轴向零泊松比结构心血管支架的设计、3D打印与表征

      根据中国工程院院刊Engineering，药物洗脱支架固有的缺陷促进了生物可吸收心血管支架的研究与发展。近年来，增材制造技术（也称3D打印技术）在医疗器械领域得到了广泛的应用。论文《轴向零泊松比结构心血管支架的设计、3D打印与表征》提出了一种新型的微螺杆挤出式3D打印系统，并利用该系统制备了一种具有零泊松比（ZPR）结构的支架。

首先进行了初步的单丝挤出试验来研究合适的制造参数；随后，制备了具有不同几何结构的3D打印支架，并通过扫描电子显微镜（SEM）观察分析支架表面形貌；最后，对不同参数的3D打印支架进行了力学性能评价和初步的生物学评价。总之，基于微螺杆挤出式3D打印系统具有制备个性化支架的潜力。
本期谷.专栏将对这一研究成果的核心内容进行分享。

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植入物3D打印
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论文研究由北京市自然科学基金（Z150001）资助，北京市安贞医院提供支持。
https://www.engineering.org.cn/ch/10.1016/j.eng.2020.02.013

 1. 引言

药物洗脱支架（drug-eluting stents, DES）已成为心血管疾病介入治疗的金标准，通过包被于金属支架表面的聚合物携带抗增生的药物，DES植入后缓慢释放药物，抑制平滑肌细胞增殖，明显降低术后再狭窄率[1–3]。但药物释放后所遗留的金属支架长期存留于血管中，阻碍血管修复，易于诱发血管局部炎症反应，患者需长期服药，且仍存在植入晚期的血栓形成以及再狭窄的风险[4,5]。

生物可降解支架（bioresorbable stents, BRS）在植入后9~12个月内为狭窄处血管提供机械性支撑，借助洗脱出的药物，防止再狭窄；随后支架缓慢降解，而血管逐渐恢复舒缩功能。BRS在一定程度上减少长期服药的需要，避免了植入晚期的炎症、血栓等不良反应，为后续的再次治疗提供了可能性[6,7]。激光切割加工是金属支架加工的常规手段，这种工艺在BRS加工中同样得到应用。Stepak等[8]研究了不同激光加工参数对聚乳酸[poly(l-lactide) acid, PLLA]聚合物支架质量和几何形状的影响。Guerra等[9]研究了用激光切割聚己内酯（polycaprolactone, PCL）薄片的可行性，作为支架制造的可行性研究。然而，激光加工可能会导致支架产生微裂纹、浮渣沉积等热损伤[10,11]。更重要的是，激光切割作为一种减材制造方法，不适合个性化定制。

3D打印技术已逐渐发展成为一种通用性、经济性的个性化医疗器械制造技术。Kaesemeyer等[12]使用一种四运动轴熔融挤压系统制备了一种由丙交酯、乙交酯、己内酯、洛伐他汀等按照60 ∶ 15 ∶ 10 ∶ 15的质量比组成的生物可吸收支架。Park等[13]将具有药物涂层的3D打印PCL支架植入猪股动脉，取得了积极的动物体内植入结果。Guerra等[10]提出一种通过挤出PCL 丝材来制备生物可降解支架的新型3D打印设备，并研究了加工参数对支架性能的影响。Wu等[14]使用熔融沉积成型（fused deposition modeling, FDM）打印机和 PLLA丝材打印了具有负泊松比结构的PLLA支架，并研究了PLLA支架的径向压缩性能。上述研究证实了 3D打印用于生物可降解心血管支架的可行性，但是仍存在一些局限性。上述研究制备的支架具有均一的直径（圆柱形支架）。此外，支架通常会发生轴向缩短（支架长度随着支架扩张而收缩），因此临床医生必须选择比植入堵塞部位长度更长的支架。然而，径向扩张的程度和支架扩张后的最终长度因人而异。因此，支架长度的选择需要取决于医生的经验判断，这可能会出现偏差并导致支架错位。更严重的是，支架过度缩短会在支架末端和血管内壁之间产生摩擦，导致血管内皮层损伤[15]。

本文中，研究人员开发了一种新型微螺杆挤出式3D打印系统，提出了一种新型零泊松比（zero Poisson’s ratio, ZPR）结构心血管支架，并对微螺杆挤出打印设备的制造工艺参数进行初步探究。通过改变第四轴旋转轴的直径、长度和形状，制备不同材料、直径和几何参数的支架，进一步研究3D打印成型参数对PCL支架的表面形貌、支架参数和力学性能的影响。

 2. 零泊松比支架结构设计

支架基本结构由环状支撑体和连接每相邻支撑体的连接体组成。一般环状支撑体采用Z形环结构[16]。支架在扩张或压缩的过程中，Z形环随之扩张或压缩，支架的径向强度主要与Z形环结构相关；连接体结构决定着支架介入过程中经过弯曲血管处的难易程度，支架的弯曲性能主要与连接体相关。在临床应用中，血管支架在膨胀过程中存在一定程度的长度缩短现象，通过特定的支架结构设计可改善这一缺陷。

为解决支架扩张时轴向缩短问题，我们设计了如图 1所示的ZPR结构支架。该支架结构单元[图1（a）]与 Attard等[17]报道的半凹形马蜂窝ZPR结构相似。泊松比（ν）定义为外力加载方向上的横向应变（εi ）与轴向应变（εj ）之比。泊松比可用式（1）表示：

支架结构单元尺寸可通过以下参数表示：图片代表Z形环斜杆长度；θ代表Z形环张开角度（斜杆倾斜角度）； h代表连接杆长度；t代表连接杆宽度；图片代表相邻的斜杆距离的一半。图1（b）为支架结构二维展开图，将图 1（b）所示的网格卷成管状，如图1（c）所示，Φ和H 分别代表支架直径和高度（连接杆长度之和）。这里引入N1和N2分别作为周向和轴向的结构单元数。

图1.零泊松比支架结构设计。（a）支架结构单元；（b）支架结构二维展开图；（c）支架三维结构图。
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支架受径向作用力而扩张或压缩。如图2所示，θ随 r（支架半径）的变化而增加，具体可表达为：

式中，α=2π/N1。如图1（b）所示，支架在径向方向（图片 ）和轴向方向（图片 ）的长度可表示如下：

假设支架径向方向受到微小的作用力，θ随之产生微小的变化dθ，此时支架在径向方向（图片）和轴向方向（图片）的应变可以表示为：

式中，图片 代表在 Xi 方向上的变形，i = r,1。

从图2（c）可以看出，支架扩张时直径的变化主要取决于Z形环斜杆的变形。因此，我们在这里主要讨论斜杆在载荷作用下的变形。长度为图片的斜杆可以简化为悬臂梁，该悬臂梁的一端受力而移动，另一端则被固定 [图2（d）] [18]。斜杆在x方向的变形δx可分解为由垂直于杆的力带动杆转动产生的位移在x方向的分量δ丄x和由平行于杆的力导致杆变形所产生的形变在x方向的分量 δ║x，可表示如下[19,20]：

式中，E0 为支架材料弹性模量；I = πt 4 /64为杆的惯性矩；t为支架斜杆的直径；A = πt 2 /4为斜杆的截面面积。

图2. Z形环斜杆变形示意图。（a）Z形环结构；（b）Z形环结构单元；（c）支架变形时二维单元变形示意图；（d）受力矩与轴向力作用下斜杆变形示意图。
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在本研究中，图片、t和θ一般分别取1.5 mm、0.2 mm和60°。因此，可得知

可见，相对于δ丄x ，δ║x 是一个小量，在此可以忽略。因此，斜杆在x方向的变形及应变可表示为：

图2（d）中斜杆在x方向应变为：

力F可表达为F = σth，将I = πt 4 /64代入，可得到斜杆在x方向的等效弹性模量为：

代入图片 = 1.5 mm、t = 0.2 mm、h = 1.5 mm和θ= 60°，可得：

在本研究中，当支架扩张时，支架受径向力与图2（c）中的图片 平行，支架结构泊松比为：
由dX1 /dθ = 0，可得图片=0。

因此，将ZPR结构引入支架结构，理想情况下，支架长度在扩张过程中不改变。此外，由式（1）~（13）可知，在支架扩张过程中，仅存在支架结构的变形，支架材料不发生形变。支架强度取决于斜杆的抗变形能力，由此可见，支架强度与斜杆长度图片、连接杆长度h、杆直径t以及斜杆初始张开角度θ相关，具体而言支架强度与图片 成反比，与连接杆长度h成反比，与t3 成正比。

 3. 基于微螺杆挤出的 3D 打印系统

3.1. 系统组成

3D打印因其个性化成型、快速便捷、材料利用率高等优点，在医疗领域得到了充分的发展与应用。医用级生物可降解材料如PCL、PLLA等，多为热塑性材料，适合采用FDM技术成型。常规FDM设备多采用丝材打印，因此要求原材料在成型前加工成丝材，而在打印中丝材频繁的屈曲或断裂常导致打印中断，需要人工干预排除故障[21,22]。另外，一般医用级可降解材料的原材料多为粒状材料。Wang等[23]采用基于螺杆挤出喷头的精密挤出沉积系统制备PCL组织工程支架，该系统可以用于粒状、粉末状材料成型，提高成型自由度。但是，上述打印系统仍采用层层堆积的方法成型，在悬空处不可避免需要打印支撑结构，但对于血管支架之类的单层空间异形网状结构、小特征尺寸结构，采用一般方法进行打印，需产生大量的支撑结构，严重影响打印精度与效率。此外，值得注意的是，聚合物材料的分子量随着在螺杆挤出喷头中的滞留时间的增加而减小，因此小型化挤出喷头更利于生物聚合物材料的熔融挤出[24]。

综合以上需求，本研究采用一种基于微螺杆挤出的3D打印系统，并通过增加旋转轴（第四轴）实现四轴联动打印。如图3所示，该系统主要包括三个部分：①x-y-z 运动系统；②旋转轴；③微型螺杆挤出喷头。 x-y-z 运动系统采用龙门架结构，使用松下交变伺服电机驱动。旋转轴形状和长度可以根据支架制备需求灵活调整。为保证打印精度，x-y-z 运动系统的移动、旋转轴的转动以及微螺杆喷头的转动通过美国欧姆龙公司的可编程多轴控制器集成控制。

微螺杆喷头是成型系统的关键部件，其结构和主要部件如图3（c）所示。加热元件连接到料筒外表面，为材料提供热量。因此，当微螺杆喷头工作时，可以将粒状或粉末状材料通过进料口添加到料筒中，电机传动带动螺杆将材料向下输送，螺杆和料筒间的腔室充满了熔融材料。最后，腔室内产生的压力有助于熔融材料通过喷嘴尖端挤出成细丝。

图3.自制基于螺杆挤出的3D打印系统。（a）支架制备流程图；（b）3D打印系统原理图；（c）微螺杆挤出喷头结构图。
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3.2. 打印参数研究

为确定制造3D打印PCL支架的适合温度，使用上述自制微螺杆挤出喷头研究了不同温度下的PCL（美国 Sigma-Aldrich公司，货号：MSDS 440744）成丝性能。鉴于支架丝宽度多为100~400 μm，喷头喷嘴直径（Φnozzle）选为250 μm。使用差示扫描量热（differential scanning calorimetry, DSC）设备DSC Q2000（意大利TA公司），在温度为–80~200 ℃、加热速度为10 ℃· min–1 、氮气氛围下，对PCL原材料进行DSC分析，测量其玻璃化转变温度、熔点（Tm）以及热分解温度。使用WDW 3020万能力学试验机（中国长春科新测试仪器公司），在50 N 负载、1 mm· min–1 拉伸速度下，对PCL进行单丝拉伸实验。

如图4（a）所示，DSC结果表明，PCL原材料具有较低的熔化温度60 ℃以及较宽的加工温度区间。一般，为保证材料的充分熔化，喷头加热温度（Textruder）设为略高于材料熔点。如图4（b）所示，分别在75~85 ℃之间的5个温度（75 ℃、77.5 ℃、80 ℃、82.5 ℃和85 ℃）下制备PCL单丝，螺杆转速设为11.2 r· min–1 。五组样品的PCL丝径（Φfilament）分别为(319.33±5.65) μm、 (318.03±6.69) μm、(311.14±2.21) μm、(312.18±3.19) μm 和 (315.10±9.48) μm，拉伸强度分别为(16.97±0.80) MPa、 (15.53±1.73) MPa、(16.22±0.56) MPa、(15.04±0.96) MPa 和(14.87±1.55) MPa。

图4.研究加热温度对PCL挤出的影响。（a）PCL材料DSC曲线；（b）加热温度对PCL单丝直径和拉伸强度的影响；（c）80 ℃下制备 PCL单丝SEM图（荷兰FEI Quanta 200设备）。（c）中的数据以平均值±误差方式表示。
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为确定合适的x-y-z 运动系统的移动速度、旋转轴的转动速度（nm，单位：r·min–1 ）以及微螺杆喷头的转动速度（n，单位：r· min–1 ），将三者联动进行初步打印。如图3和图4所示，在支架打印过程中，仅需旋转轴和x轴（沿着旋转轴的轴向方向）配合工作。因此，可以将支架打印时的运动简化成包含VR和Vx的二维运动，VR（单位：mm· s–1 ，nm = VR×60/πD，D表示支架内径）为旋转轴的线速度，Vx为x轴的直线运动速度。由图1可知，θ =60°，因此，Vx = 图片VR。我们不妨将二者合并为平台移动速度VRx ，则 VRx= 图片（单位：mm· s–1 ）。本文中，支架丝宽（t）取决于螺杆喷头转速（n）。

如表1所示，当螺杆喷头转速设为11.2 r· min–1 ，在不同平台移动速度VRx（0.25 mm· s–1 、0.50 mm· s–1 、1.00 mm· s–1 、 2.50 mm· s–1 和5.00 mm· s–1 ）下打印支架，支架丝宽t为 (405±11) μm、(388±13) μm、(362±20) μm、(313±38) μm 和(277±46) μm；当平台移动速度设为1 mm· s–1 ，在不同螺杆喷头转速n（5.6 r· min–1 、8.4 r· min–1 、11.2 r· min–1 、 14 r· min–1 和16.8 r· min–1 ）下打印支架，支架丝宽t为 (180±10) μm、(220±12) μm、(362±20) μm、(452±34) μm 和(503±40) μm。

表1 不同平台运动速度和挤出喷头螺杆旋转速度下的支架丝宽

 4. 结果

4.1. 支架制备

Liu等[25]提出，在熔融挤出过程中，在某一点喷头停止工作时，喷头内残余的压力仍会将材料从喷头内挤出，此现象称之为“流涎”。“流涎”现象会导致支架结构的缺陷，因此，支架制备过程中的打印路径规划尤为重要。若通过打印路径规划避免喷头的重复起停，则材料流涎可以随之消除。

因此，基于图1中的支架设计，通过引入辅助线[图 5（a）中的灰色线]，规划了连续的支架打印轨迹，其中箭头方向表示打印过程中喷头移动方向。在此打印策略中，第一层，熔融的PCL丝沉积形成沿圆周方向的Z 形线（红色线），相邻的Z形线在其终点通过“桥”线（黑色短线）连接；第二层，长度为H的直线（黑色长线）沿轴向平行打印，相邻直线通过辅助线（灰色线）连接。由于挤出后的余热，在Z形线和黑色长直线的交接点，材料熔合在一起。在本文中，上述成型方法称为“重合打印法”。

基于微螺杆挤出喷头的3D打印系统被用于支架的制备，熔融材料通过喷嘴挤出后沉积在旋转轴表面，随着x-y-z运动系统与旋转轴的联动，细丝沿周向和环向交替打印形成支架结构[图5（b）]。通过改变旋转轴的直径和形状以及支架模型的几何结构，实现支架的定制式制备。基于四轴联动与熔融挤出，制备了具有不同材料、不同形状、不同结构的3D打印支架[图5（c）~（e）]。

图5. 3D打印心血管支架。（a）支架打印路径；（b）支架打印原理图，ω：角速度；（c）不同结构的PLLA支架；（d）~（e）锥形PCL支架；（f）~（j）表2中支架（A1~E3）的图像。Ф：支架直径。
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如表2所示，本研究对比了不同直径D、不同支架设计（其中一个主要指标：连接杆长度h）以及不同成型参数（其中一个主要指标：螺杆喷头转速n）下的支架，五组支架分别制备如图5（f）~（j）所示。各组支架中，图片、θ和H固定。由图1可知，πD = 图片， H = N2h。本文中，我们设图片 = 1.5 mm，图片 = π/4−0.75，θ = 60°，以及H = 15 mm。因此，当Ф = 2 mm、3 mm或 4 mm时，N1分别为4、6或8；当h = 1.00 mm、1.25 mm 或1.50 mm时，N1分别为15、12或10。

4.2. 支架形貌表征

对上述成型PCL支架，进行扫描电子显微镜观察，如图6所示，可见支架表面光滑，无明显缺陷，具有良好的表面形态；采用“重合打印法”打印的支架在细丝交叉点熔合良好，可保证支架在交接点具有较好的连续性和结合强度。

图6.PCL支架SEM图
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如图7所示，通过Keyence光学显微镜（VHX-500，日本）观察支架表面形态，并对支架支撑杆宽度进行测量，对比不同成型组别间支架支撑杆宽度差异。组E （E1~E3）、组A~C（A1~C3）、组D（D1~D3）的支架丝宽分别为(220±12) μm、(362±42) μm和(452±35) μm。在表2中，螺杆转速关系为D < A = B = C < E，支架的支撑杆宽度主要与螺杆转速相关，这与支撑杆宽度大小关系是一致的。但是在A、B、C三组间，C组支架宽度 [(404±38) μm]要略高于A [(349±28) μm]、B [(334±23) μm] 二组。

图7.A~E组支架丝宽。（a）~（e）支架光学显微镜图片；（f）不同组支架丝宽对比。（f）中的数据以平均值±误差方式表示。
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4.3. 支架机械性能

三点弯曲测试和径向压缩测试是支架力学性能测试的主要方法。三点弯曲试验是检测支架的弯曲性能（柔顺性），径向压缩试验用来检测支架的径向强度。依据美国材料与试验协会有关标准ASTM F2606-08和ASTMF3067-14 [26,27]，采用图8（a）~（b）所示INSTRON 3365测试机（美国），对表2中的五组支架进行了三点弯曲和径向压缩测试。此外，通过扩张式球囊装置对C1、 C2组支架展开了径向扩张测试[图8（c）]。

图8.支架力学性能测试。（a）三点弯曲测试；（b）径向压缩测试；（c）径向扩张测试。
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（采编：www.znzbw.cn）