汪力驍，方剛

（清華大學(xué)機(jī)械工程系，北京 100084）

近年來，心血管疾病已經(jīng)成為人類健康的頭號(hào)殺手，預(yù)計(jì)到2030年死于心血管疾病的人數(shù)將增加至2330萬［1］。其中，絕大部分的心血管疾病包括冠心病、腦血管疾病等，起因主要是由于血管內(nèi)部脂肪堆積引起的堵塞，導(dǎo)致血液不能及時(shí)流入心臟或大腦，威脅人體的生命安全。血管支架通過膨脹作用支撐起堵塞的血管，產(chǎn)生的塑性變形使得其能夠保持血管的通暢，效果顯著且安全副作用小，是心血管疾病治療的第一選擇［2］。

由于血管支架需要植入體內(nèi)，在復(fù)雜的體液環(huán)境中服役，因此其材料選擇至關(guān)重要。目前應(yīng)用的血管支架材料有高分子材料和金屬材料兩種，其中金屬材料包括Ni-Ti合金，316L（SS316L）醫(yī)用不銹鋼以及Co-Cr合金等［3］。這些傳統(tǒng)的醫(yī)用金屬材料強(qiáng)度高、機(jī)械性能好，且研究表明不銹鋼等釋放的Fe離子能夠有效抑制血管再狹窄的發(fā)生［4］。不過，這些合金的耐腐蝕性能優(yōu)良，不易在體液環(huán)境中降解，會(huì)永久留在人體內(nèi)。血管支架永久植入人體內(nèi)不僅增加產(chǎn)生并發(fā)炎癥及血栓的幾率［5—6］，而且一旦發(fā)生血管再狹窄（比例為25% ～40%［7］），進(jìn)一步治療將非常困難。此外，對(duì)于有著先天性心血管疾病的兒童來說，他們的身體隨著年齡的增長不斷發(fā)育，體內(nèi)器官也隨之變化，固定尺寸的傳統(tǒng)血管支架顯然不能滿足長期服役要求［8］。

對(duì)于可降解的鎂合金血管支架來說，其兼具高分子材料的可降解性以及金屬材料的強(qiáng)度。在有限的服役期內(nèi)血管支架通過塑性變形支撐被堵塞的血管，保障血液的正常流動(dòng)，在病變血管組織形成新的血管壁之后，植入的鎂合金支架通過體液的腐蝕作用逐漸均勻降解，最后完全降解并被人體吸收，大大降低了在植入處發(fā)生血栓及并發(fā)炎癥等病變的可能性。一方面，鎂是人體所需的重要元素之一，對(duì)人體內(nèi)蛋白質(zhì)合成及肌肉的收縮有重要影響［9］;另一方面，人體能夠通過腎臟對(duì)血漿中的鎂元素含量進(jìn)行及時(shí)調(diào)節(jié)，通過尿液等排出多余的鎂離子［10］，因此支架的降解對(duì)人體的毒性很低。此外，鎂合金質(zhì)輕且擁有高的比強(qiáng)度和比剛度，彈性模量約為45 GPa，不到鈦合金彈性模量的1/2，在植入過程中產(chǎn)生的應(yīng)力遮擋較小［11—12］。

自2000年以來，鎂合金血管支架已經(jīng)在動(dòng)物［13—15］以及人體內(nèi)［16—18］成功進(jìn)行過多次植入試驗(yàn)。Heublein［15］在家豬冠狀動(dòng)脈內(nèi)植入的AE21鎂合金支架經(jīng)過56 d后機(jī)械性能完整消失;Waksman［14］使用WE43鎂合金血管支架在家豬及小種豬的冠狀動(dòng)脈中進(jìn)行了植入試驗(yàn)，支架最長服役時(shí)間達(dá)到了3個(gè)月且未出現(xiàn)中毒情況。在動(dòng)物身上的試驗(yàn)表明鎂合金血管支架的應(yīng)用有著良好的前景。

鎂合金血管支架的制造過程主要包括微細(xì)管坯的制造以及管網(wǎng)狀支架的切割及化學(xué)拋光，常見的細(xì)分步驟如圖1所示。由于鎂屬于密排六方結(jié)構(gòu)，在室溫下只有有限的基面滑移系開啟，較低的塑性使得鎂合金加工成血管支架所需的微細(xì)管十分困難。除了微細(xì)管材加工的困難外，鎂合金支架在人體血液環(huán)境中過快的腐蝕速率也阻礙著其大規(guī)模的臨床應(yīng)用。在實(shí)際應(yīng)用中，為保證血管在植入血管支架期間能夠自行修復(fù)，需保證血管支架能夠保持完整機(jī)械性能達(dá)6～12個(gè)月［3］，然而目前大部分實(shí)驗(yàn)用鎂合金血管支架在植入后3個(gè)月內(nèi)完全降解，無法達(dá)到標(biāo)準(zhǔn)。另外一個(gè)棘手的問題是腐蝕的不均勻性。優(yōu)良的可降解血管支架要求在血液中逐漸均勻地降解，使得其機(jī)械性能保持相對(duì)完整，而局部過快的腐蝕則會(huì)使該處成為支架的薄弱點(diǎn)，最先失效使得支架的服役時(shí)間大幅減少。文中針對(duì)鎂合金血管支架在臨床應(yīng)用中的主要問題，就其微細(xì)管坯的制造工藝以及控制鎂合金腐蝕速率方面的研究現(xiàn)狀及進(jìn)展進(jìn)行討論，對(duì)鎂合金血管支架的應(yīng)用未來進(jìn)行展望。

圖1 鎂合金血管支架的制造步驟Fig.1 Schematic fabrication procedures of the magnesium alloys'vascular stents

1 鎂合金微細(xì)管材加工進(jìn)展

鎂合金血管支架通過對(duì)極細(xì)小的微細(xì)管進(jìn)行激光切割，得到管網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)，以利于其彎曲和膨脹變形。在實(shí)際應(yīng)用中，這些鎂合金微細(xì)管材不僅需要滿足一定的機(jī)械性能要求，而且在尺寸上需要達(dá)到直徑在2.5～4.0 mm，壁厚在0.1～0.2 mm之間［19—20］。由于鎂合金室溫塑性很低，傳統(tǒng)的加工方法一般是通過在再結(jié)晶溫度之上對(duì)鎂合金進(jìn)行熱擠壓，得到尺寸較小的微細(xì)管，然后再通過室溫下拉拔的方式進(jìn)一步縮小管坯的尺寸，并改善熱擠壓得到的微細(xì)管壁厚的不均勻性［21］。為了克服鎂合金塑性差的缺陷，加工得到如此細(xì)小的鎂合金管材，相關(guān)的研究者通過超大塑性變形（Severe Plastic deformation）、材料特殊處理、改進(jìn)工藝參數(shù)［22］、提出新型加工工藝等方法，做了許多有益的嘗試，部分研究進(jìn)展見表1。這些嘗試根據(jù)解決問題的目的不同，主要可以分為“材料改性”及“尺寸優(yōu)化”兩大類，其中“材料改性”主要是通過工藝的探索改善最終管材的力學(xué)性能，而“尺寸優(yōu)化”則是指通過加工工藝的優(yōu)化，使得管材更細(xì)更薄，符合實(shí)際使用的標(biāo)準(zhǔn)。

表1 近年來鎂合金微細(xì)管材加工的研究進(jìn)展Table 1 Collection of recent researches about microtube fabrication of magnesium alloys

1.1 材料改性

“材料改性”主要是通過塑性成形細(xì)化鎂合金坯料的晶粒，提高其塑性成形能力，甚至達(dá)到超塑性，從而使得最終加工得到的管材力學(xué)性能得到優(yōu)化，滿足血管支架的使用標(biāo)準(zhǔn)。同時(shí)，根據(jù)Hall-Petch準(zhǔn)則，細(xì)小的晶粒還能夠提高鎂合金的強(qiáng)度及剛度。

為了減小鎂合金組織的晶粒，改善材料的性質(zhì)，一些研究嘗試通過超大塑性變形得到超細(xì)晶（ultrafine-grained，UFG）用于管材制造，取得了一些效果。超大塑性變形不僅能夠提高材料的屈服強(qiáng)度，其致密的晶粒結(jié)構(gòu)還能降低材料的腐蝕速率［36］。Ge等人［25］利用多道次高溫等徑角擠壓（Equal Channel Angular Pressing，ECAP）的方法，在200℃及150℃的加工溫度下，使得粗大的鑄態(tài)ZM21鎂合金組織通過大塑性變形的方式，變?yōu)榱似骄Я４笮H為0.52 μm的超細(xì)晶組織（在150℃下經(jīng)過八道次等徑角擠壓），如圖2a［25］。經(jīng)過等徑角擠壓過后，材料的屈服強(qiáng)度由鑄態(tài)的180 MPa提高到340 MPa。用該超細(xì)晶合金在150℃下擠壓得到的細(xì)管材的晶粒尺寸保持在亞微米級(jí)別，且硬度從50 HV提高到了74.8 HV，有大幅提升。日本的Faraji等人［26］通過在200℃下進(jìn)行多道次的沿徑角管材擠壓（Tubular Channel Angular Pressing，TCAP）的方法對(duì)初始鑄態(tài)AZ91鎂合金管坯進(jìn)行熱擠壓，得到了平均晶粒尺寸僅為約500 nm的超細(xì)晶鎂合金管，并且其管材的硬度也得到了50%左右的提升。不過通過劇烈塑性變形得到的超細(xì)晶坯料組織在經(jīng)過高溫?cái)D壓之后，細(xì)小的晶粒長大也十分明顯，因此相對(duì)來說，直接對(duì)管材進(jìn)行劇烈塑性變形的沿徑角管材擠壓加工方法更適合于優(yōu)化管材微觀組織，細(xì)化晶粒度從而改善其力學(xué)性能，如圖2b［26］。從改善材料性能的角度，Hwang等人［24］通過在AZ61合金中添加SiC顆粒，研究其力學(xué)性能的變化，驗(yàn)證了通過添加SiC顆粒來增強(qiáng)合金性能用于管材擠壓的可行性，其最終擠壓得到的管材的平均晶粒尺寸在4 μm 左右。Grogan 等人［37］及 Vedani等人［23］的研究指出，鎂合金材料的織構(gòu)對(duì)最后的血管支架的力學(xué)性能同樣有著十分重要的影響。從以上的研究可以看出，血管支架的微細(xì)管坯加工歷史對(duì)其支架的使用性能具有重要的影響。

圖2 提高鎂合金的塑性及力學(xué)性能的超大塑性變形的示意圖及晶粒形貌Fig.2 Schematic of severe deformation methods and their corresponding microstructures

1.2 尺寸優(yōu)化

“尺寸優(yōu)化”是通過對(duì)鎂合金塑性加工過程中的具體工藝進(jìn)行改進(jìn)，使得其在塑性變形時(shí)的變形抗力能夠盡可能小，從而制造尺寸更小的微細(xì)管材。局部的加熱變形及優(yōu)化，現(xiàn)有加工方式均可達(dá)到要求。

對(duì)于傳統(tǒng)的熱擠壓及室溫拉拔的加工工序，研究主要集中在單一細(xì)節(jié)的改善上。Hanada［38］等人研究了不同潤滑劑包括機(jī)油、石墨粉、礦物油、二硫化鉬以及水基潤滑劑等對(duì)鎂合金管材室溫拉拔的影響，結(jié)果表明機(jī)油及石墨粉的潤滑效果最好，可以有效降低拉拔力且得到的拉拔管材的表面粗糙度僅有0.24 μm。他們通過比較不同拉拔速率下的實(shí)驗(yàn)結(jié)果，得到了增大拉拔速度能夠增加管材截面積的減小率的結(jié)論。方剛等人［35］采用浮動(dòng)芯針拉拔的方法，通過多道次室溫拉拔成功加工得到了外徑為2.9 mm，壁厚為0.27 mm的鎂合金ZK30管材。

微細(xì)管材的制造不僅對(duì)于模具精度的要求較高，其尺寸細(xì)小的薄壁還增加了拉拔過程中拉裂的可能性。針對(duì)微細(xì)管材難以加工的問題，日本的Furushima［27］采用了無模拉拔的加工方式實(shí)現(xiàn)了鎂合金和鋅合金微細(xì)管的成形。其具體的原理及加工示意圖如圖3所示［27，38］，通過在管材局部感應(yīng)加熱的方式改變材料的流動(dòng)應(yīng)力，并在管材兩端施加載荷，使得局部流動(dòng)應(yīng)力減小的區(qū)域出現(xiàn)頸縮，然后沿著管材軸向移動(dòng)加熱源，調(diào)整拉拔速度與加熱源移動(dòng)的速度，使得管材尺寸的減小均勻擴(kuò)散到整個(gè)微細(xì)管中。經(jīng)過3個(gè)道次的無模拉拔，最終加工得到了內(nèi)外徑分別僅有0.5 mm及0.9 mm的AZ31鎂合金的極細(xì)管。其加工的理論依據(jù)為高溫下合金的流動(dòng)應(yīng)力遠(yuǎn)低于低溫下的流動(dòng)應(yīng)力，在變形時(shí)首先在高溫部分發(fā)生局部頸縮實(shí)現(xiàn)尺寸的減小。無模拉拔的方法使得AZ31鎂合金管材的尺寸達(dá)到了微米量級(jí)，這對(duì)于拉拔的初始幾個(gè)道次大幅減小外徑非常有效。

圖3 無模拉拔的實(shí)驗(yàn)裝置示意圖Fig.3 Schematic of dieless drawing process

目前大多數(shù)實(shí)驗(yàn)研究中的鎂合金微細(xì)管材成形尺寸還沒有達(dá)到血管支架的要求，尤其是壁厚及其均勻性、管材的平直度等，都是今后研究中需要重點(diǎn)突破的地方。為了同時(shí)滿足材料性能（微觀組織）及管材尺寸兩方面的要求，在實(shí)際的生產(chǎn)加工中，往往需要同時(shí)從2種解決思路考慮，在改善材料性能的同時(shí)采用成形能力更好的加工方式，得到細(xì)小的微細(xì)管坯。

2 鎂合金血管支架腐蝕行為的研究進(jìn)展

鎂合金血管支架無法大規(guī)模臨床應(yīng)用的另一個(gè)主要難點(diǎn)就是其腐蝕速率的不可控性。鎂合金過快的降解會(huì)使支架自行發(fā)生坍塌，不僅不能起到支撐血管的作用，還會(huì)堵塞血管，造成嚴(yán)重的后果［39］。如圖4所示為鎂及其合金在模擬體液中腐蝕速率的曲線，鎂合金在腐蝕過程中產(chǎn)生的氫氣還會(huì)阻礙血管壁的生長，影響支架的使用性能。如何提高作為生物可降解材料的鎂合金的耐腐蝕性，使其降解速率可控并達(dá)到血管支架服役的標(biāo)準(zhǔn)，一直是研究者們關(guān)注的熱點(diǎn)問題。

圖4 鎂合金在模擬體液中的腐蝕速率［11］Fig.4 Hydrogen evolution and their average rates of various magnesium alloy specimens

常見的提高合金耐腐蝕性的途徑主要有:添加合金元素;表面改性。添加合金元素是為了延緩合金在血液環(huán)境中的腐蝕速率。Song［11］研究了一系列含有Ca，Zn，Mn等元素的添加鎂合金對(duì)于其腐蝕行為的影響，得出了只有Ca，Zn，Mn以及少量的稀土元素既能抑制鎂合金的腐蝕，又對(duì)人體無較大的毒副作用。稀土元素（例如Y，Nd等）的添加對(duì)鎂合金耐腐蝕性能的提升也得到了很多研究的驗(yàn)證［39—41］。

進(jìn)行支架表面改性則是為了延緩腐蝕的發(fā)生，保護(hù)基體合金。常見的表面改性方法有堿熱處理［42—43］、酸化處理［44］、微弧氧化處理［45—36］、陽極氧化處理［11］、激光噴丸處理［47］、激光熔覆［48］、脈沖電解沉積處理［49］、物理氣相沉積處理［50］、離子植入處理［51］以及聚合物表面涂層［52—54］，各研究對(duì)應(yīng)的處理方法及取得的效果如表2所示。其中尤以可降解的聚合物涂層涂覆處理最優(yōu)［55］。Wang等人［53］在MgZnMn鎂合金表層涂覆了一層可降解的聚合物涂層PTMC，并進(jìn)行體內(nèi)及體外的腐蝕實(shí)驗(yàn)。結(jié)果表明，PTMC涂層能夠很好保護(hù)鎂合金基底，且該涂層的降解模式為分層均勻降解，延長涂層保護(hù)的時(shí)間，并且涂層的腐蝕產(chǎn)物對(duì)基體鎂合金的腐蝕也有著抑制作用。

另外，支架的具體網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)對(duì)其腐蝕效果也有著重要的影響。血管支架的腐蝕行為往往在應(yīng)力集中的地方最為嚴(yán)重，因此優(yōu)化血管支架的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)，在其發(fā)生塑性變形并撐開血管壁時(shí)盡量減小連接處的應(yīng)力值也十分重要。由于要研究血管支架在受到塑性變形時(shí)的受力狀態(tài)，許多學(xué)者通過運(yùn)用有限元方法分析血管支架的腐蝕行為，并對(duì)此作出優(yōu)化。

Wu等人［56］通過引入材料連續(xù)損傷模型（Continue Damage Model），結(jié)合材料的本構(gòu)模型以及支架的幾何模型，模擬了3種不同網(wǎng)狀支架設(shè)計(jì)的血管支架的展開過程及腐蝕過程，比較了3種支架在展開時(shí)的應(yīng)力狀態(tài)以及服役時(shí)間的長短。結(jié)果表明，并非血管支架材料越多，支架服役狀況就更良好，這與支架的實(shí)際設(shè)計(jì)形式密切相關(guān)。他們用2種不同結(jié)構(gòu)的血管支架進(jìn)行腐蝕實(shí)驗(yàn)，得到了與數(shù)值模擬相符的結(jié)果，表明數(shù)值模擬方法是一種簡單有效的驗(yàn)證支架設(shè)計(jì)合理與否的方法。Grogan等人［37］通過結(jié)合有限元方法和晶體塑性方法，研究了在血管支架膨脹過程中壁厚尺度上的晶粒數(shù)目以及鎂合金的織構(gòu)對(duì)于支架失效可能性以及承載能力的影響。模擬結(jié)果表明，血管支架壁厚尺度上的晶粒數(shù)目對(duì)于支架性能的影響不大，而在鎂合金微細(xì)管擠壓過程中引入的織構(gòu)對(duì)其塑性行為有著很大的影響。Grogan［57］還建立了一個(gè)3D的純鎂血管支架的物理腐蝕模型，假設(shè)其腐蝕速率與周圍溶液中的Mg+的濃度相關(guān)，通過Abaqus軟件的迭代算法計(jì)算了支架的質(zhì)量損失速率。雖然該模型有許多簡化，無法預(yù)測(cè)支架在連接處的斷裂，但其從物理模型的角度，為鎂合金支架的腐蝕行為的研究提供了一個(gè)新鮮的視角。

Schiavone［58］等人建立了不同樣式的血管支架模型，并計(jì)算得到不同樣式的支架在膨脹過程中的受力情況以及對(duì)血管管壁的影響。結(jié)果表明，血管支架單元的設(shè)計(jì)對(duì)其實(shí)際作用效果有著非常重要的影響，在相同的外部壓力下，開放式的支架單元設(shè)計(jì)有著更大的膨脹直徑，但同時(shí)其腐蝕后的收縮率也更大，最容易產(chǎn)生腐蝕的支架部位是各單元結(jié)構(gòu)的連接處。

表2 近期鎂合金血管支架表面處理研究進(jìn)展Table 2 Recent studies on surface modification of magnesium alloys vascular stents

3 結(jié)論

可降解鎂合金血管支架由于其可降解的特點(diǎn)，在人體內(nèi)服役一定時(shí)間之后被降解吸收，降低了再狹窄及并發(fā)炎癥的可能性，并對(duì)患有先天性心血管疾病的兒童的治療有重要意義，因此，可降解的生物鎂合金血管支架有著廣闊的應(yīng)用前景;但鎂合金室溫下較差的成形性能以及在體液環(huán)境中過快的降解速率限制了其應(yīng)用，成為了研究重點(diǎn)?？偨Y(jié)了近年來在鎂合金血管支架應(yīng)用方面的主要進(jìn)展，主要結(jié)論包括以下幾個(gè)方面。

1）鎂合金微細(xì)管材加工主要包括材料改性（細(xì)化晶粒）以及加工工藝的優(yōu)化。其中通過超大塑性變形的方法使鎂合金獲得超細(xì)晶組織，從而提高塑性以及力學(xué)性能得到了廣泛關(guān)注;通過擠壓和拉拔相結(jié)合的方法能夠成形出外徑3.0 mm，壁厚0.25 mm的微細(xì)管材，為鎂合金微細(xì)管的進(jìn)一步精細(xì)加工提供了基礎(chǔ)。

2）鎂合金血管支架耐腐蝕性能的提高主要依靠合金元素的添加以及表面改性處理。在鎂合金血管支架表面涂覆可降解聚合物涂層的方法，不僅符合可降解的特點(diǎn)，還可以根據(jù)基底合金的不同調(diào)節(jié)覆蓋涂層的成分，控制腐蝕速率。

3）數(shù)值模擬尤其是有限元方法，作為一個(gè)簡便而高效的分析手段，可以用來模擬所設(shè)計(jì)的血管支架膨脹過程中的支架受力情況、管坯成形過程以及血管支架及其涂層的腐蝕行為等，提高鎂合金血管支架的設(shè)計(jì)及制造效率。

［1］世衛(wèi)組織媒體中心.心血管?。跡B/OL］.（2011-09）［2012-03-10］.http://www.who.int/mediacentre/factsheets/fs317/zh/.

［2］Van BEUSEKOM H M，SERRUYS P W.Drug-Eluting Stent Endothelium［J］.JACC:Cardiovascular Interventions，2010，3（1）:76—77.

［3］HERMAWAN H，DUBE D，MANTOVANI D.Developments in Metallic Biodegradable Stents［J］.Acta Biomaterialia，2010，6（5）:1693—1697.

［4］MUELLER P P，MAY T，PERZ A，et al.Control of Smooth Muscle Cell Proliferation by Ferrous Iron［J］.Biomaterials，2006，27（10）:2193—2200.

［5］KIM H S，KIM Y H，LEE S W，et al.Safety and Effectiveness of Sirolimus-eluting Stent Implantation for Instent Restenosis of the Unprotected Left Main Coronary Artery［J］.International Journal of Cardiology，2008，124（1）:118—120.

［6］MATSUOKA H，KAWAKAMI H，OHSHITA A，et al.Bare Metal Stent Implantation for In-stent Restenosis with A Drug-eluting Stent［J］.Journal of Cardiology，2010，55（1）:135—138.

［7］李濤，呂志前.生物可降解支架研究進(jìn)展［J］.解剖科學(xué)進(jìn)展，2008，14（4）:436—440.

LI Tao，LYU Zhi-qian.Advance of Biodegradable Stent［J］.Progress of Anatomical Sciences，2008，14（4）:436—440.

［8］HEHRLEIN C.Promises of Biodegradable Stents［J］.Catheterization and Cardiovascular Interventions，2007，69（5）:739.

［9］鄭玉峰，劉彬，顧雪楠.可生物降解性醫(yī)用金屬材料的研究進(jìn)展［J］.材料導(dǎo)報(bào)，2009，23（1）:1—6.

ZHENG Yu-feng，LIU Bin，GU Xue-nan.Research Progress in Biodegradable Metallic Materials for Medical Application［J］.Materials Review，2009，23（1）:1—6.

［10］袁廣銀，章曉波，牛佳林，等.新型可降解生物醫(yī)用鎂合金JDBM的研究進(jìn)展［J］.中國有色金屬學(xué)報(bào)，2011，21（10）:2476—2488.

YUAN Guang-yin，ZHANG Xiao-bo，NIU Jia-lin，et al.Research Progress of New Type of Degradable Biomedical Magnesium Alloys JDBM［J］.The Chinese Journal of Nonferrous Metals，2011，21（10）:2476—2488.

［11］SONG G.Control of Biodegradation of Biocompatible Magnesium Alloys［J］.Corrosion Science，2007，49（4）:1696—1701.

［12］鄭玉峰，顧雪楠，李楠，等.生物可降解鎂合金的發(fā)展現(xiàn)狀與展望［J］.中國材料進(jìn)展，2011，30（4）:30—43.

ZHENG Yu-feng，GU Xue-nan，LI Nan.Development and Prospects of Biodegradable Magnesium Alloys［J］.Materils China，2011，30（4）:30—43.

［13］WAKSMAN R，PAKALA R，OKABE T，et al.Efficacy and Safety of Absorbable Metallic Stents with Adjunct Intracoronary Beta Radiation in Porcine Coronary Arteries［J］.Journal of Interventional Cardiology，2007，20（5）:367—372.

［14］WAKSMAN R，PAKALA R，KUCHULAKANTI P K，et al.Safety and Efficacy of Bioabsorbable Magnesium Alloy Stents in Porcine Coronary Arteries［J］.Catheterization and Cardiovascular Interventions，2006，68（4）:607—617.

［15］HEUBLEIN B，ROHDE R，KAESE V，et al.Biocorrosion of Magnesium Alloys:A New Principle in Cardiovascular Implant Technology［J］.Heart，2003，89（6）:651—656.

［16］PEETERS P，BOSIERS M，VERBIST J，et al.Preliminary Results after Application of Absorbable Metal Stents in Patients with Critical Limb Ischemia［J］.Journal of Endovascular Therapy，2005，12（1）:1—5.

［17］SCHRANZ D，ZARTNER P，MICHEL-BEHNKE I，et al.Bioabsorbable Metal Stents for Percutaneous Treatment of Critical Recoarctation of the Aorta in a Newborn［J］.Catheterization and Cardiovascular Interventions，2006，67（5）:671—673.

［18］ERBEL R，DI MARIO C，BARTUNEK J，et al.Temporary Scaffolding of Coronary Arteries with Bioabsorbable Magnesium Stents:a Prospective，Non-randomized Multicentre Trial［J］.The Lancet，2007，369（9576）:1869—1875.

［19］WERKHOVEN R，SILLEKENS W，LIESHOUT J V.Processing Aspects of Magnesium Alloy Stent Tube［J］.Magnesium Technology，2011:419—424.

［20］SERRUYS P W，KUTRYK M J，ONG A T.Coronary-artery Stents［J］.New England Journal of Medicine，2006，354（5）:483—495.

［21］FANG G，AI W J，LEEFLANG S，et al.Multipass Cold Drawing of Magnesium Alloy Minitubes for Biodegradable Vascular Stents［J］.Materials Science and Engineering:C，2013:3481—3488.

［22］MANABE K，SHIMIZU T，F(xiàn)URUSHIMA T.An Analysis of Temperature Distribution Processing and Deformation Characterization of Narrow Tubes［C］.Proceedings of the 2005 Japanese Spring Conference for the Technology of Plasticity.Sanjyo，Japan，2005:39—40.

［23］VEDANI M，GE Q，WU W，et al.Texture Effects on Design of Mg Biodegradable Stents［J］.International Journal of Material Forming，2012，7（1）:31—38.

［24］HWANG Y M，HUANG S J，HUANG Y S.Study of Seamless Tube Extrusion of SiCp-reinforced AZ61 Magnesium Alloy Composites［J］.The International Journal of Advanced Manufacturing Technology，2013，68（5-8）:1361—1370.

［25］GE Q，DELLASEGA D，DEMIR A G，et al.The Processing of Ultrafine-grained Mg Tubes for Biodegradable Stents［J］.Acta Biomaterialia，2013，9（10）:8604—8610.

［26］FARAJI G，YAVARI P，AGHDAMIFAR S，et al.Mechanical and Microstructural Properties of Ultra-fine Grained AZ91 Magnesium Alloy Tubes Processed via Multi Pass Tubular Channel Angular Pressing（TCAP）［J］.Journal of Materials Science ＆ Technology，2014，30（2）:134—138.

［27］FURUSHIMA T，MANABE K.Experimental and Numerical Study on Deformation Behavior in Dieless Drawing Process of Superplastic Microtubes［J］.Journal of Materials Processing Technology，2007，191（1-3）:59—63.

［28］GE Q，VEDANI M，VIMERCATI G.Extrusion of Magnesium Tubes for Biodegradable Stent Precursors［J］.Materials and Manufacturing Processes，2012，27（2）:140—146.

［29］HANADA K，MATSUZAKI K，HUANG X，et al.Fabrication of Mg Alloy Tubes for Biodegradable Stent Application［J］.Materials Science Engineering:C，2013，33（8）:4746—4750.

［30］INOUE M，UEDA H，HANADA K.Precise Extrusion Processing of Magnesium Alloy Small Tube for Biodegradable Stent Application［C］.The 6th Symposium on Biodegradable Metal.Maratea，Italy，2014:Met-15.

［31］段祥瑞.AZ31鎂合金薄壁細(xì)管塑性加工工藝及組織性能研究［D］.哈爾濱:哈爾濱工業(yè)大學(xué)，2013.

［32］何淼.鎂合金拉拔工藝及組織性能的研究［D］.沈陽:沈陽工業(yè)大學(xué)，2008.

［33］李偉.生物可降解稀土鎂合金血管支架無縫管材的制備技術(shù)及性能研究［D］.重慶:重慶大學(xué)，2011.

［34］林生嶺.WE43鎂合金微管成形及醫(yī)用力學(xué)改性研究［D］.蘭州:蘭州理工大學(xué)，2011.

［35］方剛，閆凱民，曾攀，等.鎂合金微細(xì)管熱擠壓-冷拉拔工藝［J］.塑性工程學(xué)報(bào)，2013，20（5）:11—15.

［36］ZHENG Y，GU X，WITTE F.Biodegradable Metals［J］.Materials Science and Engineering:R，2014，77:1—34.

［37］GROGAN J A，LEEN S B，MCHUGH P E.Computational Micromechanics of Bioabsorbable Magnesium Stents［J］.Journal of Mechanical Behavior Biomedical Materials，2014，34:93—105.

［38］FURUSHIMA T，MANABE K.Experimental Study on Multi-pass Dieless Drawing Process of Superplastic Zn-22%Al Alloy Microtubes［J］.Journal of Materials Processing Technology，2007，187-188:236—240.

［39］吳遠(yuǎn)浩，周曉晨，李楠，等.可降解金屬血管支架研究進(jìn)展［J］.中國材料進(jìn)展，2012，31（9）:27—34.

［40］SMOLA B，JOSKA L，BEZINA V，et al.Microstructure，Corrosion Resistance and Cytocompatibility of Mg-5Y-4Rare Earth-0.5 Zr（WE54）Alloy［J］.Materials Science and Engineering:C，2012，32（4）:659—664.

［41］NEUBERT V，STUL KOV I，SMOLA B，et al.Thermal Stability and Corrosion Behavior of Mg-Y-Nd and Mg-Tb-Nd Alloys［J］.Materials Science and Engineering:A，2007，462（1/2）:329—333.

［42］LI L，GAO J，WANG Y.Evaluation of Cyto-toxicity and Corrosion Behavior of Alkali-heat-treated Magnesium in Simulated Body Fluid［J］.Surface and Coatings Technology，2004，185（1）:92—98.

［43］GU X，ZHENG W，CHENG Y，et al.A Study on Alkaline Heat Treated Mg-Ca Alloy for the Control of the Biocorrosion Rate［J］.Acta Biomaterialia，2009，5（7）:2790—2799.

［44］YE C H，ZHENG Y F，WANG S Q，et al.In Vitro Corrosion and Biocompatibility Study of Phytic Acid Modified WE43 Magnesium Alloy［J］.Applied Surface Science，2012，258（8）:3420—3427.

［45］ZHANG X，ZHAO Z，WU F，et al.Corrosion and Wear Resistance of AZ91D Magnesium Alloy with and without Micro Arc Oxidation Coating in Hank's Solution［J］.Journal of Materials Science，2007，42（20）:8523—8528.

［46］SONG Y，DONG K，SHAN D，et al.Investigation of a Novel Self-sealing Pore Micro-arc Oxidation Film on AM60 Magnesium Alloy［J］.Journal of Magnesium and Alloys，2013，1（1）:82—87.

［47］ABBAS G，LIU Z，SKELDON P.Corrosion Behavior of Laser-melted Magnesium Alloys［J］.Applied Surface Science，2005，247（1）:347—353.

［48］高亞麗，熊黨生，王存山，等.醫(yī)用鎂合金激光熔覆羥基磷灰石涂層初探［J］.特種鑄造及有色合金，2009，29（4）:305—307.

［49］WANG H，GUAN S，WANG X，et al.In Vitro Degradation and Mechanical Integrity of Mg-Zn-Ca Alloy Coated with Ca-deficient Hydroxyapatite by the Pulse Electrode Position Process［J］.Acta Biomaterialia，2010，6（5）:1743—1748.

［50］SALUNKE P，SHANOV V，WITTE F.High Purity Biodegradable Magnesium Coating for Implant Application［J］.Materials Science and Engineering:B，2011，176（20）:1711—1717.

［51］WU G，XU R，F(xiàn)ENG K，et al.Retardation of Surface Corrosion of Biodegradable Magnesium-based Materials by Aluminum Ion Implantation［J］.Applied Surface Science，2012，258（19）:7651—7765.

［52］REGAR E，SIANOS G，SERRUYS P.Stent Development and Local Drug Delivery［J］.British Medical Bulletin，2001，59（1）:227—248.

［53］WANG J，HE Y，MAITZ M F，et al.A Surface-eroding Poly（1，3-trimethylene Carbonate）Coating for Fully Biodegradable Magnesium-based Stent Applications:Toward Better Biofunction，Biodegradation and Biocompatibility［J］.Acta Biomaterialia，2013，9（10）:8678—8689.

［54］GU X，ZHENG Y，LAN Q，et al.Surface Modification of An Mg-1Ca Alloy to Slow Down Its Biocorrosion by Chitosan［J］.Biomedical Materials，2009，4（4）:044109.

［55］GRAY-MUNRO J E，SEGUIN C，STRONG M.Influence of Surface Modification on the In Vitro Corrosion Rate of Magnesium Alloy AZ31［J］.Journal of Biomedical Materials Research Part A，2009，91（1）:221—230.

［56］WU W，GASTALDI D，YANG K，et al.Finite Element Analyses for Design Evaluation of Biodegradable Magnesium Alloy Stents in Arterial Vessels［J］.Materials Science and Engineering:B，2011，176（20）:1733—1740.

［57］GROGAN J A，LEEN S B，MCHUGH P E.A Physical Corrosion Model for Bioabsorbable Metal Stents［J］.Acta Biomaterialia，2014，10（5）:2313—2322.

［58］SCHIAVONE A，ZHAO L G，ABDEL-WAHAB A A.Effects of Material，Coating，Design and Plaque Composition on Stent Deployment inside A Stenotic Artery-Finite Element Simulation［J］.Materials Science Engineering:C，2014，42:479—488.