可降解支架

可降解支架（精选八篇）

可降解支架 篇1

食管癌是常见的消化道肿瘤,全世界每年约增加40万病例,每年约有35万人死于食管癌,是死亡率排名第六的常见恶性肿瘤之一[1]。自膨式金属内支架自1983年Frimberge[2]首次用于治疗食管狭窄以来,因其操作简单、安全,短期疗效显著,可延长患者生存期,目前已被临床广泛应用。然而金属支架对于人体来说是一种异物,传统的不可降解食管内支架应用于食管恶性狭窄,并发症为疼痛、支架移位、上消化道大出血、再狭窄、气管狭窄等,而良性狭窄放置该类支架后并发症发生率极高,故其使用受到限制[3]。自从1988年Stack[4]等研制生物可降解支架以来,其受到国内外学者的广泛关注,已成为近几年来一个比较热门的话题,它主要由生物可降解或者可吸收的材料制成,在管腔内短期成形,具有良好的生物相容性,在人体特定的病理过程中完成它的治疗使命后最终在体内降解消失,并可以根据临床的需要调节支架降解时间,避免了永久性支架的并发症[5~6]。

2.可降解食管支架材料的选择

目前临床应用的可降解支架大致分为两大类:生物可降解金属支架和生物可降解高分子支架。随着对可降解材料的深入研究,也已开发出了一些比较适合于制备支架的可降解材料,最初的生物可降解支架是由PLA组成的,它所用的原料是天然产物乳酸,可以由玉米或薯类经加工成淀粉并经发酵大批量廉价制得,其合成方法一般由原料乳酸在一定条件下缩聚而成。由PLA制作支架用于食管内的动物实验研究较少,但是血管内研究较多。STACK等[4]研制开发了早期的生物可降解支架,此种支架为自扩张式支架,它是由PLLA制成,体外实验可以承受133 k Pa的压力达30 d之久。血管内的动物实验研究显示,聚乳酸支架血管壁局部有明显的炎症反应、平滑肌细胞增殖,由于PLA支架的缺点,研究聚乳酸复合成分材料就显得尤为重要,但由于食管特有的p H的人体环境、成本预算等一系列原因,这类材料研究热度也逐步下降。

近几年出现了另一种新型支架—ELLA食管支架,这种支架是由一种典型的生物可降解材料—PPDO(聚对二氧环己酮)制成的,聚对二氧环己酮是一种具有良好生物相容性、生物可吸收性和生物降解性的脂肪族聚酯。其分子链中独特的醚键,使其还具有良好的柔韧性,是理想的手术缝合线材料。丁宗励等[7]对可降解支架材料聚对二氧环己酮在模拟人体内环境下体外降解进行研究,发现高相对分子质量PPDO在中性及碱性环境中的降解较酸性环境慢,且具有很好的稳定性。而在强酸性环境下其降解加快,水解是PPDO的主要降解机制,提示在严重的反流性食管炎等情况下,以PPDO材料制成的食管支架可能需要加抗反流装置,以减少酸性物质对支架的降解并且减少患者的不适症状。

目前临床仅有用聚对二氧环己酮整体编制的生物可降解食管支架植入后的临床报告,并且并发症比较严重,短暂扩张作食管良性狭窄,随后由于刺激导致的食管黏膜过度增生,甚至导致再狭窄,同时支架移位的比例相当高。这种副作用和生物可降解食管支架的编制方法以及其结构引起的高强度机械刺激密切相关。

3.新型可降解覆膜食管支架的制备及结构

我们开发的可降解覆膜食管支架的结构主要包括:可降解材料聚对二氧环己酮分段编制的网状体结构、聚乳酸裙叠式可降解覆膜、显影标记以及特殊固定结,如图1所示。其中,网状体结构由多段次网状体组成,该多段次网状体间通过串接结构体进行串接,使该多段次网状体在受力下,相对彼此可进行一定程度弯曲,并在该多段次网状体间形成了一个通道,且网状体结构的两个外侧的次网状体(杯口单元)比内侧的次网状体(主体单元)具有较大的管径。其网状体结构用USP1号聚对二氧环己酮丝双股丝编制,而串接结构体用USP0号聚对二氧环己酮丝单股丝编制,内侧的主体单元次网状体每段长度为10mm,两个外侧的杯口单元次网状体长度为10mm,直径较主体单元扩大6mm,串接结构体长度为4mm。覆膜支架的分段设计能够使支架在食管狭窄部位发挥支撑作用的同时各段间可相对自由运动,如图1~3所示。图1说明网状结构体的第一种状态。图2说明网状结构体中多个次网状结构体之间在受一定的力量后,进行彼此间弯曲角度的状态。图3说明网状结构体被挤压时的形变。另外,网状体结构的材质也可以是聚乳酸及其改性物(poly-L-lacticacid,PLA)、聚碳酸酯、聚羟基乙酸(polyglycolicacid,PGA)、聚己内酯(polycaprolactone,PCL)或聚对二氧环己酮(Poly-p-dioxanone,PPDO)、明胶、聚乙二醇或一种及多种的组合,以及生物聚酯、生物纤维素、多糖类和聚氨基酸等,且串接结构体也可以根据需要采用不同的材质制作。

聚乳酸裙叠式可降解覆膜包覆在各分段的外表面,覆膜位于支架两端部分超出支架主体单元5~10mm,呈做成裙边状,用于防止增生,裙叠式可降解覆膜的包覆工艺可采用缝合、浸渍和静电纺丝等方式。另外,显影标记可以为金属或非金属材质,可将一个或多个显影标记,附加在多段次网状体之上,用以提供人体造影时识别该人体医疗支架在人体之植入位置。在支架杯口边缘靠近中间段,可采用USP2#聚对二氧环己酮丝各对称打4个特殊固定疙瘩结,中间段可以打多个疙瘩结,从而起到固定支架的作用,降低支架移位或脱落的风险,若特殊固定结材料具有显影性,可直接作为显影标记使用。覆膜还可以是聚氨酯、聚羟基乙酸、聚己内酯或聚对二氧环己酮,生物聚酯、生物纤维素、多糖类和聚氨基酸等,实际材质可根据要植入的人体部位进行适当的调整。

4.可降解覆膜食管支架的应用

将分段式支架置入巴马猪体内后无支架移位发生,共10个阶段,如图4所示,按照自左向右,自上而下的顺序,依次标记为W1至W5,W6-W10,在W2阶段即开始出现支架材料聚对二氧环己酮(PPDO)的降解,在W4阶段出现支架材料聚对二氧环己酮(PPDO)的明显降解,W6阶段出现支架材料聚对二氧环己酮(PPDO)的断裂,W7阶段出现支架结构的大片脱落,W8阶段支架完全降解;支架置入巴马猪体内后,未出现食管黏膜出血、穿孔以及溃疡形成;支架材料聚对二氧环己酮(PPDO)引起的黏膜过度增生为可逆性的黏膜反应;在W2阶段出现食管组织明显黏膜增生,W2阶段达到高峰。随着支架材料的降解,食管黏膜过度增生程度逐渐减轻,主要位于支架材料聚对二氧环己酮(PPDO)与食管黏膜贴合的部位,当支架完全降解后,黏膜增生已经不明显,W9阶段放置支架的部位黏膜残留有少许白色疤痕,W10阶段支架基本消失。

5.结论

本研究的可降解支架的分段设计能够使支架在食管狭窄部位发挥支撑作用的同时各段间可相对自由运动,多段次网状体间进行柔性串接,使多段次网状体在受力下,某一段网体受力,并不会传递到下一分段网体,减少整体支架受力的频次,降低支架移位比例。由于网体间柔性连接,彼此间可相对进行一定程度弯曲,支架整体可以无应力弯曲,更好顺应人体腔道生理结构;在消化腔道多频次的蠕动波作用时,支架整体可以降低蠕动波幅,吸收部分蠕动能力,从而减缓对人体腔道的机械刺激,缓减增生并发症;尤其是杯口端部的刺激强度和频次会大幅度下降,杯口增生程度会降低很多。

另外,网状体结构的两个外侧的次网状体比内侧的次网状体具有较大的管径,可为喇叭体、杯状、球状、蘑菇状结构,或者其他循序放大体,可以在端部产生较大扩张当量,以避免腔道内部塌陷。通过多段次网状体内之通道,保持固体、液体或气体顺利由人体医疗支架之一侧通到另一侧。同时支架两端部受力较强,大杯口可有效防止支架移位,固定人体支架。

同时,裙叠式可降解覆膜方式为多段次网状体相对运动提供了空间,不会限制及影响多段次网状体的位移、弯曲、蠕动等;覆膜隔绝了支架丝材与消化道内壁的直接接触,如组织液、粘液等,有效保护了可降解丝材,延长了支架的降解时间,在治疗时间内,使支架可以充分的支撑起腔道狭窄,不会因为降解过快,导致过早的塌陷;并且改变了裸支架与消化腔道支架的线接触模式,变为面接触模式,有效缓减刺激强度,同时网面膜材可以阻止肉芽向支架腔内发展。

因此,本研究所提供的更安全,增生、炎症反应和移位率底,不需再取出,以及造影时可快速辨识是否移位等置放状态的人体支架将会在临床上具有较好的应用前景。

摘要：食管支架置入术已成为治疗患者的食管狭窄的重要手段,随着技术的发展,生物可降解支架由于能在短期内支撑管腔,最终在体内降解,而被广泛研究。然而目前可降解食管支架临床研究结果显示,其并发症比较严重,如食管黏膜过度增生、再狭窄,并且支架移位的比例相当高。为了解决以上问题,本研究的目的在于提供一种可有效防止移位、降低增生的新型生物可降解覆膜食管支架,其结构主要包括聚对二氧环己酮分段编制的网状体结构、聚乳酸裙叠式可降解覆膜、显影标记以及特殊固定结。支架的分段设计能够使支架在食管狭窄部位发挥支撑作用的同时各段间可相对自由运动,而裙叠式膜材的存在,最大程度降低对食管非狭窄部位的持续性刺激作用,避免了因为可降解支架主体持续刺激食管黏膜引起的过度增生现象,同时,特殊固定结以及分段结构可使得一段受压变形,其余网格节段正常扩张,支架不易移位。

关键词：食管支架,可降解,覆膜,分段

参考文献

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[2]Frimberger E.Expanding spiral--a new type of prosthesis for the palliative treatment of malignant esophageal stenoses.Endoscopy,1983,15 Suppl 1:213-214.

[3]辛利达,刘胜,吴军.食管内支架治疗食管良恶性狭窄20例分析.中国中西医结合影像学杂志,2007,228-229.

[4]Stack RS,Califf RM,Phillips HR,et a1.Interventional cardiac catheterization at Duke Medical Center.Am J Cardi01,1988,62:3F-24F.

[5]丁宗励,施瑞华.生物可降解消化道内支架的研究进展[J].国际消化病杂志,2010,30(3):168-172.

[6]肖越勇,张金山,崔福斋,孟波.新型生物可降解高分子支架[J].中国医疗器械信息,2004,10(2):12-14.

可降解塑料de发展 篇2

可降解塑料顺应环保要求 全球塑料的年产量达1亿吨以上.其中很大部分应用于分装行业.由于塑料来源丰富,价格低廉,在作为包装材料和其他制品的.回收和回用方面至今仍为一薄弱环节,这不仅是一种资源浪费,而且严重污染环境,影响人类的生存和发展.

作 者：白木 周洁  作者单位： 刊 名：中国石油和化工 英文刊名：CHINA PETROLEUM AND CHEMICAL INDUSTRY 年，卷(期)： “”(2) 分类号：F4 关键词： 

生物可降解支架的发展与测试 篇3

关键词：生物可降解支架,金属材料,聚合物材料,降解

目前, 人口的不断老龄化, 使得中国正式进入心血管疾病暴发的窗口期, 并呈现出发病年轻化的趋势, 每年我国死于心血管疾病的患者近300 万人, 患有各种心脑血管疾病人群数量已约3 亿。到2020 年, 中国每年因心血管疾病死亡的人数预计将达400 万。

心血管疾病的常用治疗方法是药物治疗、外科手术及微创介入治疗。而心血管介入治疗技术已经从球囊血管成形术到金属支架、药物涂层支架, 发展到第四代生物可降解支架。

金属支架存在很多的不足, 如形成亚急性血栓、冠状动脉瘤、抗凝带来的出血、植入支架的血管发生再狭窄等。为解决或者避免这些问题的发生, 第四代血管支架, 也就是生物可降解支架成为未来的趋势。预计2014 年全球生物全降解支架市场容量为31 万个, 并从2014 年到2018 年以年均31% 的速度增长, 2018 年达到90 万个。2014 年市场约8 亿美元, 2018 年约26 亿美元, 年均34% 的速度增长 (图1) 。

生物可降解支架的优点

生物可降解血管支架是血管支架最具有潜力的发展方向, 其不仅具有良好的生物相容性能, 而且在经过暂时的支撑血管壁后最终降解, 对人体无刺激, 减少了血栓和再狭窄的发生, 能够对病变处血管保持通畅提供更好的治疗。

与金属支架相比, 生物可降解支架具有如下优点: (1) 可避免金属支架长期存留所带来的晚期支架内血栓风险; (2) 支架被吸收后可恢复血管正常收缩性, 有利于血管的正性重构; (3) 可降解支架既可承载抗增殖药物, 又可携带比金属支架涂层更多的药物; (4) 可在同一病变处进行多次介入干预, 不会产生支架重叠带来的问题; (5) 消除了过多支架植入导致的冠状动脉“金属化”; (6) 避免了长期服用双联抗血小板药引发的出血风险; (7) 具有核磁共振 (MRI) 相容性; (8) 可用于患病的儿童[1]。

1 生物可降解支架的设计理念和目标

生物可降解支架的设计理念通俗的说就是在需要它的时候完成好应有的功能, 在完成使命后退出历史舞台。具体包括下面几个方面。 (1) 生物降解支架的功能初期像金属含药洗脱支架, 然后在体内全部吸收; (2) 血管重建时没有永久金属残留物, 从而恢复血管对生理刺激的自然反应, 有助于血管晚期扩张改建, 并有助于今后的再介入手术; (3) 去除了长期炎症的刺激, 从而有可能减免长期服用抗血小板药; (4) 与非侵入型诊断造影技术相容, 允许非侵入型的随访。

2 生物可降解支架的材料

生物可降解支架由可吸收材料制成, 包括金属材料和聚合物材料, 在短期内支撑血管, 重建血路, 而后随着基体的新陈代谢降解为无毒的产物。理想的可降解材料需要和血管壁有较好的匹配, 并且不能产生明显的炎性反应。所以应具有如下的材料学特性[2]: (1) 具有良好的生物相容性能和生物可降解性能, 即没有明显的免疫性、炎性反应以及细胞毒性, 在体外和体内的降解和吸收速率应与细胞和组织生长速率相匹配; (2) 具有足够的支撑力, 使得在血管狭窄扩张后弹性回缩的高危阶段提供理想的机械支撑, 在患者的正常生活活动过程中不会造成塌陷; (3) 支架表面理化性质要有助于细胞的黏附、增殖和分化; (4) 可以加工成各种形状和结构, 易于重复操作; (5) 材料易于消毒。

2.1 金属材料

金属可降解支架目前所采用的金属多采用铁、镁合金, 因铁、镁易降解、具有良好的生物相容性, 且其降解产物可参与新陈代谢。

2.1.1 铁

2001 年, Peuseter等首先研究金属铁支架在血管中的应用, 他们用纯铁 (Fe含量大于99.8%) 激光雕刻成与临床上金属支架相似的支架 (PUVA-AS16) , 支架植入到16只新西兰兔的降主动脉处, 6~18 个月内没有血栓的发生, 也无不良事件的发生, 局部血管壁无炎性反应, 平滑肌细胞也无明显的增生现象。

与其他可降解支架材料相比, 铁及铁合金具有以下优势[3]。 (1) 力学性能。铁及其合金具有较高的弹性、强度和塑性。铁的弹性模量大于316L不锈钢及镁, 支架径向支撑力较聚合物及镁基材料具有较大优势。虽然铁的屈服强度和抗拉强度接近, 理论上会导致铁支架在植入过程中发生断裂, 但铁支架已成功植入兔子和猪体内。 (2) 降解性能。铁的标准电极电位为~ 0.44 V, 是一种易腐蚀材料。相对于镁, 铁的活动性较弱, 腐蚀降解较慢。镁基材料降解生成的氢气会聚集在晶界和位错原有的微隙内, 形成局部高压, 引发材料的脆性断裂, 同时生成的氢氧根会导致局部p H值的上升而抑制细胞生长。铁基材料在降解时也存在生成氢气和氢氧根等问题, 但其降解速率慢, 基本不会产生影响。 (3) 生物相容性。铁是体内营养元素之一, 是构成血红蛋白、肌红蛋白、细胞色素和多种氧化酶、代谢酶的重要成分, 是人体维持生命、进行细胞呼吸活动的催化剂。成人体内铁的含量为4~5 g。不锈钢具有类似的血液相容性。可降解铁支架质量较小, 且降解缓慢, 释放出的铁元素含量远小于血液中铁元素的含量, 不会导致全身毒性。 (4) 抗再狭窄。

2.1.2 镁合金

Heublein等首先用镁合金AE21 作为可吸收金属支架材料, 以镁作为主要成分, 此外还含有2% 的铝和1% 的稀有金属。支架中镁的总含量3~6 mg, 植入后局部无明显不良反应。在猪的模型植入镁合金支架后结果形成较少的血栓和轻度炎症, 容易发生血管正向重构。与其他医用金属材料相比, 镁具有以下特点[4]。 (1) 力学性能。力学性能优良, 镁密度低, 是工程应用中最轻的金属材料;加工和铸造性能优良, 可以通过几乎所有铸造工艺获得所需要产品。 (2) 降解性能。镁在体液中容易腐蚀, 可实现在人体中的降解吸收。 (3) 生物相容性。生物安全性高, 镁离子是细胞内仅次于钾的阳离子, 它在机体新陈代谢中发挥重要作用。

另外镁无磁性, 不干扰CT和MR成像;资源丰富, 价格低廉。

但是在体液中腐蚀过程过快和力学性能不够强是纯镁的两个最主要缺点。腐蚀过快一方面使材料降解生成的氢气、镁离子、氢氧根等离子对人体产生毒害作用;另一方面, 支架短时间内丧失完整性及力学性能, 达不到预期效果。为降低腐蚀速度, 改善力学性能以及提高生物相容性, 目前主要通过纯化、合金化、保护涂层和表面改性等方法来改良镁合金。合金化将能够提高金属力学性能和耐腐蚀性能的元素加入镁合金中来, 这些合金元素包括铝、钙、锰、锌、硅、锂、锶、锆、钇和稀土元素 (铈、镨、钕、钆、铱) 等。目前大部分研究中的镁合金含有铝和稀土元素, 但铝对神经细胞和成骨细胞有毒, 且稀土元素在体内代谢途径不明, 因此仍需要大量的基础与临床研究证实其安全性和有效性[4]。

2.2 聚合物材料

目前常用的生物可降解聚合材料有:左旋聚乳酸 (PLLA) 、聚羟基乙酸 (PGA) 、聚已内酯 (PCL) 、聚羟基烷酸酯 (PHA) 、聚丁二酸丁二醇酯 (PBS) 和聚乳酸/聚羟基乳酸 (PLGA) 共聚物。

Stack等首次尝试采用可吸收、自膨胀的聚乳酸材料制备支架。动物实验显示可以明显减少植入支架后的再狭窄, 但是在猪的冠状动脉中发生了轻度的炎症。聚乙醇酸、聚己酸内酯、聚羟基丁酸戊酯等在植入后血管壁局部有较明显的炎症和增生反应。当研究人员用高分子聚乳酸材料时 (相对分子质量321000) , 设计成Z型螺旋状弯曲结构, 可以明显减轻局部炎症, 但是降解速率慢, 并且支架植入扩张的热量会破坏血管壁从而形成血栓。增加药物涂层的聚乳酸可降解支架, 如络氨酸激酶拮抗剂涂层Igaki-Tamai支架和双螺旋聚乳酸紫杉醇涂层支架虽无法避免血管壁炎症的问题, 但是能够明显减少支架内再狭窄问题。聚合物支架与金属支架相比, 机械性能尤为不足, 达不到金属支架的支撑力, 并且容易回缩, 材料相对松散, 限制了在小血管的应用[5]。

2.3 多聚合物可降解支架的局限性

(1) 聚合物支架与金属支架相比, 机械性能尤为不足, 达不到金属支架的支撑力, 从而使支架较厚, 并且容易回缩, 材料断裂应变, 弹性模量较低, 限制了在小血管, 钙化病变, 分叉病变的临床应用, 并且严格限制了各种常规临床处理步骤如后扩张等; (2) 局部炎症反应较强; (3) 生物降解速度较慢, 仍然可以造成再狭窄; (4) 支架的可视性差造成操作时定位困难; (5) 多聚物支架要求特殊的保存条件, 保质期较短; (6) 某些聚合物支架要求特殊的输送系统。

3 生物可降解支架的主要性能与测试

3.1 可降解支架的性能要求[6]

3.1.1 良好的径向支撑力

作为制备可降解支架的原材料, 必须具备足够的支撑强度, 因此要有足够大的弹性模量。如果弹性模量过低, 在相同形变下支撑力小, 无法完成对血管的支撑作用, 这种材料制备成支架是不合格的。另外, 材料必须具备有一定的断裂伸长率, 才能保证支架在压握和扩张阶段不会发生断裂。

3.1.2 可控的生物降解速率

支架必须具备足够的降解时间, 如果降解速率过快, 会导致支撑力不足, 降解产物累积甚至发生血管再狭窄。而如果降解过于缓慢, 则可能诱发支架长期存于体内的潜在危害, 如血栓, 再狭窄等。植入冠状动脉的聚合物支架材料在植入后的12~24 个月被认为是支架完全降解的合理时间。

3.1.3 良好的生物相容性

为了确保材料植入人体后具备与人体组织的相容性, 材料本身及降解产物均对人体无毒无害, 可选择通过美国FDA批准可用于人体的生物可降解聚合物材料进行研究。这些材料有聚羟基乙酸 (PGA) 、聚乳酸 (PLA) 、聚 ε- 己内酯 (PCL) 及它们的共聚物, 聚三亚甲基碳酸酯 (PTMC) 、聚对二氧六环酯 (PPDO) 等。

3.1.4 良好的物理性能

短期/ 长期回缩性小、抗物理老化、压握尺寸小、传输性好。

此外, 还有显影性、抗疲劳性。

3.2 标准

目前国内外并没用针对生物可降解支架的技术标准, 其物理化学生物性能都是参照金属支架和药物洗脱支架的标准来进行。而降解性能则是参照GB/T16886 系列标准中金属和聚合物降解定性定量的标准来测试。

3.2.1 血管支架标准

YY/T 0663-2008 无源外科植入物——心脏和血管植入物的特殊要求——动脉支架的专用要求;YY/T 0663.1-2014心血管植入物血管内装置第1 部分:血管内假体;YY0500-2004 心血管植入物人工血管; YY/T 0693-2008 血管支架尺寸特征的表征;YY/T 0694-2008 球囊扩张支架弹性回缩的标准测试方法;YY 0695-2008 小型植入器械耐腐蚀敏感性的循环动电位极化标准测试方法;YY/T 0807-2010预装在输送系统上的球囊扩张血管支架稳固性能标准测试方法;YY/T 0808-2010 血管支架体外脉动耐久性标准测试方法;YY/T 0858-2011 球囊扩张血管支架和支架系统三点弯曲试验方法;YY/T 0859-2011 均匀径向载荷下金属血管支架有限元分析方法指南。

3.2.2 降解标准

GB/T16886.13-2003 医疗器械生物学评价第13 部分:聚合物医疗器械的降解产物的定性与定量;GB/T16886.15-2003 医疗器械生物学评价第15 部分:金属与合金降解产物的定性与定量。

这两个标准适用于体外加速降解试验中由成品器械的化学改变而产生的降解产物。因这些试验是加速试验, 所以试验结果可能不反映植入物或材料在体内所呈现的特性。所描述的化学方法是生成降解产物的手段, 以进一步评价这些降解物。但这两个标准不适用于因机械应力引起的降解。

生物可降解支架的研究目前分为两个方向, 一个是金属生物可降解支架, 一个是聚合物可降解支架, 两种支架各有优劣势, 但降解性能的进一步改善和力学性能的进一步提高, 与传统支架相比适应证的局限性还是需要进一步研究的问题。同时, 生物可降解支架的标准目前滞后, 亟待研究生物可降解支架产品技术标准。

参考文献

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[5]宗刚军, 秦永文.生物可降解血管内支架研究现状[J].国际心血管病杂志, 2007, 34 (6) :441.

生物可降解血管支架的研究进展 篇4

近年来,随着人们物质生活水平的改善,心血管疾病的发病率越来越高。冠状动脉粥样硬化性心脏病逐渐成为影响人们生活质量的一大困扰,是引起死亡的重要原因之一。1964年Dotter及其同事提出了经皮腔内血管成形术的概念,1977年GruntZig等[1]进行了世界上第一例经皮穿刺冠状动脉成形术,1987年Sigwart[2]成功实施了第一例冠脉支架手术,1988年Stack等[3]设计并制作了第一枚可生物降解支架。据报道,全世界每年有300万人接受心血管支架植入手术。支架植入术是在经皮穿刺腔内冠状动脉成形术的基础上通过球囊导管将支架送到病变处,并使其扩张以起到支撑血管的作用。血管内支架植入自20世纪80年代中期应用于临床以来,得到了迅速发展和应用。它可明显改善经皮腔内冠状动脉成形术引起的急性闭塞并发症以及血管内再狭窄。

随着血管内治疗技术的发展,血管内支架植入已成为治疗心血管疾病的主要方法之一,而支架植入后的一系列并发症,如急性/亚急性血栓形成、支架内再狭窄等越来越引起人们的关注,尤其是支架内再狭窄成为无法回避的问题。在植入支架时,一方面,支架受到血管的弹性回缩力,另一方面,支架对血管壁的损伤和血管的长期牵拉作用、异物的炎性反应等将导致血管内膜的增生进而引起血管平滑肌细胞的增殖和亚急性血栓反应,易导致支架内再狭窄。研究表明,支架内再狭窄的发生率高达20%~30%,以术后3~6个月为高峰期,6个月以后的发生率明显降低。支架内再狭窄是血管支架植入的主要问题。

1 学术背景

支架植入人体后处于血液环境中,金属支架在血液环境中长期使用,存在血栓和腐蚀两个主要问题。决定血管内支架性能优劣的关键性因素之一是支架材料。目前用于制作血管内支架的材料主要有金属、高分子材料等。临床应用比较广泛的冠脉支架为金属材料,金属材料优异的力学性能可满足环境的要求,但金属支架在血液中的腐蚀和诱发的血栓问题会破坏基体性能和生理环境。药物涂层支架是通过不同方式将药物包覆在金属支架表面,从而改变其表面特性,减少血栓形成、减轻平滑肌细胞增生反应或增加X射线下的可视性[4]。药物洗脱支架也称为药物释放支架,通过被包覆于金属支架表面的载体(多为聚合物)携带药物,当植入病变部位后,药物自载体通过洗脱方式有效地释放至心血管壁组织而发挥生物学效应,与药物涂层支架相比,其典型特征是药物释放的可控性。药物洗脱支架的应用日趋普遍,与裸金属支架相比,药物洗脱支架可显著降低再狭窄率,然而大多数药物洗脱支架由药物、药物载体、支架平台3部分组成,其中金属支架和聚合物不能被人体吸收。金属植入物和药物载体长期存留于血管中,影响内皮化,引起局部的慢性炎症反应和后期的血栓形成。下一代支架开发目标是生物可降解支架,正在进行研究的可降解生物材料大多是高分子材料,而镁及镁合金的可降解性和良好的生物相容性越来越受到人们的关注。生物可降解支架的暂时存留性特点与血管内再狭窄的时间相吻合,生物可降解支架在血管内皮化完成后开始降解保持了血管结构的完整、稳定了血管的内环境,支架如期降解则可克服支架自身的血栓源性及异物性,正受到材料学和医学界的广泛关注。

目前,研制开发的生物可降解支架主要分为4种类型,即生物可降解膜被覆金属支架、载药生物可降解膜被覆金属支架(药物涂层支架)、完全生物可降解性冠状动脉支架和载药生物可降解性冠状动脉支架。图1为部分生物可降解支架形貌图,其中(a)为Cordis公司推出的Cypher药物涂层支架,(b)为瑞士Biotronik公司开发的一种可吸收金属支架。本文对支架加工工艺进行了总结,并就生物可降解支架的国内外研究现状进行了综述。

2 支架加工工艺

生物可降解支架由生物可降解或可吸收的材料制成,能对血管提供暂时性的支撑作用,在人体特定的病理过程中完成它的治疗使命后最终在体内降解消失,避免了金属支架的植入对人体的长期异物影响,受到材料学和医学界的广泛关注。目前,国外对生物可降解支架的研究已经进入临床应用研究阶段。理想的生物可降解材料应具备以下特点:①良好的生物相容性,其本身或降解产物无毒性,不会引起炎症和免疫排斥反应;②适宜的生物降解性,其降解速度与组织再生速度相匹配,最后可以完全吸收或通过人体正常代谢排出体外;③良好的结构相容性,适当的强度和可塑性,能保持稳定的立体结构,植入后可以替代血管的结构和功能;④良好的表面相容性和一定的生物活性,材料表面有利于种子细胞的黏附和生长,并能通过表面修饰、预处理等机制对种子细胞的黏附和生长进行调控[5]。

随着冠状动脉内支架置入的广泛开展,支架在制作工艺上有了很大发展。Hoffmann等[6]通过临床试验研究指出,支架的设计和表面材料与冠状动脉支架内的内膜增生有着密切关系。一个性能优良的支架应具备好的生物相容性、扩张性能、支撑力、顺应性以及易弯曲和符合流体力学等特性,而支架结构设计、加工工艺等对这些特性起决定性的作用[7,8]。支架的加工主要经历了3个阶段,即早期的编织/缠绕支架,中期的平面光刻卷焊支架,再到现阶段广泛应用的三维激光雕刻支架。编织/缠绕支架的加工工艺简单,柔顺性较好,但是强度较差,变形不均匀,且具有较大的轴向短缩比。随着加工技术的不断进步,平面光刻技术被应用到支架加工的领域。由于支架支撑杆的尺寸微细,一般机械加工的方法很难满足其成型要求,目前大多数支架采用三维激光雕刻而成。激光雕刻技术一般要经历管材选择、激光雕刻及后处理3个阶段。图2为编织/缠绕支架和三维激光雕刻支架的外观形貌图。激光雕刻具有切缝宽度小、切口平行度好、表面粗糙度小、尺寸精度高、工件变形和热影响区小、无机械应力及表面损伤等特点,可精确切割形状复杂的微细零件,同时其生产效率高,成本低,是当前加工血管支架的主要手段[9,10,11,12]。如果激光切割不均匀,将导致支架在撑开过程中出现变形不均匀、局部变形和应力集中的现象,加剧病变部位血管内壁的内皮损伤,支架植入后再狭窄概率增大。

3 生物可降解支架的研究现状

3.1 生物可降解膜被覆金属支架

金属支架采用的主要材料有316L不锈钢、钛合金、钴合金和镍钛记忆合金等。316L不锈钢中所含铬提供了很好的抗腐蚀性并能增加强度和硬度, 镍钛合金支架早期生物相容性良好, 但合金表面的镍存在着逃逸[13];而镍钛形状记忆合金特有的形状记忆特性受到科研工作者的重视,可通过调节其中镍的比例得到合适的相变温度,比较有代表性的镍钛合金含镍50.8%,钛49.2% [14];难熔金属,如钽具有良好的抗生理腐蚀性、血液相容性、X射线和MRI可视性,其氧化物基本上不被吸收,不呈现毒性反应,也是支架常用的材料之一[15]。此外,金属支架材料还包括铂、金等贵金属,具有良好的X射线可视性,只是力学性能较差[16]。金属支架植入后可导致急性/亚急性血栓形成,易造成血管的损伤及引起体液和细胞反应,还可引起血管新生内膜增生,致再狭窄率高达25%~40%。金属支架的这些缺陷促使人们对支架的表面进行改性[17],以提高支架的组织相容性和减少炎症反应的发生。支架植入人体可能引起过敏反应,Tijima等[18]的临床研究认为金属过敏可能是一种促进支架内再狭窄不断重现的机制,但与最初支架植入后的再狭窄无关。

覆膜金属支架一般由金属支架和被覆的薄膜组成,与金属裸支架相比,覆膜支架对血管的损伤和血管内膜的刺激要轻,具有血栓源性小、炎性反应轻微和内膜增生少等特性,降低了血管的再狭窄率[19,20]。但覆膜支架也存在一些较大的问题,如覆膜支架的输送系统大,系统柔顺性差,难以通过迂曲的血管,容易损伤血管,且支架容易发生内漏、移位等,这些问题大大阻碍了覆膜支架的广泛应用。

3.2 载药生物可降解膜被覆金属支架(药物涂层支架)

血管平滑肌细胞增殖是冠脉介入性治疗后血管内再狭窄的主要病理过程,寻找各种新药抑制平滑肌细胞增殖是治疗冠心病以及预防血管内再狭窄的关键问题。药物涂层支架是在金属支架或其他支架材料表面涂以某种聚合物,并在此基础上结合一种抑制血管内膜增生的药物或抗体,支架在病变血管撑开后药物能在血管局部缓慢释放,从而防止血管再狭窄的发生[21]。药物涂层支架主要由支架、载体和药物3部分组成。支架是主体,可采用316L不锈钢、钴基合金、镍钛合金或其他生物材料制作而成。载体常用的材料有聚乳酸(PLA)、聚羟基乳酸(PGA)、聚乙酸丙酯(PCL)、聚乙酰谷氨酸(PAGA)等。基质是药物控释的平台,在体内随着多聚物的降解,携带的药物被缓慢地释放出来。药物涂层支架选用的药物有雷帕霉素、紫杉醇、地塞米松、肝素、多肽、水蛭素等。药物在支架表面涂覆主要有两种途径,一种是支架材料本身就像海绵一样具有吸附药物的能力,药物的释放主要通过药物浓度梯度的扩散或者支架材料本身的降解;另一种是药物可以化学结合在支架材料的表面,药物通过随后进一步与周围环境发生的化学和生理作用来释放,支架表面的涂层也可以是药物。药物涂层支架植入体内后,药物持续高浓度释放,使药物能够在病变部位达到有效治疗浓度,而且维持一定的释放时间。

药物涂层支架可分为抗凝药物涂层支架、抗炎药物涂层支架、抗迁移和抗增生药物涂层支架等。抗凝药物涂层支架的主要药物为肝素、水蛭素等;抗炎药物涂层支架的主要药物包括地塞米松、甲泼尼龙等;抗迁移、抗增生药物涂层支架的主要药物包括雷帕霉素、紫杉醇、放线菌素D等[22]。近年来,雷帕霉素涂层支架和紫杉醇涂层支架在全球范围内得到广泛应用。雷帕霉素为一种亲脂性大环内酯类抗生素,易通过细胞膜,具有较强的免疫抑制作用和抗菌、抗细胞增生作用[23]。紫杉醇是一种微管抑制剂,其细胞毒性能与细胞中微管和β微管蛋白结合,促进微管形成,阻断细胞分裂。紫杉醇还能通过抑制血小板源性生长因子抑制细胞和新生内膜的增生[24],对预防再狭窄有显著疗效。另外,肝素和水蛭素也被应用于药物涂层支架。肝素是硫酸多糖类化合物,是一种天然的凝血抑制剂,注入血液后短期内可防止凝血肝素结合到多聚丙烯酸血管腔面,可以提高内皮细胞的黏附率和增殖能力,联合纤维结合素和碱性成纤维因子可以提高肝素的促内皮化作用。水蛭素有较强的抗凝血和抗血栓作用,但对血小板功能无抑制作用[25]。

药物涂层支架能有效地解决金属裸支架存在的问题,使血管再狭窄发生率低于10%。这是因为药物涂层支架能减轻冠脉支架植入后的炎症反应,抑制血管平滑肌细胞增殖,延长支架内再狭窄的时间。但它在抑制平滑肌细胞增生的同时,也抑制了损伤动脉的愈合及内皮化,因而可能导致局部延迟愈合。随着药物的代谢, 其预防支架内再狭窄的作用降低,对药物涂层支架的长期疗效产生不利影响。如何长期有效控制冠脉支架植入术后炎症反应和克服支架内再狭窄将成为今后研究的重点。

3.3 完全可生物降解性冠状动脉支架

近年来完全由高分子材料制作的血管支架的研究得到了很多研究者的重视,可生物降解高分子材料被认为是非常具有潜力的血管支架制作材料[26]。完全可生物降解性冠状动脉支架通常由高分子材料制作而成,其中聚乳酸( PLA)、聚丙交酯(PGA)、聚己内酯(PCL)已被美国FDA批准作为植入人体的可降解材料。合成可降解高分子材料的优点在于可以比较灵活地设计分子结构,通过发展共聚物、共混物来获得人们所需要的性能,另外,可降解高分子材料还具有良好的生物相容性及优越的机械物理性能[27,28]。完全生物可降解性冠状动脉支架在人体特定的病理过程中完成它的治疗使命后,降解成二氧化碳和水等小分子,随人体的呼吸和泌尿系统排出体外,不会对人体产生毒副作用,完全可生物降解性冠状动脉支架如期的降解克服了支架自身的血栓源性及异物性。吴玉玉等[29]将聚对二氧环己酮(PDS)构建的人工小血管支架植入比格犬体内,24周时PDS小血管支架完全降解吸收,炎细胞和巨细胞少见,未见血管支架周围组织变性、坏死或肉芽肿,表明PDS支架组织反应轻,能满足体内组织再生的要求。然而,高分子支架也存在一些缺点,如力学性能相对较差,强度比金属支架要小得多;尺寸较大,输送系统与支架的释放困难;高分子表面的涂层可能在支架撑开的时候遭到损坏;X射线下的显影差,手术中难以准确定位;消毒可能改变高分子材料的性能;支架的降解速率和对新生细胞生长的影响也是一个很重要的问题;容易导致血栓形成等。因此,需要不断探索更加适合用于植入人体的可生物降解材料,改善加工工艺,提高支架的生物相容性。

近年来,镁及镁合金适宜的力学性能和良好的生物相容性以及可降解行为使其作为可降解植入材料具有很大的吸引力。镁及镁合金作为外科植入材料的研究可追溯至1907年,早期临床应用已经证实了镁作为医用材料的可行性,但后来这方面的研究都因为镁的耐蚀性差而被搁置。近几年,随着加工方法、表面处理技术等的发展和成熟,在提高镁合金耐蚀性能和力学性能方面得到很大提高。2005年Zartner等[30]将可降解镁支架植入一个6周大的女婴体内,治愈了其左肺动脉堵塞。支架在4个月内完全降解,在降解过程中,没有对患儿的生理造成任何负面影响,但支架的治疗效果以及对人体的副作用还需要更长时间的临床观察和更多临床数据的验证。

镁合金生物材料应用时遇到的最大问题是腐蚀速度过快,提高镁合金的耐蚀性对于医用镁金属植入材料是十分重要的,目前多采用开发高纯镁合金、变形加工、表面改性、仿生法沉积羟基磷灰石涂层和微弧氧化等技术来提高镁合金的耐蚀性。与不锈钢支架相比,目前使用的镁合金心血管支架存在的不足主要是脆性大、塑性变形能力差。因此,为了研制出可用的镁合金血管支架,一方面需要优化设计血管支架的几何形状,避免应力集中;另一方面需要研制出高塑性变形能力的新型生物镁合金材料。

3.4 载药生物可降解性冠状动脉支架

理论上讲,抑制血小板粘附、血栓形成、内膜增生的药物可以防止血管再狭窄,可降解冠状动脉支架的出现使得药物的局部缓慢持续释放成为可能。载药生物可降解支架既对管壁有暂时性的支撑作用,又能限制早期的血栓形成和晚期的新生内膜增生。载药生物可降解性冠状动脉支架由完全生物可降解支架和药物两部分组成,利用特殊工艺将特殊药物掺入生物可降解支架材料中,以可降解材料为主体,兼顾了药物涂层支架与生物可降解支架的优点,能够在更长的时间内提供更大的药物载荷;能够投放多种药物;不但可以治疗支架内再狭窄,还可以治疗原发病;对血管壁的机械作用力随着支架的降解而减小,从而抑制血管内膜增生。Vogt等[31]研究了紫杉醇生物可降解性冠脉支架的生物相容性和药物对支架内再狭窄的影响。该支架主体为生物可降解L型聚乳酸PLLA,实验对照组为单纯生物可降解支架以及316L金属裸支架,将3组支架植入猪冠状动脉中,结果表明,各支架植入处均可见早期内皮化,聚合物植入处可见局部轻微炎症反应,掺入紫杉醇药物的生物可降解支架能有效减少支架内再狭窄的发生。李绮等[32]在镁合金AZ31B心血管支架表面制备携带雷帕霉素的聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物涂层,评价了涂层的表面形貌、降解特性、血液相容性和药物释放性能,结果表明,聚乳酸-聚三亚甲基碳酸酯共聚物作为载药涂层具有良好的柔韧性,表面均匀、光滑,血液相容性良好。涂层释药周期超过1个月,可在内膜增生期内有效抑制支架植入后再狭窄的发生。Uurto等[33]将含有地塞米松和HMG辅酶A还原酶抑制剂SIM两种药物可降解PLLA支架和自扩张金属支架置入的猪髂总动脉进行对比研究,结果显示地塞米松聚合物支架能减少血管内膜增生,进一步证实载药PLLA支架可有效防止支架内再狭窄的发生。

4 结语

生物可降解支架如期的降解克服了传统金属支架存在的具有血栓源性、远期疗效不够理想等问题,越来越受到科研工作者的重视。生物可降解支架的研究主要经历了生物可降解膜被覆金属支架、载药生物可降解膜被覆金属支架(药物涂层支架)、完全生物可降解性冠状动脉支架和载药生物可降解性冠状动脉支架4个阶段,载药生物可降解血管内支架既能及时支撑管壁,保持血管通畅,又能抑制早期的血栓形成及晚期的新生内膜增生,有效防止扩张后的血管发生急性闭塞和再狭窄。虽然生物可降解性血管支架具有良好的生物相容性,但是易出现降解速度不易控制、血管内皮化延后等问题;载药生物可降解性冠状动脉支架远期疗效不如想象的乐观,长期应用抗血小板药物所带来的副作用以及经济上对患者都是极大的负担。因此,还需科研工作者付出更多的努力,研究出降解速率可控、促进血管内皮化、远期效果理想的生物可降解支架。

摘要：血管内支架是治疗心血管疾病最有效的方法之一,普通金属支架易导致支架内再狭窄,生物可降解血管支架的暂时存留性明显降低了支架内再狭窄的发生。简述了支架的加工工艺,同时对生物可降解血管支架的研究现状进行了分类论述,包括生物可降解膜被覆金属支架、载药生物可降解膜被覆金属支架(药物涂层支架)、完全生物可降解性冠状动脉支架和载药生物可降解性冠状动脉支架。最后展望了生物可降解血管支架的发展趋势。

可降解支架 篇5

关键词：肠吻合支架,肠吻合术,吻合口并发症

胃肠吻合技术的进步和胃肠外科学科的发展息息相关,每当有合适的吻合方法出现,必将引起学科质的飞跃。本研究利用自主研发的肠吻合支架用于动物的肠道重建,初步研究该支架在进行肠道吻合术时的可靠性及术后吻合口的强度。

1 材料和方法

1.1 材料健康杂种犬30只,实验组和对照组个15只,体重13.5-15.0kg,雌雄不拘,术前三天开始肠道准备。可降解肠吻合支架由本课题组自备。

1.2 吻合方法以速眠新0.1mL/kg、盐酸氯胺酮5mg/kg混合麻醉,对照组直接进行手法缝合肠管,实验组,进腹后选择拟吻合肠管,测量肠管的直径,游离吻合肠管的肠系膜1.5cm,两断端行荷包缝合,并修整;用Allis钳牵起肠管断端,将支架分别插入两侧肠管,并收紧荷包;最后吻合,术者双手的拇指和食指握紧两个吻合支架,用力均匀的把两个环靠紧,两支架体相互交叉插入并伴随“咔”的撞击声吻合即完成(图1)。

1.3 术中、术后肌注氨苄青霉素4.0,Q12h,连用7d预防感染。术后第一天即开始全流质饮食,实验组术后第三天开始普通饮食,对照组正常排便后开始普通饮食。

1.4 观察项目

(1)一般情况:两组肠管吻合时间对比,术后恢复正常活动时间、进食时间、排便时间;(2)吻合口爆破压测定;(3)吻合口、肠管周径测量及影像学检查;(4)羟脯氨酸检测。

2 结果

所有实验犬术后均顺利存活,并于术后第7、14天分批处死两组动物,评价相关项目。

2.1 所有手术均顺利完成,实验组和对照组动物均成活,吻合时间实验组明显少于对照组(8.7～9.9min versus 14.8～16.5min)。术后4h两组实验动物即恢复活动,术后第1天开始流质饮食,第3天逐渐过渡到普食,两组犬均于术后2～3d恢复排大便。

2.2 术后第7、14天实验组爆破压均高于对照组,实验组爆破部位均为吻合口部位以外的正常肠壁,而对照组均在吻合口部位爆破(图2)。

2.3 术后第14天吻合口、肠管周径及周径值之比与正常肠管无差异,影像学检查未发现支架组存在肠梗阻及吻合口漏现象。

2.4 实验组和对照组术后第7,14天吻合口中羟脯氨酸含量相近。第7天实验组、手工组羟脯氨酸含量为0.49～0.52μg/mg 、0.53～0.56μg/mg;第14天对照组羟脯氨酸含量为0.72～0.76μg/mg、0.69～0.72μg/mg(图3)。

3 讨论

不论何种肠吻合技术,临床上常见的肠吻合术后并发症及外科医生密切关注的焦点主要集中在吻合口的安全问题上,其中又以吻合口漏、狭窄为最,关系到手术的成功与否及患者的生命安全,故引起了外科医生特别关注。常用的肠吻合技术包括手工缝合和吻合器吻合,尤其是手工缝合技术,Biliroth等早在19世纪就发明了这种吻合技术[1],但至今仍没有一种吻合技术能取代它。此外还有使用可降解吻合环[2,3]、组织胶水[4]、和激光[5]的无缝合肠道吻合技术,这类吻合方法较手工缝合简单,能在腹腔镜下实施[6];但由于技术尚不成熟[7],目前仅停留在动物实验或小范围临床应用研究,或作为加固手工缝合方法[8]。

吻合口强度大则术后发生吻合口并发症的可能性就小,我们通过检测吻合口爆破压、测量吻合口周径、影像学检查、测量吻合口羟脯氨酸含量评价吻合口安全性,具有一定的合理性。吻合口爆破压是吻合口抵抗肠管内容物外溢的最大耐受压,是衡量吻合口强度最重要的指标。在本研究中,实验组测定爆破压时,肠内容物顺利通过吻合口,作用与支架体内壁,不会对吻合口产生很大作用力,但对正常肠壁产生了相应力量,超过了正常肠壁的耐受压,所以出现了正常肠壁首先破裂的情况。手工缝合无法完全封闭肠腔,肠内压升高时,内容物容易从缝线间隙溢出,压力直接作用于吻合口,对照组测量时均为吻合口爆破,测量值即为吻合口爆破压。

肠内吻合口周径与正常肠管周径的测量及两周径之比可以反映吻合口部位是否狭窄。在本实验中,对照组由于吻合口未受保护,且肠腔也无支撑,疤痕生长未受限制,故有轻度狭窄。术后第7天消化道造影显示实验组吻合口处肠腔稍大于正常管径,支架固定,第14天吻合口处肠腔大小与正常肠管无异,且未见支架外形(可能已发生降解),两组造影剂均顺利通过吻合口,未见腹腔有造影剂漏出,吻合口以上肠管未见扩张。

羟脯氨酸是胶原的主要成分,其含量的高低即反映了吻合口胶原的含量,是间接衡量吻合口愈合的一个重要指标;目前有关评估肠道愈合的研究中普遍采用这一指标。一般来说,吻合后吻合口的愈合是由胶原来完成的,因此吻合口的强度与羟脯氨酸的含量成正比。术后两组吻合口羟脯氨酸含量相近,说明了运用该支架进行肠吻合,术后的羟脯氨酸含量不比传统的手工缝合低,但支架组的爆破压显著高于对照组,这是这种吻合技术相对于传统手工缝合的优势之一。

本实验研究显示,自主研发的可降解肠吻合支架在进行犬肠吻合时较为快速,操作简单,可根据患者全身情况选择适宜降解时间的支架,以利吻合口有足够的痊愈时间,有效控制术后吻合口并发症,有继续深入研究必要。

参考文献

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可降解支架 篇6

雅培正在研究的完全降解支架技术30例病人的临床研究数据显示,为期1年的研究中仅有3.3%的病人出现血管不良事件。第二阶段研究,从欧洲、澳大利亚和新西兰的12个中心入录了101名患者,已对使用完全溶解支架进行了疏松性和血管支撑力方面的改良。另一项前瞻性的、非随机对照的研究,从澳大利亚、比利时、丹麦、法国、荷兰、新西兰、波兰和瑞士入录了131名患者,主要的研究重点包括安全性的评估、治疗部位的血栓发生率、直至5年的每年的临床随访,以及完全生物可降解支架的手术表现等。正处于研究阶段的完全降解支架技术的成分是多聚乳酸,这是一种已被证实的生物相容的材料,该材料被广泛应用于医疗植入产品,如可吸收缝线。这项完全生物可降解支架技术旨在打开堵塞的血管,并在其愈合前提供支撑。一旦当血管能够无需额外的支撑而保持通畅时,这个完全生物可降解支架能够缓慢地被身体分解代谢,最后随着时间的推移完全消失。

可降解支架 篇7

1977年Grüntzig[1]首次采用经皮冠脉成形术(PTCA)治疗冠脉狭窄,但是易出现急性血管闭塞问题,而且后期再狭窄率高达50%~60%[2]。1987年Sigwart[3]引入冠脉支架,以解决急性血管闭塞问题。但金属支架的长期存留可能引起血管的慢性损伤,后期可造成血管的中层萎缩、动脉瘤形成及反应性的内膜增生,最终导致血管再狭窄的发生[4]。为了解决这一问题,人们将希望寄于可降解心血管支架,希望支架在完成力学支撑作用后在体内降解消失,以防止后期再狭窄的发生[5]。因此,寻找一种具有优异力学性能、适宜降解速度的材料成为发展可降解心血管支架的关键。目前,报道较多的2类可降解心血管支架用金属材料分别是镁合金和铁合金[6]。相比之下镁合金的研究较为广泛,然而镁合金较低的力学性能以及过快的降解速度目前还不能满足可降解心血管支架的要求[7]。而铁基合金以其优异的力学性能、较低的降解速度[8]逐渐引起了材料科学工作者和临床医生的兴趣。铁基材料作为可降解心血管支架的研究始于21世纪初,甚至要早于镁合金支架的研究。

1 铁及铁合金作为可降解心血管支架材料的优势

(1)铁是人体内极为重要的微量元素,其在成年女性和男性体内的含量分别约为35mg/kg和45mg/kg。铁元素广泛参与人体的新陈代谢过程,包括氧的运输、DNA的合成、电子的传递[9],因而具有良好的生物相容性。同时由于心血管支架体积微小、质量轻,以及铁基合金支架降解时间较长,因此对生物体具有一定的生物安全性[10,11,12],这在动物实验中已得到证实。

(2)铁本身是一种易腐蚀材料[13],暴露在大气、海水介质中的钢铁构件因其易被腐蚀,往往都需要进行表面防腐保护处理。对于可降解心血管支架,临床上希望植入的支架能够在最初的1~12个月内保持力学性能的完整性[14,15],并在之后的12~24个月内完全降解[16]。相对于镁合金较快的降解速度,铁基合金较慢的降解速度能够保证在血管重塑期内力学性能的完整性。

(3)优异的综合力学性能。目前已临床应用的316L不锈钢及目前研究的可降解支架材料的力学性能列于表1[8,17,18]。其中316L不锈钢是目前心血管支架使用的主流材料,其优异的力学性能被视作心血管支架的黄金标准。从表1中可以看出,相对于其他潜在的可降解心血管支架材料,纯铁的力学性能最接近316L不锈钢,尤其是其良好的塑性,可以保证心血管支架在扩张过程中不会断裂,这一优势在大尺寸可降解血管支架的设计上会表现得更加明显。

(4)良好的可视性。相对于其他可降解心血管支架材料,铁基合金具有较高的密度,对X射线是不透明的。因此在支架植入过程中以及后期的随访中,可以方便地通过X射线观察心血管支架在体内的状况。

(5)良好的核磁共振(MRI)兼容性。虽然纯铁具有铁磁性,但是Hermawan等[7]通过在纯铁中加入合金元素Mn形成奥氏体,制备出无磁性的Fe-Mn合金,使其具有良好的MRI兼容性。

2 纯铁作为可降解心血管支架材料的研究

2.1 生物相容性

作为需要植入人体的生物材料,必须满足对人体无毒无害的要求。Zhang等[8]采用MTT法测试了纯铁浸提液对小鼠骨髓瘤细胞的影响。将纯铁浸入MEDM培养基中,分别培养24h、72h制备浸提液,随后将浸提液分别稀释至50%和25%,然后将各浓度浸提液与小鼠骨髓瘤细胞共培养2d、4d、7d。实验结果表明,各浓度浸提液对小鼠骨髓瘤细胞都产生了一定的毒性。浸提液经过稀释后毒性有所降低,但是随着浸提液与小鼠骨髓瘤细胞培养时间的延长,各浓度的浸提液都产生了比较大的毒性。其中,72h浸提液在与小鼠骨髓瘤细胞共培养7d后,细胞相对增殖率已经低于50%。Zhu等[19]研究了铁离子对内皮细胞的作用,结果表明,质量浓度小于10μg/mL的铁离子对内皮细胞的新陈代谢有促进作用,质量浓度大于50μg/mL时对内皮细胞产生毒性。此外,Mueller等[20]研究了二价铁离子对血管平滑肌细胞增殖的影响。研究结果表明,二价铁离子抑制了血管平滑肌细胞DNA向信使RNA的转录,从而抑制了平滑肌细胞的增殖。因此,从铁基心血管支架释放的二价铁离子将有可能对抑制支架内再狭窄的发生起到有益作用。

铁是人体中的重要微量元素,人体对铁的摄入和流失始终保持着精密的平衡。人体对铁的吸收主要依靠十二指肠和空肠上段[21]。食物中的铁通过食道进入胃后,在生理pH值的条件下,铁被氧化为Fe3+,之后被十二指肠和空肠上段的粘膜细胞吸收并通过与铁传递蛋白输送到身体其他部分。

人体生理排出铁的途径极为有限。人体每天通过皮肤和粘膜表面的细胞脱落损失1mg左右的铁[22];同时,月经会导致女性铁的损失达到2mg[23];此外人体没有其它排泄铁的生理机制,铁的吸收单独控制着铁在人体中的储存[24]。因此需要严格控制人体内铁的平衡,否则过量的铁将会对细胞产生毒性甚至使细胞死亡[25,26]。这就要求铁基支架在人体内要具有适宜的总量和降解速度。

2.2 早期的动物实验研究

2001年,Peuster等[10]最早对纯铁作为可降解支架材料进行了动物实验研究。他们将16个纯铁支架分别植入16只新西兰大白兔的降主动脉内,并依次在6个月、12个月、18个月时取出。支架植入后的6个月、12个月、18个月时的血管造影表明,植入处未出现闭塞及血栓,血管畅通率为100%。宏观上观察到支架表面出现持续、完整的内皮化过程。支架植入处的血管出现了很少的血栓以及轻微的炎症反应,未见明显的内膜增生现象。在对脾、肾、肺和心脏的分析后表明,未出现铁过量及局部或系统毒性现象。研究表明,纯铁作为可降解心血管支架材料安全可靠,但是降解速度过慢,12个月后支架整体仍然完整,仅有少量降解(如图1所示)。

2006年,Peuster等[11]再次将纯铁支架植入28头小型猪的降主动脉内360d(见图2),并使用316L不锈钢支架作为对照组。组织形态以及血管定量造影表明,纯铁支架与316L支架的内膜增生情况无明显区别。心、肺、脾、肾以及腹主动脉旁淋巴结的组织病理学研究证明无铁过量现象。在铁支架附近,未发现因降解产物堆积而导致的局部或系统性毒性。实验结果表明,铁是一种非常适宜制作大尺寸血管支架的材料。同时证明,铁支架的降解速度需要提高。

2008年,Waksman等[12]将纯铁支架植入8头幼年家猪的冠状动脉内28d,并采用钴铬合金支架作为对照。动物处死后,对心脏的肉眼检查表明,沿冠状动脉无任何异常,无心外膜出血,无动脉瘤形成。组织形态分析结果显示,所有支架均完整存在,支架边缘无过度内膜增生,无腔内血栓形成。而且,铁支架无论是在内膜厚度、内膜面积还是在闭塞程度上都小于钴铬合金支架。总体结果表明,纯铁支架安全有效,并且形成的内膜较钴铬合金支架少。

虽然体外实验表明纯铁对细胞产生了一定的毒性[8,19],但以上动物实验结果均表明,纯铁作为可降解心血管支架材料安全可靠,未对实验动物产生任何毒副作用。但是其在体内的降解速度普遍较慢,需要从材料角度来加快铁基支架的降解速度。

3 新型可降解铁基合金的开发

为了加快纯铁的降解速度,材料科学工作者开始尝试开发新型铁基合金以满足可降解支架对降解速度的要求。2007年,Hermawan等[17]最早报道了作为可降解铁基心血管支架材料的Fe-35Mn合金,Fe-35Mn合金表现出与316L不锈钢相当的力学性能和顺磁性。随后的研究表明[27],在Hank′s溶液中浸泡7d后,Fe-35Mn合金的降解速度介于纯铁和AM60B镁合金之间。然而,在Hank′s溶液中浸泡15d后,Fe-35Mn合金的降解速度与纯铁无异,为0.23~0.24mm/a[7]。但随后Hermawan等[28]通过测量Fe-35Mn合金和纯铁在Hank′s溶液中浸泡后的腐蚀深度得出,Fe-35Mn合金和纯铁的降解速度分别为0.44mm/a和0.22~0.24mm/a。

2009年,Moravej等[29,30]通过电化学沉积法制备出超细晶粒的纯铁薄膜,浸泡实验表明,超细晶粒纯铁薄膜的降解速度为0.40mm/a,粗晶纯铁薄膜的降解速度为0.14mm/a。

2010年,Schinhammer等[31]提出了2条加速铁基材料降解速度的设计策略:(1)在铁的固溶极限内加入贱金属元素,使铁的基体变得更易腐蚀;(2)向铁中加入贵金属元素,使其形成细小弥散的金属间化合物作为阴极,与铁基体间形成电偶腐蚀。他们根据第二条策略,制备出Fe-Mn-Pd系列合金,分析结果表明,合金中弥散分布着富Pd的FePd和MnPd金属间化合物。浸泡实验表明,Fe-Mn-Pd合金表现出较碳钢要快的降解速度。电化学阻抗谱(EIS)测试结果也表明,Fe-Mn-Pd合金具有较低的极化电阻。

无论是通过加入贱金属元素使基体变得更易腐蚀,还是通过加入贵金属元素或者通过细化晶粒增加晶界数量形成电偶腐蚀,铁基合金的降解速度与纯铁相比都没有太大的变化。为了研究各种合金元素对铁基合金在模拟体液中降解速度的影响,Liu等[32]制备出Fe-X(X=Mn、Co、Al、W、Sn、B、C、S)系列合金,并研究了其在Hank′s溶液中的电化学和降解行为。研究结果表明,Co、W、C、S使降解速度略微提高,Mn、Al、B使降解速度略微下降。总体看来,Fe-X(X=Mn、Co、Al、W、Sn、B、C、S)合金的降解速度与纯铁相比无明显差异。

4 结语

可降解支架 篇8

在食道组织工程领域, 基本思路是首先在体外进行细胞分离和培养, 然后将一定量的细胞种植在具有一定形状的三维可降解生物材料支架上, 并加以持续培养, 最终形成具有一定结构的组织和器官[1]。因此, 用于接种细胞的生物材料支架的生物相容性至关重要, 必须进行检测。

细胞培养法是检测材料生物相容性常见的的一种方法, 其特点是快速、简便、重复性好, 在材料生物相容性评价中起着越来越重要的作用[2,3]。其操作通常是在体外进行, 通过细胞培养评价细胞与聚合物界面的反应状况, 即将细胞置于聚合物支架上, 在细胞培养条件下测定细胞黏附、扩散、生存、功能和凋亡等参数[4,5]。生物相容性好往往是指细胞容易贴壁且能迅速繁殖生长。因此, 通过细胞培养的结果推测材料植入人体后与机体细胞的反应有一定依据。平滑肌细胞和成纤维细胞是食道组织的重要组成细胞[6], 本文分别提取这两种细胞, 接种于制备的可降解支架材料, 以研究材料的细胞相容性。

1 材料与方法

1.1 材料与试剂

戊二醛溶液 (阿拉丁试剂 (上海) 有限公司) ;多聚甲醛粉末 (阿拉丁试剂 (上海) 有限公司) ;次氯酸钠溶液 (阿拉丁试剂 (上海) 有限公司) ;青霉素-链霉素 (碧云天生物科技有限公司) ;DMEM培养基 (Hyclone公司) ;胎牛血清 (FBS) (Hyclone公司) ;胰蛋白酶 (吉诺生物医药技术有限公司) 鼠源平滑肌α-肌动蛋白单克隆抗体 (武汉博士德生物工程有限公司) ;即用型SABC免疫组化染色试剂盒 (武汉博士德生物工程有限公司) ;3, 3-二氨基联苯胺 (DAB) 显色试剂盒 (武汉博士德生物工程有限公司) ;30%的过氧化氢 (H2O2) 溶液 (宜兴市第二化学试剂厂) ;苏木素染液 (北京索莱宝科技有限公司) ;伊红染料 (北京索莱宝科技有限公司) ;人下咽组织 (下咽癌病人癌旁正常组织) 。

1.2 取材及处理

医院术中取下的下咽癌癌旁正常组织中, 沿切缘切得2 cm×2 cm大小的喉咽部全层黏膜, 置于含1 000 u青霉素-链霉素 (双抗) 的无菌磷酸盐缓冲溶液 (双抗PBS) 中浸泡, 移入超净无菌工作台, 将全层组织置入无菌培养皿中, 以双抗PBS溶液洗涤3次, 用眼科镊和眼科剪去除残留的血管, 75%的酒精处理30 s, 再双抗PBS溶液洗涤3次, 3‰Na Cl O处理3 min, 双抗PBS溶液洗涤3次, 最后将组织块切成1 mm×1 mm的小块。

1.3 仪器与设备

SW-CJ-2D型双人单面超净工作台 (苏州净化设备有限公司) ;HF90型二氧化碳培养箱 (香港力康生物医疗科技控股有限公司) ;TDL-40C型低速台式大容量离心机 (上海安亭科学设备有限公司) ;FREEZE ZONE 2.5型冷冻干燥机 (美国LABCON-CD公司) ;E-1010型喷金仪器 (日本日立公司) DK-8D型电控恒温水槽 (上海精宏实验设备有限公司) CKX41SF型普通光学显微镜 (奥林巴斯 (中国) 有限公司) ;DHG-9070型电热恒温鼓风干燥箱 (上海精宏实验设备有限公司) ;DZF-6020型真空干燥箱 (上海博讯实业有限公司) ;S-3400N型扫描电子显微镜 (日本日立公司) ;DW-40L92型立式低温冰箱 (青岛海尔公司) ;C-MAG HS7型加热磁力搅拌器 (德国IKA公司) ;微量加样器 (德国Eppendorf, 公司) 。

1.4 实验方法

1.4.1 组织块培养

将切完的组织块贴于无菌培养皿, 超净工作台中风干10 min, 加入1 m L含10%胎牛血清 (FBS) 的DMEM培养基, 置37℃5%二氧化碳培养箱内培养, 过6 h再加入4 m L培养基。每3天更换1次培养液, 72 h后观察组织块, 可见长梭形的细胞从组织块周边爬出。

1.4.2 传代

待细胞汇合成片长至90%时, 加入1m L含0.25%胰蛋酶0.04%EDTA溶液消化3 min, 显微镜下观察细胞变圆时, 加入1 m L DMEM培养液终止消化, 轻轻吹打, 以使细胞游离。细胞消化后, 将细胞悬液转移至15 m L离心管内, 1 400 r/min, 离心5 min, 倾去多余培养液, 然后将此细胞悬液均分于两个培养瓶内传代培养。

1.4.3 平滑肌细胞的培养

按照上述组织块培养法, 取成年兔, 麻醉处死后取近胃端的食管, 置于含1 000μ青霉素-链霉素 (双抗) 的无菌磷酸盐缓冲溶液 (双抗PBS) 中, 移入超净台, 将周围的结缔组织、黏膜层等去除, 用75%的酒精处理30 s, 双抗PBS溶液洗涤3次, 3‰Na Cl O处理3 min, 双抗PBS溶液洗涤3次, 这些处理结束后, 将食管肌层剪块, 工作台中风干10 min, 加入1 m L 10%胎牛血清 (FBS) 的DMEM培养基, 置37℃5%二氧化碳培养箱内培养, 6 h后加入4 m L培养基。每3天更换1次培养液, 72 h后观察组织块, 可见排列紧密长梭形的细胞从组织块周边爬出, 等到细胞铺满瓶底80%左右时传代。

1.4.4 支架上的细胞培养及表征

(1) 成纤维细胞:将样品膜制成96-细胞培养板匹配的大小后, 浸泡在95%的酒精里2 h, 清洗。然后75%的酒精浸泡消毒4 h, 移入超净工作台, 用无菌的PBS清洗, 浸泡过夜。第2天清洗支架后放置于细胞培养板中, 取第3~5代的成纤维细胞, 配置成1×104cells/m L的细胞悬液, 用200μL移液器将细胞接种于样品膜上, 一定时间的培养后, 进行细胞计数和形态观察。对细胞计数的样品, 将培养液吸走, 取出平面膜置于一新孔内, PBS清洗2次, 加入50μL的0.25%胰蛋白酶溶液消化, 消化2 min后加入50μL培养基中和, 轻柔吹打, 取细胞悬液在光学显微镜下用血球计数板计数细胞悬液浓度。细胞计数取3孔的平均值。接种后第1天, 进行第1次细胞计数。以后每2天进行1次细胞计数, 共计6次, 11 d。以接种于空细胞培养板 (TCPS) 上的细胞作为参比, 评价细胞生长情况。对培养至第4天的样品, 进行形态观察, 用PBS洗3次后, 用2.5 wt%的戊二醛固定30 min, 蒸馏水洗后冷冻干燥。样品进行喷金处理, 细胞通过扫描电子显微镜 (SEM) 观察其形态; (2) 平滑肌细胞:在按上述相同方法处理的支架上, 接种平滑肌细胞, 接种密度为200μL 1×104cells/m L的细胞悬液, 第2天换液, 之后每隔3天换液1次。取生长到第4天的样品, 用PBS洗3次后, 用2.5 wt%的戊二醛固定30min, 蒸馏水洗后冷冻干燥。样品进行喷金处理, 细胞通过扫描电子显微镜 (SEM) 观察其形态。取生长到第7天的细胞培养板, 用4%的多聚甲醛固定4 h, 然后进行H&E染色, H&E染色方法为:固定好的支架细胞, 在0.5%triton-X100的PBS中浸泡破膜15min, 蒸馏水洗后苏木素染色30 min, 水洗, 用1%的盐酸酒精分化30 s, 水洗, 1%氨水溶液中返蓝30 s, 水洗, 伊红染色1 min。用显微镜拍照观察。取生长到第7天的细胞培养板, 将支架细胞复合物用PBS清洗3次, 每次5 min。然后用4%的多聚甲醛4℃固定30 min, PBS清洗3次, 每次5 min。接着进行特异性α-SMA的免疫组化实验:用3%H2O2封闭内源性过氧化物酶, 室温下作用10 min, PBS清洗3次, 每次5 min。然后用5%的牛血清蛋白 (BSA) 进行封闭, 室温作用20 min。轻轻吸去BSA后直接加上一抗, 置于37℃孵育1 h, PBS清洗3次, 每次5 min, 加二抗 (生物素标记的羊抗小鼠Ig G-biotin) , 37℃孵育20 min。PBS清洗3次, 每次5 min。然后加链霉亲和素 (SABC) , 37℃作用20 min。PBS清洗四次, 每次5 min。配制好二氨基联苯胺 (DAB) 显色液, 显色5~30 min。蒸馏水洗, 最后苏木素染色30 min, 用显微镜观察拍照。

2 结果

2.1 细胞形态分析

图1为成纤维细胞在F-2k支架上培养4 d后生长形貌SEM照片。可以观察到, 细胞生长形态良好, 呈长梭型, 细胞正常地铺展在支架表面。

图2为平滑肌细胞在F-2k支架上培养4 d后生长形貌SEM照片 (a) 和普通光镜下照片 (b) , 图3为培养7 d后HE染色照片。从图2中可明显观察到细胞胞质透明彼此融合在一起细胞呈梭型或长梭型成束的放射状或旋涡状交错排列, 部分区域细胞多层重叠, 部分区域呈单层, 高低起伏呈现平滑肌细胞特征性的峰-谷状生长。

细胞H&E染色图, 见细胞呈典型平滑肌细胞形态 (类似纺锤体样形态) 。

2.2 免疫组化染色

取在F-2k支架上培养第7天的平滑肌细胞培养板, 经特异性单克隆抗体免疫组织化学 (α-SMA) 染色后, 胞质着色, 呈阳性反应 (图4) ;α-SMA阳性细胞显示胞浆内可见和细胞纵轴平行被染成棕褐色的肌丝, 为特异性的α-平滑肌肌动蛋白。此免疫组化结果表明, 所得细胞确为典型的平滑肌细胞。

2.3 细胞生长曲线

图5为成纤维细胞在在F-2k支架上的生长情况, 由图中可知, 接种后第2天细胞即开始出现增殖并进入对数生长期, 其对数生长期约为3~5 d。接种后第7天起细胞增殖开始缓慢, 逐渐进入平台期。另外, 可看到在培养的早期, F-2k支架上细胞数目低于空细胞培养板 (TCPS) , 但12 d后细胞长满, 它们趋于相等。

A:放大150倍;B:放大600倍

A:SEM图片放大150倍;B:光镜图片放大100倍

A:材料正面;B:材料反面

A:材料正面;B:材料反面

3 讨论

目前, 有大量文献对于成纤维细胞、平滑肌细胞与可降解聚合材料的黏附和细胞相容性进行了研究。材料表面的黏附与细胞生长、增殖、分化和组织发育密切相关, 黏附强度可影响工程组织的最终结构与功能[7]。秦延武等对组织工程中应用的细胞与材料的黏附作用做了研究[8], 成纤维细胞在表面微结构为1~8μm时, 细胞沿小凹槽定向排列。细胞黏附程度取决于凹槽的深度和间距。不同细胞在相同微结构表面黏附性不同[9]。徐迎新等在工程化血管构建的研究中对平滑肌与可降解聚合材料的黏附和细胞相容性进行了研究[10]。本实验基于之前已有的研究对新制备的可降解聚合物上分别接种成纤维细胞和平滑肌细胞, 结果表明, 两种细胞均能在该聚合材料上稳定生长, 说明该材料具有良好的黏附性和细胞相容性。

4 结论

在制备的可降解聚合物材料上分别接种成纤维细胞和平滑肌细胞, 通过细胞计数、SEM、H&E染色、免疫组化等方法测定细胞的形态和生长情况。结果表明, 成纤维细胞和平滑肌细胞能够很好地在支架上生长, 良好的黏附性和细胞相容性使合成的聚合物有望成为食道组织工程支架材料。

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