂層致密均勻，在模擬體液環(huán)境中耐蝕性好，降解周期延長。Gu［41］還發(fā)現浸涂不同分子量殼聚糖涂層和不同涂層層數均對鎂合金的腐蝕速度有影響，其中浸涂6層殼聚糖涂層(分子量2.7×105)的鎂合金具有最好的耐腐蝕性。

表4 幾種不同材料的力學性能Table 4 Properties of different kinds of biomaterials

鐵基合金在臨床上應用廣泛，316L不銹鋼的各項性能參數一直作為評價其他材料的黃金標準。純鐵材料雖然具有較好的力學性能和支撐性能，但它在體內降解速率較慢，長期存在于體內會帶來一系列的生物相容性問題。因而提高鐵基材料在體液環(huán)境中的腐蝕速率對其在臨床中的應用具有非常重要的意義。目前有人采用合金化等方法提高其在體內的腐蝕速率使其在體液環(huán)境下能夠較快降解以擴大其應用范圍。Hermawan等［31-33］最早進行了利用合金化的方法來提高純鐵的腐蝕速率的研究。Shcinhammer等［42］認為Mn元素和Pd元素都是比較合適的合金化元素。Mn和Pd的加入都能夠與鐵形成金屬間化合物，這些金屬間化合物能夠顯著地增加其腐蝕速率和強度。Mn能夠降低合金的標準電極電位，Pd能夠形成惰性的Pd金屬間化合物作為陰極，從而達到增加合金腐蝕速率的目的。他們開發(fā)的Fe-10Mn-1Pd合金的抗腐蝕速率要比純鐵抗腐蝕速率小一個數量級，同時合金的機械性能還能夠通過控制合金元素的含量和隨后的熱處理來加以控制。他們認為這種新材料在電化學腐蝕以及機械性能等方面都有作為可降解支架材料的潛質。Liu等［43］開發(fā)了6種 Fe-X二元合金(X=Mn，Co，Al，W，Sn，B)，每種合金元素原子比控制在3%。同時，他們還研究了含碳3%的高碳鋼1070以及含硫0.5%的易切削鋼，研究了鋼中碳、硫對鐵性能的影響。拉伸試驗結果表明Mn，Co，W，B，C和S能夠增加純鐵的屈服強度，Sn的加入使純鐵力學性能降低。腐蝕試驗表明，純鐵以及這6種合金的腐蝕都是局部腐蝕，純鐵與合金之間的腐蝕速率差別不大。此外，相比于316L不銹鋼而言，純鐵以及合金的萃取液都能夠抑制L929細胞以及血管平滑肌細胞(VSMC)的增殖能力，但是對ECV304內皮細胞沒有顯著的細胞毒性，凝血試驗表明所有的材料凝血率都在5%以下，具有較好的血液相容性。他們認為，就力學性能、腐蝕速率、生物相容性等方面而言，Co，W，C，S是開發(fā)可降解鐵基合金比較合適的合金元素。

3.2 血管支架結構的有限元設計

血管支架用來重建發(fā)生堵塞的血管部分，不同的支架設計對支架提供的徑向支撐力、術后再狹窄率等方面都有重要的影響。有人認為血管受到支架的損傷程度直接決定血管再狹窄率，因而合理的設計對支架的性能有著非常重要意義［44］。有限元方法(FEM)是一種常見的現代計算方法，在很多領域都有廣泛的應用。有限元的基本思想是將待分析的結構離散化，即將復雜區(qū)域劃分成相互連接的小單元，通過每個小單元之間的應力和應變傳遞，獲得整體的應力、應變結果，從而達到對復雜的機械問題進行求解的目的。近些年來，有限元方法也被用來進行血管支架受力分析以及結構優(yōu)化等方面。人們可以對支架建立有限元模型，施加載荷并確立邊界條件，從而對支架在血管中受到的應力以及受力后的形變進行分析，通過這些模擬結果，對支架的相關性能進行預測和分析，并對支架的結構設計提供一定的指導［45］。

對于理想的鎂合金支架，進行有限元設計時，主要考慮以下要求［46］:①為防止血管彈性重塑，因此必須具有較強的支撐力，有限元計算的結果顯示相同情況下，開環(huán)結構的支撐力要大于閉環(huán)結構，主要是因為相同長度的支架所含有的開環(huán)結構單元的數目多于閉環(huán)結構單元的數目。因此，在鎂合金支架設計中應盡量減小支架單元的軸向長度，這樣才能保證有足夠的支撐力以抵抗血管的壓力。而支架單元擴張之后應力集中的地方一般都是在單元的兩端以及中部，為了保證其支撐力，可以在這些部位進行加粗處理。②考慮到血管的彎曲變形，支架的柔順性必須較好，不同結構設計的支架其柔順性不一樣。有限元計算結果表明在相同的變形量前提下，開環(huán)結構支架的柔順性要優(yōu)于閉環(huán)結構，這些差異導致了支架表面金屬覆蓋率的不同，使支架在彎曲過程中參與變形的材料增加，從而對柔順性產生一定的影響。③支架在球囊撐起的擴張過程中會發(fā)生軸向縮短，球囊撤除之后支架會發(fā)生彈性回彈，需要將這2個量盡量控制到最小。

王小平等［47］研究了Biotronik公司的2種支架在球囊擴張作用下外徑從2 mm擴大到4 mm時的整個支架的形變。有限元分析結果表明，支架在擴張的過程中最大應變達到了20%，超過了目前鎂合金的最大延伸率。因此他們認為對鎂合金血管支架而言，不僅需要對支架的幾何形狀進行優(yōu)化，避免應力集中，還需要對鎂合金進行改進，提高其塑性變形能力。

Wu等［48］采用有限元方法對AZ80，AZ31，AZ21以及WE43等4種鎂合金支架結構進行了優(yōu)化。模擬結果表明，最優(yōu)化的支架支柱寬度增加了48%，最大主應力降低14%，回縮后的最大主應力降低29%，支架的擴張性能增加24%。他們認為支架各單元之間支柱在不同部位應設計成不一樣的寬度。支柱內部直線部分減少質量，外部曲線部分增加質量能夠顯著地降低最大應力而且能夠使應力分布更加均勻。他們還認為，對于支柱采用不同厚度的設計會提供更多的優(yōu)化參數。在支架材料的選擇上，模擬結果證明材料延伸率對支架優(yōu)化的結果有很大的影響。隨著支架每個單元長度的下降，最大主應力會增加，甚至會大于材料的延伸率，因而單元的長度應有一定限制。在另一個試驗中，Wu等人［49］對3種不同結構的支架(如圖2所示)進行了模擬。模擬結果表明，在球囊擴張過程中，B支架的最大主應力最小，C支架最大。對于這3種支架，應力都主要集中在擴張過程中形變的區(qū)域。在體內降解的模擬過程中，所有的支架在表面都表現出均勻腐蝕，但是B支架表現出更加溫和的應力腐蝕。在質量損失方面，A支架質量損失最快，最先失去支架能力，在整個降解過程中，B支架能夠起到最長的支架作用。盡管C支架質量比B支架大，但是由于應力更加集中的原因，C支架在增加半回縮時間方面不如B。他們認為，增加支架質量和降低主應力是提高支架機械性能的主要方法，但是二者往往相互矛盾，因此需要在二者之間尋求一個平衡。

圖2 3種不同結構的支架Fig.2 Three designs of magnesium alloy stent

4 結語

在心血管疾病治療方面，早期使用的是裸金屬支架和藥物洗脫金屬覆膜支架。隨著臨床應用的增多，裸金屬支架造成的長期排異反應會影響血管的正常生理機能。藥物洗脫金屬覆膜支架(DES)在植入患者后的初期，能夠有效地降低血管再狹窄率(再狹窄率將到10%以下)，然而隨著DES在體內存在時間的延長，一系列研究表明DES會增加死亡率和晚期血栓的形成。此外，DES還存在植入晚期貼壁不良的現象，容易從植入部位脫落，造成嚴重后果?？山到饨饘僦Ъ艿陌l(fā)展改變了以往僅僅是機械替代病變組織的概念。早期的體外研究結果表明，鎂基和鐵基可降解支架在體內具有較好的生物相容性，能夠提供足夠的支撐力，但是它們的降解速率需要進一步的控制以適應血管重建的過程。未來的血管支架研究熱點應該包括以下幾個方面:通過合金化、熱處理、表面處理等方式改善鎂基合金以及鐵基合金支架的腐蝕速率;改進血管支架體外實驗評價體系，進行體外動態(tài)腐蝕試驗，合理定制腐蝕溶液的粘度以及流速，使其更加真實地模擬血管內環(huán)境;建立新的有限元模型，利用有限元分析模擬結果，設計更加合理的支架結構。

隨著生物醫(yī)用可降解金屬材料研究的進一步深入，通過建立新型合金體系以及設計支架的新結構，我們有理由相信可降解金屬血管支架性能將逐漸完善，并在不久的將來在治療心血管疾病等方面發(fā)揮其重大作用。

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Research Progress on Biodegradable Metallic Endovascular Stents

WU Yuanhao1，ZHOU Xiaochen2，LI Nan2，ZHENG Yufeng1，2
(1.Center for Biomedical Materials and Tissue Engineering，Academy for Advanced Interdisciplinary Studies，Peking University，Beijing 100871，China)(2.Department of Materials Science and Engineering，College of Engineering，Peking University，Beijing 100871，China)

With the development of new technology to treat cardiovascular disease(CVD)，cardiovascular stents have drawn more and more attention as one of the most effective device in the treatment of CVD.In this paper，we mainly focused on two types of biodegradable metallic vascular stents which are mostly investigated nowadays，namely magnesium alloy stents and iron-based alloy stents.We summarized the research progresses on these biodegradable metallic alloys from the viewpoint of materials science in the present days and the animal experiments，clinic trail results of their stents as well.We overviewed about the finite element design，stress analysis，mechanical property，degradation performance，biocompatibility of the biodegradable metallic stents.Finally，we pointed out the deficiency of current biodegradable metallic stent and their future research direction.

magnesium alloy;iron;endovascular stents;biodegradable;finite element

R318.08

A

1674-3962(2012)09-0027-08

2012-03-21

國家重點基礎研究發(fā)展計劃(2012CB619102);高等學校博士學科點專項科研基金資助課題(20100001110011);國家自然科學基金(31170909);國家高技術研究發(fā)展計劃專項(2011AA030103)

吳遠浩，男，1989年生，博士研究生

鄭玉峰，男，1973年生，博士，教授

10.7502/j.issn.1674-3962.2012.09.04