軸向零泊松比結(jié)構(gòu)心血管支架的設(shè)計(jì)、3D 打印與表征

王程錦，張磊,*，方永聰，孫偉,d

a Biomanufacturing Center, Department of Mechanical Engineering, Tsinghua University, Beijing 100084, China

b Biomanufacturing and Rapid Forming Technology Key Laboratory of Beijing, Beijing 100084, China

c “Biomanufacturing and Engineering Living Systems” Innovation International Talents Base (111 Base), Beijing 100084, China

d Department of Mechanical Engineering, Drexel University, Philadelphia, PA 19104, USA

1. 引言

藥物洗脫支架（drug-eluting stents, DES）已成為心血管疾病介入治療的金標(biāo)準(zhǔn)，通過包被于金屬支架表面的聚合物攜帶抗增生的藥物，DES植入后緩慢釋放藥物，抑制平滑肌細(xì)胞增殖，明顯降低術(shù)后再狹窄率[1-3]。但藥物釋放后所遺留的金屬支架長期存留于血管中，阻礙血管修復(fù)，易于誘發(fā)血管局部炎癥反應(yīng)，患者需長期服藥，且仍存在植入晚期的血栓形成以及再狹窄的風(fēng)險(xiǎn)[4,5]。

生物可降解支架（bioresorbable stents, BRS）在植入后9～12個(gè)月內(nèi)為狹窄處血管提供機(jī)械性支撐，借助洗脫出的藥物，防止再狹窄；隨后支架緩慢降解，而血管逐漸恢復(fù)舒縮功能。BRS在一定程度上減少長期服藥的需要，避免了植入晚期的炎癥、血栓等不良反應(yīng)，為后續(xù)的再次治療提供了可能性[6,7]。激光切割加工是金屬支架加工的常規(guī)手段，這種工藝在BRS加工中同樣得到應(yīng)用。Stepak等[8]研究了不同激光加工參數(shù)對聚乳酸[poly(l-lactide) acid, PLLA]聚合物支架質(zhì)量和幾何形狀的影響。Guerra等[9]研究了用激光切割聚己內(nèi)酯（polycaprolactone, PCL）薄片的可行性，作為支架制造的可行性研究。然而，激光加工可能會(huì)導(dǎo)致支架產(chǎn)生微裂紋、浮渣沉積等熱損傷[10,11]。更重要的是，激光切割作為一種減材制造方法，不適合個(gè)性化定制。

3D打印技術(shù)已逐漸發(fā)展成為一種通用性、經(jīng)濟(jì)性的個(gè)性化醫(yī)療器械制造技術(shù)。Kaesemeyer等[12]使用一種四運(yùn)動(dòng)軸熔融擠壓系統(tǒng)制備了一種由丙交酯、乙交酯、己內(nèi)酯、洛伐他汀等按照60∶15∶10∶15的質(zhì)量比組成的生物可吸收支架。Park等[13]將具有藥物涂層的3D打印PCL支架植入豬股動(dòng)脈，取得了積極的動(dòng)物體內(nèi)植入結(jié)果。Guerra等[10]提出一種通過擠出PCL絲材來制備生物可降解支架的新型3D打印設(shè)備，并研究了加工參數(shù)對支架性能的影響。Wu等[14]使用熔融沉積成型（fused deposition modeling, FDM）打印機(jī)和PLLA絲材打印了具有負(fù)泊松比結(jié)構(gòu)的PLLA支架，并研究了PLLA支架的徑向壓縮性能。上述研究證實(shí)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。上述研究制備的支架具有均一的直徑（圓柱形支架）。此外，支架通常會(huì)發(fā)生軸向縮短（支架長度隨著支架擴(kuò)張而收縮），因此臨床醫(yī)生必須選擇比植入堵塞部位長度更長的支架。然而，徑向擴(kuò)張的程度和支架擴(kuò)張后的最終長度因人而異。因此，支架長度的選擇需要取決于醫(yī)生的經(jīng)驗(yàn)判斷，這可能會(huì)出現(xiàn)偏差并導(dǎo)致支架錯(cuò)位。更嚴(yán)重的是，支架過度縮短會(huì)在支架末端和血管內(nèi)壁之間產(chǎn)生摩擦，導(dǎo)致血管內(nèi)皮層損傷[15]。

本文中，我們開發(fā)了一種新型微螺桿擠出式3D打印系統(tǒng)，提出了一種新型零泊松比（zero Poisson’s ratio, ZPR）結(jié)構(gòu)心血管支架，并對微螺桿擠出打印設(shè)備的制造工藝參數(shù)進(jìn)行初步探究。通過改變第四軸旋轉(zhuǎn)軸的直徑、長度和形狀，制備不同材料、直徑和幾何參數(shù)的支架，進(jìn)一步研究3D打印成型參數(shù)對PCL支架的表面形貌、支架參數(shù)和力學(xué)性能的影響。

2. 零泊松比支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

支架基本結(jié)構(gòu)由環(huán)狀支撐體和連接每相鄰支撐體的連接體組成。一般環(huán)狀支撐體采用Z形環(huán)結(jié)構(gòu)[16]。支架在擴(kuò)張或壓縮的過程中，Z形環(huán)隨之?dāng)U張或壓縮，支架的徑向強(qiáng)度主要與Z形環(huán)結(jié)構(gòu)相關(guān)；連接體結(jié)構(gòu)決定著支架介入過程中經(jīng)過彎曲血管處的難易程度，支架的彎曲性能主要與連接體相關(guān)。在臨床應(yīng)用中，血管支架在膨脹過程中存在一定程度的長度縮短現(xiàn)象，通過特定的支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)可改善這一缺陷。

為解決支架擴(kuò)張時(shí)軸向縮短問題，我們設(shè)計(jì)了如圖1所示的ZPR結(jié)構(gòu)支架。該支架結(jié)構(gòu)單元[圖1（a）]與Attard等[17]報(bào)道的半凹形馬蜂窩ZPR結(jié)構(gòu)相似。泊松比（v）定義為外力加載方向上的橫向應(yīng)變（εi）與軸向應(yīng)變（εj）之比。泊松比可用式（1）表示：

支架結(jié)構(gòu)單元尺寸可通過以下參數(shù)表示：l代表Z形環(huán)斜桿長度；θ代表Z形環(huán)張開角度（斜桿傾斜角度）；h代表連接桿長度；t代表連接桿寬度；l0代表相鄰的斜桿距離的一半。圖1（b）為支架結(jié)構(gòu)二維展開圖，將圖1（b）所示的網(wǎng)格卷成管狀，如圖1（c）所示，Φ和H分別代表支架直徑和高度（連接桿長度之和）。這里引入N1和N2分別作為周向和軸向的結(jié)構(gòu)單元數(shù)。

支架受徑向作用力而擴(kuò)張或壓縮。如圖2所示，θ隨r（支架半徑）的變化而增加，具體可表達(dá)為：

圖1. 零泊松比支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)。（a）支架結(jié)構(gòu)單元；（b）支架結(jié)構(gòu)二維展開圖；（c）支架三維結(jié)構(gòu)圖。

圖2. Z形環(huán)斜桿變形示意圖。（a）Z形環(huán)結(jié)構(gòu)；（b）Z形環(huán)結(jié)構(gòu)單元；（c）支架變形時(shí)二維單元變形示意圖；（d）受力矩與軸向力作用下斜桿變形示意圖。

式中，α=2π/N1。如圖1（b）所示，支架在徑向方向（Oxr）和軸向方向（Oxl）的長度可表示如下：

假設(shè)支架徑向方向受到微小的作用力，θ隨之產(chǎn)生微小的變化dθ，此時(shí)支架在徑向方向（Oxr）和軸向方向（Oxl）的應(yīng)變可以表示為：

式中，δxi代表在Xi方向上的變形，i=r,1。

從圖2（c）可以看出，支架擴(kuò)張時(shí)直徑的變化主要取決于Z形環(huán)斜桿的變形。因此，我們在這里主要討論斜桿在載荷作用下的變形。長度為l的斜桿可以簡化為懸臂梁，該懸臂梁的一端受力而移動(dòng)，另一端則被固定[圖2（d）] [18]。斜桿在x方向的變形δx可分解為由垂直于桿的力帶動(dòng)桿轉(zhuǎn)動(dòng)產(chǎn)生的位移在x方向的分量δ丄x和由平行于桿的力導(dǎo)致桿變形所產(chǎn)生的形變在x方向的分量δ‖x，可表示如下[19,20]：

式中，E0為支架材料彈性模量；I= πt4/64為桿的慣性矩；t為支架斜桿的直徑；A= πt2/4為斜桿的截面面積。

在本研究中，l、t和θ一般分別取1.5 mm、0.2 mm和60°。因此，可得知

可見，相對于δ丄x，δ‖x是一個(gè)小量，在此可以忽略。因此，斜桿在x方向的變形及應(yīng)變可表示為：

圖2（d）中斜桿在x方向應(yīng)變?yōu)椋?/p>

力F可表達(dá)為F=σth，將I= πt4/64代入，可得到斜桿在x方向的等效彈性模量為：

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

在本研究中，當(dāng)支架擴(kuò)張時(shí)，支架受徑向力與圖2（c）中的Oxl平行，支架結(jié)構(gòu)泊松比為：

因此，將ZPR結(jié)構(gòu)引入支架結(jié)構(gòu)，理想情況下，支架長度在擴(kuò)張過程中不改變。此外，由式（1）～（13）可知，在支架擴(kuò)張過程中，僅存在支架結(jié)構(gòu)的變形，支架材料不發(fā)生形變。支架強(qiáng)度取決于斜桿的抗變形能力，由此可見，支架強(qiáng)度與斜桿長度l、連接桿長度h、桿直徑t以及斜桿初始張開角度θ相關(guān)，具體而言支架強(qiáng)度與l2成反比，與連接桿長度h成反比，與t3成正比。

3. 基于微螺桿擠出的3D 打印系統(tǒng)

3.1. 系統(tǒng)組成

3D打印因其個(gè)性化成型、快速便捷、材料利用率高等優(yōu)點(diǎn)，在醫(yī)療領(lǐng)域得到了充分的發(fā)展與應(yīng)用。醫(yī)用級(jí)生物可降解材料如PCL、PLLA等，多為熱塑性材料，適合采用FDM技術(shù)成型。常規(guī)FDM設(shè)備多采用絲材打印，因此要求原材料在成型前加工成絲材，而在打印中絲材頻繁的屈曲或斷裂常導(dǎo)致打印中斷，需要人工干預(yù)排除故障[21,22]。另外，一般醫(yī)用級(jí)可降解材料的原材料多為粒狀材料。Wang等[23]采用基于螺桿擠出噴頭的精密擠出沉積系統(tǒng)制備PCL組織工程支架，該系統(tǒng)可以用于粒狀、粉末狀材料成型，提高成型自由度。但是，上述打印系統(tǒng)仍采用層層堆積的方法成型，在懸空處不可避免需要打印支撐結(jié)構(gòu)，但對于血管支架之類的單層空間異形網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)、小特征尺寸結(jié)構(gòu)，采用一般方法進(jìn)行打印，需產(chǎn)生大量的支撐結(jié)構(gòu)，嚴(yán)重影響打印精度與效率。此外，值得注意的是，聚合物材料的分子量隨著在螺桿擠出噴頭中的滯留時(shí)間的增加而減小，因此小型化擠出噴頭更利于生物聚合物材料的熔融擠出[24]。

綜合以上需求，本研究采用一種基于微螺桿擠出的3D打印系統(tǒng)，并通過增加旋轉(zhuǎn)軸（第四軸）實(shí)現(xiàn)四軸聯(lián)動(dòng)打印。如圖3所示，該系統(tǒng)主要包括三個(gè)部分：①x-y-z運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)；②旋轉(zhuǎn)軸；③微型螺桿擠出噴頭。x-y-z運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)采用龍門架結(jié)構(gòu)，使用松下交變伺服電機(jī)驅(qū)動(dòng)。旋轉(zhuǎn)軸形狀和長度可以根據(jù)支架制備需求靈活調(diào)整。為保證打印精度，x-y-z運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)的移動(dòng)、旋轉(zhuǎn)軸的轉(zhuǎn)動(dòng)以及微螺桿噴頭的轉(zhuǎn)動(dòng)通過美國歐姆龍公司的可編程多軸控制器集成控制。

微螺桿噴頭是成型系統(tǒng)的關(guān)鍵部件，其結(jié)構(gòu)和主要部件如圖3（c）所示。加熱元件連接到料筒外表面，為材料提供熱量。因此，當(dāng)微螺桿噴頭工作時(shí)，可以將粒狀或粉末狀材料通過進(jìn)料口添加到料筒中，電機(jī)傳動(dòng)帶動(dòng)螺桿將材料向下輸送，螺桿和料筒間的腔室充滿了熔融材料。最后，腔室內(nèi)產(chǎn)生的壓力有助于熔融材料通過噴嘴尖端擠出成細(xì)絲。

3.2. 打印參數(shù)研究

為確定制造3D打印PCL支架的適合溫度，使用上述自制微螺桿擠出噴頭研究了不同溫度下的PCL（美國Sigma-Aldrich公司，貨號(hào)：MSDS 440744）成絲性能。鑒于支架絲寬度多為100～400 μm，噴頭噴嘴直徑（Φnozzle）選為250 μm。使用差示掃描量熱（differential scanning calorimetry, DSC）設(shè)備DSC Q2000（意大利TA公司），在溫度為-80～200 ℃、加熱速度為10 ℃·min-1、氮?dú)夥諊拢瑢CL原材料進(jìn)行DSC分析，測量其玻璃化轉(zhuǎn)變溫度、熔點(diǎn)（Tm）以及熱分解溫度。使用WDW 3020萬能力學(xué)試驗(yàn)機(jī)（中國長春科新測試儀器公司），在50 N負(fù)載、1 mm·min-1拉伸速度下，對PCL進(jìn)行單絲拉伸實(shí)驗(yàn)。

如圖4（a）所示，DSC結(jié)果表明，PCL原材料具有較低的熔化溫度60 ℃以及較寬的加工溫度區(qū)間。一般，為保證材料的充分熔化，噴頭加熱溫度（Textruder）設(shè)為略高于材料熔點(diǎn)。如圖4（b）所示，分別在75～85 ℃之間的5個(gè)溫度（75 ℃、77.5 ℃、80 ℃、82.5 ℃和85 ℃）下制備PCL單絲，螺桿轉(zhuǎn)速設(shè)為11.2 r·min-1。五組樣品的PCL絲徑（Φfilament） 分別為(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，拉伸強(qiáng)度分別為(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。

圖3. 自制基于螺桿擠出的3D打印系統(tǒng)。（a）支架制備流程圖；（b）3D打印系統(tǒng)原理圖；（c）微螺桿擠出噴頭結(jié)構(gòu)圖。

圖4. 研究加熱溫度對PCL擠出的影響。（a）PCL材料DSC曲線；（b）加熱溫度對PCL單絲直徑和拉伸強(qiáng)度的影響；（c）80 ℃下制備PCL單絲SEM圖（荷蘭FEI Quanta 200設(shè)備）。（c）中的數(shù)據(jù)以平均值±誤差方式表示。

表1 不同平臺(tái)運(yùn)動(dòng)速度和擠出噴頭螺桿旋轉(zhuǎn)速度下的支架絲寬

如表1所示，當(dāng)螺桿噴頭轉(zhuǎn)速設(shè)為11.2 r·min-1，在不同平臺(tái)移動(dòng)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，支架絲寬t為(405±11) μm、(388±13) μm、(362±20) μm、(313±38) μm和(277±46) μm；當(dāng)平臺(tái)移動(dòng)速度設(shè)為1 mm·s-1，在不同螺桿噴頭轉(zhuǎn)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，支架絲寬t為(180±10) μm、(220±12) μm、(362±20) μm、(452±34) μm和(503±40) μm。

4. 結(jié)果

4.1. 支架制備

Liu等[25]提出，在熔融擠出過程中，在某一點(diǎn)噴頭停止工作時(shí)，噴頭內(nèi)殘余的壓力仍會(huì)將材料從噴頭內(nèi)擠出，此現(xiàn)象稱之為“流涎”。“流涎”現(xiàn)象會(huì)導(dǎo)致支架結(jié)構(gòu)的缺陷，因此，支架制備過程中的打印路徑規(guī)劃尤為重要。若通過打印路徑規(guī)劃避免噴頭的重復(fù)起停，則材料流涎可以隨之消除。

因此，基于圖1中的支架設(shè)計(jì)，通過引入輔助線[圖5（a）中的灰色線]，規(guī)劃了連續(xù)的支架打印軌跡，其中箭頭方向表示打印過程中噴頭移動(dòng)方向。在此打印策略中，第一層，熔融的PCL絲沉積形成沿圓周方向的Z形線（紅色線），相鄰的Z形線在其終點(diǎn)通過“橋”線（黑色短線）連接；第二層，長度為H的直線（黑色長線）沿軸向平行打印，相鄰直線通過輔助線（灰色線）連接。由于擠出后的余熱，在Z形線和黑色長直線的交接點(diǎn)，材料熔合在一起。在本文中，上述成型方法稱為“重合打印法”。

基于微螺桿擠出噴頭的3D打印系統(tǒng)被用于支架的制備，熔融材料通過噴嘴擠出后沉積在旋轉(zhuǎn)軸表面，隨著x-y-z運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)與旋轉(zhuǎn)軸的聯(lián)動(dòng)，細(xì)絲沿周向和環(huán)向交替打印形成支架結(jié)構(gòu)[圖5（b）]。通過改變旋轉(zhuǎn)軸的直徑和形狀以及支架模型的幾何結(jié)構(gòu)，實(shí)現(xiàn)支架的定制式制備?；谒妮S聯(lián)動(dòng)與熔融擠出，制備了具有不同材料、不同形狀、不同結(jié)構(gòu)的3D打印支架[圖5（c）～（e）]。

如表2所示，本研究對比了不同直徑D、不同支架設(shè)計(jì)（其中一個(gè)主要指標(biāo)：連接桿長度h）以及不同成型參數(shù)（其中一個(gè)主要指標(biāo)：螺桿噴頭轉(zhuǎn)速n）下的支架，五組支架分別制備如圖5（f）～（j）所示。各組支架中，l、θ和H固定。由圖1可知，πD= 2N1(lcos(θ)+l0)，H=N2h。本文中，我們設(shè)l= 1.5 mm，l0= π/4?0.75，θ= 60°，以及H= 15 mm。因此，當(dāng)Ф= 2 mm、3 mm或4 mm時(shí)，N1分別為4、6或8；當(dāng)h= 1.00 mm、1.25 mm或1.50 mm時(shí)，N1分別為15、12或10。

表2 3D打印支架實(shí)驗(yàn)分組及各組參數(shù)

4.2. 支架形貌表征

對上述成型PCL支架，進(jìn)行掃描電子顯微鏡觀察，如圖6所示，可見支架表面光滑，無明顯缺陷，具有良好的表面形態(tài)；采用“重合打印法”打印的支架在細(xì)絲交叉點(diǎn)熔合良好，可保證支架在交接點(diǎn)具有較好的連續(xù)性和結(jié)合強(qiáng)度。

如圖7所示，通過Keyence光學(xué)顯微鏡（VHX-500，日本）觀察支架表面形態(tài)，并對支架支撐桿寬度進(jìn)行測量，對比不同成型組別間支架支撐桿寬度差異。組E（E1～E3）、組A～C（A1～C3）、組D（D1～D3）的支架絲寬分別為(220±12) μm、(362±42) μm和(452±35) μm。在表2中，螺桿轉(zhuǎn)速關(guān)系為D ＜ A = B = C ＜ E，支架的支撐桿寬度主要與螺桿轉(zhuǎn)速相關(guān)，這與支撐桿寬度大小關(guān)系是一致的。但是在A、B、C三組間，C組支架寬度[(404±38) μm]要略高于A [(349±28) μm]、B [(334±23) μm]二組。

4.3. 支架機(jī)械性能

三點(diǎn)彎曲測試和徑向壓縮測試是支架力學(xué)性能測試的主要方法。三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)是檢測支架的彎曲性能（柔順性），徑向壓縮試驗(yàn)用來檢測支架的徑向強(qiáng)度。依據(jù)美國材料與試驗(yàn)協(xié)會(huì)有關(guān)標(biāo)準(zhǔn)ASTM F2606-08和ASTM F3067-14 [26,27]，采用圖8（a）～（b）所示INSTRON 3365測試機(jī)（美國），對表2中的五組支架進(jìn)行了三點(diǎn)彎曲和徑向壓縮測試。此外，通過擴(kuò)張式球囊裝置對C1、C2組支架展開了徑向擴(kuò)張測試[圖8（c）]。

圖5. 3D打印心血管支架。（a）支架打印路徑；（b）支架打印原理圖，ω：角速度；（c）不同結(jié)構(gòu)的PLLA支架；（d）～（e）錐形PCL支架；（f）～（j）表2中支架（A1～E3）的圖像。Ф：支架直徑。

圖6. PCL支架SEM圖。

4.3.1. 三點(diǎn)彎曲測試

三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)用來檢測支架的彎曲性能（柔順性），柔順性好的支架在支架介入治療過程中能夠更容易通過動(dòng)脈彎曲部分。支架柔順性大小用彎曲剛度來表示：彎曲剛度越大，支架柔順性越小。彎曲剛度通過E·I計(jì)算，具體表示為[26,28]：

式中，F(xiàn)為外彎曲力；L為支架跨度；f為支架彎曲撓度。本實(shí)驗(yàn)中，L為11 mm，因此，當(dāng)變形f設(shè)為固定值，對應(yīng)更小外力F的支架具有更好的支架柔順性。當(dāng)變形f為2 mm時(shí)，A、B、C三組支架對應(yīng)的外力F如圖9（d）所示；B、D、E三組支架對應(yīng)的外力F如圖9（h）所示。

由圖9（a）～（d）可知，A、B、C三組柔順性關(guān)系為B1 ＜ A1 ≈ C1、A2 ＜ B2 ＜ C2和A3＜B3＜C3；隨著連接桿長度從1.00 mm增加到1.50 mm，對Ф2、Ф3和Ф4支架，各組間的C組與A組支架（C1/A1, C2/A2, C3/A3）外力F之比分別為1.01、0.77、0.49。由圖9（e）～（h）可知，B、D、E三組柔順性關(guān)系為E1 ＜ B1 ＜ D1、E2 ＜B2 ＜ D2、E3 ＜ B3 ＜ D3。

表3所示為變形f為2 mm時(shí)，各組支架的彎曲剛度值（平均值）。據(jù)報(bào)道[29]，此前商業(yè)化的Absorb GT1支架彎曲剛度值為4.20 N·mm2，這與A1、C1、C3、D1～D3等幾組支架彎曲剛度值接近。因此，A1、C1、C3、D1～D3支架具有相對合適的彎曲柔順性。

4.3.2. 徑向壓縮測試

徑向壓縮試驗(yàn)用于評(píng)估徑向強(qiáng)度，從而確定支架的徑向支撐力。具有良好徑向強(qiáng)度的支架可以提供更好的支撐。徑向強(qiáng)度可以用徑向剛度表示：徑向剛度越大，徑向強(qiáng)度越小。Schmidt等[30]提出將支架徑向剛度定義為支架直徑從外壓0到外壓0.2 bar (1 bar = 105Pa)時(shí)的變化程度[式（16）]。ASTM標(biāo)準(zhǔn)F3067-14 [27]建議使用瞬時(shí)支架直徑來計(jì)算支架壓縮比，而非僅適用初始直徑[式（17）、（18）]。因此，徑向剛度是當(dāng)作用在支架上的瞬時(shí)壓力為0.2 bar時(shí)的壓縮比。

圖8. 支架力學(xué)性能測試。（a）三點(diǎn)彎曲測試；（b）徑向壓縮測試；（c）徑向擴(kuò)張測試。

圖9. 不同結(jié)構(gòu)和制造參數(shù)的3D打印PCL支架的三點(diǎn)彎曲測試結(jié)果。（a）～（c）支架連接桿長度分別為1 mm、1.25 mm和1.5 mm時(shí)（對應(yīng)A、B、C三組），各組支架外力F與支架變形曲線圖；（d）當(dāng)支架變形為2 mm時(shí)，各組支架對應(yīng)的外力F大小；（e）～（g）螺桿噴頭轉(zhuǎn)速為8.4 r·min?1、11.2 r·min?1和14 r·min?1（對應(yīng)D、B、E三組）時(shí)，各組支架外力F與支架變形曲線圖；（h）當(dāng)支架變形為2 mm時(shí)，各組支架對應(yīng)的外力F大小。圖（d）和（h）中的數(shù)據(jù)以平均值±誤差方式表示。

支架徑向強(qiáng)度主要與支撐桿寬度t以及Z形環(huán)數(shù)目有關(guān)。由圖10（a）～（d）可知，A、B、C三組支架徑向剛度關(guān)系為Bi＞Ci＞Ai（i= 1, 2, 3），因此三組支架徑向強(qiáng)度關(guān)系為Bi＜Ci＜Ai（i= 1, 2, 3）；由圖10（e）～（h）可知，B、D、E三組支架徑向剛度關(guān)系為Di＞Bi＞Ei（i= 1, 2, 3），因此三組支架徑向強(qiáng)度關(guān)系為Di＜Bi＜Ei(i=1, 2, 3)。

據(jù)報(bào)道[30]，商業(yè)化支架徑向剛度從0.51%到3.99%，這與A2、A3、C2、C3、E3支架相近。因此，A2、A3、C2、C3、E3支架具有相對合適的徑向強(qiáng)度。

4.3.3. 徑向擴(kuò)張測試

徑向擴(kuò)張測試中，C1、C2組支架均分別膨脹至擴(kuò)張比為10%、20%。即C1組支架由直徑2 mm分別擴(kuò)張至2.2 mm、2.4 mm，C2組支架由直徑3 mm分別擴(kuò)張至3.3 mm、3.6 mm，分別測量支架長度；隨后，去除擴(kuò)張力，觀察支架徑向回彈，并記錄支架此時(shí)的長度。支架初始直徑OФ、擴(kuò)張最大直徑MФ以及回彈后直徑RФ如圖11（a）所示。支架直徑回縮比計(jì)算如下：

C1支架在擴(kuò)張至110%和120%時(shí)，支架直徑回彈分別為69%和41%；C2支架在擴(kuò)張至110%和120%時(shí)，支架直徑回彈分別為77%和71%。3D打印PCL支架的徑向回縮程度較大，這與PCL支架良好的彈性有關(guān)。為解決此問題，未來的研究將探索其他生物材料。

表3 3D打印PCL支架實(shí)驗(yàn)各組彎曲剛度值

圖10. 不同結(jié)構(gòu)和制造參數(shù)的3D打印PCL支架的徑向彎曲測試結(jié)果。（a）～（c）支架連接桿長度分別為1 mm、1.25 mm和1.5 mm（對應(yīng)A、B、C三組）時(shí)，各組支架外力F與支架壓縮比曲線圖；（d）（a）～（c）中各組支架徑向剛度大小；（e）～（g）螺桿噴頭轉(zhuǎn)速為8.4 r·min?1、11.2 r·min?1和14 r·min?1（對應(yīng)D、B、E三組）時(shí)，各組支架外力F與支架壓縮比曲線圖；（h）（e）～（g）中各組支架徑向剛度大小。（d）和（h）中的數(shù)據(jù)以平均值±誤差表示。

支架初始長度OL、擴(kuò)張最大長度ML以及回彈后長度RL如圖11（b）所示。支架軸向回縮比計(jì)算如下：

C1支架在擴(kuò)張至110%和120%時(shí)，支架徑向回彈分別為0.33%和0.13%；C2支架在擴(kuò)張至110%和120%時(shí)，支架直徑回彈分別為0.40%和0.09%。作為對比，目前商業(yè)化支架軸向回縮在3%～5% [31]。因此，可以確定本研究中所使用的支架設(shè)計(jì)具有相對穩(wěn)定可靠的軸向長度穩(wěn)定性。

4.4. 支架生物相容性

3D打印PCL支架溶血分析實(shí)驗(yàn)按照ASTM標(biāo)準(zhǔn)F756-17開展[32]，新鮮人血由北京華信醫(yī)院/清華大學(xué)第一附屬醫(yī)院合法提供。如前報(bào)道[33]，樣品溶血率通過測量血紅蛋白釋放量來確定，可表示為：

式中，ODt代表實(shí)驗(yàn)組吸光度；ODp和ODn分別表示陽性組和陰性組吸光度值。根據(jù)ASTM標(biāo)準(zhǔn)F756-17[32]，材料溶血率可分級(jí)為非溶血（0～2%）、輕微溶血（2%～5%）、溶血（＞5%）。3D打印PCL支架溶血率為0.07% ± 0.02%（非溶血）。

圖11. 徑向擴(kuò)張結(jié)果。（a）支架直徑變化；（b）支架長度變化。所有數(shù)據(jù)以平均值±誤差表示。

3D打印PCL支架細(xì)胞相容性實(shí)驗(yàn)按照ISO標(biāo)準(zhǔn)10993-5:2009開展[34]，使用EGM-2 (endothelial cell growth medium-2)培養(yǎng)基（瑞士Lonza公司，貨號(hào)cc3162）培養(yǎng)人臍靜脈內(nèi)皮細(xì)胞（HUVECs，美國ATCC細(xì)胞庫），將支架在37 ℃培養(yǎng)基中孵育24 h提取材料浸提液。將HUVECs在37℃、5% CO2、浸泡支架24 h后的EGM-2培養(yǎng)基中培養(yǎng)96 h后，加入CCK-8（cell counting kit-8，日本Dojindo公司）孵育4 h后，使用酶標(biāo)儀測量細(xì)胞活性，計(jì)算公式為：

式中，ODt代表實(shí)驗(yàn)組吸光度；ODp和ODn分別表示陽性組和陰性組吸光度值。根據(jù)細(xì)胞活性值，材料的細(xì)胞毒性可分為0級(jí)（≥ 100%）、1級(jí)（80%～99%）、2級(jí)（50%～79%）、3級(jí)（30%～49%）和4級(jí)（0～29%）。當(dāng)材料細(xì)胞毒性大于2級(jí)時(shí)，認(rèn)為其具有細(xì)胞毒性。3D打印PCL支架細(xì)胞活性為90% ± 5%（1級(jí)），因此，可以用于細(xì)胞實(shí)驗(yàn)。

綜上，3D打印PCL支架具有良好的生物相容性。

5. 討論

5.1. 成型參數(shù)對打印能力與結(jié)構(gòu)成型的影響

5.1.1. 噴頭加熱溫度

支架制備前，通過PCL單絲擠出試驗(yàn)研究了螺桿擠出噴頭加熱溫度對PCL絲尺寸穩(wěn)定性和強(qiáng)度的影響，研究得知在80 ℃和82.5 ℃時(shí)PCL絲具有更好的尺寸穩(wěn)定性[圖4（c）]，在75 ℃和80 ℃顯示更好的拉伸強(qiáng)度。因此，綜合考慮到材料成型強(qiáng)度和尺寸穩(wěn)定性，將螺桿擠出噴頭加熱溫度設(shè)定為80 ℃用于支架制備。如圖4（b）、（d）所示，在80 ℃下擠出的PCL絲具有良好的表面形貌。

5.1.2.x-y-z運(yùn)動(dòng)速度、旋轉(zhuǎn)軸轉(zhuǎn)動(dòng)速度

如表1所示，可通過調(diào)節(jié)平臺(tái)移動(dòng)速度VRx和螺桿噴頭轉(zhuǎn)速n改變支架絲寬（支撐桿寬度）。隨VRx增加，支架絲寬減小且打印穩(wěn)定性下降（誤差系數(shù)增大）；隨螺桿噴頭轉(zhuǎn)速n增加，支架絲寬增大而打印穩(wěn)定性提升（誤差系數(shù)減小）。因此，綜合考慮打印穩(wěn)定性（如誤差系數(shù)小于10%）與打印效率，將VRx設(shè)為1 mm·s?1，絲寬通過改變螺桿轉(zhuǎn)速n調(diào)節(jié)。相應(yīng)地，x軸移動(dòng)速度Vx為 /2 mm·s?1(0.866 mm·s?1)，旋轉(zhuǎn)軸轉(zhuǎn)動(dòng)線速度VR為0.5 mm· s?1（旋轉(zhuǎn)軸轉(zhuǎn)速可通過nm=VR×60/πФ計(jì)算，nm= 30/πФ，單位：r· min?1，Ф為支架直徑）。

5.1.3. 螺桿擠出速度

在制備不同參數(shù)組支架時(shí)，螺桿噴頭轉(zhuǎn)速n分別 設(shè) 為8.4 r·min?1（D組 ）、11.2 r·min?1（A、B、C組）、14 r·min?1（E組）。如圖7所示，支架絲寬t與螺桿轉(zhuǎn)速n呈正相關(guān)：隨螺桿轉(zhuǎn)速增加，支架絲寬增大（D＜A=B=C＜E）。A、B、C三組支架采用相同轉(zhuǎn)速制備，但是，與A、B組支架相比，C組支架具有相對較大的支架絲寬。因此，在未來的研究中需要進(jìn)一步提高支架制造的穩(wěn)定性。

5.2. 結(jié)構(gòu)參數(shù)對3D 打印PCL 支架機(jī)械性能影響

之前已有研究使用了各種方法檢測支架的機(jī)械性能，彎曲柔順性和徑向強(qiáng)度是支架機(jī)械性能的兩個(gè)重要指標(biāo)，與支架的幾何參數(shù)密切相關(guān)[14,28]。基于4.3.1節(jié)和4.3.2節(jié)的討論可知，彎曲柔順性可用彎曲剛度表示，較高的彎曲剛度表明支架較低的柔韌性；徑向強(qiáng)度可用徑向剛度表示，較高的徑向剛度表明較低的徑向強(qiáng)度。在本研究中，影響支架機(jī)械性能的主要參數(shù)是連接桿的長度h和支架絲寬t。

5.2.1. 連接桿長度

A、B、C三組支架對應(yīng)連接桿長度h分別為1 mm、1.25 mm和1.5 mm，而支架長度固定（18 mm），因此隨著連接桿長度h增加，支架具有更少的Z形環(huán)，支架彎曲性能隨之增加而徑向強(qiáng)度下降。因此，理想的支架彎曲性能和徑向強(qiáng)度結(jié)果應(yīng)為：Ai＜Bi＜Ci、Ci＜Bi＜Ai(i=1, 2, 3)。

由圖9（a）～（d）和表3可知，A、B、C三組彎曲性能對比為：B1＜A1≈C1、A2＜B2＜C2、A3＜B3＜C3?？傮w而言，隨著連接桿長度h增加，支架彎曲性能提高，在支架直徑較大時(shí)表現(xiàn)更加明顯。由圖10（a）～（d）可知，A、B、C三組支架徑向強(qiáng)度：Bi＜Ci＜Ai(i= 1, 2,3)，這與理想結(jié)果有所偏差，在5.2.2節(jié)中會(huì)進(jìn)一步解釋此現(xiàn)象。

總之，具有更長連接桿的支架在柔順性上具有優(yōu)勢。但是，在這一部分并不確定長連接桿（在支架絲寬略微存在區(qū)別的情況下）是否嚴(yán)格不利于徑向強(qiáng)度。

5.2.2. 支架絲寬

D、B、E 三組支架對應(yīng)螺桿噴頭轉(zhuǎn)速t分別為8.4 r·min?1、11.2 r·min?1、14 r·min?1，支架絲寬與螺桿轉(zhuǎn)速正相關(guān)，隨著轉(zhuǎn)速增加，支架絲寬增大，隨之導(dǎo)致更大的徑向強(qiáng)度和更低的彎曲柔順性。因此，D、B、E三組支架對比的理想結(jié)果為：柔順性Ei＜Bi＜Di，徑向強(qiáng)度Di＜Bi＜Ei（i= 1, 2, 3）。

由圖7、圖9、圖10可知，實(shí)際測試結(jié)果與上述理想結(jié)果一致，因此，可得支架絲寬是支架徑向強(qiáng)度的主要因素。此外，5.2.1節(jié)中提到，A、B、C三組支架徑向強(qiáng)度Bi＜Ci＜Ai(i=1，2，3)，這與理想結(jié)果Ci＜Bi＜Ai不一致。該結(jié)果可以通過支架絲寬解釋：從圖7（f）可以確定，盡管C組支架具有更少的Z形環(huán)，但由于其絲寬更大，與B組相比，其徑向強(qiáng)度更大。這進(jìn)一步證明了支架絲寬是決定支架徑向強(qiáng)度的主導(dǎo)因素。

5.2.3. 小結(jié)

根據(jù)5.2.1節(jié)和第5.2.2節(jié)的討論，可以看出支架柔順性和徑向強(qiáng)度是一對相互矛盾的性能。這是為實(shí)現(xiàn)支架綜合機(jī)械性能而需權(quán)衡支架結(jié)構(gòu)參數(shù)的結(jié)果。對于相同直徑的支架，支架的機(jī)械性能（彎曲柔順性和徑向強(qiáng)度）與連接桿長度和支架絲寬密切相關(guān)。

支架彎曲柔順性。綜上可知，具有較長連接桿和較小絲寬的相同直徑支架傾向于具有更好的彎曲柔順性。因此，具有松散幾何結(jié)構(gòu)的支架傾向于表現(xiàn)出更好的柔順性。

徑向強(qiáng)度。結(jié)合上述討論，可以推斷出支架絲寬（t）是影響支架徑向強(qiáng)度的主要因素，這可以結(jié)合式（12）得到驗(yàn)證。式（12）表明支架的結(jié)構(gòu)強(qiáng)度與t3成正比，與h成反比。這意味著支架的徑向強(qiáng)度更易受到t的影響?？梢酝茢?，具有較大連接桿（h）和適中支架絲寬的支架更有利于在柔順性與徑向強(qiáng)度之間取得平衡。

6. 結(jié)論

本研究中，我們開發(fā)了一種新型基于微螺桿擠出式3D打印系統(tǒng)，通過增加第四軸旋轉(zhuǎn)軸制造支架。我們提出了一種新型ZPR結(jié)構(gòu)心血管支架，并證明了支架擴(kuò)張后可保持軸向長度穩(wěn)定。通過單絲實(shí)驗(yàn)初步研究了適合支架制備的成型參數(shù)，隨后采用“重合打印法”制備具有不同材料（PLLA、PCL）、形狀、幾何結(jié)構(gòu)的支架，進(jìn)一步研究了不同參數(shù)成型PCL支架的機(jī)械性能。

綜上，本文提出的基于微螺桿擠出的3D打印系統(tǒng)顯示出個(gè)性化制備支架的潛力。然而，PCL支架柔順性的不足表明在未來的研究中需進(jìn)一步改進(jìn)支架設(shè)計(jì)。此外，與金屬支架相比，PCL支架在徑向強(qiáng)度和徑向回彈方面并不理想，之后還需探索制備PLLA或具有更高強(qiáng)度和更低伸長率的可降解聚合物支架。

致謝

本研究由北京市自然科學(xué)基金（Z150001）資助，感謝北京市安貞醫(yī)院提供支持。

Compliance with ethics guidelines

Chengjin Wang, Lei Zhang, Yongcong Fang and Wei Sun declare that they have no conflict of interest or financial conflicts to disclose.