CN111279004A

CN111279004A - 金属合金及含有该金属合金的医疗装置

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Publication number: CN111279004A
Application number: CN201880056435.4A
Authority: CN
Inventors: D.R.鲍; C.B.麦克劳德; J.江普
Original assignee: M A Medical Alliance Co Ltd
Current assignee: M A Medical Alliance Co Ltd
Priority date: 2017-08-30
Filing date: 2018-08-30
Publication date: 2020-06-12
Anticipated expiration: 2038-08-30
Also published as: GB2566035B; EP3676411A1; US20200376172A1; GB201713907D0; GB2566035A; WO2019043394A1; CN111279004B; JP2020531699A; JP7377203B2

Abstract

本文说明了一种生物可吸收金属合金，该金属合金特别适合于形成生物可吸收医疗装置，例如支架。该金属合金基本上包括3.2至4.8重量％的锂、0.5至2.0重量％的钇；除了任何痕量元素之外，其余为镁。可将该金属合金拉成线材，该线材可成形为支架骨架。该支架可使用一个或多个支架骨架以及一个或多个生物可吸收聚合物连接器(例如由PLGA形成)来产生。

Description

金属合金及含有该金属合金的医疗装置

技术领域

本发明涉及一种新型合金，该合金适合用在可植入医疗装置中以治疗患病或受损的组织，尤其是用在随着时间推移被身体吸收的临时医疗装置中。本发明还涉及一种新型可吸收医疗装置，尤其是可用于减轻自然身体管腔(例如动脉血管)的逐渐变窄的装置，例如支架。

背景技术

动脉硬化指导致重要器官和组织缺血的动脉血管变窄。血液供应的减少会转化为多种症状，例如因心脏冠状动脉变窄而发生劳累性心绞痛，因大腿和小腿的主动脉变窄而发生严重肢体缺血从而导致下肢截肢。除了血管疾病之外，其它身体结构(例如食道、胆管、输尿管和气管)也可能因疾病、外伤或先天性缺陷而变窄或阻塞。

自二十世纪八十年代以来，这种血管腔变窄已经能通过微创的导管型医疗装置技术进行治疗，该技术可将变窄的血管腔扩大至其原始直径。最初的导管型或介入治疗是球囊血管成形术，其中将长软导管末端的高压球囊插入到变窄的血管中并充气至通常大于810千帕(8个大气压)的压力。球囊压力通常会剥离血管内膜，从而使中央管腔扩张到接近其自然直径。这项技术广泛用于冠状动脉和外周血管介入以及体内的其它管腔结构。

球囊血管成形术的两种并发症是因血管痉挛和/或内膜皮瓣剥离而引起的血管急性阻塞，以及因机械损伤引发的新内膜组织增生而导致的再狭窄。支架的发展消除了因痉挛或内膜瓣引起的急性阻塞问题，支架是一种能永久支撑血管腔的可扩张笼。帕尔马斯在EP0221570A中说明了一种支架的激光切割开槽海波管设计。虽然支架的出现实现了血管腔的急性机械支撑，但是大量患者经历了长期的血管重新狭窄，这称为再狭窄。在膨胀和放置支架期间，由于支架的过度扩张，往往会剥离血管的内层(即，内膜)。血管内膜的平滑肌细胞能迁移并扩散到管腔中，从而导致瘢痕组织或“新内膜增生”，这使永久性支架内部的血管腔变窄。

从永久性支架表面局部输送有效的抗增生药物是降低再狭窄发生率的一项重大进展。已证实，在植入后的数周至数月内从控释制剂输送的药物(如西罗莫司和紫杉醇)能抑制由支架植入期间的血管损伤导致的平滑肌细胞迁移和增生。

但是，永久性支架的一种持续并发症是晚期支架血栓形成(LST)，其中通常在植入后一年或更久时(典型情况下在双联抗血小板治疗停止后)会在支架内形成阻塞性血栓或血凝块。业界认为有多种因素会促成LST。一个因素是，由于支架在血管内的刚性机械特性，永久性支架基本上消除了血管的正常蠕动。另一个因素是，用于输送抗增生药物的聚合物对于完全血管愈合不太理想，并且抑制了功能全面的内皮的形成，而内皮是防止血栓形成的主要机制。常规支架的支架撑杆与血管壁的贴合不良，这也产生了有利于后期支架内血栓形成的环境。

从永久性支架消除这些慢性并发症的一个途径是用临时支架治疗患病的血管，这种支架为重新打开但机械受损的血管提供应急机械支撑，可选地输送抗增生药物，然后可被身体安全地吸收，留下重塑的原生血管，而对内皮形成或恢复的局部蠕动没有物理障碍。

已经有多种开发生物可完全吸收的血管支架(BVS)的途径。早期的途径是使用由聚L-乳酸(PLLA)聚合物构成的可扩张设计。虽然这种途径利用了具有已知的生物安全性的材料，但相对于常规支架材料来说(例如316LVM不锈钢、钴铬合金或镍钛合金)，由PLLA制成的支架表现出很差的机械特性，其杨氏模量、拉伸强度和塑性变形能力都低得多。PLLA的有限机械特性的一些后果包括：对于给定的支架设计，由于斑块、回转或曲折等，其扩张范围非常有限，这导致撑杆-壁附着性不良，尤其是当支架被部署到锥形血管中或任何非圆柱形血管中时。较低的机械特性需要用较大、较笨重的撑杆来弥补，这些撑杆无法以与较薄的金属撑杆相同的方式嵌入到血管壁中，从而导致被认为有利于LST形成的状况。

PLLA型支架的另一个主要问题是吸收时间非常长，聚合物碎片在血管壁中存留2年以上，并且术后3年内血栓事件发生率提高。

开发BVS的另一种尝试是引入所谓的生物可吸收金属，例如镁合金(如US6287332中所述)。这些支架在实现撑杆嵌入和撑杆-壁附着性方面的能力与传统不锈钢支架的能力类似。镁合金通过金属的氧化再吸收，然后在体内形成的金属氧化物、金属卤化物等被溶解并代谢。但是，已知的是，生物可吸收镁合金支架存在撑杆过早断裂和吸收时间较长的问题，导致临床效果欠佳。较长的吸收时间与合金中使用的难溶性重金属(稀土)元素有关，这延长了异物反应。

因此，US6287332建议向镁合金中添加稀土金属以提高屈服强度，但是这些金属在生理液体中的不良溶解性不利地延长了吸收时间。

US8888841和US8986369提出了一种不含任何稀土元素的镁锂合金，但是这些合金表现出柱状的微观结构，因此表现出较差的机械特性。US8888841说明了一种基本上不含稀土元素的镁锂合金，该镁锂合金作为单向凝固或类单晶微观结构的一部分。相对于含有稀土元素的合金，这种合金应的生物安全性较高，但可能不具有抵抗正常或钙化血管中的弹性回缩的机械强度。在US8888841中说明的合金在金属分解和吸收的时间及一致性方面也受到了柱状微观结构的限制。生物可吸收植入物的最终降解是其生物相容性的关键，表现出的许多晚期严重状况与极易导致发炎的降解物的最终浓度峰值有关。

发明内容

本发明的目的是提供一种生物相容的生物可吸收金属合金，该金属合金具有足够的机械强度，使其可用于医疗装置，例如承载医疗装置(例如支架)，尤其是在减少撑杆断裂方面，并且该金属合金具有适当的生物吸收曲线，例如可在不到一年的时间内被完全吸收，从而使宿主血管完全愈合和重塑。

本发明指出，钇及其盐类在水性流体中具有足够高的溶解度，可从软组织植入部位吸收和代谢，同时在结合到合金中时还可充分提高屈服强度。因此，本发明的一个目的是提供一种含钇的生物相容的生物可吸收金属合金。

本发明的另一个目的是提供一种生物相容的生物可吸收金属合金，该金属合金具有精细的多晶粒微观结构。

本发明的另一个目的是提供一种医疗装置(例如支架)，该医疗装置包括本发明的生物相容的生物可吸收金属合金。

本发明的另一个目的是提供一种支架，该支架由本发明的生物相容的生物可吸收金属合金以及至少一个生物可吸收聚合物元件形成。

附图说明

图1示出了根据本发明的支架骨架。

图2是根据本发明的支架的示意图，该支架包括支架骨架和聚合物连接器。

图3示出了适合用于根据本发明的支架骨架的单位波形的细节。

图4示出了用于例如图2所示的根据本发明的支架骨架的一种替代单位波形的细节。

图5示出了用于根据本发明的支架骨架的扩展波形。

图6示出了用于如图2所示的根据本发明的支架骨架的扩展波形的一个替代实施例。

图7示出了在支架骨架压缩之后根据图3的单位波形的细节。

图8示出了在支架骨架扩张之后根据图3的单位波形的细节。

图9示出了根据本发明的支架骨架，其中图6的波形螺旋地缠绕，使得峰和谷沿着支架骨架的纵轴对齐。

图10示出了支架骨架的一个替代实施例，其中图6的波形缠绕为使得峰和谷对齐，从而具有逆时针取向。

图11示出了支架骨架的一个替代实施例，其中图6的波形缠绕为使得峰和谷对齐，从而具有顺时针取向。

图12A是根据本发明的支架的一个实施例的示意图，该支架沿着支架骨架的长度具有两个连接器。

图12B示出了在从侧面观察时图12A的实施例。

图13A示出了在从上侧观察时图12A的实施例。

图13B示出了图13A的方框部分中的连接器的细节。

图14是根据本发明的支架的一个实施例的示意图，该支架沿着支架骨架的长度具有三个连接器。

图15A示出了根据本发明的支架的另一个实施例，其中连接器被定向为具有螺旋方向。

图15B示出了在从侧面观察时图15A的实施例。

图16A示出了根据本发明的支架的一个替代实施例，其中连接器被定向为具有一个替代螺旋方向。

图16B示出了从侧面观察时图16A的实施例。

图17示出了根据本发明的支架的另一个实施例，其中连接器构件在每一端处被放大显示。

图18示出了根据本发明的支架的另一个实施例，其中连接器构件按不连续的长度设置。

图19示出了根据本发明的支架的另一个实施例，其中连接器构件是不连续的，并具有螺旋取向。

图20示出了根据本发明的支架，该支架具有两个连续的连接器，每个连接器具有螺旋取向。

图21的示意图示出了聚合物连接器位置处的减少嵌入量是如何导致支架的内腔内的内部螺旋突起的。

图22示出了根据本发明的支架，该支架包括与生物可吸收聚合物联接在一起的多个较短的管状支架骨架段，以形成能够适应在曲折血管内部署的支架。

图23示出了根据本发明的支架的另一个实施例，其中连接器具有带凸缘的外边缘。

具体实施方式

现在进一步详细说明本发明的金属合金、医疗装置和支架。

合金

在第一方面中，本发明提供一种合金，该合金基本上由以下成分组成：

3.0至5.0重量％的锂，

0.25至4.0重量％的钇；以及

其余为镁(例如91.0至96.75重量％的镁)和痕量元素。

在一个实施例中，该合金基本上没有超过痕量水平的所有其它稀土金属。在本文中所用的术语“痕量水平”指含量低于500ppm(百万分之一)，优选低于400ppm，例如低于300ppm。

在一个实施例中，合金中的铁和钙的含量为150ppm以下。

所述镁优选是高纯度镁。术语“高纯度镁”指镁的纯度高于99％，例如纯度高于99.5％，例如为99.8％、99.9％或高于99.9％(例如为99.99％)。通常，高纯度是优选的。

可选地，本发明提供一种合金，该合金基本上由以下成分组成：

3.2至4.8重量％的锂，

0.5至2.0重量％的钇；以及

其余为镁(例如93.2-96.3重量％的镁，优选为如上限定的高纯度镁)和痕量元素。

可选地，该合金基本上没有超过痕量水平的所有其它稀土金属。该合金的铁和钙含量可为150ppm以下。

3.2至4.8重量％(优选为3.2至4.2重量％)的锂、0.5至2.0重量％(优选为0.5至1.5重量％)的钇；以及

93.2至96.3重量％的镁，这些元素与所有痕量元素合计占合金的100％。

一个实施例是一种合金，该合金基本上由以下成分组成：4重量％的锂、0.5重量％的钇、其余为镁(加上任何痕量元素)。

另一个实施例是一种合金，该合金基本上由以下成分组成：4.2重量％的锂、0.5-1.5重量％的钇、其余为镁(加上任何痕量元素)。

本发明的合金的优点在于，铸锭的微观结构是常规的多晶结构，主要具有等轴晶体尺寸。与如US8888841和US6387332所述的合金的柱状或单晶微观结构相比，这是有利的。

可通过已知工艺使所述合金熔化并形成铸锭，以保持最低杂质的水平，然后使用用于镁的常规拉丝装置通过一系列较小直径的模具和在线热退火步骤进行拉丝。

添加钇可改善镁-锂体系的屈服应力，从而为支架提供附加的径向强度，以抵抗体内的压缩力。

在第二方面中，本发明提供了一种合金线，其中所述合金具有如上所述的本发明的第一方面的组成。如传统上已知的，可通过拉制棒料并对拉制的线材进行退火来方便地形成线材。

可通过已知工艺使所述合金熔化并形成铸锭，以保持最低杂质的水平，然后使用用于镁的常规拉丝装置通过一系列较小直径的模具和在线热退火步骤进行拉丝。所述线材通常具有圆形横截面，当然，这不是必需的。适当的线径或横截面厚度取决于线材的预期最终用途。

在一个实施例中，由本发明的镁-锂-钇合金形成的线材的屈服应力为200MPa以上，例如屈服应力为250MPa以上，例如屈服应力为300MPa以上。应注意，所需的屈服应力与线径无关。

在一个实施例中，由本发明的镁-锂-钇合金形成的线材的伸长率至少为8％，例如至少为9％的伸长率、至少为10％的伸长率、至少为11％的伸长率、至少为12％的伸长率、至少为13％的伸长率、至少为14％的伸长率、至少为15％的伸长率、至少为16％的伸长率、至少为17％的伸长率、至少为18％的伸长率。在一些实施例中，至少为10％的伸长率是适当的，虽然提高最小伸长率可能是有益的。在一些实施例中，最小伸长率优选至少为15％。应注意，伸长率％以所考虑的线材的原始长度为基准，并且与线径无关。

在一个实施例中，由本发明的镁-锂-钇合金形成的线材具有200MPa以上的屈服应力和至少10％的伸长率，例如12％、15％或更高的伸长率。

在一个实施例中，由本发明的镁-锂-钇合金形成的线材具有250MPa以上的屈服应力和至少10％的伸长率，例如12％、15％或更高的伸长率。

在一个实施例中，由本发明的镁-锂-钇合金形成的线材具有300MPa以上的屈服应力和至少10％的伸长率，例如12％、15％或更高的伸长率。

在一个实施例中，由本发明的镁-锂-钇合金形成的线材具有337MPa以上的屈服应力和至少11％或更高的伸长率。

在一个实施例中，由本发明的镁-锂-钇合金形成的线材具有拉制的精细多晶微观结构(不是如US8986369中教导的柱状晶体结构)。相对等轴的(例如多面体或略微椭圆形的)晶粒是棒材的最初细晶粒多晶结构，拉丝导致某些晶粒形成沿拉丝方向的取向，在拉丝之后对合金进行至少一次完全退火。

拉丝的热退火可通过任何常规方式进行，并且可根据所需的精确机械特性以通常的方式对工艺进行优化。对于本发明的线材，可在200至350摄氏度的温度下进行热退火5-30分钟。在一个示例中，在大约300摄氏度的温度下对线材进行退火20至30分钟。

医疗装置

在第三方面中，本发明提供了一种可植入医疗装置，其中所述装置包括具有上述组成的合金。

强度、延展性、塑性变形能力和生物吸收性的结合会使本发明的合金有益于在康复期间用于短期结构支撑的一系列医疗植入物。这些植入物例如包括用于生殖灭菌的结扎夹、缝合锚钉、骨固定销和螺钉、以及内部和皮肤吻合钉。

支架骨架

在第四方面中，本发明提供了一种支架骨架，所述骨架包括本发明的第一方面的镁-锂-钇合金。

可选地，所述支架骨架包括本发明的第二方面的线材。可选地，所述支架骨架基本上由本发明的第二方面的线材形成。

可选地，所述支架骨架是通过将本发明的第二方面的线材缠绕在适当尺寸和形状的心轴上以形成螺旋线圈来形成的。线材可在心轴上退火，使得线材在从心轴上取下后可保持其盘绕形状。可使用本领域中已知的任何适当方法来实现这种退火，例如：电退火(其中电流通过线材)、电磁感应加热，或者在具有或不具有支撑心轴的常规真空炉中退火。根据退火的程度和线材长度，本领域技术人员能意识到上述必要参数可能改变。在电退火中使用的控制参数是电压和时间。对于给定的电压，最终的电流取决于线材的长度。因此，对于20至100厘米之间的给定长度的线材，可在0.1至5.0伏电压下对线材退火10秒钟至30分钟。在一个示例中，对于长度为45厘米的线材，在线材已成形为适当的形状后，将其连接至5伏电源15秒以完全退火。或者，可在200至350摄氏度的温度下对形成的骨架(螺旋线)退火5至30分钟。

适当的线径取决于待治疗的血管的内径。对于直径为2.5至4.5毫米的冠状动脉血管，60微米至150微米之间的成品线径是适当的。为了治疗30毫米主动脉的夹层，可使用直径在0.5至2毫米之间的线材。

可选地，所述线材通过两个步骤形成。在第一步中，将线材成形为重复波形，其中线材呈现具有重复的冠部(峰)和谷部的模式(参见图5和图6)。该波形提供径向强度和刚度。在第二步中，将重复波形螺旋地缠绕，从而形成管状支架骨架。在这些步骤中的任何一个之后，或者在对线材进行冷加工的任何步骤之后，例如可通过上述的退火工艺对波形进行退火。因此，在支架骨架的制造过程中可能进行多次退火。

在一个方面中，将线材成形为具有由纵向段或腿连接的交替冠部和谷部的重复波形，然后将该重复波形螺旋地缠绕，以形成管状结构。因此，在一个方面中，所述重复波形由单位波形的重复组成，每个单位波形具有第一冠部段，第一冠部段通过第一腿连接至谷部，谷部连接至第二腿，第二腿连接至第二冠部段，并且其中第二冠部段连接至相邻单位波形的第一冠部段(并与之相邻)以形成冠部。

可选地，所述单位波形是台阶状的(参见图4和图6)，从而产生倾斜。这具有使螺旋形状更容易形成为支架骨架的优点。该台阶状波形是通过使一个腿或直纵向段(105)比单位波形单元的另一个腿或纵向段(106)短来实现的。

因此，在一个方面中，所述台阶状重复波形由单位波形的重复组成，每个单位波形具有第一冠部段，第一冠部段通过第一腿连接至谷部，谷部连接至第二腿，第二腿连接至第二冠部段，并且其中第二冠部段连接至相邻单位波形的第一冠部段以形成冠部，并且其中第一腿与第二腿的长度不同。可选地，第一腿可长于第二腿。或者，第一腿可短于第二腿。

在一个实施例中，可将所述重复波形螺旋地缠绕，使得冠部(峰)沿着支架骨架的纵轴对齐(参见图9)。

在一个实施例中，可将所述重复波形螺旋地缠绕，使得冠部(峰)在相对于支架骨架的纵轴的逆时针螺旋中对齐(参见图10)。

在一个实施例中，可将所述重复波形螺旋地缠绕，使得冠部(峰)在相对于支架骨架的纵轴的顺时针螺旋中对齐(参见图11)。

支架骨架的线材本身可按顺时针或逆时针方向缠绕。

未扩张的支架骨架中的波形的总高度仅受预定的最终用途的限制。波形的适当高度包括0.5至20毫米。对于用于治疗30毫米主动脉的夹层的骨架，总波形高度在5毫米至20毫米之间可能是适当的。对于其它用途，较小的波形高度可能是适当的，例如0.5毫米至1.5毫米。在一些实施例中，可使用0.6毫米至1.4毫米的波形高度，例如0.7毫米至1.3毫米、0.8毫米至1.2毫米。

在主要的实施例中，波形的冠部在其成形的位置(在压接之前)具有按照以下公式确定的内径D_冠，其中比例参数X在2.4至2.8范围内，而D_线是镁-锂-钇线材的横截面直径：

D_冠＝X×D_线

或者，比例参数X可在2.2至3.2范围内。

通常，螺旋的每圈波数在5-8范围内，其中波被视为波形的单个可重复单元(如图3和图4所示)。

支架

在第五方面中，本发明提供了一种支架，该支架包括根据本发明的第四方面的支架骨架，并且还包括联接至少两圈支架骨架的生物可吸收聚合物连接器。

因此，根据本发明的支架可描述为混合生物可吸收血管支架(BVS)。在此背景下，术语“混合”用于描述包括金属和聚合物结构设计特征的支架结构，以将其与常规的全聚合物或全金属BVS设计区分开来。

本发明的BVS在几何形状上是管状的，并且可从用于在体内插入到柔性导管上的较小直径扩张到与血管内径相适应的较大直径。当将该BVS安装在输送导管的远端时，可通过使位于BVS的内腔中的高压血管成形术球囊膨胀来方便地实现所述扩张。可通过常规的血管通路装置和导引器将导管插入到身体管腔中，并通过荧光镜检查法将其导引至植入部位，在该部位，利用导管近端侧的充气口使支架扩张。在此背景下，“远端”指在将BVS导航到植入部位的过程中首先插入到身体管腔内并且远离临床医生(的手)的导管端，而“近端”指临床医生握住并操作的导管端。

如上所述，所述支架包括由镁合金线性成的骨架，该骨架形成为波形状，以提供径向强度和刚度。BVS还包括至少一个由生物可吸收聚合物制成的连接器，以便为BVS提供额外的结构支撑。可选地，所述支架可包括两个或三个连接器。通常，所述连接器纵向连接所述波形。

纵向聚合物连接器的功能是在支架部署、气囊撤回和体内加载过程中提供抵抗纵向施加的拉力或压力的结构阻力。但是，大量或高密度的纵向连接器会使支架过硬且不易弯曲，这对于支架的可输送性(使安装在球囊导管上的支架穿过曲折的血管到达预定植入部位)和扩张后对角度很大的曲折血管的贴合性而言都是不理想的。而且，根据连接器的宽度，聚合物可能会抑制镁波形元件在压接过程中的压缩或在球囊膨胀过程中的扩张。因此，连接器的布置、几何形状和宽度/体积的控制会影响支架的整体性能。

所述连接器可沿着支架骨架的整个长度存在(即，是连续连接器)，并且附接至支架骨架的每圈螺旋。在聚合物连接器是连续连接器的情况下，通常会存在一个、两个、三个或四个连接器。比较方便的方式是，连接器围绕支架骨架的圆周等距地隔开。

或者，所述聚合物连接器可仅沿着支架骨架的部分长度存在，即，是不连续连接器。但是，每个不连续聚合物连接器仍必须在支架骨架的至少两圈之间连接。例如，所述连接器沿着支架骨架的长度附接至并连接2圈、3圈、4圈或5圈相邻螺旋。通常，存在多个不连续连接器，以提供所需的连接度。

可选地，可存在由多个不连续连接器组成的一组不连续连接器。可选地，每个连接器的纵轴与该组内每个其它连接器的纵轴对齐。组中的每个连接器可与组中的每个其它连接器成隔开的关系(优选等距地隔开)。可选地，一组连接器的纵轴可与支架骨架的纵轴对齐，或者可从支架骨架的纵轴成角度地偏移。可选地，可存在两组或更多组(例如三组)不连续连接器，每组不连续连接器围绕支架骨架的圆周等距地隔开。

在一个实施例中，支架骨架的重复波形被螺旋地缠绕，使得波形冠部沿着支架骨架的纵轴对齐，并且每个连接器的纵轴沿着支架的纵轴对齐。

在一个实施例中，支架骨架的重复波形被螺旋地缠绕，使得波形的冠部和谷部相对于支架骨架的纵轴在逆时针螺旋中对齐(参见图10)，并且聚合物连接器遵循逆时针或顺时针螺旋。

在一个实施例中，支架骨架的重复波形被螺旋地缠绕，使得波形的冠部和谷部相对于支架骨架的纵轴在顺时针螺旋中对齐(参见图11)，并且聚合物连接器遵循逆时针或顺时针螺旋。

可选地，存在于支架骨架的每一端的连接器具有附接至线材螺旋的最后一圈的加大块体。一种有利的方式是，所述加大的块体遮盖线材的自由端。可选地，线材的自由端在聚合物连接器的一端或两端处封装在该块体内。

可选地，所述支架包括至少一个具有外部翅片的连接器。该翅片具有朝外的边缘。在部署期间，所述翅片压在血管壁的内膜上，并以受控且精确的方式导致剥离。

在另一个实施例中，本发明的支架包括通过聚合物连接器纵向连接在一起的两个或更多支架。

如上所述，所述支架骨架由细拉丝线材形成，该线材包括3.2至4.8重量％的锂、0.5至2.0重量％的钇，其余为高纯度镁，并且基本上没有超过痕量水平的所有其它稀土金属。可选地，该合金的铁和钙含量低于150ppm。

为了形成线材，可通过已知工艺将所述合金熔化并形成铸锭，以保持最低的杂质水平，然后使用用于镁的常规拉丝装置通过一系列较小直径的模具和在线热退火步骤进行拉丝。适当的线径取决于待治疗的血管的直径。对于直径为2.5至4.5毫米的冠状动脉血管，60微米至150微米之间的成品线径是适当的。对于用于治疗30毫米主动脉的夹层的骨架，0.5至2毫米之间的线径是适当的。

可选地，所述合金包括3.2至4.8重量％的锂和0.5至2.0重量％的钇，其余为高纯度镁。在一个实施例中，支架骨架(100)由螺旋地缠绕在心轴上并经过退火以形成管状(图1)的连续波形组成。在另一个实施例中，该管状结构通过一个连续的3D过程形成，而不是通过上述的两个步骤形成。

可选地，所述单位波形是台阶状的(参见图4和图6)，从而产生倾斜。这具有使螺旋形状更容易形成为支架骨架的优点。该台阶状波形是通过使一个腿或直纵向段(105)比单位波形单元的另一个腿(106)短来实现的。

在将所述结构压缩(称为压接)到气囊导管上期间以及在植入装置扩张期间，两个相邻单位波形之间的冠部段作为铰链。撑杆段随着波形压缩或扩张而改变角度，分别如图7和图8所示。镁-锂-钇合金在压接和扩张期间的塑性变形防止所述结构回缩到原始成形位置。

单独的管状支架骨架不是功能性支架，因为它不包含纵向连接器，该纵向连接器对于在扩张过程中保持完整性并提供抵抗拉伸和压缩纵向力的阻力(例如柱强度)是必需的。相应地，在本发明中设有由生物可吸收聚合物构成的连接器(101)，以桥接相邻的螺旋圈(图2)。

用于连接器的适当聚合物包括任何生物相容的生物可吸收聚合物，例如聚酯(例如线性聚酯，尤其是脂肪族线性聚酯)、聚丙交酯-乙交酯族系的均聚物和共聚物、及它们的类似物。可使用提供所需吸收时间的任何适当分子量。适当的吸收时间是6个月至2年，例如9个月至18个月、9个月至15个月、大约一年等。具有50000至100000克/摩尔分子量的聚合物是合适的。

如上所述，所述BVS包括至少一个由生物可吸收聚合物形成的连接器。该聚合物可选自丙交酯-乙交酯族系的共聚物和/或其均聚物或类似物。这些聚合物通常是线性脂肪族聚酯，该材料表现为在植入后一年内被完全吸收(植入部位处的质量损失90％)。适当的聚合物包括由20-30重量％乙交酯和70-80重量％丙交酯组成的无定形共聚物，该聚合物的分子量大于70000克/摩尔。在另一个示例中，所述连接器可由具有超过90重量％的乙交酯并且其余含量为丙交酯的PLGA形成，该材料的起始分子量大于80000克/摩尔，并表现为在9个月内被完全吸收。或者，所述聚合物可由超过90重量％的半结晶PLGA和最高10重量％的乙交酯组成，其起始分子量大约为60000克/摩尔。聚合物连接器材料的其它实施例包括分子量为50000至100000克/摩尔的聚己内酯-丙交酯(PCL-PLA)共聚物和聚二恶烷酮(PDS或PDO)。

所述生物可吸收聚合物连接器可通过多种方式形成。在一个实施例中，所述连接器可以是布置在支架骨架的表面上的预挤制细丝，该细丝然后在热量和压力的作用下(例如当在带有内芯或心轴的两件式模具中加热并压缩时)熔化到线材波形的平面中。所得的结构是能够进行球囊扩张并具有足够的柱强度和轴向柔性的功能性支架。

另一个实施例采用一种不同的新方法来形成聚合物连接器，该方法是将它们熔融并挤出到支架骨架的表面上。可使用用于熔融沉积造型或FDM的改造型“3D打印机”。这种制造方法在设计、制造的速度和精度、以及功能性能方面具有多种优势。已经证明，有多种设计变化形式(包括螺旋连接器模式、不连续连接器)有益于支架的柔性和压接性能，并可实现能够在体内诱导螺旋血流的支架。

可选地，为了加强3D打印聚合物的连接，可在打印后使用收缩包装，以将聚合物连接器压缩到预定直径的线材中。

更详细地说，对商用3D打印机(“3DP”)(例如BQ公司的Hephestos 2)进行了改造，以使其“打印”到固定高度的数控旋转心轴上(而不是常规的向具有累积z方向层的x-y空间打印)。在本发明的改造的3D打印过程中，在通过编程为机器的G代码的算法驱动心轴进行角度旋转的同时主要沿单个方向(Z)驱动打印头。将起始聚合物细丝(例如1.75毫米PLLA)熔化并通过喷嘴精确地挤出到支架骨架的旋转表面上。可选择喷嘴尺寸以便为连接器提供所需厚度，例如，喷嘴的内部尺寸可为0.5毫米以下，例如为0.2毫米。为了提高连接器对支架骨架的粘附力，可在打印过程中可选地将支架骨架的线材加热到40-60℃温度。我们发现，通过将生物可吸收聚合物直接熔融并挤出到支架骨架的加热线材上能实现足够的粘附力。

重要的是，由熔融的生物可吸收聚合物连接器形成的支架结构部分地包围支架骨架的撑杆，从而产生了一种机械结合，该机械结合可在非常曲折或成角度的解剖结构(例如血管)中的扩张期间优先分开。因此，在一个实施例中，本发明的支架包括至少一个连接器，该连接器结合到支架骨架上，从而若在支架扩张期间将该连接器置于成很大角度的人体血管腔内的某个位置，则在扩张期间该连接器至少部分地从支架骨架分开。与所有镁激光切割海波管设计相比，这种优先分开能力是一个明显的优势，而在镁激光切割海波管设计的情况下，环与纵向连接器的结合点处的多维应力条件可能导致过早的灾难性环断裂和撑杆的壁附着性损失。镁合金由于其有限的晶体滑移面而在多方向载荷下具有脆性，因此通常极易受到这种破坏模式的影响，而本公开内容的混合支架设计减轻了这种缺点。由于连接器在与支架骨架的线材相交的点处的横截面积减小，因此所述优先分开是可能的。横截面积的减小意味着任何破裂都会发生在该位置，即，破裂发生在受控的预定点处。通过允许支架骨架从至少一个连接器受控地释放，可使支架适应高度曲折的身体管腔(例如血管)的曲率，而不会损失支架与其中部署有支架的腔体之间的附着性。

使用3D打印制造方法来形成聚合物连接器的优点在于，这种方法支持多种设计选择，这些设计选择可转化为改良的支架特性，例如纵向柔性、压接能力、更好的附着力和端部固定能力、以及能促进体内的生理流动的螺旋模式。

在一个实施例中，相对于正常的纵向连接器材料量，3DP被编程为在端部固定点处打印额外的聚合物材料量(1.25倍到2.0倍)，以确保端部固定，同时不会使整个支架过硬。

因此，本发明还提供了一种生产混合支架的方法，其中所述过程包括：

使用3D打印机将聚合物挤出到支架骨架的表面上，以在其上形成聚合物连接器。

可选地，在打印过程中对支架骨架加热，例如加热至聚合物的转变温度，例如加热至40至60℃温度。

可选地，将支架骨架安装到联接至3D打印机的旋转心轴上。

可选地，在打印期间仅在支架骨架上沉积单层聚合物。

在固定聚合物连接器之前，用生物可吸收聚合物底漆覆层来涂覆支架骨架的端部可能是有利的。所述底漆覆层可使用适当的生物可吸收聚合物的稀溶液(例如溶解在适当的溶剂(例如乙酸乙酯或THF)中的10％聚合物固体)形成。用于底漆覆层的适当生物可吸收聚合物包括聚酯，例如脂肪族聚酯。可使用PGLA的均聚物或共聚物。在底漆覆层中使用的生物可吸收聚合物可与用于连接器的生物可吸收聚合物相同或不同。底漆覆层的厚度通常可为20微米以下，例如10微米以下。底漆覆层可施加到支架骨架的一端或两端上，也可施加到几乎整个支架骨架上，例如施加到整个支架骨架上。底漆覆层可以是厚度为20微米以下(例如10微米以下)的共形层。底漆覆层可通过任何常规技术来实现，例如喷涂、气相沉积、浸涂等。包含聚合物底漆覆层在内可使聚合物与金属的粘合力更高，这在支架的端部特别有利。因此，包含聚合物底漆覆层的优点是能防止支架在扩张期间散开。本发明还提供了一种载有本发明的支架的导管。通常，该导管包括位于支架内腔内的可膨胀球囊，(在支架已被置于所需位置时)向该球囊充气，以使其膨胀。

本发明提供了一种治疗身体管腔的方法，所述方法包括：

a)将载有根据本发明的支架的导管插入到所述身体管腔中；以及

b)使所述支架在所述管腔的所需位置扩张。

本发明的每个方面或实施例的优选或替代特征在细节上作必要的修改后适用于本发明的每个方面或实施例(除非上下文另有要求)。

在本文中所用的术语“包括”指“由……组成”、“基本上由……组成”或“包含”，并且“包括”一词可与术语“包含”、“基本上由……组成”或“由……组成”互换使用。

本发明的这些和其它目的是通过下文所述的一个或多个实施例来实现的。

附图详细说明

如图1所示，支架骨架(100)由成形为连续波形(12)的连续线材(11)形成。波形(12)描述交替的冠部(峰)和谷部的模式(在图3和4中更详细地示出)。波形(12)被缠绕为至少3圈的螺旋形状以形成管状形状，优选形成具有恒定直径的圆柱形。

在图1中，波形(12)的冠部和谷部沿支架骨架(100)的纵轴方向对齐，即，支架骨架的每个完整圆周(“圈”)由整数个波形单位形成。在一个替代实施例中，冠部和谷部无需以这种方式对齐，而是可在支架骨架(100)的相邻圈中彼此稍稍偏移。

虽然US8888841教导了一种由聚合物连接器连接的环，但是在支架骨架(100)中使用的连续波形使得制造过程在控制线圈间距和连续制造方面变得很容易。螺旋形式还提供了结构上的优点，例如提高了抗扭能力和抵抗轴向剪切力的总体结构稳定性。

图2示出了本发明的支架(10)。如图所示的支架(10)包括支架骨架(100)(例如如图1所示)和由生物可吸收聚合物构成的连接器(101)。如图所示，支架骨架(100)由波形(11)的3圈螺旋形成，但也可由更多(或更少)圈螺旋形成，以提供所需长度的支架(10)。聚合物连接器(101)由沿着支架骨架(100)的整个长度延伸的连续聚合物条组成。聚合物连接器(101)可由任何适当的生物相容的且生物可吸收性聚合物形成，例如可由聚丙交酯(例如PLGA)形成。可选地，聚合物连接器(101)可通过3D打印形成在支架骨架(100)的表面上。聚合物连接器(101)从支架骨架(100)的下端(如图所示)延伸，遮住线材(11)的自由端(11a--参见图1)，沿着支架骨架(100)的整个长度延伸到上端(如图所示)，再次遮住线材的自由端(11a)。这种布置确保了线材(11)的自由端(11a)在从导管释放支架(100)期间或在支架(100)的部署期间均不会造成阻碍。

图3示出了波形单位单元(13)的细节，该波形单位单元多次重复，以形成支架骨架(100)的波形(12)。波形(12)由本发明的镁-锂-钇合金的线材(11)形成。波形单位单元(13)包括一系列弯曲的冠部段(103)、弯曲的谷部段(103a)、以及连接的直纵向撑杆段(104)，这些段都具有圆形横截面。弯曲的谷部段(103a)的内径与弯曲的冠部段(103)的内径相同，并且被定义为D_冠。波形单位单元(13)的高度以标记为H(107)的箭头示出。由图3的重复波形单位单元(13)组成的连续条形成图5中所示的波形(12)。

图4示出了波形单位单元(13)的另一个实施例的细节，该波形单位单元多次重复，以形成支架骨架(100)的波形(12)。波形(12)由本发明的镁-锂-钇合金的线材(11)形成。对于图3，波形单位单元(13)包括一系列弯曲的冠部段(103)、弯曲的谷部段(103a)、以及连接的直纵向撑杆段(105、106)。弯曲的谷部段(103a)的内径与弯曲的冠部段(103)的内径相同，并且被定义为D_冠。波形单位单元(13)两侧的撑杆的高度由标记为A(108)的箭头和标记为B(107)的箭头示出。图4的波形单位单元(13)是“台阶状的”，即，撑杆(105)的长度与撑杆(106)的长度不同。相应地，单位单元(13)的高度在每一侧是不同的；箭头A(108)的高度小于箭头B(109)的高度。相反的配置也是可能的，即，使撑杆(105)的高度A大于撑杆(106)的高度B。

请参考图3，在所示的实施例中，波形的总高度H(107)通常在0.8至1.2毫米范围内。在如图4所示的台阶状波形的情况下，有效总高度H被视为图4中所示的长度A(108)和长度B(109)的平均值。适当的波形高度通常也在0.8至1.2毫米范围内。

图3和图4所示的波形(13)例如可围绕心轴螺旋地缠绕，以形成支架骨架(100)。支架骨架(100)通常至少包括完整的三圈。通常，在螺旋缠绕的波形(12)处于心轴上的状态下对其进行退火。退火可通过受控加热来实现。这是通过电退火实现的，其中电流流过线材，在心轴上将其加热到所需温度，确保其在移除时保持形成的管状形状。或者，可将螺旋缠绕的线材放入烘箱中并加热，然后再将其从心轴上取下。

图5和图6分别示出了通过重复图3和图4的波形单位单元(13)而产生的波形(12)。一个实施例由线径为125微米、X值为2.52、总波高为0.95毫米的镁-4.0锂-0.5钇合金组成。X值是指D_冠与D_线的比值。由此获得了多个特性的一种有利组合，包括至少4.0牛/毫米的初始径向强度、通过恢复而保持完整性的强度保持率、以及在大约一年内在植入部位完全吸收。

随着支架骨架(100)的波形(12)压缩或扩张，撑杆段分别改变角度，如图7和图8所示。因此，图7示出了图3的单位单元的变化，其中在支架(100)的压缩期间，单位单元(13)的撑杆(104)被推到一起。通常在输送之前的称为“压接”的过程中在将支架(10)装载到输送导管期间发生压缩。图8示出了图3的单位单元的变化，其中随着支架(10)的部署，在骨架(100)的扩张期间，单位单元的撑杆(104)被拉开。对于使用图4所示的单位单元形成的支架，在压缩和扩张期间，撑杆角度也会发生类似的变化。

由波形结构(12)中的绕线(11)形成的支架骨架(100)可具有不同的冠部(103)对齐形式，这取决于每圈支架骨架(100)的波形(12)的数量以及相邻螺旋圈之间的间距。图9、10和11示出了三种不同的示例性布置形式。图9示出了沿着平行于支架骨架的中心纵轴的直线路径排列的相邻螺旋圈或层上的冠部(103)。与此相反，图10和图11分别示出了相邻螺旋圈上的冠部(103)沿着围绕支架骨架(100)的弯曲路径(或者更准确地说是沿着其自身的螺旋路径)排列的布置形式。在这些实施例中，冠部(103)对齐形式的变化影响将连接聚合物精确地施加到结构上的能力，并且通过优化这些变量可允许在单位支架长度上使用更高密度的波形模式。支架内的这种材料增加会直接影响支架的径向强度和吸收时间。

图12A示出了本发明的一个实施例的支架(10)。如图所示，支架(10)由支架骨架(100)组成，该支架骨架(100)由多圈线材(11)按波形模式形成。如图所示，波形(12)的冠部(103)沿着支架(10)的轴向对齐。图12A所示的实施例示出了两个聚合物连接器(101)。聚合物连接器(101)在支架(10)的圆周上沿直径彼此相对地布置。或者，聚合物连接器(101)的宽度(W)可限定为从与线材(11)的直径相等的值至等于线材(11)的直径的5倍的值。在此论述的聚合物连接器的“宽度”指连接器的围绕支架骨架的圆周方向上的尺寸，如图12A中的W所示。所示的实施例示出了在支架(10)的整个长度上延伸的两个聚合物连接器(101)。应注意，为了方便起见，所示的支架(10)仅由线材(11)的3圈螺旋组成，但是也可由更多圈螺旋组成，以提供所需的支架(10)长度。线材(11)的自由端(11a)可方便地被聚合物连接器(101)遮住或者嵌入在其中。可使用形成聚合物连接器(101)的任何方法，但是比较方便的是，连接器(101)通过3D打印过程形成，例如使用0.2毫米喷嘴，并且可选地对支架骨架(100)的线材(11)进行预热。

图12B示出了在从侧面观察时图12A所示的实施例。应注意，连接器(101)的长度不一定必须相等。在所示的实施例中，波形(12)具有台阶状的波形单位单元(13)(参见图4)，这有助于产生波形(12)的螺旋形布置形式。

图13A示出了在从上侧观察时图12A所示的实施例。该图中清晰地示出了每个聚合物连接器(101)围绕支架骨架(100)的圆周在直径方向上位于相对的位置。图13A的框住的部分在图13B中以放大图示出。聚合物连接器(101)位于支架骨架(100)的外表面上，并且基本上围绕形成波形(12)的线材(11)的厚度布置。

如图所示，聚合物连接器(101)的具有厚度t1的第一部分(107)从波形(12)的表面向外延伸。厚度t1通常等于在支架骨架内使用的线材的直径的20％至50％。聚合物连接器的第二部分向内延伸，在径向上与支架骨架的线材的重叠程度为厚度t2(108)，该厚度t2为线径的50-100％(图15)。每个聚合物连接器(101)的宽度(W)(如上定义)通常在线径的100％至500％范围内，但在支架端部除外，在支架端部，可选地可增大连接器的宽度来改善端部固定。若聚合物连接器(101)的宽度超过该限值，则连接器(101)可能对支架在该位置的后续压接和扩张有不利影响。通过使聚合物连接器的宽度(W)等于线径的100％至500％，能确保在连接器结合至支架骨架之后，若连接器的这个部分在支架扩张期间处于角度很大的人体血管腔中，则连接器会在扩张期间至少部分地与支架骨架分开。在一些实施例中，连接器的宽度可确定为使得在将支架部署在这种高度曲折的内腔中期间连接器会优先从支架骨架的线材脱离。此外，连接器的宽度可确定为使得在将支架部署在高度曲折的内腔中期间连接器会优先从线材脱离并且连接器会分裂为两部分。

在最简单的实施例中，形成具有大体上恒定的宽度(W)的单个纵向连续连接器(101)，该连接器沿着支架(100)的整个长度没有角度旋转(图2)。在另一个实施例中，第二个相似的连续连接器(101)形成为与第一个连续连接器间隔180度(图12A、12B和13A)。在另一个示例中，三个均无角度旋转的连续连接器(101)在支架骨架(100)周围相隔大约120度(图14)。

在另一个实施例中，形成单个连续聚合物纵向连接器(101)，从而该连接器沿着支架的长度遵循螺旋路径(图15A和15B)。在一个这样的示例中，连接器(101)在支架的大约40毫米长度上旋转180度，当然，也可采用其它螺距角，例如从120度至240度，并且本发明不限于任何特定的螺距角。与上述的没有任何角度旋转的连接器的实施例类似，可增加具有相同螺距和方向的两螺旋或三螺旋连续连接器，它们分别围绕支架骨架(100)的圆周间隔180度和120度。单个BVS上的所有螺旋连接器都围绕所述结构遵循相同的方向，从而防止聚合物连接器的任何交联。

在一个实施例中，在打印聚合物连接器(101)之前，按螺旋轨迹缠绕波形(12)，以形成管状支架骨架(100)。可按“右手”螺旋缠绕波形(12)，然后可按“左手”螺旋(或多个螺旋)打印聚合物连接器(101)，从而产生一种能够抵抗施加的扭矩的平衡结构(图16A和16B)。

在一个替代实施例中，支架骨架(100)和连接器(101)均遵循相同的行进方向(即，支架和连接器均为“左旋”螺旋，或者支架和连接器均为“右旋”螺旋)，这提供了一种具有较小的扩张阻力和更强的产生局部螺旋血流能力(这被认为具有生理益处)的结构。

在另一个实施例中，连续纵向连接器(101)包括末端段(110)，该末端段的宽度或体积至少增大30％，以提高形成支架骨架(100)的线材的自由端的端接机械强度，如图17所示。

虽然上述示例使用能提供最高水平的结构完整性的宽度和体积恒定的连续聚合物纵向连接器(101)，但折衷之处是降低了支架的轴向柔性，而轴向柔性对于可输送性和对大角度血管的适应性是至关重要的。

在另一个实施例中，支架(10)包括至少一个非连续(或不连续)的聚合物连接器(101)。因此，可提供两个或更多不连续纵向连接器(101)，这些不连续纵向连接器由长度至少为1毫米的段(111)分隔。图18示出了包括三个不连续聚合物连接器(101a、101b、101c)的支架(10)，其中每对相邻的连接器之间具有大于1毫米的间隙(111)。因此，两个连接器(101)之间的连续性(111)被完全破坏。在一个实施例中，利用修改的软件控制3D打印丝的前进或停留，以在喷嘴相对于支架(10)移动的同时切断挤出操作，从而形成了一种间断型设计。在另一个实施例中，打印连续连接器(101)，然后利用针对聚合物而不是针对线材(11)的镁合金调谐的适当能量源通过激光切割/烧蚀来去除聚合物连接器(101)的后续段。

在一个示例中，将由镁-4.2锂-1.5钇合金构成的直径为125微米的圆线制成台阶状波形，然后将其螺旋缠绕在1.6毫米心轴上，并进行退火。随后通过3D打印来打印具有间隔180度的两个螺旋间断聚合物连接器(101)的管状支架骨架(100)。位于支架端部的每个连接器(101)至少包含线材波形(12)的3圈螺旋，以确保端部固定。间断部分的长度为2毫米，并交错排列，因此沿支架长度的任何横截面始终至少有一个通体连接器(图19)。

在另一个实施例中，连接器(101)的位置相对于线材螺旋对齐。在所有情况下，在支架(10)的螺旋的相邻层/圈中，连接器(101)的中心线都跟随冠部(103)。在一个实施例中，连接器(101)的路径是通过跟随相邻层中最近的冠部(103)限定的。图12A至图20示出了这一点。

人们已经认识到，在正常的动脉生理中，螺旋血流的重要性对于减少血管壁和内皮的剪切应力非常重要。以前进行的在支架血管或血管移植物中赋予螺旋流的尝试已表明能明显降低再狭窄率。迄今为止，赋予螺旋流的技术方法包括将自扩张支架热成形为3D螺旋，该3D螺旋能相应地重塑血管的形状。另一种方法是在PTFE移植物中模制内部螺旋翅片，该螺旋翅片能将血液导引为螺旋血流。

在本发明中，带有螺旋连接器的支架(101)也能够在血管中引起螺旋流。尤其是，在连接器(101)的位置引起形成支架(10)的线材(11)的差异性嵌入，这能阻止向血管内膜的嵌入，从而产生内部螺旋突起。例如，在图21中，通过线材(11)在聚合物连接器(101)的位置(201)处的差异性嵌入来形成螺旋通道(200)，这与在形成支架骨架(100)的线材的位置(202)的情况相反，在该情况下，支架骨架(100)不嵌入在聚合物连接器(101)中，并导致在这些位置(202)处的最佳内膜壁嵌入。在球囊膨胀之后，由此产生遵循突起(101)之间的路径的内部螺旋通道，并且该螺旋路径引起沿支架(10)的长度的螺旋流。这是通过较宽的聚合物连接器(101)实现的(宽度W最大为线径的500％)，与包括支架(10)的大部分的细丝撑杆相比，该聚合物连接器在高压球囊部署期间无法完全嵌入血管壁中。这种效果对于一个或两个连续螺旋连接器的设计(图20)最强，但是对于本文所述的所有连续和间断连接器的设计，预计也会有这种效果。

图21的示意图示出由差异性嵌入导致的两个内部螺旋突起，并且示出了在支架(10)的内腔内产生的螺旋形状。

管状支架骨架(100)通常形成为产生长度为10毫米至200毫米的管状结构。在另一个实施例中，多段较短的管状支架骨架(100)可与生物可吸收聚合物连接器(101)联接在一起以形成较长的支架，该支架具有允许关节运动以适应血管(120)的曲折性的段，这些段类似于沿着弯曲轨道的火车车厢(图22)。

在另一个实施例中，支架骨架(100)可包含一个或多个不透射线的标记物(未示出)，以改善体内可视化，并促进装置的该部分的精确定位。所述不透射线的标记物可由生物相容的重金属(例如金、铂或钽)或316不锈钢制成。该标记物可包括不透射线的线圈或“C”形夹，该“C”形夹也用作附加的端部固定件。

在其它实施例中，可通过向所有或一部分打印的生物可吸收聚合物连接器充入已知的生物相容剂(例如碳酸钡、硫酸钡或碘化的化合物)来实现不透射线。

在其它实施例中，本发明的支架可涂覆有生物活性药物，例如具有抗菌、麻醉或抗血栓形成活性的药物。所述支架可在DL-PLA或PLGA聚合物中涂覆有50-50药物制剂(例如西罗莫司，又称为雷帕霉素)，该药物制剂的总剂量为5-10微克/毫米支架长度，洗脱时间为30天以上。其它实施例利用相似剂量的类似“莫司类药物”，例如依维莫司和Biolimus。该生物活性药物涂层可基本上覆盖整个支架或基本上覆盖整个支架骨架，例如，在增加连接器之前涂覆包含生物活性药物的涂层可能比较方便。或者，可将连接器增加到支架骨架上，然后可向整个支架上涂覆涂层。在某些实施例中，可仅向支架或支架骨架的选定部分涂覆涂层，例如可涂覆到装置的端部或装置的中间段。涂层可以是连续层，也可以是不连续层，即，需要覆盖装置外表面的每个部分。可使用常规的涂覆方法来涂覆涂层，例如浸涂、喷涂、气相沉积等。

在另一个实施例中，所述支架涂覆有紫杉醇-PLGA制剂(例如如2013年4月的EuroIntervention 8(12):1441-50所述，该文献的内容通过引用结合在此)。

在另一个实施例中，提供了一种生物可完全吸收的支架骨架(100)，该支架骨架也提供了“切割球囊”的功能。切割球囊结合有丝状刀片，这些刀片沿着球囊的长度纵向延伸，从而在高压膨胀期间形成更加受控的血管内膜剥离平面。这对于抵抗扩张和/或引起很高的血管回缩力的所谓纤维状或高度钙化病变尤其有效。聚合物连接器(101)可被微型模制，以在连接器的外表面上产生大约50至250微米高的聚合物翅片(112)(图23)。在另一个实施例中，通过一段具有三角形横截面的镁基合金线材来实现类似的效果，该段线材沿着支架的整个长度在外表面上延伸，并且在支架端部处附接至支架。在另一个实施例中，所述线材可以是铂基线材的，以提供切割作用，并且还可用作不透射线的标记物。

在使用时，将生物可吸收支架(10)压接到球囊导管上，置于无菌阻隔包装中，并通过ETO或其它非电离辐射方法进行灭菌。

本文中引用的所有文件均通过引用结合在此。因此，本发明涵盖对所述实施例进行的对本领域技术人员来说显而易见的任何修饰和/或变化。虽然本发明在本文中是参照某些特定实施例和示例说明的，但是应理解，本发明不受这些特定实施例或示例的限制。

Claims

1.一种合金，基本上由以下成分组成：

3.2至4.8重量％的锂，

0.5至2.0重量％的钇；以及

其余为高纯度镁，其中所述合金的铁和钙含量为150ppm以下，并且基本上没有超过痕量水平的任何其它稀土金属。

2.一种从如权利要求1所述的合金拉制而成的线材。

3.一种包括如权利要求1所述的合金的可植入医疗装置。

4.一种包括如权利要求2所述的线材的可植入医疗装置。

5.一种包括如权利要求2所述的线材的支架骨架。

6.如权利要求5所述的支架骨架，其中所述线材成形为具有交替的冠部和谷部的重复波形。

7.如权利要求6所述的支架骨架，其中所述重复波形被螺旋地缠绕，以形成管状结构。

8.如权利要求6和7中任一项所述的支架骨架，其中所述波形的冠部在其成形的位置具有按照以下公式确定的内径D_冠：

D_冠＝X×D_线

其中X是比例参数，其值为2.4至2.8，D_线是所述线材的横截面直径。

9.如权利要求6至8中任一项所述的支架骨架，其中所述波形的高度为0.5毫米至20毫米。

10.如权利要求9所述的支架骨架，其中所述波形的高度为0.8毫米至1.2毫米。

11.如权利要求6至10中任一项所述的支架骨架，其中存在所述波形的至少三圈螺旋。

12.如权利要求6至11中任一项所述的支架骨架，其中所述重复波形的冠部沿着支架骨架的纵轴对齐。

13.如权利要求6至11中任一项所述的支架骨架，其中所述重复波形的冠部在相对于支架骨架的纵轴的逆时针螺旋中对齐。

14.如权利要求6至11中任一项所述的支架骨架，其中所述重复波形的冠部在相对于支架骨架的纵轴的顺时针螺旋中对齐。

15.如权利要求6至14中任一项所述的支架骨架，其中所述重复波形由单位波形的重复组成，每个单位波形具有第一冠部段，第一冠部段通过第一腿连接至谷部，谷部连接至第二腿，第二腿连接至第二冠部段，并且其中第二冠部段连接至相邻单位波形的第一冠部段以形成冠部，并且其中第一腿与第二腿的长度不同。

16.如权利要求6至14中任一项所述的支架骨架，其中所述重复波形由单位波形的重复组成，每个单位波形具有第一冠部段，第一冠部段通过第一腿连接至谷部，谷部连接至第二腿，第二腿连接至第二冠部段，并且其中第二冠部段连接至相邻单位波形的第一冠部段以形成冠部，并且其中第一腿与第二腿的长度相同。

17.如权利要求6至16中任一项所述的支架骨架，其至少部分地涂覆有一层生物可吸收脂肪族聚酯聚合物。

18.如权利要求17所述的支架骨架，其中所述支架骨架的一端或两端涂覆有所述生物可吸收脂肪族聚酯聚合物层。

19.如权利要求17所述的支架骨架，其中所述支架骨架基本上涂覆有所述生物可吸收脂肪族聚酯聚合物层。

20.如权利要求17至19中任一项所述的支架骨架，其中所述聚合物层是厚度为20微米以下的脂肪族聚酯聚合物共形层。

21.一种支架，包括如权利要求5至20中任一项所述的支架骨架，还包括联接至少两圈支架骨架的生物可吸收聚合物连接器。

22.如权利要求21所述的支架，其中所述连接器沿着支架骨架的整个长度附接至每圈骨架。

23.如权利要求21和22中任一项所述的支架，包括两个、三个或四个连接器，并且其中所述连接器围绕支架骨架的圆周彼此等距地隔开。

24.如权利要求21至23中任一项所述的支架，其中每个连接器的纵轴与支架骨架的纵轴对齐。

25.如权利要求21至23中任一项所述的支架，其中每个连接器的纵轴从支架骨架的纵轴成角度地偏移。

26.如权利要求21所述的支架，包括第一组连接器，其中每个连接器的纵轴与所述第一组内的每个其它连接器的纵轴对齐，并且其中每个连接器的长度小于支架骨架的长度。

27.如权利要求26所述的支架，其中所述第一组连接器的纵轴与支架骨架的纵轴对齐。

28.如权利要求26所述的支架，其中所述第一组连接器的纵轴从支架骨架的纵轴成角度地偏移。

29.如权利要求21所述的支架，包括第一组连接器，其中每个连接器的纵轴具有与所述第一组内的每个其它连接器的纵轴相同的螺旋角，并且其中每个连接器的长度小于支架骨架的长度。

30.如权利要求26至29中任一项所述的支架，包括第一组和第二组连接器，每组连接器围绕支架骨架的圆周等距地隔开。

31.如权利要求30所述的支架，包括第一组、第二组和第三组连接器，每组连接器围绕支架骨架的圆周等距地隔开。

32.如权利要求26至31中任一项所述的支架，其中在沿支架长度的每个点至少有一个连接器。

33.如权利要求21至32中任一项所述的支架，其中至少一个连接器结合至支架骨架，使得该连接器部分地包围支架骨架的撑杆，从而该连接器在支架在成角度的身体管腔中扩张期间至少部分地从支架骨架分开。

34.如权利要求33所述的支架，其中所述至少一个连接器的宽度是线径的100％至500％。

35.如权利要求21至34中任一项所述的支架，其中至少一个连接器具有外部翅片。

36.一种支架，包括通过生物可吸收聚合物连接器纵向连接在一起的两个或多个如权利要求5至20中任一项所述的支架骨架。

37.如权利要求36所述的支架，其中所述生物可吸收聚合物连接器由聚酯构成。

38.如权利要求38所述的支架，其中所述生物可吸收聚合物连接器由脂肪族聚酯构成。

39.如权利要求38所述的支架，其中所述生物可吸收聚合物连接器由PLGA(聚乳酸-羟基乙酸共聚物)或PLGA的共聚物或其混合物构成。

40.如权利要求36至39中任一项所述的支架，其中在沿支架长度的每个点至少有一个连接器。

41.如权利要求36所述的支架，其中所述生物可吸收聚合物连接器由20-30％乙交酯和70-80％丙交酯的无定形共聚物构成，并且所述聚合物的分子量大于70000克/摩尔。

42.如权利要求21至41中任一项所述的支架，其中所述连接器以螺旋形式布置，并且其中所述连接器的宽度是线径的100％至500％，从而在部署之后在支架的内腔内形成内部螺旋突起，这导致流体在其中螺旋地流动。

43.如权利要求21至42中任一项所述的支架，具有包含生物活性药物的涂层。

44.如权利要求10所述的支架，还包括联接至少两圈支架骨架的生物可吸收聚合物连接器，其中所述生物可吸收聚合物是脂肪族聚酯，并且其中所述支架具有包含生物活性药物的涂层。

45.一种制造混合支架的方法，其中所述方法包括：使用3D打印机将聚合物挤出到如权利要求5至20中任一项所述的支架骨架的表面上，以在其上形成聚合物连接器。

46.如权利要求45所述的方法，其中所述聚合物是生物可吸收聚合物。

47.如权利要求46所述的方法，其中所述聚合物是聚酯。

48.如权利要求46或47中任一项所述的方法，其中所述生物可吸收聚合物是PGLA的均聚物或共聚物。

49.如权利要求45至48中任一项所述的方法，其中在打印过程中对支架骨架加热。

50.如权利要求49所述的方法，其中将所述支架骨架加热至40至60℃的温度。

51.如权利要求45至50中任一项所述的方法，其中所述支架骨架被安装到与所述3D打印机联接的旋转心轴上。

52.如权利要求45至51中任一项所述的方法，其中在使用3D打印机将聚合物挤出到支架骨架的表面上以在其上形成聚合物连接器的步骤之前，所述支架骨架至少部分地涂覆有一层生物可吸收脂肪族聚酯聚合物。

53.如权利要求52所述的方法，其中，所述支架骨架的一端或两端涂覆有所述生物可吸收脂肪族聚酯聚合物层。

54.如权利要求52所述的方法，其中所述支架骨架基本上被所述生物可吸收脂肪族聚酯聚合物层覆盖。

55.如权利要求53或54中任一项所述的方法，其中所述生物可吸收脂肪族聚酯聚合物层是厚度为20微米以下的脂肪族聚酯聚合物的共形层。