鎂基合金生物可降解支架的國內外研究進展

孔令華 賀迎坤 李天曉 張一林 何艷艷 朱世杰 關紹康

1956年諾貝爾生理學或醫(yī)學獎授予A.F. Cournand等三位科學家[1]，以褒獎他們在心臟導管術的研究，開啟了血管內診療的時代。1986年，Jacques Puel和Ulrich Sigwart同時報道了世界上首例冠狀動脈支架植入術[2]，自此血管內支架植入術開始逐步廣泛應用。早期支架的主要成分為鎳鈦合金，隨著該類支架的廣泛應用也出現了許多問題：血管內植入支架會引起慢性炎癥反應進而導致支架內再狹窄（in-stent restenosis，ISR）；術后患者需要長期服用抗血小板藥物以避免晚期血栓的發(fā)生。藥物洗脫支架（drug eluting stent，DES）表面的抗增殖涂層一定程度降低血管內再狹窄的發(fā)生率，但是也未從根本上解決相關問題。

生物可吸收支架（bioresorbable scaffold/stent，BRS），也可稱作生物可降解支架，其在植入后的4～6個月具有暫時的血管支撐作用，在血管重塑完成后的6～18個月被生物體吸收[3]。依據其主要成分可將生物可吸收支架分為生物聚合物可吸收支架（bioresorbable polymeric vascular scaffolds，BPVS）和生物金屬可降解支架（bioresorbable metallic alloy scaffolds，BMAS）。 應 用 于 人 類 的首個Igaki-Tamai 生物聚合物可吸收支架（kyoto medical planning）是由聚左旋乳酸（poly-L-lactide，PLLA）制成，PLLA是半結晶聚合物，在血管內通過水合作用降解為乳酸，然后通過檸檬酸循環(huán)分解為二氧化碳和水，最終被人體完全吸收和排泄。一項長期臨床研究表明，Igaki-Tamai支架在植入3年后經血管內超聲（intravascular ultrasonography，IVUS）檢查發(fā)現支架部分降解，組織學檢查可見降解部分被蛋白聚糖替代，血管組織病理學檢查顯示血管內膜內未發(fā)現炎癥細胞及異物巨細胞浸潤[4]。與此同時，多項生物聚合物可吸收支架獲得歐洲CE認證（CE certi fi cation）和美國食品藥品監(jiān)督管理局（Food and Drug Administration，FDA）[5]的批準，其中代表性的是2010年獲得歐洲CE認證的Absorb BVS支架（Abbott，USA），它的骨架也是由PLLA制成。2015年，前瞻性多中心ABSORB Ⅲ實驗納入了2 008名患者，Absorb BVS（n=1 322）組和鈷鉻合金氟基-洗脫支架CoCr-EES（n=686）組患者1年內的靶病變失?。╰arget lesion failure，TLF）事件發(fā)生率分別為7.8%和6.1%，Absorb BVS組的安全性非劣于CoCr-EES對照組（P＜0.007）。然而，Ali等[6]經過薈萃分析7項前瞻性多中心臨床實驗[7-12]3年的臨床數據分析表明，Absorb BVS治療組相比于CoCr-EES治療組有較高的支架內血栓生成風險（1.3% vs. 0.5%；P=0.05）。最終，第一代Absorb BVS基于多項臨床證據以及市場分析于2017年9月退出市場。分析其原因，第一代Absorb BVS為了保證足夠的徑向強度，制作支架時應用了較厚的支架骨骼（150 μm），導致血流動力學的改變及支架的不均勻降解，支架內血栓和斷裂的幾率也隨之增加[13-14]，這成為掣肘該支架進一步應用的主要原因。

生物金屬可降解支架（BMAS）具有比BPVS更好的強度和延展性。主要原料為鎂（Mg）、鐵（Fe）和鋅（Zn），其中鎂基合金生物可降解支架（Mg-BMAS）具有良好的生物金屬特性：鎂是人體必需的微量元素，人體中約有25 g鎂元素，其中60%存在于骨骼之中，約有39%存在于軟組織中。另外，鎂還是人體內多種酶反應的活化因子，例如DNA和RNA的合成、蛋白質的合成及細胞的生長和繁殖[15]。在血管方面，鎂能調節(jié)血管舒縮功能，還能抑制支架內血栓的生成[16]。Mg-BMAS的性質也可以通過鎂基合金支架、支架表面涂層以及材料制作工藝不斷調整適應生物特性。本文我們將從Mg-BMSA的國內外發(fā)展歷程展開綜述，探討其優(yōu)缺點及相應的解決辦法，最后進一步介紹該支架的應用前景。

一、鎂基合金生物可降解支架的研究歷程

2003年，Heublein等[17]首次報道了AE21鎂合金可降解支架動物實驗，在11只家豬的冠狀動脈中內植入20個AE21支架（該支架主要成分為鎂，其余還有2%鋁和少量的稀土元素）。組織學研究表明，AE21鎂支架在35 d就可觀察到顯著的新生內膜增生，主要原因是AE21支架的厚度不均勻、早期炎癥以及支架對血管彈性層的損傷。除此之外，AE21支架的降解速度比體外預期實驗（6個月）要快，不能給冠狀動脈提供很好的機械支撐。隨后，Biotronik基于WE43鎂合金改良研發(fā)的新一代可降解鎂支架（AMS-1支架），該支架無聚合物包覆及藥物緩釋涂層，通過新工藝改變支架結構并添加了不透射線的標記點。

2004年，Di Mario等[18]在33頭 小 型 豬 冠狀動脈內植入AMS-1支架。術后4周的定量冠狀動脈造影（quantitative coronary angiography，QCA）顯示，AMS-1組的最小管腔直徑（minimum lumen diameter，MLD）大于對照組（1.49 mm vs.1.34 mm）。12周時，對照組支架的MLD保持不變（1.34～1.33 mm），而AMS-1組的最小管腔直徑從4周時的1.49 mm顯著增至12周時的1.68 mm（P＜0.001）。2007年，Erbel R等為了驗證AMS-1的臨床安全性和有效性，開展了首次針對人類的多中心、非隨機、前瞻性的PROGRESS-AMS臨床實驗了8個中心的納入63名冠狀動脈新發(fā)病變的患者。早期隨訪時，實驗未觀察到心源性并發(fā)癥，12月時主要不良心臟事件發(fā)生率（major adverse cardiac events，MACE）和靶病變血運重建發(fā)生率均 比 較 高（target lesion revascularization，TLR），相比4個月隨訪數據均有較高的增長（23.8% vs.26.7%和39.7% vs. 45%）。IVUS分析管腔的再狹窄原因及增生成分，主要為外彈性膜管腔縮?。?2%），支架內內膜增生（45%）和支架外內膜增生（13%）。PROGRESS-AMS研究驗證了AMS1的安全性，但是支架植入后內膜的增生和血管回縮問題成為其關注的問題。

AMS-2中支架橫截面使用了更方正的截面（130 μm×120 μm）[19]以及更純化的WE43 Mg合金，支架的降解速度減慢至9～12個月[20]，同時獲得了更強的抗破裂壓（1.5 bar AMS2 vs. 0.8 bar AMS1）。在AMS-3中，支架表面涂有可吸收聚乳酸-乙醇酸（PLGA）基質，以及紫杉醇洗脫劑（0.07 μm/mm2），可抑制植入術后新生內膜的增殖和支架內再狹窄（ISR）[21]。由于紫杉醇的釋放速率依賴于PLGA的降解，而PLGA降解又依賴于其丙交酯的比例，所以Wittchow等人[22-24]測試了不同PLGA和紫杉醇比例的AMS-3支架涂層。最終，在活體豬的實驗表明，85∶15 H（高分子量）版本配合8 μg紫杉醇能得到最好的抑制ISR效果，即為第一代DREAMS支架（drug-eluting absorbable metal scaffold，DREAMS 1G）。

基于DREAMS 1G的安全性和有效性確證試驗也隨之開展，Haude等[25-26]針對DREAMS 1G支架（直徑3.25或3.5 mm，長度16 mm，預計降解時間9～12個月）進行了首次前瞻性、多中心臨床實驗（BIOSOLVE-Ⅰ）。該實驗納入來自歐洲5個中心的46名患者。6個月時觀察到4%（2/46例）的靶病變損害并接受了再次干預，12個月時靶病變損害增加了6.6%（3/43例），3年隨訪時靶病變失敗(target lesion failure，TLF)不變且未發(fā)現任何心臟死亡或支架血栓。晚期管腔丟失率（late lumen loss，LLL）3年內逐漸減小，相較于PROGRESSAMS的早期（4個月）數據大幅下降61%[20]。綜上，BIOSOLVE-1臨床數據證明可降解鎂基支架DREAMS 1G具有相當的安全性和有效性。

2013年，BIOSOLVE-Ⅰ的3年長期數據還未發(fā)表時，DREAMS 2G的早期臨床試驗已經完成。DREAMS 2G相較于前一代，除了金屬結構的調整，橫截面調整為 150 μm×140 μm，表面涂層改用7 μm的可吸收聚左旋乳酸（PLLA）以及1.4 μm/mm2的西羅莫司洗脫劑。并且首次在支架的邊緣增加了鉭制標記物，具有了放射可視性。2019年，BIOSOLVE-Ⅱ[27]隨訪3年最新的研究顯示，靶區(qū)病變失敗率（TLF）為6.8%（2例心臟死亡，1例靶血管心肌梗死，5例靶病變血管重建）。未觀察到確切的支架血栓形成。在12～36個月間觀察到節(jié)段內和支架內的晚期管腔丟失（LLL）和直徑狹窄程度略有增加（LLL：0.11±0.28 mm和0.13±0.30 mm，直徑狹窄程度：3.8±10.1%和4.1±10.2%）。BIOSOLVE-Ⅳ實驗[28]納入了200名患者，植入后12個月確定的或可能的支架血栓形成為0.5%，靶血管心肌梗死為0.5%，TLR為4.6%。DREAMS 3G的支架厚度比前代更薄，植入后12個月內開始被吸收。

綜上所述，以往的多項研究均集中在抑制管腔的再狹窄及抗血栓方面。理想情況下，支架植入后快速地覆蓋內皮細胞，以防止血栓形成，同時最小化新生內膜增生，避免ISR。體外研究表明，鎂可以抑制血管平滑肌細胞的增殖，同時促進內皮細胞增殖；臨床試驗中DREAMS支架的支架血栓形成率似乎較低，這使較短時間的雙重抗血小板治療（DAPT）成為可能。但是，2017年Cordula M. Felix等[29]對來自3個中心的808名患者在冠脈植入聚合物可吸收支架BVS后，回顧性收集了患者停止應用DAPT時間及并發(fā)癥數據，得出6～18個月終止DAPT后，支架內血栓發(fā)生率更高（1.77/100 py；95%CI：0.66～4.72）。由此可知，即使在BMAS-Mg的植入治療也必須進行6個月的雙抗治療。BMASMg確切的DAPT使用時間還未見相關報道，但是據現有的臨床實驗可知，BMAS-Mg12個月的規(guī)律雙抗治療是有益的。

二、鎂基合金生物可降解支架的國內發(fā)展現狀

近年來，我國在BMAS-Mg研究領域不斷探索，其中代表性的是上海交通大學袁廣銀團隊以及鄭州大學關紹康團隊。兩支團隊針對不同的鎂合金成分分別設計了JDBM鎂合金支架（Jiao Da biomagnesium series，JDBM）[30]和 MgZnYNd鎂合金支架。

JDBM合金（Mg-3Nd-0.2Zn-0.4Zr）由高純度的Mg和Zn作為原料鑄造而成。研究表明，JDBM合金具有可信的生物安全性以及在模擬體液（simulated body fl uid，SBF）中具有均勻的腐蝕性[31]。除此之外，JDBM還具有良好的抗血小板粘附性[32]。用于血管內支架的JDBM合金具有“高塑性中等強度”特性，在支架表面涂布保護膜或生物涂層[33-35]后，又可以明顯提高JDBM合金的耐腐蝕性能。Mao等[33，35]通過動物實驗，將JDBM植入兔子的腹主動脈，植入后進行血管造影、IVUS及組織學檢查。研究表明，JDBM支架降解時間為6個月，和體外研究保持一致且具有均勻的腐蝕特性。短期內出現炎癥細胞累積及新生內皮生成，炎癥隨著時間逐漸消退，直至實驗結束未見血管閉塞。截至目前，JDBM合金支架還未進行臨床實驗。綜上所述，JDBM合金具有良好的生物相容性、適宜的降解速度和徑向支撐力，具有巨大的臨床應用潛力。

MgZnYNd鎂 合 金（Mg--2Zn-0.46Y-0.5Nd）支架是由鄭州大學材料與工程學院自主開發(fā)，Zn1-3%，Y0.23-0.69%，Nd0.5-1%，余量為Mg[36]。Wu Q等[37]通過循環(huán)擠壓壓縮（CEC）提高了MgZnYNd鎂合金支架的機械性能和耐腐蝕性。北京大學聯合鄭州大學進一步研制出聚硅氧烷（3-amino-propyltrimethoxysilane，APTES） 預 涂層技術，作為合金支架與藥物涂層的中間層，發(fā)揮保護支架、降低鎂合金的電位、降低腐蝕速度的作用。Liu J等[38]經體外驗證，在聚硅氧烷的保護下支架不會引起過度的細胞增生以及支架內血栓的生成，而且單層APTES能夠加速內皮化的進行。2017年，Liu J等[39]以精氨酸-亮氨酸基聚脲脲烷酯（Arg-Leu-PEUUs）作為生物可吸收鎂合金MgZnYNd的保護涂層和生物功能涂層，應用于心血管支架。研究驗證該支架具有更好的細胞相容性，并且在體外實驗中能刺激人臍靜脈內皮細胞釋放適量的NO，以抑制血栓的生成以及抵抗再狹窄，使其能為冠狀動脈提供更好的保護，更好地應用于臨床。MgZnYNd鎂合金不僅表現優(yōu)良的可降解性和力學特性，通過涂布不同的表面涂層以及改變微量合金成分，又可以滿足不同的臨床需求，足見其可塑性及臨床應用范圍之廣。

國內BMAS-Mg的材料學的多項研究已形成一定的國際影響力，但是在生物研究方面BMASMg多局限于臨床前階段，并不能完全證明其臨床的適用性。臨床方面，Magmaris BRS鎂合金生物可降解支架（Biotronik AG，Bülach，Switzerland）于2019年在香港地區(qū)上市。一項包含中國香港6家醫(yī)院的Magmaris BRS多中心臨床實驗[40]進一步驗證了鎂合金生物可降解支架的可行性。可見鎂合金生物可降解支架研究在國內的應用方興未艾[30]。

三、鎂基合金生物可降解支架的研究熱點

血管內支架植入術發(fā)明以來，血運重建成為許多復雜血管病變藥物治療的替代方案[41]，但其永久性植入的特點卻為人詬病。為了使血管修復和支架降解速度達到一致以及減輕支架植入后的急性損傷造成的并發(fā)癥，現有的研究通過表面涂布成分的改變[42]、金屬鍛造工藝和材料原料的配比[36]等方法不斷改善支架性能，也促成了BMAS-Mg的成功上市，但是Absorb BVS的退市時刻提醒我們臨床驗證的重要性。BMAS-Mg植入病變血管后逐漸降解，支架的徑向支撐力也隨之減弱，同時血管的修復也在進行。在體內降解早期，鎂合金的內在強度由于降解快速而不夠高[43]。金屬的腐蝕是一個復雜的內部（材料和表面）和外部（環(huán)境）相互作用的過程，需要考慮的參數包括溫度、pH值、緩沖液、氣體環(huán)境、無機離子、氨基酸、蛋白質、細胞和血流動力學條件[44]。如何在病變血管內皮修復、支架降解速率、病變的個體化設計等方面找到BMAS-Mg降解速率和血管修復的平衡點將成為未來研究的熱點。