本發(fā)明涉及一種血管介入治療領域所用的金屬支架及其加工方法，尤其涉及一種高純度鎂合金可吸收血管支架的加工制備方法。

背景技術：

心腦血管病發(fā)病率越來越高，成為危及人類生命健康安全的三大主要疾病之一。血管狹窄是引起心衰和腦卒中等嚴重后果的一種高發(fā)疾病。對于心腦血管狹窄的治療，現(xiàn)有的治療手段主要包括藥物、手術和支架成形術。其中藥物可以使缺血性卒中的相對危險性降低13％，治療效果不是很明顯。手術的并發(fā)癥發(fā)生率較高，存在一定的危險性。介入治療因其創(chuàng)傷小、療效好、成功率較高，近些年成為治療缺血性腦卒中的最有效方式，被醫(yī)生和患者廣泛接受。

介入治療已成為醫(yī)學領域重要分支，介入材料與人體組織相互作用研究，越來越引起人們的關注，所謂的人體組織是指血管、骨質、器官和體液等。特別是生物材料的出現(xiàn)，使這一領域成為最有發(fā)展前途的方向。然而金屬材料在介入醫(yī)療中仍占有重要地位。

目前血管支架主要用不銹鋼或鈷鉻鎳合金制成。但是這些材料對血管的副作用很大，易引起血管硬化，再窄狹。近年來發(fā)展的藥物洗脫支架，由于藥物及其釋放速度等問題，再狹窄和血栓形成的發(fā)生率仍然很高，不能滿足臨床需要。因此發(fā)展可吸收或可降解支架成為當今的熱點課題。

目前已進入臨床試驗的可吸收心血管支架，主要有兩類，一類為高分子材料，主要是聚乳酸類大分子鏈材料；一類為鎂合金可吸收支架。聚乳酸類支架的強度低于鎂合金支架的強度，聚乳酸類支架的血管再狹窄率約為25％，鎂合金支架的血管再狹窄率小于10％，然而這兩類支架的強度與彈性模量均低于不銹鋼材料。由于這兩類支架可吸收無副作用，對血管功能沒有有害影響。因此這兩類支架認為在不久的將來有望取代不可降解不銹鋼或鈷鉻鎳合金支架，并成為臨床使用的主流產品。鎂與鉀、鈉、鈣、鋅等是人體必須的有益微量元素，在心臟及心血管疾病治療過程中鎂與鉀鹽是常用的藥物。鎂是人體中不可缺少的必須元素，醫(yī)學研究表明一個成年人每天需要約250mg鎂。

鎂合金具有與低碳鋼相近的屈服強度，彈性模量約45GPa，雖然比不銹鋼低，但遠高于聚乳酸類高分子材料。因此使鎂合金支架成為可吸收支架有力競爭者。

鎂合金的化學成分要求嚴格，不能含有害元素和重金屬元素，目前無滿足醫(yī)學要求的醫(yī)用鎂合金。能夠滿足性能要求的鎂合金不是含大原子半徑的稀土鎂合金，就是比重較大的元素，安全性差。

為此，要求鎂合金必須達到下述水平：

大幅度提高醫(yī)用鎂合金的塑性，在保證足夠屈服強度的基礎上，塑性指標延伸率必須大于30％，這樣才具有可冷塑性加工的性能，制成的支架在放入血管操作過程中才不會斷裂。

必須提高鎂合金純度，降低有害和抗腐蝕性能差的元素含量，鎂合金純度必須大于99.99％，這樣才能在血管中放置3個月以上達到臨床醫(yī)學要 求。

合金成分只能是Mg-Al-Zn或Mg-Zn-Ca，這兩種類型的合金元素，已被人類生活和醫(yī)學研究證明無害，而且是有益元素。

為了保證鎂合金在血管中消溶后人體的安全性，合金成分中必須保證沒有重金屬，或較大原子半徑元素，或醫(yī)學上尚沒有證據證明是無害的元素。

鎂合金成分中血液消溶后產物中，必須保證沒有不可溶解的鹽類。

現(xiàn)有技術中，可吸收鎂合金支架中主要采用稀土鎂合金，稀土鎂合金雖然有較高的屈服強度，但塑性差、并且可能對人體有害，無法排出體外。另一類是鋼類心臟支架。對于鋼類心臟支架，人們越來越追求更高的強度和彈性模量，以便支架網絲制作的越來越細，在血管中長期存放的支架體積減少，重量降低，但另一方面卻忽視了支架強度越高，彈性越大對血管壁的壓力越大，過高的壓力阻礙了血管細胞的新陳代謝，修復與再生長。易造成血管壁“僵硬化”。

技術實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的是為了解決現(xiàn)有可吸收血管支架存在的屈服強度低、塑性差和易損傷細胞造成血管硬化等問題，進而提供一種以3D打印技術，制備高純度鎂合金可吸收血管支架及其制備方法，解決現(xiàn)有鎂合金支架制作中存在的工藝復雜和成本高的技術問題。

一種制備鎂合金可吸收血管支架的制備方法，其特征在于，包括以下步驟：

1)制作鎂合金血管支架的預制體；

2)通過磁控濺射將鎂合金靶材濺射到預制體表面，形成合金預制體，其中，鎂合金靶材為純度≥98％的Mg合金；

3)將合金預制體浸入醇溶液或水溶液，以使預制體溶解，得到的鎂合金膜即鎂合金血管支架；

4)將上述血管支架放入流體拋光液中進行電化學拋光去毛刺；

5)使用超聲噴涂工藝在上述支架表面噴涂藥物涂層液，藥物涂層液中含有藥物活性成分和/或聚合物，該藥物涂層液的溶質質量濃度為0.1-10％，噴涂厚度為5～25μm。

進一步優(yōu)選：步驟1)中所述的預制體采用醇溶性光敏樹脂材料或水溶性光敏樹脂材料打??；所述的醇溶性光敏樹脂材料優(yōu)選乙氧基化的脂肪醇；水溶性光敏樹脂材料優(yōu)選聚乙二醇雙丙烯酸酯。

進一步優(yōu)選：步驟1)中所述預制體包括支架本體和內襯，基于3D打印技術打印制備；更優(yōu)選的，所述支架本體為具有網狀結構的管狀體；所述管狀體的網狀結構由軸向筋和橫梁筋構成，軸向筋的截面呈梯形，橫梁筋的側面向管狀體內部傾斜；更優(yōu)選的，所述內襯為管狀體，置于所述支架本體的內側；更優(yōu)選的，所述的3D打印技術的操作方法為：首先，建立支架預制體的3D打印三維模型，然后基于立體光固化成型技術或者基于聚合物噴射技術的3D打印方法，打印出預制體。

進一步優(yōu)選：步驟2)中所述的鎂合金靶材為純度≥99％的Mg合金；更優(yōu)選的，步驟2)中，所述的鎂合金靶材為純度≥99.9％的Mg合金。

進一步優(yōu)選的，步驟2)的具體操作包括以下步驟：a.將預制體置于真空室內的陽極旋轉架上；b.將鎂合金靶材置于真空室內的陰極上；c.控制所述陽極旋轉架以140～160r/min的轉速旋轉；d.向真空室內充入氬氣，使得真空室的氣壓為0.6～1.0Pa；e.打開濺射電源，使得鎂合金靶材濺射到預制體上,并控制濺射的靶材厚度為0.08mm～0.2mm；f.在濺射完成之后,向真空室內充入干燥氮氣,直到真空室內氣壓與外界氣壓平衡。

更優(yōu)選的，步驟c中，所述的陽極旋轉架以150r/min的轉速旋轉；步驟d中，向真空室內充入氬氣，使得真空室的氣壓為0.8Pa；步驟e中，濺射的靶材厚度為0.08～0.1mm。

進一步優(yōu)選的，所述的醇溶液為異丙醇、乙醇或者二者的混合物；水溶液優(yōu)選純凈水。

優(yōu)選的，步驟5)的具體操作為：使用超聲噴涂儀將藥物和/或聚合物霧化噴出，在上述支架表面噴涂藥物涂層液，該藥物涂層液的溶質質量濃度為0.1-10％，噴涂厚度為5～30μm。

進一步優(yōu)選的，步驟5)中，所述的藥物活性成分為衣霉素。

進一步優(yōu)選的，步驟5)中，所述的聚合物為聚乳酸。

進一步優(yōu)選的，步驟5)中，該藥物涂層液的溶質質量濃度為1-10％，噴涂厚度為5～30μm。

更優(yōu)選的，步驟5)中，該藥物涂層液的溶質質量濃度分別為衣霉素1～5％，聚乳酸為1～5％，噴涂厚度為10～25μm。

更優(yōu)選的，步驟5)中，該藥物涂層液的溶質質量濃度分別為衣霉素3％，聚乳酸為4％，噴涂厚度為25μm。

本發(fā)明的創(chuàng)新性和有益效果如下：

1、采用高純度(99.99％)的鎂合金。主要合金元素均為可溶解的，對人體無害的元素。Mg-Al-Zn合金，雜質元素限量低于0.005％。

2、本發(fā)明提出的鎂合金心血管支架的制作方法、支架和支架的預制體中，采用3D打印技術打印出用于制作鎂合金心血管支架的預制體，結合磁控濺射技術，將鎂合金靶材濺射到預制體上，最后在溶劑中溶解除去預制體而得到鎂合金心血管支架。預制體的網狀結構帶有內襯，結合軸向筋截面的梯形結構以及橫梁筋側面向內傾斜的結構，使得濺射的鎂合金不會濺射到預制體內表面，有利于預制體的溶解和剝離，同時避免在磁控濺射鎂合金過程中使得網筋邊緣出現(xiàn)過多毛刺。這種制作方法規(guī)避了現(xiàn)有技術中制備鎂合金薄壁細管與激光雕刻的復雜工藝，簡化了工藝，進而降低了制作成本，解決了現(xiàn)有鎂合金支架制作中存在的工藝復雜和成本高的技術問題。

3、由于在該血管涂層支架內壁無藥物涂層，且在外壁上增加了藥物涂層，例如采用衣霉素，將其植入血管，能既起到抑制血管再狹窄的作用，又不會抑制支架內皮化或帶來其他副作用。

附圖說明

圖1為經精加工制造的支架照片，支架網絲尺寸：0.1～0.15×0.15mm；

圖2為制備支架方法和設備的示意圖；

圖3為使用該支架的病理分析結果，其中圖3a為7號狗(術后3天)的心臟左主干的病理分析結果；圖3b為2號狗(術后1周)的股動脈中 段(近端植入舊支架1枚，遠端植入新支架1枚)的病理分析結果；圖3c為3號狗(術后2周)的股動脈中段(近端植入舊支架1枚，遠端植入新支架1枚)的病理分析結果；圖3d為7號狗(術后3天)的心臟左回旋支的病理分析結果

具體實施方式

實施例1:制備高純度鎂合金支架

如圖3所示，采用磁控濺射設備(磁控濺射沉積系統(tǒng)B13-054，整機功率15KW,濺射功率30W)進行磁控濺射，磁控濺射在真空室201內進行，具體將預制體置于真空室內的陽極旋轉架205上，將鎂合金靶材202安防在真空室的陰極203上，然后關閉真空室201。運行機械泵208抽真空到20Pa。然后使用分子泵207使真空室的真空度達到5*104Pa。從氣體入口206通入純氬氣到真空室201內，使真空室內的氣壓為0.8Pa，控制陽極旋轉架的轉速為150r/min。

打開濺射電源，濺射功率20W，使得置于真空室內的陰極上的鎂合金靶材濺射到預制體上。控制濺射的鎂合金靶材的厚度為0.1mm。

隨后，向真空室內充入干燥氮氣直到真空室內氣壓與外界氣壓平衡，打開真空室取出濺射了鎂合金靶材的預制體。

然后，將合金預制體浸入醇溶液或水溶液，以使預制體溶解，得到的鎂合金膜即鎂合金血管支架，將上述血管支架放入流體拋光液中進行電化學拋光去毛刺；使用超聲噴涂工藝在上述支架表面噴涂藥物涂層液，藥物涂層液中含有藥物活性成分衣霉素和聚乳酸，該藥物涂層液的溶質質量濃 度分別為3％的衣霉素和4％的聚乳酸，噴涂厚度為15μm。其中，超聲噴涂設備為型號是Medicoat2000的超聲噴涂儀，其超聲功率設置為0.5-2.0w。

實施例2：動物實驗研究

研究對象為在經防疫雜種試驗狗，共50條，隨機分成5組，每組10條，每條試驗犬均于股動脈植入可吸收支架一枚，并于距放置支架處3-5厘米處予以球囊擴張。分別于術后24小時、三天、五天、一周—六周、八周，三個月時取材進行病理分析、組織生化研究，明確支架的物理化學性能、生物相容性和支架的可吸收性、可吸收時間、支架的安全性、有效性，建立資料數據庫。附圖3為實驗狗在術后1天、3天、5天、1周、2周、3周、26天和4周的病理分析結果。實驗結果顯示，支架的物理化學性能、生物相容性和支架的可吸收性、可吸收時間、支架的安全性、有效性均較好，結果如圖所示。