镁基合金生物可降解支架的国内外研究进展

孔令华 贺迎坤 李天晓 张一林 何艳艳 朱世杰 关绍康

1956年诺贝尔生理学或医学奖授予A.F. Cournand等三位科学家[1]，以褒奖他们在心脏导管术的研究，开启了血管内诊疗的时代。1986年，Jacques Puel和Ulrich Sigwart同时报道了世界上首例冠状动脉支架植入术[2]，自此血管内支架植入术开始逐步广泛应用。早期支架的主要成分为镍钛合金，随着该类支架的广泛应用也出现了许多问题：血管内植入支架会引起慢性炎症反应进而导致支架内再狭窄（in-stent restenosis，ISR）；术后患者需要长期服用抗血小板药物以避免晚期血栓的发生。药物洗脱支架（drug eluting stent，DES）表面的抗增殖涂层一定程度降低血管内再狭窄的发生率，但是也未从根本上解决相关问题。

生物可吸收支架（bioresorbable scaffold/stent，BRS），也可称作生物可降解支架，其在植入后的4～6个月具有暂时的血管支撑作用，在血管重塑完成后的6～18个月被生物体吸收[3]。依据其主要成分可将生物可吸收支架分为生物聚合物可吸收支架（bioresorbable polymeric vascular scaffolds，BPVS）和生物金属可降解支架（bioresorbable metallic alloy scaffolds，BMAS）。 应 用 于 人 类 的首个Igaki-Tamai 生物聚合物可吸收支架（kyoto medical planning）是由聚左旋乳酸（poly-L-lactide，PLLA）制成，PLLA是半结晶聚合物，在血管内通过水合作用降解为乳酸，然后通过柠檬酸循环分解为二氧化碳和水，最终被人体完全吸收和排泄。一项长期临床研究表明，Igaki-Tamai支架在植入3年后经血管内超声（intravascular ultrasonography，IVUS）检查发现支架部分降解，组织学检查可见降解部分被蛋白聚糖替代，血管组织病理学检查显示血管内膜内未发现炎症细胞及异物巨细胞浸润[4]。与此同时，多项生物聚合物可吸收支架获得欧洲CE认证（CE certi fi cation）和美国食品药品监督管理局（Food and Drug Administration，FDA）[5]的批准，其中代表性的是2010年获得欧洲CE认证的Absorb BVS支架（Abbott，USA），它的骨架也是由PLLA制成。2015年，前瞻性多中心ABSORB Ⅲ实验纳入了2 008名患者，Absorb BVS（n=1 322）组和钴铬合金氟基-洗脱支架CoCr-EES（n=686）组患者1年内的靶病变失败（target lesion failure，TLF）事件发生率分别为7.8%和6.1%，Absorb BVS组的安全性非劣于CoCr-EES对照组（P＜0.007）。然而，Ali等[6]经过荟萃分析7项前瞻性多中心临床实验[7-12]3年的临床数据分析表明，Absorb BVS治疗组相比于CoCr-EES治疗组有较高的支架内血栓生成风险（1.3% vs. 0.5%；P=0.05）。最终，第一代Absorb BVS基于多项临床证据以及市场分析于2017年9月退出市场。分析其原因，第一代Absorb BVS为了保证足够的径向强度，制作支架时应用了较厚的支架骨骼（150 μm），导致血流动力学的改变及支架的不均匀降解，支架内血栓和断裂的几率也随之增加[13-14]，这成为掣肘该支架进一步应用的主要原因。

生物金属可降解支架（BMAS）具有比BPVS更好的强度和延展性。主要原料为镁（Mg）、铁（Fe）和锌（Zn），其中镁基合金生物可降解支架（Mg-BMAS）具有良好的生物金属特性：镁是人体必需的微量元素，人体中约有25 g镁元素，其中60%存在于骨骼之中，约有39%存在于软组织中。另外，镁还是人体内多种酶反应的活化因子，例如DNA和RNA的合成、蛋白质的合成及细胞的生长和繁殖[15]。在血管方面，镁能调节血管舒缩功能，还能抑制支架内血栓的生成[16]。Mg-BMAS的性质也可以通过镁基合金支架、支架表面涂层以及材料制作工艺不断调整适应生物特性。本文我们将从Mg-BMSA的国内外发展历程展开综述，探讨其优缺点及相应的解决办法，最后进一步介绍该支架的应用前景。

一、镁基合金生物可降解支架的研究历程

2003年，Heublein等[17]首次报道了AE21镁合金可降解支架动物实验，在11只家猪的冠状动脉中内植入20个AE21支架（该支架主要成分为镁，其余还有2%铝和少量的稀土元素）。组织学研究表明，AE21镁支架在35 d就可观察到显著的新生内膜增生，主要原因是AE21支架的厚度不均匀、早期炎症以及支架对血管弹性层的损伤。除此之外，AE21支架的降解速度比体外预期实验（6个月）要快，不能给冠状动脉提供很好的机械支撑。随后，Biotronik基于WE43镁合金改良研发的新一代可降解镁支架（AMS-1支架），该支架无聚合物包覆及药物缓释涂层，通过新工艺改变支架结构并添加了不透射线的标记点。

2004年，Di Mario等[18]在33头 小 型 猪 冠状动脉内植入AMS-1支架。术后4周的定量冠状动脉造影（quantitative coronary angiography，QCA）显示，AMS-1组的最小管腔直径（minimum lumen diameter，MLD）大于对照组（1.49 mm vs.1.34 mm）。12周时，对照组支架的MLD保持不变（1.34～1.33 mm），而AMS-1组的最小管腔直径从4周时的1.49 mm显著增至12周时的1.68 mm（P＜0.001）。2007年，Erbel R等为了验证AMS-1的临床安全性和有效性，开展了首次针对人类的多中心、非随机、前瞻性的PROGRESS-AMS临床实验了8个中心的纳入63名冠状动脉新发病变的患者。早期随访时，实验未观察到心源性并发症，12月时主要不良心脏事件发生率（major adverse cardiac events，MACE）和靶病变血运重建发生率均 比 较 高（target lesion revascularization，TLR），相比4个月随访数据均有较高的增长（23.8% vs.26.7%和39.7% vs. 45%）。IVUS分析管腔的再狭窄原因及增生成分，主要为外弹性膜管腔缩小（42%），支架内内膜增生（45%）和支架外内膜增生（13%）。PROGRESS-AMS研究验证了AMS1的安全性，但是支架植入后内膜的增生和血管回缩问题成为其关注的问题。

AMS-2中支架横截面使用了更方正的截面（130 μm×120 μm）[19]以及更纯化的WE43 Mg合金，支架的降解速度减慢至9～12个月[20]，同时获得了更强的抗破裂压（1.5 bar AMS2 vs. 0.8 bar AMS1）。在AMS-3中，支架表面涂有可吸收聚乳酸-乙醇酸（PLGA）基质，以及紫杉醇洗脱剂（0.07 μm/mm2），可抑制植入术后新生内膜的增殖和支架内再狭窄（ISR）[21]。由于紫杉醇的释放速率依赖于PLGA的降解，而PLGA降解又依赖于其丙交酯的比例，所以Wittchow等人[22-24]测试了不同PLGA和紫杉醇比例的AMS-3支架涂层。最终，在活体猪的实验表明，85∶15 H（高分子量）版本配合8 μg紫杉醇能得到最好的抑制ISR效果，即为第一代DREAMS支架（drug-eluting absorbable metal scaffold，DREAMS 1G）。

基于DREAMS 1G的安全性和有效性确证试验也随之开展，Haude等[25-26]针对DREAMS 1G支架（直径3.25或3.5 mm，长度16 mm，预计降解时间9～12个月）进行了首次前瞻性、多中心临床实验（BIOSOLVE-Ⅰ）。该实验纳入来自欧洲5个中心的46名患者。6个月时观察到4%（2/46例）的靶病变损害并接受了再次干预，12个月时靶病变损害增加了6.6%（3/43例），3年随访时靶病变失败(target lesion failure，TLF)不变且未发现任何心脏死亡或支架血栓。晚期管腔丢失率（late lumen loss，LLL）3年内逐渐减小，相较于PROGRESSAMS的早期（4个月）数据大幅下降61%[20]。综上，BIOSOLVE-1临床数据证明可降解镁基支架DREAMS 1G具有相当的安全性和有效性。

2013年，BIOSOLVE-Ⅰ的3年长期数据还未发表时，DREAMS 2G的早期临床试验已经完成。DREAMS 2G相较于前一代，除了金属结构的调整，横截面调整为 150 μm×140 μm，表面涂层改用7 μm的可吸收聚左旋乳酸（PLLA）以及1.4 μm/mm2的西罗莫司洗脱剂。并且首次在支架的边缘增加了钽制标记物，具有了放射可视性。2019年，BIOSOLVE-Ⅱ[27]随访3年最新的研究显示，靶区病变失败率（TLF）为6.8%（2例心脏死亡，1例靶血管心肌梗死，5例靶病变血管重建）。未观察到确切的支架血栓形成。在12～36个月间观察到节段内和支架内的晚期管腔丢失（LLL）和直径狭窄程度略有增加（LLL：0.11±0.28 mm和0.13±0.30 mm，直径狭窄程度：3.8±10.1%和4.1±10.2%）。BIOSOLVE-Ⅳ实验[28]纳入了200名患者，植入后12个月确定的或可能的支架血栓形成为0.5%，靶血管心肌梗死为0.5%，TLR为4.6%。DREAMS 3G的支架厚度比前代更薄，植入后12个月内开始被吸收。

综上所述，以往的多项研究均集中在抑制管腔的再狭窄及抗血栓方面。理想情况下，支架植入后快速地覆盖内皮细胞，以防止血栓形成，同时最小化新生内膜增生，避免ISR。体外研究表明，镁可以抑制血管平滑肌细胞的增殖，同时促进内皮细胞增殖；临床试验中DREAMS支架的支架血栓形成率似乎较低，这使较短时间的双重抗血小板治疗（DAPT）成为可能。但是，2017年Cordula M. Felix等[29]对来自3个中心的808名患者在冠脉植入聚合物可吸收支架BVS后，回顾性收集了患者停止应用DAPT时间及并发症数据，得出6～18个月终止DAPT后，支架内血栓发生率更高（1.77/100 py；95%CI：0.66～4.72）。由此可知，即使在BMAS-Mg的植入治疗也必须进行6个月的双抗治疗。BMASMg确切的DAPT使用时间还未见相关报道，但是据现有的临床实验可知，BMAS-Mg12个月的规律双抗治疗是有益的。

二、镁基合金生物可降解支架的国内发展现状

近年来，我国在BMAS-Mg研究领域不断探索，其中代表性的是上海交通大学袁广银团队以及郑州大学关绍康团队。两支团队针对不同的镁合金成分分别设计了JDBM镁合金支架（Jiao Da biomagnesium series，JDBM）[30]和 MgZnYNd镁合金支架。

JDBM合金（Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr）由高纯度的Mg和Zn作为原料铸造而成。研究表明，JDBM合金具有可信的生物安全性以及在模拟体液（simulated body fl uid，SBF）中具有均匀的腐蚀性[31]。除此之外，JDBM还具有良好的抗血小板粘附性[32]。用于血管内支架的JDBM合金具有“高塑性中等强度”特性，在支架表面涂布保护膜或生物涂层[33-35]后，又可以明显提高JDBM合金的耐腐蚀性能。Mao等[33，35]通过动物实验，将JDBM植入兔子的腹主动脉，植入后进行血管造影、IVUS及组织学检查。研究表明，JDBM支架降解时间为6个月，和体外研究保持一致且具有均匀的腐蚀特性。短期内出现炎症细胞累积及新生内皮生成，炎症随着时间逐渐消退，直至实验结束未见血管闭塞。截至目前，JDBM合金支架还未进行临床实验。综上所述，JDBM合金具有良好的生物相容性、适宜的降解速度和径向支撑力，具有巨大的临床应用潜力。

MgZnYNd镁 合 金（Mg--2Zn-0.46Y-0.5Nd）支架是由郑州大学材料与工程学院自主开发，Zn1-3%，Y0.23-0.69%，Nd0.5-1%，余量为Mg[36]。Wu Q等[37]通过循环挤压压缩（CEC）提高了MgZnYNd镁合金支架的机械性能和耐腐蚀性。北京大学联合郑州大学进一步研制出聚硅氧烷（3-amino-propyltrimethoxysilane，APTES） 预 涂层技术，作为合金支架与药物涂层的中间层，发挥保护支架、降低镁合金的电位、降低腐蚀速度的作用。Liu J等[38]经体外验证，在聚硅氧烷的保护下支架不会引起过度的细胞增生以及支架内血栓的生成，而且单层APTES能够加速内皮化的进行。2017年，Liu J等[39]以精氨酸-亮氨酸基聚脲脲烷酯（Arg-Leu-PEUUs）作为生物可吸收镁合金MgZnYNd的保护涂层和生物功能涂层，应用于心血管支架。研究验证该支架具有更好的细胞相容性，并且在体外实验中能刺激人脐静脉内皮细胞释放适量的NO，以抑制血栓的生成以及抵抗再狭窄，使其能为冠状动脉提供更好的保护，更好地应用于临床。MgZnYNd镁合金不仅表现优良的可降解性和力学特性，通过涂布不同的表面涂层以及改变微量合金成分，又可以满足不同的临床需求，足见其可塑性及临床应用范围之广。

国内BMAS-Mg的材料学的多项研究已形成一定的国际影响力，但是在生物研究方面BMASMg多局限于临床前阶段，并不能完全证明其临床的适用性。临床方面，Magmaris BRS镁合金生物可降解支架（Biotronik AG，Bülach，Switzerland）于2019年在香港地区上市。一项包含中国香港6家医院的Magmaris BRS多中心临床实验[40]进一步验证了镁合金生物可降解支架的可行性。可见镁合金生物可降解支架研究在国内的应用方兴未艾[30]。

三、镁基合金生物可降解支架的研究热点

血管内支架植入术发明以来，血运重建成为许多复杂血管病变药物治疗的替代方案[41]，但其永久性植入的特点却为人诟病。为了使血管修复和支架降解速度达到一致以及减轻支架植入后的急性损伤造成的并发症，现有的研究通过表面涂布成分的改变[42]、金属锻造工艺和材料原料的配比[36]等方法不断改善支架性能，也促成了BMAS-Mg的成功上市，但是Absorb BVS的退市时刻提醒我们临床验证的重要性。BMAS-Mg植入病变血管后逐渐降解，支架的径向支撑力也随之减弱，同时血管的修复也在进行。在体内降解早期，镁合金的内在强度由于降解快速而不够高[43]。金属的腐蚀是一个复杂的内部（材料和表面）和外部（环境）相互作用的过程，需要考虑的参数包括温度、pH值、缓冲液、气体环境、无机离子、氨基酸、蛋白质、细胞和血流动力学条件[44]。如何在病变血管内皮修复、支架降解速率、病变的个体化设计等方面找到BMAS-Mg降解速率和血管修复的平衡点将成为未来研究的热点。