本发明属于医用材料领域，涉及一种假体材料，特别的，是一种具备生物相容性的支架材料，更适合的，用于血管内支架材料。
身体包括多种通道，例如动脉、其它血管，和其它身体内腔。有时这些通道会被堵塞或变弱。例如，通道可被肿瘤堵塞，被斑块狭窄，或由于动脉瘤而变弱。当这些情况发生时，通道可以使用医用内置假体再打开或增强，或甚至替换。内置假体通常为放置在体内的管腔中的管状构件。内置假体的实例包括支架、被覆假体、移植支架和血管闭合销。
支架(stent、斯滕特)、静脉过滤器、可扩张框架和类似可植入医疗器械，在下文统称为支架，它们是可径向扩张的内用假体，通常为能够植入血管内并且在经皮肤导入后径向扩张的血管内植入物。支架可植入各种体腔或者各种脉管内，如血管系统、泌尿管路、胆管、输卵管、冠状血管、次生脉管等。支架可用于支撑身体脉管并防止在血管系统内进行血管成形术之后的再狭窄。它们可以是自扩张的，例如当安装到球囊上时由内部径向力扩张，或者是自扩张和球囊可扩张的组合(混合式可扩张)。
用于支架的公知构造材料包括聚合物、有机织物和生物相容金属。已用于构造支架和/或其组件的金属和/或这些金属的合金包括但不限于不锈钢、铁、镁、金、银、钽、钛、铬、钴和镍钛之类的形状记忆合金。支架常用的可降解材料包括，聚合物，例如聚乳酸(PLA)，金属，例如铁、镁等，但是，聚合物，例如聚乳酸，在降解过程中易造成呈酸性的基体微环境，而酸性环境会不利于组织环境的进一步修复和生长，金属，例如镁和铁，其降解速度过快或过慢，同时存在生物相容性较差的缺陷。
自1985年第一个裸金属支架(BMS)置入人体以来，支架介入治疗成功地解决了单纯球囊扩张时代再狭窄率很高的难题，成为临床治疗的主要手段。再狭窄(ISR)是局部血管损伤后的一种修复反应，其形成机理主要为动脉内皮及平滑肌细胞(SMC)损伤后在血小板附壁、生长因子刺激等多种生物因素作用下引起的SMC增殖及向内膜移行、血栓形成等结果。支架的置入过程给局部血管内膜造成的损伤，刺激了血管内膜组织增生及平滑肌细胞的增生。血栓再形成等而导致再狭窄，仍有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，ISR发生率可高达30％～70％。因此，ISR已成为影响支架植入手术长期疗效的最主要的原因。
药物洗脱支架(DrugElutingStent，DES)于2002年问世，与BMS相比，DES在不同类型的冠状动脉病变中都有显著的优势，经皮冠状动脉介入治疗(PCI)术后再狭窄发生率大幅降低。但正当DES开始大量应用于临床时，支架内晚期血栓形成的问题却浮出了水面。其机制包括血管对药物/聚合物涂层的高反应性、支架内皮化不完全以及贴壁不良等。药物在聚合物的降解释放过程中大大抑制了细胞内膜增生，在减少支架植入再狭窄问题的同时也导致细胞爬皮减少而使得支架难以与血管壁良好愈合等问题。虽然延长双联抗血小板的疗程可能会减少支架内晚期血栓的发生，但同时带来出血危险。
目前常见的预防再狭窄的药物涂层支架主要是含有雷帕霉素、紫杉醇、抗体等药物涂层支架，但是涂层药，例如雷帕霉素等，主要是抑制平滑肌的增殖与迁移，但同时也抑制内皮细胞的增殖，破坏血管内皮化，延迟血管的自然愈合。
已知的，可以通过支架表面的电荷存在，抑制凝血从而防止血栓导致的再狭窄。US2006/0106451公开了一电子抗凝血支架结构。所述支架结构包括一对同轴金属支架，其具有一层电介质材料在支架之间。优选地，一电池用于连接靠近或邻近于所述支架布署的上游端。电池的正极端与外部金属支架建立一电性连接以及负极端与内部金属支架建立一电性连接，这显现出类似电容的特性。带负电荷的内部金属支架排斥血小板，具有抗血栓形成的效果。CN104093431公开了具有驻极体结构涂层的支架，驻极体结构是通过涂覆五氧化二钽或聚四氟乙烯于支架而形成。但是以上这些结构制备工艺复杂，同时需要引入人体组织所不相容或无法降解的成分，容易导致支架的生物相容性降低，从而同样抑制内皮细胞的增殖，延迟血管的自然愈合。
内皮细胞(EC)层是正常血管壁的一个重要组成，提供了血流与血管壁周围组织的一个界面。内皮细胞还参与生理活动，例如血管发生、炎症和防止血栓。(Rodgers GM.FASEB J.1998；2：116-123.)。活性”的内皮细胞会释放出一系列的VSMC增长因子或抑制因子，从而调节血管内膜结构的稳定性。在成熟的内皮血管内，内皮可以有效保持VSMC稳态。但当病理学结构改变时，例如血管经过球囊或支架扩张撕裂时，这种平衡态将被打破，导致内皮VSMC过度增生，从而导致内皮功能紊乱产生的再狭窄等。
已通过在支架移植入后局部递送血管肉皮生长因子(VEGF，一种内皮细胞促细胞分裂剂)来促使内皮细胞在支架表面上生长(CN103566418B)，但是已证明单剂递送的效力是很低的并且产生的效果不一致。因此，这种方法不是每一次都能很精确地重复。也已用内皮细胞接种合成的移植物，但内皮接种的临床效果一般较差，很可能是因为细胞对移植物无粘附性能和/或因离体操作而丧失了EC功能。CN105327399提供了一种人造血管的构建方法，其在表面引入带有亲水性和负电荷多肽基因和促进细胞粘附多肽基因的原核系统表达载体(Journal of DonghuaUniversity(EnglishEdition),2012,29:26-29；Bio-Medical MaterialsandEngineering,2014,24:2057–2064)，改善了表面亲水性和负电荷性，提高了内皮化潜力，有利于组织愈合和抗凝固，但是该技术适用于构建人工血管，其中使用的材料包括涤纶，显然对于需要在完成血管狭窄治疗后降解的血管支架领域，该材料存在天然的非生物相容性，也不能提供血管支架所需要的力学支撑性能，同时，正如以上所述，内皮细胞增殖如果无法维持稳态反而会导致血管再狭窄的形成。
因此，需要提供一种支架材料，用于植入，以赋予其所需的生物相容性，在保持支架支撑力的同时，具备EC层的平衡爬覆，抑制再狭窄，并在适时恢复血管自身性能。
技术实现要素：
本发明涉及一种假体材料，特别的，是一种具备生物相容性的支架材料，更适合的，用于血管内支架材料。
所述材料具备基体，优选的，基体的材料是组织体内可降解的，聚合物，例如聚酯、聚酸酐、聚氨基酸、聚膦腈、聚多糖等及其共聚物以及混合物，包括聚乳酸、聚乙醇酸、聚(乳酸-乙醇酸)、聚己内酯、壳聚糖、葡聚糖、甲壳素、聚癸酸酐、聚乙烯醇等或其混合物的一种或几种；金属，例如铁、镁、铁合金或镁合金。所述基体是管状，具备管状的内外表面，内表面构成组织流体通过的通道，例如血液。所述表面上具有连通内外面的结构，例如孔，所述孔可以是圆形、椭圆形、矩形、菱形等。
所述连通内外面结构上具有微腔，例如，所述孔位于基体本体的与轴向垂直的截面方向上具备微腔，微腔内装载有可以降解释放Fe3+的物质，优选的，所述物质是在组织体内可控降解的物质，优选是微胶囊形式的组合物，所述组合物包括作为“壳”的可降解聚合物，和作为“核”的Fe3+的水溶性螯合物/络合物，优选的，是氨基酸螯合铁，例如组氨酸或半胱氨酸螯合铁。
所述材料具备短肽层，所述短肽层位于基体材料的内外表面上，所述短肽能够自组装形成水凝胶，优选的，内外表面的短肽的序列不同。所述短肽自组装后形成的水凝胶能够特异性的利于内皮细胞的爬覆和内皮层的再生。
基体材料
本发明所述的基体材料具备生物可降解性，并且具备优良的生物相容性。根据实际的应用状况，本领域技术人员可知的，能够通过改变基体材料的组成或制备方式，例如聚合物的聚合度/分子量，聚合物与金属的复合，多层可降解材料的复合等，在所述支架在体内管腔完成所需支撑功能后完全降解，控制其降解周期在60天至24个月之间。
微腔
微腔需要在所述孔位于基体本体的与轴向垂直的截面方向上获得所述微腔。可以理解的是，在贯穿所述支架的孔的厚度方向上获得所述微腔，即其开口的平面与管状支架的内外表面基本呈垂直关系。所述微腔具有半球形或卵形的形状或者具有椭球体轮廓，其中所述微腔的底部可为任意形状，特别是凹形或非凹形的封闭形状。应当注意的是，微腔(例如微孔)的形状和数目首先决定了装载物质的装载量，其次决定了释放所用的时间。根据特定的特征，可对由微腔提供的容积(即每个微腔的容积以及因而提供的总容积)通过可单独使用或组合使用的三个参数进行控制、预定和限定。
容积控制参数包括：(a)微腔的直径尺寸；(b)微腔封闭底部的深度和形状，对深度进行控制的目的是避免支架中造成机械性弱点和潜在的破裂或断裂或裂缝；(c)存在于支架上的微腔的总数目。
本发明中，优选的，其平均直径尺寸为微米级，例如25-150μm，其底部的深度尺寸位于所述孔(如果是非孔形状，则是其形状最短边)直径的1/5-1/3之间，而所述微腔的总数目大于20并小于80。在一个实施方式中，15mm的支架上微腔的总数目为30-60个。
本发明中，不期望的是微腔中装载物质的装载量和装载密度过大，也不期望其装载深度过深或过浅从而导致装载物质的过快或过慢释放，本发明期望的是使其能够在较为延迟的时间之后释放其中的活性组分，所述的活性组分可以理解为本文所述的释放Fe3+的物质。
降解释放Fe3+的物质
所述物质是在组织体内可控降解的物质，是一种组合物，该组合物以混合、混溶等形式获得，优选是一种微胶囊形式的组合物，所述组合物包括作为“壳”的可降解聚合物，和作为“核”的Fe3+的水溶性螯合物/络合物，优选的，是氨基酸螯合铁，例如组氨酸或半胱氨酸螯合铁。
可降解聚合物是本领域技术人员熟知的可控降解的聚合物，例如，聚酯、聚酸酐、聚氨基酸、聚膦腈、聚乳酸、聚乙醇酸、聚(乳酸-乙醇酸)、聚己内酯、壳聚糖、葡聚糖、甲壳素、聚乙烯醇、胶原、明胶和淀粉等，这些聚合物的降解周期可以通过本领域技术人员熟知的方式对其进行改性、分子量控制、浓度控制、形态控制等进行调节，在此不再赘述。降解周期在7天-3周之间。过快的降解容易导致其中“核”部分物质的过快释放，无法获得所需的组织，例如内皮层的正常生成，从而导致再狭窄的风险增大，而过慢的降解容易导致组织增殖无法维持稳态，不利于再狭窄情况的防止。
Fe3+的水溶性螯合物/络合物，优选的，是氨基酸螯合铁，例如组氨酸或半胱氨酸螯合铁。可以理解的是，Fe3+与氨基酸中形成的离子键结合力较弱，能够在体内pH环境中保持较高较快的溶解度，使Fe3+以离子形式释放或具备充分的化学活性。其中，Fe3+的水溶性螯合物/络合物在组合物中的重量含量为0.5-2％，优选0.8-1.5％
短肽层
所述短肽能够自组装形成水凝胶，并能够特异性的利于内皮细胞的快速爬覆和内皮层的再生。
优选的，内外表面的短肽的序列不同，而不同序列的短肽能够产生自组装以形成水凝胶，可以理解的是，两种短肽能够在具有连通内外面的结构上相互接触。
发现的，两种不同的短肽分别是：
序列1：(Arg-Ala-Asn-Ala)4-Arg-Ser-Lys-His-Ala-Lys；
序列2：(Arg-Ala-Asn-Ala)4-Glu-Asp-Asp-Asp-Glu；
或者，
序列3：(Arg-Ala-Asn-Ala)4-Glu-Glu-Tyr-Ile-Ser-Ser-Asp；
序列4：(Arg-Ala-Asn-Ala)4-His-Lys-Lys。
上述序列能够在人体内的pH环境下发生自组装，产生水凝胶，为内皮细胞的爬覆和生长提供诱导和基质。本领域技术人员可以理解的是，生成的水凝胶具备纳米纤维形态。
但是，其在Fe3+存在的情况下，容易与其发生络合，即Fe3+能够聚集数个肽分子到其周围，从而消耗形成纳米纤维的肽分子，伴随着消耗，由所述纳米纤维形态形成的水凝胶逐渐消失其形态，也可以理解为，水凝胶在Fe3+存在的情况下发生了“降解”。
优选的，上述短肽层以本领域技术人员熟知的方法涂覆在基体材料的表面，形成0.5-3mm之间的厚度。
本发明还涉及上述假体材料，特别的是一种具备生物相容性的支架材料，更适合的血管内支架材料的制备方法。
所述方法包括：
获得基体材料，所述基体是管状，具备管状的内外表面，内表面构成组织流体通过的通道，例如血液。所述表面上具有连通内外面的结构，例如孔，所述孔可以是圆形、椭圆形、矩形、菱形等；
利用已知的技术，例如激光雕刻，微蚀技术，在贯穿所述支架的上述孔的厚度方向上获得微腔；优选的，所述微腔具有半球形或卵形的形状或者具有椭球体轮廓，其平均直径尺寸为微米级，例如25-150μm，其底部的深度尺寸位于所述孔(如果是非孔形状，则是其形状最短边)直径的1/5-1/3之间，而所述微腔的总数目大于20并小于80。在一个实施方式中，15mm的支架上微腔的总数目为30-60个；
以混合、混溶等形式获得，优选是一种微胶囊形式的组合物，所述组合物包括作为“壳”的可降解聚合物，和作为“核”的Fe3+的水溶性螯合物/络合物，优选的，是氨基酸螯合铁，例如组氨酸或半胱氨酸螯合铁。所述可降解聚合物是本领域技术人员熟知的可控降解的聚合物，例如，聚酯、聚酸酐、聚氨基酸、聚膦腈、聚乳酸、聚乙醇酸、聚(乳酸-乙醇酸)、聚己内酯、壳聚糖、葡聚糖、甲壳素、聚乙烯醇、胶原、明胶和淀粉等，降解周期在7天-3周之间，优选10天-2周之间。其中，Fe3+的水溶性螯合物/络合物在组合物中的重量含量为0.5-2％，优选0.8-1.5％；
利用已知的技术，例如浸渍、喷涂、喷墨或雾化等工艺，在所述微腔中负载上述组合物，其中Fe3+的水溶性螯合物/络合物的负载量在每mm的假体轴向长度上为4-15μg，优选5-10μg；
利用已知的技术，例如浸渍、喷涂、雾化或喷墨等工艺，在所述基体的两个表面上分别涂覆短肽涂层，优选的，内外表面的短肽的序列不同，且两种短肽能够相互接触，优选的，在具有连通内外面的结构上相互接触；在一个实施方式中，所述短肽涂层中还含有活性成分，例如，雷帕霉素、紫杉醇、西罗莫司、VEGF、地塞米松或它们的组合等，优选的，含有地塞米松，以延缓水凝胶的结构消失。
技术效果
本发明通过短肽涂层的自组装，在假体表面形成特异性的利于内皮细胞的快速爬覆和内皮层的再生的水凝胶，该水凝胶能够在假体的微腔结构中释放Fe3+的水溶性螯合物/络合物之后逐渐发生结构消失/降解，从而恢复组织特别是内皮层的平衡生长，避免内皮功能紊乱产生的再狭窄。因此，本发明所述的假体能够赋予其所需的生物相容性，在保持支架支撑力的同时，具备EC层的平衡爬覆，抑制再狭窄，并在适时恢复组织，特别是血管的自身性能。
本领域技术人员将会容易理解的是，本发明可用于在个体内进行各种治疗。按照下文中说明性的描述，参考本发明的若干个实施例或实施方案，本发明的其他目的、特征和优点将会变得显而易见，所述实施例或实施方案单纯以例证的方式给出，其不以任何方式限制本发明的范围。
实施例
实施例1
具有微腔和短肽涂层的假体(优选是血管内支架)的制备
步骤1：获得假体的基体材料，可降解纯铁的管状材料，并使其在表面上具有连通内外面的孔；
步骤2：利用激光雕刻技术，在贯穿所述假体的上述孔的厚度方向上获得微腔；所述微腔具有半球形轮廓，其直径尺寸为30μm，其底部的深度尺寸为所述孔直径的1/3，而所述微腔的总数目为30个；
步骤3：利用常规技术，获得微胶囊形式的组合物，所述组合物包括作为“壳”的明胶，和作为“核”的组氨酸螯合铁，其中组氨酸螯合铁在组合物中的重量含量为0.5％，所述明胶的降解周期是7天左右；
步骤4：利用喷涂工艺，在所述微腔中负载上述组合物，其中组氨酸螯合铁的负载量在每mm的假体轴向长度上为4μg；
步骤5：利用浸渍工艺，在所述基体的两个表面上分别涂覆短肽涂层，且两种短肽能够相互接触，两种短肽的序列分别是前文所述的序列1和序列2；
步骤5：干燥，灭菌，包装，得到所述假体材料。
实施例2
具有微腔和短肽涂层的假体(优选是血管内支架)的制备
制备过程与实施例1相同，区别在于：步骤1中采用的基体材料是可降解聚己内酯；步骤2中微腔的直径为50μm，底部的深度尺寸为所述孔直径的1/4，微腔总数目为40；步骤3中所述壳为壳聚糖，降解周期为1周左右，所述核为半胱氨酸螯合铁，其中核在组合物中的重量含量为0.8％；步骤4中负载量为8μg。
实施例3
具有微腔和短肽涂层的假体(优选是血管内支架)的制备
制备过程与实施例1相同，区别在于：步骤1中采用的基体材料是可降解纯镁；步骤2中微腔的直径为100μm，底部的深度尺寸为所述孔直径的1/5，微腔总数目为60；步骤3中所述壳为胶原，降解周期为2周左右，所述核为半胱氨酸螯合铁，其中核在组合物中的重量含量为1.5％；步骤4中负载量为10μg；步骤5中两种短肽的序列分别是前文所述的序列3和序列4。
实施例4
具有微腔和短肽涂层的假体(优选是血管内支架)的制备
制备过程与实施例1相同，区别在于：步骤1中采用的基体材料是聚己内酯和壳聚糖混合物；步骤2中微腔的直径为150μm，微腔总数目为80；步骤3中所述壳为聚(乳酸-乙醇酸)，降解周期为3周左右，其中核在组合物中的重量含量为2％；步骤4中负载量为15μg；步骤5中两种短肽的序列分别是前文所述的序列3和序列4。
实施例5
具有微腔和短肽涂层的假体(优选是血管内支架)的制备
制备过程与实施例1相同，区别在于：步骤5中短肽的涂覆层中含有重量含量0.2-0.6％的地塞米松。
实施例6
具有微腔和短肽涂层的假体(优选是血管内支架)的制备
制备过程与实施例1相同，区别在于：步骤5中短肽的涂覆层中含有重量含量0.2-0.6％的雷帕霉素。
对比例1
制备过程与实施例1类似，区别在于：没有步骤5，即没有涂覆短肽涂层。
对比例2
制备过程与实施例1类似，区别在于：没有步骤2-4，即没有微腔结构和微胶囊形式的组合物。
对比例3
制备过程与实施例1类似，区别在于：步骤2中微腔的直径为30μm，底部的深度尺寸为所述孔直径的1/8，微腔总数目为80。
对比例4
制备过程与实施例1类似，区别在于：步骤2中微腔的直径为200μm，底部的深度尺寸为所述孔直径的1/4，微腔总数目为120。
对比例5
制备过程与实施例1类似，区别在于：步骤2中微腔的直径为40μm，底部的深度尺寸为所述孔直径的1/2，微腔总数目为50。
对比例6
制备过程与实施例1类似，区别在于：步骤3中所述壳为聚(L-丙交酯)，降解周期为45天左右。
对比例7
制备过程与实施例1类似，区别在于：步骤3中所述壳为氧化纤维素，降解周期为5天左右。
对比例8
制备过程与实施例1类似，区别在于：步骤4中负载量为在每mm的假体轴向长度上为1μg。
对比例9
制备过程与实施例1类似，区别在于：步骤4中负载量为在每mm的假体轴向长度上为30μg。
体外细胞培养实验
转基因内皮细胞扩增传代后取3-6代，以浓度3×104cell/ml与仿组织体液一起循环连续灌注实施例和对比例制备的支架样品，控制样品腔内流速逐渐从0.033到0.1ml/s增高，在血管壁相应的剪切应力约为1×10-2N/m2到4×10-2N/m2之间，以上循环连续灌注持续1个月，经光镜及电镜、银染检测，观察其内皮化程度，荧光显微镜显示内皮细胞分泌细胞外基质情况，结果见表1。
表1
以上实验表明，在本发明的制备工艺条件下支架表面较为成功进行了内皮化，而内皮细胞也能分泌细胞外基质，表明内皮细胞可在支架表面正常生长。但是对比例中的支架表面的内皮细胞增长情况不理想。
动物实验
支架置入模型的建立：
三月龄小型健康猪，术前3天始每日喂服阿司匹林(300mg/d)和氯吡格雷(75mg/d)，禁食禁水10h。
用陆眠宁II按0.05ml/kg剂量肌注麻醉，动物麻醉后仰卧固定于手术台，建立静脉通路，气管插管及呼吸机辅助呼吸
依次切开皮肤和肌肉组织，结扎小血管，剥离出股动脉血管，静脉注射肝素(1mg/Kg体重)，用血管夹分别夹住股动脉的近心端和远心端阻断血流，在阻断血流的股动脉处纵向切开1cm切口，将灭菌的实施例和对比例制备的支架沿股动脉切开放入股动脉内支架，植入术选择血管的近中段作为支架植入处，尽量避开分支血管。支架与血管直径之比为1.1～1.2:1，用血管缝线缝合血管切口，松开近、远心端血管夹后，仔细观察吻合口有无渗血，确定无渗血后逐层缝合肌肉组织和皮肤，皮肤表面涂抹碘伏，并用无菌纱布包扎。术后动物给予青霉素80万U肌注3d，预防感染，正常饲养。
以上每个实施例和对比例均取5个进行实验，以下结果为平均值。
2个月后，安乐处死猪，将血管中的支架抽出，制成厚度5μm石蜡切片，拍摄图像并计算机图像分析系统中进行图像编辑以获得管腔狭窄百分比，苏木素-伊红(HE)染色观察血管血栓、内膜、外膜中膜中毛细血管状况，免疫荧光染色观察内皮细胞、平滑肌细胞状况，结果见表2。
表2
以上实验表明，与对比组相比，本发明所述支架具有很高的通畅率，无血栓形成和内膜增生，外膜中膜出现毛细血管，并较为成功形成了自体的内皮化，显示植入后支架逐渐恢复与正常血管相似的结构和功能。