毕业论文-2013-叶锡添.doc

暨南大学本科毕业设计（论文）诚 信 声 明我声明，所呈交的毕业论文是本人在老师指导下进行的研究工作及取得的研究成果。据我查证，除了文中特别加以标注和致谢的地方外，论文中不包含其他人已经发表或撰写过的研究成果，也不包含为获得其他教育机构的学位或证书而使用过的材料。我承诺，论文中的所有内容均真实、可信。毕业论文作者签名： 签名日期： 年 月 日对角蛋白材料可降解冠脉血管支架的设计与加工 摘 要 生物可降解性支架是现有金属类支架理想的替代品，很可能是解决现有支架困境的一个有效途径，因此对它的研究具有重大的社会意义和经济效益。论文设计及加工了以角蛋白为材料的生物可降解性冠脉血管支架。主要工作内容为：通过对CO2激光加工角蛋白材料的特性进行充分研究发现激光器各参数对激光雕刻质量即图纹线宽的影响，并以此为基础找出加工所需要的最优参数组合；运用建模软件及有限元分析软件，设计出一种新型的适于角蛋白材料力学特性与临床要求的冠脉导管支架图纹；设计制作出一套适用于激光器对角蛋白材料冠脉导管进行加工的辅助装置；在上述工作前提下，对角蛋白材料管材进行加工，并加工出支架成品。关键词 角蛋白；CO2激光；可降解性支架；有限元分析 Design and Machining of Keratin Material Degradable Coronary StentAbstract：Biodegradable Stent, which will be an effective way to solve the plight of existing stents, is the ideal substitute of existing metal stents . Therefore, the research on it has great social significance and economic benefits. This thesis has designed and processed the Keratin Material Degradable Coronary Stent. Main tasks of it include: Found out the optimal parameters combination that use for CO2 laser machining keratin materials on the basis of research on the relationship between laser parameters and laser engraving quality, that is, pattern line width; Used modeling software and finite element analysis software to design a new type coronary catheter stent pattern, which is suitable to the mechanical properties of keratin material and the clinical requirements; Designed and manufactured a set of auxiliary devices that use for CO2 laser machining keratin materials coronary stents; On the premise of above work, machining keratin materials pipe and get the finished stent.Keywords：Keratin；CO2 laser；Degradable Stent；Finite Element Analysis目 录1 绪论11.1 论文选题的背景和意义11.1.1 冠脉支架研究背景11.1.2 论文选题的意义41.2 本文研究的内容和技术路线52 CO2激光器对角蛋白支架材料加工的基础性研究82.1 引言82.2 实验材料和设备82.2.1 材料：角蛋白片材与管材82.2.2 激光器：HANS LASER CO2-H1092.2.3 显微镜：金相显微镜102.3 实验过程102.3.1 单个参数对条纹线宽的影响112.3.2 正交实验探索最优参数252.3.3 实验结果282.4 本章小结293 支架的设计及理论力学分析303.1 引言303.2 软件技术313.2.1 CORELDRAW313.2.2 PRO/ENGINEER323.2.3 MSC.MARC/MENTAT323.3 角蛋白可降解冠脉导管支架的图案设计及其理论力学分析343.3.1 加工材料-角蛋白管材的参数343.3.2 支架分析的过程：343.3.3 支架A（条纹宽度0.3MM）363.3.4 支架B（条纹宽度0.25MM）423.4 本章小结474 支架加工494.1 支架加工的工艺技术494.1.1 支架加工图的制作494.1.2 运动控制装置494.1.3 连接部件564.2 支架的加工过程574.3 加工后的支架584.4 本章小结58结论61致谢63参考文献64 对角蛋白材料可降解冠脉血管支架的设计与加工1 绪论1.1 论文选题的背景和意义1.1.1 冠脉支架研究背景随着人们物质生活水平的提高、生活方式的变化，心血管疾病的发病率越来越高，冠状动脉性心脏病逐渐成为引起人类死亡的重要原因之一。目前，冠心病的治疗分为药物治疗、外科手术和介入治疗三大类。介入治疗以其创伤小、疗效好、风险低、康复快等独特优点，成为了治疗心血管病的重要手段1。所谓的介入疗法是指冠状动脉再成形术（Percutaneous Coronary Intervention，PCI），即用经皮穿刺的方法往动脉中送入一根球囊导管，沿动脉通往心脏，扩张狭窄冠状动脉的一种治疗技术。近年来，全世界每年有超过200万的患者接受该项治疗，我国每年接受冠状动脉介入治疗的人数也已超过30万并呈逐年快速增长趋势2。1964年，由Dotter及其同事首次提出经皮腔血管内成形术的概念。1977年，GruntZig等人进行了世界第一例经皮穿刺冠状动脉成形术（Percutaneous Coronary Angioplasty，PTCA）3。此后，PTCA技术从欧洲到美洲迅速被推广，适应症不断扩大。与之相关的工业产品也迅速发展，各种操作设备不断改进以适应不同病变的处理。但单纯PTCA发生冠状动脉急性闭塞和再狭窄的发生率较高。急性闭塞多见于术后24小时内，发生率在3%-5%，可导致患者急性心肌梗死，甚至死亡。再一般发生于术后6个月内，发生率在25%-50%，患者会再次出现心绞痛症状，多需再次血运重建。由于以上的局限性，目前已很少单独使用。1987年，Sigwart等成功实施了第一例冠脉支架手术4，即在管腔球囊扩张成形的基础上，在病变段置入内支架以作支撑。医用植入性动脉血管支架可显著减少PTCA的再狭窄，可以处理夹层和急性血管闭塞，这是冠脉介入治疗的一个里程碑。医用植入性动脉血管支架是一种网状的管，用于支撑做过PTCA的动脉，这些支架可以被分作两类：球囊式支架和自膨胀式支架。前者通过球囊导管植入并完成膨胀，常用材料为不锈钢。后者由一个特殊的传输系统送入靶位，一般由记忆合金(钦镊合金)加工而成，能自行膨胀。相比之下后者对材料的要求较高，且在后期研究中显示出很多不稳定性；而前者性能主要取决于加工技术以及后期处理(包括表面形态修整和生物相容性处理等)。金属支架在进入临床治疗后取得了令人瞩目的疗效，但是经过多年来的应用也逐渐暴露出一些金属支架的不足和弊病，如易致血栓形成，再狭窄率高，造成血管壁损伤以及永久保留体内等等。2003年,药物洗脱支架（Drug-Eluting Stent，DES）投入临床，使支架的再狭窄率明显降低，使冠脉介入治疗又进入到一个新的纪元5。药物洗脱支架，是通过不同方式将药物包覆在金属支架表面，从而改变其表面特性，减少血栓形成、减轻平滑肌细胞增生反应或增加X射线下的可视性6。药物洗脱支架也称为药物释放支架，当支架植入病变部位后，药物自载体通过洗脱方式有效地释放至心血管壁组织而发挥生物学效应，其典型特征是药物释放的可控性。与裸金属支架相比，药物洗脱支架可显著降低再狭窄率。药物涂层支架能有效地解决金属裸支架存在的问题，使血管再狭窄发生率低于10%。然而大多数药物洗脱支架由药物、药物载体、支架平台3部分组成，其中金属支架和聚合物不能被人体吸收,将长期存留于血管中。而且它在抑制平滑肌细胞增生的同时，也抑制了损伤动脉的愈合及内皮化，因而可能导致局部延迟愈合。随着药物的代谢，其预防支架内再狭窄的作用也会降低，对药物涂层支架的长期疗效产生不利影响。近年来完全可生物降解性冠状动脉支架被认为是非常具有潜力的血管支架。生物可降解支架如期的降解克服了传统金属支架存在的具有血栓源性、远期疗效不够理想等问题，越来越受到科研工作者的重视。目前见报道的完全可降解性冠状动脉支架通常由高分子材料制作而成，其中聚乳酸(PLA)、聚丙交酯(PGA)、聚己内酯(PCL)已被美国FDA批准作为植入人体的可降解材料。合成可降解高分子材料的优点在于可以比较灵活地设计分子结构，通过发展共聚物、共混物来获得人们所需要的性能，另外，可降解高分子材料还具有良好的生物相容性及优越的机械物理性能7,8。这些高分子材料制作的完全生物可降解性冠状动脉支架在人体特定的病理过程中完成它的治疗使命后，降解成二氧化碳和水等小分子，随人体的呼吸和泌尿系统排出体外，不会对人体产生毒副作用，完全可生物降解性冠状动脉支架如期的降解克服了支架自身的血栓源性及异物性。然而，高分子支架也存在一些缺点，如力学性能相对较差，强度比金属支架要小得多；尺寸较大，输送系统与支架的释放困难；高分子表面的涂层可能在支架撑开的时候遭到损坏；x射线下的显影差，手术中难以准确定位；消毒可能改变高分子材料的性能；支架的降解速率和对新生细胞生长的影响也是一个很重要的问题；容易导致血栓形成等。近年来，镁及镁合金适宜的力学性能和良好的生物相容性以及可降解性使其作为可降解植入材料具有很大的吸引力。镁及镁合金作为外科植入材料的研究可追溯至1907年，早期临床应用已经证实了镁作为医用材料的可行性，但后来这方面的研究都因为镁的耐蚀性差而被搁置。近几年，随着加工方法、表面处理技术等的发展和成熟，在提高镁合金耐蚀性能和力学性能方面得到很大提高。2005年Zartner等将可降解镁支架植入一个6周大的女婴体内，治愈了其左肺动脉堵塞9。支架在4个月内完全降解，在降解过程中，没有对患儿的生理造成任何负面影响，但支架的治疗效果以及对人体的副作用还需要更长时间的临床观察和更多临床数据的验证。镁合金生物材料应用时遇到的最大问题是腐蚀速度过快，提高镁合金的耐蚀性对于医用镁金属植入材料是十分重要的，目前多采用开发高纯镁合金、变形加工、表面改性、仿生法沉积羟基磷灰石涂层和微弧氧化等技术来提高镁合金的耐蚀性。与不锈钢支架相比，目前使用的镁合金心血管支架存在的不足主要是脆性大、塑性变形能力差。1.1.2 论文选题的意义生物可降解性支架具有的众多优势使其成为现有金属类支架理想的替代品，很可能是解决现有支架困境的一个有效途径，是下一代冠脉支架的研发目标。但到目前为止，尚未有正式的生物可降解性支架的商用产品面世。因此对生物可降解性支架的研究具有非凡的社会意义和巨大经济效益，它能解决千万心血管类疾病病人的应急之需,并造福于全人类。同时由于现今普遍用于生物可降解性支架制造的高分子材料和镁及镁合金的性能上存在着如力学性能相对较差、降解速率过快、变形能力较差等问题，因此有必要不断地探索更加适合用于植入人体的可生物降解材料，改善加工工艺，提高生物可降解支架的性能与治疗效果。所以，本论文选择进行对生物可降解性支架的研究，我们的创新之处在于选用角蛋白材料作为生物可降解性支架的原料进行加工，探索以角蛋白材料制造生物可降解支架的可行性，和其性能、疗效。角蛋白（Keratin）系硬蛋白之一，是一类具有结缔和保护功能的纤维状蛋白质。其化学性质特别稳定，有较高的机械强度，但又可以降解。经过本课题组其他成员的研究后发现角蛋白的力学性能及降解速率等符合作为生物可降解性支架材料的要求,其中拉伸强度为133.5712.28MPa、杨氏模量为1.8260.119GPa、泊松比为0.390.008，具有作为新的生物可降解性支架材料的潜质，并且通过有关材料处理技术，可将其形成适合于制备可降解支架的材料，故被选作制备可降解支架的材料。1.2 本文研究的内容和技术路线在我们先前的实验中，通过CO2激光器对角蛋白材料基础性研究，证明了CO2激光可对角蛋白材料进行精细的雕刻，并且探讨出一组加工质量较高的参数，因此，本研究采用CO2激光器对支架进行加工。角蛋白为在人体内可被完全分解吸收，其降解产物为氨基酸与多肽类物质，对人体无毒性，具有很好的生物相容性，并且力学性能和降解速率皆符合生物可降解性血管支架要求，因此本研究选用以角蛋白材料制成的管材作为支架加工的材料。本文的研究内容和思路包括：1) 进行以CO2激光雕刻牛角蛋白材料的基础性研究，探索激光器各参数与激光雕刻图纹线宽的关系，并通过实验找出适于加工角蛋白材料的最佳参数组合。2) 进行支架图纹的设计，并对支架进行理论力学分析。设计过程中应充分考虑支架载入人体撑开的三维受力要求，并注意支架连接部位的受力。支架图纹平面展开图采用CorelDRAW软件进行绘制，而三维建模则采用Pro/Engineer软件，而后导入到MSC.Marc软件中进行有限元分析，模拟扩张过程，求出支架扩张应力和扩张后形状变化。考虑到支架展开过程为线性到非线性的过程，计算中对非线性部分处理将采用大变形理论进行分析，即将非线性部分的扩张近似看成一个线性变化过程。3) 支架加工。加工时，将支架表面划分为36份，每一份近似看成一个平面，分别进行加工。支架的转动由电机带动，两者之间由一特制的部件进行嵌套；而电机的转动则通过在其电脑程序上设置发出的脉冲数来进行精准的控制。同时需要控制好加工的速率，以免因加工过快而造成材料过热，导致图纹线宽过粗或者支架变弯曲。总之，最终目的是要设计加工出以角蛋白为材料的生物可降解性冠脉血管支架。本论文的结构：第一章为绪论，综述冠脉支架的研究背景，并概述本文研究目的、意义、研究内容和技术路线。第二章为CO2激光器对支架材料加工的基础性研究，探索研究CO2激光器参数的调整与对角蛋白材料加工的效率和质量之间的关系，并通过正交实验设计找出一组优化参数组合。第三章为支架设计及理论力学性能分析，根据冠脉支架临床应用的要求设计出支架图纹并进行三维建模后，运用MSC.Marc/Mentat软件对其进行理论力学分析。第四章为支架加工，以CO2激光器对角蛋白管材进行加工的工艺技术研究和实践。第五章为结论和展望2 CO2激光器对角蛋白支架材料加工的基础性研究2.1 引言激光雕刻具有切缝宽度小、切口平行度好、表面粗糙度小、尺寸精度高、工件变形和热影响区小、无机械应力及表面损伤等特点，可精确切割形状复杂的微细零件，同时其生产效率高，成本低，是当前加工血管支架的主要手段10-13。二氧化碳激光器是目前连续输出功率较高的一种激光，它发展较早，商业产品较为成熟，被广泛应用到材料加工、医疗使用、军事武器、环境量测等各个领域。由于其波长为10.6微米，属于中远红外光，水对其有强烈的吸收，故适于对有机材料的加工处理。激光加工在生物医学工程领域有广泛应用，其中之一，就是加工医用植入性动脉血管支架。但目前未见国内外有关于CO2激光对角蛋白加工的特性的研究或报道，因此，在利用CO2激光器对角蛋白材料支架进行加工之前要先进行CO2激光器对角蛋白材料加工的特性和方法研究，以探讨出较优的激光加工参数组合，以及合适的加工工艺与技术。本章将介绍这些基础性研究。2.2 实验材料和设备2.2.1 材料：角蛋白片材与管材角蛋白是硬蛋白之一，是一类具有结缔和保护功能的纤维状蛋白质。由于角蛋白含有较多的胱氨酸，故二硫键含量特别多，在蛋白质肽链中起交联作用，因此角蛋白化学性质特别稳定，有较高的机械强度。但又可以降解，通过有关材料处理技术，可将其形成适合于制备可降解支架的材料，故被选作制备可降解支架的材料。本文使用的角蛋白材料，来自水牛角。本实验室有关研究小组通过有关材料加工处理的方法，已将其加工成片材（厚度约为2mm，类梯形）。2.2.2 激光器：HANS LASER CO2-H10u 机型特点 打标范围: 6060mm 功率稳定度：10% 激光功率：10W 整机功耗：800W 工件到激光头的工作距离固定，不可调u CO2激光打标机优点 激光功率大 功率由软件控制，连续可调 标记清晰,不易磨损,切割效率高 雕刻深浅随意控制 能适应多种产品 可雕刻非金属和部分金属材料。2.2.3 显微镜：金相显微镜金相显微镜是将光学显微镜技术、光电转换技术、计算机图像处理技术完美地结合在一起而开发研制成的高科技产品，可以在计算机上很方便地观察金相图像，从而对金相图谱进行分析。本实验所用物镜倍数为4倍。2.3 实验过程激光器的可调参数共有10个，分别为：有效矢量步长、有效矢量步间延时、空矢量步长、空矢量步间延时、激光开延时、激光关延时、跳转延时、拐弯延时、Q频率、Q释放时间。因跳转延时和拐弯延时两参数尽管可明显改变雕刻的速度，但其对精度和深度一般没有影响，且这些参数一般不作调整，故只对其他8个参数进行实验。实验内容为用激光器在角蛋白材料表面打一条5mm长的线段，打标次数为1，操作一次。2.3.1 单个参数对条纹线宽的影响在保持其他参数不变的情况下改变某一参数进行实验，结果如下：2.3.1.1 有效矢量步长有效矢量步长对切割角蛋白材料的条纹线宽的影响如表2-1及图2-1与2-2所示。可见，随着有效矢量步长数值的增大，条纹线宽会逐渐变小。表格 21 有效矢量步长对条纹线宽影响的实验结果有效矢量步长(mm)0.0010.0020.0030.0040.0050.006条纹线宽(m)429.15377.56350.47307.92255.21212.8有效矢量步长(mm)0.0070.0080.0090.010.0110.012条纹线宽(m)196.08187.69171.68163.32152.58140.81有效矢量步长(mm)0.0130.0140.0150.0160.0170.018条纹线宽(m)136.66131.68117.73108.3290.2480.62图 21有效矢量步长与线宽的关系图 22 改变有效矢量步长时的激光加工角蛋白材料效果图2.3.1.2 有效矢量步间延时：有效矢量步间延时对切割角蛋白材料的条纹线宽的影响如表2-2及图2-3与2-4所示。可见，随着有效矢量步间延时数值的增加，条纹线宽会逐渐增大。表格 22 有效矢量步间延时对条纹线宽影响的实验结果有效矢量步间延时(s)10111213141516条纹线宽(m)5773.1893.65105.75117.22123.74131.06有效矢量步间延时(s)17181920212223条纹线宽(m)138.03149.37153.81158.29162.83163.33164.15有效矢量步间延时(s)24252627282930条纹线宽(m)166.04168.41170.6172.61174.75176.3175.91有效矢量步间延时(s)31323334353637条纹线宽(m)178.79180.35182.33184.85187.2190.03191.33有效矢量步间延时(s)383940条纹线宽(m)193.33195.66196.32图 23 有效矢量步间延时与线宽的关系图 24 改变有效矢量步间延时时的激光加工角蛋白材料效果图2.3.1.3 空矢量步长：空矢量步长对切割角蛋白材料的条纹线宽的影响如表2-3及图2-5与2-6所示。可见，空矢量步长的数值与条纹线宽之间并无明显相关关系。表格 23 空矢量步长对条纹线宽影响的实验结果空矢量步长(mm)0.030.0350.040.0450.050.055条纹线宽(m)137.49139.26138.55140.48141.21139.93空矢量步长(mm)0.060.0650.070.0750.08条纹线宽(m)139.67139.05138.93138.46139.66图 25 空矢量步长与线宽的关系图26 改变空矢量步长时的激光加工角蛋白材料效果图2.3.1.4 空矢量步间延时：空矢量步间延时对切割角蛋白材料的条纹线宽的影响如表2-4及图2-7与2-8所示。可见，空矢量步间延时的数值与条纹线宽之间并无明显相关关系。表格 24 空矢量步间延时对条纹线宽影响的实验结果空矢量步间延时(s)67891011条纹线宽(m)151.91151.32150.77150.38153.35153.41空矢量步间延时(s)121314151617条纹线宽(m)152.83152.91153.07153.56153.41153.55空矢量步间延时(s)181920条纹线宽(m)150.33150.53152.5图 27 空矢量步间延时与线宽的关系图28 改变空矢量步间延时时的激光加工角蛋白材料效果图2.3.1.5 激光开延时：激光开延时对切割角蛋白材料的条纹线宽的影响如表2-5及图2-9与2-10所示。可见，激光开延时的数值与条纹线宽之间并无明显相关关系。表格 25 激光开延时对条纹线宽影响的实验结果激光开延时(step)12345条纹线宽(m)140.54144149.35146.1150.69激光开延时(step)678910条纹线宽(m)141.25149.49146.45147.01141.81激光开延时(step)1112131415条纹线宽(m)144.9146.1146.65147.61147.01图29 激光开延时与线宽的关系图 210 改变激光开延时时的激光加工角蛋白材料效果图2.3.1.6 激光关延时：激光关延时对切割角蛋白材料的条纹线宽的影响如表2-6及图2-11与2-12所示。可见，激光关延时的数值与条纹线宽之间并无明显相关关系。表格 26 激光关延时对条纹线宽影响的实验结果激光关延时(s)200250300350400450条纹线宽(m)156.35156.79158.26154.16154.31161.45激光关延时(s)500550600650700750条纹线宽(m)153.57156.018157.83155.65154.79154.64激光关延时(s)8008509009501000条纹线宽(m)153.15158.97159.34153.311149.75图 211 激光关延时与线宽的关系图 212 改变激光关延时时的激光加工角蛋白材料效果图2.3.1.7 Q频率：激光Q频率对切割角蛋白材料的条纹线宽的影响如表2-7及图2-13与2-14所示。可见，随着Q频率数值的增加，条纹线宽会逐渐增大。表格 27 空矢量步长对条纹线宽影响的实验结果Q频率(KHz)91011121314条纹线宽(m)62.3669.175.2985.4796.02103.22Q频率(KHz)151617181920条纹线宽(m)112.81119.72126.35129.62130.33133.82图 213 Q频率与线宽的关系图 214 改变激光Q频率时的激光加工角蛋白材料效果图2.3.1.8 Q释放时间：激光Q频率对切割角蛋白材料的条纹线宽的影响如表2-8及图2-15与2-16所示。可见，随着Q释放时间数值的增加，条纹线宽会逐渐增大。表格 28 Q释放时间对条纹线宽影响的实验结果Q释放时间(s)789101112条纹线宽(m)73.5185.1790.73103.5107.72114.49Q释放时间(s)131415161718条纹线宽(m)123.11129.02133.82134.29139.75140.53Q释放时间(s)192021222324条纹线宽(m)142.37146.36148.08148.35152.25154Q释放时间(s)252627282930条纹线宽(m)155.37158.08162.77168.56173.11175.27图 215 Q释放时间与线宽的关系图 216 改变激光Q释放时间时的激光加工角蛋白材料效果图通过上述以CO2激光对水牛角蛋白片材的加工切割研究结果，发现在调整有关激光加工参数时有如下规律：有效矢量步长的数值与激光加工的条纹线宽成负相关，可调节范围为0.0010.018mm；有效矢量步间延时的数值与激光加工的条纹线宽成正相关，可调节范围为1040s；空矢量步长的数值与激光加工的条纹线宽无明显的相关关系，可调节范围0.030.08mm；空矢量步间延时的数值与激光加工的条纹线宽无明显的相关关系，可调节范围为620s；激光开延时的数值与激光加工的条纹线宽无明显的相关关系，可调节范围为115 step；激光关延时的数值与激光加工的条纹线宽无明显的相关关系，可调节范围为2001000s；Q频率的数值与激光加工的条纹线宽成正相关，可调节范围为920KHz；Q释放时间的数值与激光加工的条纹线宽成正相关，可调节范围为730s。2.3.2 正交实验探索最优参数在上述实验结果的基础上，我们还设计了正交实验，以便获得以CO2激光加工切割水牛角蛋白片材的优化参数。根据上述实验，我们选择有效矢量步长、有效矢量步间延时、Q频率和Q释放时间四个对加工的条纹线宽有影响的参数，分别安排四个水平数据进行正交实验安排：有效矢量步长（mm）：0.006、0.009、0.012、0.0151) 有效矢量步间延时（s）：30、25、20、152) Q频率（KHz）：20、17、14、113) Q释放时间（s）：30、25、20、15表格 29 正交实验结果1234条纹宽度（m)10.006302030268.7420.006251725221.8030.006201420208.3140.006151115101.4050.009301720231.0960.009252015192.9270.009201130151.0780.009151425120.1790.012301415116.56100.01225112090.23110.012202025182.59120.012151730138.73130.015301125104.55140.015251430134.87150.0152017150160.01515202088.33K1800.25720.94732.58692.41K2695.25639.82591.62629.11K3528.11541.97579.91617.96K4327.75448.63447.25410.88k1200.0625180.235183.145173.188k2173.813159.955197.207157.278k3132.028180.657144.978154.49k4109.25112.158111.812136.96极差R90.812568.07771.33336.228优水平k4k4k4k4图 217 正交实验激光切割结果根据正交实验结果得出最优参数组合为：有效矢量步长0.015mm 有效矢量步间延时15sQ频率11KHz Q释放时间15s2.3.3 实验结果经上述实验后，发现当有效矢量步长为0.015mm、有效矢量步间延时为15s、Q频率为11KHz、Q释放时间为15s时条纹线宽比较小,为61.85m，同时比较清晰连续；同时，调整激光开延时和激光关延时数值可以减少笔画开始点出现重点的问题，所以拟选择以下参数组合作为激光器对支架加工的参数：有效矢量步长0.015mm，有效矢量步间延时15s，激光开延时15step，激光关延时200s，Q频率11KHz，Q释放时间15s，其他参数为默认值。2.4 本章小结本章首先对研究使用的材料、激光器和显微镜进行了介绍，然后通过实验找出了每个参数对条纹线宽的影响，最后以此为基础进行了一组四水平四因素的正交实验，找到了加工质量最优的一组参数。3 支架的设计及理论力学分析3.1 引言本章中我们进行角蛋白材料可降解冠脉导管支架的设计以及对设计的冠脉导管支架进行理论力学分析，从而根据有关分析结果确定合适的设计，用于指导后面的角蛋白材料冠脉导管支架的加工处理。支架设计原则根据冠脉导管支架的有关要求，我们设立如下支架设计原则：1) 在球囊作用下能撑开到原支架直径的两倍左右；2) 撑开后支架长度变化保持在5%内；3) 设计的支架其撑开及其可支承的力学参数要满足所冠脉导管支架的有关要求以及符合角蛋白材料的力学参数限制。4) 设计图案尽可能地简单，简化加工过程，减少相对粗糙的加工面与人体组织的接触。本实验根据上述原则设计了两个支架图案，并通过有限元法对两个支架分别进行分析，研究其扩张的应力和几何结构上的变化。有限元法（Finite Element Method，FEM）是工程领域中应用最广泛的一种数值计算方法，它不但可以解决工程中的结构问题，而且已成功地解决了传热学、流体力学、电磁学和声学等领域的问题。有限元法是在连续体上直接进行近似计算的一种数值方法，简单地分为一分一合的过程 14。分，具体包括如下三步：1)离散化将连续的求解区离散为优先各部分的组合体。2)假定单元场函数在每一个单元内假定近似的场函数（位移函数或应力函数）并将单元内的场函数由单元内各个节点的数值通过函数插值来表示，这样，未知的场函数（或包括其倒数）在单元内各个节点的数值就成为新的未知量（即自由度），从而使一个连续的无限自由度问题变成离散的有限自由度问题。3)单元分析对每一个单元进行分析，求出单元的特性。合，即由单元的特性求出连续体整体的特性，并求出场函数在各个节点的数值，这样就可以由函数插值计算出各个单元内场函数的近似值，从而得到整个求解域上场函数的近似值。3.2 软件技术3.2.1 CorelDrawCorelDRAW是Corel公司出品的矢量图形制作工具软件，这个图形工具给设计师提供了矢量动画、页面设计、网站制作、位图编辑和网页动画等多种功能。其非凡的设计能力广泛地应用于商标设计、标志制作、模型绘制、插图描画、排版及分色输出等等诸多领域。本文中应用了CorelDraw软件进行支架平面图的绘制以及加工图划分和导出。3.2.2 Pro/EngineerPro/Engineer操作软件是美国参数技术公司（PTC)旗下的CAD/CAM/CAE一体化的三维软件。Pro/Engineer软件以参数化著称，是参数化技术的最早应用者，在三维造型软件领域中占有着重要地位，Pro/Engineer作为当今世界机械CAD/CAE/CAM领域的新标准而得到业界的认可和推广，是现今主流的CAD/CAM/CAE软件之一，特别是在国内产品设计领域占据重要位置。本文中应用了Pro/Engineer软件进行支架三维模型的构建，并将模型以“.igs”格式导出。3.2.3 MSC.Marc/MentatMarc是功能齐全的高级非线性有限元软件的求解器，体现了30年来有限元分析的理论方法和软件实践的完美结合15。它具有极强的结构分析能力。可以处理各种线性和非线性结构分析包括：线性/非线性静力分析、模态分析、简谐响应分析、频谱分析、随机振动分析、动力响应分析、自动的静/动力接触、屈曲/失稳、失效和破坏分析等。它提供了丰富的结构单元、连续单元和特殊单元的单元库，几乎每种单元都具有处理大变形几何非线性,材料非线性和包括接触在内的边界条件非线性以及组合的高度非线性的超强能力。MARC的结构分析材料库提供了模拟金属、非金属、聚合物、岩土、复合材料等多种线性和非线复杂材料行为的材料模型。分析采用具有高数值稳定性、高精度和快速收敛的高度非线性问题求解技术。为了进一步提高计算精度和分析效率，MARC软件提供了多种功能强大的加载步长自适应控制技术，自动确定分析曲屈、蠕变、热弹塑性和动力响应的加载步长。MARC卓越的网格自适应技术，以多种误差准则自动调节网格疏密，不仅可提高大型线性结构分析精度，而且能对局部非线性应变集中、移动边界或接触分析提供优化的网格密度，既保证计算精度，同时也使非线性分析的计算效率大大提高。此外，MARC支持全自动二维网格和三维网格重划，用以纠正过渡变形后产生的网格畸变，确保大变形分析的继续进行。对非结构的场问题如包含对流、辐射、相变潜热等复杂边界条件的非线性传热问题的温度场，以及流场、电场、磁场，也提供了相应的分析求解能力；并具有模拟流-热-固、土壤渗流、声-结构、耦合电-磁、电-热、电-热-结构以及热-结构等多种耦合场的分析能力。而MENTAT则是MARC的前后处理图形对话界面。两者严密整合的MSC.Marc/MENTAT成为解决复杂工程问题，完成学术研究的高级通用有限元软件。MENTAT 是新一代非线性有限元分析的前后处理图形交互界面，与MARC求解器无缝连接。它具有以ACIS为内核的一流实体造型功能。全自动二维三角形和四边形、三维四面体和六面体网格自动划分建模能力；直观灵活的多种材料模型定义和边界条件的定义功能；分析过程控制定义和递交分析、自动检查分析模型完整性的功能；实时监控分析功能；方便的可视化处理计算结果能力；先进的光照、渲染、动画和电影制作等图形功能。本文应用了Mentat进行网格划分、定义模型和边界条件等操作，然后提交到Marc进行求解，最后在Mentat中查看结果。3.3 角蛋白可降解冠脉导管支架的图案设计及其理论力学分析3.3.1 加工材料-角蛋白管材的参数本文用于激光加工处理的角蛋白管材由本实验室其它研究小组经特殊制备提供，有关参数如下： 长度：18mm内直径：1.2mm外直径：1.5mm拉伸强度：133.5712.28MPa杨氏模量：1.8260.119GPa泊松比：0.390.0083.3.2 支架分析的过程：此处以本文中的支架分析为例，说明运用MSC.Marc/Mentat软件进行有限元分析的具体过程。网格生成（MESH GENERATION）将支架模型以“.igs”格式导入到Mentat后，首先是检查和修复几何模型。当确定了平面或裁剪曲面的完整性后，接下来就是设置所需要的网格密度。网格密度通过指定代表平面或曲面边界的曲线种子点数来控制。成功划分完种子点后就可以生成曲面网格，生成曲面网格后若外轮廓上的变长总和为零，则可以直接进行体网格的划分，否则需要进一步处理，具体方法是调整“Sweep Outline Nodes”处的容差值，合并误差范围内的节点。最终，支架模型的体网格以Patran四面体网格划分法（PatranTetMesher）进行划分。1) 材料特性（MATERIAL PROPERTIES）和几何特性（GEOMETRIC PROPERTIES）的定义划分完网格后，就是对模型特性的定义，具体方法为进入相应的菜单中，新建相应类型的特性文件，几何特性的定义是直接点选软件提供的几何类型，材料特性的定义则需输入分析所需要用到的参数，最后将特性加到每一个单元中。最终定义支架模型的几何类型为“SOLID”， 杨氏模量为1826，泊松比为0.39。2) 边界条件（BOUNDARY CONDITIONS）的定义新建一个“FACE LOAD”边界条件，在支架内壁加载沿半径向外的力，并输入力的数值，然后新建一个“FIXED DISPLACEMENT”边界条件，点选支架轴向其中一端最顶端的若干个点，然后点选激活“DISPLACEMENT Z”，使其为零，从而达到限制支架轴向平移的目的。3) 载荷工况（LOADCASES）的定义新建一个静力分析，把以上所定义而且用得到的边界条件选上，然后指定本次分析LOADCASE定义的历程的总时间为10s。4) 定义作业（JOBS）参数新建结构分析（STRUCTURAL），选取在LOADCASES中定义的工况后，进入ANALYSIS OPTIONS菜单中选择“LARGE STRAIN”，并将弹性分析过程计算控制设置为“UPDATED LAGRANGE”,最后选择所需显示的结果“Equivalent Cauchy Stress”。5) 分析并查看结果在JOBS界面中点“RUN”，然后在弹出窗口中点“SUBMIT（1）”，软件就会开始进行分析。几十秒后，分析完成并自动输出一个结果文件，打开该文件就可以看到分析结果。为用于比较，本文设计了两款支架。3.3.3 支架A（条纹宽度0.3mm）3.3.3.1 设计的支架平面图案支架平面图案在轴向有五个类似正弦曲线的部分，相邻的部分皆为轴对称，而且由一个半圆环连接。如图3-1所示。图 31 支架平面展开图3.3.3.2 设计的支架三维模型支架的三维模型如图3-2所示。图 32 支架三维模型划分网格后支架模型局部网格放大图如图3-3所示：图 33 局部网格放大图3.3.3.3 分析结果虚拟实验中加载在支架内壁的压力逐渐加大，当加载的压力达到0.19MPa时,支架的应力云图如图3-4、3-5所示。图34 T=0s时，柯西等效应力云图图 35 T=10s时，柯西等效应力云图支架径向扩张变形情况如图3-6所示。图36 支架径向扩张情况支架的轴向收缩如图3-7所示。图 37 支架轴向收缩情况3.3.3.4 分析结果总结支架A在T=0s时最大应力为120.5MPa，T=10s时最大应力为87.39MPa，二者皆小于所用角蛋白管材的拉伸强度133.5712.28MPa，符合应力要求；T=10s时，支架径向扩张量最小为0.5865mm，即扩张97.75%；最大为0.7846mm，即扩张130.76%。符合扩张为支架原直径两倍的要求。T=10s时，支架的轴向收缩为0.3616mm，收缩率为2.009%，符合轴向收缩小于5%的要求。3.3.4 支架B（条纹宽度0.25mm）3.3.4.1 设计的支架平面图案支架图案在轴向为六个相同的类似正弦曲线的部分，有三条线段贯穿连接。如图3-8所示。图 38 支架平面展开图3.3.4.2 设计的支架三维模型支架的三维模型图如图3-9所示图 39 支架三维模型划分网格后模型局部网格放大图图 310 局部网格放大图3.3.4.3 分析结果实验中加载在支架内壁的压力逐渐加大，当加载的压力达到0.12MPa时,支架的应力云图如图3-11、3-12所示。图 311 T=0s时，柯西等效应力云图图 312 T=1