鎂合金血管支架置入后內膜增生特點

夏永輝， 任 玲， 徐 克， 李衛校， 畢永華， 譚麗麗， 陳姍姍

血管支架內再狹窄 （in-stent restenosis，ISR）主要由血管內膜過度增生引起［1］，是影響支架植入術中、遠期療效的最主要因素，大樣本多中心研究表明，傳統的金屬裸支架中、遠期ISR可高達38%～41%［2-3］。因此，如何減輕支架植入后內膜增生程度是控制ISR的關鍵。在2006年美國心臟病學會高峰論壇上，與會專家們一致認為可降解支架有望減輕支架對血管內膜的刺激作用從而降低ISR，可能成為今后血管支架的發展方向。本研究將可降解的AZ31鎂合金支架置入犬的外周動脈內，通過組織病理學方法觀察新生內膜增生情況，探討可降解支架置入后血管內膜的增生規律。

1 材料和方法

1.1 實驗動物

清潔級成年雄性Beagle犬12只，體重12.5～15.3 kg，平均13.6 kg，購自中國醫科大學實驗動物中心。動物的飼養和操作遵循美國國家衛生研究院1996年發表的 “Guide for the Care and Use of Laboratory Animals”中的標準。

1.2 實驗器材和設備

采用激光雕刻技術制備的AZ31鎂合金支架24枚，規格為6 mm×20 mm，表面經過氟化處理以增強耐腐性，由中國科學院金屬研究所提供。支架預裝于6 mm×40 mm球囊導管，采用球囊擴張式釋放（圖1）。球囊導管購自常州久虹醫療器械有限公司。介入治療器材及設備：10 F動脈鞘，0.035英寸黑泥鰍導絲，血管穿刺針，血管造影手術包。西門子ARCADIS Varic多功能C形臂，Exakt硬組織切磨系統（中國醫科大學附屬第一醫院介入實驗室）。動物麻醉劑：速眠新Ⅱ及3%戊巴比妥鈉，由中國醫科大學局部解剖學教研室提供。

1.3 操作方法

圖1 AZ31鎂合金支架的球囊擴張式釋放過程

速眠新Ⅱ（0.1 ml/kg）聯合3%戊巴比妥鈉（1 ml/kg）［4］肌肉注射麻醉動物，備皮、消毒，鋪無菌手術巾，自股動脈搏動點處切開皮膚5 cm，鈍性分離肌層，解剖暴露雙側股動脈，直視下以改良Seldinger技術穿刺股動脈，置入10 F動脈鞘，送入Pigtail造影導管置于腹主動脈末端行雙髂動脈造影，進行髂外動脈定位及管徑評估，于雙側髂外動脈內各置入1枚6 mm×20 mm球囊擴張式AZ31鎂合金支架，支架置入后再次造影評價有無急性血栓形成（圖2）。術畢拔管，動脈穿刺點以5-0血管縫合線閉合，再縫合肌層及皮膚。肌內注射青霉素鈉160萬u預防性抗炎。術后動物分籠飼養，禁食、水12 h，每日喂食阿司匹林100 mg抗血小板，持續1周。

圖2 AZ31鎂合金支架置入犬雙側髂外動脈

AZ31鎂合金支架在體內的降解時間約為104.5 d［5］，故在支架置入后 1、3、6 個月分別取 4 只動物支架段血管進行HE染色，顯微鏡下觀察鎂合金支架置入后對新生內膜增生的影響。重點觀察新生內膜的組成及形態，測量支架段血管新生內膜厚度以及中膜厚度，計算內膜-中膜厚度比值以評價新生內膜增生程度［6-7］。支架段血管采用硬組織切磨系統制備病理切片。

1.4 統計學方法

計量數據采用均值±標準差表示，兩組計量數據間差異采用t檢驗，設95%可信區間。P<0.05為差異有統計學意義。

2 結果

24枚鎂合金支架成功置入12只犬的雙側髂外動脈內，術后即刻血管造影無支架內急性血栓形成，支架置入后無動物死亡。在支架置入后1個月，新生內膜已完全覆蓋支架表面，并出現過度增生情況。術后1、3、6個月，內膜-中膜厚度比值分別為1.17±0.06、1.64±0.09、0.91±0.05，術后 3個月內膜增生程度明顯高于1個月與6個月，差異有統計學意義（P＜0.05）；1個月與6個月間差異無統計學意義（P＞0.05）。血管新生內膜的主要成分為血管平滑肌細胞及細胞外基質，與中膜內的血管平滑肌細胞相比，新生內膜中的血管平滑肌細胞分布較為無序，通過斷裂的內彈力板與中膜內的血管平滑肌細胞相延續。支架置入后1個月和3個月，在支架桿周圍可見少量炎性細胞，主要為淋巴細胞和單核-巨噬細胞，在支架置入后6個月，支架完全降解消失，炎性細胞亦隨之消失。在支架置入后早期（1個月），支架支撐桿周圍可見少量空泡樣改變（圖3）。

圖3 AZ31鎂合金支架置入后內膜增生

3 討論

近年來，生物惰性材料如不銹鋼、鎳鈦合金等制成的血管支架置入后長期留置于血管內可產生持續的機械性刺激作用，易引起ISR，有學者提出采用鎂合金等可降解金屬材料制成血管支架的設想。普遍認為與傳統的金屬支架相比，鎂合金支架具有能與傳統支架相媲美的力學性能，支撐力可達到（92 ± 4）kPa［5］，能對抗支架置入術后早期彈性回縮，快速內皮化，且致血栓性低［8］。雖然具備上述優勢，但評價鎂合金支架置入后療效的主要指標仍是血管內膜增生引起的ISR程度。早在2003年，Heublein等［9］將含有2%鋁及1%稀土金屬的AE21鎂合金材料制成20枚血管支架，置入11頭家豬的冠狀動脈內，在術后10、35、56 d分別對支架段血管進行血管造影及病理分析，結果在支架置入術后10、35 d發現了較明顯的內膜增生，并導致約40%的管腔丟失。在外周動脈方面，Bosiers等［10］將Biotronik AG公司研制的WE43鎂合金支架置入60名受試者的膝下動脈，6個月的血管造影顯示總體通暢率為31.8%，低于單純行經皮球囊擴張成形術組，說明鎂合金裸支架與傳統裸支架一樣在置入后可能會引起血管內膜過度增生，最終導致ISR發生。

本研究采用AZ31鎂合金材料制成的血管支架進行犬外周動脈置入實驗，以觀察置入后的血管內膜增生規律。我們發現AZ31鎂合金支架置入后1個月即已產生較為明顯的血管內膜增生，術后3個月時最為明顯，表明鎂合金支架雖然具有可降解性，但仍然無法回避其作為金屬材質在體內的異物刺激性問題。尤其是在3個月時，隨著支架降解程度的增加，支架表面變得更加不平整甚至有部分金屬顆粒脫落，更刺激了血管平滑肌細胞的增殖，從而產生了更厚的血管新生內膜層。支架的置入及降解還引起了輕度的炎性反應，炎性細胞主要分布在支架桿的周圍，多為淋巴細胞及單核-巨噬細胞，這種炎性細胞的聚集可能與支架降解過程中表面的平整度變差有關。Slottow等［11］將鎂合金支架置入豬的冠狀動脈內，在支架置入早期也發現此類炎性反應。局部的炎性反應在內膜增生過程中可能亦起到一定的促進作用。由于鎂合金材料在降解過程中會產生一定量的氣體［12-13］，本研究發現部分支架桿周圍的空泡樣改變可能是支架完全內皮化后鎂合金降解產生的氣體不能及時吸收聚集所致，而此類空泡是否對血管內膜增生產生影響尚未可知。支架置入后6個月，鎂合金基材完全降解消失，消除了對內膜的持續刺激作用，血管新生內膜發生重塑，厚度有所降低。傳統金屬裸支架置入血管后24 h，血管平滑肌細胞開始增生，4周左右最為活躍，并持續3個月［14］。本實驗結果顯示，AZ31鎂合金支架置入后的新生內膜增生規律與傳統的金屬裸支架類似。在鎂合金支架置入后6個月，支架完全降解消失，內膜增厚程度出現了一定的減輕，這可能與支架的機械性刺激作用消除后血管正性重塑有關。由此可見可降解支架在置入早期與傳統裸支架相比并無明顯的優越性，但在支架完全降解后，由于刺激因素的消失導致血管的過度修復作用減弱，內膜增厚亦隨之減輕，這又體現了可降解理念的先進性。歐陽墉等［15］認為，目前鎂合金支架降解過快而過早地失去了徑向支撐力，可能不足以對抗早期的彈性回縮，另外降解的金屬離子在體內局部積存可能也會產生不利的影響，這些缺點都有待于克服。

綜上所述，AZ31鎂合金支架雖然能在3～6個月內完全降解，但在其存留于血管壁時仍能引起較為明顯的內膜增生，在支架降解后新生內膜具有一定的重塑能力使內膜增生出現一定程度減輕。因此，如何降低可降解支架對血管內膜增生的刺激作用將成為今后研究的重要方向。本研究結果僅說明AZ31鎂合金支架對血管內膜增生的影響，而制備鎂合金支架的基材包括多種型號，如AZ31、AZ21、WE43、AE21、AM60等，因此本研究具有一定的局限性，仍需更多研究進一步探討。

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