生物可降解金属基支架的应用进展

周生刚，游远琪，徐 阳，曹 勇

(昆明理工大学 材料科学与工程学院，云南 昆明 650093)

0 引言

人口老龄化和饮食习惯的发展使冠状动脉疾病的发病率不断增加，冠状动脉疾病是全球人类生命健康最大的杀手，平均每10例死亡中就有3例是因为心血管疾病引起[1-2].为了治疗该疾病，血管支架植入术在上世纪八十年代应用于临床,并得到飞速发展和应用[3].自该术应用以来，对于可植入血管支架类型的发展主要经历了三个阶段，裸金属支架(BMS,Bare metallic stent)、药物洗脱支架(DES,Drug-eluting stent)、生物可降解支架(BRS,Bioabsorbable stent)[4].自从1986年首次植入由裸金属制成的冠状动脉支架以来，对心血管支架的研究就特别集中在材料上，以提高临床疗效.尽管裸金属支架(BMS)是一种创新方法，但同时也引起各种副作用：支架内再狭窄、内膜增生和支架内血栓形成等[5].此外，植入BMS的患者一生都必须将其植入体内.为了解决这一医学难题，就要求植入的材料会随着时间的流逝以可预测的方式消失，这样的材料被称为“可生物降解的”“可生物侵蚀的”和“可生物吸收的”.目前，生物可降解金属和生物可降解聚合物都已应用于可降解血管支架.尽管聚合物支架相对于裸金属支架有着质量轻，对血管造成负担小，更好的柔性以及不会干扰磁共振成像(MRI)呈像等优点.但聚合物基支架血栓的发生率更高以及支架所提供的径向支撑不足，让人难以接受[6].相比之下，可生物降解金属支架表现出比聚合物基支架更好的性能，如机械强度和生物相容性，可以解决聚合物基支架中这些局限性[7].在BRS应用中考虑的可生物降解金属包括镁(Mg)基合金、锌(Zn)基合金和铁(Fe)基合金[8].这些合金的基础材料是人体所需的新陈代谢元素，支架降解产物浓度也在人体可接受范围[9].因此，由这些金属及其合金制成的医疗设备有可能通过生理手段被吸收，从而使它们成为“可生物降解的金属”.

1 冠状动脉疾病治疗方案中生物可降解支架的迫切需求

血管支架引入临床的治疗目的不是为了消除血管阻塞，而是在血管内提供更大的管腔，撑开血管狭窄区域从而使血液流动正常流畅[10].而之前使用的的血管支架是永久性植入支架，血管支架在疏通血管堵塞后建立稳定的血管通道保证血液的正常流动，已经完成其最初植入的使命，而继续留存下来的支架将有可能引发炎症，甚至是再次的狭窄.因而，可降解的生物支架被提上议程.

生物可降解的支架可提供机械打开支撑，防止血管过早回缩，在植入后发生生物降解并保持其良好的机械支撑性[11-12].理想状态下，生物可降解的支架在植入3至6个月期间应缓慢降解，保持其最佳机械性能.此后的时间里，尽管机械支撑性降低，但血管已恢复一定健康，不会引起植入部位周围血管壁的损伤与支架坍塌.生物可降解支架植入后，在12至24个月的时间中支架完全降解是比较理想的时间，两个重要的时间参数很大程度上取决于支架的类型材料和植入部位[13].因此，为了确定最佳材料，必须对可生物降解支架与周围植入部位的相互作用进行研究选取合适的支架材料.生物可降解支架的成功很大程度上取决于材料本身.因此，当前迫切需要选择和设计出最合适的生物可降解材料.

2 生物可降解金属支架研究动态

2.1 Zn基生物可降解支架

理想的生物可降解支架材料必须具有适当的降解和服役时的机械性能以及出色的生物相容性.尽管锌满足降解和生物相容性要求，但使用纯锌制造的支架机械强度差，在铸造和锻造条件下，锌的极限抗拉强度(UTS)仅分别为20 MPa和120 MPa[14- 15].这些值远低于血管支架材料所需的基准值(UTS约为250 MPa).幸运的是，Zn通过与各种对人体无毒无害元素的合金化，为冶金操作提供了更大的自由度.除了合金化以外，通过热机械处理引起的晶粒细化还可以进一步改善铸造锌合金的机械特性[16-17].

现有的锌合金(最常用于压铸)包含大量的铝(例如ZA8、ZA12和ZA27)，仅研究了有限数量的锌合金系统作为潜在的可生物降解材料[15-16, 18-23].由于Mg、Ca、Sr和Mn是人体必需元素[24- 25]，因此它们应作为生物医学Zn合金的合金元素的首选.对于可生物降解的合金，在初始设计阶段最好避免使用具有潜在毒理学问题的元素，或超过人体可接受的浓度.合金的降解产物还应该是无毒的，并易于被周围的组织吸收.作为一种开发良好的生物相容性金属，Mg是锌合金元素的明显选择.Zn-Mg二元合金有望在保持高生物安全性的同时具有出色的机械性能.根据图1所示的Zn-Mg相图，在364 ℃条件下，Mg在Zn中的最大溶解度约为0.1%(质量分数)[26].

图1 锌镁平衡相图Fig. 1 Zn-Mg equilibrium phase diagram

MOSTAED等[15]制定了一系列Zn-Mg二元合金，其Mg含量在0.15%～3.0%之间，如图2(a)～图2(c)所示.可以发现在低共熔成分(3.0%Mg)以下，合金的微观结构由主要的α-Zn树枝状晶粒以及主要位于晶界处的Zn + Mg2Zn11共晶组成.Mg含量的增加导致低共熔混合物的体积分数的增加和合金晶粒尺寸的减少.最终，在Zn-3.0Mg合金中获得了具有Zn和Mg2Zn11细小交替薄片的完全共晶结构,见图2(d)[21].

SHEN等[17]添加1%以上的Mg含量，导致脆性共晶的体积分数增加，合金延展性和断裂韧性降低.因此，对于Zn-Mg合金生物可降解支架必须改善Zn-Mg合金的性能添加其他合金元素或进行处理.最近研究了在一些锌合金中添加微量元素如钙(Ca)、锶(Sr)和其他必需微量元素如锰(Mn)的方法[20, 22-28].LIU等[23]报道，在Zn-1.5Mg合金中添加0.11%的Sr和Ca可将抗拉强度分别从151 MPa提高到209 MPa和241 MPa，但断裂伸长率仍低于2%.

MOSTAED等[15]将Zn、Zn-Mg和Zn-Al二元合金在Hank's改良溶液中浸泡后，对Zn、Zn-Mg和Zn-Al二元合金进行了压缩试验，以评估腐蚀对材料机械性能的影响.将压缩样品浸入Hank's改良溶液中两周后，Zn-Mg合金的压缩屈服强度下降了20%，并且随着Mg含量从0.151%到1%的增加而下降，该结果归因于第二相的体积分数增加，引起局部腐蚀.

2.2 Mg基生物可降解支架

镁是最重要的微量营养素之一，人们已经广泛研究了其在生物系统中的作用.镁的抗心律不齐特性是将其引入血管支架植入术中的主要原因之一[29].实验表明，镁在缺血性血管损伤中具有令人鼓舞的结果，均能减少心肌梗死面积.在动物实验中，镁元素显著减少了急性支架血栓形成[30-32].最近一项临床研究显示了镁在接受非急性经皮冠状动脉介入治疗并植入支架的患者中的可行性[33].在可降解金属的动物研究中，基于镁合金的支架改善冠状动脉支架置入结果的另一种可能性是调节血管活性物质从血管壁的释放，未发现因血栓形成而引起的早期再狭窄问题，显示出镁离子通过抑制内皮素的产生来预防内皮素诱导的血管收缩能力[34- 35].

大多数金属支架具有快速的降解率.HAUDE等[36]在Mg基可降解金属支架的实验研究中发现，由于侵蚀产生的电负性电荷，显示出抗血栓作用.镁合金金属支架在人体血液环境影响下变为无机盐，并且没有明显的炎症反应.由于镁合金基支架降解时间短，很难保留到动脉血管重建完成，支架的支架厚度被血液侵蚀逐渐减少，镁合金支架直到3个月后完全被侵蚀.在刚置入的几天内，支架的径向强度也会在早期减弱少许.术后4个月血管内超声显示，45%的不良反应是由于新生内膜增生，42%是由于负性重塑，13%是由于支架表面的斑块面积扩大.此外，病灶血运重建率非常高(45%)，12个月时支架丢失发生率为42%.虽然该研究指出Mg基支架在4个月内被安全腐蚀，但由于短径向支持时间仍然存在一些安全问题[37]，因此，降低生物可降解金属支架的被血液侵蚀率，以使径向力在支架内长期维持是非常重要的.

据报道，纯镁(99.95%～99.99%)在生物流体中具有较快的腐蚀速率，使其不适合用作植入材料，但合金化可减轻这一缺陷[38].腐蚀方式取决于所引入元素的类型、加工历史和可生物降解金属的微观结构.大多数的二元Mg基合金都包含第二相，这会加速微电偶腐蚀，导致较低的耐蚀性，在镁基支架应用中是不利的[39].通过添加稀土元素使晶粒细化有助于增强其拉伸性能和耐腐蚀性，广泛采用稀土元素(例如钇)来提高Mg合金(例如WE43)的耐腐蚀性[40].WE43是临床试验中应用最广泛的镁合金，目前研究最多的两种临床支架AMS和Magic支架均由WE43制成. WE43合金类似地具有次级相，但产生了更细的颗粒，该颗粒分布在晶粒中.据了解，与纯Mg晶粒相比，更细的阴极相和阳极相彼此相对更靠近，并且分布更均匀，从而使WE43的腐蚀过程更加均匀[41]，提高了耐腐蚀性和机械强度，尤其是径向强度[42-43].

2.3 Fe基生物可降解支架

316L不锈钢(SS316L)是制造生物可降解支架最常用的支架材料，被认为是开发新的支架生物材料性能的参考标准，因为它兼具耐用性、可加工性、耐腐蚀性和生物相容性[44-46].SS316L在强度和伸长率之间具有良好的平衡性,其出色的机械性能使支架厚度更薄，并在球囊扩张期间满足支架的塑性要求.另外，SS316L的优越性使其可以根据支架的最大直径保持血液泵送后的血管形态[47].

与Mg基和Zn基生物可降解金属支架一样，SS316L支架通过血液腐蚀，在生理介质中降解，但SS316L支架的降解速率不利于该应用[48].316L固有的更长的降解时间具有与裸金属支架相似的缺点，出现支架内再狭窄、支架内血栓的几率大大提高[49].考虑到在冠状动脉支架中的应用，必须在保持其机械完整性的同时相应地调节降解速率.通过电铸来增加晶界的体积可以降低铁的耐腐蚀性，将Fe与Mn、Pd、Co、W、C、Si和S等元素进行合金化以用于特定的生物医学应用，可得到拥有更快降解速度、机械性能和生物相容性的Fe合金[50].Fe中添加了Co、W、C和S，有助于改善拉伸性能和腐蚀速率.Fe-30%Mn和纯Fe相比，在Fe-30%Mn中添加6%Si后，降解腐蚀速率提高了53.7%[51].Cimpoesu等[52]将Mg和Ca引入到Fe-10%Mn-6%Si合金中以加速腐蚀过程，腐蚀速率约为700 μm/年.向Fe-10%Mn中添加1%Pd可以提高抗拉强度，但由于Pd会导致晶粒硬化从而降低了伸长率.由于新形成的金属间相形成较大的电位差，增加了腐蚀速度，促进了电化学腐蚀，腐蚀了铁基体[53].

抛开降解速率问题，与大多数金属生物材料相比，铁是具有磁性的，这可能会干扰磁共振成像(MRI)呈像[54].它们降解得太慢，并且牢固的降解产物(主要是氧化铁)保留在包囊的新内膜中，从而恶化了血管组织的再生[55]，影响支架周围的组织，并最终导致炎症反应、过敏反应和组织损伤[56].由于离子向周围组织的释放，SS316L[54]的生物相容性也是一个问题.特别是SS316L支架释放镍、铬和钼离子会刺激局部免疫反应和炎症反应，从而导致增生和再狭窄[57].血管内生物材料的不锈钢释放出的镍和铬离子可能会损坏放置支架的人体组织，需要进行其他调查研究以减少镍和铬离子的释放量，以制造用于血管内支架的更安全的生物材料.

3 生物可降解金属支架对比

在体外的研究过程中，化学浸镀 (ASTM G31)[58]和电化学 (ASTMG59)[59]是模拟支架在体外降解的两种常见方法，使用这两种研究支架降解行为与评估支架合金对血管细胞活力的影响.此外，还使用了动态浸泡试验来模拟人冠状动脉的情况，表明剪切应力对降解后支架的行为具有重要作用.同时，ISO 10993-5:1999标准提供了一种适合进行细胞活力测试的方法，由于其快速和不太复杂的协议，那些体外测试方法可以用于初步筛选最适合在体内进行研究的材料.PEUSTER 发表了两篇关于金属生物降解支架的初步体内研究:(1)在16只新西兰大白兔主动脉内植入铁支架[60];(2)将AE21镁合金支架植入猪冠状动脉中[61]，这些开创性的工作已经证明了可降解金属在心血管应用中的潜力.表1比较了各材料之间的性能.

表1 SS316L、纯铁、镁合金金属的性能对比

在猪主动脉中对Mg基支架的长期生物相容性进行了评估(见图3(a)[64])，结果显示，Mg基与SS316L支架(对照组)的新生内膜细胞增殖量相似，而且未发现任何由于腐蚀产物导致的相关毒性[65].同时对幼年家猪冠状动脉内的Mg基支架进行了评估，结果显示，与对照组相比，Mg基支架在血管重建参数方面表现更加优秀[66].另一项研究表明，Mg基支架释放的Mg2+离子减少了血管平滑肌细胞的增殖，这是支架内再狭窄的相关[67].此外，这些研究表明了Mg基支架的安全性，尽管快速且超出预期的降解速度是Mg基支架美中不足的特点之一.

(a)Fe基支架 (b)Mg基支架图3 两种金属生物降解支架在其扩展状态Fig.3 Two metal biodegradable stents in their expanded state

在猪冠状动脉中评估了Mg合金支架(见图3(b)[64])，结果显示，与SS316L(对照组)支架相比，即使存在一定程度的降解后的血管壁后侧反冲和内膜增生[68]，Mg合金支架降解后的产物与新内膜形成的相关性更小.一项涉及辅助血管近距离治疗(VBT)的后续研究得出结论:VBT治疗可进一步改善植入支架管腔附近血管内膜细胞增生，且对支架降解后期反冲没有任何影响[69-70].表2金属支架植入人体试验报告的主要发现：镁合金材料在腐蚀降解过程中释放合金元素离子产生氢气，其腐蚀降解产物在不同程度上影响局部细胞和组织，降解产物浓度过高造成支架周围血管内皮不良化和平滑肌细胞过度增殖.

表2 金属支架植入人体试验报告的主要发现

镁基生物可降解支架作为一种非生物物质，植入后会非特异性地吸附生物大分子.一方面，这种非特异性吸附有利于细胞附着和增殖；另一方面，它可能引发血小板炎症或异物反应.研究结果一致认为的是，所有的植入研究都建议延长镁合金支架的降解时间.此外，人体组织与生物材料(不仅是基于镁的材料)之间的信号传导途径和串扰仍然难以捉摸.我们认为，解决这些问题将有助于进一步推动生物可降解镁合金支架应用于市场.

4 结 论

生物可降解材料在医学上发展进步明显，在过去二十多年里，越来越多的前沿生物材料被研发出来.就生物可降解金属血管支架而言，其在临床方面具有革命性的作用，但支架植入引发的相关并发症仍然是一个主要问题.理想的生物可降解支架材料应具有与组织愈合速率匹配的腐蚀速率、足够的机械性能和生物相容性.如何使材料的降解速率与愈合速率相匹配的同时还保持足够的机械性能仍是一个难题.支架材料的成分设计、加工工艺与支架结构设计的结合将是未来生物可降解金属血管支架改性的常见策略.生物可降解支架技术仍处于起步阶段，需要进一步开发优化.毫无疑问，未来的生物可降解金属支架将影响冠状动脉血管疾病的许多方面.