奚廷斐
, 魏利娜
XI Tingfei, WEI Lina
中图分类号: R318.08
文章编号: 0412-1961(2017)10-1153-15
通讯作者:
收稿日期: 2017-07-28
网络出版日期: 2017-10-11
版权声明: 2017 《金属学报》编辑部 《金属学报》编辑部
基金资助:
作者简介:
作者简介 奚廷斐,男,1948年生,研究员
展开
摘要
全降解血管支架具有克服传统不可降解金属支架长期植入引起的慢性炎症、晚期支架血栓以及需长期服用抗血小板药物等问题的潜在优势,因此目前在世界范围内是介入医学工程领域研究开发的热点。镁合金全降解血管支架因兼具较高的支撑强度和生物可降解吸收特性,更是走在了全降解血管支架发展的前列。本文主要介绍国际上广泛关注的德国Biotronik公司镁合金全降解血管支架的研发历程,以及我国自主研发的AZ31、JDBM和MgZnYNd 3种镁合金全降解血管支架研发现状。国内外大量的动物和临床实验表明,镁合金血管支架在体内是安全有效的,但其降解速率比预期稍快。通过建立新型合金体系并改善支架的结构和涂层,镁合金全降解血管支架性能将逐渐完善,并在不久的将来在治疗心血管疾病等方面发挥其重大作用。
关键词：
Abstract
Because the bioresorbable scaffold (BRS) could overcome the difficulties caused by traditional nondegradable stents including chronic inflammation, late stent thrombosis, and long-term antiplatelet therapy, BRS is the research focus of interventional medical engineering. Because of both the high supporting strength and bioresorbable feature, the bioresorbable magnesium scaffold (BMS) is the research focus of BRS. In this paper, development process of Biotronik serial magnesium stents along with research progress of our domestic AZ31, JDBM and MgZnYNd stents is reviewed. According to the results of extensive in vitro and in vivo studies, BMS is safe and effective in vivo although its degradation rate is faster than our expectation. Through developing novel alloy system and improving stents' structure, the performance of BMS will be better and it will play more important role on the therapy of cardiovascular disease.
Keywords：
近年来心血管介入器械产品技术开发及产业发展迅速。从2008年至今,冠状动脉血管支架(冠脉支架)产品已多年稳居全球单个医疗器械产品销售额第一。目前全球生产冠脉支架产品的国外公司以美国雅培公司、美国美敦力公司、美国波士顿科技公司规模最大。国内也有11家企业生产冠脉支架,且已占70%以上的国内市场。然而,现有的传统不可降解支架,由于植入体内后不可降解,长期存留在血管中会引起慢性炎症、晚期支架血栓、需长期抗血小板治疗等问题。尽管成熟的药物洗脱冠脉支架晚期血栓发生率较低(大约0.7%),但血栓发生后的死亡率达45%以上。而理想的全降解血管支架可在恢复病变部位血流畅通并通过表面涂载药物达到局部给药防治血管内膜增生目的的同时,可以在体内自行发生腐蚀降解,最终在人体结束自身修复时完全降解消失,因此具有克服传统不可降解支架负面问题的潜在优势。因此,全降解血管支架是介入医学工程领域研究开发的热点。
2002年至今,包括美国、德国等科技强国均有全降解血管支架的动物和临床实验文献报道。其中,美国雅培公司在率先将聚乳酸全降解血管支架用于临床实验,并获得较满意效果[1,2],2010年获得CE认证,2016年又获FDA许可。德国BIOTRONIK公司自2003年始报道了其研制的一系列基于WE43镁合金的全降解血管支架的动物及临床实验结果。至今,其镁合金血管支架经历了裸支架(AMS-1)到紫杉醇药物洗脱支架(DREAMS 1G)再到雷帕霉素药物洗脱支架(DREAMS 2G)不同阶段的发展,支架植入部位也从风险较小的下肢动脉发展到风险较高的冠状血管。柳叶刀杂志分别于2007年、2013年、2016年跟踪报导了其三代支架植入冠状动脉开展的临床实验结果[3-5]。其DREAMS 2G (Magmaris)支架已于2016年获CE认证。由此,也应该清醒地认识到,第四代全降解冠脉支架产品即将进入临床使用,谁若抢得先机,谁将重新占领全球市场。因此,推动全降解冠脉血管支架产业化发展刻不容缓,具有重大的社会效益和经济效益。
目前,正在研究开发的全降解血管支架主要有高分子聚合物全降解支架和金属全降解支架。其中,全降解高分子聚合物材料主要包括左旋聚乳酸(PLLA)、聚羟基乙酸/聚乳酸共聚物(PLGA)、聚碳酸酯(PC)、聚己内酯(PCL)、聚羟基丁酸(PHBV)、聚乙酰谷氨酸(PAGA)、聚原酸酯(POE)等[6,7];可降解金属材料则主要是镁基合金、铁基合金和锌基合金[8]。高分子聚合物全降解支架因其机械性能较差,与同样尺寸的金属支架相比,其径向支撑力不足,要达到相同的径向支撑力,支架厚度则远大于金属支架,降低了支架内腔的有效面积,这在很大程度上减小了高分子聚合物全降解支架的适应症范围。与高分子支架相比,铁基全降解支架的机械性能较好,然而其降解速率过慢,且无法兼容多层CT和磁共振检查,这在一定程度上限制了它的应用。
在生物医学领域,Mg是人体内必需的微量金属元素。在细胞内,Mg2+是仅次于K+的第二重要的阳离子, 其含量也仅次于K+,具有良好的生物相容性和生物可降解性。与人体内Mg2+浓度(0.7~1.0 mmol/L)相比,一个镁合金支架降解释放的Mg2+可以忽略不计,对人体无毒性[9]。不仅如此,Mg因具有抗心律失常作用而被应用于治疗急性心肌梗死,同时Mg可有效减小梗死面积,具体机制有待讨论,可能是因其可以抗血栓形成,从而抑制微血管堵塞[10-12]。这可能也是目前为止所有镁合金支架的动物及临床实验没有发现早期再狭窄和血栓问题的原因。
然而,纯Mg化学性质活泼,在体内降解速率过快,很大程度上限制了其在生物医学领域的应用。随着先进的合金熔炼及加工工艺的发展,逐渐可以调控镁合金的腐蚀降解速率,使镁合金在一段时间内既能发挥其金属材料的高强度特点,完成植入体功能(如作为血管支架支撑狭窄的血管或者诱导新骨组织形成),又能在人体病变部位自身修复的同时逐渐被人体腐蚀降解,溶出的金属离子还能被生物体吸收或排泄,最终在人体结束自身修复时完全降解消失。由于镁合金兼具较高的支撑强度和可生物腐蚀降解的特性,人们开始探索将其用于生物医学领域。
2003年,Heublein等[13]首先用AE21 镁合金(含2%Al和1%RE)制备了冠状动脉支架的原型。将20个支架植入到11头家猪的冠状动脉内。植入后的10、35和56 d分别进行组织学分析、造影和血管内超声检查。组织学分析显示,在随访期内,无明显炎症反应,初步证实了镁基合金作为可降解血管支架的安全性。冠脉定量造影结果显示,植入后10~35 d管腔丢失了40%,而血管内超声显示植入后35~56 d管腔又增大了25%。可见,镁合金可降解支架是替代永久性支架的很好选择。然而,该研究还发现AE21镁合金在体内的降解速率要比预期快,在35~56 d之间就已经开始失去支架的机械完整性,因此需要控制其降解速率,力学性能的完整性需要进一步提高。这是有关镁合金作为支架植入体内冠状动脉的第一例报道,引起了生物材料工作者的广泛关注。
德国Biotronik公司继而采用WE43镁合金研制了全降解血管支架,开展工作最早,也最成熟,其它国家紧随其后。本文分别介绍德国Biotronik公司和我国具有自主知识产权的镁合金全降解血管支架的研究发展历程和现状。
德国Biotronik公司在WE43镁合金的基础上开发了一系列的血管支架,如图1[14]所示。首先将AMS-1镁合金裸支架(部分报道中也称为Lekton Magic®支架)植入猪的冠状动脉中,研究支架在动物体内的安全性和有效性,然后植入人下肢动脉闭塞患者膝下动脉,最后用于冠心病患者临床实验(PROGRESS0-AMS)。继AMS-1镁合金裸支架之后,Biotronik公司又开发了DREAMS 1G和DREAMS 2G 2种镁合金药物洗脱支架,并相应开展了BIOSOLVE-I和BIOSOLVE-II两项临床实验。Biotronik公司开发的3种镁合金全降解支架的动物及临床实验简单介绍如表1[3-5,15-23]所示。
图1 Biotronik公司系列镁合金支架示意图[
Fig.1 Schematic cross-sectional profile of magnesium scaffolds struts of uncoated, non-eluting, AMS-1 with 80 μm×165 μm (a); DREAMS 1st generation (DREAMS 1G) with 130 μm×120 μm struts (b) and DREAMS 2nd generation (2G) with 150 μm×140 μm struts (c)[
表1 Biotronik公司镁合金支架的动物及临床实验[
Table 1 Animal and clinical studies of Biotronik absorbable Mg-alloy stents[
| Animal/clinical | Stent type | Implantation site | Follow up | Main result | Ref. |
|---|---|---|---|---|---|
| study (quantity) | |||||
| Animal | Lekton | Coronary artery | 4 and 12 | Homogenous and rapid endothelialization | [15] |
| (Pig, 33) | Magic® | Weeks | of the Mg alloy stent | ||
| Animal | Lekton | Coronary artery | 3 d, 1 and | Mg alloy stents are safe and are associated with | [16] |
| (Pig, 17) | Magic® | 3 months | less neointima formation; however, reduced | ||
| neointima did not result in larger lumen | |||||
| Single case | Lekton | Left pulmonary | 3 d, 1 and | Mg alloy stents are safe even in pediatric | [17] |
| Magic® | artery | 4 months | patients; bioabsorbable stents with different | ||
| diameters may be more helpful in vessel | |||||
| stenosis diseases | |||||
| Single case | Lekton | Aorta | 3 months | Mg alloy stents are safe and efficacy | [18] |
| Magic® | |||||
| Single case | Lekton | Aortopulmonary | 4 months | Mg alloy stents are safe and efficacy in | [19] |
| Magic® | collateral | children previously deemed unsuitable for | |||
| stent placement | |||||
| Clinical (20) | Lekton | Infrapopliteal | 1 and 3 | Mg alloy stents are safe and efficacy in the | [20] |
| Magic® | vessels | months | treatment of below-knee lesions after | ||
| 3 months based on the primary clinical | |||||
| patency and limb salvage rates | |||||
| Clinical (117) | Lekton | Infrapopliteal | 1 and 6 | Mg alloy stents are safe, but it did not demonstrate | [21] |
| Magic® | vessels | months | efficacy in long-term patency over standard | ||
| PTA1 in the infrapopliteal vessels | |||||
| Clinical (63) | Lekton | Coronary artery | 4, 6 and | Mg alloy stents can achieve an immediate | [3] |
| Magic® | 12 months | angiographic result similar to the result of | |||
| other metal stents and can be safely degraded | |||||
| after 4 months | |||||
| Clinical (63) | Lekton | Coronary artery | 4, 12 and | IVUS2 imaging supports the safety profile of Mg | [22] |
| Magic® | 28 months | alloy stents with degradation at 4 months and | |||
| maintains durability of the results without any | |||||
| early or late adverse findings | |||||
| Clinical (63) | DREAMS | Coronary artery | 1, 6 and | DREAMS (Mg alloy stents) is safe and efficacy, | [4] |
| 12 months | promising clinical and angiographic performance | ||||
| results up to 12 months | |||||
| Clinical (63) | DREAMS | Coronary artery | 24 and | DREAMS is safe and efficacy with no death and | [23] |
| 36 months | no scaffold thrombosis up to 3 years; stents could | ||||
| be absorbed completely within 6 months | |||||
| Clinical (123) | DREAMS | Coronary artery | 6 and 12 | Implantation of the DREAMS 2G device in | [5] |
| 2G | months | de-novo coronary lesions is feasible, with | |||
| favorable safety and performance outcomes at | |||||
| 6 months. This novel absorbable metal scaffold | |||||
| could be an alternative to absorbable polymeric | |||||
| scaffolds for treatment of obstructive | |||||
| coronary disease |
2004年,Di Mario等[15]首先将Lekton Magic®支架植入猪的冠状动脉中,与不锈钢支架进行对比研究。每头猪中植入2个Lekton Magic®支架和一个不锈钢对照支架,共33头。结果表明,支架植入4 周后,镁合金支架组直径(1.49 mm)大于不锈钢支架组直径(1.34 mm);植入12周,不锈钢组直径仍为1.33 mm,镁合金组直径增加至1.68 mm。另外,尽管可吸收支架能够抑制平滑肌细胞的生长,但动物实验中仍可观察到均一的、快速的内皮化。甚至在支架植入后6 d尸检,即可观察到一层薄的几乎完整的新生内膜,可见镁合金支架可在体内快速内皮化。
2006年,Waksman等[16]在11头家猪(2头随访3 d,9头随访28 d)和6头小型猪(全部随访3个月)冠状动脉中随机植入32个Lekton Magic®镁合金支架(21个植入家猪,11个植入小型猪)和16个不锈钢支架(11个植入家猪,5个植入小型猪),目的是确定可吸收镁合金支架在猪冠脉中的安全性和有效性。血管组织切片以及血管造影术结果表明,植入3 d后,所有支架末端均保持打开状态,支架外围没有发生栓塞以及血栓的迹象;肉眼观察没有看到心脏发生畸形、心膜出血以及动脉瘤等现象,镁合金仍然保持完整;第28 d时,X射线检测已经能观察到镁合金支架降解的迹象;组织学分析没有观察到支架栓塞、血栓、炎症以及纤维蛋白沉积等不良反应(图2[16])。植入28 d和3个月时,镁合金支架新生内膜面积显著小于不锈钢支架,但血管内腔面积并没有显著改善。定量冠脉分析显示,镁合金支架植入3个月后的截面狭窄率和直径狭窄率小于28 d,即镁合金支架植入后3个月比28 d效果更好。由此可见,镁合金支架是安全的,而且新生内膜形成少,但新生内膜少并没有导致内腔增大。
图2 不锈钢支架和镁合金支架植入28 d后的组织病理照片[
Fig.2 Low (a, c) and high (b, d) magnified representative photomicrographs of hematoxylin-eosin (HE) stained sections of porcine coronary arteries 28 d after stainless steel stent (a, b) and magnesium alloy stent (c, d) implantation[
2005年,Peeters等[20]将23个Lekton Magic®(AMS-1)支架成功植入到平均年龄76岁的20例下肢动脉狭窄80%~100%的病人膝下血管病变部位,病人在出院前、术后1个月、术后3个月分别做临床及彩色多普勒检查。术后彩色多普勒和磁共振显示,支架定位及扩张精确,而且血流畅通,可见无早期回缩。另外,磁共振图像证实了此支架材料可与磁共振兼容。其中,1例术后24 d死于肺炎,19例完成3月随访,89.5% (17/19)临床血管通畅,2例血管闭塞(1例无症状,1例42 d支架已吸收)。术后及1个月的彩色多普勒和磁共振图像显示,支架发生了明显的降解过程。术后3个月,所有病人都不需要截肢,因此保肢率为100%。同时,没有任何病人发生与支架材料相关的过敏症状或毒性反应。此研究进一步证实了全降解镁合金支架在治疗下肢严重缺血病变过程中的安全性和可行性,但发现镁基合金支架的X射线可视性差,需要改善。
2009年,Bosiers[21]进一步研究了Biotronik的AMS-1支架在治疗下肢严重缺血中的应用,即AMS INSIGHT临床研究。在此研究中,基于1个月和6个月的临床随访评价AMS的安全性,基于6个月的造影结果评价有效性。117个病人(149病变)被随机分成了2组：AMS支架组(60病人,74病变)和经皮腔内血管成形术(percutaneous transluminal angioplasty,PTA)组(57病人,75病变),后有7个PTA组病人转入AMS组。随访结果显示：单进行PTA组和植入AMS后行PTA组的30 d的并发症概率分别为5.3% (3/57)和5.0% (3/60)。然而,基于介入治疗目的,病变部位6个月AMS组造影通畅率为31.8%,显著低于PTA组的58.0%。此研究说明,尽管目前研究证实了AMS技术的安全性,但其在膝下动脉的长期通畅率等有效性不如PTA。
2007年,Erbel等[3]报道了AMS-1支架在人冠状动脉中的应用结果,即PROGRESS-AMS临床实验结果。在此实验中,8个临床实验中心共入组63个在自体冠脉上有单一病变的病人。随访内容包括4个月时的冠脉造影和血管内超声以及6个月、12个月的临床评价。评价的主要终点为4个月的心脏死亡、非致命的心肌梗死以及靶病变部位的血运重建。病人共植入71个支架,支架长度10~15 mm,直径3.0~3.5 mm。支架植入后即刻直径狭窄率从(61.5±13.1)%下降到(12.6±5.6)%,血管直径增大(1.41±0.46) mm,支架内晚期官腔丢失为(1.08±0.49) mm。4个月后局部缺血引起的血运重建率为23.8%,1 a后靶病变部位血运重建率为45%。无心肌梗死、亚急性和慢性血栓及死亡发生。4个月的造影显示直径狭窄率上升了(48.4±17.0)%。一系列的血管内超声检查显示,支架框架只观察到小的残余片段包埋在新生内膜中。新生内膜的生长和血管的负性重建是血管再狭窄的主要原因。此研究说明可降解镁合金支架可达到与其它金属支架类似的术后即刻效果,并可在4个月后安全降解。
2009年,Waksman等[22]进一步研究了PROGRESS-AMS临床实验的AMS支架植入早期和长期血管内超声和造影结果,目的在于评价可吸收金属支架的降解速率和长期血管反应。选择63个冠心病人,在支架植入即刻和植入后4个月时进行造影和血管内超声(IVUS)。从12到28个月8个病人接受晚期造影和IVUS随访。研究结果显示,支架放入后无急性回缩。IVUS结果显示了4个月再狭窄主要原因：外部弹性膜容量减小占42%、支架外新生内膜占13%以及支架内新生内膜占 45%。从4个月到后期随访结果显示：(1) 成对的IVUS分析证实,支架在4个月内完全降解,且新生内膜减少了(3.6±5.2) mm2,同时支架横截面积增加了(0.5±1.0) mm2;(2) 支架内最小内腔直径中位数从1.87 mm增加到2.17 mm;(3) 定量冠脉造影显示晚期官腔丢失从0.62 mm下降到0.40 mm。在此研究中,IVUS结果进一步支持了可吸收金属支架的安全性,而且支架可在4个月内降解完成,同时在这段时间内没有任何早期或晚期副作用。
2013年,Haude等[4]评价了DREAMS 1G支架用于有症状的具有新生冠脉损伤的病人的安全性及有效性。在5个欧洲临床实验中心,共征集了46个病人(47处病变)。临床评价的主要终点是6和12个月的靶病变部位失效,包括心脏死亡、靶血管心肌梗死、靶病变部位血运重建。随访时间点为1、6、12、24和36个月。其中部分病人进行了光学相干断层扫描(OCT)检查。研究结果显示,4% (2/46)的病人在6个月的时候出现了靶病变部位支架失效,且2个病人都需要血运重建,12个月的时候上升至7% (3/43)。但没有发现任何心脏死亡或支架血栓。此次临床实验结果展示了截止到12个月DREAMS支架的可行性、安全性以及有效性。
BIOSOLVE-I临床实验再一次证实了全降解镁合金支架的临床安全性,无任何心脏死亡或支架血栓发生。只有1例在靶病变外的其它区域发生了心肌梗死。与之前的PROGRESS-AMS支架研究结果(12个月随访)类似。与AMS支架相比,DREAMS 1G支架在合金组分、支架几何结构方面都有所改进,以得到更好的支撑效果。同时紫杉醇药物涂层能够更好地抑制新生内膜的过度生长。因此,在保证同样安全性的同时,DREAMS 1G支架比AMS裸金属支架12个月的随访结果更好,即靶病变部位血运重建率显著降低(4.7% vs 26.7%)。在血管造影测量方面,DREAMS支架也优于AMS支架——晚期腔内损失(0.65±0.5) mm (6个月)、(0.52±0.39) mm (12个月)都比前面的(1.08±0.49) mm要小。
2012年,Haude等[24]报道了BIOSOLVE-I临床实验的24和36个月随访结果,结果显示,24个月靶病变失效率为6.8%, 12~24个月没有再发生靶病变失效,同时无心脏死亡和支架血栓发生。关于支架吸收降解过程,6个月的虚拟组织成像数据显示Ca密度显著降低了39.5%,而6~12个月期间相对稳定。利用初步的超声数据以超声信号强度的降低来量化支架结构,结果显示：开始的6个月内超声信号降低明显,约28.5%,6个月后降低速率减慢,约18.4%,18个月的时候与术前无异。综上,BIOSOLVE-I临床实验证实了DREAMS具有优异的安全性和有效性,3 a内没有发生任何死亡和支架血栓。另外,多种成像结果证实支架的吸收和释放过程在6个月内已完成。
2016年,Haude等[5]又一次报道了Biotronik公司DREAMS 2G支架的BIOSOLVE-II临床实验的6个月随访结果,此次实验共招募了123个病人共计123处病变,全部病人要求支架植入6个月后进行冠脉定量造影检查,部分自愿进行IVUS和OCT检查。支架植入6个月后发现支架段血管平均晚期管腔丢失为0.27 mm,血管造影发现25位病人中的20位血管具有舒缩能力。IVUS检测发现,术后支架面积为6.24 mm2,6个月时支架面积为6.21 mm2,有极少量的内膜增生。OCT检测未发现任何腔内肿块,内皮化较好。整个实验中出现4例靶病变失败,其中1人死于心脏衰竭,1人围手术期发生心肌梗死,2位病人需要再次靶病变血管重建,未发现有明确或可能的支架血栓存在。
DREAMS 2G支架由AMS-1支架改进而来,金属支架具有良好的径向支撑力、低急性回弹率、更高的血管顺应性等诸多优点。金属支架还可以实现一步扩张,具有与不可降解金属同样的植入优势。另外,与高分子聚合物支架相比,金属支架可以进行电化学抛光,形成光滑的表面以提高其在血管中的输送能力。较DREAMS 1G支架而言,DREAMS 2G采用了高强度及灵活多变的结构设计,具有更好的弯曲性能,更高的径向支撑力。可降解的高分子基PLLA搭载雷帕霉素,能够更加有效地减少内膜增生,同样的涂层也被应用在已上市的Orsiro药物洗脱支架。
目前的实验结果表明,DREAMS 2G支架能够满足理想支架的性能要求,进一步改善了晚期管腔丢失情况。DREAMS 1G支架与PROGRESS实验中的AMS-1支架相比,支架段血管晚期管腔丢失从0.83 mm降低到0.52 mm,降低了0.31 mm。DREAMS 2G支架与DREAMS 1G支架相比,支架段血管晚期管腔丢失从0.52 mm降低到0.27 mm,降低了0.25 mm。支架内管腔丢失则从AMS-1支架的1.08 mm,降低到DREAMS 1G支架的0.65 mm,最后到DREAMS 2G支架的0.44 mm,分别降低了0.43 和0.21 mm。DREAMS 2G支架的支架段血管晚期管腔丢失量与聚合物支架较为接近,范围在0.11~0.37 mm,聚合物支架在支架植入血管部位晚期管腔丢失量范围在0.19~0.44 mm,在数值上略高于前者。总之,BIOSOLVE-II实验结果显示,在安全性能方面(6个月),DREAMS 2G新型镁合金全降解血管支架比DREAMS 1G支架有了实质性的改善,同时DREAMS 2G支架的靶病变血管失败和重建率较低,血管舒缩功能在6个月时恢复正常,与目前的高分子聚合物支架结果相当。
Haude等[25]随后报道了DREAMS 2G支架BIOSOLVE-II临床实验12个月随访结果,结果发现,DREAMS 2G支架植入12个月后与6个月结果一致,支架段血管晚期管腔丢失与支架内晚期管腔丢失略低,但无统计学差异。支架植入后6个月与12个月间没有更多病人出现靶病变部位血运重建,支架内也没有发现确定的和疑似的血栓。
除了这些动物或临床实验研究,也有一些Biotronik WE43支架植入新生儿心血管的单病例报道,如新生儿主动脉[18]、肺动脉[17]和主肺动脉分支[19](见表1),在此不做一一介绍。
从Biotronik公司的镁合金支架的动物和临床实验结果不难看出,镁合金支架的降解产物具有良好的生物相容性,即在体内不会产生慢性炎症,且血管内膜增生率低。尽管部分研究结果显示,与传统治疗方法相比,镁合金支架没有显著的优越性,但以上研究充分证实了镁合金支架的安全性。不过,其降解速率有待进一步控制,合金成分及支架构型需要进一步优化来降低其降解速率(6个月内降解完成),以满足血管逐渐重建过程中所需要的径向支撑力。
我国镁合金支架研究紧随国际步伐,以中国科学院金属研究所、上海交通大学和北京大学为代表,从体外到体内对镁合金血管支架进行了系统研究,不同的是各个研究组选用不同成分的镁合金展开具体研究。其中,中科院金属所杨柯研究员组采用商用AZ31镁合金,上海交通大学袁广银教授组采用自主研发的Mg-2.5Nd-0.2Zn-0.4Zr (质量分数,%,JDBM)镁合金,北京大学奚廷斐研究员组则采用郑州大学研发的Mg-2.0Zn-0.5Y-0.5Nd (质量分数,%,MgZnYNd)镁合金。下面对AZ31、JDBM和MgZnYNd 3种合金制备的镁合金全降解血管支架研究现状进行简单介绍。
中科院金属所杨柯研究员课题组对AZ31镁合金进行了相关研究,以表面改性[26-28]为主,在此不作详细介绍。2010年,李海伟等[29]将AZ31镁合金制成血管支架,并报道了AZ31镁合金血管支架在新西兰大白兔体内的降解行为研究结果。首先将12枚可降解AZ31 镁合金支架置入12只新西兰大白兔腹主动脉中,分别于术后1、2、3及4个月处死3头动物,并对支架段血管进行X线照相及病理检查。结果发现,12只实验兔在随访期存活良好。X线照相及病理显示1个月时支架形态完整,扩张完全;2个月时支架部分支杆降解断裂,失去支撑作用;3个月时大部分支架支杆降解,4个月时所有支架完全降解。AZ31镁合金支架在兔主动脉中完全降解所需时间为104.5 d,但在兔主动脉中2个月内便失去支撑作用,可见延长支架在血管内支撑时间即降低镁合金支架在体内的降解速率是未来的研究方向。
优化支架构型或改进合金组分是改变镁合金支架降解速率的2大方法。2014年,Li等[30]采用有限元分析方法分析对比支架构型优化前后的力学性能,并采用AZ31镁合金制作二维支架模型验证有限元分析结果的可靠性。有限元分析结果显示,采用渐变宽度的支架梁可有效减小支架的张力和剩余应力。对二维支架模型的力学性能测试更进一步证实了有限元分析的结果。
上海交通大学研究开发的可降解生物医用镁合金JDBM系列共分为2大类：(1) 针对医用骨内植入器械的“高强度中等塑性”医用镁合金,简称JDBM-1;(2) 针对可降解血管类支架等介入微创医疗器械的“高塑性中等强度”医用镁合金,简称JDBM-2。
在该合金体系中通过加入少量临床可接受的轻稀土元素Nd作为低合金化元素,来保证镁合金具有良好的时效析出强化和固溶强化效果,并可大幅度提高镁合金基体的电极电位,减小基体与第二相的电偶腐蚀电位差,从而提高镁合金的耐均匀腐蚀性能。同时加入Zn 和Zr进行微合金化,Zn 是人体必需的微量营养元素,Zn 的加入可提高合金的强度,同时有效促进室温下镁合金非基面滑移的发生,从而提高镁合金的塑性加工能力;Zr作为晶粒细化剂,可显著细化晶粒,提高合金的强韧性和耐蚀性[31]。
Mao等[32]还将JDBM与商用WE43、AZ31镁合金进行了对比研究,3种镁合金在人工血浆中经过相同腐蚀时间后材料表面所形成的腐蚀形貌如图3[32]所示。JDBM镁合金表面腐蚀形貌均一,表面仅留小于500 nm的腐蚀坑。相反地,WE43和AZ31合金表面形成的却是大尺度的腐蚀坑甚至分层,进而加速了腐蚀速率最终导致结构失效。另有JDBM-2镁合金腐蚀产物对人内皮细胞相容性测试结果显示,与对照组相比10%和50%浸提液培养1、3和5 d后活性均无显著差异[33]。
图3 JDBM、WE43和AZ31镁合金腐蚀形貌和腐蚀机理示意图[
Fig.3 Surface morphologies (a, c, e) and the schematics (b, d, f) of the corresponding degradation mechanism of JDBM (a, b), WE43 (c, d) and AZ31 (e, f) alloys[
袁广银等[31]以JDBM-2为材料,采用复合加工工艺制备心血管支架用微管(外径3 mm,壁厚0.2 mm),利用激光切割、酸洗及电化学抛光等手段制备心血管支架原型,并将其植入到兔子腹主动脉,然后在植入后1、2、4和6个月不同时间点进行血管造影、IVUS和组织病理观察,同时与316L不锈钢支架进行对比研究,结果如图4和5所示[33]。由图4[33]可见,2种支架在不同时间点的管腔通畅和血管尺寸不断增加,且没有发生内膜增生。由图5[33]可见,JDBM-2支架可以支撑到6个月,且周围血管组织炎性反应较小,在临床可接受范围内。
图4 主动脉体内造影显示JDBM-2和316L不锈钢支架中均无急性和慢性血栓形成和支架内狭窄(从左到右分别为支架植入后1、2、4、6个月的结果)及JDBM-2和316L支架内IVUS结果[
Fig.4 The in vivo aortic angiographies showing no acute and late thrombogenesis as well as in-stent restenosis in the JDBM-2 (a) and 316L stainless steel (c) stents after stenting for 1 month, 2 months, 4 months and 6 months (from left to right). The corresponding follow-up IVUS images illustrating the longitudinal reconstruction of the abdominal aorta after the JDBM-2 (b) and 316L stainless steel (d) stents implantation[
图5 JDBM支架植入后不同时间点的支架段血管组织病理图及局部放大图[
Fig.5 HE staining images of the stented arteries showing compromised foreign body reaction and neointimal coverage on the JDBM-2 struts in the period of 1 month (a), 2 months (b), 4 months (c) and 6 months (d) implantation (Inset in each image showing detailed view of the stented artery)[
综上所述,上海交通大学研究开发的新型可降解医用生物镁合金——JDBM系列镁合金具有良好的生物相容性和耐腐蚀性能,同时可在含Cl-介质中均匀腐蚀降解,初步的动物实验结果也显示该合金制备的全降解血管支架临床应用前景良好。
Biotronik公司的镁合金支架是用WE43镁合金制备的,其中稀土含量较高,过多的稀土元素的释放可能会对人体脏器产生一定的伤害,所以必须对其成分进行调整,降低稀土元素含量以提高生物相容性并降低降解速率。北京大学联合郑州大学以及江苏沣沅医疗器械有限公司共同开发出了具有我国自主知识产权的新型全降解镁合金支架,创新点包括：(1) 采用一种新型冠脉支架用Mg-Zn-Y-Nd合金[34],其特点是稀土含量只有德国BIOTRONIK公司所用WE43合金的1/5,并且主要为轻稀土,对身体的影响更小,合金还具有较好的屈强比和拉伸强度,晶粒细化后合金的室温塑性也较好,合金中的稀土析出相较少且易于控制、降解性能较好;(2) 采用定轴反复冷拔技术、定向变形强化技术克服低塑性镁合金精密管材加工困难;(3) 采用有限元分析与体外操作模拟提高支架柔顺性和支撑强度;(4) 研发了在镁合金与药物涂层之间的聚硅氧烷预涂层技术[35],该涂层可显著改善PLGA涂层对镁合金的防护能力,降低镁合金的电极电位、降低腐蚀速率,且生物相容性好。
血管平滑肌细胞(VSMC)和人脐静脉内皮细胞(EA.hy926)在经不同浓度聚硅氧烷(3-amino-propyltrimethoxysilane,APTES)化学转化涂层处理的MgZnYNd材料表面直接接触培养的相对增殖率如图6[36]所示。可以看出,1~5 d PLGA-APTES-MgZnYNd组细胞增殖率无显著升高,表明在整个培养过程中APTES与VSMC细胞相容性良好,且不会刺激其过度增殖,有助于避免平滑肌细胞过度增殖引发的内膜增生及支架内再狭窄。另外,APTES与EA.hy926细胞相容性好,具有潜在的促进内皮化的能力。由此可见,单层聚硅氧烷化学转化涂层处理的MgZnYNd材料在体外具有抑制平滑肌层过度增殖及促进人脐静脉内皮细胞黏附、铺展及增殖的作用,有助于支架在动脉血管内的内皮化过程。
图6 CCK-8法测MgZnYNd、2%PLGA-APTES-MgZnYNd、4%PLGA-APTES-MgZnYNd和4%PLGA-MgZnYNd样品表面培养的血管平滑肌细胞(VSMC)和人脐静脉内皮细胞(EA.hy926) 1、3、5天的细胞增殖率;细胞培养板作阴性对照,含10%二甲基亚砜的DMEM为阳性对照。组间差异采用One-way ANOVA统计比较方法,***代表p<0.001,*代表p<0.05[
Fig.6 Cell viabilities cultured on bare MgZnYNd, 2%PLGA-APTES-MgZnYNd, 4%PLGA-APTES-MgZnYNd, and 4%PLGA-MgZnYNd samples over 5 d of incubation by the CCK-8 assay; DMEM with serum worked as negative control, DMEM with 10% dimethyl sulfoxide as positive control. Data presented were statistically analyzed by using a one-way ANOVA, *** represents p<0.001, * represents p<0.05[
a) VSMC (b) EA. hy926
由江苏沣沅医疗器械有限公司制备的MgZnYNd镁合金支架如图7[36]所示。在验证了MgZnYNd支架力学性能、涂层稳定性和药物含量的基础上,将其植入小型猪冠状动脉血管中,并在植入后1、3和6月不同时间点(每个时间点3头动物,即n=3)进行定量血管造影(CAG)和OCT观察,以研究MgZnYNd支架的生物安全性,同时在同一头猪体内植入相同规格的不可降解BuMATM不锈钢支架作对比研究。
图7 MgZnYNd药物洗脱冠状动脉支架显微镜及扫描电镜照片;“三点弯曲法”用于柔顺性测试;依据ASTM-F2394-07自行设计的血管通道模型(装配6F导管,导管内径1.98 mm)测试支架顺应性;支架在通道模型内进行推送和回撤过程以及顺应性实验后支架图像[
Fig.7 Microscope (a~c) and SEM (d, e) images of MgZnYNd stent: (a) before crimping onto balloon, (b) after crimping onto balloon, (c, d) after expanding at nominal pressure (6 bar), the outer diameter under the three conditions were (2.00±0.03) mm, (1.58±0.04) mm and (3.00±0.06) mm (n=6), respectively, (e) integrity of PLGA coating was maintained after plastic deformation with no obvious peeling detected, while visible regional nanosized cracking (with no exposure of the underlying strut) was observed as a result of stress accommodation only in locations of larger plastic deformation, (f) flexibility test was performed through “three-point blending” method, (g) self-designed simulated vascular channel model equipped with 6F catheter (internal diameter: 1.98 mm) according to the guidance in ASTM-F2394-07 to test stent compliance, (h) stents conducting push and withdrawal process in the channel model, and (i) the postexperiment stent image[
图8[36]所示为MgZnYNd和BuMATM支架植入小型猪体内6个月内CAG、OCT和支架段血管组织病理图。CAG图像(图8a)显示,MgZnYNd和BuMATM支架均无塌陷或阻塞,红色箭头所示为支架的轮廓。定量CAG结果包括相对内腔直径(RLD)、最小内腔直径(MLD)和直径狭窄率(DSR),见表2[36]。在6个月的观察周期内,MgZnYNd支架的RLD均大于对照组BuMATM (每组动物数n=3),但无统计学差异。另外,MgZnYNd支架的MLD在术后3个月时显著性高于BuMATM (n=3,p=0.04),而术后1和6个月的MLD与BuMATM相当。即使在术后30 d,由于支架常见的早期回弹,MgZnYNd支架的DSR ((20.67±9.07)%)高于BuMATM不锈钢支架((15.67±5.86)%),此后由于血管模型的正性重塑,DSR持续降低,术后6个月时DSR ((15.33±22.23)%)低于BuMATM不锈钢支架((22.33±14.15)%)。Heublein等[13]的研究也同样验证了此过程：AE21冠状支架植入后10~35 d期间出现相似的管腔狭窄,但在植入后35~56 d恢复原直径。
图8 MgZnYNd支架和BuMATM对照组植入6个月后的冠状血管造影(CAG)、光学相干断层扫描(OCT)和苏木精-伊红染色(HE)组织病理图像[
Fig.8 CAG (a), OCT (b) and H&E staining images (c) after MgZnYNd stent and control group BuMATM stent implantation for a period of six months (The red arrows in Figs.8a and b signify the outline and remnants of the stent struts of MgZnYNd stent, and the enlarged insets in
表2 MgZnYNd支架和BuMATM支架对照组术后1、3和6个月后体内定量血管造影结果[
Table 2 Coronary angiography results of MgZnYNd stent and BuMATM stent post-implantation for a period of 1, 3 and 6 months, respectively[
| Implantation duration | Stent type | RLD | MLD | DSR |
|---|---|---|---|---|
| month | mm | mm | % | |
| 1 | MgZnYNd (n=3) | 2.62±0.20 | 2.09±0.33 | 20.67±9.07 |
| BuMATM (n=3) | 2.59±0.65 | 2.15±0.41 | 15.67±5.86 | |
| p value | 0.67 | 0.88 | 0.56 | |
| 3 | MgZnYNd (n=3) | 2.42±0.16 | 2.03±0.80 | 15.67±8.14 |
| BuMATM (n=3) | 2.03±0.18 | 1.51±0.13 | 15.67±5.86 | |
| p value | 0.22 | 0.04 | 0.11 | |
| 6 | MgZnYNd (n=3) | 2.75±0.26 | 2.30±0.49 | 15.33±22.23 |
| BuMATM (n=3) | 2.65±0.80 | 2.05±0.31 | 22.33±14.15 | |
| p value | 0.11 | 0.62 | 0.13 |
OCT影像(图8b)显示,MgZnYNd支架在整个植入期间没有明显的支架内炎症或钙化出现,MgZnYNd支架与BuMATM管腔横截面相近,统计学结果见表3[36]。此外,图8b中红色箭头指出的黄色亮点显示血管内残余的支架梁径向截面结构。随着MgZnYNd支架逐渐降解,黄色亮点逐渐减弱,但是直到第6个月支架结构依然存在,证明其具有长期结构和力学有效性。此周期长于此前的猪体内植入的AE21合金支架的降解周期(56 d)[13],也长于Biotronik的WE43镁合金Lekton Magic冠状动脉支架小型猪植入的降解周期(89 d)[15]。
表3 MgZnYNd支架和BuMATM对照组术后1、3和6个月体内OCT结果[
Table 3 Optical coherence tomography results of MgZnYNd stent and BuMATM stent post-implantation for a period of 1, 3, and 6 months, respectively[
| Implantation | Stent type | Stent length | DRVA | PRVA | MLA | MSA |
|---|---|---|---|---|---|---|
| duration / month | mm | mm2 | mm2 | mm2 | mm2 | |
| 1 | MgZnYNd (n=3) | 14.30±1.27 | 2.56±2.87 | 2.72±2.80 | 2.02±1.84 | 2.62±1.94 |
| BuMATM (n=3) | 14.70±2.08 | 2.84±0.83 | 3.68±0.93 | 2.49±0.37 | 4.97±1.10 | |
| 3 | MgZnYNd (n=3) | 14.80±0.97 | 4.51±1.37 | 6.36±2.16 | 3.87±1.85 | 5.52±2.10 |
| BuMATM (n=3) | 14.25±4.45 | 2.58±0.19 | 4.09±1.24 | 2.32±0.05 | 5.22±0.61 | |
| 6 | MgZnYNd (n=3) | 14.13±0.95 | 3.92±0.79 | 3.94±0.78 | 2.93±0.58 | 4.52±1.08 |
| BuMATM (n=3) | 14.40±2.78 | 5.58±2.43 | 5.89±1.66 | 3.03±1.09 | 6.03±1.90 |
此外,为了更详细地探索内腔面积和内皮化形成情况,根据MgZnYNd支架和BuMATM对照组支架术后1、3和6个月OCT结果定量统计出远端相对血管面积(DRVA)、近端相对血管面积(PRVA)、最小管腔面积(MLA)和最小支架面积(MSA)等结果,也列于表3[36]。可以看出,支架植入1个月后,MgZnYNd支架的DRVA和PRVA与BuMATM对照组相当,但DRVA和PRVA在1~3月期间分别大于对照组74.8%和55.50%,此现象也是上述早期回弹和血管正性重构造成的。内皮面积由最小支架面积减去最小管腔面积得到,是衡量MgZnYNd支架内皮形成情况的另一重要指标。MgZnYNd支架内膜面积由第1个月的0.60 mm2突增至第3个月的1.65 mm2,3~6个月经历小幅降低(1.59 mm2),此数据远低于AE21镁合金支架(植入后第56 d内皮面积为2.71 mm2 [8],内皮也经历先变厚再变薄的过程),此趋势与MgZnYNd支架模型相同。此外,MgZnYNd支架的内皮面积在术后第1、3和6个月时分别比BuMATM低75.81%、43.10%和47.00%,表明实验组支架形成更薄的内皮层,有效避免了内皮增生现象。MgZnYNd支架在1月末即可完成内皮化过程,不存在传统药物洗脱支架的载药涂层造成炎症或内皮化延迟的现象,同时避免了晚期支架内血栓。
图8c所示为支架段血管组织病理结果。整体上看,2组支架在术后3和6个月均未出现明显支架内血管损伤,且支架内炎症反应较轻。术后3和6个月MgZnYNd支架周围聚集了一些炎症细胞,支架内表面已经形成完整的薄内皮细胞层;载雷帕霉素的BuMATM不锈钢支架周围也出现炎症细胞,术后3个月内皮化过程未全部完成。此外,2组支架在术后3和6个月均无血栓形成。定量计算平均内皮化积分(MES,n=3)和平均炎症积分(MIS,n=3),术后3和6个月MgZnYNd支架的平均内皮化积分均为3.00,即超过75%的支架内表面被内皮细胞覆盖,然而BuMATM的此项数值为2.78,低于MgZnYNd支架7.33%。
同时可见,MgZnYNd镁合金支架所支撑的冠状动脉血管内表面可形成连续的薄内皮层,说明APTES不会造成内皮化延迟或支架内再狭窄,此结果与体外内皮细胞黏附和增殖的实验数据一致。准确地说,支架内皮化过程形成越快,则支架内再狭窄和血栓的发生概率越小,同时支架内炎症反应较弱也有助于更好的内皮再生过程,而炎症反应已被证明是晚期支架血栓形成的主要诱因[37-39]。
综上,表面经APTES处理后的MgZnYNd支架,其力学性能、耐腐蚀性能和体外生物相容性良好。小型猪冠状动脉原位植入实验证实了其在6个月植入周期内具备优异的组织相容性和内皮化能力,并且未造成明显血管损伤、炎症、血栓和再狭窄现象,初步显示其临床应用的安全性和有效性。除了APTES,北京大学还探讨了另外2种MgZnYNd材料表面处理办法,已在体外证实生物相容性良好,其在体内性能有待进一步研究[40,41]。
关于MgZnYNd支架的更进一步的大动物体内安全性和有效性实验研究也在进行中,2项实验分别入组48和60头小型猪,研究期限也分别延长到9和12个月,以探讨支架降解产物的全身毒性和伴随毒代动力学以及支架有效性相关的各项指标参数。
镁合金保持了金属材料所特有的优异综合力学性能(强度、塑性和Young's模量)以及可加工成型性能, 因而具有可与其它类型生物可降解材料(高分子、陶瓷)相竞争的应用前景。德国Biotronik公司和我国自主研发的镁合金新型血管支架有关的一系列体内外研究已充分证实了镁合金全降解血管支架(包括裸金属支架和药物洗脱支架)的生物安全性和有效性。随着生物医用可降解金属材料研究的进一步深入,通过建立新型合金体系以及优化支架结构和涂层,可降解镁合金血管支架性能将逐渐完善。不过,由于人体环境的复杂性,须对Mg及镁合金体内降解吸收进行更深入更系统的研究。镁合金全降解血管支架会在治疗心血管疾病等方面发挥重大作用。
The authors have declared that no competing interests exist.
/
| 〈 |
|
〉 |
