该研究论文由来自澳大利亚多个顶尖研究机构的学者合作完成，主要作者包括来自昆士兰大学化学工程学院的Chloe M. De Nys、Jaimee-Lee Wood、James I. Novak、Danilo Carluccio、Ashley R. Murphy及Mark C. Allenby，以及来自皇家布里斯班妇女医院神经外科的Craig D. Winter。论文发表于 advanced materials technologies 期刊，2026年，第11卷，文献编号e02610，DOI为10.1002/admt.202502610。
颅内动脉瘤（Intracranial Aneurysms, IAs）是一种威胁生命的脑血管疾病，全球患病率约为2%–6%。动脉瘤破裂引发的蛛网膜下腔出血死亡率高达30%–50%，半数幸存者遗留永久性残疾。目前临床缺乏可靠的破裂风险预测工具，现有评分系统（如PHASES和UIATS）与临床判断相关性有限。传统动物模型难以准确模拟人类动脉瘤的病理机制，且无法纳入吸烟、高血压等关键风险因素。因此，构建体外（in vitro）患者特异性动脉瘤模型对于研究其病理生理机制及破裂机制至关重要。
该研究旨在评估多种增材制造（Additive Manufacturing）技术用于构建可供人脑内皮细胞（Human Brain Endothelial Cells, HBECs）培养的患者特异性颅内动脉瘤模型的可行性。研究重点包括材料细胞相容性、几何精度及模型在压力下的扩张（distension）特性。
研究测试了多种3D打印树脂材料，包括Formlabs公司的Elastic50A、Flexible80A及新发布的Biomed Elastic50A，以及Stratasys公司的Agilus30和Compliant（Veroclear与Agilus30组合）树脂。Elastic50A和Flexible80A使用Form 3⁄3+立体光刻（Stereolithography, SLA）打印机打印，层厚0.1 mm，打印后经异丙醇（IPA）清洗并紫外固化。Agilus30和Compliant使用Stratasys J750数字解剖PolyJet打印机打印，支撑材料用碱性溶液去除。聚二甲基硅氧烷（Polydimethylsiloxane, PDMS）以10:1比例混合并在室温固化24小时。牛I型胶原蛋白凝胶以2.4 mg/mL浓度制备。
人脑血管内皮细胞（HBECs，ATCC CRL-3245）在DMEM/F12培养基中培养，补充10%胎牛血清和1%内皮细胞生长补充剂。为评估材料细胞相容性，将各树脂打印成1 mm厚矩形板，PDMS制成1 mm厚膜，胶原蛋白凝胶直接铺于培养板。所有材料经氧等离子体处理、乙醇灭菌、明胶包被后，以20,000 cells/cm²密度接种HBECs。使用活/死细胞染色（Calcein-AM/碘化丙啶）评估细胞活力，并采用免疫荧光染色（Ki67增殖标志物、F-actin细胞骨架、DAPI细胞核）分析细胞增殖、覆盖率和形态。
研究选取了基底动脉（Basilar Artery, BA）和大脑中动脉（Middle Cerebral Artery, MCA）的无症状及动脉瘤形态，数据来源于患者的DSA、CTA和TOF-MRA影像。血管腔通过Mimics软件（Materialise NV, v25.0）阈值分割重建，并使用3-matic软件平滑和包裹处理。研究开发了三种制造方法： - 直接3D打印：使用Elastic50A和Biomed Elastic50A树脂直接打印中空动脉模型，设计壁厚1 mm和2 mm。 - 水溶性树脂牺牲核心法：使用Asiga Pro4K 80打印机（25 µm层厚）打印水溶性树脂（3Dresyns, IM-HDT-WS）核心，嵌入PDMS后水浴溶解核心，形成中空PDMS模型。 - 巧克力注射成型牺牲核心法：使用Flexible80A树脂打印两瓣式模具，注入调温黑巧克力（Nestle Plaistowe，40%可可），冷却后取出巧克力核心，嵌入PDMS并水浴溶解。该方法为本研究首次报道的新颖技术，无需支撑材料且无毒性。
此外，研究探索了三种控制PDMS壁厚的方法：浸涂法、两瓣式外模法及内部空腔打印法，但均存在壁厚不均、气泡或固化抑制问题。
所有模型使用YXLON FF35 CT系统扫描，电压78.87 kV，体素尺寸33.33 µm。使用VGStudio Max软件处理数据，并通过3-matic软件进行壁厚分析和部件比较。几何精度以Dice-Sørensen系数（DSC）量化，与原始分割血管比对。扩张测试通过向模型内注入空气加压至180 mmHg，CT扫描比较加压前后形状差异，以模拟高血压条件下的机械应变。
将HBECs接种于PDMS和Elastic50A树脂三维动脉瘤模型内腔，密度20,000 cells/cm²。模型每2天换液，第7天用4%多聚甲醛固定，Elastic50A模型使用苏丹黑B（Sudan Black B）淬灭自发荧光。免疫荧光染色F-actin和DAPI以评估细胞覆盖。
细胞活力和免疫荧光实验设3个生物学重复，每个重复3个技术重复。几何精度分析基于3个独立模型。使用单因素方差分析（ANOVA）和Tukey多重比较检验，p<0.05为统计学显著。
PDMS、胶原蛋白凝胶和Elastic50A树脂支持的细胞活力超过95%，其中PDMS表面细胞密度最高（接近20,000 cells/cm²）。Flexible80A、Compliant和Agilus30树脂上细胞附着极少，且形态异常，未进一步研究。Ki67增殖标志物在明胶包被的组织培养塑料、PDMS和Elastic50A上表达均超过50%，且7至14天无显著差异，表明细胞持续增殖但接触抑制效率低。胶原蛋白凝胶上Ki67染色存在非特异性结合，无法定量。PDMS表面细胞覆盖率在7天和14天均最高；胶原蛋白凝胶和Elastic50A上细胞覆盖率从7天到14天显著增加。细胞面积方面，PDMS上细胞面积随密度增加而减小，而胶原蛋白凝胶上细胞面积反而增大。
三种方法均成功制造了基底动脉动脉瘤模型，DSC均超过90%。水溶性树脂核心法DSC为95.0%，巧克力核心法为90.1%，直接3D打印Elastic50A为94.5%。对于大脑中动脉动脉瘤，直接3D打印Elastic50A的DSC为90.8%，而PDMS牺牲核心法精度下降：巧克力核心法为75.8%，水溶性树脂核心法为80.6%。差异具有统计学意义（p值分别为0.014和0.124）。较大的基底动脉模型精度普遍高于较小的MCA模型，这主要由于MCA较小的分叉直径（约1.8 mm）在脱模或支撑去除时易断裂。
PDMS基底动脉动脉瘤模型在180 mmHg气压下显示动脉瘤顶部局部扩张高达0.8 mm，该区域恰为PDMS壁最薄部位。Elastic50A树脂模型壁厚与设计偏差仅3%–10%，但加压后扩张极小，且1 mm壁厚模型的手臂部分易弯曲变形，可能显著改变流体动力学。
PDMS基底动脉瘤模型在培养7天后实现完全内皮化，F-actin和DAPI染色显示整个内腔表面被HBECs覆盖。Elastic50A和Biomed Elastic50A树脂三维模型在同样条件下未检出细胞附着，尽管其在二维培养中表现良好。这表明Elastic50A在封闭三维环境中不支持细胞存活，可能与材料透气性差导致氧供不足有关。
该研究证实PDMS是构建患者特异性颅内动脉瘤体外模型的最优材料，可实现高保真几何重建（DSC>90%）并支持HBECs形成完整单层。研究首次报道了巧克力注射成型牺牲核心技术，该方法无毒、无需支撑、成本低，适合快速原型制作。水溶性树脂牺牲核心法精度更高，但设备和材料成本较高。直接3D打印Elastic50A树脂虽在二维中细胞相容，但在封闭三维腔道中不支持细胞存活。研究还展示了通过调控壁厚实现模型局部扩张的能力，为研究薄壁与厚壁动脉瘤的力学行为差异提供了实验平台。
科学价值方面，该研究建立了从医学影像到患者特异性体外动脉瘤模型的完整工作流程，为未来结合流体剪切力和循环机械应变的病理生理研究奠定了基础。应用价值方面，该平台可用于评估新型血管内介入器械、筛选抗动脉瘤药物及个体化破裂风险评估。
研究存在若干局限性：PDMS模型的壁厚控制仍不理想，牺牲核心法在较小血管（如MCA）中精度下降；巧克力核心易碎且对温度敏感；Elastic50A树脂的自发荧光干扰免疫荧光分析；模型仅包含内皮细胞，缺乏平滑肌细胞和成纤维细胞，未能完全反映动脉瘤壁的细胞复杂性。未来研究将引入平滑肌细胞共培养、弹性蛋白层模拟以及生理流体灌注系统，以更全面地模拟动脉瘤微环境。此外，研究建议采用人动脉内皮细胞替代微血管内皮细胞，并整合转录组学和代谢组学分析，以深入解析动脉瘤重塑的分子机制。