可生物降解的金属支架和方法与流程

支架是血管内假体，其可被用来治疗在动物血管腔内的闭塞。支架通常为管状形态且在纵向两端敞通。假体以瘪缩形状被放入身体中，通常被放入血管腔中，随后当处于治疗位点时被膨展至扩张形态。这样的支架已被确立为优选的脉管疾病治疗方法，所述脉管疾病发生在冠状动脉及周边脉管中。

当被妥善安放时，支架可被用于创立适当的血管腔扩张以允许适当的血管腔流动，这是这种治疗的主要目的。但是，这种外来体的存在可能随后引发可能具有不希望的效果的几种生物反应中的一种或多种。对血管支架安放的一种正常反应是愈合次序，其从血小板激活和血纤维蛋白形成开始，直至最终由平滑肌细胞替代血纤维蛋白，随着新内膜形成而有效包裹支架。此血管重塑愈合过程有利于形成一层包围植入体的天然组织。但是，支架安放的不希望有的作用是产生足够大的内膜以致再闭合患病血管，使得附加血管治疗成为必需的。永久型支架的存在将会改变天然血管运动动态。在静止条件下，由刚性支架支承的血管部段在相邻部段遇到增强运动时受到约束。通过随后改变具有永久型植入体的天然血管的运动，并不罕见地在血管腔内在支架两端位置处看到大的再狭窄。因此，采用下述血管假体是符合期望的，其将会提供对扩张闭塞的必要支承直到完成充分的血管愈合，随后将会以不使血管组织周围的组织发炎的方式生物降解。

传统的血管假体由耐用材料如不锈钢、镍钛合金和钴铬合金构成，其被设计成在动物受体或人类受体的整个寿命期间内保持其结构完整性。可生物降解的材料可以作为这些耐用材料的替代品获得。可生物腐蚀的聚合物例如可被用来制造在展开时有足够强度的血管假体，以克服与患病血管的急性阻塞相关的径向力。Igaki等人(美国专利US6,045,568)已经披露了一种肠腔支架，其通过编织生物可吸收的聚合物纤维如聚乳酸纤维的单纱线来形成。此装置在胀展时可能在血管中保持其形状达几周。Kaplan(美国专利US5,342,348)披露了一种聚合物支架，其扩展体腔且也释放对防止再狭窄有效的生物活性物质。由聚合物构造的可生物降解的支架将在体腔内扩张时在遇到含水体液情况下开始降解。降解可以通过体解或通过表面腐蚀发生。聚合物假体可能在精确扩张患病血管方面不产生最佳性能，因为被用于其结构的聚合物材料具有固有弹性回弹。重要的是支架从压缩状态被扩展至更大直径，这种更大直径是将血管腔保持在开通状况下所需要的。支架须提供足够承载强度以保持血管开通一段时间以允许体腔组织的血管再形成。

为了避免不必要的血管损伤，也期望在球囊膨胀和移除之后只有支架略微回弹(反弹)以便不得不在其膨胀时尽量超出期望最终直径不多地扩展支架。因此，更高的回弹特性将会要求更大的血管扩张和随后潜在不希望有的血管损伤。已经为了制造内置假体被考虑进来的金属材料包含镁、铁和铝。这些基础元素可以利用稀土和其它金属被合金化。不同于聚合物，可以选择金属来尽量减小弹性回弹。金属也可以通过合金化、热处理和冷加工技术被改良以产生较高强度，这将导致增强的血管径向支承。因此缘故，可生物降解的金属已经被用作代替聚合物的材料来构成血管内置假体。Heublein(美国专利US7,879,367和德国专利)描述了一种由金属镁材料制造的医用植入体。在满足其暂时支承功能之后，植入体按照预定速度被腐蚀降解。Atanososka(美国专利US7,998,192)描述了一种内置假体，其包括限定出流道的主体，主体能够保持血管开放性，主体包括铁或铁合金，其还具备包含氧化铁的纳米结构化表面。不同于永久金属植入体，由未被保护的可生物降解的金属制造的植入体可以在身体内扩展后不久开始腐蚀。电解质侵入金属结构将导致金属氧化。逐渐氧化削弱了结构强度，这种强度削弱还通过由该装置的弯曲、脉动活动、扭曲和拉伸引起的动作引发的疲劳被加快。

为了控制扩展的内置假体的降解速度，可能需要借助至少一种阻挡手段对裸金属结构提供保护。有机或无机的表面涂层可被用来在植入体的裸金属面和腐蚀性体流体之间提供阻挡。本领域技术人员将会认识到，无论对植入体表面施加的何种处理都应该被选择成植入体仍能充分生物降解，即便是施加处理。因此，由Weber(美国专利US 8,128,689)所述的、具有生物稳定无机层的可生物腐蚀的内置假体可能导致：可生物降解的植入装置在置入动物体之后和在底下的支架结构的随后腐蚀之后具有施加了表面处理的永久残余物。Kappelt(美国公开号2008/0243242)描述了一种在由可生物腐蚀的镁合金制造的植入体上制造禁止腐蚀涂层的方法，该方法包括提供植入体和利用含各种离子的含水溶液或醇转化溶液处理植入体表面。Kurze(美国公开号2012/0156477)详细说明了一种保护镁的方法，做法是将由镁构成的装置安放在装有潮湿二氧化碳的反应容器内以制造由碳酸镁构成的涂层。熟悉冶金学的人们知道无机涂层可以通过在空气或可控环境中用热气氧化表面而在金属支架表面上形成。也可以采用阳极化方法和电镀法，连同特殊阻隔漆和覆层的浸涂或喷涂、上漆、搪瓷化和气相沉积法。鉴于希望保持可完全生物降解的植入体，特定的无机涂层应该连同可生物腐蚀的植入体基材一起在有限时间内代谢掉。所述的禁止腐蚀表面处理应该造成该装置在生理环境中的腐蚀被暂时禁止而不是完全抑制。因为内置假体遇到与血管运动相关的力，任何可被施加的无机涂层不应干扰植入体在其自然生理环境内挠曲的能力。

可生物降解的聚合物也可以被用来形成针对可生物降解的基材装置的腐蚀阻挡层。这些聚合物可以被流延、喷涂、包覆模制或浸涂施加到待保护表面上。它们可被施加至整个表面或希望保护的表面局部。这样的可生物降解的医用聚合物目前在整形术应用如骨螺钉和板中被发现。它们也在用于治疗肿瘤和其它人体失调的微粒药物给送产品中被发现。通常，抗增殖药物或抑制免疫药物将与呈药物涂层形式的聚合物混合并布置在血管植入体的某些或全部表面上以消除或缓和作为血管术后再狭窄前兆的内膜平滑肌细胞持续增长。也可以采用其它治疗药物，包含抗生素、类固醇、生长因子、抗凝血化合物。可被用来涂覆生物吸收性内置假体的聚合物的代表性例子包括但不限于聚己内酯、聚乙烯酯、聚(D,L乳酸)、聚(L-丙交酯)、聚(丙交酯-乙交酯)、聚原酸酯、聚酐、聚(三亚甲基碳酸酯)、聚氨酯、硅烷、油和脂肪酸。为了将聚合物固定至基材，促粘剂如液态硅烷配方可以在聚合物施加之前被施加。Gale(美国专利US8,172,897)描述了用于制造可植入的装置的方法和装置，其中，可生物降解的聚合物区域接触纯金属区或近似纯金属区。在一个实施方式中，聚合物和可生物腐蚀的金属颗粒的混合物被用来涂覆该装置。Wilcox(美国公开号2009/0240323)也指出了，聚合物可以被施加至具有镁芯的植入体以给芯结构提供特定降解时间。

内置假体一旦在动物体血管中膨展就经受与血管运动形状和动态血管的力。心动周期内的心肌收缩例如将产生植入体原位弯曲运动、扭曲、伸缩。另外，呈血管径向脉动形式的脉动运动将会造成植入体直径的反复增减。生理力的组合导致局部应变区，其可能在整个植入体主体范围内发生。为了防止裂口和随后的生理流体侵入，施加至植入体的任何腐蚀阻挡层将会需要该阻挡层是充分弹性或足够薄的，以克服由反复应变造成的运动疲劳。无机阻挡层如氧化物可以是固有脆性的且在遇到弯曲、扭曲或侧向位移时倾向于开裂并形成伸入底下基材的裂口。当被胀展且安放到生理溶液中时，电解质侵蚀到这些裂口中将开始侵袭和腐蚀底下的基材材料。因此，布置一个附加阻挡层是有利的，其在第一有机或无机阻挡层上是极具弹性的，它将用于密封并保护可能露出底下结构的任何裂口。这样的阻挡层组合必须足够厚以延缓植入体腐蚀，但不能在围绕植入装置的血管组织中促成过度发炎和肉芽肿。

单次添加无机阻挡层至金属表面通常可能不足以单独防止过早腐蚀，因为在临床使用中在固有脆性的阻挡材料中出现了裂纹。添加单个较厚弹性阻挡层至金属表面可能不足以单独阻止过早腐蚀，因为在许多情况下该弹性阻挡层可以吸收生理流体且被水合，造成随后的流体电解质侵蚀植入体的金属表面。单个弹性厚阻挡层如可生物降解的聚合物可能因其它原因是不希望有的。厚阻挡层将在其被施加至递送球囊或系统时使得整个植入体直径的尺寸增大。较粗的安装植入体可能更难以被临床专家递送至患病血管。还有，较大的发炎反应可能源于使用较厚的可生物降解的聚合物层因为巨噬细胞和细胞成分渗透并新陈代谢掉降解材料。对于可生物降解的金属假体的最佳耐蚀保护于是至少利用薄的弹性有机层或本文所述的多个保护层来得到。

建议一种用于脉管安放的可膨胀的假体，其包括或由管状的可生物降解的金属结构、覆盖该结构的表面的可生物降解的有机层和覆盖该有机表面层的可选的可生物降解的聚合物涂层构成。

本发明包括可膨胀的假体，如呈管状可生物降解的金属结构形式的支架，其具有基体金属结构。管状可生物降解的金属结构可以由合适的可生物降解的金属如镁、铁、锌、铝或类似物以及按重量百分比主要含有以上元素之一且混有其它微量金属的这些金属的合金形成。

在一个例子中，本发明包括可膨胀的假体如具有基体金属结构的支架，其由镁合金构成，该镁合金按重量百分比主要含有镁元素并混有其它微量金属。一种代表性材料是来自英国Magnesium Elektron的合金ZRE1。该材料是含有锌、锆和稀土金属的镁合金。该内置假体由所述合金的激光切割管形成并且随后被电抛光至期望形状。

在第一实施例中，该装置随后被放入Thermo-Scientific公司的已被加热到426摄氏度的FD1545M型炉子约8分钟且随后被移除。现在，已经在该装置表面上形成氧化物保护层，其具有鳞片外观，当在250放大倍率的扫描电子显微镜中观察时能看到围绕每个鳞片的边界。替代的表面处理也已被施加而产生薄保护层，其是通过将该装置放入具有施以惰性气体如氩气或氮气的等离子体的腔室内且将至少一种有机硅化合物如液态有机硅化合物即六甲基二硅氧烷(HMDSO)喷入该腔室而获得的二甲基硅氧烷单元和组合的均匀薄涂层。类似化合物如二烯基六甲基二硅氧烷(DVTMDSO)将会产生更柔软的二甲基硅氧烷单元和组合的薄层。含有SiOx成分的玻璃状涂层也可以在等离子体腔室内被施加。另一种相似的沉积方法可以被用来形成很薄的由碳元素构成的类金刚石涂层(DLC)。

可生物降解的聚合物涂层于是形成在该装置的整个表面上。聚合物可以是本领域技术人员所知道的几种中的一种。代表性例子是来自荷兰Purac的聚己内酯PC-12。聚(L-丙交酯)、聚(d,l丙交酯)、三亚甲基碳酸酯、聚乙交酯及其混合物和共聚物可适用于形成具有良好密封性能的可生物降解的涂层的目的。聚合物的其它例子如本文以下所述。附加的聚合物层将最好具有大于15％的断裂伸长率和至少20MPa的抗拉强度。聚合物材料的选择和聚合物涂层厚度应被设计成针对植入体有效使用寿命提供期望的降解时间。该聚合物已经溶于合适的溶剂如丙酮、氯仿、二氯甲烷或其它合适的化学物质中。理想的溶剂将在随后干燥步骤中采用所施加的真空和热被几乎完全除去。根据该装置的临床应用，治疗药物可以位于此涂层中。涂层配方可以通过喷涂、蘸涂、流延、气相沉积、注射器手工施加或其它手段来施加。在本例子中，Sono-tek公司的120千赫微雾喷嘴被用来沉积10至35微米厚的聚合物涂层到装置的所有表面。

根据制造商的判断，含药层随后可以被涂覆到内置假体表面上。该药物可以溶在溶剂中，溶剂随后被直接施加至植入体表面，其中该药物将至少部分进入到先前施加的聚合物涂层中。该药物也可以被加入包含聚合物的涂层配方中，在此，药物与聚合物之比为约5％至约90％，取决于所用的具体聚合物还有施加方法。

为了评估本发明的一个方面，制作出三个单独涂覆样品组。第一样品组包含20毫米长的镁支架，该支架被安装到球囊递送导管上。第二样品组包含镁支架，其通过采用喷涂方法被涂覆有聚己内酯聚合物配方。这些样品随后在真空炉内在50摄氏度温度和27英寸汞柱真空度下被干燥48小时的时间。第三组样品与第二组相似地被处理。但是，在施加聚合物之前通过将支架样品放入被预热至426摄氏度且含有环境氧气的炉子内达5分钟时间对裸金属支架施加附加热处理加工。

在聚己内酯聚合物施加之前，未经处理和经过处理的支架的表面测量利用Auger分析来进行，Auger分析采用了具有3千伏施加电压的PHI 600型光谱学系统。未被热处理的那些支架揭示出最小氧化物层，而经过热处理的那些层揭示出具有约400埃的镁氧化物表面深度的氧化物层。

所有三个样品组被投放展开到硅氧烷管中，硅氧烷管的尺寸和物理属性将与冠状动脉相关。所述管通过受热泵送回路被填充猪血清。硅氧烷管按照对应于人体左前降动脉的角度和运动周期被反复弯曲。植入体被定期目测观察，并且其外观被数字化记录。

支架样品在测试设备中保持循环30天，即代表在人体冠状动脉中的1个月生命的时间。在此时间结束时，所述管从设备中被取出且用去离子水被冲洗。仍内留有支架的管被放入测试夹具中且利用Imada25型压缩测试仪被压破，其测压元件具有额定25牛顿压缩力。使未经处理的那些支架破裂且在测试第一周后未保留任何残余径向力。只用聚己内酯聚合物处理过的支架组保留将展开支架压缩至其展开直径的约80％所需的约2.3牛顿径向力。在涂覆聚己内酯聚合物前用初始热处理处理过的支架组保留将展开支架压缩至其展开直径的约80％所需要的约2.9牛顿径向力。热处理步骤的添加被表明是造成在此离体测试中的支架径向力相比于那些未经热处理的支架增大约26％的原因。

在本发明的另一例子中，镁支架首先在室温被浸泡在1摩尔浓度碳酸氢钠溶液中达三分钟时间。此时，支架表面从主要镁金属合金成分被化学氧化至氢氧化镁。这些支架随后在去离子水中被清洗1分钟以去除残余电解质，随后被干燥。它们随后被安放在被预热到426摄氏度的绝热炉中达5分钟，随后被取出以冷却至室温。在热处理过程中，支架表面氢氧化镁材料被转化为镁氧化物和水蒸汽。借助Auger分析利用具有3千瓦施加电压的PHI 600型光谱学系统对处理后支架的表面测量结果揭示出160埃镁氧化物最小表面厚度。

为了测试镁氧化物表面涂层在腐蚀性环境中保护支架的能力，涂覆样品被放入填充有磷酸盐缓冲盐水的玻璃指管内，与未经处理的支架样品一样。指管被保持在室温下。每个容器内的样品被目测监视是否有腐蚀迹象。一天后，气泡已经在未经处理的支架的表面上形成，所述支架目测黯淡无光。在两星期之后，未经处理的支架已经支架上的许多位点蚀透金属。但两个星期后，经过处理的支架没有显示出任何可见的黯污、发出气泡或材料腐蚀，表明所述处理产生了表面耐蚀保护作用。

在本发明支架的第三例子中，20毫米长的镁合金制管涂覆有被涂覆表面处理层或硅氧烷薄层，其利用等离子增强化学气相沉积法来施加。包括聚二甲基硅氧烷(PDMS)和其它有机硅烷化合物在内的硅氧烷材料被优选作为保护层，因为它们可以在等离子体工艺过程中被均匀施加并且在施加时相比于无机氧化物如二氧化硅或相比于类金刚石碳涂层具有较高的延展性。硅氧烷的延展性或柔性可以通过改变工艺参数被改变或调整，所述工艺参数包括施加等离子体功率、硅氧烷前体性质、气体与流体之比、时间、腔室压力和喷入速度。硅氧烷材料也是疏水性的，因此对植入装置的基体金属提供了对周围流体电解质的有效阻隔作用。硅氧烷薄层可以随时间生物降解，尤其在碱环境或碱含水环境中。Mettler MT5精密天平被用来确定每个约60毫克支架的平均涂层重量，在涂层沉积之前和之后都测量重量。

经过处理的支架的表面的随后测量结果利用借助具有3千伏施加电压的PHI 600型光谱学系统的Auger分析揭示出所施加的涂层的表面厚度约为300纳米。

一组硅氧烷涂覆支架和一组无硅氧烷涂覆支架在被设定至27英寸汞柱真空和50摄氏度的真空室内干燥达48小时之后被进一步涂覆一层重量是4毫克的附加聚己内酯可生物降解的聚合物且随后被称重以确定涂覆材料重量。还将一个160毫克聚乳酸聚合物和160毫克雷帕霉素药物的附加药物层施加至这两组。这两种支架聚合物涂层都利用Sono-tek公司的超声喷嘴来施加，该喷嘴垂直于支架引导喷射锥，支架安装在尺寸约等于支架内径的芯杆上。在涂覆过程结束后，这些支架在被设定至27英寸汞柱真空度的真空室内在室温下被干燥48小时，随后被称重以确定药物涂覆材料的重量。

来自三个单独组的支架利用Blockwise Engineering RMD型压接装置被安装至22毫米血管成形术球囊。这些组具有下述结构。第一组由只涂有硅氧烷表面处理层的镁支架形成。第二组由只涂有聚己内酯聚合物和混合的雷帕霉素与PLA药物层的镁支架形成。第三组由涂有硅氧烷还有附加的聚己内酯涂层和附加的混合雷帕霉素和PLA药物层的镁支架形成。所有安装支架利用填充有去离子水的B.Braun充气装置以直径按照3-5％每100毫米汞柱施加压力被单独膨胀至18ATM而进入硅氧烷管。在展开之后，这些支架通过透明管并采用光学显微镜在20倍放大率下被评估涂层开裂情况，这种开裂可能源于受力区的延展运动，尤其在支架支撑部的内冠部的区域内。所述管通过受热的泵送回路被填充猪血清。硅氧烷管按照对应于人体左前降动脉的角度和运动周期被反复弯曲。该植入体被定期目测观察并且其外观被数字化记录下来。

保持支架样品在测试设备中循环30天，即代表在人体冠状动脉中1个月生命的时间。在此时间结束时，所述管从设备中被取走且用去离子水冲洗。仍内留有支架的管被放入试验夹具中且用Imada 25型压缩测试仪被压破，其测压元件具有25牛顿额定压力。经过薄表面处理层处理的支架组保留将展开支架压缩至其展开直径的约80％所需要的约2.0牛顿径向力。用可生物降解的聚合物层处理过的支架组保留将展开支架压缩至其展开直径的约80％所需要的约3.0牛顿的径向力。用薄表面处理层和可生物降解的聚合物处理过的支架组保留将展开支架压缩至其展开直径的约80％所需要的约4.5牛顿的径向力。因而确定了薄表面处理层与较厚的可生物降解的聚合物层的组合是造成保持基体金属对猪血浆的超过30天时间的最佳耐蚀保护的原因。

对于本发明，薄层等离子体施加过程可以被适当改进以获得期望的机械性能和表面性能。薄层涂层可以针对附着、防潮性、表面硬度或柔韧性被优化。其蒸气被用来创立所述层的液态单体材料可以选自简单的有机溶剂、氟化有机化合物或有机硅化合物。也可采用气态单体材料例如甲烷或乙烯。在优选实施例中，液态单体选自有机溶剂和有机硅化合物，并且最优选地选自有机硅化合物。合适的有机溶剂/化合物可以选择以下化合物，例如苯、甲苯-2,4-二异氰酸酯、2-吡络烷酮、四甲基锡、醋酸乙烯酯、苯乙烯、乙炔和p-甲苯胺。合适的有机硅化合物包括六甲基二硅氧烷、二乙烯基四甲基二硅氧烷、甲基三甲氧基硅烷、四甲基硅氧烷、六甲基二硅氧烷、四甲基硅烷、四甲氧基硅烷。包含六氟苯、四氟乙烯、六氟丙烯、三氟氯乙烯、八氟环丁烷、全氟丁烯-2和氟乙烯的氟化材料可以被单独施加或与有机溶剂或有机硅化合物一起施加，以增强延展性或隔绝性。除了液态单体外，气体单体例如甲烷和乙烯已经被成功施加来防止基材材料过早腐蚀。上述的单体可以被单独使用或组合使用以获得期望性能。“施加”的层的数量应该被优化以提供足够的厚度和最小残余应力。

根据本发明的一个方面，该可生物降解的有机层包括或者由有机化合物构成，其通过将单体蒸气喷入被施有等离子体的腔室来施加。单体蒸气由前一段落所述的单体化合物产生。

在一个优选实施例中，该可生物降解的有机层包括由硅氧烷层构成，该层最好通过将单体蒸气喷入被施有等离子体的腔室中来施加，其中，该单体蒸气最好由以下化合物中的至少一种来形成，即，六甲基二硅氧烷、二乙烯基四甲基二硅氧烷、甲基三甲氧基硅烷、四甲基硅氧烷、六甲基二硅氧烷、四甲基硅烷和四甲氧基硅烷。在本发明的另一个优选实施例中，该可生物降解的有机层是均匀的聚甲基硅氧烷层，其通过将HMDSO(六甲基二硅氧烷)或者DVTMDSO(二乙烯基四甲基二硅氧烷)蒸气喷入被施有等离子体的腔室来施加。在本发明的另一个优选实施例中，该可生物降解的有机层是均匀的聚甲基硅氧烷层，其通过将HMDSO(六甲基二硅氧烷)蒸气喷入被施有等离子体的腔室来施加。在又一个优选实施例中，该可生物降解的有机层是均匀的聚甲基硅氧烷层，其通过将DVTMDSO(二乙烯四甲基二硅氧烷)蒸气喷入被施有等离子体的腔室来施加。

为了施加可生物降解的有机层，等离子增强CVD相比于其它所用方法例如高温CVD或化学浴浸泡是尤其有利的，这是因为它可以在很温和条件下发生例如低温和“干燥”过程中，这不利于内置假体表面的腐蚀。结果，内置假体的底下的基体材料不变。还有，许多使用前体将无法撑过严酷条件例如很高温度并且将在正确使用之前在等离子体中分解，由此将形成无序的含碳层，上述层不能提供本文所述的优点。另外，利用本文所述的有机化合物前体或有机硅化合物前体，PECVD产生均匀的厚度并且可以被施用到具有复杂形状的全部表面例如支架。PECVD还产生很致密连续的层，其完全包封底下的内置假体如支架。另外，有机化合物或有机硅化合物的前体与等离子体的连用产生了下述涂层，其弹性相比于由无机前体和/或其它更严酷方法产生的弹性高。这样的高弹性可以在一层可生物降解的聚合物被施加在可生物降解的有机保护层上时被提高。

包括覆盖该结构的表面的可生物降解的有机层和覆盖该有机表面层的可生物降解的聚合物涂层的内置假体尤其能够不仅保持对基体金属的最佳保护，也因为增强的保护层弹性而能够承受存在于脉动脉管环境内的力。

利用施加至该装置更少量的可生物降解的聚合物额外尝试获得对镁支架充分的耐蚀保护。20毫米长的由镁合金管制造的支架被涂覆表面处理层或有机硅氧烷薄层，该有机硅氧烷薄层从利用等离子体增强气相沉积法施加的1,3二乙烯基四甲氧基硅烷(DVTMDSO)蒸气和氩气载体气体的等离子沉积中得到。相比于从HMDSO单体得到的薄层，从DVTMDSO单体得到的薄层已知更具韧性且更快速沉积在基材上。在此评估中，这些支架先利用氩气等离子体在0.3毫巴压力下在40千赫等离子体腔室内以约200瓦施加功率被清洁10分钟。清洁之后，处于23摄氏度温度的液态DVTMDSO单体在0.6毫巴压力和200立方厘米/分钟流速下被气化并被喷入具有100瓦施加功率输出的等离子体腔室。所述层被施加至支架达90分钟，随后结束该加工过程。Mettler MT5精密天平被用来确定用于每个约600毫克支架的平均涂层重量，测量涂层沉积之前和之后的重量。

具有涂覆DVTMDSO衍生薄层的支架的一组支架被分开，这组的一半在设定至27英寸汞柱真空和50摄氏度的真空室内干燥长达48小时之后被进一步涂覆重量仅为2毫克的聚己内酯可生物降解的聚合物的附加层且随后被称重以确定涂覆材料重量。又一个160毫克聚乳酸聚合物和160毫克雷帕霉素药物的附加药物层被施加至这两组。这两种支架聚合物涂层利用Sono-tek公司的超声喷嘴来施加，所述超声喷嘴垂直于支架引导喷射锥，该支架安装在芯杆上，芯杆的大致尺寸约为支架内径。在涂覆过程完成后，支架在设定至27英寸汞柱真空的真空室内在室温下被干燥48小时，随后被称重以确定聚己内酯和药物涂覆材料的重量。

就像在先前评估中那样，来自这两组的支架利用Blockwise Engineering RMD型压接器被安装至22毫米血管成形术球囊上。所有安装的支架利用填充有去离子水的B.Braun充气装置以直径按照3-5％每100毫米汞柱加压被单独膨展至18ATM而进入硅氧烷管。所述管通过被加热的泵送回路被填充猪血清。硅氧烷管按照对应于人体左前降动脉的角度和运动周期被反复弯曲。植入体被定期目测观察且其外观被数字记录下来。

在14天期限结束时，所述管从设备中被取出并用去离子水冲洗。仍内装有支架的器皿在Olympus SZ30型光学显微镜下被评估。用薄表面处理层和药物/聚合物层处理过的支架组被观察到在该装置的总共20毫米长度上平均出现8个裂口。用薄表面处理层、可生物降解的聚合物层和药物/聚合物层处理过的支架组被观察到在该装置的总共20毫米长度上平均出现2个裂口。虽然DVTMDSO获得的薄层的质量显著增大，但薄表面处理层与较厚的可生物降解的聚合物层的组合是造成保持基体金属避免猪血浆侵蚀作用的最佳保护的原因。

重要关注的是，只通过增大基体金属上的表面处理单层的厚度或通过增大基体金属上的可生物降解的聚合物单层的厚度，可能无法获得最佳保护。在本发明实施例中，薄表面处理层足够柔韧以致裂纹或裂口将不会在装置临床应用中形成在该薄层内，可能不需要随后的可生物降解的聚合物层。这样的充分保护可以在可生物降解的有机层的厚度范围为约20纳米至约5微米时得到。附加施加可生物降解的聚合物例如可以能是防止流体电解质侵入支架基体金属且引起腐蚀过程所需要的。在这样的情况下，内置假体有利地具备有附加的弹性和耐蚀保护。

图1示出在安装在球囊导管上之前的根据本发明的血管内置假体。

图2示出具有主表面保护层和附加聚合物钝化涂层的血管内置假体单丝的横剖视图。

图3示出具有主表面保护层和附加聚合物钝化涂层和另一附加含药涂层的血管内置假体单丝的横剖视图。

图4是用于制造在本发明实施例中指出的多个保护层的制造工序的示意图。

图5是在表面上的等离子增强化学气相沉积(PECVD)涂覆的示意图。

图6示出聚合物钝化材料或药物或药物与聚合物的组合物的均匀涂层的施加手段。

图7示出镁制血管内置假体丝的单个弯曲部分的扫描电子显微镜图像。

图8示出镁制血管内置假体丝的单个弯曲部分的扫描电子显微镜图像，其具有出现在横截面外边界处的施加的表面保护层。

图9示出镁制血管内置假体丝的单个弯曲部分的扫描电子显微镜图像，其具有出现在横截面外边界处的固有的表面保护层。

图10示出镁制血管内置假体丝的单个弯曲部分的扫描电子显微镜图像，其具有根据本发明的施加的表面保护层和聚合物钝化层和药物洗脱聚合物层。

图11示出由镁合金构成的血管内置假体的表面元素分析。

图12示出镁合金制血管内置假体的表面元素分析，其已经在可控环境中被热处理以形成固有的表面氧化物层。

图13示出镁合金制血管内置假体的表面元素分析，其已通过等离子增强化学气相沉积法被处理以形成综合含有硅和氧的施加的表面保护层。

图14示出镁合金制血管内置假体的表面元素分析，其已通过等离子增强化学气相沉积法被处理以形成综合含有碳、硅和氧的施加的表面保护层。

图15示出投放有内置假体的猪心脏左前降动脉的血管造影术图像，该内置假体已经根据本发明所述的方法被处理，这是在内置假体已经投放展开在心脏中28天后所产生的。

图16示出内置假体的X光图像，该内置假体是由镁连同其它材料构成的且按照未对基体材料提供充分保护的方式被处理，这是在内置假体已被投放展开至动物心脏冠状动脉中28天后所提供的。

图17示出内置假体的X光图像，该内置假体由镁构成且按照与本发明所明确规定的方法和工艺过程被处理以对基体材料提供充分保护，这是在内置假体已被投放展开到动物心脏冠状动脉中28天后所提供的。

图18示出镁制血管内置假体丝的单个弯曲部分的扫描电子显微镜图像，其具有施加的硅氧烷材料的表面保护层，该假体已被膨展至3.0mm直径并且揭示出保护层中的裂纹。

图19是被预先施加至镁制内置假体的表面的保护层中的单个裂纹的放大图像。该装置已被膨展至3.0mm直径。

图20示出镁制膨展的内置假体的扫描电子显微镜图像，其已涂覆有利用单体DVTMDSO被等离子体沉积涂覆的硅氧烷材料。

图21示出镁制内置假体和含有不同涂层配置形式的内置假体的径向强度对比，这是在生理相关环境中承受弯曲和脉动重复循环达28天时间之后得到的。

参见图1，示出了内置假体(1)，它大致呈管状并由内径面和具有附加面的外径面构成，它是通过从由基体材料制造的管上除去材料来形成的。该装置由波形环或蛇形环(2)构成，在通过基体材料结合处相连的它们之间有开放空隙(3)，从而蛇形环可以彼此无关地被大致操纵。内置假体一般通过选择性减材手段由管状基体材料制造，也可以通过焊接蛇形金属丝环、由金属丝件组装来制造该装置，或通过由图案化的扁平坯块来形成。内置假体由生物吸收性材料制造，其可能在接受荧光成像时不足以目测对比，因此需要添加一种或多种不透射线的标记特征(4)。

在制造完成后，该装置将从其制造直径被压缩至安装在经皮血管腔内成形术球囊上所需要的较小直径。在将来临床应用中，导管球囊将完全膨展开且支架直径将超过其制造直径而达到更大的展开直径。熟悉内置假体设计的人员将认识到，该装置的特定结构的塑性变形将是促成直径从其最初状态转变至其最终状态所需要的。这种装置的有限元分析启示了，通过已知的工程方法该塑性变形可能在作为应变百分比所计算的5％至20％的范围内。对保护表面处理或涂层的安放的重要考虑是所施加的且与外表面直接接触的任何材料也将会在该表面遇到塑性变形或者将会断裂且露出底下的金属基体材料。

参见图2和图3，示出具有多个保护层的内置假体的横剖视图。基体材料(5)由生物吸收性金属构成。基体材料(5)的例子包括但不限于镁和镁合金、铁和铁合金、铝和铝合金、锌和锌合金。一种这样的材料(5)是Elektron ZRE1镁合金，它从英国曼彻斯特的Magnesium Elektron UK获得。此材料由含有2.0％-3.0％锌、0.4％-1.0％锆和2.5％-4.0％稀土元素的镁构成。该金属的160MPa的抗拉强度和110MPa的屈服强度提供了足以形成内置假体以支持血管内置装置的径向支承要求的强度。这样的材料可以通过冶金手段被进一步改良以提供优化的耐蚀性能或拉伸性能。加工硬化和回火热处理是用于以优选方式控制或使金属晶粒取向的示例性手段，以便延长给定生物吸收性金属或金属合金的抗疲劳使用寿命或增大抗拉强度。本发明中的装置形状如此形成，即它将会在展开直径范围内承受生理径向载荷。在血管输送系统内的该装置的柔韧性、生物吸收速度、潜在给药特性和实体尺寸也是在装置设计改进中的其它设计考虑内容。

在图2和图3中设有两个保护层(6,7)用于防止内置假体提前腐蚀。镁和铝的耐蚀保护是一门成熟的科学技术。按照标准ASTM D1732的第一级的重铬酸盐处理和按照标准ASTM D1732第二级的电镀阳极化处理是按照商品名Dow#7和Dow#9的用于镁的标准工业处理方式。用于镁的HAE工艺为涂覆装置提供了良好的耐磨性能和出色的耐蚀性能，如通过在工业标准测试中长达许多消失暴露在喷盐作用下所测定的那样。工艺是阳极化处理工艺I，具有表面渗透和致密的镁氧化物涂层形成，该涂层覆盖基体金属表面以防止环境腐蚀和潜在的电蚀。这些传统钝化处理可能对施用至静止的或不可变形的部件上是有利的，其通常不被用于植入式的医学应用。植入式的内置假体装置的几项要求排除了传统的且良好确立的镁钝化方法的使用。首先，被认为有毒的、引起发炎的、造成血栓的或者妨碍组织愈合的任何工艺材料都不适于植入体使用。这些材料将包含铬酸盐、镍和高锰酸盐化合物。其次，内置假体在制造、投放展开和植入期间经受塑性变形和动态运动。通过硬度要求或过大厚度要求抑制该装置的有效运动或变形的任何涂层或保护层将是代价过高的。最后，在被设计成是可生物降解的或可生物吸收的装置中，涂层连同用以构成所述装置的基体材料最终必须被动物宿主新陈代谢掉。

保护层(6)被认定是致密的薄钝化层，其通过防止来自周围动物组织的流体的侵蚀提供基体材料(5)的主要耐蚀保护。该保护层被认定主要是钝化手段用以防止植入装置过早腐蚀。就此而言，该主层是非多孔性的且是邻近的，覆盖了植入体的整个表面以提供彻底的耐蚀保护。它未被用来递送药物或加强附着性能或促进由另一涂层或基体装置本身释放药物。该层(6)的厚度可以通过一种或多种在电子行业中常见的用来测量薄层的方法来测量。被切断的装置的扫描电子显微镜成像可以揭示外涂层和所述层的尺寸。分光镜装置如Auger元素表面分析可以被用来确定层厚。干涉测量手段或者光谱反射手段也可以被用来确定某些透明涂层的涂覆厚度。例如Filmetrics公司(圣地亚哥，加利佛尼亚州)的F40型层厚测量工具可以被用来测量在血管植入体表面上的小到1微米直径面积上的涂覆厚度。层(6)的有效厚度范围为约20纳米至约5微米，从约20纳米至约1微米的厚度范围被发现是尤其有效的。

层(6)可以被沉积，或者可能牵涉到基体材料渗透或转换为更稳定但可生物腐蚀的层。需要所述层(6)在降解之前提供对基体金属的暂时的长达预定时间的充分保护。熟悉血管植入体的人们将会认识到，致密层(6)应该只厚到足以提供有效临时阻隔即可，而不要太多。增大层(6)的厚度将会增大界面应力，其发生在基材承受弯曲运动时，弯曲运动将增大所述层脱层或开裂且随后露出基体材料(5)的潜在可能。太厚的层(6)也可能使内置假体(1)具有不希望有的刚性，于是可能削弱在临床应用中递送并展开该装置的能力。

合适的保护层(6)可形成在内置假体的基体金属(5)表面上，做法是在氧环境中使其受热。当镁是基体金属时，在400摄氏度至440摄氏度范围内的热处理将足以在该装置受热达到3分钟至10分钟时间时形成表面氧化物。伴随着只想处理金属表面的意图，要小心不使该装置承受过高温度或过长加热时间作用，其将会改变晶粒结构或冶金而影响到装置的拉伸性能或疲劳性能。

较厚的表面氧化物可以在内置假体上通过首先用碳酸氢钠腐蚀表面且接着进行热处理来形成。首先制备出在去离子水中的0.5摩尔碳酸氢钠NaHCO₃溶液。接着，未被处理的金属装置在室温下被浸泡在此溶液中达3分钟至5分钟。在用去离子水水清洗和完全空气干燥后，该装置接受在400℃至440℃范围内的热处理，所述温度范围将足以在该装置受热长达3分钟至10分钟的时间时形成具有更大厚度的表面氧化物。

或者，合适的保护层可以通过有机材料和/或硅氧烷材料的等离子辅助沉积在内置假体的金属(5)基面上形成。利用至少一种喷射的合适的单体化合物来实现等离子辅助沉积。至少一种合适的单体化合物可以选自以下组，该组包含或由以下物质构成：苯，甲苯-2,4-二异氰酸酯，2-吡络烷酮，四甲基锡，醋酸乙烯酯，苯乙烯，乙炔，p-甲苯胺，六甲基二硅氧烷，二乙烯基四甲基二硅氧烷，甲基三甲氧基硅烷、四甲基硅氧烷，六甲基二硅氧烷，四甲基硅烷，四甲氧基硅烷，六氟苯，四氯乙烯，六氟丙烯，三氟氯乙烯，八氟环丁烷，全氟丁烯-2，氟乙烯，甲烷和乙烯。在优选例子中，合适的保护层可以通过等离子辅助沉积在内置假体的基体金属(5)表面上形成，利用本文所建议的喷射的有机硅化合物如六甲基二硅氧烷(HMDSO)液体。在此过程中，在具有少量有机硅化合物混合物如HMDSO的氩气中的大气压等离子体放电被用来沉积由结链和未结链的二甲基硅氧烷分子构成的薄层以形成硅氧烷阻隔层。所形成的层是具有良好附着于基体金属基材上的附着能力和柔韧性的有效防潮层。此加工过程进一步受益于低温环境。不同于单独装置的喷涂，许多装置可以同时按照很均匀的沉积厚度被涂覆。用于硅氧烷层沉积的设备可以从加利福尼亚州贝尔蒙特的Plasma Technology Systems或者德国维斯马尔的Materion有限公司获得。相似地，等离子体加工过程可以被用来沉积类似于二氧化硅的玻璃状层。但二氧化硅层或SiO_x层的延展性可以更硬并且可产生更大裂纹，所述裂纹在该装置被压缩到递送球囊且膨展至临床适当直径时可被看到。当合适的前体材料被加入等离子体沉积室内时，薄保护层(6)也可以通过包括聚丙烯或聚乙烯的烃类材料的等离子沉积来形成。

适用于通过有机材料和/或硅氧烷材料的等离子体辅助沉积在内置假体的基体金属(5)表面上形成保护层的温和的工艺参数如下所列。关于RF频率，适用10KHz至2.5GHz范围。在等离子体腔室内，可以施加的压力的范围为从0.01托至2托。沉积只需相对低的功率，其范围为10瓦至700瓦。另外，可施加在从约23摄氏度(约为室温)至约60摄氏度范围内的低温以沉积有机保护层。那些温度适于防止基体材料和展开的有机材料受损。通常，载体气体选自从0.17sccm至42sccm的气体流速的氩气、氮气、氧气和二氧化碳。

当该装置在被使用时压缩和膨展时，该装置的某些结构可能经受约15％的初始结构尺寸的塑性变形。覆盖该装置的致密的薄保护层(6)必然随后变形了一个等同值，该等同值可能导致裂开和随后露出基体材料(5)。在临床应用中，展开的装置可以经受弯曲运动、脉动动作、拉伸和扭曲，取决于投放展开的解剖学位置。这些生理活动可以进一步加重可能有的任何裂纹或裂口。如果薄保护层(6)未显示出足够的弹性，则可能更严重地发生开裂和随后露出基体材料(5)。

因此，根据本发明来安放可生物降解的聚合物层(7)是有利的，其将会进一步保护该装置并在裂纹情况下形成在薄保护层(6)上的柔性密封，所述裂纹可能发生在投放使用和临床应用中。可被用来形成聚合物层(7)以涂覆生物吸收性内置假体的聚合物的代表性例子包括但不限于聚己内酯、聚乙烯酯、聚(D,L乳酸)、聚(L丙交酯)、聚(丙交酯-乙交酯)、聚原酸酯、聚酐、聚(三亚甲基碳酸酯)、聚氨酯、硅氧烷、油和脂肪酸。聚合物层(7)应该是生物相容性的且不应在被植入动物体时引起发炎。该聚合物应可溶于标准溶剂，标准溶剂随后可通过在加热环境中的真空干燥从该装置中被蒸发掉。该聚合物所具有的玻璃转变点T_g应该高于用以制造最终装置的任何工艺，包括消毒过程。聚合物层(7)应具有合适的柔韧性以保持其连贯且在该装置投放展开时或在装置临床使用中不产生裂纹。它也应该具有足够的机械强度以保持其形状且在制造、投放展开过程或装置临床寿命中不变形。最后，该聚合物必须在该装置的预定临床使用寿命内是可生物降解的。

示例性的聚合物层(7)由PC-12聚己内酯形成，其拉伸弹性模量的范围是0.2-0.3GPa，抗拉强度是25-30MPa，断裂伸长率值大于300％，以及12至24个月的降解时间。在本发明的一个替代实施例中，可以采用聚合物的混合物。给弹性聚合物如聚己内酯掺混更刚性的聚合物如聚L丙内酯可能产生更好的性能组合，其包含机械强度、柔韧性、断裂伸长率或与特定装置应用相关的降解时间。另外，可以混合或者共聚所述可生物降解的聚合物以优化所需的有益性能。

治疗药物可以被添加至聚合物层(7)，或者附加的药物或药物与聚合物组合物层(8)可以被施加至聚合物层(7)。已知的是，治疗药物可以有利地减小其中已被放入血管内置假体的病变血管再狭窄的发生率，血管内置假体已被放入其中。合适的药物包括但不限于具有抗增殖性、免疫抑制性、抗肿瘤性、抗凝血性或者其它临床有益性能的药物。示例性的抗血小板剂、纤溶剂或血栓溶剂是肝素、阿司匹林、水蛭素、噻氯匹定、尿激酶及其混合物。雷帕霉素族的大环三烯分子被常用在药物洗脱支架应用中。这类药物本身或与可生物降解的聚合物涂层相结合地包含选自以下组的那些药物，该组包括化合物雷帕霉素、比奥莫司A9、依维莫司、佐它莫司、CRC-015、奴佛莫司(Novolimus)、他克莫司和麦欧莫司(Myolimus)及其组合物。用于药物洗脱内置假体的抗癌药物包括紫杉酚、紫杉醇、阿霉素、反义化合物及其组合物。

药物可被加入作为药物基体的聚合物层(7)。在植入后，药物扩散出聚合物基体且最好随着至少长达4周的时间、在某些情况下甚至长达3个月或更长时间推移扩散到周围组织中，理想地匹配于术后再狭窄、平滑肌肉细胞增生、血栓症或其组合的时间进程。除了扩散外，该药物也可以随着聚合物降解或溶解被释放，使得药物更容易被周围组织得到。基体材料所用的药物与聚合物之比的范围可以从最好0重量％至70重量％，取决于药物效力和作用方式和所用聚合物材料的物理特性。如果聚合物层(7)含药物，则任何添加剂可能影响到聚合物的性能，并且相增大药物与聚合物之比可能使材料的降解时间或结构完整性以及其充分覆盖和密封薄保护层(6)和基体材料(5)的能力下降。本发明的一些实施例将具有附加的药物或药物与聚合物组合物(8)。在此配置形态下，所述药物或者药物与聚合物组合物(8)完全独立于聚合物层(7)，并且药物释放动力学将不会影响下面的聚合物层(7)的性能。可被用来形成药物和聚合物层(8)的代表性聚合物例子包括但不限于聚己内酯、聚乙烯酯、聚(D,L乳酸)、聚(L-丙交酯)、聚(丙交酯-乙交酯)、聚原酸酯、聚酐、聚(三亚甲基碳酸酯)、聚氨酯、硅烷、油和脂肪酸。聚合物层(7)的厚度最好从1微米至30微米。所述药物或者药物与聚合物组合物(8)的厚度最好从1微米至10微米。应该不需要添加附加的扩散控制层至聚合物层(7)或者聚合物层(8)。

需要一连串制造步骤来创建本发明。图4的示意图示出创建本发明的一个实施例所需要的步骤顺序。重量测量步骤被夹在每个处理过程之间以帮助评估每个步骤所产生的质量。

图5示出在下述实施例中被用来沉积薄保护层(6)的典型设备的示意图，在此，该层由本文所建议的单体单元形成，例如六甲基二硅氧烷(HMDSO)液态单体溶液，其被喷入等离子体腔室中。惰性气体(9)如氮气或氩气被用作载体气体且被用来由举例所选的液态HMDSO(11)的储液产生气体蒸气，而在此建议的其他单体化合物将以同样的方式运行。物质流控制器(10)被用于调整气体流动。组合的蒸气和载体气体被引入等离子体封闭装置(12)。在该封闭装置(12)内，一个或多个内置假体(18)安放在两个电极(19)之间。一个电极被接至交流电源(16)，另一电极通过电阻(17)被接地。压力计(13)测量内室压力，其可以通过物质流动控制器(10)和阀(14)那侧的真空泵(15)调节气体被调整。在电极两侧通电以在近大气压下产生等离子体，随后沉积例如二甲基硅氧烷分子和分子的自由基和这些分子的组合。除其他因素外，沉积层的厚度取决于所加功率、载体气体内的单体浓度、气体流速。例如具有200纳米至400纳米厚度的硅氧烷层将具有25MPa的典型抗拉强度和130-150应变％的最终断裂值。硅氧烷层是熟悉医用装置涂层的人员所知道的，是延展性有限的有效的防潮层。

仅薄保护层(6)就可对内置假体的基体材料(5)提供有效的耐蚀保护。在优选实施例中可以施加附加的聚合物层(7)，它部分或完全覆盖该保护层(6)。施加聚合物层(7)的设备如图6所示。涂层配方可以通过喷涂、浸涂、流延、气相沉积、用注射器人工施加或其它手段来施加。在优选实施例中，来自Sono-tek公司(米尔顿,纽约)的120kHz微雾喷嘴(22)被用来沉积聚合物涂层厚度在10微米至35微米之间的涂层到所有装置表面。聚合物和溶剂(21)的溶液通过压力机构被供至合适的喷涂喷嘴(22)。溶剂溶液中的聚合物浓度的范围可以从10mg/ml至100mg/ml，它可以被调整以获得最佳液滴尺寸。压缩空气或惰性气体可被用来引导喷射液滴或在喷射流中分隔液滴。被选用于该配方的溶剂应最好完全溶解该聚合物以产生清澈溶液，而看不到未溶物。具有高蒸气压的溶剂允许在被放在加热真空室中从喷射聚合物中轻易除去，如放在来自VWR International(Sheldon Manufacturing,Cornelius,俄勒冈州)的1410M型成套设备中设置温度为25摄氏度至55摄氏度之间的温度和施加在15英寸汞柱至29英寸汞柱之间的真空度条件下达在1小时至72小时之间的时间。

应优选这样的溶剂，其没有在血管组织中显示出有毒反应或发炎反应。可考虑用在本发明实施例中的溶剂例子包括但不限于丙酮、氯仿、乳酸乙酯、二氯甲烷、二氯甲烷及其组合物。溶剂(23)中的聚合物液滴均匀分散在已就位且随后被转动或平移至正确姿态来接纳液滴的假体装置的所有表面上以产生均匀表面涂层。治疗药物可被添加至聚合物和溶剂(21)的溶液中。

图7-10是本发明优选实施例在各不同组装阶段中的扫描电子显微镜图像。图7是由镁合金制造的内置假体结构的图像。图8是由镁合金制造的内置假体结构的图像，其已涂覆有二甲基硅氧烷分子的薄保护层，该层的厚度为约250纳米。图9是由镁合金制造的内置假体结构的图像，其也具有薄保护层。该层通过在室温下将该装置浸泡在碳酸氢钠溶液中达五分钟时间且随后在去离子水中清洗并干燥至干透来形成。随后，该装置在炉子中在426摄氏度被加热五分钟以在装置表面上形成稳定的氧化物层。图10示出由镁合金制造的内置假体结构的图像，其含有多个保护层，所述保护层在此例子中包括薄保护层(6)、聚合物层(7)和含药聚合物层(8)。

图11-14示出镁合金支架表面和按照根据本发明的优选实施例依次处理的支架的表面元素分析扫描。所述面扫描利用来自Physical Electronics公司(Chanhassen,明尼苏达州)的PHI 600型分光镜进行，其被加以3千伏电压。图11示出由镁合金制造的未经处理的内置假体的面扫描。在装置表面上的主要元素是镁。图12示出由镁合金制造的内置假体的面扫描，其已被放入处于426摄氏度的受热腔室内达5分钟。从面扫描中看到约200埃厚的氧化物层，这是由氧元素存在所指出，其在未经处理的镁合金支架的面扫描中是看不到的。图13示出由镁合金制造的内置假体的表面的扫描，其已被放入等离子体腔室内并在存在硅和氧分子情况下接受活性气体等离子体达15分钟。从面扫描中看到约1至2微米厚的类玻璃的SiO_x层，因为由存在硅和氧而指出，其在未处理的镁支架的面扫描中是看不到的。图14示出由镁合金制造的内置假体的表面，其已被放入等离子体腔室内且在存在硅、碳和氧原子情况下接受活性气体等离子体达15分钟时间。从面扫描中看到一层约500纳米至800纳米厚的硅氧烷分子，这是由存在碳、硅、氧所指出的，其在由未经处理的镁支架的面扫描中是看不到的。

图15示出活体猪心脏左前降冠状动脉的血管造影照片，在该猪心脏中投放了内置假体，其已经根据本发明所述的方法被处理。植入装置通过首先利用本文所述的材料和方法用聚己内酯聚合物的保护层涂覆由镁合金制造的支架来制造。它随后被涂覆由雷帕霉素衍生药物CRC-015与聚合物d,lPLA结合构成的药物和聚合物涂层。在受热的真空室内除去所有溶剂之后，该装置安装在递送球囊上且被包封在保护膜包装中且随后用环氧乙烷气体被消毒。

该装置被投放展开至动物心脏中，并且在初次手术后28天形成血管造影照片。在此稍后时刻内置假体提供了足够的血管开放度，如动物心脏左前降动脉的近侧部分的血管横截面的对比图像所示。

无法按照血管愈合所需时间维持充分支承的可生物降解的内置假体可能断裂并显示出压缩和直径减小。血管内腔可直接因支架压缩的缘故而被缩小。图16示出由含有其它材料的镁构成的植入的内置假体的X光图像，该内置假体按照未提供对基体材料的充分保护的方式被处理，该图像在内置假体被投放展开至动物心脏冠状动脉后28天提供。相比之下，按照血管完全愈合所需时间维持充分支承的可生物降解的内置假体将会保持其直径并应在血管完全愈合后开始断裂。图17示出由镁构成的内置假体的X光图像，该内置假体按照与在此所明确规定的方法和工艺过程被处理以提供对基体材料的充分保护，该图像在内置假体已被投放展开到动物心脏冠状动脉后28天提供。该装置承受由周围血管组织施加于其的载荷的能力是其搭架特性的象征。载荷可以是径向力、弯曲力、轴向压缩力、轴向拉力、扭力或这些力的组合。可生物降解的内置假体的结构因局部腐蚀而断裂将会削弱搭架能力以及装置韧性变形。如在图17的X光图像中看到的外植装置看上去没有分离断口并且基本保持其在植入时的初始直径。

如果内置假体不具有耐蚀保护或所采取的耐蚀保护不足，于是，来自植入体周围的血管组织的流体电解质将会渗透该装置的基体金属并且将会发生基体金属氧化。如果施加了薄保护层且因装置膨展或源自生理运动的材料疲劳而在所述层内形成裂纹或裂口，则将会发生流体电解质将侵蚀至基体金属。即便该薄保护层内的裂纹很小，腐蚀过程也将开始，但该过程与完全没有保护相比将被延缓。图18是具有由镁合金形成的基体金属的可生物降解的内置假体的扫描电子显微图像。在制造和涂覆有来自气化HMDSO单体的硅氧烷薄层时的该装置的初始直径为约2.0mm。当该装置随后被安装到输送导管球囊上时，它将具有约1.3mm的新直径。最后在临床应用中，该装置将通过球囊被膨展至约3.0mm最终直径。在最大膨展直径情况下，可以在图18和图19所示的高放大倍率下在装置结构中看到极其微小的裂口。这些裂口的宽度一般在0.1微米至1.0微米的范围内，长度在1微米至50微米的范围内。如果基材要被弯曲，则所施加的层的厚度是一项重要考虑内容。在普通应用中，较大的涂层厚度将产生更高的裂口密度。当被施加至可生物降解的内置假体的表面时，该薄保护层的厚度大致在约20纳米至约5微米的范围内，优选在50纳米至约3微米的范围内，更好的是在75纳米至1微米的范围内，最好是在200纳米至600纳米的范围内，以产生最少的裂纹或裂口。较厚的涂层可以产生更高的裂口密度，因此不是优选的。在0至20纳米范围内的较薄涂层无法承受动物体流体电解质、酶或巨噬细胞作用的有害作用。改变液态单体物质可以提供减少裂纹的有益效果。例如，在图20中，被用来形成硅氧烷涂层的液态单体被变为DVTMDSO，一种含乙烯的化学物质，其在等离子体沉积中产生更柔软的涂层。在此情况下没有在支架膨展时可看到的裂纹。

因为在展开时的过大应变和源于生理重复运动的疲劳，不希望有的裂口可能提前形成，引发基体金属腐蚀过程。因此，也施加一个可生物降解的聚合物涂层可能是极其有益的，该聚合物涂层可以比薄保护层厚并且可以更有弹性以保护薄保护层并有效防止或封闭随着时间推移可生成在薄保护层内的不希望有的微裂纹和裂缝。图21是四组由镁合金构成的可生物降解的内置假体的试验结果的曲线图。三组中的装置被涂覆了薄保护层。在一组中，施加了由约250纳米涂层厚度的硅氧烷构成的薄保护层。在另一组中，施加了薄的硅氧烷保护层和较厚的聚己内酯层。具有聚己内酯聚合物层的一组也接受了薄的药物洗脱涂层，该药物洗脱涂层160微克由聚交酯聚合物和160微克雷帕霉素药构成。所有样品组被膨展至3.0mm进入硅氧烷管，该硅氧烷管尺寸和物理属性将会与冠状动脉相关。所述管通过被加热的泵送回路被填充猪血清。硅氧烷管按照对应于人体左前降动脉的角度和运动周期被弯曲。植入体被定期目测观察，其外观被数字化记录下来。支架样品在试验设备中被保持循环30天，这是代表在人体冠状动脉中的一个月寿命的期限。在此期限结束时，所述管从设备中被取出并用去离子水冲洗。仍内留支架的管被放入试验夹具中并通过Imada型25压缩测试仪以额定25牛顿压力的测压元件被压破。未经处理的那些支架目测破裂，未能保持足够大的残余径向力。用薄的硅氧烷保护层处理过的支架组保留将展开支架压缩至其展开直径的约80％所需要的约2.0牛顿的径向力。用薄的硅氧烷保护层和可生物降解的聚合物处理过的支架组保留将展开支架压缩至其展开直径的约80％所需要的约4.5牛顿的径向力。