本發(fā)明屬于醫(yī)用材料領(lǐng)域，特別的，涉及一種抗再狹窄的管腔內(nèi)支架材料，尤其是，一種抗再狹窄的血管支架材料。1987年，Sigwart等首次將血管內(nèi)金屬支架用于冠狀動(dòng)脈，收到了意想不到的效果，為治療血管堵塞性疾病提供了很好的途徑。冠狀動(dòng)脈支架是一種由金屬不銹鋼材料制成的血管內(nèi)支撐器，它具有良好的可塑性和幾何穩(wěn)定性，可在閉合狀態(tài)下經(jīng)導(dǎo)管送至病變部位，然后用氣囊擴(kuò)張等方法將其展開，起到支撐血管的作用。冠狀動(dòng)脈支架植入術(shù)由于有效地避免了球囊擴(kuò)張后血管壁急性閉鎖、彈性回縮以及非正常的血管重塑，使初始管腔擴(kuò)大更為明顯，再狹窄(ISR)率明顯降低。但由于支架無(wú)法避免組織增生，再加之金屬本身的血栓源性，使得支架植入后仍有10％-30％再狹窄發(fā)生。再狹窄一旦發(fā)生，治療過程比自然的冠狀動(dòng)脈狹窄更加復(fù)雜。有三種原因可以導(dǎo)致支架后再狹窄：1、在支架植入的最初時(shí)期，支架表面與血液直接接觸，該新出現(xiàn)的異體表面導(dǎo)致急性血栓，從而使血管再次發(fā)生阻塞。2、植入支架會(huì)發(fā)生血管損傷，同樣也會(huì)產(chǎn)生炎癥反應(yīng)，這是在復(fù)原過程的最初七天內(nèi)影響血管復(fù)原的重要因素(除上述血栓外，血管損傷和炎癥反應(yīng)也能形成血栓)。這里同時(shí)存在的血管損傷和炎癥反應(yīng)與生長(zhǎng)因子的釋放相關(guān)，釋放的生長(zhǎng)因子激發(fā)平滑肌細(xì)胞顯著增生，由于細(xì)胞的生長(zhǎng)不可控，因此這使得已修復(fù)血管很快又再度發(fā)生阻塞。3、幾周后，支架開始長(zhǎng)入血管組織。這意味著支架被血管內(nèi)皮細(xì)胞完全包圍，它已不能和血液接觸。這一愈合過程非常特別(新生內(nèi)膜增生)，增生部分不僅可覆蓋支架表面，而且還能阻塞整個(gè)支架的內(nèi)部空間。因此，ISR已經(jīng)成為制約經(jīng)皮穿刺冠狀動(dòng)脈成形術(shù)發(fā)展的主要因素。尤其需要注意的，血管經(jīng)支架擴(kuò)張后造成血管壁的內(nèi)皮細(xì)胞和平滑肌細(xì)胞損傷，會(huì)引起血栓和炎癥反應(yīng)。伴隨血小板的細(xì)胞生長(zhǎng)因子的釋放，如PDGF、EGF等，刺激血管平滑肌細(xì)胞的增殖和遷移。被激活的平滑肌細(xì)胞由收縮顯型轉(zhuǎn)變?yōu)楹铣娠@型，受損后3天內(nèi)，20％到40％的中膜平滑肌細(xì)胞進(jìn)入細(xì)胞增殖周期。新合成的細(xì)胞遷移到平滑肌內(nèi)膜層，分泌大量的細(xì)胞外基質(zhì)。同時(shí)，炎癥細(xì)胞會(huì)侵襲損傷部位，進(jìn)入血管壁的更深層。功能紊亂的內(nèi)皮細(xì)胞也對(duì)平滑肌細(xì)胞的增殖和遷移有所貢獻(xiàn)。直到受損部位的內(nèi)皮重新長(zhǎng)成，內(nèi)膜增殖才逐漸減慢，然而細(xì)胞外基質(zhì)增多進(jìn)一步引起內(nèi)膜增厚。這多種生物過程同時(shí)作用導(dǎo)致了術(shù)后血管的再狹窄的發(fā)生。為了解決上述問題，人們采用物理、化學(xué)等方法對(duì)支架表面進(jìn)行適當(dāng)?shù)母男蕴幚硪蕴岣咂渖锵嗳菪?。包括?、對(duì)支架材料、結(jié)構(gòu)的重新設(shè)計(jì)；2、放射治療；3、對(duì)支架表面進(jìn)行改性，可涂覆具有良好生物相容性的無(wú)機(jī)涂層、聚合物涂層或涂覆藥物涂層；4、使用內(nèi)皮細(xì)胞覆蓋支架等。其中藥物涂層支架是目前預(yù)防再狹窄方法中最受關(guān)注的有效方法之一。藥物洗脫支架(DrugElutingStent，DES)于2002年問世，與BMS相比，DES在不同類型的冠狀動(dòng)脈病變中都有顯著的優(yōu)勢(shì)，經(jīng)皮冠狀動(dòng)脈介入治療(PCI)術(shù)后再狹窄發(fā)生率大幅降低。但正當(dāng)DES開始大量應(yīng)用于臨床時(shí)，支架內(nèi)晚期血栓形成的問題卻浮出了水面，在2006年ESC大會(huì)的報(bào)道中發(fā)現(xiàn)：藥物涂層支架的晚期血栓形成和再狹窄率比裸支架高。冠脈藥物洗脫支架應(yīng)用后存在由于支架內(nèi)皮愈合不良導(dǎo)致的支架血栓以及支架晚期管腔丟失問題，前者是由于支架內(nèi)皮覆蓋率不足導(dǎo)致血栓凝結(jié)，后者由于支架內(nèi)皮未能夠?qū)崿F(xiàn)功能性修復(fù)，即使支架表面實(shí)現(xiàn)內(nèi)皮覆蓋，但倘若支架內(nèi)皮功能性未恢復(fù)，內(nèi)皮結(jié)構(gòu)無(wú)法維持穩(wěn)態(tài)，VSMC依然會(huì)繼續(xù)增生，從而導(dǎo)致支架內(nèi)晚期管腔丟失的發(fā)生。雖然延長(zhǎng)雙聯(lián)抗血小板的療程可能會(huì)減少支架內(nèi)晚期血栓的發(fā)生，但同時(shí)帶來(lái)出血危險(xiǎn)。目前常見的預(yù)防再狹窄的藥物涂層支架主要是含有雷帕霉素、紫杉醇、CD34等藥物涂層支架，但是涂層藥，例如雷帕霉素等，主要是抑制平滑肌的增殖與遷移，但同時(shí)也抑制內(nèi)皮細(xì)胞的增殖，破壞血管內(nèi)皮化，延遲血管的自然愈合。已知的，可以通過支架表面的電荷存在，抑制凝血從而防止血栓導(dǎo)致的再狹窄。US2006/0106451公開了一電子抗凝血支架結(jié)構(gòu)。所述支架結(jié)構(gòu)包括一對(duì)同軸金屬支架，其具有一層電介質(zhì)材料在支架之間。優(yōu)選地，一電池用于連接靠近或鄰近于所述支架布署的上游端。電池的正極端與外部金屬支架建立一電性連接以及負(fù)極端與內(nèi)部金屬支架建立一電性連接，這顯現(xiàn)出類似電容的特性。帶負(fù)電荷的內(nèi)部金屬支架排斥血小板，具有抗血栓形成的效果。CN104093431公開了具有駐極體結(jié)構(gòu)涂層的支架，駐極體結(jié)構(gòu)是通過涂覆五氧化二鉭或聚四氟乙烯于支架而形成。但是以上這些結(jié)構(gòu)制備工藝復(fù)雜，同時(shí)需要引入人體組織所不相容或無(wú)法降解的成分，容易導(dǎo)致支架的生物相容性降低，從而同樣抑制內(nèi)皮細(xì)胞的增殖，延遲血管的自然愈合。內(nèi)皮細(xì)胞(EC)層是正常血管壁的一個(gè)重要組成，提供了血流與血管壁周圍組織的一個(gè)界面。內(nèi)皮細(xì)胞還參與生理活動(dòng)，例如血管發(fā)生、炎癥和防止血栓。(RodgersGM.FASEBJ.1998；2：116-123.)?；钚浴钡膬?nèi)皮細(xì)胞會(huì)釋放出一系列的VSMC增長(zhǎng)因子或抑制因子，從而調(diào)節(jié)血管內(nèi)膜結(jié)構(gòu)的穩(wěn)定性。在成熟的內(nèi)皮血管內(nèi)，內(nèi)皮可以有效保持VSMC穩(wěn)態(tài)。但當(dāng)病理學(xué)結(jié)構(gòu)改變時(shí)，例如血管經(jīng)過球囊或支架擴(kuò)張撕裂時(shí)，這種平衡態(tài)將被打破，導(dǎo)致內(nèi)皮VSMC過度增生，從而導(dǎo)致內(nèi)皮功能紊亂產(chǎn)生的再狹窄等。已通過在支架移植入后局部遞送血管肉皮生長(zhǎng)因子(VEGF，一種內(nèi)皮細(xì)胞促細(xì)胞分裂劑)來(lái)促使內(nèi)皮細(xì)胞在支架表面上生長(zhǎng)(CN103566418B)，但是已證明單劑遞送的效力是很低的并且產(chǎn)生的效果不一致。因此，這種方法不是每一次都能很精確地重復(fù)。也已用內(nèi)皮細(xì)胞接種合成的移植物，但內(nèi)皮接種的臨床效果一般較差，很可能是因?yàn)榧?xì)胞對(duì)移植物無(wú)粘附性能和/或因離體操作而喪失了EC功能。CN105327399提供了一種人造血管的構(gòu)建方法，其在表面引入帶有親水性和負(fù)電荷多肽基因和促進(jìn)細(xì)胞粘附多肽基因的原核系統(tǒng)表達(dá)載體(JournalofDonghuaUniversity(EnglishEdition),2012,29:26-29；Bio-MedicalMaterialsandEngineering,2014,24:2057–2064)，改善了表面親水性和負(fù)電荷性，提高了內(nèi)皮化潛力，有利于組織愈合和抗凝固，但是該技術(shù)適用于構(gòu)建人工血管，其中使用的材料包括滌綸，顯然對(duì)于需要在完成血管狹窄治療后降解的血管支架領(lǐng)域，該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學(xué)支撐性能，同時(shí)，正如以上所述，內(nèi)皮細(xì)胞增殖如果無(wú)法維持穩(wěn)態(tài)反而會(huì)導(dǎo)致血管再狹窄的形成。因此，需要提供一種支架材料，用于植入，以賦予其所需的生物相容性，在保持支架支撐力的同時(shí)，具備EC層的平衡爬覆，抑制再狹窄，并在適時(shí)恢復(fù)血管自身性能。技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：本發(fā)明涉及一種管腔內(nèi)支架材料，尤其是，一種血管支架材料。所述材料具備基體，優(yōu)選的，基體的材料是組織體內(nèi)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)、聚己內(nèi)酯、殼聚糖、葡聚糖、甲殼素、聚癸酸酐、聚乙烯醇等或其混合物的一種或幾種；金屬，例如鐵、鎂、鐵合金或鎂合金。所述基體是管狀，具備管狀的內(nèi)外表面，內(nèi)表面構(gòu)成組織流體通過的通道，例如血液。所述外表面上具有多個(gè)微槽，所述微槽的深度小于管狀基體的厚度，所述微槽的形狀可以是，例如，基體軸向平行方向的長(zhǎng)方形凹槽，或者沿基體周長(zhǎng)的環(huán)形凹槽，或者是沿基體軸向的W型凹槽。凹槽內(nèi)裝載有可以降解釋放Fe3+的組合物，優(yōu)選的，所述組合物是在組織體內(nèi)可控降解的物質(zhì)，優(yōu)選是纖維狀組合物，所述組合物包括作為纖維本體的組織體內(nèi)可降解聚合物，和位于所述纖維本體內(nèi)或表面的Fe3+水溶性螯合物/絡(luò)合物，優(yōu)選的，是氨基酸螯合鐵，例如組氨酸或半胱氨酸螯合鐵。優(yōu)選的，所述微槽內(nèi)填充的所述物質(zhì)并不突出于所述外表面，優(yōu)選的，構(gòu)成外表面的一部分。所述基材內(nèi)外表面上涂覆有可降解聚合物涂層，所述涂層的降解速率高于基體的降解速率，可選的，所述可降解聚合物涂層的材料選自，聚酯、聚酸酐、聚氨基酸、明膠、膠原、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)、聚己內(nèi)酯、殼聚糖、葡聚糖、甲殼素、聚癸酸酐、聚乙烯醇等或其混合物的一種或幾種。所述可降解聚合物涂層上涂覆有短肽層，所述短肽層包括第一短肽和第二短肽，所述第一短肽和第二短肽能夠自組裝形成水凝膠，優(yōu)選的，第一短肽層和第二短肽層的序列不同。所述短肽層自組裝后形成的水凝膠能夠特異性的利于內(nèi)皮細(xì)胞的爬覆和內(nèi)皮層的再生。基體材料本發(fā)明所述的基體材料具備生物可降解性，并且具備優(yōu)良的生物相容性。根據(jù)實(shí)際的應(yīng)用狀況，本領(lǐng)域技術(shù)人員可知的，能夠通過改變基體材料的組成或制備方式，例如聚合物的聚合度/分子量，聚合物與金屬的復(fù)合，多層可降解材料的復(fù)合等，在所述支架在體內(nèi)管腔完成所需支撐功能后完全降解，控制其降解周期在120天至36個(gè)月之間。微槽微槽位于外表面上，并具有位于外表面上的開口面積?？梢岳斫獾氖牵鑫⒉蹫橐粋€(gè)或多個(gè)。其中所述微槽的底部可為任意形狀，特別是凹形或非凹形的封閉形狀，但是并不貫穿到所述內(nèi)表面上。應(yīng)當(dāng)注意的是，微槽的形狀和數(shù)目首先決定了裝載物質(zhì)的裝載量，其次決定了所述物質(zhì)釋放和/或降解所用的時(shí)間。根據(jù)特定的特征，可對(duì)由微腔提供的容積(即每個(gè)微腔的容積以及因而提供的總?cè)莘e)通過可單獨(dú)使用或組合使用的三個(gè)參數(shù)進(jìn)行控制、預(yù)定和限定。容積控制參數(shù)包括：(a)微槽的總開口面積；(b)微槽封閉底部的深度，除了以上所述的物質(zhì)釋放和/或降解所用的時(shí)間，對(duì)深度進(jìn)行控制的還有個(gè)目的是避免支架中造成機(jī)械性弱點(diǎn)和潛在的破裂或斷裂或裂縫；(c)存在于支架上的微槽的總數(shù)目。本發(fā)明中，優(yōu)選的，外表面上微槽的總開口面積占基體外表面總面積的比例為1/15-1/10，其底部的深度尺寸位于所述基體厚度的1/6-1/3之間，而所述微槽的總數(shù)目不超過10個(gè)。在一個(gè)實(shí)施方式中，15mm的支架上微槽的總數(shù)目為5個(gè)沿基體周長(zhǎng)的環(huán)形凹槽。本發(fā)明中，不期望的是微槽中裝載物質(zhì)的裝載量和裝載密度過大，也不期望其裝載深度過深或過淺從而導(dǎo)致裝載物質(zhì)的過快或過慢釋放，本發(fā)明期望的是使其能夠在較為延遲的時(shí)間之后，可以理解的是，當(dāng)可降解聚合物涂層發(fā)生降解并暴露出位于微槽內(nèi)物質(zhì)時(shí)，釋放其中的活性組分，所述的活性組分可以理解為本文所述的釋放Fe3+的物質(zhì)。降解釋放Fe3+的組合物所述組合物是在組織體內(nèi)可控降解的物質(zhì)，優(yōu)選是一種纖維狀組合物，所述組合物包括作為纖維本體的組織體內(nèi)可降解聚合物，和位于所述纖維本體內(nèi)或表面的Fe3+水溶性螯合物/絡(luò)合物，優(yōu)選的，是氨基酸螯合鐵，例如組氨酸或半胱氨酸螯合鐵。可降解聚合物是本領(lǐng)域技術(shù)人員熟知的可控降解的聚合物，例如，聚氨基酸、聚乳酸、聚乙醇酸、聚(乳酸-乙醇酸)、聚己內(nèi)酯、殼聚糖、葡聚糖、甲殼素、聚乙烯醇、膠原、明膠和淀粉等，這些聚合物的降解周期可以通過本領(lǐng)域技術(shù)人員熟知的方式對(duì)其進(jìn)行改性、分子量控制、濃度控制、形態(tài)控制等進(jìn)行調(diào)節(jié)，在此不再贅述，通過熟知的工藝獲得其纖維狀形態(tài)。聚合物的降解周期在3周-2個(gè)月之間，過快的降解容易導(dǎo)致其中Fe3+的水溶性螯合物/絡(luò)合物的過快釋放，無(wú)法獲得所需的組織，例如內(nèi)皮層的正常生成，從而導(dǎo)致再狹窄的風(fēng)險(xiǎn)增大，而過慢的降解容易導(dǎo)致組織增殖無(wú)法維持穩(wěn)態(tài)，不利于再狹窄情況的防止。Fe3+的水溶性螯合物/絡(luò)合物，通過本領(lǐng)域技術(shù)人員熟知的工藝將其復(fù)合在上述可降解纖維狀聚合物本體內(nèi)或表面上，例如共溶，噴涂，霧化，層狀組裝等。優(yōu)選的，所述Fe3+的水溶性螯合物/絡(luò)合物是氨基酸螯合鐵，例如組氨酸或半胱氨酸螯合鐵。可以理解的是，F(xiàn)e3+與氨基酸中形成的離子鍵結(jié)合力較弱，能夠在體內(nèi)pH環(huán)境中保持較高較快的溶解度，使Fe3+以離子形式釋放或具備充分的化學(xué)活性。其中，F(xiàn)e3+的水溶性螯合物/絡(luò)合物在組合物中的重量含量為0.5-2％，優(yōu)選0.8-1.5％，并不期望所述重量含量過高，以限制內(nèi)皮細(xì)胞的正常爬覆?？山到饩酆衔锿繉铀鐾繉涌梢酝耆扛灿趦?nèi)外表面上，或至少部分涂覆在內(nèi)外表面上，但要完全覆蓋上述微槽的開口面積。所述涂層的降解速率高于基體的降解速率，可選的，所述可降解聚合物涂層的材料選自，聚酯、聚酸酐、聚氨基酸、明膠、膠原、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)、聚己內(nèi)酯、殼聚糖、葡聚糖、甲殼素、聚癸酸酐、聚乙烯醇等或其混合物的一種或幾種?？梢岳斫獾氖牵⒉黄谕繉拥暮穸冗^大，從而影響微槽內(nèi)物質(zhì)的釋放。短肽層所述第一短肽和第二短肽能夠自組裝形成水凝膠，并能夠特異性的利于內(nèi)皮細(xì)胞的快速爬覆和內(nèi)皮層的再生。優(yōu)選的，第一短肽和第二短肽的序列不同，而不同序列的短肽能夠產(chǎn)生自組裝以形成水凝膠，可以理解的是，兩種短肽通過已知的技術(shù)涂覆在可降解聚合物涂層表面，并使其能夠相互接觸，例如將兩種短肽兩層或多層依次間隔或非依次間隔涂覆，或在一層上分塊涂覆。發(fā)現(xiàn)的，兩種不同的短肽分別優(yōu)選是：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。上述序列能夠在人體內(nèi)的pH環(huán)境下發(fā)生自組裝，產(chǎn)生水凝膠，為內(nèi)皮細(xì)胞的爬覆和生長(zhǎng)提供誘導(dǎo)和基質(zhì)。本領(lǐng)域技術(shù)人員可以理解的是，生成的水凝膠具備納米纖維形態(tài)。但是，其在Fe3+存在的情況下，容易與其發(fā)生絡(luò)合，即Fe3+能夠聚集數(shù)個(gè)肽分子到其周圍，從而消耗形成納米纖維的肽分子，伴隨著消耗，由所述納米纖維形態(tài)形成的水凝膠逐漸消失其形態(tài)，也可以理解為，水凝膠在Fe3+存在的情況下發(fā)生了“降解”。優(yōu)選的，上述短肽層以本領(lǐng)域技術(shù)人員熟知的方法涂覆在基體材料的表面，形成1-3mm之間的厚度。本發(fā)明還涉及上述管腔內(nèi)支架材料，尤其是，一種血管支架材料的制備方法。所述方法包括：獲得基體材料，所述基體是管狀，具備管狀的內(nèi)外表面，內(nèi)表面構(gòu)成組織流體通過的通道，例如血液；利用已知的技術(shù)，例如激光雕刻，微蝕技術(shù)，成型技術(shù)，在所述基材的外表面上獲得微槽；所述微槽的深度小于管狀基體的厚度，所述微槽的形狀可以是，例如，基體軸向平行方向的長(zhǎng)方形凹槽，或者沿基體周長(zhǎng)的環(huán)形凹槽，或者是沿基體軸向的W型凹槽。微槽具有位于外表面上的開口面積，所述微槽為一個(gè)或多個(gè)。優(yōu)選的，外表面上微槽的總開口面積占基體外表面總面積的比例為1/15-1/10，其底部的深度尺寸位于所述基體厚度的1/6-1/3之間，而所述微槽的總數(shù)目不超過10個(gè)。在一個(gè)實(shí)施方式中，15mm的支架上微槽的總數(shù)目為5個(gè)沿基體周長(zhǎng)的環(huán)形凹槽，在另一個(gè)實(shí)施方式中，20mm的支架上微槽的總數(shù)目為3個(gè)與軸向平行的均勻分布的長(zhǎng)方形凹槽，在另一個(gè)實(shí)施方式中，16mm的支架上微槽的總數(shù)目為4個(gè)沿基體軸向的W型凹槽；以共溶，噴涂，霧化，層狀組裝等技術(shù)，將Fe3+的水溶性螯合物/絡(luò)合物復(fù)合在可降解纖維狀聚合物本體內(nèi)或表面上，之后將所述組合物裝載到微槽內(nèi)，優(yōu)選的，F(xiàn)e3+的水溶性螯合物/絡(luò)合物是氨基酸螯合鐵，例如組氨酸或半胱氨酸螯合鐵。所述可降解聚合物是本領(lǐng)域技術(shù)人員熟知的可控降解的聚合物，例如，聚氨基酸、聚乳酸、聚乙醇酸、聚(乳酸-乙醇酸)、聚己內(nèi)酯、殼聚糖、葡聚糖、甲殼素、聚乙烯醇、膠原、明膠和淀粉等，聚合物的降解周期在3周-2個(gè)月之間，優(yōu)選3周-45天之間。其中，F(xiàn)e3+的水溶性螯合物/絡(luò)合物在組合物中的重量含量為0.5-2％，優(yōu)選0.8-1.5％；利用已知的技術(shù)，在基體材料的內(nèi)外表面上涂覆可降解聚合物涂層，所述涂層至少覆蓋內(nèi)外表面的一部分，并完全覆蓋所述微槽的開口面積，涂層的厚度小于2mm；利用已知的技術(shù)，例如浸漬、噴涂、霧化或噴墨等工藝，在所述基體的可降解聚合物涂層表面上涂覆含有第一短肽和第二短肽的短肽涂層，并使兩種短肽能夠相互接觸，例如將兩種短肽兩層或多層依次間隔或非依次間隔涂覆，或在一層上分塊涂覆；可選的，涂覆短肽層的工藝步驟可以在實(shí)際應(yīng)用之前。在一個(gè)實(shí)施方式中，所述短肽涂層中還含有活性成分，例如，雷帕霉素、紫杉醇、西羅莫司、VEGF、地塞米松或它們的組合等，優(yōu)選的，含有地塞米松，以延緩水凝膠的結(jié)構(gòu)消失。技術(shù)效果本發(fā)明通過短肽涂層的自組裝，在假體表面形成特異性的利于內(nèi)皮細(xì)胞的快速爬覆和內(nèi)皮層的再生的水凝膠，當(dāng)可降解聚合物涂層降解暴露出微槽開口時(shí)，微槽結(jié)構(gòu)中釋放Fe3+的水溶性螯合物/絡(luò)合物之后逐漸發(fā)生結(jié)構(gòu)降解/或釋放，從而恢復(fù)組織特別是內(nèi)皮層的平衡生長(zhǎng)，避免內(nèi)皮功能紊亂產(chǎn)生的再狹窄。因此，本發(fā)明所述的假體能夠賦予其所需的生物相容性，在保持支架支撐力的同時(shí)，具備EC層的平衡爬覆，抑制再狹窄，并在適時(shí)恢復(fù)組織，特別是血管的自身性能。本領(lǐng)域技術(shù)人員將會(huì)容易理解的是，本發(fā)明可用于在個(gè)體內(nèi)進(jìn)行各種治療。按照下文中說明性的描述，參考本發(fā)明的若干個(gè)實(shí)施例或?qū)嵤┓桨?，本發(fā)明的其他目的、特征和優(yōu)點(diǎn)將會(huì)變得顯而易見，所述實(shí)施例或?qū)嵤┓桨竼渭円岳C的方式給出，其不以任何方式限制本發(fā)明的范圍。實(shí)施例實(shí)施例1具有微槽和短肽涂層的血管支架的制備步驟1：獲得假體的基體材料，可降解純鐵的管狀材料；步驟2：利用激光雕刻技術(shù)，在基體材料外表面上獲得基體軸向平行方向的長(zhǎng)方形微槽；所述微槽為8個(gè)，微槽的總開口面積占基體外表面總面積的比例為1/12，其底部的深度尺寸為所述基體厚度的1/5；步驟3：利用常規(guī)技術(shù)，獲得可降解纖維狀組合物，所述組合物包括殼聚糖纖維，和通過噴涂負(fù)載在所述殼聚糖上的組氨酸螯合鐵，其中組氨酸螯合鐵在組合物中的重量含量為0.6％，所述殼聚糖纖維的降解周期是1個(gè)月左右，將所述可降解纖維狀組合物裝載到所述微槽內(nèi)；步驟4：利用噴涂工藝，在基體材料的內(nèi)外表面上涂覆可降解聚合物涂層，所述聚合物是聚乳酸，涂層厚度為1.2mm；步驟5：利用浸漬工藝，在所述可降解聚合物涂層表面上涂覆短肽涂層，且兩種短肽能夠相互接觸，兩種短肽的序列分別是前文所述的序列1和序列2；步驟5：干燥，滅菌，包裝，得到所述血管支架。實(shí)施例2具有微槽和短肽涂層的血管支架的制備制備過程與實(shí)施例1相同，區(qū)別在于：步驟1中采用的基體材料是可降解聚己內(nèi)酯；步驟2中微槽是3個(gè)沿基體周長(zhǎng)的環(huán)形凹槽，微槽的總開口面積占基體外表面總面積的比例為1/15，其底部的深度尺寸為所述基體厚度的1/3；步驟3中所述纖維為膠原纖維，降解周期為40天左右，所述螯合鐵為半胱氨酸螯合鐵，其在組合物中的重量含量為0.8％；步驟4中聚合物是聚乙烯醇，厚度為1.5mm。實(shí)施例3具有微槽和短肽涂層的血管支架的制備制備過程與實(shí)施例1相同，區(qū)別在于：步驟1中采用的基體材料是可降解聚(乳酸-乙醇酸)；步驟2中微槽是6個(gè)沿基體軸向的W型凹槽，微槽的總開口面積占基體外表面總面積的比例為1/10，其底部的深度尺寸為所述基體厚度的1/4；步驟3中所述組氨酸螯合鐵在組合物中的重量含量為1％；步驟4中涂層厚度為1.8mm。實(shí)施例4具有微槽和短肽涂層的血管支架的制備制備過程與實(shí)施例1相同，區(qū)別在于：步驟5中兩種短肽的序列分別是前文所述的序列3和序列4。實(shí)施例5具有微槽和短肽涂層的血管支架的制備制備過程與實(shí)施例1相同，區(qū)別在于：步驟5中短肽的涂覆層中含有重量含量0.2-0.6％的地塞米松。實(shí)施例6具有微槽和短肽涂層的血管支架的制備制備過程與實(shí)施例1相同，區(qū)別在于：步驟5中短肽的涂覆層中含有重量含量0.2-0.6％的雷帕霉素。對(duì)比例1制備過程與實(shí)施例1類似，區(qū)別在于：沒有步驟5，即沒有涂覆短肽涂層。對(duì)比例2制備過程與實(shí)施例1類似，區(qū)別在于：沒有步驟2-3，即沒有微槽結(jié)構(gòu)和降解釋放Fe3+的組合物。對(duì)比例3制備過程與實(shí)施例1類似，區(qū)別在于：沒有步驟4，即沒有涂覆可降解聚合物涂層。對(duì)比例4制備過程與實(shí)施例1類似，區(qū)別在于：步驟2中微槽的數(shù)目為12個(gè)，微槽的總開口面積占基體外表面總面積的比例為1/10。對(duì)比例5制備過程與實(shí)施例1類似，區(qū)別在于：步驟2中微槽的總開口面積占基體外表面總面積的比例為1/8。對(duì)比例6制備過程與實(shí)施例1類似，區(qū)別在于：步驟2中微槽的底部的深度尺寸為所述基體厚度的1/2。對(duì)比例7制備過程與實(shí)施例1類似，區(qū)別在于：步驟4中可降解聚合物涂層的厚度為4mm。對(duì)比例8制備過程與實(shí)施例1類似，區(qū)別在于：步驟3中組氨酸螯合鐵在組合物中的重量含量為0.2％。對(duì)比例9制備過程與實(shí)施例1類似，區(qū)別在于：步驟3中組氨酸螯合鐵在組合物中的重量含量為3％。體外細(xì)胞培養(yǎng)實(shí)驗(yàn)轉(zhuǎn)基因內(nèi)皮細(xì)胞擴(kuò)增傳代后取3-6代，以濃度3×104cell/ml與仿組織體液一起循環(huán)連續(xù)灌注實(shí)施例和對(duì)比例制備的支架樣品，控制樣品腔內(nèi)流速逐漸從0.033到0.1ml/s增高，在血管壁相應(yīng)的剪切應(yīng)力約為1×10-2N/m2到4×10-2N/m2之間，以上循環(huán)連續(xù)灌注持續(xù)1個(gè)月，經(jīng)光鏡及電鏡、銀染檢測(cè)，觀察其內(nèi)皮化程度，熒光顯微鏡顯示內(nèi)皮細(xì)胞分泌細(xì)胞外基質(zhì)情況，結(jié)果見表1。樣品內(nèi)皮化程度細(xì)胞外基質(zhì)分泌狀況實(shí)施例1細(xì)胞形態(tài)正常，密集排列，沿支架長(zhǎng)軸分布能分泌細(xì)胞外基質(zhì)實(shí)施例2細(xì)胞形態(tài)正常，密集排列，沿支架長(zhǎng)軸分布能分泌細(xì)胞外基質(zhì)實(shí)施例3細(xì)胞形態(tài)正常，密集排列，沿支架長(zhǎng)軸分布能分泌細(xì)胞外基質(zhì)實(shí)施例4細(xì)胞形態(tài)正常，密集排列，沿支架長(zhǎng)軸分布能分泌細(xì)胞外基質(zhì)實(shí)施例5細(xì)胞形態(tài)正常，密集排列，沿支架長(zhǎng)軸分布能分泌細(xì)胞外基質(zhì)實(shí)施例6細(xì)胞形態(tài)正常，密集排列，沿支架長(zhǎng)軸分布能分泌細(xì)胞外基質(zhì)對(duì)比例1基本沒有內(nèi)皮細(xì)胞爬覆基本不能分泌細(xì)胞外基質(zhì)對(duì)比例2內(nèi)皮細(xì)胞增生嚴(yán)重，形態(tài)不均勻能分泌細(xì)胞外基質(zhì)對(duì)比例3內(nèi)皮細(xì)胞分布較少，形態(tài)不均勻部分能分泌細(xì)胞外基質(zhì)對(duì)比例4內(nèi)皮細(xì)胞分布較少，形態(tài)不均勻部分能分泌細(xì)胞外基質(zhì)對(duì)比例5內(nèi)皮細(xì)胞分布較少，形態(tài)不均勻部分能分泌細(xì)胞外基質(zhì)對(duì)比例6內(nèi)皮細(xì)胞增生較為嚴(yán)重，形態(tài)比較不均勻能分泌細(xì)胞外基質(zhì)對(duì)比例7內(nèi)皮細(xì)胞增生較為嚴(yán)重，形態(tài)不均勻能分泌細(xì)胞外基質(zhì)對(duì)比例8內(nèi)皮細(xì)胞增生較為嚴(yán)重，形態(tài)不均勻能分泌細(xì)胞外基質(zhì)對(duì)比例9內(nèi)皮細(xì)胞分布較少，形態(tài)不均勻部分能分泌細(xì)胞外基質(zhì)表1以上實(shí)驗(yàn)表明，在本發(fā)明的制備工藝條件下支架表面較為成功進(jìn)行了內(nèi)皮化，而內(nèi)皮細(xì)胞也能分泌細(xì)胞外基質(zhì)，表明內(nèi)皮細(xì)胞可在支架表面正常生長(zhǎng)。但是對(duì)比例中的支架表面的內(nèi)皮細(xì)胞增長(zhǎng)情況不理想。動(dòng)物實(shí)驗(yàn)支架置入模型的建立：三月齡小型健康豬，術(shù)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。用陸眠寧II按0.05ml/kg劑量肌注麻醉，動(dòng)物麻醉后仰臥固定于手術(shù)臺(tái)，建立靜脈通路，氣管插管及呼吸機(jī)輔助呼吸依次切開皮膚和肌肉組織，結(jié)扎小血管，剝離出股動(dòng)脈血管，靜脈注射肝素(1mg/Kg體重)，用血管夾分別夾住股動(dòng)脈的近心端和遠(yuǎn)心端阻斷血流，在阻斷血流的股動(dòng)脈處縱向切開1cm切口，將滅菌的實(shí)施例和對(duì)比例制備的支架沿股動(dòng)脈切開放入股動(dòng)脈內(nèi)支架，植入術(shù)選擇血管的近中段作為支架植入處，盡量避開分支血管。支架與血管直徑之比為1.1～1.2:1，用血管縫線縫合血管切口，松開近、遠(yuǎn)心端血管夾后，仔細(xì)觀察吻合口有無(wú)滲血，確定無(wú)滲血后逐層縫合肌肉組織和皮膚，皮膚表面涂抹碘伏，并用無(wú)菌紗布包扎。術(shù)后動(dòng)物給予青霉素80萬(wàn)U肌注3d，預(yù)防感染，正常飼養(yǎng)。以上每個(gè)實(shí)施例和對(duì)比例均取5個(gè)進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，以下結(jié)果為平均值。2個(gè)月后，安樂處死豬，將血管中的支架抽出，制成厚度5μm石蠟切片，拍攝圖像并計(jì)算機(jī)圖像分析系統(tǒng)中進(jìn)行圖像編輯以獲得管腔狹窄百分比，蘇木素-伊紅(HE)染色觀察血管血栓、內(nèi)膜、外膜中膜中毛細(xì)血管狀況，免疫熒光染色觀察內(nèi)皮細(xì)胞、平滑肌細(xì)胞狀況，結(jié)果見表2。表2以上實(shí)驗(yàn)表明，與對(duì)比組相比，本發(fā)明所述支架具有很高的通暢率，無(wú)血栓形成和內(nèi)膜增生，外膜中膜出現(xiàn)毛細(xì)血管，并較為成功形成了自體的內(nèi)皮化，顯示植入后支架逐漸恢復(fù)與正常血管相似的結(jié)構(gòu)和功能。當(dāng)前第1頁(yè)1 2 3