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      分叉結(jié)構(gòu)三維分層血管支架的成形系統(tǒng)和方法與流程

      文檔序號:11901430閱讀:397來源:國知局
      分叉結(jié)構(gòu)三維分層血管支架的成形系統(tǒng)和方法與流程

      本發(fā)明涉及一種分叉結(jié)構(gòu)三維分層血管支架的成形系統(tǒng)和方法,能實現(xiàn)具有分層結(jié)構(gòu)的三維空間內(nèi)的分叉血管支架,應(yīng)用于機械制造和生物制造技術(shù)領(lǐng)域。



      背景技術(shù):

      近年來,心血管疾病逐漸成為威脅健康的重要因素,由于缺少合適的自體血管,每年有大量病人需要人工血管移植。構(gòu)建具有功能性的組織血管支架具有廣闊的應(yīng)用前景。

      人體內(nèi)的血管內(nèi)徑從5微米到25毫米不等,尺寸較大的血管壁有明顯的三層結(jié)構(gòu):內(nèi)膜,中膜和外膜。內(nèi)膜是附著在基底膜上的單層內(nèi)皮細胞;中膜由大量的平滑肌細胞或彈性組織構(gòu)成;外膜主要由包含成纖維細胞和血管。

      周圍神經(jīng)的細胞外基質(zhì)膠原組成。

      目前,在組織工程血管支架成形工藝方面,常常使用的工藝方法主要可以分為兩類:一類是基于血管模型預(yù)建立方法;另一類是基于組織結(jié)構(gòu)內(nèi)血管網(wǎng)絡(luò)生成的方法。血管模型預(yù)建立方法又可以分為利用模具澆注和結(jié)合電紡絲技術(shù)成形的方法;而基于組織結(jié)構(gòu)內(nèi)血管網(wǎng)絡(luò)生成的方法主要是通過3D細胞培養(yǎng)技術(shù),利用內(nèi)皮細胞等自發(fā)地在生物支架內(nèi)形成細微的通道。這些傳統(tǒng)方法雖然獲得了較成功的血管支架或具有血管網(wǎng)絡(luò)的支架,但是目前制備多層血管支架的工藝方法很難實現(xiàn)支架三維空間的結(jié)構(gòu)以及血管分叉的形態(tài),而能夠?qū)崿F(xiàn)一定三維分叉流道結(jié)構(gòu)的工藝方法又很難實現(xiàn)血管的三層結(jié)構(gòu)。而對于組織工程在臨床的應(yīng)用來說,制備具有血管分層結(jié)構(gòu)的三維空間內(nèi)的分叉血管支架具有十分重要的意義。此外,在血管的三層結(jié)構(gòu)中,因為內(nèi)膜是單層的內(nèi)皮細胞,因此在制備血管支架時,只需構(gòu)建出對應(yīng)于中膜和外膜的兩層實體支架結(jié)構(gòu),內(nèi)膜可以通過接種內(nèi)皮細胞來形成。

      在制備組織工程血管支架的工藝中,常常使用犧牲材料的方法來達到形成最終血管支架中空結(jié)構(gòu)的目的。常用的犧牲材料分為水溶性材料和熱熔性材料。聚乙烯醇是常用的水溶性犧牲材料,其在65到75℃的溫度下完全溶于水;普朗尼克F127材料是常用的熱熔性犧牲材料,屬于熱可逆材料,可溶于水,在凝膠溫度以下,會經(jīng)歷由凝膠態(tài)到液態(tài)的轉(zhuǎn)變,因此可用作試驗中的犧牲材料,即通過降低溫度的方法將其去除,從而得到中空的管道結(jié)構(gòu)。

      3D打印技術(shù)(增量制造技術(shù))是近年來發(fā)展的一種新型的機械制造技術(shù),屬于快速成形技術(shù)的一種。應(yīng)用計算機輔助設(shè)計(CAD)軟件設(shè)計出需要加工的模型,通過軟件分層離散和數(shù)控成形系統(tǒng),利用激光束、熱熔噴嘴等方式將金屬粉末、陶瓷粉末、塑料等材料進行逐層堆積黏結(jié),最終疊加成形。3D打印技術(shù)可以應(yīng)用于模具的快速打印,能實現(xiàn)具有復(fù)雜空間結(jié)構(gòu)的模具的制造,大大縮短了模具制造的周期。



      技術(shù)實現(xiàn)要素:

      本發(fā)明的目的是針對已有血管支架制備工藝存在的缺陷,提供一種分叉結(jié)構(gòu)三維分層血管支架的成形系統(tǒng)和方法,該系統(tǒng)通過3D打印技術(shù)制造模具,通過向模具中灌注水凝膠的方式,進行血管支架的逐層制備;利用普朗尼克F127犧牲材料,通過先添加后犧牲的方法實現(xiàn)血管支架的中空結(jié)構(gòu),最終形成具有分叉結(jié)構(gòu)的三維分層血管支架。

      為達到上述目的,本發(fā)明采用下述技術(shù)方案:

      一種具有分叉結(jié)構(gòu)的三維分層血管支架成形系統(tǒng),包括模具系統(tǒng)、水凝膠灌注系統(tǒng)、犧牲材料打印系統(tǒng)和計算機控制系統(tǒng),其特征在于:所述的模具系統(tǒng)通過設(shè)計模具的CAD文件,使用3D打印機進行各個模具的打印;所述的水凝膠灌注系統(tǒng),通過微量泵推動注射器活塞,將水凝膠灌注到由兩個模具合并所形成的流道中;所述的犧牲材料打印系統(tǒng),將犧牲材料裝入注射器針筒中,注射器固定在微量泵上,微量泵安裝在三維運動機構(gòu)上,通過三維運動機構(gòu)帶動微量泵運動,微量泵推動注射器活塞擠出犧牲材料,從而實現(xiàn)犧牲材料的打印。

      所述的模具系統(tǒng)共包含5個模具,其中模具1能夠分別與模具2、模具3、模具4、模具5契合。每個模具凸起或凹下的路徑完全相同。

      所述的水凝膠灌注系統(tǒng)由微量泵控制器、微量泵執(zhí)行機構(gòu)、注射器活塞筒體、入口導(dǎo)管、出口導(dǎo)管和上述模具組成。

      所述的犧牲材料打印系統(tǒng)由三維運動機構(gòu)、微量泵控制器、微量泵執(zhí)行機構(gòu)、注射器活塞筒體和注射器針頭組成。

      所述的計算機控制系統(tǒng)包括一個計算機系統(tǒng)聯(lián)接一個控制系統(tǒng),控制系統(tǒng)聯(lián)接控制三維運動機構(gòu)的電機。

      一種利用上述系統(tǒng)制備具有分叉結(jié)構(gòu)的三維分層血管支架的成形方法,基于3D打印模具,通過灌注水凝膠和打印犧牲材料普朗尼克F127進行試驗操作,其特征在于:

      1)成形血管支架外層的下半層:將模具1和模具2合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,將水凝膠溶液通過注射器從模具1一側(cè)的入口導(dǎo)管注入,直至溶液從模具1另一側(cè)的出口導(dǎo)管流出為止,待水凝膠溶液凝膠化之后,取下模具2,可得到血管支架外層的下半層結(jié)構(gòu);

      2)成形血管支架內(nèi)層的下半層:將模具1和模具3合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,將水凝膠溶液通過注射器從模具1一側(cè)的入口導(dǎo)管注入,直至溶液從模具1另一側(cè)的出口導(dǎo)管流出為止,待水凝膠溶液凝膠化之后,取下模具3,可得到血管支架內(nèi)層的下半層結(jié)構(gòu);

      3)犧牲材料的打?。簩⒀b有普朗尼克F127材料的注射器固定在微量泵上,微量泵固定在三維運動平臺上,計算機控制系統(tǒng)控制三維運動平臺按照設(shè)計的路徑進行運動,注射器在微量泵的驅(qū)動下實現(xiàn)犧牲材料的打印。由此可見,針頭的運動速度和材料的擠出速度必須匹配,才能保證擠出路徑的完整性。打印過程如圖5所示,設(shè)注射器在微量泵的驅(qū)動下活塞運動速度為v0,材料的擠出速度為v1,注射器平移速度為v,注射器內(nèi)徑為d0,擠出材料直徑為d1,擠出流量為Q。則擠出流量可以用以公式(1)和公式(2)來表示:

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      由流量相等原理可以得出:

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      又因為材料擠出速度等于注射器平移速度,即:

      v=v1 (4)

      由公式(3)和(4)可以得出活塞運動速度和注射器平移速度的關(guān)系:

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      4)成形血管支架內(nèi)層的上半層:將模具1和模具4合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,將水凝膠溶液通過注射器從模具1一側(cè)的入口導(dǎo)管注入,直至溶液從模具1另一側(cè)的出口導(dǎo)管流出為止,待水凝膠溶液凝膠化之后,取下模具4,可得到血管支架內(nèi)層的上半層結(jié)構(gòu);

      5)成形血管支架外層的上半層:將模具1和模具5合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,將水凝膠溶液通過注射器從模具1一側(cè)的入口導(dǎo)管注入,直至溶液從模具1另一側(cè)的出口導(dǎo)管流出為止,待水凝膠溶液凝膠化之后,取下模具5,可得到血管支架外層的上半層結(jié)構(gòu);

      6)犧牲材料的去除:降低系統(tǒng)環(huán)境溫度使普朗尼克F127材料液化流出,從而形成中空的管道結(jié)構(gòu)。將支架從模具1取下,即可得到具有分叉結(jié)構(gòu)的三維分層血管支架。

      本發(fā)明與現(xiàn)有技術(shù)相比較,具有如下顯而易見的突出實質(zhì)性特點和顯著優(yōu)點:

      1)本發(fā)明利用3D打印技術(shù)進行模具的制造,可以在很短的周期內(nèi)制造出所設(shè)計的模具。

      2)可以根據(jù)現(xiàn)有的醫(yī)療血管數(shù)據(jù)模型來生成相應(yīng)模具的CAD模型,并通過3D打印的方式進行模具的制造,從而能夠構(gòu)建具有模擬生物體內(nèi)真實結(jié)構(gòu)的血管支架。

      3)可以實現(xiàn)具有雙層結(jié)構(gòu)的血管支架,因而能夠更好地模擬生物體內(nèi)血管的生理結(jié)構(gòu)。

      4)可以實現(xiàn)具有分叉結(jié)構(gòu)的血管支架,因此具有成形單根血管支架工藝無法比擬的優(yōu)勢。

      5)可以實現(xiàn)具有一定三維結(jié)構(gòu)的血管支架,因此更能滿足臨床移植的需求。

      6)可以實現(xiàn)血管支架不同層之間水凝膠材料的差別,而血管不同層內(nèi)的不同種類的細胞對于周圍基質(zhì)的要求種類也不同,因此為后續(xù)的細胞接種提供了良好的接種條件。

      綜上所述,本發(fā)明所述系統(tǒng)利用模具系統(tǒng)、水凝膠灌注系統(tǒng)和犧牲材料打印系統(tǒng)綜合實現(xiàn)了具有分叉結(jié)構(gòu)的三維分層血管支架的成形。該系統(tǒng)具有結(jié)構(gòu)簡單可靠、自動化程度高、易控制、周期短等優(yōu)點,適用于組織工程中具有分叉結(jié)構(gòu)的三維分層多種材料的血管支架成形。

      附圖說明

      圖1是本發(fā)明的分叉結(jié)構(gòu)三維分層血管支架的成形系統(tǒng)。

      圖2是模具系統(tǒng)。

      圖3是水凝膠灌注系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖。

      圖4是犧牲材料打印過程及各參數(shù)的示意圖。

      圖5是打印過程模具系統(tǒng)剖視圖(其中由圖(a)~圖(j)示出各模具在打印過程中的配合)。

      在圖1至圖3中:

      I—模具系統(tǒng),11—模具1,12—模具2,13—模具3,

      14—模具4, 15—模具5,

      II—水凝膠灌注系統(tǒng),21—微量泵控制器,22—微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲,

      23—注射器活塞筒體,24—入口導(dǎo)管,25—出口導(dǎo)管,

      III—犧牲材料打印系統(tǒng), 31—三維運動機構(gòu),32—微量泵執(zhí)行機構(gòu)乙,

      33—注射器活塞筒體,34—注射器針頭,35—微量泵控制器,

      4—計算機系統(tǒng),

      5—機架。

      具體實施方式

      下面結(jié)合附圖及優(yōu)選實施例進行進一步詳細說明本發(fā)明的具體結(jié)構(gòu)、工作原理及工作過程內(nèi)容:

      實施例一:

      參見圖1~圖3,本分叉結(jié)構(gòu)三維分層血管支架的成形系統(tǒng),包括機架(5)、模具系統(tǒng)(Ⅰ)、水凝膠灌注系統(tǒng)(Ⅱ)、犧牲材料打印系統(tǒng)(Ⅲ)和計算機控制系統(tǒng)(Ⅳ),其特征在于:所述模具系統(tǒng)(Ⅰ)安置在機架(5)的底座上;所述水凝膠灌注系統(tǒng)(Ⅱ)活動安裝在機架(5)上,使其中的一個注射器針頭(34)接通模具系統(tǒng)(I)的一個模具入口導(dǎo)管(24);所述犧牲材料打印系統(tǒng)(Ⅲ)安裝在機架(5)上而聯(lián)接帶動水凝膠灌注系統(tǒng)(Ⅱ)活動移位;所述計算機控制系統(tǒng)(Ⅳ)電連接,控制犧牲材料打印系統(tǒng)(Ⅲ)中的一個三維運動機構(gòu)(31)的三維移動和一個注射器活塞筒體(34)進行犧牲材料的擠出。

      實施例二:

      本實施例與實施例一基本相同,特別之處如下:

      所述的模具系統(tǒng)(Ⅰ)包括模具1(11)、模具2(12)、模具3(13)、模具4(14)和模具5(15);模具1(11)兩端的入口和出口分別與入口導(dǎo)管(24)和出口導(dǎo)管(25)相連;在灌注水凝膠的過程中,模具2(12)、模具3(13)、模具4(14)和模具5(15)凸起或凹下的路徑分別與模具1(11)凹下的路徑相配合。

      所述的水凝膠灌注系統(tǒng)(Ⅱ)由微量泵控制器(21)、微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22)、注射器活塞筒體(23)、入口導(dǎo)管(24)和出口導(dǎo)管(25)組成;注射器活塞筒體(23)安裝在微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22)上并通過緊定螺栓固定,微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22)在微量泵控制器(21)的驅(qū)動下,推動注射器活塞筒體(23)進行水凝膠的擠出,注射器活塞筒體(23)出口與入口導(dǎo)管(24)相連接,入口導(dǎo)管(24)插入模具1(11)的入口,水凝膠溶液從出口導(dǎo)管(25)流出。

      所述的犧牲材料打印系統(tǒng)(Ⅲ)由三維運動機構(gòu)(31)、微量泵執(zhí)行機構(gòu)乙(32)、注射器活塞筒體(33)、注射器針頭(34)和微量泵控制器(35)組成,所述注射器針頭(34)安裝在注射器活塞筒體(33)上,注射器活塞筒體(33)安裝在微量泵執(zhí)行機構(gòu)乙(32)上并通過緊定螺栓固定,微量泵執(zhí)行機構(gòu)乙(32)安裝在三維運動機構(gòu)(31)上,隨三維運動機構(gòu)(31)進行運動,微量泵執(zhí)行機構(gòu)乙(32)在微量泵控制器(35)的驅(qū)動下,推動注射器活塞筒體(33)進行犧牲材料的擠出,三維運動機構(gòu)(31)在計算機系統(tǒng)(4)的驅(qū)動下進行運動。

      所述的計算機控制系統(tǒng)(Ⅳ)包括一個計算機系統(tǒng)(4)聯(lián)接一個控制系統(tǒng),控制系統(tǒng)聯(lián)接三維運動機構(gòu)(31)的電機。

      實施例三:

      本分叉結(jié)構(gòu)三維分層血管支架的成形方法,采用上述系統(tǒng)進行操作,操作步驟如下:

      1)成形血管支架外層的下半層:將模具1和模具2合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,將水凝膠溶液通過注射器從模具1一側(cè)的入口導(dǎo)管注入,直至溶液從模具1另一側(cè)的出口導(dǎo)管流出為止,待水凝膠溶液凝膠化之后,取下模具2,可得到血管支架外層的下半層結(jié)構(gòu);

      2)成形血管支架內(nèi)層的下半層:將模具1和模具3合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,將水凝膠溶液通過注射器從模具1一側(cè)的入口導(dǎo)管注入,直至溶液從模具1另一側(cè)的出口導(dǎo)管流出為止,待水凝膠溶液凝膠化之后,取下模具3,可得到血管支架內(nèi)層的下半層結(jié)構(gòu);

      3)犧牲材料的打?。簩⒀b有普朗尼克F127材料的注射器固定在微量泵上,微量泵固定在三維運動平臺上,計算機控制系統(tǒng)控制三維運動平臺按照設(shè)計的路徑進行運動,注射器在微量泵的驅(qū)動下實現(xiàn)犧牲材料的打印。

      4)成形血管支架內(nèi)層的上半層:將模具1和模具4合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,將水凝膠溶液通過注射器從模具1一側(cè)的入口導(dǎo)管注入,直至溶液從模具1另一側(cè)的出口導(dǎo)管流出為止,待水凝膠溶液凝膠化之后,取下模具4,可得到血管支架內(nèi)層的上半層結(jié)構(gòu);

      5)成形血管支架外層的上半層:將模具1和模具5合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,將水凝膠溶液通過注射器從模具1一側(cè)的入口導(dǎo)管注入,直至溶液從模具1另一側(cè)的出口導(dǎo)管流出為止,待水凝膠溶液凝膠化之后,取下模具5,可得到血管支架外層的上半層結(jié)構(gòu);

      6)犧牲材料的去除:降低系統(tǒng)環(huán)境溫度使普朗尼克F127材料液化流出,從而形成中空的管道結(jié)構(gòu)。將支架從模具1取下,即可得到具有分叉結(jié)構(gòu)的三維分層血管支架。

      實施例四:

      參見圖5,利用上述系統(tǒng),制備一款具有分叉結(jié)構(gòu)的三維分層血管支架的方法,操作步驟如下:

      1)模具系統(tǒng)的制造:首先通過三維建模軟件進行模具模型的設(shè)計,生成相應(yīng)的5個模具的設(shè)計模型,將模型轉(zhuǎn)換為STL格式的文件后,輸入到3D打印機中進行模具的打印。所用的模具材料為ABS塑料,最后得到的5個模具如圖1所示。

      2)試驗材料:灌注血管支架外層所用的水凝膠材料為明膠(化學(xué)純CP,分子量[9000-70-8],國藥):將明膠溶于水,配成質(zhì)量分數(shù)為10%的溶液;灌注血管支架內(nèi)層所用的水凝膠材料為海藻酸鈉(化學(xué)純CP,分子量[9005-38-3],國藥):將海藻酸鈉溶于去離子水,配制成質(zhì)量分數(shù)為5%的溶液;犧牲材料使用普朗尼克F127(化學(xué)純,分子量[9003-11-6],國藥):將普朗尼克F127溶于去離子水,配制成質(zhì)量分數(shù)為30%的溶液。

      3)成形血管支架外層的下半層:將配好的明膠溶液裝入注射器活塞筒體(23),固定到微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22)上,并將注射器活塞筒體(23)出口與入口導(dǎo)管(24)連接,將模具1(11)和模具2(12)合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,設(shè)定微量泵控制器(21)的供料流量為6mL/min,微量泵控制器(21)驅(qū)動微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22),推動注射器活塞筒體(23)將明膠溶液從模具1(11)一側(cè)的入口導(dǎo)管(24)注入,直至溶液從模具1(11)另一側(cè)的出口導(dǎo)管(25)流出為止,待明膠溶液凝膠化之后,取下模具2(12),可得到血管支架外層的下半層結(jié)構(gòu);

      4)成形血管支架內(nèi)層的下半層:將配好的海藻酸鈉溶液裝入注射器活塞筒體(23),固定到微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22)上,并將注射器活塞筒體(23)出口與入口導(dǎo)管(24)連接,將模具1(11)和模具3(13)合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,設(shè)定微量泵控制器(21)的供料流量為5mL/min,微量泵控制器(21)驅(qū)動微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22),推動注射器活塞筒體(23)將海藻酸鈉溶液從模具1(11)一側(cè)的入口導(dǎo)管(24)注入,直至溶液從模具1(11)另一側(cè)的出口導(dǎo)管(25)流出為止,待海藻酸鈉溶液凝膠化之后,取下模具3(13),可得到血管支架內(nèi)層的下半層結(jié)構(gòu);

      5)犧牲材料的打?。簩⑴浜玫钠绽誓峥薋127材料裝入注射器活塞筒體(33),固定到微量泵執(zhí)行機構(gòu)乙(32)上,微量泵執(zhí)行機構(gòu)乙(32)固定在三維運動平臺(31)上,計算機控制系統(tǒng)(Ⅳ)將打印路徑的G代碼傳輸?shù)饺S運動平臺(31)中,控制三維運動平臺(31)的電機,使其按照設(shè)計的打印路徑進行運動,設(shè)定三維運動平臺(31)平移的速度為8mm/s,設(shè)定微量泵控制器(35)的供料流量為534μL/min,微量泵控制器(35)驅(qū)動微量泵執(zhí)行機構(gòu)乙(32),推動注射器活塞筒體(33)將普朗尼克F127材料擠出。

      6)成形血管支架內(nèi)層的上半層:將配好的海藻酸鈉溶液裝入注射器活塞筒體(23),固定到微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22)上,并將注射器活塞筒體(23)出口與入口導(dǎo)管(24)連接,將模具1(11)和模具4(14)合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,設(shè)定微量泵控制器(21)的供料流量為5mL/min,微量泵控制器(21)驅(qū)動微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22),推動注射器活塞筒體(23)將海藻酸鈉溶液從模具1(11)一側(cè)的入口導(dǎo)管(24)注入,直至溶液從模具1(11)另一側(cè)的出口導(dǎo)管(25)流出為止,待海藻酸鈉溶液凝膠化之后,取下模具4(14),可得到血管支架內(nèi)層的上半層結(jié)構(gòu);

      7)成形血管支架外層的上半層:將配好的明膠溶液裝入注射器活塞筒體(23),固定到微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22)上,并將注射器活塞筒體(23)出口與入口導(dǎo)管(24)連接,將模具1(11)和模具5(15)合并在一起,使各自的管道軸線重合。合模之后,設(shè)定微量泵控制器(21)的供料流量為6mL/min,微量泵控制器(21)驅(qū)動微量泵執(zhí)行機構(gòu)甲(22),推動注射器活塞筒體(23)將明膠溶液從模具1(11)一側(cè)的入口導(dǎo)管(24)注入,直至溶液從模具1(11)另一側(cè)的出口導(dǎo)管(25)流出為止,待明膠溶液凝膠化之后,取下模具5(12),可得到血管支架外層的上半層結(jié)構(gòu);

      8)犧牲材料的去除:將系統(tǒng)置于10℃的環(huán)境中10min,使普朗尼克F127材料液化流出,從而形成中空的管道結(jié)構(gòu)。將支架從模具1(11)取下,即可得到分叉結(jié)構(gòu)三維分層血管支架。

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