一种血管支架及血管支架增材制造方法

1.本发明涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种血管支架及血管支架增材制造方法。


背景技术：

2.血管再狭窄手术以血管支架作为主要辅助性医疗器械，可对肿瘤堵塞点位进行精准治疗。早在1929年，德国医生forssmalm在医学实验中，将一根导管从左肘前静脉送入右心房，完成了首例心导管检查手术，也正式开启了血管植入手术的研究。随后的几十年中，血管再狭窄的治疗开始应用金属裸露支架、药物洗脱支架进行血管撑开植入救治，但金属裸露支架的不可降解性、血管再狭窄的高发性以及药物洗脱支架的药物抑制副作用的产生仍旧限制着上述两种传统血管支架广泛、有效的应用。
3.随着材料工程的发展以及临床病理学的深入研究，现代植入式医疗辅助器械以更加优良的结构和更加完善的功能帮助病患精准治疗、快速恢复，缩短治疗周期，并极大地降低救治痛苦。借助球囊体结构的辅助植入，镍钛形状记忆合金(ni-ti sma:ni-ti shape memory alloys)凭借其可调控的形状记忆效应特点、制备方式多样化、回弹应力小、对血管损伤小的优势，在血管再狭窄的临床手术上能够实现较高精度的植入并发挥支撑作用。但是ni-ti sma的不足之处在于：1、球囊结构的辅助植入使人体原始血管发生改变，支架结构同人体内的细胞微环境差异进一步增大；2、长期服用药物可降低人体对支架的排异性，但产生的副作用也会抑制细胞增殖；3、材料主要以金属为主，生物相容性不足，康复后期阶段则需要二次手术取出支架本体以及球囊结构，为病患带来新的痛苦和负担。
4.相比较而言，具有生物相容性的高分子聚合物(聚己内酯、聚乙二醇
7.、聚乳酸等)制成的血管支架质地较软，生物相容性更高，自发降解性好，细胞存活率大幅提升，排斥反应显著降低，成为血管支架制备材料的新选择。以明胶-聚乙二醇，明胶-聚己内酯等高聚物光交联制备的形状记忆聚合物(形状记忆聚合物:shape memory polymer)更胜一筹。其独特的形状记忆效应可灵活适应软质组织植入环境的改变，在温度、ph值等外部激励下自发翻折形成血管支架，为细胞增殖提供有利环境
9.。此外，植入支架结构的细胞成活率不仅由材质选择决定，结构孔隙分布的设计也会影响整体性能，但是当前对血管支架的结构单元均是简单构型(矩形、三角形等)，高度依赖球囊结构的应用。正是由于球囊结构的辅助植入(植入后球囊会退出)，结构自身往往极易失效，血管狭窄问题二次出现。


技术实现要素：

5.本发明的目的在于，针对现有技术的上述不足，提供了一种血管支架及血管支架增材制造方法。旨在通过结构优化设计提高血管支架的自折叠能力，改善血管再次狭窄的问题。
6.为实现上述目的，本发明采用如下的技术方案：
7.本发明提供一种血管支架，所述血管支架由形状记忆聚合物加工而成的呈网状圆
筒形的支架，所述血管支架包括多个菱形基础结构单元，相邻的所述菱形基础结构单元的各个角沿所述血管支架轴向和圆周方向相互连接，构成具有自发折叠的翻折能力的所述网状圆筒形的支架，每个所述菱形基础结构单元包括四根支架体，每根所述支架体上均设置有多个孔洞结构，用于改善血管支架翻折以及受压过程中的应力分布。
8.进一步的，所述菱形基础结构单元沿着所述血管支架环向排列的个数为6～8个。
9.进一步的，所述菱形基础结构单元单元沿着所述血管支架轴向排列的个数不少于2个。
10.进一步的，所述支架体包括支撑筋和反向对称设置在所述支撑筋两端的第一连接筋和第二连接筋、所述支撑筋和第一连接筋为镂空结构，所述第二连接筋为实心结构。
11.进一步的，相邻的两根所述支架体的第一连接筋相互连接，形成角度为钝角；两个所述第一相邻的两根所述支架体的第二连接筋相互连接，形成角度为锐角。
12.进一步的，所述菱形基础结构单元中相邻的两根所述支架体形成的角度小于600或大于1200。
13.进一步的，所述支撑筋和所述第一连接筋上的所有所述孔洞结构的体积和占所述支架体的体积不大于30％。
14.进一步的，所述血管支架经过自折叠翻折后的应力不大于12.85mpa。
15.本发明还提供了上述血管支架的增材制造方法，所述血管支架由形状记忆聚合物材料制成，具体包括以下步骤：
16.步骤s1，将形状记忆聚合物材料通过送丝头安装入3d打印机，通过调试打印平台温度210℃～215℃以及喷头温度35-55℃，做好打印前的预处理准备工作；
17.步骤s2，借助solidworks软件将本文设计的血管支架模型采用【缩放】命令放大20倍，在存储时选择stl格式，以供3d打印的切片处理；
18.步骤s3，采用cura切片软件，确定放大的打印边界尺寸；
19.步骤s4，采用fdm增材成型方式进行打印，即得到所述血管支架。
20.与现有技术相比较，本发明具有如下有益效果：
21.(1)本发明提供的一种血管支架，由形状记忆聚合物加工而成的呈网状圆筒形的支架，血管支架包括多个菱形基础结构单元，相邻的菱形基础结构单元的各个角沿所述血管支架轴向和圆周方向相互连接，构成具有自发折叠的翻折能力的所述网状圆筒形的支架，每个菱形基础结构单元包括四根支架体，每根支架体上均设置有多个孔洞结构。菱形基础结构单元在对病变血管处提供支撑时，使得血管内壁的剪切应力降低，同时也降低了血管内血流速度，进而降低病变血管在狭窄部位的湍流，减少支血管支架对血管组织的损伤和降低血管内再狭窄的概率。支架体上的多孔洞结构能够改善血管支架翻折以及受压过程中的应力分布，降低颈部断裂的风险。
22.(2)本发明提供的一种血管支架采用形状记忆聚合物为材料，实现了血管支架的自折叠特性，且折叠-恢复性能高，恢复初始阶段时间快，当其在实际植入病变血管后，受到来自粥样硬化肿瘤的挤压作用下时，具有更高的支撑能力。
23.(3)本发明的血管支架在完成对病变血管的治疗后可完全降解，降解产物被人体吸收和代谢，避免造成支架在体内的长流保存。
附图说明
24.1、血管支架；2、菱形基础结构单元；21、支架体；211、支撑筋；212、第一连接筋；213、第二连接筋；22、孔洞结构。
25.图1为本发明的血管支架结构示意图；
26.图2为本发明的血管支架的菱形基础机构单元结构示意图；
27.图3为本发明的血管支架的支架体结构示意图；
28.图4为本发明的血管支架展开平面示意图；
29.图5为实施例1的血管支架的支架体结构尺寸图；
30.图6为实施例的血管支架放大20倍的图；
31.图7为对比例1的血管支架放大20倍的图；
32.图8为实施例1的血管支架的自发弯曲变形图；
33.图9为对比例1的血管支架的自发弯曲变形图；
34.图10为实施例1和对比例1的血管支架的压缩载荷-位移曲线对比图；
35.图11为实施例1和对比例1的血管支架的三点弯曲载荷-位移曲线对比图。
具体实施方式
36.为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面结合具体实施例和附图，对本发明的具体实施方式作进一步详细描述。
37.如图1所示，本发明提供的一种血管支架，血管支架1包括多个菱形基础结构单元2，相邻的菱形基础结构单元2的各个角沿血管支架1轴向和圆周方向相互连接，构成具有自发折叠的翻折能力的所述网状圆筒形的支架，每个菱形基础结构单元2包括四根支架体21，每根支架体21上均设置有多个孔洞结构22，用于改善血管支架翻折以及受压过程中的应力分布。
38.本发明中，每根支架体21上设置有多个孔洞结构22，使得血管支架1的翻折横截面的面积下降，从而翻折力矩下降，避免出现血管支架1结构的大量应力集中，血管支架1经过自折叠翻折后的其最大应力水平不超过强度极限20mpa，降低颈部断裂的风险。而且由于孔洞结构22的存在，血管内的血流速度和湍流动能均减小，降低了病变血管再狭窄部位的湍流，当血管支架1扩张过程中其应力水平较低，对血管内壁的创伤较小，本发明的血管支架是不需要借助球囊结构就可实现血管支架扩张，可在血管内实现长期的服役。
39.如图2所示，在本发明的一个具体实施例中，菱形基础结构单元2中的长对角线与所述血管支架1的轴向平行，主要提供血管支架的轴向连接作用，菱形基础结构单元2中的短对角线与所述血管支架1的轴向垂直，主要提供血管支架的径向支撑。其进行自折叠的过程中包括扩张和翻折：
40.扩张：
①
将打印成形的血管支架结构进行加热，自然菱形基础单元结构也受到了热源激励，结构承受温度总体在玻璃化转化温度以上，结构产生形状记忆效应；
②
针对特定病变管径的血管，应用相应管径的柱体结构辅助其变形(通常是管径产生了缩小)，之后迅速降低温度，实现结构定形；
③
然后通过生物医学领域技术手段，植入病变的血管内。应用体外升温设备，重新升高温度，即可实现血管管径增大(恢复到初始阶段的血管直径)，从而完成扩张；
41.翻折：
①
同扩张过程一样，结构同样在热源激励作用下产生形状记忆效应；
②
针对特定病变管径的血管，应用相应观景的柱体结构辅助平面形式结构的翻折，最终将结构翻折至预定管径，之后迅速降低温度，实现结构定形；
③
然后通过生物医学领域技术手段，植入病变的血管内，需要说明的是，反着的过程本身就是扩张过程的泛化过程，翻折包含了扩张，扩张是翻折过程的二次过程。
42.为了保障血管支架结构具有足够大的截面尺寸，从而使支架对血管提供足够的力学支撑，在本实施例中，菱形基础结构单元2沿着所述血管支架1环向排列的个数为6～8个。
43.环向排列个数决定了血管支架的轴向长度，具体的轴向排列个数根据临床应用中对支架轴向长度的需要进行确定，在本实施例中，菱形基础结构单元2沿着所述血管支架1轴向排列的个数为不少于2个。
44.如图3所示，本发明的支架体21包括支撑筋211和反向对称设置在支撑筋211两端的第一连接筋212和第二连接筋213、支撑筋211和第一连接筋212上均设置有孔洞结构22，第二连接筋213为实心结构。需要指出的是，该支架体21的结构是基于形状记忆聚合物作为支架材料，通过建立血管支架初始构型，在材料prony级数的基础上，通过施加扭转力矩、具有温变效应的弹性模量以及截面矩完成力学加载边界条件数值计算，并借助hypermesh和geomagic软件分别完成了结构在拓扑优化后的模型建立和逆向建模，从而得到该支架体2的结构。优化的支架体21结构具有多孔洞结构，与未经优化的结构相比较，具有相当的血流压力承载能力，而且血流在孔洞结构内的流速更低；在载荷相当条件下，拉伸载荷下最大应力增加4.9％。柔顺度方面测试中应力增加约3mpa。
45.为了更好的实现血管支架的自折叠功能，在本实施例中，相邻的两根支架体21的第一连接筋212相互连接，形成角度为钝角；相邻的两支架体21的第二连接筋213相互连接，形成角度为锐角。
46.为了保证血管支架更容易从平面结构翻折至曲面结构，菱形基础结构单元2中相邻的两根支架体21形成的角度小于600或大于1200。
47.为了使得血管支架可承载的应力足够大，在本实施例中，支撑筋211和第一连接筋212上的所有孔洞结构22的体积占支架体21的体积不大于30％。多孔洞结构的分布可有效提升血管支架的承载能力，降低血管支架断裂风险。本实例的血管支架经过自折叠翻折后的应力不大于12.85mpa。
48.为了更清晰阐述本发明的血管支架的结构特点，现以esun-4d线材为形象记忆聚合物材料制备血管支架，esun-4d线材采购自深圳光华伟业股份有限公司，其给出的变形温度区间为45℃～90℃，制备血管。
49.实施例1
50.如图4所示，本发明的一个具体的血管支架的支架体尺寸图，如图5所示为血管支架的展开平面图，菱形基础结构单元2中相邻的两根支架体21形成的角度为47.160，支撑筋211和第一连接筋212上的所有孔洞结构22的体积占支架体21的体积为30％。
51.如图6所示，为本发明的血管支架实物图。该血管支架的内径为3.26mm，血管支架厚度为0.13mm，外径3.52mm，长度6.98mm。菱形基础结构单元2沿着所述血管支架1环向排列的个数为6个，菱形基础结构单元2沿着所述血管支架1轴向排列的个数为2个。
52.血管支架的增材成型具体步骤如下：
53.步骤s1，将形状记忆聚合物材料通过送丝头安装入3d打印机，通过调试打印平台温度210℃～215℃以及喷头温度35-55℃，做好打印前的预处理准备工作；
54.步骤s2，借助solidworks软件将本文设计的血管支架模型采用【缩放】命令放大20倍，在存储时选择stl格式，以供3d打印的切片处理。放大之后的打印边界尺寸为66.8221mm
×
55.825mm
×
120.3076mm，优化前后的结构实际打印体积分别为16745.45mm3和12688.83mm3；
55.步骤s3，采用cura切片软件，设定打印层高为0.15mm，首层牺牲层数以及顶层层数为5。切片之后，将适配fdm增材制造的g代码通过存储介质装载进入go print 3d打印机；
56.步骤s4，启动机3d打印机，开始打印，并采用控温箱，保证打印温度为25℃，得到血管支架。
57.为保证血管支架适配fdm增材制造工艺，同时考虑结构的镂空特性，将血管支架结构放大20倍。经过cura的切片处理，放大之后的打印边界尺寸为66.8221mm
×
55.825mm
×
120.3076mm，优化前后的结构实际打印体积分别为16745.45mm3、12688.83mm3。同样采用fdm增材成型方式进行制造，其制造工艺参数见表1。
58.表1.血管支架制造工艺参数
[0059][0060]
对比例1：
[0061]
如图7所示，为没有孔洞结构的血管支架，支撑筋211、第一连接筋212和第二连接筋213均为实心结构，其他结构特征均与实例1相同。增材制造方法同实施例1。
[0062]
为了验证本发明的血管支架结构性能，本技术人对实施例1和对比例1进行了如下对比研究：
[0063]
血管支架的形状记忆特性测试：本部分实验使用的模型为圆筒状结构，选择水浴温度为42.15℃。具体实验测试步骤为：
[0064]
1、在塑料水箱内注入适量热水与冷水，搅拌均匀，且保证温度为42.15℃；
[0065]
2、放置两种结构设计的血管支架结构至水箱内，静置3分钟，待结构软化；
[0066]
3、取出软化结构，应用形状固定夹具将结构固定成为平面板状结构；
[0067]
4、静置3分钟，待结构表面温度降低至自变形温度以下，重新将结构件浸泡在水箱内，观察结构变形。
[0068]
其中使用的固定夹具为中空结构，且内部厚度与支架厚度相等，长度与支架最大长度相等，当血管支架软化之后快速置于固定夹具内。
[0069]
如图8和图9所示，从实施例1和对比例1两种结构的自发弯曲变形图可以看出，两种结构均可以在16s以内快速完成翻折，且从t＝16s的结构翻折程度可以看出，优化之后的结构翻折性更高，结构紧凑性更强。显然，实施例1的结构的翻折性能相较于对比例1的无孔洞结构的翻折性更强。
[0070]
血管支架的径向支撑测试：对于血管支架的径向支撑性能分析，采用平板压缩测
试的方式完成。为同时保证实验温度，设置温箱温度为45℃，仪器型号为英斯特朗集团公司出品的e1000系列。自制平板为玻纤板材质(黑色所示)，设置加载速度为2mm/min。最终绘制得到如图10所示的载荷-位移曲线图。
[0071]
对于血管支架的测试往往需要经历三个阶段：
①
初始压缩时的非线性阶段，该阶段主要因为平板与支架的接触为线接触；
②
弹性变形阶段，该阶段上压板与支架完全接触；
③
塑性变形阶段，随着变形量的继续增加，支架逐步产生塑性变形，且当支架变形达到一定数量，各个连接筋相互接触，进一步抵抗支架之间的变形，故载荷与位移曲线呈非线性增加。在实际测试中，第
①
阶段的非线性曲线出现在0-15mm的过程中；当上压板位移量为15mm时，两种模型的载荷曲线均出现拐点，斜率呈定值，载荷的增加呈现线性变化，该阶段即为第
②
阶段——弹性变形；而当位移量分别达到25.72mm和26.49mm时，两种模型的曲线均有所下降，而再增加时已经呈现塑性变形，其主要原因是结构已经初次出现断裂，而连接筋的存在可避免结构的完全断裂，而且可以看出，在优化结构中，因为孔洞结构的存在使得结构的筋条部分不再承受主要压力，而转化至其余的结构中，因此在断裂前可承受更大的载荷值。经过标注，即可得到优化之后，模型的可承受最大载荷接近50n且相较于未优化模型增加了3.5n的抵抗力。
[0072]
血管支架的柔顺性测试：将作用于支架体结构进行，测试加载速率为1mm/min，且测试温度为45℃，测试使用仪器为英斯特朗公司出品的e1000系列仪器。如图11所示，因温箱作用，材料自身已经显现出粘弹性特性，进而实施例1和对比例1两种结构测试曲线均呈现非线性增加。经过实施例1的血管支架体结构相较于对比例1的结构可承载的最大载荷多了1.08n，同血管支架的压缩载荷相同，因为实施例1的结构单元内部具有更多的支撑筋型式的多孔洞结构分布可有效改善当测试头下压而带来的载荷，从而实现结构的更长时间服役。同时需要指出，结构在超过最大载荷之后均突然失效，但是经过优化的结构单元显然可以在更大的位移载荷下发生失效，进一步解释了多孔洞结构的分布可有效提升承载能力。
[0073]
本实施例1的血管支架自折叠过程包括扩张和翻折，其中扩张：
①
将打印成形的血管支架结构1进行加热，自然菱形基础单元2结构也受到了热源激励，结构承受温度总体在玻璃化转化温度以上，结构产生形状记忆效应；
②
针对特定病变管径的血管，应用相应管径的柱体结构辅助其变形(通常是管径产生了缩小)，之后迅速降低温度，实现结构定形。其中，用血流压为0.15mpa的非常规血流压进行模拟再狭窄点位特征，持续0.1s；之后将用标准血流压0.06mpa模拟支架结构扩张作用下的结果。经过实际计算可以得出，在对比例1中，结构的主要承载应力集中在零星基础结构单元2中的颈部结构，应力最大值为0.0052377mpa，应力分布在第一连接杆212，支撑筋211，第二连接杆213和孔洞结构22的周边，且相应的血管内狭窄点位承受的应力为0.3755mpa。翻折：
①
同扩张过程一样，结构同样在热源激励作用下产生形状记忆效应；
②
翻折过程分四步进行分析，第一步，结构产生10.405mpa的最大应力，且应力主要分布在菱形基础结构单元的第一连接杆212，支撑筋211和孔洞结构22部分，在第二连接杆213结构上并未产生大量应力；随着反着的进行，结构最大应力上升至12.371mpa，应力的分布范围逐渐沿第一连接杆212至孔洞结构22至支撑筋211至扩张，同样的，结构在第二连接杆213上并未产生应力集中，随着结构的继续翻折，第三步，结构最大应力12.371mpa，第四步，应力最终的达到12.85mpa，此时结构完成翻折，结构在泛着末端的菱形基础单元上并未产生引力。最后翻折结构的翻折内径为3.26mm，满足
本发明的血管支架应用的支架半径标准。需要说明的是，翻折的过程本身就是扩张过程的泛化过程，翻折包含了扩张，扩张是翻折过程的二次过程。
[0074]
综上所述，实施例1在对比例1的结构基础上优化得到的血管支架具有的力学性能相较于未优化的结构更加优异，为实际医用工程提供了一种可靠的血管支架，具有自折叠功能，能够降低病变血管出现再狭窄风险。
[0075]
在不冲突的情况下，本文中上述实施例及实施例中的特征可以相互结合。
[0076]
以上所述仅为本发明的较佳实施例，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。