生物可降解血管支架四轴联动3D打印技术研究

生物可降解血管支架四轴联动3D打印技术研究
孙建兴;郭纯方;赵丹阳
【摘要】生物可降解血管支架凭借其良好的生物相容性和完全可降解性,被认为能从根本上解决血管局部再狭窄问题,得到了广泛关注和研究.但现有的血管支架制造技术存在成型质量低,制造柔性差或成本高等问题.近年来,3D打印技术凭借其\"增材制造\"的独特优势,在生物医疗器械个性化制造方面优势明显.综合考虑支架的管网状结构特点,基于熔融沉积原理构建了一种四轴联动3D打印装置,即在笛卡尔型打印机主体上增加一个具有温控功能的旋转方向可控A轴装置,详细阐述了其结构组成和系统控制方案,并通过成型实验制备了两种新型聚合物支架结构,验证了四轴联动3D打印技术在可降解血管支架制备方面的可行性.
【期刊名称】《机械设计与制造》
【年(卷),期】2019(000)004
【总页数】4页(P107-109,114)
【关键词】3D打印;熔融沉积;四轴联动;生物可降解;血管支架
【作者】孙建兴;郭纯方;赵丹阳
【作者单位】大连理工大学机械工程学院,辽宁大连 116024;大连理工大学机械工程学院,辽宁大连 116024;大连理工大学机械工程学院,辽宁大连 116024
【正文语种】中文
【中图分类】TH16
1 引言
支架冠状动脉介入手术是目前治疗心脑血管疾病的有效方法之一。

冠状动脉血管支架的发展也经历了金属支架、金属载药支架和生物可降解支架阶段。

金属载药支架凭借其药物涂层能够在一定程度上缓解金属支架植入后血管内膜增生问题，但是因为其永久存留体内的性质，极易诱发血栓和局部再狭窄，严重时甚至造成心肌梗塞和心脏死亡[1]。

生物可降解支架在支撑血管壁一段时间后，可以降解成二氧化碳
和水，从而可以很好地解决前两代支架带来的问题[2]，得到了广泛关注及研究。

目前，生物可降解血管支架的制造技术包括缠绕编织成型，激光切割及微注塑成型等[3-5]，但是这些方法会带来材料生物相容性破坏和成型精度差的问题。

3D打印制造技术，以其增材制造形式，在成型复杂空间结构方面具有独特优势，可以节省材料、实现个性化定制，这为生物医学及医疗器械制造领域提供了新的思路[6]。

研究者们已经将选择性激光烧结、光固化立体印刷、生物3D喷印以及其他延伸的3D打印技术应用于生物可降解支架的制造。

文献[7]分别使用左旋聚乳酸（PLLA）和聚己内酯（PLC）材料，通过选择性激光熔化技术加工出血管支架。

文献[8]采
用新型的微型连续液面生产技术制造出了箭型支架。

文献[9]采用生物3D喷印和
电纺丝技术相结合的方法成型出二氧环己酮（PPDO）材料的滑扣支架。

但现有的3D打印技术在可降解血管支架的制备方面仍存在一些不足。

选择性激光烧结工艺过程中较高的加工温度会损坏生物材料活性，使加工表面的变得粗糙；光固化立体印刷工艺也存在高温烧结的负面效应，并且可用材料种类较少，成型后的支架在后处理阶段易发生变形；生物3D喷印和熔融沉积技术虽不会降低材料的生物活性，具有较好的表面质量，但是现有工艺很难成型血管支架这类复杂管网状结构，必须添加大量的支撑结构，成型效率低，后处理工序复杂。

针对上述问题，提出一种面向生物可降解血管支架的新型四轴联动3D打印制造技术。

基于熔融沉积原理，在
原有的矩形盒式打印机主体上添加了一个具有温控功能的旋转轴装置，将转轴表面作为打印成型平台。

通过控制系统运作实现四轴联动，熔融聚合物在转轴上逐层叠加成型出管网状血管支架结构，打印过程无需添加支撑结构，制件具有较高的表面质量。

2 四轴联动3D打印基本原理
熔融沉积成型是一种重要的3D打印技术种类，主要用于成型热塑性聚合物材料。

其主要原理为热塑性聚合物线材经由供料装置运送至具有加热功能的挤出装置内，根据设定的工艺温度加热至熔融状态后匀速挤出，在成型平台上逐层堆积并冷却凝固，实现模型成型。

针对聚合物血管支架类管网状结构，基于熔融沉积原理，在成型运动方式上进行了创新，提出一种四轴联动3D打印工艺。

即在原有3D打印机结构的基础上，增加了一个可控的旋转轴（A轴）装置，打印机的挤出喷头可在水平面X、Y方向上运动，A轴装置可以进行自转运动和竖直Z方向上的直线运动，从而实现了四轴联动打印。

通过控制系统编程，指令打印机各轴沿设定的加工轨迹运动，挤出的熔融状聚合物材料堆积在A轴表面，在空气中冷却固化后形成单层模型。

成型一层后，升降平台带动A轴下降指定高度，进行下一层的沉积，这样逐层堆积即可成型出三维实体模型，如图1所示。

图1 四轴联动3D打印原理图Fig.1 Schematic of Four-Axis 3D Printing
3 四轴联动3D打印装置组成
图2 A轴装置示意图Fig.2 Schematic of A-Axis Apparatus
传统熔融沉积原理3D打印机装置包括信息输入、输出设备，供料装置，挤出喷头组件，打印平台以及X、Y、Z轴的驱动装置等。

提出的四轴联动3D打印装置，是在此基础上集成了具有温控功能的A轴装置。

A轴的主要作用是接收挤出的聚合物材料，逐层堆积形成血管支架类管网状结构，是本实验平台的核心部分，如图2所示。

选用步进电机作为动力输入端，驱动A轴进行可控的自转运动。

A轴一端
通过刚性联轴器与步进电机输出轴连接，内部装有由加热装置和温度传感器组成的温控部件，另一端内部装入滑环装置防止加热装置和温度传感器的导线随A轴缠绕。

作为拓展，A轴外圆可以过盈配合一系列不同外径的轴套，以成型具有不同直径规格的系列支架结构。

四轴联动3D打印装置是机电一体化的系统装置，其主控芯片选用具有较高控制精度的Arduinomega 2560，外接改进后的Ramps1.4扩展板，从而获得更多的硬件端口资源。

在此基础上，整个硬件系统可大致划分为信息交互模块、温度控制模块和运动控制模块三个部分，如图3所示。

信息交互模块中LCD屏幕可以显示打
印进程，喷头温度相关信息，并且可以进行部分打印参数设定。

将打印文件存入SD卡后，打印机可实现独立打印。

温度控制模块可以实现挤出装置和A轴成型表面稳定的温度控制，此外其散热装置可以适当调节打印区域的温度。

运动控制模块负责通过步进电机驱动各轴运动，通过一系列传动装置，最终实现打印机在X、Y、Z和A方向上的四轴联动。

图3 四轴联动3D打印装置组成Fig.3 Components of Four-Axis 3D PrintingMachine
图中：a—温度控制模块；b—信息交互模块；c—运动控制模块。

4 控制系统实现
图4 Marlin固件架构图Fig.4 Architecture of Marlin Firmware
为了实现四轴联动3D打印装置系统的有效运作，构建了相应的软件控制系统，主要包括上位机和下位机控制软件。

上位机控制软件的作用是通过CAD/CAM技术
将聚合物支架的模型文件按照成形工艺的要求，进行分层切片处理，再细化加工单元，生成模型的加工路径代码，并负责和3D打印机通讯，发送给打印机执行，也可直接调整3D打印机的部分系统参数[10]。

下位机控制软件（又称固件）被烧录到Arduinomega2560主控板上，主要负责
接收并执行加工文件及其他控制命令，最终完成打印成型任务。

本装置下位机控制系统是基于Marlin固件框架搭建，在原有的X、Y、Z三轴运动的基础上集成了A 轴装置运动和温度控制的定义代码，然后烧录到Arduinomega2560控制主板中，从而实现打印机的四轴联动。

修改后的Marlin固件将不同功能的函数封装成多个功能单元，大致可划分为信息交互单元、主程序控制单元、温度控制单元、运动控制单元等，因而具有很强的可读性和移植性，如图4所示。

Marlin固件首先由get_command（）函数读取串口或是SD卡上的G代码，存
进cmdbuffer；然后经由process_command（）函数读取cmd buffer进行G
代码的编译工作，并将编译后的内容进行处理，获得包括轨迹规划（写入
block_buffer）、加热温度的设定、系统参数设定等信息，依靠函数变量传递到相应的模块函数。

最后，各个函数生成的电信号传送给步进电机、加热装置、温度传感器装置及风扇等外设装置执行。

温度控制模块3D打印装置控制系统的重要组成部分，主要负责控制打印机喷头和A轴表面的温度。

喷头腔内温度需平稳保持在
一定范围内，从而保证挤出的聚合物材料具有均一的粘性和流动性，模型层与层较好的结合，任何较大的温度扰动都会严重影响3D打印产品的质量。

A轴表面保持一定温度可保证整个模型较好地粘附在其表面上，从而有效防止翘曲变形发生。

因此，喷头和A轴表面温度的精确控制对于整个加工过程尤为重要。

为此，本装置
温度控制单元采用基于PID调节的闭环温度控制方法，具有结构简单、稳定性好
等优点，易于实现对二者温度的实时控制，如图5所示。

图5 闭环温度控制示意图Fig.5 Schematicof Close－Loop Temperature Control
PID控制器的控制表达式：
式中：e（t）—系统偏差；r（t）—设定目标值；y（t）—当前测量值；KP—比
例系数；Ki—积分系数；Kd—微分系数。

经反复调试，本打印机装置挤喷头的系
统参数设定为KP 10，Ki 2.5，Kd 100；A 轴设置为 KP 124.55，Ki 23.46，Kd 165.29。

5 实验验证
依据上述装置和控制系统设计方案，本实验搭建了四轴联动3D打印装置样机，如图6所示。

装置整体选用了常见笛卡尔型矩形盒式结构，成型过程中打印喷头只
需在X和Y轴方向上移动，实现了喷头轻量化设计，保证较高打印速度和打印精度。

A轴装置固定在升降平台上可以沿Z轴移动，模型粘结在A轴表面上不会有
水平方向的移动，从而避免窜动。

A轴装置选用0.8°步进角二相混合式步进电机，A轴的直径初步选为Φ10.00mm，模型的圆周方向上理论成型精度约70μm，其
分辨率随着A轴外径减小成线性提高。

A轴装置温控系统主要由特殊定制的
15V/30W的微小加热管和100KΩ热敏电阻温度传感器组成，其表面温度调控范
围大约在室温至70℃之间。

图6 四轴联动3D打印机Fig.6 Four－Axis 3D Printing Machine
选用可降解材料聚乳酸（PLA）（购置于荷兰Ultimaker公司）作为实验材料，其熔丝线材可以直接用于3D打印。

该材料经过轻微改良，保留了PLA材料的典型
特征，具有收缩率低和更加坚韧的优点，其主要性能指标，如表1所示。

表1 材料的物化参数Tab.1 Physical and Chem ical Parameters of the Material直径熔点玻璃化温度熔体流动速率Φ2.85mm （145～160）℃ （60～65）℃ 6.09g·10min－1
在打印工艺过程中，模型第一层打印对于支架的成型至关重要，而挤出喷头与A
轴表面的距离，以及A轴表面温度是影响第一层打印质量的关键因素。

如果二者
距离过大或A轴表面温度过低都易造成模型第一层无法牢固沉积在A轴表面，进
而造成后续打印失败。

距离过小又易造成第一层成型不均匀且易引起喷头堵塞。

因
此，根据层厚的设定，将挤出喷头与A轴表面的初始距离选为0.1mm，以保证挤出的熔融材料能够粘结于A轴表面。

此外，打印速率、挤出头温度以及层厚对模型打印的精度和成功率都有重要影响。

实验过程的工艺参数设定，如表2所示。

表2 实验工艺参数Tab.2 Process Parameters of Experiments打印速度挤出头温度 A轴温度层厚9mm/s 225℃ 56℃ 0.2mm
在Pro/E软件环境中建立具有椭圆形单元的新型支架模型一和和目前已相对成熟的BVS1.1支架模型二，其主要尺寸参数，如表3所示。

将模型文件分别导入上位机软件中，按照成形工艺的要求进行分层切片处理，再细化加工单元，生成模型的加工轨迹文件。

将加工文件存入到下位机中，经过打印获得支架实物，如图7所示。

实验加工得到的聚合物支架制件具有较高的表面质量和尺寸精度。

表3 支架模型尺寸Tab.3 Dimensions of Stent Models长度/mm 外径/mm 内径/mm模型一 31 13 12模型二 36 10.8 10
图7 聚合物血管支架三维模型及制件Fig.7 3D Models and Products of Polymer Stents
6 总结
当前生物可降解血管支架的制造方面仍存在诸多问题。

基于熔融沉积原理，提出一种新型的四轴联动3D打印工艺，充分发挥3D打印技术的独特优势，为成型管网状聚合物支架结构带来了方便。

详细阐述了装置的结构模块组成和控制系统实现过程，最后进行了支架结构成型实验，加工过程无需添加支撑结构，成型的支架模型质量良好，验证了四轴联动3D打印技术的可行性。

此技术不仅为生物可降解血管支架提供了新的设计和制造思路，而且在可降解人工食管、气管及其他医疗器械的个性化制造方面都具有广阔的应用前景。

参考文献
【相关文献】
［1］黄佐，赵君，吴宗贵.冠状动脉支架内再狭窄研究进展［J］.第二军医大学学报，2001，22（2）：192-194.（Huang Zuo，Zhao Jun，Wu Zong-gui.Research progress in coronary restenosis［J］.Academic Journalof Second Military Medical University，2001，22（2）：192-194.）
［2］汤祥林，沈雳，王齐兵.完全可降解冠状动脉支架研究进展［J］.中国临床医学，2013，20（3）：415-418.（Tang Xiang-lin，Shen Li，Wang Qi-bing.Progressof biodegradable coronary stent［J］.Chinese Journal of Clinical Medicine，2013，20（3）：415-418.）［3］蒋金均，侯静文，李明娜.PGLA编织支架的制备与初步体内评价［J］.现代生物医学进展，2014，14（32）：6210-6215.（Jiang Jin-jun，Hou Jing-wen，LiMing-na.Preliminary in-vivo evaluationofhand-madebiodegradablepoly（glycolide-co-lactide）braided stents ［J］.Progress in Modern Biomedicine，2014，14（32）：6210-6215.）
［4］黄楚波，敖宁建.可降解冠状动脉血管支架的设计与激光加工［J］.应用激光，2007（3）：224-227.（HuangChu-bo，Ao Ning-jian.Novelbiodegradable coronary stents：design and lasermicro-processing［J］.Applied Laser，2007，27（3）：224-227.）
［5］顿锁.生物可降解血管支架微注塑成型技术基础研究［D］.大连：大连理工大学，2013.（Dun Suo.Study onmicro injectionmolding technology of biodegradable stent
［D］.Dalian：Dalian University of Technology，2013.）
［6］贺超良，汤朝晖，田华雨.3D打印技术制备生物医用高分子材料的研究进展［J］.高分子学报，2013，52（6）：722-732.（He Chao-liang，Tang Zhao-hui，Tian Hua-yu.Progress in the developmentof biomedicalpolymermaterials fabricated by 3D printing technology
［J］.Acta Polymerica Sinica，2013，52（6）：722-732.）
［7］Christian Flege，Felix Vogt，Simon Hoges.Development and characterization ofa coronary polylactic acid stentprototypegenerated by selective lasermelting
［J］.JournalofMaterialsScienceMaterials in Medicine，2013，24（1）：241-255.
［8］Robertvan Lith，Evan Baker，HenryWare.3D-Printing strong high-resolution antioxidant bioresorbable vascular stents［J］.Advanced Materials Technology，2016（1）：1-7.
［9］Liu Yuan-yuan，Xiang Ke，Li posite bioabsorbable vascular stents via 3D
bio-printing and electrospinning treating stenotic vessels［J］.Journal of SoutheastUniversity：English Edition，2015，31（2）：254-258.
［10］余东满，李晓静，王笛.熔融沉积快速成型工艺过程分析及应用［J］.机械设计与制造，2011（8）：65-68.（Yu Dong-man，Li Xiao-jing，Wang Di.Processanalysisand application
for rapid prototyping based on fused depositionmodeling［J］.Machinery Design&Manufacture，2011（8）：65-68.）。