技术领域
本发明涉及医疗器械技术领域，特别涉及一种用于制备支架的生物可降解管材以及生物可降解支架。
背景技术
冠心病是一种常见的心脏疾病，是导致心脏病患者死亡的主要诱因。冠心病是由胆固醇或其他脂质在冠状动脉血管内壁发生沉积，形成“斑块”，而造成血管狭窄或阻塞所引起的疾病。随着时间推移，这层淤积的“斑块”将导致流向心脏的血流变慢，从而诱发患者胸痛。如果血管出现完全阻塞，致使氧气无法进入心脏，患者将因心脏缺氧而引起心脏病、心肌梗死或心脏组织受损。
冠状动脉支架的问世，无疑为冠心病提供了一种有效的治疗方法，它是目前临床上急性心肌梗死后，缺血心肌血运重建的主要治疗手段。例如冠状动脉多支血管病变、左主干狭窄，已经可以通过血管支架介入治疗达到血运重建的效果。支架植入术可明显缓解狭窄血管远端的心肌供血情况，有效地缓解患者的临床症状，控制疾病的进一步恶化，明显提高冠心病患者的生活质量。
但是，金属支架作为永久植入物进入人体后，会影响血管正常舒张收缩功能，而且晚期易产生血管弹性回缩、血管内膜损伤、支架血栓形成、血管内膜及平滑肌增生等问题。为了有效解决金属支架植入后的临床问题，生物可降解支架应运而生。
与金属支架相比，生物可降解支架具有如下特点：
第一、组织相容性好，降低了远期的血栓风险，缩短了必须口服抗凝药物的时间；
第二、可塑性良好，适应各类血管；
第三、中短期机械性能良好，远期可完全降解；
第四、支架具备载药条件。
目前，生物可降解支架一般由可降解聚合物材料制成，与金属支架相比，生物可降解支架最大的不足是其机械特性，即支撑力差，而且易发生早期弹性回缩。因此，为尽可能提高生物可降解支架的机械性能，现阶段的生物可降解支架的壁厚远远大于金属支架，这会导致诸多问题，例如血管内皮化过程缓慢，在植入早期易引发炎症血栓问题，同时也限制了其在狭窄较为严重的血管以及小血管中的应用。
为了解决上述问题，美国专利申请US20120089221A1公开了一种多层可降解支架，该支架具有多层，且不同层具有不同的分子量和聚合物结构，从而具有不同的降解速率，而且，支架由内层至外层的降解速率依次递增，内层降解速度最慢，外层降解速度最快。然而，该支架的外层材料降解后，内层很难保证对于血管病变的支撑效果，尤其在食道等大直径腔体中无法提供有效的径向支撑力。而且，由于支架设计为由外层至内层降解速率依次降低，导致支架植入病变位置后，支架本体随时间的增加逐步降解，管腔面积始终未曾增大，可能引起再狭窄的风险。
中国专利申请CN103142335A公开了一种热塑性可降解纤维编织支架，该支架是由热塑性可降解纤维交错编织成的原始管材，通过在热塑性可降解纤维的软化点温度以上、熔点温度以下进行热处理或热压合的方法使纤维在交错点粘合。采用热处理或热压合的方法使纤维粘合成完整的支架，在进行支架植入手术扩张时，容易在粘合点处产生断裂，而且，单根纤维的断裂会增加血管内皮化时间，易引起血栓等问题，并且，粘合成型亦会影响支架的疲劳性能。
发明内容
本发明的目的在于提供一种用于制备支架的管材及其制备方法、支架及其制备方法，以解决现有技术中生物可降解支架的力学性能低的问题。
为实现上述目的以及其它相关目的，本发明提供了一种用于制备支架的管材，所述管材包括沿所述管材的径向从外到内顺序布置的管材外层、管材中间层和管材内层；所述管材外层和管材内层均由生物可降解聚合物组成，所述管材中间层由生物可降解纤维编织而成。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，所述管材外层包含至少一层由生物可降解聚合物组成的子外层，所述管材内层包含至少一层由生物可降解聚合物组成的子内层。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，组成所述管材外层的生物可降解聚合物和组成所述管材内层的生物可降解聚合物选自以下一种或多种:
聚乳酸、聚乙醇酸、聚乳酸/乙醇酸共聚物、聚己内酯、聚乳酸-己内酯共聚物、聚三亚甲基碳酸酯、聚丁二酸丁二醇酯、聚羟基丁酸戊酯、聚乙酰谷氨酸、聚正酯以及聚酯酰胺。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，所述管材外层的降解速率小于所述管材内层的降解速率。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，组成所述管材外层的生物可降解聚合物的重均分子量大于组成所述管材内层的生物可降解聚合物的重均分子量。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，组成所述管材外层的生物可降解聚合物的重均分子量为500,000至1000,000Da，组成所述管材内层的生物可降解聚合物的重均分子量为200,000至500,000Da。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，所述管材内层和管材外层的结晶度小于20％。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，所述管材内层的壁厚占管材总壁厚的50％以上。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，所述生物可降解纤维为聚酯纤维。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，所述生物可降解纤维为聚丙交酯纤维、聚乙交酯纤维、聚丙乙交酯纤维和聚二氧杂环己酮纤维中的一种或多种。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，所述生物可降解纤维的直径为0.05～0.6mm。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，所述管材中间层由生物可降解纤维以单根编织丝和/或多根编织丝形式上下排列布置并交错编织而成。
优选地，在上述的用于制备支架的管材中，所述管材中间层在轴向方向上每英寸交错数为20～100，在圆周方向上每英寸的交错数为8～64。
为实现上述目的以及其它相关目的，本发明提供了一种上述管材的制备方法，包括以下步骤：
a)提供一由生物可降解聚合物制备的原始管材，该原始管材作为所述管材内层；
b)在所述原始管材的外表面上生物可降解纤维交错编织，形成所述管材中间层；以及
c)将生物可降解聚合物设置在编织后的所述原始管材上，形成所述管材外层。
优选地，在上述的步骤a)中，所述原始管材的拉伸弹性模量大于1Gpa。
优选地，在上述的步骤a)中，将生物可降解聚合物通过挤出成型工艺或多层共挤出复合工艺获得所述原始管材；和/或
在上述的步骤c)中，将生物可降解聚合物通过挤出成型工艺或多层共挤出复合工艺设置在编织后的所述原始管材上。
为实现上述目的以及其它相关目的，本发明提供了一种支架，由上述任意一项所述的管材制备而成。
为实现上述目的以及其它相关目的，本发明再提供了一种支架的制备方法，包括以下步骤：
d)将如上任意一项所述的管材进行径向吹胀和轴向拉伸；
e)将处理后的管材切割以得到所述支架。
优选地，在上述的步骤d)中，径向吹胀的步骤包括：
d1)将所述管材放置于一内腔为管状的模具中，所述内腔的直径与预设的处理后的管材外径相等；
d2)将所述管材和模具进行加热；之后
d3)向所述管材内注入一流体并使所述管材扩张至贴合所述模具的内腔内壁；
其中，步骤d2)中，所述管材和模具被加热到高于生物可降解聚合物的玻璃化转变温度且低于生物可降解聚合物的熔融温度的温度，所述生物可降解聚合物的玻璃化转变温度取值为组成管材所有生物可降解聚合物的玻璃化转变温度的最大值，所述生物可降解聚合物的熔融温度取值为组成管材所有生物可降解聚合物的熔融温度的最小值。
优选地，径向吹胀和轴向拉伸之后，还包括：
在恒定的压力下，冷却所述管材和模具。
优选地，在上述步骤d)中，在径向吹胀前、中、后，对所述管材实施轴向拉伸。
与现有技术相比，本发明之管材以及由该管材制备的支架具有如下优点：
第一、支架含有生物可降解纤维编织结构，具有较高的力学性能，在食道等大直径腔体中可提供有效的径向支撑力，起到良好的支撑作用和保持较长的支撑时间；
第二、纤维编织结构包覆在生物可降解聚合物材料中，由于生物可降解聚合物的柔顺性好，因此，可以确保支架具有良好的弯曲形变性能，使支架能够应用于各种血管，同时减少了支架植入血管后舒张收缩过程产生的疲劳断裂风险；
第三、管材外层的降解速率小于管材内层的降解速率，相应的，管材制备的支架中间层以及支架内层完成降解的时间依次递减，降低了支架在降解过程中因崩解引发炎症等风险；
第四、相比于现有的生物可降解聚合物支架，本发明的支架壁薄，便于促进内皮化，降低支架植入产生血栓等风险。
附图说明
图1是本发明一实施例的管材的透视图；
图2是本发明一实施例的管材中间层的平面示意图；
图3是本发明一实施例的采用单根编织丝交错编织而成的管材中间层的局部示意图；
图4是图3所示的管材中间层于A处的示意图；
图5是本发明一实施例的采用双根编织丝交错编织而成的管材中间层的局部示意图；
图6是图5所示的管材中间层于B处的示意图；
图7是本发明一实施例的采用单、双根编织丝交错编织而成的管材中间层的局部示意图；
图8是图7所示的管材中间层于C处的示意图。
图中的附图标记说明如下：
10-管材；11-管材外层；12-管材中间层；13-管材内层；121-编织丝。
具体实施方式
为使本发明的目的、优点和特征更加清楚，以下结合附图1～8对本发明提出的用于制备支架的管材及其制备方法、支架及其制备方法作进一步详细说明。需说明的是，附图均采用非常简化的形式且均使用非精准的比例，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施例的目的。
如在本说明书和所附权利要求中所使用的，单数形式“一”、“一个”以及“该”包括复数对象，除非内容另外明确指出外。如在本说明书和所附权利要求中所使用的，术语“或”通常是以包括“和/或”的含义而进行使用的，除非内容另外明确指出外。
图1是本发明一实施例的管材的透视图，其中，以虚线示意性地示出了本实施例的管材10于图中视角下的不可见部分。
如图1所示，所述管材10包括沿其径向从外到内顺序布置的管材外层11、管材中间层12和管材内层13；特别的，所述管材外层11和管材内层13均由生物可降解聚合物组成，而所述管材中间层12由生物可降解纤维编织而成。
本实施例中，可采用如下方法制备上述管材10，具体包括：
第一步：提供一根由生物可降解聚合物制成的原始管材作为管材内层13；
第二步：在所述原始管材的外表面上生物可降解纤维交错编织，以在所述原始管材的外表面上形成管材中间层12；
第三步：将生物可降解聚合物设置在编织后的所述原始管材上，以在管材中间层12外表面形成管材外层11，并得到管材10。
上述第一步中，原始管材由生物可降解聚合物制备得到。具体而言，例如将生物可降解聚合物置于挤出机的料筒中，并通过熔融挤出，便可得到所述原始管材。此步骤中，可通过挤出成型工艺得到的原始管材仅包含一层生物可降解聚合物组成的子内层。所述的生物可降解聚合物可是单个单体聚合而成的生物可降解均聚物，可以是多个单体聚合而成的生物可降解共聚物，也可以是以上均聚物和(或)共聚物组成的混合物。本发明中，所述原始管材(即管材内层13)不局限于仅包括一层子内层，还可以包括两个或以上子内层，相邻的子内层由不同的生物可降解聚合物组成。此时，通过多层挤出工艺(更具体为，多层共挤出复合工艺)得到包含多个子内层的原始管材。显然，含有多个子内层的原始管材中不相邻的每个子内层的生物可降解聚合物材料可以不相同，可以相同。
本实施例中，子内层的生物可降解聚合物包括以下材料中的一种或多种：聚乳酸、聚乙醇酸、聚乳酸/乙醇酸共聚物、聚己内酯、聚乳酸-己内酯共聚物、聚三亚甲基碳酸酯、聚丁二酸丁二醇酯、聚羟基丁酸戊酯、聚乙酰谷氨酸、聚正酯以及聚酯酰胺。其中，优选地，选用的生物可降解聚合物为聚左旋乳酸等具有高度结晶能力的聚合物材料，高度结晶能力的材料能够赋予支架良好的血管支撑作用。具体地说，具有高度结晶能力的生物聚合物材料经过后处理例如径向吹胀和轴向拉伸后，结晶度可以得到提高，确保了后续制备得到的支架具有优良的力学性能。
所述原始管材所包含的生物可降解聚合物的重均分子量优选为200,000至500,000Da，例如200,000至300,000Da，280,000至400,000Da，或400,000至500,000Da等。如果原始管材包括多个子内层，那么所有组成子内层的生物可降解聚合物的重均分子量优选为200,000至500,000Da，例如200,000至300,000Da，280,000至400,000Da，或400,000至500,000Da等。
优选，所述管材内层13的拉伸弹性模量大于1Gpa，高弹性模量的管材可赋予支架内层具有较高的编织支撑强度。优选，为了确保足够的支撑强度，所述支架内层的壁厚占支架总壁厚的50％以上。
上述第二步中，生物可降解纤维以单根和/或多根编织丝的形式排列布置并交错编织形成管材中间层12，具体如图2所示。图2揭示了本发明一实施例的管材中间层的平面示意图。
本实施例中，用于制备管材中间层的生物可降解纤维为可降解聚酯纤维，更优选所述生物可降解聚酯纤维选自：聚丙交酯纤维、聚乙交酯纤维、聚丙乙交酯纤维以及聚二氧杂环己酮纤维。
作为优选的实施方式，每根生物可降解纤维的直径为0.05mm至0.6mm。在本实施例中，所述生物可降解纤维的直径可选为0.05mm、0.1mm、0.6mm。
进一步，根据图3和图4所揭示的实施例，所述管材中间层12由生物可降解纤维以单根编织丝形式上下排列布置并交错编织而成。根据图5和图6所揭示的实施例，所述管材中间层12由生物可降解纤维以双根编织丝形式上下排列布置并交错编织而成。根据图7和图8所揭示的实施例，所述管材中间层12由生物可降解纤维以双单、双根编织丝形式上下排列布置并交错编织而成，例如下方的两根编织丝121与上方的一根编织丝121上下排列布置并交错编织。作为优选的实施方式，本实施例的管材中间层12的轴向编织PPI(解释为：轴向方向上，每英寸中编织丝的交错数，即Picks Per Inch，)为20至100，例如45、50、55等。在此范围中的PPI，一方面可以确保管材10具有良好的机械性能，另一方面可以保证管材各层之间的连接强度。具体地说，选择较小的PPI，则所述管材10的机械性能差，而选择较大的PPI，则所述管材10各层之间的粘接强度弱。
作为优选的实施方式，本实施例的管材中间层12的圆周方向上编织丝的交错数，即轴向编织PPI为8至64，例如为8、16、32、64。在此范围中的周向编织丝交错数，一方面可以确保管材10具有良好的柔顺性，另一方面可以保证管材10整体的力学强度。具体地说，选择较小的周向编织丝交错数，则所述管材10的柔顺性好，而选择较大的周向编织丝交错数，则所述管材10的力学强度高。
上述第三步中，类似地，将生物可降解聚合物置于挤出机的料筒中，并以编织后的原始管材为芯轴，通过包覆挤出得到管材外层11。与管材内层13类似，所属管材外层11不局限于仅包含一层由生物可降解聚合物组成的子外层，还可以包括两层或两层以上的子外层。同样，组成每层子外层的生物可降解聚合物材料可以是均聚物，共聚物，或为均聚物和(或)共聚物的混合物；组成非相邻的子外层的生物可降解聚合物的材料可以相同或不同。
本实施例中，子外层的生物可降解聚合物包括以下材料中的一种或多种：聚乳酸、聚乙醇酸、聚乳酸/乙醇酸共聚物、聚己内酯、聚乳酸-己内酯共聚物、聚三亚甲基碳酸酯、聚丁二酸丁二醇酯、聚羟基丁酸戊酯、聚乙酰谷氨酸、聚正酯以及聚酯酰胺。其中，优选地，选用的生物可降解聚合物为聚左旋乳酸等具有高度结晶能力的聚合物材料，高度结晶能力的材料能够赋予支架良好的血管支撑作用。
根据本发明的一个实施例，组成管材外层的生物可降解聚合物的重均分子量大于组成管材内层的生物可降解聚合物的重均分子量，重均分子量越大，完成降解的时间越长。组成管材外层的生物可降解聚合物的重均分子量优选为500,000至1000,000Da，例如500,000至800,000Da。即组成所述子外层的生物可降解聚合物的重均分子量也为500,000至1000,000Da，例如500,000至800,000Da。
这样，由管材制备得到的支架中的支架外层、支架中间层以及支架内层(即对应着管材外层、管材中间层以及管材内层)完成降解的时间依次递减，以降低支架在降解过程中因崩解引发炎症等的风险。可以理解的，以同时开始降解为例，所述支架内层最先完成降解，其次是支架中间层，最后是支架外层，这样，即使支架内层已完成降解，本实施例的支架还可以通过支架外层支撑血管，确保足够的支撑力，并且，在逐步降解过程中，管腔面积始终保持在增大状态，因而可以避免再狭窄的风险。当然，所述支架外层、支架中间层和支架内层并不一定需要同时开始降解，只要确保支架内层最先完成降解，而且支架外层最后完成降解便可。
优选，所述管材外层11和(或)管材内层13的生物可降解聚合物为无定形聚合物，而且结晶度更优选低于20％。在结晶度小于20％的情况下，所述管材10经过径向吹胀和轴向拉伸，以提高生物可降解聚合物的结晶度，从而制备出具有较好的力学支撑性能和扩张能力的支架。发明人发现，管材中的生物可降解聚合物的结晶度若大于20％，则管材10在径向吹胀和轴向拉伸过程中容易断裂。因此，选择组成管材外层11和(或)管材内层13的生物可降解聚合物结晶度小于20％。
优选，在上述第三步之后，还包括：
第四步：冷却管材10，以固化管材外层11，防止脱落。
进一步，将上述制备好的管材10经过径向吹胀和轴向拉伸工艺处理，获得更高的结晶度提高径向支撑强度，确保支架具有良好的力学性能。进一步，对径向吹胀和轴向拉伸之后的管材10进行切割以制得支架。优选通过激光切割机切割管材10。由于激光切割为冷切割工艺，相比于热切割，管材10受热影响小，可以确保管材10本身的性能。由于采用切割方式处理管材得到支架，因此支架的内层，中间层，外层的组成物种类、组成物的重均分子量等均与管材的内层，中间层和外层一一对应。
本实施例中，对管材10实施径向吹胀时，包括如下步骤：
步骤一：将管材10放置于一内腔为管状的模具中，所述模具的内腔的直径与预设的径向吹胀和轴向拉伸处理后的管材外径一致；优选导热性好且不易变形的模具，而且，该模具的内径等于扩张后的管材10的外径；根据本发明的一个实施例，模具内腔的直径为2.5mm至36mm；
步骤二：将管材10和模具进行加热；具体的，将管材10和模具加热到预定的温度，该预定的温度为高于生物可降解聚合物的玻璃化转变温度Tg且低于生物可降解聚合物的熔融温度Tm，其中，所述生物可降解聚合物的玻璃化转变温度取值为组成管材10所有生物可降解聚合物的玻璃化转变温度Tg中的最大值，生物可降解聚合物的熔融温度取值为组成管材10所有生物可降解聚合物的熔融温度Tm中的最小值；
步骤三：向管材10内注入流体(如气体或液体，优选气体，无污染)并使管材10扩张至贴合所述模具的内腔内壁。
其中，在对管材10实施径向吹胀之前，或者，径向吹胀过程中，再或者径向吹胀之后，对管材10进行轴向拉伸。
进一步，径向吹胀和轴向拉伸之后，还包括：在恒定的压力下，冷却管材10和模具；具体地说，保持步骤三中的扩张压力，通过水冷或气冷的方式迅速冷却管材10和模具，直至管材10和模具降温到生物可降解聚合物的玻璃化转变温度Tg以下，以定型径向吹胀和轴向拉伸处理后的管材10。
更进一步，冷却管材10和模具后，还需要卸除扩张压力，以取出管材10，以用于制备本发明的支架。
为了说明本实施例的支架的性能，本实施例对三个支架作了相应的测试，以验证支架之性能的改善情况。以下实施方式将具体说明这三个支架及其对应的测试结果。
在第一个实施例中，所述支架通过如下方式制得：
首先，所述管材内层13的生物可降解聚合物选用聚羟基乙酸，重均分子量为200,000～300,000Da，并通过挤出成型，得到外径为0.99mm，内径为0.43mm的原始管材(既为所述管材内层13)；
其次，所述管材中间层12的生物可降解纤维选用直径为0.05mm的聚丙交酯纤维，并以单根编织丝形式排列布置并交错编织于管材内层13上，且轴向编织PPI为55，周向编织丝交错数为8；
之后，所述管材外层11的生物可降解聚合物选用左旋聚乳酸，重均分子量为500,000～800,000Da，相应通过挤出成型，并得到外径为1.39mm，总壁厚为0.48mm的管材10；
随后，径向吹胀和轴向拉伸管材10，并得到最大外径为3.25mm，壁厚为0.1mm的成型管材；此步骤中，管材10和模具的加热温度为80℃；
紧接着，利用飞秒激光切割技术，切割所述成型管材，便得到所述支架。
测试时，对支架的表面进行药物喷涂并压握支架，且压握后，进行电子束灭菌处理。将处理后的支架放置于37℃的生理盐水中(此温度接近体内温度，测试更正确)，并使支架扩张至最大外径3.25mm。此过程中，支架未发生断裂。之后，通过测量设备测量扩张后支架的支撑力。本实施例采用的测量设备例如是径向测量仪，其主要通过周向环绕扩张后的支架并压缩支架而测量所述支撑力，得到的结果是支撑力为144kpa，此值高于纯聚左旋乳酸制备的支架(所述纯聚左旋乳酸制备的支架即为仅由聚左旋乳酸管材制备而成的支架，其中聚左旋乳酸由左旋乳酸均聚制备，重均分子量为600,000Da～800,000Da，下同)的支撑力(约100kpa)。因而，本实施例的支架径向支撑效果明显提升。
本实施例的支架的扩张原理是：将支架压握在一个球囊上，在模拟人体温度下使用一充盈器加压所述球囊，并使支架扩张到目标外径。之后，将球囊泄压并从球囊上取下支架，将扩张后的支架放入径向测量仪中进一步获取支撑力即可。
进一步，本实施例的支架进行了体外实时降解测试。在支架降解1年后，通过红外光谱测试，未观察到支架中存在羟基乙酸，这表明由聚羟基乙酸制备的支架内层已基本完全降解。同时，还对此部分降解的支架进行力学测试，所述支架的支撑力(144kpa)无显著下降。由此可见，本实施例的支架中支架内层最先完成降解，但是支架的支撑力没有收到较大的影响。
更进一步，将本实施例的支架植入人造弯曲血管中，通过缓冲液脉冲模拟体内环境，植入6个月后，未发现支架有断裂移位等现象，这表明本实施例的支架具有良好的弯曲形变性能，能够适用于弯曲血管等复杂病变位置处。
接着，在第二个实施例中，与实施例一类似，所述支架通过如下方式获得：
首先，所述管材内层13的生物可降解聚合物选用聚左旋乳酸-己内酯的共聚物，重均分子量为280,000～400,000Da，其中左旋乳酸与己内酯单体的质量比为1:1，并通过挤出成型，得到外径为0.91mm，内径为0.43mm的原始管材；
其次，所述管材中间层12的生物可降解纤维选用直径为0.1mm的聚乙交酯纤维，并以双根编织丝形式排列布置并交错编织于管材内层13上，且轴向编织PPI为45，周向编织丝交错数为16；
之后，所述管材外层11的生物可降解聚合物选用左旋聚乳酸，重均分子量为500,000～800,000Da，相应通过挤出成型，并得到外径为1.39mm，总壁厚为0.48mm的管材10；
随后，径向吹胀和轴向拉伸管材10，并得到最大外径为3.25mm，壁厚为0.1mm的成型管材；此步骤中，管材10和模具的加热温度为80℃；
紧接着，利用飞秒激光切割技术，切割所述成型管材，便得到支架。
测试时，对支架的表面进行药物喷涂并压握支架，且压握后，进行电子束灭菌处理。与实施例一的支架相同，将处理后的支架放置于37℃的生理盐水中，并使支架扩张至最大外径3.25mm。此过程中，所述支架未发生断裂。之后，通过径向测量仪测量扩张后支架的支撑力，测得支撑力为135kpa，此值明显高于纯聚左旋乳酸制备的支架的支撑力(约100kpa)。因而，本实施例的支架径向支撑效果同样明显提升。
类似地，对本实施例支架进行了体外实时降解测试。在支架降解1年后，对支架通过红外光谱测试，未观察到己内酯存在，这表明本实施例的聚左旋乳酸-己内酯制备得到的支架内层已基本完全降解。同时，对该部分降解的支架进行力学测试，所述支架的支撑力(135kpa)无显著下降。
继续，在第三个实施例中，相应的支架通过如下方式获得：
首先，所述管材内层13的生物可降解聚合物选用聚左旋乳酸-羟基乙酸的共聚物，重均分子量为400,000～500,000Da，左旋乳酸与羟基乙酸单体的质量比为4:1，并通过挤出成型，得到外径为5.28mm，内径为2.54mm的原始管材；
其次，所述管材中间层12的生物可降解纤维选用直径为0.6mm的聚丙乙交酯纤维，并以单、双根编织丝形式交替排列，并交错编织于管材内层13上，且轴向编织PPI为50，周向编织丝交错数为64；
之后，所述管材外层11的可降解聚合物选用左旋聚乳酸，重均分子量为500,000～800,000Da，相应通过挤出成型，并得到外径为8.0mm，总壁厚为2.73mm的管材10；
随后，径向吹胀和轴向拉伸管材10，并得到最大外径为36.0mm，壁厚为0.15mm的成型管材；此步骤中，管材10和模具的加热温度为80℃；
紧接着，利用飞秒激光切割技术，切割所述成型管材，便得到支架。
测试前，对所述支架的表面进行药物喷涂并压握支架，且压握后，进行电子束灭菌处理。处理后，与上述实施例的支架一样，将本实施例的支架同样放置于37℃的生理盐水中，并使支架扩张至最大外径36.0mm。此过程中，支架未发生断裂。之后，通过径向测量仪测量扩张后支架的支撑力，得到的结果是支撑力为154kpa。毫无疑问，本实施例支架的支撑力高于纯聚左旋乳酸制备的支架的支撑力(约100kpa)。因而，本实施例支架的径向支撑效果也明显提升。
基于相同原理，对本实施例支架进行了体外实时降解测试。在支架降解6个月后，通过红外光谱测试，未观察到羟基乙酸存在，则表明由聚左旋乳酸-羟基乙酸制备的支架内层已基本完全降解。同时，对该部分降解的支架进行力学试验，所述支架的支撑力(154kpa)无显著下降。又将支架植入人造弯曲血管，发现，支架贴壁性良好，并且，降解6个月后，所述支架未发生断裂、移位等现象。
综上，本领域的技术人员应知道，所述支架中间层可以由一种生物可降解纤维编织而成，也可以根据不同的生物可降解纤维的特点采用多种生物可降解纤维编织而成。本发明对利用不同的生物可降解纤维进行编织的方式没有特别的限定。例如将不同生物可降解纤维间隔排列后单丝编织方式编织，又例如将不同生物可降解纤维排列成双丝，然后以双丝编织方式编织，又例如将一种生物可降解纤维形成的单编织丝和另一种生物可降解纤维形成的双编织丝间隔排列布置后以单、双丝编织方式编织。这些都在本发明的保护范围内。
与现有技术相比，本发明的支架具有如下优点：
第一、支架中间层含有生物可降解纤维编织结构，具有较高的力学性能，在食道等大直径腔体中可提供有效的径向支撑力，起到良好的支撑作用和保持较长的支撑时间。
第二、纤维编织结构包覆在可降解聚合物材料中，由于可降解聚合物的柔顺性好，因此，可以确保支架具有良好的弯曲形变性能，使支架能够应用于各种血管，同时减少了支架植入血管后舒张收缩过程产生的疲劳断裂风险。
第三、支架外层、支架中间层以及支架内层完成降解的时间依次递减，降低了支架在降解过程中因崩解引发炎症等风险。
第四、相比于现有的生物可降解聚合物支架，如纯聚左旋乳酸支架，本发明的支架壁薄，便于促进内皮化，降低支架植入产生血栓等风险。
上述描述仅是对本发明较佳实施例的描述，并非对本发明范围的任何限定，本发明领域的普通技术人员根据上述揭示内容做的任何变更、修饰，均属于权利要求书的保护范围。