CN105148331A - 一种生产可完全生物降解性血管支架的方法以及由此获得的血管支架 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种生产可完全生物降解性血管支架的方法，包括：S1，将可降解聚合物材料颗粒真空干燥并通过管材挤出机形成管材支架本体；S2，对管材支架本体进行初生拉伸形成初生支架本体；S3，对初生支架本体进行双轴拉伸形成微晶网格结构支架本体；S4，通过飞秒激光切割机对微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体；S5，对网状镂空支架本体进行压握，形成最终的血管支架。本发明还提供由上述方法获得的可完全生物降解性血管支架。本发明提供的可完全生物降解性血管支架，既可暂时支撑管壁，又能抑制早期血栓形成及晚期新生内膜增生，还可作为药物局部投放的载体，有效防止支架置入后血管急性闭塞和降低再狭窄发生率。

Description

一种生产可完全生物降解性血管支架的方法以及由此获得的血管支架

技术领域

本发明涉及血管支架，更具体地涉及一种生产可完全生物降解性血管支架的方法以及由此获得的血管支架。

背景技术

血管支架微创置入作为一种行之有效的介入技术被广泛用于治疗血管狭窄，将管状镂空金属支架通过手术安放至患病部位对血管实行有效支撑，起到疏通狭窄血管的作用，而且手术不会对病患造成大创伤。尽管血管支架术能够有效降低经皮腔内冠状动脉成形术(PTCA)后再狭窄率，但随着血管平滑肌细胞增生，血管仍会发生再狭窄。有20％-30％的病例会发生支架内再狭窄，在糖尿病、小血管病变、长病变、慢性完全闭塞病变及分叉病变病人中，支架内再狭窄发生率可高达30％-70％。

为了攻克支架内再狭窄这一难题，有关的防治方法不断涌现，其中药物涂层支架(DrugElutingStent，DES)是冠心病介入治疗里程碑式的进步，使再狭窄率在有选择的病例中降至10％以下。药物涂层支架(DES)又称药物释放支架或药物洗脱支架，顾名思义，就是将抑制平滑肌细胞增生的药物通过适当的方法涂布于支架外表面，使之形成一个药物池，紧贴于病变部位血管内壁。在血液的冲刷和溶解作用下，药物不断从支架表面洗脱，并在局部发挥作用。

用于药物涂层支架(DES)的涂层药物包括雷帕霉素(Rapamycin)和紫杉醇(Paclitaxel)、血管肽素、麦考酚酸(MycophenolicAcid)、Tracolimus、依维莫司Everolimus、环孢素A、甲基-RAPM等，这些药物能够有效抑制平滑肌细胞增生，从而降低血管支架内再狭窄。

但药物涂层支架(DES)是把“双刃剑”，研究表明，支架内血栓尤其是晚期支架内血栓是最严重的并发症，已引起国内外学者的高度重视。

据报道，支架术后再内皮化延迟与晚期支架内血栓的发生密切相关。内皮化程度是组织学上预测支架晚期血栓发生的重要指标。

支架内表面可否及时再内皮化是置入的支架成功与否的标志之一。内皮化，即微创介入术血管支架置入后内皮细胞覆盖支架内表面的过程。一旦管径适宜的支架置入人体血管，支架的支杆即于相应血管壁上形成凹槽，即嵌入作用。而支杆间未被嵌入的部位则不同程度地残留一些内皮细胞，这些细胞逐渐呈多中心生长、相互融合，最终覆盖了整个支架内壁。内皮化过程应该在数周内完成。延迟内皮化的不良作用，与涂层药物，如雷帕霉素和紫杉醇等对血管内皮细胞生长的抑制作用有关，即涂层药物在抑制平滑肌细胞增生的同时，同样也作用于内皮细胞，导致血管支架内壁内皮化增长缓慢。

而金属涂药支架在血管内长期存留可引起血管的慢性损伤，后期可造成血管中层的萎缩、动脉瘤形成及反应性的内膜增生，最终导致血管再狭窄的发生(RabST，KiHgsB，RoubinGS，etal.CoronaryaneurysmsafterstentPlacement:asuggestionofalteredvesselwallhealinginthePresenceofanti-inflammatoryagents.JAmCollCardiol1991，18:1524)。由于支架植入血管后主要是在损伤愈合的特定时间内对血管起力学支撑的作用(对于冠脉支架一般在半年内)，因此理想的血管支架，应该给予病变段足够的机械支撑且在愈合后被机体逐步吸收(ColomboA，KarvouniE.Biodegradablestents:”fulillingthemissionandsteppingaway”.Circulation，2000，102:371-373)。

近年来，不少研究机构和血管支架生产商试图研制新型生物可降解性血管支架，希望这种支架既可暂时支撑管壁，保持血管通畅，又能在后期被机体逐步吸收。

用于制作生物降解血管支架的材料有聚乳酸(polylacticacid，PLA)、L-聚乳酸(polyLlacticacid，PLLA或LPLA)、聚羟基乙酸/聚乳酸共聚物(polyglycolicacid/polylacticacid，PGLA)、聚己内酯(polycaprolactone，PCL)、聚羟基丁酸戊酯(polyhydroxylbutyratevalerate，PHBV)、聚乙酰谷氨酸(polyacetylglutamicacid，PAGA)、聚正酯(polyorthoesters，POE)和聚氧化乙烯/聚丁烯共聚物(polyethyleneoxide/polybutyleneterephthalate，PEO/PBTP)、聚丙交酯共己内酯共聚物(Poly-L-lactide/caprolactone，PLC)等。目前支架材料应用较多的为PLA，PLLA及PGLA。在美国，PLLA和PGLA已被食品与药物管理局(FDA)批准为可应用于人体的生物工程材料。Venkatraman等通过改进工艺，使PLLA支架的支撑力达到0.21～0.25MPa，而普通的不锈钢支架的支撑力为0.20～0.22MPa。在机械强度上，PLLA已达到金属支架水平。

做为下一代血管支架发展方向之一，国内也有医疗科研机构对聚乳酸血管支架进行了不少研究。专利申请《生物可降解性基因释放血管支架及其制备方法》(专利申请号：200510080065.2)中，曾提及用聚乳酸(PLLA)、聚己内酯(PCL)和聚羟基乙酸/聚乳酸共聚物(polyglycolicacid/polylacticacid，PGLA)制备生物可降解血管支架的方法。证明制备好的支架具有良好的机械强度和生物相容性，对防治血管再狭窄效果明显，使用安全。

但是，目前研究聚乳酸及聚乳酸共聚物都是采取溶剂法，先对聚乳酸进行溶解，制成溶液，在模具里成型为细丝再缠绕成支架。这种制备方法目前不能用于工业化大规模生产，制约了可降解支架的发展和市场化推广。

另外，受限于材料和加工手段的原因，现有的可降解支架的管材壁厚都比金属支架厚。通常情况下，可降解支架的壁厚是金属支架的2倍或更多，如此，增厚的壁厚为内皮细胞爬上支架杆并完全包裹增加了难度，从而使得支架内表面难以再内皮化。

发明内容

为了解决上述现有技术存在的可完全生物降解性血管支架的无法工业化大规模生产以及支架内表面难以再内皮化的问题，本发明旨在提供一种生产可完全生物降解性血管支架的方法以及由此获得的血管支架。

本发明提供一种生产可完全生物降解性血管支架的方法，包括如下步骤：S1，提供可降解聚合物材料颗粒，将所述可降解聚合物材料颗粒真空干燥，使得所述可降解聚合物材料颗粒的含水率降至300ppm以下，然后通过管材挤出机形成管材支架本体；S2，在4-100℃的温度下，对所述管材支架本体进行初生拉伸形成初生支架本体，所述初生拉伸包括截面轴向拉伸和线性轴向拉伸，所述截面轴向拉伸为8-20倍，所述线性轴向拉伸为3-5倍；S3，在可降解聚合物材料的玻璃化温度和最快结晶速率对应温度之间的温度下，对所述初生支架本体进行双轴拉伸形成微晶网格结构支架本体，所述双轴拉伸包括轴向拉伸和径向拉伸，所述轴向拉伸为-0.5-3倍，所述径向拉伸为2-8倍；S4，通过飞秒激光切割机对所述微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体；S5，对所述网状镂空支架本体进行压握，形成最终的血管支架。

所述步骤S1中的可降解聚合物材料为L-聚乳酸和DL-聚乳酸的共混物，或者L-聚乳酸和聚丙交酯共己内酯的共混物。

所述步骤S1中的管材挤出机的模头的半角α为5-12°。

所述步骤S3中的温度下限为所述最快结晶速率对应温度的60％-80％。

所述步骤S3中的所述轴向拉伸为0-2倍。

所述步骤S3中的拉伸速度Vx为0.1mm/min-5mm/min，膨胀速度Vr为0.1mm/s-10mm/s，张力F为0.5N-50N之间，压力P为6Atm-20Atm之间。

所述微晶网格结构支架本体的外径为2.0-10.0mm，壁厚为0.08-0.80mm。

所述步骤S4包括将所述微晶网格结构支架本体切割成长度为8mm-40mm的网状镂空支架本体，应用激光单脉冲时间100-800fs，单脉冲能量5-150微焦，激光频率1-100KHZ，波长100-800nm。

所述步骤S5包括在超声波清洗机里用异丙醇清洗所述网状镂空支架本体，然后在百级洁净空间内室温静置，促使残留在支架上的异丙醇全部挥发干净。

所述步骤S5包括对清洗后的网状镂空支架本体利用支架喷涂机上进行药物喷涂，所用药物为西罗莫司和聚乳酸混合丙酮溶液，所述西罗莫司的载药量在30-1000μg之间，涂层厚度在2-20μm之间。

所述步骤S5包括将载药后的网状镂空支架本体置于百级层流烘箱里干燥，使得支架本体上的溶剂成分完全挥发。

所述步骤S5包括将干燥后的网状镂空支架本体在支架压握机上进行压握，压握完成后形成最终的血管支架，压握后的该血管支架的直径在1.00mm到1.80mm之间。

本发明还提供一种根据上述方法生产的可完全生物降解性血管支架。

本发明提供的可完全生物降解性血管支架，完全由可降解聚合物材料颗粒形成，在具备普通金属支架特性的同时，在病变部位复原后，将完全被身体吸收，避免了金属支架永久存留而带来的后期安全隐患。本发明提供的可完全生物降解性血管支架，通过初生拉伸和双轴拉伸形成微晶网格结构支架本体，具有薄壁、支撑性好、加工耐受性好和临床通过性好等优点，完全满足血管支架的机械性能要求。本发明提供的可完全生物降解性血管支架，通过飞秒激光切割机进行飞秒激光雕刻，使得能够使用更小单脉冲能量的激光进行加工，将激光切割造成的热影响区域最大限度地降低，所形成的网状镂空支架本体经过测试，其支撑力、附着力、回缩率与金属血管支架相当，完全满足血管支架的要求。本发明提供的可完全生物降解性血管支架，其中的可降解聚合物材料颗粒为共混物时，可以通过调节共混物中的组分(例如LPLA和DLPLA)在混合物中的比例，来调节最终形成的血管支架的降解周期和物理性能。本发明提供的可完全生物降解性血管支架，其中的涂覆药液配方以可降解聚合物材料(例如LPLA)作为释放药物载体时，如果与形成支架本体的可降解聚合物材料颗粒的材料(例如LPLA和DLPLA)同属一类聚合物，那么根据相似相溶原则，药液凝固后与支架本体的结合力会比金属支架强，更不容易脱落。总之，本发明提供的可完全生物降解性血管支架，既可暂时支撑管壁，保持血管通畅，又能抑制早期血栓形成及晚期新生内膜增生，还可作为药物局部投放的载体，达到有效防止支架置入后血管急性闭塞和降低再狭窄发生率。

附图说明

图1是根据本发明的管材挤出机的局部示意图；

图2是根据本发明的聚合物结晶速率与温度的关系图；以及

图3是根据本发明的聚合物结晶速率与温度的关系图，其中示出了最佳结晶温度区间。

具体实施方式

下面结合附图，给出本发明的较佳实施例，并予以详细描述。

本发明所述的生产可完全生物降解性血管支架的方法，包括如下步骤：

S1，提供可降解聚合物材料颗粒，将所述可降解聚合物材料颗粒真空干燥，使得所述可降解聚合物材料颗粒的含水率降至300ppm以下，然后通过管材挤出机形成管材支架本体；

S2，在4-100℃的温度下，对所述管材支架本体进行初生拉伸形成初生支架本体，所述初生拉伸包括截面轴向拉伸和线性轴向拉伸，所述截面轴向拉伸为8-20倍，所述线性轴向拉伸为3-5倍；

S3，在可降解聚合物材料的玻璃化温度和最快结晶速率对应温度之间的温度下，对所述初生支架本体进行双轴拉伸形成微晶网格结构支架本体，所述双轴拉伸包括轴向拉伸和径向拉伸，所述轴向拉伸为-0.5-3倍，所述径向拉伸为2-8倍；

S4，通过飞秒激光切割机对所述微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体；

S5，对所述网状镂空支架本体进行压握，形成最终的血管支架。

在一个优选的实施例中，所述可降解聚合物材料为L-聚乳酸(LPLA)和DL-聚乳酸(DLPLA)。在该L-聚乳酸(LPLA)和DL-聚乳酸(DLPLA)的共混体系中，所采用的共混高分子材料为质量比例80％-99％的L-聚乳酸(LPLA)，特性粘度在0.8-4.3dl/g；以及质量比例为1-20％的DL-聚乳酸(DLPLA)，特性粘度在0.8-4.2dl/g。

在另一个优选的实施例中，所述可降解聚合物材料为L-聚乳酸(LPLA)和聚丙交酯共己内酯(PLC)。在该L-聚乳酸(LPLA)和聚丙交酯共己内酯(PLC)的共混体系中，所采用的共混高分子材料为质量比例80％-99％的L-聚乳酸(LPLA)，特性粘度在0.8-4.3dl/g；以及质量比例为1-20％的70/30的聚丙交酯共己内酯(PLC)聚合物，特性粘度在0.8-4.2dl/g，或者质量比例为1-20％的90/10的聚丙交酯共己内酯(PLC)聚合物，特性粘度在0.8-4.2dl/g。

应该理解，本发明的可降解聚合物材料并不局限于上述共混材料体系，也不局限于上述实施例所给出的共混比。

在一个优选的实施例中，将可降解聚合物材料具体选择为LPLA和DLPLA颗粒，将两类聚合物颗粒分别进行真空干燥，使其含水率降至300ppm以下，然后采用单螺杆或双螺杆管材挤出机加工管材，即获得本申请的管材支架本体。

聚合物熔体在熔融状态下，LPLA等聚酯型高聚物对水分特别敏感。聚合物颗粒的含水量过高，会导致聚合物熔融后的熔体发生降解，从而使得管材支架本体的尺寸可控性差，造成多种管材缺陷，如，内部气泡、内部或表面孔洞等。上述缺陷限制了管材支架本体被后续继续加工的能力。即使经过后续继续加工形成了支架制品，该支架制品也会有应力集中的问题，从而在使用过程中可能造成医疗事故。本发明通过真空干燥使得所述可降解聚合物材料颗粒的含水率降至300ppm以下，使得聚合物材料颗粒表面粘附的非结合水和少数端基氢键结合水减少到足够低，从而从根源上消除管材支架本体的上述缺陷，提高尺寸可控性。实际上，含水率降至300ppm以下的聚合物材料颗粒的特性粘度值显著增大，从而使得聚合物熔体在熔融时因水分造成的熔体降解越少，从而保障管材支架本体的质量，使其能够耐受后续的初生拉伸和双轴拉伸加工。

其中，所述的管材挤出机可以是单螺杆挤出机，也可以是双螺杆挤出机。当所述管材挤出机为单螺杆挤出机时，LPLA和DLPLA在混合均匀后在同一只螺杆中熔融，然后通过计量泵计量后进入静态混合器均匀混合，或者通过前段有混合设计的混合螺杆进行混合，从而通过螺杆的挤压推动获得管材支架本体。当所述管材挤出机为双螺杆挤出机时，LPLA和DLPLA分别在各自的螺杆中熔融，两只螺杆挤出的熔体通过各自计量泵分别计量后在静态混合器中均匀混合，从而通过螺杆的挤压推动获得管材支架本体。

在一个优选的实施例中，如图1所示，本发明的管材挤出机1具有中空轴11，惰性气体或压缩气体12通入该中空轴11内。本发明的管材挤出机1具有圆锥形的模头13，该模头13围绕着该中空轴11设置。其中，模头13与中空轴11之间的间隙中容纳有聚合物熔体14，在聚合物的挤出口15，聚合物熔体14从管材挤出机1中脱出。本发明的管材挤出机与现有的管材挤出机的具体结构类似，上述的中空轴11、模头13和挤出口15均为常规设置，在此不再赘述。与现有技术不同的是，本发明的模头13的半角α优选为5-12°。通过实验发现，该半角如果不在上述范围内，聚合物熔体将在挤出口14处形成瞬时膨胀，所获得的管材支架本体的壁厚的均匀度将受到影响，另外，聚合物熔体的特性粘度值将降低，降解增加，管材支架本体的质量下降，无法耐受后续的初生拉伸和双轴拉伸加工。

聚合物从管材挤出机1的挤出口15脱出时，受熔体松弛和牵伸(拉伸)的影响，该管材支架本体自然带有轴向取向，这是因为聚合物材料在脱出时仍处于高弹态。此时对管材支架本体的拉伸被称为初生拉伸，所形成的管材支架本体被称为初生支架本体。在初生拉伸过程中，壁厚逐渐较小，而轴向长度逐渐增加，这种变化通常通过截面轴向拉伸(ADDR)和线性轴向拉伸(LDDR)进行表征。其中，ADDR指的是所述初生支架本体的横截面积与所述管材支架本体的横截面积之比，LDDR指的是所述初生支架本体的输送速度与所述管材支架本体的输送速度之比。ADDR和LDDR的拉伸倍数越高，初生支架本体的轴向取向度越大，而轴向取向度越高，初生支架本体的轴向强度越大，也就越不容易被折弯。本发明通过将模头13的半角α优选为小于12°，从而实现高倍初生拉伸：ADDR高达8-20倍，而LDDR高达3-5倍，使得初生支架本体具有高度的轴向取向及良好的延展性。

所述初生拉伸在4-100℃的水浴中进行，从而使得初生支架本体被冷却固化成型。该温度如果过低，将限制聚合物大分子的运动伸展，从而限制聚合物大分子在外力作用下的取向度；该温度如果过高，初生支架本体的轴向取向将无法被固化，即初生支架本体的性能在经过后续的双轴拉伸后将无法保留。

为了提高本发明的可完全生物降解性血管支架的支撑力和回缩率，增强初生支架本体的径向受压能力显得特别重要，因此，有必要对管材进行后续处理以增强聚合物管材的力学和化学耐受性。通常，聚合物管材的增强方式可以分为两类，一类为外增强，通过混合、填充或改性的方式改变聚合物，以提高性能；另一类为内增强，通过剪切和拉伸加工以控制结晶形态或取向，来改善结晶和取向结构来达到提高性能的目的。本发明采取内增强的加工方式来提高聚合物管材的性能。具体地，本发明通过对初生支架本体进行双轴拉伸进行内增强，即，通过对初生支架本体同时进行轴向拉伸和径向拉伸，使初生支架本体中的高分子聚集态结构既具备轴向取向，也具备径向取向，从而形成微晶网格结构支架本体。

当聚合物逐渐升温至玻璃化温度(Tg)以上，或者聚合物的熔融温度逐渐降温至结晶熔点(Tm)以下时，聚合物高分子链规则地排列起来生成一个足够大的、热力学稳定的有序区，这个过程称为成核，即，在温度Tg-Tm之间，晶核形成。通过实验发现，温度越接近Tm，晶核越不稳定，即，在晶核形成的温度区间(Tg～Tm)内，高温区间的晶核存在的数量要低于低温区间。以晶核为基础，在晶核上面继续堆砌高分子链，增长变大，这个过程称为晶粒生长，整个结晶过程就是由独立的晶核形成和后续的晶粒生长所组成。图2给出了聚合物结晶速率与温度的关系图。其中，曲线2为晶核形成速率，曲线3为晶粒生长速率，曲线4为结晶总速率。而Tg、Tm、Tmax分别代表聚合物的玻璃化温度、结晶熔融温度和最快结晶速率对应温度。由图可见，最快结晶速率对应温度Tmax既不是最快晶核成形速率时的温度，也不是最快晶粒生长速率时的温度，而是两个过程组合的总速率曲线最大值对应的温度，在此温度下高聚物结晶速率最快。当聚合物被选定时，或者说聚合物的混合体系被选定时，其对应的Tg和Tm被确定，而Tmax也被确定，其可以通过实验获得，也可以通过经验公式计算得到。本发明通过将双轴拉伸温度选择在Tg-Tmax之间，使得聚合物在低温区间进行结晶，从而获得晶核数量较多，而晶粒较小的结晶体系。

优选地，本发明的低温区间的下限Ts选择在Tg和Tmax之间，如图3所示。实验表明，Tg和Tmax之间的阴影区为本发明最佳结晶温度区间，该区间涵盖了曲线2下的大部分面积，在该区域内的晶核形成速率达到最大值，而晶核生长速率较小，因此形成的结晶体系中的晶核数量多，而晶粒小，这些微晶颗粒在冷却后被固化形成网络超分子结构。如此制得的微晶网格结构支架本体的结晶度低，但内部含有微晶数量多，管材外观仍呈现为透明状，而非泛白的高度结晶管材。本发明的Ts可以通过实验获得，使得曲线2下的Ts-Tmax之间的面积不少于曲线2下的Tg-Tmax之间的面积的80％，也可以通过经验估计该Ts约为Tmax的60％-80％。

在Tg和Tmax之间的温度下进行双轴拉伸：-0.5-3倍的轴向拉伸，优选0-2倍的轴向拉伸；以及2-8倍的径向拉伸，使得微晶网格结构支架本体不仅具有轴向和径向的双轴取向，而且含有微晶网络超分子结构。

为了使得微晶网格结构支架本体形成最佳的微晶网络结构，双轴拉伸的拉伸速度(Vx)，膨胀速度(Vr)，温度(T)，张力(F)和压力(P)应该相匹配，且应该与聚合物材料的结晶动力学相适应，因为不同的共混体系的聚合物的结晶动力学不同。对于本发明的血管支架而言，为了医疗安全起见，拉伸工艺中并不会加入成核剂来增加成核数量，因而只能通过自体成核来实现。拉伸和膨胀在不同方向上使聚合物大分子链分别取向，从而通过取向诱导结晶，使聚合物形成微小晶核。因此，双轴拉伸不仅给微晶网格结构支架本体赋予双向取向结构，而且在取向基础上形成贯穿取向结构的微细结晶，进而形成微晶网路。

在一个优选的实施例中，双轴拉伸的温度T的范围为Tg-Tmax之间，拉伸速度Vx为0.1mm/min-5mm/min，膨胀速度Vr为0.1mm/s-10mm/s，张力F为0.5N-50N之间，压力P为6Atm-20Atm之间。以上每个参数相互影响相互作用，以张力F为例，要得到更大的拉伸速度需要施加更大的张力，温度越高，膨胀速度越大，压力越大，需要的张力会越小；而实际张力还与其他因素有关，例如，要得到的微晶网格结构支架本体的壁厚和聚合物材料在拉伸温度下的密度等。更进一步地，双轴拉伸与初生拉伸密切相关。如前所述，本发明的初生拉伸包括截面轴向拉伸和线性轴向拉伸，所述截面轴向拉伸为8-20倍，所述线性轴向拉伸为3-5倍，而双轴拉伸包括轴向拉伸和径向拉伸，所述轴向拉伸为-0.5-3倍，所述径向拉伸为2-8倍，这两个步骤相互协同配合，从而制备出具有微晶网络结构的支架本体，克服了现有的半结晶聚乳酸管材刚性太强和易脆的弱点。

因此，本发明通过上述特定拉伸比例获得的微晶网格结构支架本体，大幅度提高了材料的蠕变模量、尺寸稳定性、冲击韧性和耐热性，具有良好的抗裂性和抗压性，从而使得最终制备获得的血管支架具备更好的支撑力和较低的回缩率，在支架加工、存储、运输和植入的所有过程中，降低了温度敏感性，使得血管支架受温度影响更小。

另外，本发明通过上述特定拉伸比例获得的微晶网格结构支架本体，使得聚合物大分子充分延展，限制了聚合物大分子的缠结，使得材料内的大分子高度取向，最后利用拉伸产生的微晶连接成网络，其具有很高强度，同时保留了刚性，所以，相同强度的管材允许使用相对薄的管材，即使是低至0.08mm壁厚的微晶网格结构支架本体也能具有足够的强度，从而使得本发明所提供的血管支架能够更为顺利地在支架内表面进行再内皮化。同时，该薄壁的微晶网格结构支架本体允许通过后续的压握工艺形成直径更小的支架，增加血管支架在手术过程中的通过性。

优选地，所述微晶网格结构支架本体的外径为2.0-10.0mm，壁厚为0.08-0.80mm。

与金属支架切割不同的是，可降解聚合物材料对热量十分敏感，采用常用的钕离子激光和准分子激光器进行切割，不仅会因为热扩散致使加工区附近的材料融化，使大分子发生热降解，严重影响支架的支撑应力等机械性能，而且经常会造成加工材料碎裂。

可见，热效应是影响切割是否成功的关键所在，不处理好切割时热效应带来的致命影响，无法制备出符合设计要求的血管支架。本发明将超快激光引入工业化应用可以大大降低普通激光切割热效应带来的影响。与普通激光热切割相比，超快激光切割过程可以被认为是冷切割过程。普通激光发射连续激光束，对材料切割主要是通过热量融化材料形成切口，熔融照射的切割路径宽度大，而且会影响到周围未被切割材料的性能。超快激光发出脉冲激光束，激光脉冲宽度在数个飞秒(femtosecond，缩写fs，1fs＝10^-15秒)至数百皮秒(picosecond，缩写ps，1ps＝10^-12秒)之间，这段时间激光作用于被切割物上。而激光脉冲间隔时间10^-6～10^-3秒，这段时间没有激光作用于被切割物，对比脉冲宽度而言，脉冲间隔是脉冲宽度的10⁶～10¹²倍。相当于有激光作用的时间只占总时间的万亿份之一到百万分之一，因此可以认为，激光每个脉冲瞬间作用后，有“漫长”的时间用来冷却脉冲带来的热量，即冷切割。冷切割带来的好处是，激光热作用时间极短，热量还没来得及向周围材料扩散就已经进入“漫长”冷却时间，切割光斑可以调节的很小，切割对切割线路周围的材料影响很小。因此，超快激光冷切割是高分子降解材料实现微细加工的理想工具。本发明通过飞秒激光切割机对所述微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体，从而实现可完全生物降解性血管支架的工业化大规模生产。

优选地，通过飞秒激光切割机将所述微晶网格结构支架本体切割成长度为8mm-40mm的网状镂空支架本体，应用激光单脉冲时间100-800fs，单脉冲能量5-150微焦，激光频率1-100KHZ，波长100-800nm。

本发明的网状镂空支架本体在超声波清洗机里用异丙醇(Isopropanol，IPA)清洗5-40分钟，然后取出放置于百级洁净空间内室温静置0.5-2小时，促使残留在支架上的异丙醇全部挥发干净。

应该理解，除了异丙醇，其他合适的溶剂，例如混合溶剂也可用于本发明中，例如乙醇和异丙醇混合物。与异丙醇相比，乙醇具备修饰支架切割外表面的功能，可以将支架切割后边缘残留的小分子清除掉，达到棱角抛光和效果。

本发明的清洗后的网状镂空支架本体利用支架喷涂机上进行药物喷涂，从而在网状镂空支架本体的外表面涂覆药物涂层。其中，该药物优选为抑制平滑肌细胞增生的药物，如雷帕霉素(Rapamycin)、紫杉醇(Paclitaxel)等，其他新型抗VSMC增殖涂层药物，如血管肽素、麦考酚酸(MycophenolicAcid)、Tracolimus、依维莫司Everolimus、环孢素A、甲基-RAPM等，优选雷帕霉素。

在一个优选的实施例中，支架喷涂机所使用的涂覆药液配方为：0.1～5wt％的雷帕霉素作为原料药，0.5～10wt％的低分子聚乳酸作为释放药物载体，85％～97.8wt％的丙酮作为溶剂。

在一个优选的实施例中，所用药物为西罗莫司和聚乳酸混合丙酮溶液，所述西罗莫司的载药量在30-1000μg之间，或3-100μg/mm，涂层厚度在2-20μm之间。

应该理解，除了药物喷涂，通过其他方式对支架本体进行载药也是可行的，例如浸渍、涂刷、溅射等。

本发明的载药后的网状镂空支架本体置于35-70℃百级层流烘箱里干燥10-30分钟，使得支架本体上的溶剂成分完全挥发。

本发明的干燥后的网状镂空支架本体在支架压握机上进行压握，压握完成后形成最终的血管支架，压握后的该血管支架的直径在1.00mm到1.80mm之间。

实施例1

称取可降解聚合物材料颗粒L-聚乳酸(LPLA)950克，其特性粘度范围在3.2-4.3dl/g；称取可降解聚合物材料颗粒DL-聚乳酸(DLPLA)50克，其特性粘度范围在1.5-2.8dl/g。将LPLA、DLPLA聚合物颗粒分别进行真空干燥，使其含水量为250ppm，然后采用双螺杆管材挤出机形成管材支架本体。其中，LPLA在其中一只螺杆熔融，DLPLA在另外一只螺杆熔融。两只螺杆的熔体通过各自计量泵分别计量后在静态混合气均匀混合，从而通过螺杆的挤压推动获得管材支架本体。

在100℃的水浴中，对管材支架本体进行ADDR8倍，LDDR3倍的初生拉伸，形成初生支架本体，其外径为4mm，壁厚为1.5mm。

在70℃的水浴中，通过内压膨胀法，对初生支架本体进行轴向拉伸3倍，径向拉伸2倍的双轴拉伸，形成微晶网格结构支架本体，其外径为5.0mm，壁厚为0.80mm，加工时的拉伸速度Vx为0.1mm/min，膨胀速度Vr为0.1mm/s，张力F为5N之间，压力P为6Atm。

通过飞秒激光切割机对微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体，切割好的微晶网格结构支架本体的长度为8mm，加工时应用激光单脉冲时间100fs，单脉冲能量5微焦，激光频率1KHZ，波长100nm。

网状镂空支架本体在超声波清洗机里用异丙醇清洗5分钟，然后取出放置于百级洁净空间内室温静置0.5小时，促使残留在支架上的异丙醇全部挥发干净。

清洗后的网状镂空支架本体利用支架喷涂机上进行药物喷涂，从而在网状镂空支架本体的外表面涂覆药物涂层。所用药物为西罗莫司和聚乳酸混合丙酮溶液，所述西罗莫司的载药量在30μg之间，涂层厚度在2μm。

载药后的网状镂空支架本体置于35℃百级层流烘箱里干燥10分钟，使得支架本体上的溶剂成分完全挥发。

干燥后的网状镂空支架本体在支架压握机上进行压握，压握完成后形成最终的血管支架，压握后的该血管支架的直径为1.0mm。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架进行压缩试验，记录直径压缩至撑开直径90％的支撑力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂下降速度1.2mm/min，经测试可完全降解血管支架支撑力在1.6N。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架和球囊导管进行拉伸试验，记录从拉伸开始到支架与球囊分离后最大拉伸力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂上升速度18mm/min，经测试可完全降解血管支架附着力为2.3N。

在NikonM400测量显微镜上对支架完全充盈状态原始直径或长度和放压后松弛状态下最终直径或长度进行测量，计算充盈、松弛状态之间的变化值，以百分比表示。经测试可完全生物降解血管支架直径短缩率为1％，长度缩短率为3％。

实施例2

称取可降解聚合物材料颗粒L-聚乳酸(LPLA)900克，其特性粘度范围在3.2-4.3dl/g；称取可降解聚合物材料颗粒聚丙交酯共己内酯(PLC)100克，其特性粘度范围在2.8-3.4dl/g(商品牌号：Purac9032PLC)。将LPLA、PLC聚合物颗粒分别进行真空干燥，使其含水量为300ppm，然后采用单螺杆管材挤出机形成管材支架本体。其中，LPLA与PLC均匀地混合并在螺杆熔融，从而通过螺杆的挤压推动获得管材支架本体。

在0℃的水浴中，对管材支架本体进行ADDR20倍，LDDR5倍的初生拉伸，形成初生支架本体，其外径为1.8mm，壁厚为0.65mm。

在50℃的水浴中，通过内压膨胀法，对初生支架本体进行轴向拉伸-0.5倍，径向拉伸8倍的双轴拉伸，形成微晶网格结构支架本体，其外径为4.0mm，壁厚为0.15mm，加工时的拉伸速度Vx为5mm/min，膨胀速度Vr为10mm/s，张力F为50N之间，压力P为20Atm。

通过飞秒激光切割机对微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体，切割好的微晶网格结构支架本体的长度为40mm，加工时应用激光单脉冲时间800fs，单脉冲能量150微焦，激光频率100KHZ，波长800nm。

网状镂空支架本体在超声波清洗机里用异丙醇清洗40分钟，然后取出放置于百级洁净空间内室温静置2小时，促使残留在支架上的异丙醇全部挥发干净。

清洗后的网状镂空支架本体利用支架喷涂机上进行药物喷涂，从而在网状镂空支架本体的外表面涂覆药物涂层。所用药物为西罗莫司和聚乳酸混合丙酮溶液，所述西罗莫司的载药量在1000μg之间，涂层厚度在20μm。

载药后的网状镂空支架本体置于70℃百级层流烘箱里干燥30分钟，使得支架本体上的溶剂成分完全挥发。

干燥后的网状镂空支架本体在支架压握机上进行压握，压握完成后形成最终的血管支架，压握后的该血管支架的直径为1.8mm。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架进行压缩试验，记录直径压缩至撑开直径90％的支撑力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂下降速度1.2mm/min，经测试可完全降解血管支架支撑力在1.5N。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架和球囊导管进行拉伸试验，记录从拉伸开始到支架与球囊分离后最大拉伸力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂上升速度18mm/min，经测试可完全降解血管支架附着力为2N。

在NikonM400测量显微镜上对支架完全充盈状态原始直径或长度和放压后松弛状态下最终直径或长度进行测量，计算充盈、松弛状态之间的变化值，以百分比表示。经测试可完全生物降解血管支架直径短缩率为3％，长度缩短率为2％。

实施例3

称取可降解聚合物材料颗粒L-聚乳酸(LPLA)950克，其特性粘度范围在3.2-4.3dl/g；称取可降解聚合物材料颗粒DL-聚乳酸(DLPLA)50克，其特性粘度范围在1.5-2.8dl/g。将LPLA、DLPLA聚合物颗粒分别进行真空干燥，使其含水量为250ppm，然后采用双螺杆管材挤出机形成管材支架本体。其中，LPLA在其中一只螺杆熔融，DLPLA在另外一只螺杆熔融。两只螺杆的熔体通过各自计量泵分别计量后在静态混合气均匀混合，从而通过螺杆的挤压推动获得管材支架本体。

在100℃的水浴中，对管材支架本体进行ADDR12倍，LDDR3.5倍的初生拉伸，形成初生支架本体，其外径为4mm，壁厚为1.5mm。

在70℃的水浴中，通过内压膨胀法，对初生支架本体进行轴向拉伸3倍，径向拉伸2倍的双轴拉伸，形成微晶网格结构支架本体，其外径为5.0mm，壁厚为0.80mm，加工时的拉伸速度Vx为0.1mm/min，膨胀速度Vr为0.1mm/s，张力F为5N之间，压力P为6Atm。

通过飞秒激光切割机对微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体，切割好的微晶网格结构支架本体的长度为8mm，加工时应用激光单脉冲时间100fs，单脉冲能量5微焦，激光频率1KHZ，波长100nm。

网状镂空支架本体在超声波清洗机里用异丙醇清洗5分钟，然后取出放置于百级洁净空间内室温静置0.5小时，促使残留在支架上的异丙醇全部挥发干净。

清洗后的网状镂空支架本体利用支架喷涂机上进行药物喷涂，从而在网状镂空支架本体的外表面涂覆药物涂层。所用药物为西罗莫司和聚乳酸混合丙酮溶液，所述西罗莫司的载药量在30μg之间，涂层厚度在2μm。

载药后的网状镂空支架本体置于35℃百级层流烘箱里干燥10分钟，使得支架本体上的溶剂成分完全挥发。

干燥后的网状镂空支架本体在支架压握机上进行压握，压握完成后形成最终的血管支架，压握后的该血管支架的直径为1.0mm。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架进行压缩试验，记录直径压缩至撑开直径90％的支撑力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂下降速度1.2mm/min，经测试可完全降解血管支架支撑力在1.6N。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架和球囊导管进行拉伸试验，记录从拉伸开始到支架与球囊分离后最大拉伸力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂上升速度18mm/min，经测试可完全降解血管支架附着力为2.3N。

在NikonM400测量显微镜上对支架完全充盈状态原始直径或长度和放压后松弛状态下最终直径或长度进行测量，计算充盈、松弛状态之间的变化值，以百分比表示。经测试可完全生物降解血管支架直径短缩率为1％，长度缩短率为3％。

实施例4

称取可降解聚合物材料颗粒L-聚乳酸(LPLA)950克，其特性粘度范围在3.2-4.3dl/g；称取可降解聚合物材料颗粒DL-聚乳酸(DLPLA)50克，其特性粘度范围在1.5-2.8dl/g。将LPLA、DLPLA聚合物颗粒分别进行真空干燥，使其含水量为250ppm，然后采用双螺杆管材挤出机形成管材支架本体。其中，LPLA在其中一只螺杆熔融，DLPLA在另外一只螺杆熔融。两只螺杆的熔体通过各自计量泵分别计量后在静态混合气均匀混合，从而通过螺杆的挤压推动获得管材支架本体。

在100℃的水浴中，对管材支架本体进行ADDR15倍，LDDR4倍的初生拉伸，形成初生支架本体，其外径为4mm，壁厚为1.5mm。

在70℃的水浴中，通过内压膨胀法，对初生支架本体进行轴向拉伸3倍，径向拉伸2倍的双轴拉伸，形成微晶网格结构支架本体，其外径为5.0mm，壁厚为0.80mm，加工时的拉伸速度Vx为0.1mm/min，膨胀速度Vr为0.1mm/s，张力F为5N之间，压力P为6Atm。

通过飞秒激光切割机对微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体，切割好的微晶网格结构支架本体的长度为8mm，加工时应用激光单脉冲时间100fs，单脉冲能量5微焦，激光频率1KHZ，波长100nm。

网状镂空支架本体在超声波清洗机里用异丙醇清洗5分钟，然后取出放置于百级洁净空间内室温静置0.5小时，促使残留在支架上的异丙醇全部挥发干净。

清洗后的网状镂空支架本体利用支架喷涂机上进行药物喷涂，从而在网状镂空支架本体的外表面涂覆药物涂层。所用药物为西罗莫司和聚乳酸混合丙酮溶液，所述西罗莫司的载药量在30μg之间，涂层厚度在2μm。

载药后的网状镂空支架本体置于35℃百级层流烘箱里干燥10分钟，使得支架本体上的溶剂成分完全挥发。

干燥后的网状镂空支架本体在支架压握机上进行压握，压握完成后形成最终的血管支架，压握后的该血管支架的直径为1.0mm。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架进行压缩试验，记录直径压缩至撑开直径90％的支撑力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂下降速度1.2mm/min，经测试可完全降解血管支架支撑力在1.6N。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架和球囊导管进行拉伸试验，记录从拉伸开始到支架与球囊分离后最大拉伸力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂上升速度18mm/min，经测试可完全降解血管支架附着力为2.3N。

在NikonM400测量显微镜上对支架完全充盈状态原始直径或长度和放压后松弛状态下最终直径或长度进行测量，计算充盈、松弛状态之间的变化值，以百分比表示。经测试可完全生物降解血管支架直径短缩率为1％，长度缩短率为3％。

实施例5

称取可降解聚合物材料颗粒L-聚乳酸(LPLA)900克，其特性粘度范围在3.2-4.3dl/g；称取可降解聚合物材料颗粒聚丙交酯共己内酯(PLC)100克，其特性粘度范围在2.8-3.4dl/g(商品牌号：Purac9032PLC)。将LPLA、PLC聚合物颗粒分别进行真空干燥，使其含水量为300ppm，然后采用单螺杆管材挤出机形成管材支架本体。其中，LPLA与PLC均匀地混合并在螺杆熔融，从而通过螺杆的挤压推动获得管材支架本体。

在0℃的水浴中，对管材支架本体进行ADDR20倍，LDDR5倍的初生拉伸，形成初生支架本体，其外径为1.8mm，壁厚为0.65mm。

在50℃的水浴中，通过内压膨胀法，对初生支架本体进行轴向拉伸1倍，径向拉伸6倍的双轴拉伸，形成微晶网格结构支架本体，其外径为4.0mm，壁厚为0.15mm，加工时的拉伸速度Vx为5mm/min，膨胀速度Vr为10mm/s，张力F为50N之间，压力P为20Atm。

通过飞秒激光切割机对微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体，切割好的微晶网格结构支架本体的长度为40mm，加工时应用激光单脉冲时间800fs，单脉冲能量150微焦，激光频率100KHZ，波长800nm。

网状镂空支架本体在超声波清洗机里用异丙醇清洗40分钟，然后取出放置于百级洁净空间内室温静置2小时，促使残留在支架上的异丙醇全部挥发干净。

清洗后的网状镂空支架本体利用支架喷涂机上进行药物喷涂，从而在网状镂空支架本体的外表面涂覆药物涂层。所用药物为西罗莫司和聚乳酸混合丙酮溶液，所述西罗莫司的载药量在1000μg之间，涂层厚度在20μm。

载药后的网状镂空支架本体置于70℃百级层流烘箱里干燥30分钟，使得支架本体上的溶剂成分完全挥发。

干燥后的网状镂空支架本体在支架压握机上进行压握，压握完成后形成最终的血管支架，压握后的该血管支架的直径为1.8mm。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架进行压缩试验，记录直径压缩至撑开直径90％的支撑力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂下降速度1.2mm/min，经测试可完全降解血管支架支撑力在1.5N。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架和球囊导管进行拉伸试验，记录从拉伸开始到支架与球囊分离后最大拉伸力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂上升速度18mm/min，经测试可完全降解血管支架附着力为2N。

在NikonM400测量显微镜上对支架完全充盈状态原始直径或长度和放压后松弛状态下最终直径或长度进行测量，计算充盈、松弛状态之间的变化值，以百分比表示。经测试可完全生物降解血管支架直径短缩率为3％，长度缩短率为2％。

实施例6

称取可降解聚合物材料颗粒L-聚乳酸(LPLA)900克，其特性粘度范围在3.2-4.3dl/g；称取可降解聚合物材料颗粒聚丙交酯共己内酯(PLC)100克，其特性粘度范围在2.8-3.4dl/g(商品牌号：Purac9032PLC)。将LPLA、PLC聚合物颗粒分别进行真空干燥，使其含水量为300ppm，然后采用单螺杆管材挤出机形成管材支架本体。其中，LPLA与PLC均匀地混合并在螺杆熔融，从而通过螺杆的挤压推动获得管材支架本体。

在0℃的水浴中，对管材支架本体进行ADDR20倍，LDDR5倍的初生拉伸，形成初生支架本体，其外径为1.8mm，壁厚为0.65mm。

在50℃的水浴中，通过内压膨胀法，对初生支架本体进行轴向拉伸2倍，径向拉伸4倍的双轴拉伸，形成微晶网格结构支架本体，其外径为4.0mm，壁厚为0.15mm，加工时的拉伸速度Vx为5mm/min，膨胀速度Vr为10mm/s，张力F为50N之间，压力P为20Atm。

通过飞秒激光切割机对微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体，切割好的微晶网格结构支架本体的长度为40mm，加工时应用激光单脉冲时间800fs，单脉冲能量150微焦，激光频率100KHZ，波长800nm。

网状镂空支架本体在超声波清洗机里用异丙醇清洗40分钟，然后取出放置于百级洁净空间内室温静置2小时，促使残留在支架上的异丙醇全部挥发干净。

清洗后的网状镂空支架本体利用支架喷涂机上进行药物喷涂，从而在网状镂空支架本体的外表面涂覆药物涂层。所用药物为西罗莫司和聚乳酸混合丙酮溶液，所述西罗莫司的载药量在1000μg之间，涂层厚度在20μm。

载药后的网状镂空支架本体置于70℃百级层流烘箱里干燥30分钟，使得支架本体上的溶剂成分完全挥发。

干燥后的网状镂空支架本体在支架压握机上进行压握，压握完成后形成最终的血管支架，压握后的该血管支架的直径为1.8mm。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架进行压缩试验，记录直径压缩至撑开直径90％的支撑力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂下降速度1.2mm/min，经测试可完全降解血管支架支撑力在1.5N。

应用Instron3342万能材料试验机对血管支架和球囊导管进行拉伸试验，记录从拉伸开始到支架与球囊分离后最大拉伸力数据，以牛顿(N)为单位。梁臂上升速度18mm/min，经测试可完全降解血管支架附着力为2N。

在NikonM400测量显微镜上对支架完全充盈状态原始直径或长度和放压后松弛状态下最终直径或长度进行测量，计算充盈、松弛状态之间的变化值，以百分比表示。经测试可完全生物降解血管支架直径短缩率为3％，长度缩短率为2％。

以上所述的，仅为本发明的较佳实施例，并非用以限定本发明的范围，本发明的上述实施例还可以做出各种变化。即凡是依据本发明申请的权利要求书及说明书内容所作的简单、等效变化与修饰，皆落入本发明专利的权利要求保护范围。本发明未详尽描述的均为常规技术内容。

Claims (13)

1.一种生产可完全生物降解性血管支架的方法，包括如下步骤：

S1，提供可降解聚合物材料颗粒，将所述可降解聚合物材料颗粒真空干燥，使得所述可降解聚合物材料颗粒的含水率降至300ppm以下，然后通过管材挤出机形成管材支架本体；

S2，在4-100℃的温度下，对所述管材支架本体进行初生拉伸形成初生支架本体，所述初生拉伸包括截面轴向拉伸和线性轴向拉伸，所述截面轴向拉伸为8-20倍，所述线性轴向拉伸为3-5倍；

S3，在可降解聚合物材料的玻璃化温度和最快结晶速率对应温度之间的温度下，对所述初生支架本体进行双轴拉伸形成微晶网格结构支架本体，所述双轴拉伸包括轴向拉伸和径向拉伸，所述轴向拉伸为-0.5-3倍，所述径向拉伸为2-8倍；

S4，通过飞秒激光切割机对所述微晶网格结构支架本体进行切割形成网状镂空支架本体；

S5，对所述网状镂空支架本体进行压握，形成最终的血管支架。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤S1中的可降解聚合物材料为L-聚乳酸和DL-聚乳酸的共混物，或者L-聚乳酸和聚丙交酯共己内酯的共混物。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤S1中的管材挤出机的模头的半角α为5-12°。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤S3中的温度下限为所述最快结晶速率对应温度的60％-80％。

5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤S3中的所述轴向拉伸为0-2倍。

6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤S3中的拉伸速度Vx为0.1mm/min-5mm/min，膨胀速度Vr为0.1mm/s-10mm/s，张力F为0.5N-50N之间，压力P为6Atm-20Atm之间。

7.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述微晶网格结构支架本体的外径为2.0-10.0mm，壁厚为0.08-0.80mm。

8.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤S4包括将所述微晶网格结构支架本体切割成长度为8mm-40mm的网状镂空支架本体，应用激光单脉冲时间100-800fs，单脉冲能量5-150微焦，激光频率1-100KHZ，波长100-800nm。

9.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述步骤S5包括在超声波清洗机里用异丙醇清洗所述网状镂空支架本体，然后在百级洁净空间内室温静置，促使残留在支架上的异丙醇全部挥发干净。

10.根据权利要求9所述的方法，其特征在于，所述步骤S5包括对清洗后的网状镂空支架本体利用支架喷涂机上进行药物喷涂，所用药物为西罗莫司和聚乳酸混合丙酮溶液，所述西罗莫司的载药量在30-1000μg之间，涂层厚度在2-20μm之间。

11.根据权利要求10所述的方法，其特征在于，所述步骤S5包括将载药后的网状镂空支架本体置于百级层流烘箱里干燥，使得支架本体上的溶剂成分完全挥发。

12.根据权利要求11所述的方法，其特征在于，所述步骤S5包括将干燥后的网状镂空支架本体在支架压握机上进行压握，压握完成后形成最终的血管支架，压握后的该血管支架的直径在1.00mm到1.80mm之间。

13.一种根据上述权利要求1-12中任一项所述的方法生产的可完全生物降解性血管支架。