生物可吸收聚合物支架分类与设计

可吸收聚合物支架由生物可降解聚合物构成，其理念是为血管提供特定时期的支持，通常服役结束后可以逐渐降解直至完全吸收， 同时使血管完成自适应重塑，最终使血管愈合并恢复到自然的状态，这是传统DES不具备的功能。

由于这类BVS可被人体完全吸收，可有效降低传统DES晚期再狭窄及血栓形成的风险。理想情况下，BVS在植入早期需保持足够的径向支撑强度以防止血管回缩， 同时释放抗增殖药物。在愈合期结束后， BVS将降解并完全被吸收，使病变血管逐渐恢复正常的血管收缩功能。也就是说， BVS在短期疗效上类似于当前使用的DES ， 但能改善DES所导致的长期不良结果。与DES相比， BVS不仅适用于年龄较小的患者， 还适用于DES效果不良的患者。

研究表明， DES的剪切应力模式可影响支架植入后新内膜增生的程度。与DES 相比， 由生物可吸收的聚合物材料制成的BVS更柔顺，因此其剪切应力模式的影响程度将更小。而且，BVS的使用可免去血管被永久性禁锢，因而使得血管可以有效响应生理剌激以进行晚期重塑。进一步，随着DES 的逐渐降解和血管重塑的逐渐完成，患者无须长期双重抗血小板治疗，大大降低了出血风险， 对于年轻患者，BVS的原位吸收允许将来在同一部位进行再次干预并且便于进入被原始支架禁锢的侧支。表8.2 中对比了使用BVS 的潜在优势。

BVS 植入后大体上需经历以下三个功能阶段:血运重建、血管重构、支架吸收，如图所示：

1-血管重建

此阶段类似于DES的功能，主要是为血管狭窄病变处提供足够的力学支撑，从而减轻因缺血引起的血管狭窄。与BMS和DES相比， BVS增加了支撑宽度和厚度以提供与金属材料相媲美的强度。但即使如此，在血管重建期， BVS仍然显示出比金属材料更多的优势，如更大的灵活性与适应性、更少的几何畸变、更少的血小板沉积。此阶段一般发生在术后前3个月内。

2-血管重构

BVS在这个阶段逐渐降解，从而使聚合物的分子量逐渐降低，开始失去原有的机械支撑作用。一般情况下，首先观察到BVS骨架开始逐步丧失机械支撑能力，进一步其表面和内部逐渐开始潜解，其溶解速度主要受温度和水的影响。随着聚合物支架的逐步降解过程的发生，其对血管病变处机械支撑和约束力也逐步消失，管腔得以逐步恢复，进而血管的生理脉动功能也开始逐步恢复。此阶段一般发生在术后3-12个月内。

3-支架吸收

通过BVS的完全吸收来完成血管结构和功能的重建，根据所使用的材料不同，全部完成可能需要2-4 年。研究表明，在BVS植入猪模型后的12-18个月后，管腔内外弹性区域和管腔面积明显增加。相似的是，在患者植入可吸收支架1-5年后，连续血管内超声和光学相干断层成像(OCT) 也证实了管腔面积的明显增加。

这与DES是完全不同的， DES会随着斑块在金属框架内聚积，其血管的平均/最小管腔直径会逐渐减少。而BVS则会随着聚合物被人体的逐渐吸收变成由胶原和血管平滑肌取代，并随着时间的推移，其管腔反而会逐渐恢复。进一步，这个过程中扩大的管腔还会对血管内皮功能和动脉粥样硬化的预防有利。

一，当前的制备技术

1) 管材挤出-激光切割加工成型

国际上大多数公司的研制工作通常都是利用螺杆挤出机将原料熔融挤出制备管材，再对管材进行激光切割以制成最终的支架产品。其中，塑料挤出成型是用加热的方法使塑料成为流动状态，然后在一定压力作用下使其通过塑模，经定型后制得连续的型材。挤出成型具有效率高、投资少、制造简便、可连续化生产等优点。聚合物血管支架的挤出-切割原理与金属支架的挤出-切割原理类似，其具体原理和过程如图所示：

为了制备成最终可压握在球囊导管上的支架花型，聚乳酸等聚合物材料经挤出加工成一定直径的管材结构后，需选用合适的激光切割装置进行进一步的激光切割雕刻出复杂的网状结构。与其他切割方法相比，飞秒激光切割具有切缝宽度小、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精细零件。

2) 编织成型

近年来，受人工小血管制造工艺的启发，血管支架也出现了采用编织结构的工艺技术。Upma Sharma 等开发了一种采用编织方法制备的基于PLGA 材料制备的新型BVS ，见下图：

(a) PLGA 编织物的扫描电镜图; (b) 涂层后的PLGA 编织物的扫描电镜图; (c) 涂层后纤维截面图，其中黄色的是PLGA 纤维， 蓝色的是涂层; (d) 和(e) 支架的实物图; (f) 涂层的化学反应示意图

在猪股动脉中体现出良好的生物可吸收性能。在羊体内，支架可以支撑管腔12个月之久，并且18个月可以被完全吸收。据报道，这种新型的BVS可以充分利用编织结构灵活性高的特点，使支架具有较好的纵向柔顺性，更易贴合血管内壁，对血管内膜的损伤较小，不易诱发血管内膜的增生。

然而，编织结构的BVS 的力学支撑力较差，编织过密又不易实现支架的扩张。为此，他们在PLGABVS 表面进一步涂敷一层聚乙交醋-己内醋(PGCL)弹性体，并用六亚甲基二异氨酸醋(HDI)原位进一步交联，结果表明，涂敷此弹性体后，支架的力学强度(如压缩膨胀和弹性性能)得以显著提升，可以和作为对比的金属材料支架的力学性能相媲美。这种改性方法可以通过调节涂层的交联度、分子量和分子支化结构来调控其力学性能。

3) 3D打印成型

挤出-激光切割和编织成型的支架通常是根据临床统计数据而筛选出的几种相对常见的尺寸进行预先批量式生产，因而医生仅能从中选择与患者血管尺寸相对较为接近的支架进行植入手术。3D打印则可根据不同患者的尺寸形态进行个性化定制化制备， 不仅如此， 3D打印成型还具有精度高、速度快、用料省等优点，且可实现复杂外形与内部精细结构的一体化制造， 这是传统支架加工制备方法所无法实现的。

近年来， 随着3D打印技术的不断发展， 利用3D打印制备血管支架的报道也开始涌现。其中，光固化立体印刷(SLA) 是最早，也是现今应用最广泛的3D打印技术。SLA具有精度高、性能稳定、材料力学性能可调等优点，因而成为制备个性化心血管支架的一种新型加工成型方法。在此基础上，来自美国西北大学的科学家通过对SLA 进一步改良，开发了一种被称为投影微立体光刻(PμSL)的3D打印技术(下图），结合实验室自主研发的拧棱酸醋类聚合物，成功研制出新型3D打印血管支架。

*PμSL 工作原理示意图

此外，北京阿迈特医疗器械有限公司采用熔融沉积成型(FDM) 制备了PLA 和PCL血管支架。因此， 开发适用于全降解聚合物支架的新型3D 打印技术将是未来的发展方向之一。

二，现有BVS种类

目前用作血管支架的聚合物材料最常见的是聚乳酸(PLA) ，具体包括左旋聚乳酸(PLLA)、右旋聚乳酸(PDLA) 和外消旋聚乳酸(PDLLA) ，另外还有聚己内酯(PCL)、聚乙交酯(PGA) 以及由这几种高分子组成的嵌段聚合物，如聚乳酸·羟基乙酸共聚物(PLGA) 。嵌段共聚物可以改善单一组分聚合物的力学性能和降解性能，是一种常见的改性方式。可降解聚合物支架相较于可降解金属支架的优势在于可以通过合成及加工的手段改变聚合物的各组分配比来改善聚合物的各种性能，例如，通过引入PGA 来提高聚乳酸的降解速率，或通过引入PCL 来提高聚乳酸的柔韧性，降低脆性断裂的风险。这几种高分子在体内最终的降解产物都为水和二氧化碳，不会对人体产生毒副作用。

文章来源：医休神介说