高性能醫(yī)用雙層球囊成型工藝研究及性能表征

摘 要：醫(yī)用球囊擴(kuò)張導(dǎo)管的耐高壓性能、低順應(yīng)性及表面活性是提升其臨床使用安全性和有效性的重要因素。該研究采用聚醚嵌段聚酰胺和聚酰胺作為內(nèi)外層材料通過拉伸吹塑成型工藝制備雙層球囊，其爆破壓力和環(huán)向應(yīng)力最高分別達(dá)到4 059.08 kPa、281 MPa，順應(yīng)性最低降至4.6%。此外該研究通過實(shí)驗(yàn)探究拉伸吹塑成型工藝過程中成型溫度、壓力、拉伸參數(shù)對(duì)球囊壁厚、壁厚均勻性、外形尺寸、順應(yīng)性及力學(xué)性能的影響，并通過優(yōu)化參數(shù)使雙層球囊產(chǎn)品性能遠(yuǎn)優(yōu)于相同條件下制備的單層球囊產(chǎn)品性能。

關(guān)鍵詞：球囊導(dǎo)管；雙層球囊；吹塑成型；力學(xué)性能；順應(yīng)性

中圖分類號(hào)：TH77 文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A 文章編號(hào)：2095-2945（2024）29-0094-04

Abstract： The high pressure resistance， low compliance and surface activity of medical balloon dilatation catheter are important factors to improve the safety and effectiveness of clinical use. In this study， double-layer balloons were prepared by stretch blow molding using polyether block amide and polyamide as inner and outer materials. The highest blasting pressure and circumferential stress were 4 059.08 kPa and 281 MPa， respectively， and the lowest compliance was 4.6%. In addition， this study explored the effects of molding temperature， pressure and tensile parameters on the wall thickness， wall thickness uniformity， shape size， compliance and mechanical properties of the balloon in the stretch blow molding process. The performance of double-layer balloon products is much better than that of single-layer balloon products prepared under the same conditions by optimizing parameters.

Keywords： balloon catheter; double balloon; blow molding; mechanical properties; compliance

球囊擴(kuò)張導(dǎo)管廣泛應(yīng)用于狹窄血管的擴(kuò)張，1964年，Dotter和Judkins[1]首次將球囊擴(kuò)張導(dǎo)管應(yīng)用于外周動(dòng)脈硬化的治療。1978—1979年，Grüntzig等[2-3]建立了經(jīng)皮冠狀動(dòng)脈腔內(nèi)成形術(shù)（PTCA），采用球囊擴(kuò)張導(dǎo)管通過機(jī)械膨脹的方式擴(kuò)張冠脈血管。并在18個(gè)月內(nèi)成功治愈34例患者[4]。隨著技術(shù)改進(jìn)和臨床經(jīng)驗(yàn)積累球，經(jīng)皮腔內(nèi)血管成形術(shù)（PTA）和PTCA逐漸發(fā)展成為治療動(dòng)脈血管狹窄的主要手段。

球囊材料主要為TPU、PA、PVC和PET等高分子材料[5]。TPU具有較強(qiáng)的塑性和耐用性，但其存在球囊破裂風(fēng)險(xiǎn)；PVC材料因生物相容性差的特點(diǎn)而逐漸被淘汰；PA和PET材料的應(yīng)用提高了球囊強(qiáng)度和耐用性。近年來，聚醚嵌段聚酰胺（Pebax）因其卓越的生物相容性、柔順性、彈性，也被廣泛應(yīng)用[6]。

臨床技術(shù)發(fā)展要求球囊材料兼顧剛性、強(qiáng)度、柔軟性，在保證安全性的同時(shí)確保對(duì)病變部位的準(zhǔn)確導(dǎo)向；球囊壁厚也逐漸降低以增加血管中的通過性；球囊表面性能也被優(yōu)化以滿足藥物涂層及元件黏接。綜上，一種新型的PA/Pebax雙層球囊因同時(shí)具有高強(qiáng)度及柔順性，被認(rèn)為是新型高性能球囊材料的解決方案[7]。因此，針對(duì)雙層球囊的成型工藝設(shè)計(jì)和性能表征也成為現(xiàn)階段重要的研究方向。

1 實(shí)驗(yàn)部分

1.1 原材料及設(shè)備

雙層管材（Multilayertubing， Mlt；外層70%為尼龍12 L25，EMS；內(nèi)層30%為Pebax 7233 SA01 MED，ARKEMA），內(nèi)徑0.508 mm，外徑0.889 mm。

尼龍管材（PA tubing， Pat；尼龍12 L25，EMS）， 內(nèi)徑0.508 mm，外徑0.889 mm。

管材拉伸機(jī)（CJX-3X12，interface associates）；球囊成型機(jī)（CPS-1000，Confluent Medical Technologies）；恒溫干燥箱（1390 FM，VWR）；千分表測(cè)厚儀（DGN-255，PEACOCK）；激光測(cè)量?jī)x（ZMike Pro 50mm，BETA LaserMike，Inc）；手動(dòng)影像儀（VMA，KEYENCE基恩士（中國）有限公司）；水壓測(cè)試儀（MODEL 1000，Crescent Design）；電熱恒溫水浴鍋（上海精宏實(shí)驗(yàn)設(shè)備有限公司）；等離子處理設(shè)備（GDR-200PM，Guarder戈德爾）。

1.2 樣品制備

按表1參數(shù)使用管材拉伸機(jī)加熱并拉伸Mlt和Pat兩端，預(yù)制球囊料泡。

使用內(nèi)徑2.85 mm、平直段長度17 mm的模具吹塑成型球囊，其過程分為加熱、保壓1、保壓2三個(gè)步驟。通過調(diào)控步驟中溫度（T）、拉伸距離（D）、拉伸速率（V）和壓力（P）參數(shù)（表2）制備各組樣品（表3）。

等離子體表面處理可以通過高能等離子體粒子轟擊球囊表面的形式，從而改變球囊表面的表面形貌及表層高分子鏈段形態(tài)，進(jìn)而增加球囊表面的表面能[8-9]。本研究使用高純度氮?dú)庾鳛榻橘|(zhì)處理球囊表面，處理時(shí)間和電流強(qiáng)度分別為7 min、5 A。

表3 樣品信息

注：吹塑成型參數(shù)選擇一列中“組”對(duì)應(yīng)表2中T、P和DV的參數(shù)組，如“T-組3”為該樣品組成型溫度依照表2中的“組3”。

1.3 測(cè)試方法

樣品組數(shù)據(jù)公差下限（LTL）按公式（1）計(jì)算。按公式（2）計(jì)算球囊環(huán)向應(yīng)力（σ）以消除壁厚影響，直觀評(píng)價(jià)耐壓能力。按照YY 0285.4—2017《血管內(nèi)導(dǎo)管一次性使用無菌導(dǎo)管第4部分：球囊擴(kuò)張導(dǎo)管》附錄A和附錄D分別測(cè)試球囊爆破壓力和順應(yīng)性，球囊順應(yīng)性按公式（3）計(jì)算

LTL=avg-k1×s， （1）

式中：k1為單邊k系數(shù)，本研究中k1=1.646；s為標(biāo)準(zhǔn)差。

σ=，（2）

式中：P為球囊爆破壓力；D為球囊爆破時(shí)直徑；T為球囊壁厚。

compliance=， （3）

式中：Φ20和Φ10分別為球囊在2 026.50 kPa和1 013.25 kPa壓力下的直徑。

測(cè)量圖1所示9處雙層壁厚，計(jì)算樣品組壁厚數(shù)據(jù)平均值，并以標(biāo)準(zhǔn)差為球囊壁厚均勻度的判定依據(jù)。

2 結(jié)果與討論

2.1 球囊直徑與長度

如圖2所示，成型壓力對(duì)于球囊尺寸幾乎沒有影響，然而隨拉伸參數(shù)和成型溫度的增加球囊公稱尺寸隨之增加。吹塑過程中溫度的增加使管材在壓力與拉伸作用下更易與模具表面貼合；此外，拉伸參數(shù)增加使球囊順應(yīng)性降低，從而在1 013.25 kPa的壓力下，球囊尺寸更大。

2.2 壁厚及均勻性

如圖3所示，吹塑過程中球囊雙層壁厚在P1至Mlt-0區(qū)間內(nèi)隨壓力增加從0.039 9 mm增加至0.042 7 mm。這表明成型壓力較低時(shí)料泡在拉伸作用下趨向模具外擴(kuò)展，導(dǎo)致模具中材料量降低并使球囊壁厚降低。此外，過低的成型壓力導(dǎo)致管材膨脹速率降低，使得壁厚均勻性降低。Mlt-0至P4區(qū)間內(nèi)球囊雙層壁厚僅從0.042 7 mm增加至0.043 2 mm，說明該壓力區(qū)間為雙層管材最佳成型壓力區(qū)間。T1組溫度參數(shù)未達(dá)到成型要求，因此沒有樣品；T2至T4球囊壁厚均勻性隨成型溫度增加、管材軟化均勻而顯著改善。而隨著拉伸距離的增加，更多材料向模具外擴(kuò)展，球囊雙層壁厚從0.043 7 mm降低至0.035 6 mm，均勻性也得到改善。

2.3 順應(yīng)性

球囊順應(yīng)性可以表征球囊擴(kuò)張性能，順應(yīng)性小于5%的球囊為非順應(yīng)性球囊， 5%～10%為半順應(yīng)性球囊，大于10%為順應(yīng)性球囊。對(duì)比順應(yīng)性和球囊壁厚及均勻性可知順應(yīng)性隨壁厚及壁厚均勻性的增加而降低。P1至P4及T2至T4樣品的順應(yīng)性分別從5.0%和4.9%下降至4.6%；此外，隨著拉伸參數(shù)增加球囊順應(yīng)性提升至5.7%。由于Pebax材料緩沖的作用，雙層球囊的順應(yīng)性遠(yuǎn)低于Pat-0組尼龍球囊8.3%，使雙層球囊更加符合臨床使用需求。

2.4 力學(xué)性能

如圖3所示，Mlt-0樣品組爆破壓力和環(huán)向應(yīng)力最高為4 054.01 kPa和281 MPa。通常同種材料的球囊爆破壓力隨著球囊壁厚的增加而增加；環(huán)向應(yīng)力則與球囊壁厚無關(guān)。然而P1至P4組壁厚隨著成型壓力增加而增加至0.042 7 mm，爆破壓力和環(huán)向應(yīng)力達(dá)到4 059.08 kPa和281 MPa，這是由于成型壓力增加，球囊壁厚均勻性改善。然而成型壓力繼續(xù)增加時(shí)吹塑成型過程中材料膨脹速率增加，導(dǎo)致缺陷增多并使力學(xué)性能降低，爆破壓力和環(huán)向應(yīng)力下降至3 769.29 kPa和258 MPa。

拉伸參數(shù)對(duì)于球囊力學(xué)性能的影響也是由于壁厚及其均勻性，比較DV1至Mlt-0，拉伸距離增加使壁厚均勻性增加，球囊爆破壓力和環(huán)向應(yīng)力分別從3 796.65 kPa、254 MPa增加至4 059.08 kPa、281 MPa；但拉伸參數(shù)繼續(xù)增加使球囊整體壁厚降低，爆破壓力也降低至3 350.82 kPa，環(huán)向應(yīng)力幾乎不變。

增加成型溫度可以提升壁厚均勻性從而使爆破壓力和環(huán)向應(yīng)力分別從4 008.42 kPa、272 MPa提升至4 059.08 kPa、281 MPa，然而繼續(xù)增加成型溫度使得球囊爆破壓力和環(huán)向應(yīng)力大幅降低。分析樣品的外觀可知，成型溫度的增加會(huì)降低球囊外觀透明度，從高分子材料結(jié)晶動(dòng)力學(xué)角度分析，可能是由于成型溫度過高導(dǎo)致材料晶核尺寸變大，進(jìn)而導(dǎo)致球囊的透明度及抗拉強(qiáng)度的降低。

3 結(jié)論

1）本研究中雙層球囊的爆破壓力和環(huán)向應(yīng)力最高分別為4 059.08 kPa、281 MPa，其順應(yīng)性最低降至4.6%，遠(yuǎn)優(yōu)于相同條件下制備的尼龍球囊。

2）球囊吹塑成型工藝過程中，成型溫度增加能夠提升壁厚均勻性、增加球囊外形尺寸并降低球囊順應(yīng)性，但溫度過高會(huì)導(dǎo)致球囊力學(xué)性能降低；成型壓力增加提升了壁厚及均勻性、力學(xué)性能并降低了順應(yīng)性，但成型壓力過高會(huì)增加材料缺陷并降低力學(xué)性能；拉伸參數(shù)增加提升了壁厚均勻性、球囊外形尺寸，但降低了球囊的耐壓性能并增加球囊順應(yīng)性。

3）耐壓性能強(qiáng)、低順應(yīng)性的薄壁球囊通常是臨床中最佳的解決方案，因此對(duì)于雙層球囊的吹塑成型，“T①85 ℃②95 ℃③135 ℃；P①3 200 kPa②3 600 kPa③3 600 kPa”的參數(shù)設(shè)置使壁厚均勻度和力學(xué)性能達(dá)到平衡，通過調(diào)整拉伸參數(shù)則可以調(diào)控球囊的外形尺寸和整體壁厚，以滿足不同產(chǎn)品的使用需求。

參考文獻(xiàn)：

[1] DOTTER C T， JUDKINS M P. Transluminal treatment of arteriosclerotic obstruction： description of a new technic and a preliminary report of its application[J]. Circulation， 1964，30（5）：654-670.

[2] GRNTZIG A， HIRZEL H， GOEBEL N， et al. Percutaneous transluminal dilatation of chronic coronary stenoses. First experiences[J]. Schweiz Med Wochenschr， 1978，108（44）：1721-1723.

[3] GRENTZIG A. Transluminal dilatation of coronary artery stenosis-experimental report[C]//Springer Berlin Heidelberg， 1978：57-65.

[4] GRNTZIG A， SENNING A， SIEGENTHALER W E. Nonoperative dilatation of coronary-artery stenosis[J]. N. Engl. J. Med，1979，301（2）：61-68.

[5] MATSUMOTO A H， BARTH K H， SELBY J B， et al. Peripheral angioplasty balloon technology[J].Cardiovascular & Interventional Radiology， 1993，16（3）：135-143.

[6] WARNER J A， FORSYTH B， ZHOU F， et al. Characterization of Pebax angioplasty balloon surfaces with AFM， SEM， TEM， and SAXS[J]. Journal of biomedical materials research part b applied biomaterials， 2016，104（3）：470-475.

[7] DIAZ J F， GMEZ-MENCHERO A， CARDENAL R， et al. Extremely high-pressure dilation with a new imoncompliant balloon[J]. Texas Hear. Inst. J， 2012（39）：635-638.

[8] KAPLAN S L， ROSE P W. Plasma surface treatment of plastics to enhance adhesion - ScienceDirect[J]. International journal of adhesion and adhesives， 1991，11（2）：109-113.

[9] WOLF R， SPARAVIGNA A C. Role of plasma surface treatments on wetting and adhesion[J]. Engineering， 2010，2（6）：397-402.