CN102499999A

CN102499999A - 一种形变后的聚合物管材和由其制备的完全可生物降解聚合物支架

Info

Publication number: CN102499999A
Application number: CN2011103768584A
Authority: CN
Inventors: 袁玲; 袁新; 王健; 胡晓露
Original assignee: SHENZHEN XINLITAI BIOLOGICAL MEDICAL ENGINEERING Co Ltd
Current assignee: Shenzhen Xinlitai Medical Equipment Co.,Ltd.
Priority date: 2011-11-22
Filing date: 2011-11-22
Publication date: 2012-06-20
Anticipated expiration: 2031-11-22
Also published as: CN102499999B

Abstract

本发明提供了一种形变后的聚合物管材，主要由分子量5W～50W的L-PLA型聚乳酸(左旋聚乳酸)组成，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为80～95％，结晶度为30％～60％，管材内径为1.50～5.00mm，壁厚为0.05～1.00mm，径向强度为240kpa～280kpa。本发明还提供了一种由该形变后的聚合物管材制得的完全可生物降解聚合物支架，所得完全可生物降解聚合物支架具有良好的径向强度和韧性，减少植入人体后即刻回弹及晚期回弹率，支撑血管过程中不易发生断裂。本发明的形变后的聚合物管材的制备工艺简单，易于重现，适合产业化生产。

Description

一种形变后的聚合物管材和由其制备的完全可生物降解聚合物支架

技术领域

本发明属于医用植入支架的制备领域，特别涉及形变后的聚合物树脂管材，该管材的制备方法和制备该管材的装置，以及由该管材制备的完全可生物降解聚合物支架。

背景技术

本发明涉及一种可植入人体管腔内的可径向扩张的管状器械，及其材料和制备方法。“管状器械”是指能够植入人体管腔内的人造器械；“管腔”是指管状器官的腔孔，如血管。支架是上述管状器械的一种，“支架”通常为圆柱状器械，用于将特定的一段血管保持打开的状态或将其撑开，以治疗血管因病变造成狭窄。“狭窄”指人体内管状器官腔体内径紧缩变小。在支架术治疗中，支架用于支撑管状腔体并防止血管成形术后管腔再狭窄的发生。“再狭窄”是指经成功的球囊血管成形术或支架术后血管再次发生狭窄的现象。

通过支架移植术治疗上述病变的支架通常包括支架输送及支架放置两部分。“支架输送”是指通过人体内管腔将支架输送至靶病变部位；“支架放置”是指待支架输送至靶病变部位后在管腔内打开并支撑靶病变部位的血管。采用上述输送和放置方式的常见支架为球囊扩张支架，即将支架装载在导管远端球囊上，装载支架通常通过压握的方式完成。

支架一旦被植入人体管腔，必须能够承载周围环境所施加的各种应力，并在特定的时间段内保持其尺寸及形状不变，特别地，支架还必须具有足够的弹性，用以进行压握，打开并承受循环载荷；同时，足够的轴向弹性方便支架在输送过程中能够通过复杂弯曲病变并确保其在弯曲靶病变部位成功放置。所以，治疗血管狭窄的支架一般应满足以下机械性能的要求：首先，支架在植入血管后必须能够承受血管壁对其施加的结构负荷，即径向挤压力；其次，支架必须具有足够的径向强度，径向强度是指支架能够承载径向挤压力的能力，主要由支架本身的强度及刚度决定。

目前上市或在研的支架具有多种花纹样式结构，主要因其含有不同的结构单元——支架杆而不同，各种样式设计的主要目的在于使支架能径向压缩(压握)及径向扩张(打开留置)，并保持足够的机械性能。制备支架的材料主要有金属或聚合物等，金属支架由于其良好的机械性能，已被临床长期使用，但是，金属支架常会诱发一些不良血管反应，如炎性反应，晚期血栓等；生物可吸收聚合物材料因其可被人体生物降解吸收，逐渐被作为支架的材料使用，但其由于其本身性质，达到足够的机械性能存在一定难度，所以，目前寻求能实现金属支架机械性能、并可完全生物降解的聚合物支架是目前支架研究的最主要课题。

另外，支架还必须具有较高的生物相容性且不会诱发任何不良血管反应。为使支架具有良好的生物相容性和一定的血管病变治疗效果，常在支架的金属或聚合物平台表面涂覆多层聚合物载药层，该载药层中所含药物可缓慢的释放，维持较长时间的治疗效果，即“药物洗脱支架”。

一些生物可吸收聚合物，如左旋聚乳酸L-PLA，乙醇酸PGA，以及聚乳酸乙醇酸PLGA均适合用做支架材料，部分是由于这些材料在人体生理环境下具有较高的强度及硬度。然而研究发现，如果这些材料仅通过调节聚合物的组成而不经过进一步改性处理，则很难使用这种材料制成的较小的支架杆拥有足够的强度及韧性。而且这些材料制成的支架由于必需要有足够的强度长期支撑血管，因此其支架的连接单元——支撑杆的厚度不得不做得很大。此外，这些材料制成的支架在生理环境下会变脆，难以达到临床应用的韧性要求。易导致如在高受力部分形成裂纹并最终使支架在过短时间内失去支撑血管壁的功能。

随着对聚合物支架的进一步研究发现，一些玻璃化温度高于人体内温度的结晶性及半结晶性完全生物可吸收聚合物在人体内生理环境中仍具有较好的强度及硬度，因此被认为是制作支架材料的更好选择。

目前已公开的文献报导的形变后的聚合物管材采用内部冲压的方法使其扩张后很难保持管材的壁厚均匀及形状的稳定性，而壁厚及形状均匀是形变后管材相关性能最重要的影响因素之一。所以，提供具有良好径向强度、足够的韧性、安装后回弹率低、不易于生物脆化的聚合物管材，将其用于支架使用，仍是目前生物可降解聚合物支架所存在的最主要问题之一。

试验显示，本发明形变后的聚合物管材拥有很好的均匀壁厚及稳定形状，良好的径向支撑力和韧性，并且其制作方法简单，易于重现。

发明内容

本发明的目的在于提供一种形变后的聚合物管材及由该管材制得的能满足临床使用要求的完全可生物降解聚合物支架，其具备以下特征：较高的径向强度，即聚合物支架应具有足够的径向强度来承载径向结构负荷，或在支架植入后血管对其施加的径向挤压力；足够的韧性，即聚合物支架应拥有足够的韧性以防在压握，打开及在支撑血管过程中导致支架杆裂纹，断裂；较小的回弹，在特定时间段内，聚合物支架在植入后由于长期受血管回缩的压力而保持其内径基本不变小；能够防止物理老化，可最终被人体生物降解吸收。

一种形变后的聚合物管材，主要由分子量5W～50W的L-PLA型聚乳酸(左旋聚乳酸)组成，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为80～95％，结晶度为30％～60％，管材内径为1.00～5.00mm，壁厚为0.05～1.00mm，径向强度为240kpa～280kpa。

形变后的聚合物管材的微观形态包括但不限于结晶度，聚合物链分子取向及微晶尺寸。研究发现，聚合物的强度及模量通常随其结晶度的提高而增大，然而如果结晶度过高则聚合物会变得过脆并容易断裂。通过实验，上述形变后的聚合物管材的结晶度优选为55％～60％，所制得支架具有相应的结晶度，从而有更好的韧性，不易发生断裂。

形变后的聚合物管材尺寸稳定性包括管材形变后的壁厚及形状，通过实验，上述管材的壁厚优选为0.10～0.30mm，壁厚更为均匀，所制得支架花纹结构各部分的壁厚一致性更好，保证了支架良好的整体完整性。

形变后的聚合物管材用于医用植入支架，应具有足够的弹性模量及硬度，通过实验发现，上述管材的径向强度优选为260kpa～280kpa，所制得支架具有更好的支撑性能，压握后打开的即刻回弹率更低。

本发明的另一目的在于提供一种完全可生物降解聚合物支架，该支架可完全生物降解，制备支架的方法为将形变后的聚合物管材经雕刻或切割等方法制成支架花纹样式，该制备方法工艺简单，易于重现，适合产业化生产。

一种制备上述形变后的聚合物管材的方法，将市售聚合物管材(L-PLA，主要由分子量30W～50W的L-PLA型聚乳酸(左旋聚乳酸)组成，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为80～95％，结晶度为5％～20％，管材内径优选0.5～1.5mm，壁厚0.1～2.0mm)置于传热模具101内，加热模具101在传热模具102外部轴向移动，进行预加热，保持外部加热，采用机械芯轴103在聚合物管材201内部旋进，使聚合物管材201径向扩张。

在机械芯轴103旋进的同时，对聚合物管材施以轴向拉伸载荷，使聚合物管材轴向拉伸；通过机械芯轴103的外径及传热模具102的内径控制聚合物管材201的最终尺寸，使其实现径向扩张，及轴向形变。

在聚合物管材形变前，对聚合物管材进行预加热，使管材均匀受热，以使管材均匀的发生形变，上述加热模具101预加热温度优选为80～90℃，预加热时间优选为20～30秒。

研究发现，管材在加热到玻璃化温度及熔融温度之间更易于其进行形变，进行形变时的温度对其径向扩张及轴向拉伸的均匀性影响较大，从而形变的均匀性对最终支架性能产生较大影响，如聚合物管材内外表面弹性模量及硬度不同。而且，如在较低温度下进行形变，会对聚合物管材内外表面弹性模量及硬度造成一定差异，影响聚合物的均匀性。所以，在形变过程中，优选将外部加热温度保持在80～90℃下使管材进行形变。

通过调节外部加热温度及机械芯轴移动速度使管材径向扩张的同时，对一端固定的聚合物管材，从另一端施以轴向拉伸载荷以恒定的持续的速率进行拉伸，使得径向扩张及轴向拉伸同时进行，可有效的提高最终产品的均匀性。

在聚合物管材径向扩张时，加热模具101在传热模具102外部轴向移动速率应保持恒定，且不应过大，试验发现，沿管材径向前进的速度优选为0.2～1.0mm/秒。

在聚合物管材径向扩张时，机械芯轴旋进的速率应保持恒定，且不应过大，试验发现，旋进是指机械芯轴103沿管材前进的同时，沿机械芯轴的轴心旋转，前进的速度优选为0.2～1.0mm/秒，机械芯轴沿其轴心旋转速率应保持恒定，且不应过大，试验发现，优选旋转速度为10度/秒。

聚合物管材轴向拉伸速率应能满足聚合物管材在径向扩张的同时完成轴向拉伸形变，其拉伸速率应保持恒定，试验发现，优选拉伸速度在0.5～1.5mm/秒。

研究发现，通过径向扩张及轴向拉伸对管材进行形变方向上的应力取向，可以增强管材结晶度，以提高管材的机械强度，本发明将L-PLA管材进行径向扩张和轴向拉伸，径向扩张率优选在550％～600％，轴向拉伸率优选在250％～300％。

径向扩张率(Radial Expansion Ratio)简称RE可通过下式计算：

\frac{D_{2} - D_{1}}{D_{1}}

其中，D₁指聚合物管材扩张前的直径；

D₂指聚合物管材扩张后的直径；

轴向拉伸率(Axial ElongationRatio)简称AE可通过下式计算：

\frac{L_{2} - L_{1}}{L_{1}}

其中，L₁指聚合物管材拉伸前的长度；

L₂指聚合物管材拉伸后的长度。

当管材径向扩张及轴向拉伸进行后，应对其进行热固处理，以增强其尺寸稳定性。根据本发明的制备方法，在热固处理过程中，应保持加热模具101加热，使管材温度被保持在玻璃化温度及熔融温度之间，同时施以原来相同的轴向拉伸载荷，停止机械芯轴103旋进。在热固后，聚合物管材冷却至玻璃化温度以下，冷却后可以保持管材形变后的形状及尺寸，得到形变后的聚合物管材。

本发明的另一目的提供一种用于使上述L-PLA聚合物管材发生形变的装置，以实现上述管材的产业化制备。

一种用于聚合物管材形变的装置，包含：加热模具101；传热模具102；机械芯轴103，其中，上述传热模具102由热导率介于250～400W/m-K材料制成的传热模具外层和热导率介于1～10W/m-K材料制成的传热模具内层组成，上述机械芯轴103由热导率介于1～10W/m-K材料制成的机械芯轴外层和机械芯轴内层组成。

本发明与现有技术相比具有如下突出的优点及有益效果：

1、本发明通过应力取向提高聚合物管材结晶度和径向强度，使得由该管材所制备的生物可降解聚合物支架具有良好的径向强度，解决了术后即刻及晚期回弹严重的问题。

2、本发明通过控制微晶成核速度及微晶生长速度改善其断裂韧性，解决了目前完全生物可降解聚合物支架压握，打开及植入人体后韧性不足易发生断裂并失效的问题。

3、本发明通过优化聚合物管材的制备工艺，延缓其物理老化时间，使聚合物管材和支架能够在室温下保存。

4、本发明支架和聚合物管材的制备工艺，制备方法简单，易于重现，适合产业化生产。

附图说明

图1是本发明支架的平面展开结构示意图。

图2a、b、c分别是本发明聚合物管材形变前、形变中和形变后的结构示意图；图中聚合物管材形变前的直径D₁，聚合物管材形变后的直径D₂，聚合物管材形变前的长度L₁，聚合物管材形变后的长度L₂。

图3是本发明传热模具的结构示意图。

图4是本发明机械芯轴的结构示意图。

图5是本发明进行聚合物管材形变过程的工作图；

图中，加热模具101；传热模具102，机械芯轴103，聚合物管材201。

具体实施方式

下面结合实施例和附图对本发明作进一步详细的描述，但发明的实施方式不限于此。

实施例1

参照图3、图4和图5，将聚合物管材201(L-PLA，分子量为40W～50W，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为80％，结晶度为15％，管材内径为0.50mm，壁厚1.50mm)置于传热模具102内，加热模具101以0.5mm/秒的速度轴向移动，预加热温度为85℃，预加热30秒；预加热完毕后，保持预加热温度不变，机械芯轴103以0.5mm/秒的前进速度和10度/秒的旋转速度旋进，通过机械芯轴103外径及传热模具102内径控制聚合物管材201的尺寸，使其径向扩张率RE为550％；在机械芯轴103旋进的同时，以0.5mm/秒的速度轴向拉伸聚合物管材201，使其轴向拉伸率AE为250％；形变完成后，保持温度，并保持轴向拉伸载荷不变，机械芯轴103停止旋进，对其进行热固处理；热固处理结束后，将其冷却至室温，聚合物管材201形变过程如图2所示。得到的形变后的聚合物管材：分子量35W～～45W，结晶度55％，管材内径300mm，壁厚0.15mm。将形变后的聚合物管材进行激光雕刻，制备得到如图1所示的支架。

实施例2

参照图3、图4和图5，将聚合物管材201(L-PLA，分子量为30W～40W，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为90％，结晶度为20％，管材内径为0.5mm，壁厚0.1mm)置于传热模具102内，加热模具101以1mm/秒的速度沿轴向移动，预加热温度为80℃，预加热20秒；预加热完毕后，保持预加热温度不变，机械芯轴103以1mm/秒的前进速度和10度/秒的旋转速度旋进，通过机械芯轴103外径及传热模具102内径控制聚合物管材201的尺寸，使其径向扩张率RE为600％；在机械芯轴103旋进的同时，以1.5mm/秒的速度轴向拉伸聚合物管材201，使其轴向拉伸率AE为300％；形变完成后，保持温度，并保持轴向拉伸载荷不变，机械芯轴103停止旋进，对其进行热固处理；热固处理结束后，将其冷却至室温，聚合物管材201形变过程如图2所示。得到的形变后的聚合物管材：分子量5W～15W，结晶度60％，管材内径3.50mm，壁厚0.30mm。将形变后的聚合物管材进行激光雕刻，制备得到如图1所示的支架。

实施例3

参照图3、图4和图5，将聚合物管材201(L-PLA，分子量为40W～50W，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为90％，结晶度为5％，管材内径为0.55mm，壁厚2mm)置于传热模具102内，加热模具101以0.2mm/秒的速度轴向移动，预加热温度为90℃，预加热模具30秒；预加热完毕后，保持预加热温度不变，机械芯轴103以0.2mm/秒的前进速度和10度/秒的旋转速度旋进，通过机械芯轴103外径及传热模具102内径控制聚合物管材201的尺寸，使其径向扩张率RE为580％；在机械芯轴103旋进的同时，以1.0mm/秒的速度轴向拉伸聚合物管材201，使其轴向拉伸率AE为270％；形变完成后，保持温度，并保持轴向拉伸载荷不变，机械芯轴103停止旋进，对其进行热固处理；热固处理结束后，将其冷却至室温，聚合物管材201形变过程如图2所示。得到的形变后的聚合物管材：分子量30W～40W，结晶度50％，管材内径3.3mm，壁厚1mm。将形变后的聚合物管材进行激光雕刻，制备得到如图1所示的支架。

实施例4

参照图3、图4和图5，将聚合物管材201(L-PLA，分子量为30W～40W，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为95％，结晶度为10％，管材内径为0.8mm，壁厚0.50mm)置于传热模具102内，加热模具以0.75mm/秒的速度沿轴向移动，预加热温度为85℃，预加热25秒；预加热完毕后，保持预加热温度不变，机械芯轴103以0.75mm/秒的前进速度和10度/秒的旋转速度旋进，通过机械芯轴103外径及传热模具102内径控制聚合物管材201的尺寸，使其径向扩张率RE为560％；在机械芯轴103旋进的同时，以0.75mm/秒的速度轴向拉伸聚合物管材201，使其轴向拉伸率AE为300％；形变完成后，保持温度，并保持轴向拉伸载荷不变，机械芯轴103停止旋进，对其进行热固处理；热固处理结束后，将其冷却至室温，聚合物管材201形变过程如图2所示。得到的形变后的聚合物管材：分子量15W～25W，结晶度45％，管材内径4.80mm，壁厚1.00mm。将形变后的聚合物管材进行激光雕刻，制备得到如图1所示的支架。

实施例5

参照图3、图4和图5，将聚合物管材201(L-PLA，分子量为30W～40W，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为85％，结晶度为15％，管材内径为0.60mm，壁厚1.50mm)置于传热模具102内，加热模具101以0.8mm/秒的速度轴向移动，预加热温度为80℃，预加热模具30秒，；预加热完毕后，保持预加热温度不变，机械芯轴103以0.8mm/秒的前进速度和10度/秒的旋转速度旋进，通过机械芯轴103外径及传热模具102内径控制聚合物管材201的尺寸，使其径向扩张率RE为600％；在机械芯轴103旋进的同时，以0.75mm/秒的速度轴向拉伸聚合物管材，使其轴向拉伸率AE为280％；形变完成后，保持温度，并保持轴向拉伸载荷不变，机械芯轴103停止旋进，对其进行热固处理；热固处理结束后，将其冷却至室温，聚合物管材201形变过程如2所示。得到的形变后的聚合物管材：分子量20W～30W，结晶度40％，管材内径4.20mm，壁厚0.05mm。将形变后的聚合物管材进行激光雕刻，制备得到如图1所示的支架。

实施例6

参照图3、图4和图5，将聚合物管材201(L-PLA，分子量为40W～50W，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为95％，结晶度为20％，管材内径优选0.50mm，壁厚1.20mm)置于传热模具102内，加热模具以0.7mm/秒的速度轴向移动，预加热温度为90℃，预加热30秒，；预加热完毕后，保持预加热温度不变，机械芯轴103以0.7mm/秒的前进速度和10度/秒的旋转速度旋进，通过机械芯轴103外径及传热模具102内径控制聚合物管材201的尺寸，使其径向扩张率RE为600％；在机械芯轴103旋进的同时，以0.75mm/秒的速度轴向拉伸聚合物管材201，使其轴向拉伸率AE为250％；形变完成后，保持温度，并保持轴向拉伸载荷不变，机械芯轴103停止旋进，对其进行热固处理；热固处理结束后，将其冷却至室温，聚合物管材201形变过程如2所示。得到的形变后的聚合物管材：分子量30W～40W，结晶度30％，管材内径3.50mm，壁厚0.40mm。将形变后的聚合物管材进行激光雕刻，制备得到如图1所示的支架。

实施例7未形变聚合物对照例

将聚合物管材201(L-PLA，分子量优选40W～50W，结晶度优选15％，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为90％，管材内径优选0.50mm，壁厚0.8mm)，进行激光雕刻，制备得到如图1所示的支架。

实施例8现有文献制备方法对照例

参照现有文献的制备方法，选用聚合物管材(L-PLA，分子量为40W～50W，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为90％，结晶度为15％，管材内径为0.50mm，壁厚1.50mm)，制备方法为预加热模具15秒，预加热温度为90℃，预加热时管材内部不充压，轴向不拉伸。待预加热结束后，保持预加热温度不变，向管材内部充入加热的温度为85℃的惰性气体氮气，并以0.5mm/秒的速度缓慢移动，同时加热喷嘴以0.5mm/秒的速度沿径向移动，且轴向以0.8mm/秒的速度进行拉伸，使其径向扩张率RE为500％，轴向扩张率AE为200％，形变完成后进行热固处理，热固处理结束后将其冷却至室温。得到的形变后的聚合物管材：分子量35W～45W，结晶度45％，管材内径3.00mm，壁厚0.15mm。将形变后的聚合物管材进行激光雕刻，制备得到如图1所示的支架。

实施例9聚合物管材内径均匀度考察

通过针规测量形变后聚合物管材内径；以此方法考察实施例1～6，实施例8形变后管材内径均匀度，根据设计内径，采用设计内径相应尺寸针规测量形变后管材内径尺寸，设计内径与针规尺寸一致视为合格。管材内径均匀度百分数＝(针规测量合格管材数)/(测量管材总数)×100％，当各实施例测量管材总数分别为50支时，结果如下：

实施例1～6，实施例8管材内径均匀度百分数测试结果

实验结果说明，实施例1～6非常容易得到设计内径的管材，管材的内径均匀度良好；而实施例8所得管材约有50％明显超出或小于设计内径，管材的内径均匀度明显较差。

实施例10聚合物管材及支架径向强度及径向刚度考察

通过Machine Solution Inc公司生产的径向强度及刚度检测仪测试实施例1～6、8形变后管材和实施例7未形变管材，以及实施例1～8管材制得支架的径向强度，结果如下：

实施例1～8管材和支架径向强度测试结果

实验结果说明，实施例1～6所得适用于制备聚合物支架的管材及所制得支架的径向强度相对于对照实施例7形变前聚合物管材的径向强度有显著提高，并明显优于文献方法对照实施例8。

实施例11聚合物支架的打开时裂纹情况考察

将实施例1～8的支架，进行打开实验研究，采用相同的方法压握后打开至名义直径，然后计数产生裂纹的数量，结果如下：

裂纹数对比研究结果

	实施例1	实施例2	实施例3	实施例4	实施例5	实施例6	实施例7	实施例8
									裂纹数	19	16	29	33	21	35	118	63

实验结果发现，实施例1～6的聚合物支架的裂纹数明显低于对照实施例7和实施例8。产生该实验结果可能与形变后聚合物管材的壁厚均匀性和韧性有关，实施例1～6的聚合物支架花纹结构各部分的壁厚一致性良好，保证了良好整体完整性，同时，具有更好的韧性，所以经压握后打开裂纹数明显较少。

实施例12聚合支架的打开后的回弹情况考察

将实施例1～8的聚合物管材，采用相同的方法压握后打开至名义直径，通过照相设备进行即刻回弹率研究，实验结果如下：

即刻回弹率对比研究结果

实施例1

实施例2

实施例3

实施例4

实施例5

实施例6

实施例7

实施例8

即刻回弹率

3.52％

4.17％

5.56％

5.32％

5.25％

4.56％

25.8％

6.68％

实施例1～6的聚合物支架的即刻回弹率较小，明显优于对照实施例7和实施例8。产生该实验结果可能与实施例1～6的形变后聚合物管材的结晶性和径向强度性能有关。

实施例13聚合支架的生物可降解情况考察

将实施例1～6的聚合物支架，体外模拟血管环境，实施例1～6可在人体血管中维持6个月以上的时间，并在两年内完全被人体吸收。

上述实施例1～6为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不受上述实施例的限制，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都包含在本发明的保护范围之内。

Claims

1.一种形变后的聚合物管材，其特征在于，主要由分子量5W～50W的L-PLA组成，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为80～95％，结晶度为30％～60％，管材内径为150～5.00mm，壁厚为0.05～1.00mm，径向强度为240kpa～280kpa。

2.如权利要求1所述的形变后的聚合物管材，其特征在于，结晶度为55％～60％。

3.如权利要求1所述的形变后的聚合物管材，其特征在于，壁厚为0.15～0.30mm。

4.如权利要求2所述的形变后的聚合物管材，其特征在于，壁厚为0.15～0.30mm。

5.如权利要求1～4任一权利要求所述的形变后的聚合物管材，其特征在于，径向强度为260kpa～280kpa。

6.一种完全生物可降解聚合物支架，其由权利要求1～5任意一项所述的形变后的聚合物管材经雕刻或切割制得。

7.一种制备如权利要求1～5任一权利要求所述的形变后的聚合物管材的方法，包含：将聚合物管材(201)，主要由分子量30W～50W的L-PLA组成，L-PLA型聚乳酸单体的重量百分含量比为80～95％，结晶度为5％～20％，管材内径为05～15mm，壁厚0.1～2.0mm：置于传热模具(102)内，加热模具(101)在传热模具(102)外部轴向移动进行预加热，保持外部加热，采用机械芯轴(103)在聚合物管材(201)内部旋进，使聚合物管材(201)径向扩张；在机械芯轴(103)旋进的同时，对聚合物管材(201)施以轴向拉伸载荷，使聚合物管材(201)轴向拉伸；径向扩张和轴向拉伸后，进行热固处理，保持加热模具(101)加热和轴向拉伸载荷，停止机械芯轴(103)旋进，冷却，得到形变后的聚合物管材。

8.如权利要求7所述的制备形变后的聚合物管材的方法，其特征在于，加热模具(101)预加热温度为80～90C，预加热时间为20～30秒；保持外部加热温度为80～90℃。

9.如权利要求7所述的制备形变后的聚合物管材的方法，其特征在于，加热模具(101)在传热模具(102)外部轴向移动的速度为0.2～1.0mm/秒。

10.如权利要求7所述的制备形变后的聚合物管材的方法，其特征在于，机械芯轴(103)旋进是指机械芯轴(103)在聚合物管材(201)内部以0.2～1.0mm/秒的速度前进的同时，并以10度/秒的速度沿机械芯轴(103)轴心旋转；上述轴向拉伸的速度为0.5～1.5mm/秒。

11.如权利要求7～9任一权利要求所述的制备形变后的聚合物管材的方法，其特征在于，聚合物管材(201)径向扩张和轴向拉伸后，径向扩张率在550％～600％，轴向拉伸率在250％～300％。