祁勇翔 羅 雷 管質(zhì)旭 唐乃杰 聶芳芳 霍 勇

1(上海脈全醫(yī)療器械有限公司，上海 201318)2(北京大學(xué)第一醫(yī)院，北京 100034)

引言

缺血性心臟病是目前人類最大的殺手，據(jù)估計(jì)中國(guó)每年約350萬(wàn)人死于心血管疾病，其中死因?yàn)槿毖孕呐K病患者超過(guò)30%[1]。缺血性心臟病又稱為“冠狀動(dòng)脈粥樣硬化性心臟病”，是由于冠狀動(dòng)脈血供和心肌需求之間不平衡而導(dǎo)致的心肌損害[2]。目前，行經(jīng)皮冠狀動(dòng)脈介入術(shù)(percutaneous coronary intervention, PCI)已成為治療冠狀動(dòng)脈狹窄的金標(biāo)準(zhǔn)，其通過(guò)微創(chuàng)手術(shù)替代了傳統(tǒng)開(kāi)放搭橋術(shù)，縮短了手術(shù)時(shí)間，降低了手術(shù)創(chuàng)傷，從而降低傷亡率。基于金屬材料的金屬裸支架(bare metal stent, BMS)和藥物洗脫支架(drug eluting stent, DES)，釋放后能支撐病變血管，重建血供[3]。然而，BMS和DES永久性存在于患者體內(nèi)，可能出現(xiàn)支架內(nèi)再狹窄(in-stent restenosis, ISR)，遠(yuǎn)期管腔通暢率降低，血管愈合滯后，并需要終身服用抗凝藥物?？晌罩Ъ芡瓿裳苤蔚墓δ芎髸?huì)逐漸降解消失，血管可以恢復(fù)原始結(jié)構(gòu)，提高遠(yuǎn)期管腔通暢率，可不必終身服用抗凝藥[4]?？晌罩Ъ茉谥踩牒蟮?～4個(gè)月內(nèi)[5]，本身需要對(duì)病變血管壁提供足夠的支撐力，預(yù)防支架再狹窄，同時(shí)避免支架斷裂的發(fā)生。支架斷裂是支架失效的重要因素，與術(shù)后ISR和支架內(nèi)血栓有關(guān)[6]。

李紅霞通過(guò)有限元方法分析了金屬冠脈支架的力學(xué)行為，并對(duì)結(jié)構(gòu)進(jìn)行了優(yōu)化設(shè)計(jì)[7]。李建軍等研究了金屬冠脈支架在壓握、擴(kuò)張和回彈情況下的力學(xué)性能，并對(duì)疲勞壽命進(jìn)行了評(píng)價(jià)，驗(yàn)證了支架有限元分析的合理性[8]。Wang等研究了高分子可降解支架在擴(kuò)張、壓握和彎曲狀況下的生物力學(xué)性能[9]。Luo等研究了可降解支架在降解環(huán)境下的生物力學(xué)性能[10]。

目前，可降解支架在產(chǎn)品開(kāi)發(fā)和臨床應(yīng)用過(guò)程中存在的問(wèn)題有：支架直接壓握時(shí)會(huì)產(chǎn)生局部裂紋甚至斷裂，壓握后輪廓直徑較大，影響支架系統(tǒng)輸送；支架擴(kuò)張后會(huì)出現(xiàn)明顯的徑向回縮，影響治療的有效性和安全性；與傳統(tǒng)金屬支架的釋放操作習(xí)慣不同，臨床上強(qiáng)烈推薦的后擴(kuò)張操作并不能完全落實(shí)；支架長(zhǎng)期受到交變血壓的作用，可能發(fā)生疲勞斷裂，影響管腔通暢。為了解決上述問(wèn)題，本研究針對(duì)3種規(guī)格的可降解支架結(jié)構(gòu)，采用有限元方法，模擬其在真實(shí)環(huán)境中的生物力學(xué)性能。國(guó)內(nèi)外針對(duì)可降解支架的全面生物力學(xué)性能的研究報(bào)道較少，與真實(shí)產(chǎn)品的加工、臨床應(yīng)用以及體內(nèi)受力情況也存在較大差異，而使用這一產(chǎn)品有著龐大的患者人群，因此本研究的成果具有較高的工程和臨床應(yīng)用價(jià)值。

為真實(shí)地模擬并分析可降解支架性能，建立了可降解支架、徑向壓握工具、擴(kuò)張工具和模擬血管的有限元模型，比較了3種規(guī)格結(jié)構(gòu)在模擬工況(壓握、擴(kuò)張、后擴(kuò)張和疲勞)下的場(chǎng)輸出變量。根據(jù)計(jì)算結(jié)果，分析并評(píng)價(jià)模擬載荷下的結(jié)構(gòu)差異，提出針對(duì)不同性能的支架結(jié)構(gòu)優(yōu)化設(shè)計(jì)的建議，推進(jìn)新產(chǎn)品的結(jié)構(gòu)改進(jìn)，具有工程應(yīng)用價(jià)值。壓握模擬部分展示的支架受壓握時(shí)加載和卸載的全過(guò)程，在工程上為優(yōu)化多步驟的壓握工藝提供了技術(shù)指導(dǎo)，降低了產(chǎn)品的開(kāi)發(fā)周期和成本。擴(kuò)張和后擴(kuò)張的模擬部分展示的支架受到球囊外擴(kuò)作用支撐起目標(biāo)血管的過(guò)程，為醫(yī)生在病變血管選用合適規(guī)格的支架提供了技術(shù)性參考，提高支架釋放的精確性。研究結(jié)果還表明，對(duì)可降解支架進(jìn)行球囊后擴(kuò)張，能降低支架回縮率，改善支架貼壁性，提高手術(shù)成功率和臨床效果，有助于促進(jìn)可降解支架類產(chǎn)品在臨床上的有效使用和進(jìn)一步推廣。疲勞模擬部分反映了支架植入目標(biāo)血管后承受來(lái)自血壓的疲勞載荷過(guò)程。通過(guò)建立疲勞圖分析和評(píng)價(jià)了3種規(guī)格支架的疲勞安全性，篩選出疲勞失效風(fēng)險(xiǎn)最大的規(guī)格進(jìn)行體外疲勞試驗(yàn)，縮短了產(chǎn)品開(kāi)發(fā)周期，為同類產(chǎn)品開(kāi)發(fā)也提供了疲勞試驗(yàn)設(shè)計(jì)、分析及評(píng)價(jià)的方法。因此，本研究結(jié)果對(duì)可降解支架的產(chǎn)品開(kāi)發(fā)和臨床應(yīng)用起到了理論指導(dǎo)作用。

1 材料和方法

1.1 材料

在本研究中，可吸收支架采用左旋聚乳酸(poly L-lactic acid, PLLA)材料，選擇非線性的彈塑性材料本構(gòu)模型[3,9-10]，材料力學(xué)參數(shù)由上海脈全醫(yī)療器械有限公司提供，材料參數(shù)如表1所示。模擬時(shí)，將材料認(rèn)定為均勻、各向同性。模擬血管具有類橡膠力學(xué)特性，采用超彈性本構(gòu)模型[11-12]，選取Neo-Hooke方程，進(jìn)行模擬血管順應(yīng)性計(jì)算[12-14]。

1.2 方法

1.2.1幾何及有限元模型

可吸收支架是采用左旋聚乳酸薄壁管材、通過(guò)激光切割而成的開(kāi)環(huán)網(wǎng)孔結(jié)構(gòu)。支架的冠與冠之間通過(guò)波峰-波峰式的連接筋進(jìn)行連接，兼顧了支架支撐性和柔順性。支架兩端可安裝鉑顯影點(diǎn)，以提升輸送、釋放和隨訪時(shí)的顯影性。可吸收支架的結(jié)構(gòu)圖紙均由上海脈全醫(yī)療器械有限公司提供，型號(hào)分別為B-2508B-3018B-3528，命名時(shí)B-2508中25表示支架名義直徑為2.50 mm，08表示軸向長(zhǎng)度為8.00 mm，平面結(jié)構(gòu)如圖1所示。在模擬分析時(shí)，為了兼顧計(jì)算準(zhǔn)確度和計(jì)算成本，對(duì)支架結(jié)構(gòu)進(jìn)行了合理簡(jiǎn)化。由于支架結(jié)構(gòu)以Z軸為中心呈現(xiàn)1/3圓周對(duì)稱，故選取周向的1/3[15]；由于支架結(jié)構(gòu)沿長(zhǎng)度方向線性對(duì)稱，故選取單一可重復(fù)的封閉波環(huán)。

表1 支架材料參數(shù)Tab.1 Material parameters of scaffold

圖1 支架平面結(jié)構(gòu)。(a)B-2508；(b)B-3018；(c)B-3528Fig.1 Planar sketch of scaffold. (a) B-2508; (b) B-3018; (c) B-3528

可吸收支架結(jié)構(gòu)采用C3D8I單元，如圖2(a)所示。模擬血管采用超彈性材料本構(gòu)模型，結(jié)構(gòu)呈現(xiàn)為壁厚均勻的圓管。為了與簡(jiǎn)化后的封閉波環(huán)相對(duì)應(yīng)，血管模型也選取圓周對(duì)稱的1/3，其軸向長(zhǎng)度大于封閉波環(huán)。為了使血管內(nèi)徑與對(duì)應(yīng)支架的名義直徑對(duì)應(yīng)，具體參數(shù)如表2所示?？紤]模擬血管超彈性材料的特性，選取特殊的C3D8H單元進(jìn)行模擬計(jì)算，如圖2(b)所示[16-17]。在真實(shí)情況下，壓握工具和擴(kuò)張球囊材料的特性較為復(fù)雜，故本研究中忽略其對(duì)支架變形的影響，兩者均設(shè)計(jì)為圓柱形剛體，其中壓握工具的內(nèi)表面和擴(kuò)張工具的外表面為工作面，壓握和擴(kuò)張時(shí)分別與支架的外表面和內(nèi)表面產(chǎn)生接觸。壓握工具的初始直徑大于支架的初始外徑，擴(kuò)張工具的初始直徑小于支架的壓握后內(nèi)徑。壓握工具和擴(kuò)張工具均采用SFM3D4剛體單元。

圖2 分析中的有限單元模型。(a)可吸收支架；(b)模擬血管Fig.2 Finite element models in the analysis. (a) Bioabsorbable scaffold; (b) Mock vessel

表2 支架-血管關(guān)系Tab.2 Scaffold-artery relation

1.2.2支架結(jié)構(gòu)力學(xué)分析

本研究采用了Abaqus 6.10/standard (Dassault System Simulia, Rhode Island, United States)進(jìn)行支架結(jié)構(gòu)的固體力學(xué)分析，主要涵蓋壓握、擴(kuò)張、后擴(kuò)張和疲勞載荷工況下的非線性接觸模擬分析過(guò)程。其中，壓握過(guò)程包括生產(chǎn)加工過(guò)程中的預(yù)壓握和極限壓握兩個(gè)步驟。通過(guò)分析結(jié)果，應(yīng)力、應(yīng)變和回彈率可以體現(xiàn)支架結(jié)構(gòu)在壓握時(shí)的安全性和有效性，為結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)和壓握工藝改進(jìn)提供了有效的參考意見(jiàn)。擴(kuò)張過(guò)程涉及手術(shù)時(shí)的支架打開(kāi)擴(kuò)張和后擴(kuò)張兩個(gè)步驟，對(duì)球囊充壓時(shí)支架釋放并與血管壁接觸的過(guò)程進(jìn)行了模擬，分析了擴(kuò)張應(yīng)力安全性和彈性回縮。支架釋放于模擬血管中，疲勞分析模擬了在80/160 mmHg的高周交變載荷情況下的結(jié)構(gòu)長(zhǎng)期疲勞安全性。

對(duì)于所有分析步驟，將支架、血管、壓握工具和擴(kuò)張工具均轉(zhuǎn)化到圓柱坐標(biāo)系下。在模擬過(guò)程中，對(duì)封閉波環(huán)和血管的斷面在圓周方向上進(jìn)行約束，以保證過(guò)程中的圓周對(duì)稱性；選取零件中的任意一點(diǎn)，對(duì)其軸向方向進(jìn)行約束，避免軸向偏移。同時(shí)，對(duì)剛體工具的所有節(jié)點(diǎn)在軸向和周向進(jìn)行約束，避免非目標(biāo)變形。

1.2.3載荷及邊界條件

載荷和邊界條件如圖3所示。預(yù)壓握和極限壓握均可通過(guò)控制外部壓握工具的直徑來(lái)完成。壓握工具的內(nèi)表面及支架的外表面之間建立接觸關(guān)系，摩擦系數(shù)為0.25[12]。對(duì)壓握工具的所有節(jié)點(diǎn)施加徑向向內(nèi)位移，以實(shí)現(xiàn)徑向壓握，如圖3(a)所示。支架直徑指外徑，預(yù)壓握參數(shù)如表3所示，極限壓握工藝參數(shù)見(jiàn)表4所示。由于回彈3的比例將決定壓握后支架系統(tǒng)的輪廓直徑，故后處理時(shí)對(duì)其進(jìn)行重點(diǎn)分析。

圖3 邊界條件和載荷的示意。(a)壓握；(b)擴(kuò)張；(c)疲勞Fig.3 Schematics for boundary conditions and loadings. (a) Crimping; (b) Dilation; (c) Fatigue

表3 預(yù)壓握參數(shù)Tab.3 Pre-crimping parameters

表4 極限壓握參數(shù)Tab.4 Ultimate crimping parameters

支架擴(kuò)張和后擴(kuò)張均可通過(guò)控制內(nèi)部擴(kuò)張工具的直徑來(lái)完成。擴(kuò)張工具的外表面及支架的內(nèi)表面之間建立接觸關(guān)系，支架外表面與模擬血管內(nèi)表面之間建立接觸關(guān)系，摩擦系數(shù)為0.25[12]。對(duì)擴(kuò)張工具的所有節(jié)點(diǎn)施加徑向向外位移，以實(shí)現(xiàn)徑向擴(kuò)張，如圖3(b)所示。擴(kuò)張時(shí)的支架直徑指內(nèi)徑。擴(kuò)張和后擴(kuò)張參數(shù)分別見(jiàn)表5和表6。

疲勞載荷是模擬實(shí)時(shí)血壓對(duì)血管壁產(chǎn)生的壓強(qiáng)載荷，此時(shí)血液環(huán)境中的舒張壓和收縮壓分別被施加到血管內(nèi)壁上，如圖3(c)所示。在本研究中，忽略了血管壁直徑和部位差異對(duì)交變血壓造成的影響，其疲勞載荷參數(shù)見(jiàn)表7[12]。

表5 擴(kuò)張參數(shù)Tab.5 Dilation parameters

表6 后擴(kuò)張參數(shù)Tab.6 Post-dilation parameters

表7 疲勞載荷參數(shù)Tab.7 Fatigue loading parameters

2 結(jié)果

2.1 壓握

B-2508和B-3018的波環(huán)原始結(jié)構(gòu)相同，壓握工藝類似，分析結(jié)果幾乎相同，故壓握步驟主要是輸出B-2508和B-3528的應(yīng)力應(yīng)變分析結(jié)果，其中應(yīng)力的輸出場(chǎng)變量為范式等效應(yīng)力(von Mises stress)，應(yīng)變的輸出場(chǎng)變量為等效塑性應(yīng)變(equivalent plastic strain, PEEQ)，如圖4所示。在極限壓握狀態(tài)下，B-2508和B-3528的應(yīng)力峰值分別為55.47和50.51 MPa，兩者均高于PLLA材料的屈服點(diǎn)，同時(shí)應(yīng)變峰值分別為1.22和1.12，均大于0，證明支架局部結(jié)構(gòu)發(fā)生了塑性變形。其中，應(yīng)力峰值分別出現(xiàn)在自由和有連接筋過(guò)渡的波峰波谷的內(nèi)側(cè)圓弧區(qū)域，是結(jié)構(gòu)薄弱區(qū)域和危險(xiǎn)點(diǎn)。壓握時(shí)，支架波峰或波谷處的內(nèi)側(cè)圓弧區(qū)域都會(huì)受到擠壓變形，造成塑性變形。通過(guò)應(yīng)力峰值評(píng)價(jià)極限壓握安全性時(shí)，B-3528優(yōu)于B-2508。

圖4 極限壓握后的變形云圖。(a)B-2508 范式等效應(yīng)力；(b)B-2508 PEEQ；(c)B-3528 范式等效應(yīng)力；(d)B-3528 PEEQFig.4 Contour plots after ultimate crimping. (a) B-2508 Von Mises stress; (b) B-2508 PEEQ; (c) B-3528 Von Mises stress; (d) B-3528 PEEQ

壓握后的回彈率可以反映最終狀態(tài)下的輪廓直徑，更小的回彈率會(huì)造成更小的支架輪廓直徑和更高的抗脫載力，更加符合臨床需求，有

η1=(ODREL-ODTAR)/ODTAR

(1)

式中，ODREL為回彈后的最終直徑，ODTAR為極限壓握狀態(tài)下的直徑，η1為回彈率。

結(jié)果顯示，B-2508和B-3528在極限壓握后的回彈率分別為29.80%和41.50%。通過(guò)回彈率評(píng)價(jià)極限壓握的有效性，B-2508優(yōu)于B-3528。

在整個(gè)壓握過(guò)程中，B-2508和B-3 528支架外徑、應(yīng)力、應(yīng)變和回彈率的對(duì)應(yīng)分析結(jié)果如表8、9所示。

表8 B-2508模擬壓握結(jié)果Tab.8 Results of simulated crimping for B-2508

表9 B-3528模擬壓握結(jié)果Tab.9 Results of simulated crimping for B-3528

圖5 B-2508釋放后的變形云圖。(a)擴(kuò)張時(shí)，支架范式等效應(yīng)力；(b)擴(kuò)張時(shí)，血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管壁與有連接筋的支架波峰或波谷的接觸區(qū)域外側(cè))；(c)后擴(kuò)張時(shí)，支架范式等效應(yīng)力；(d)后擴(kuò)張時(shí)，血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與支架中間波桿的接觸區(qū)域)Fig.5 Contour plots after deployment of B-2508. (a) Von Mises stress of scaffold after dilation; (b) Von Mises stress of artery after dilation (The ellipse scope is the outer contact area between arterial wall and linked peak or valley of scaffold); (c) Von Mises stress of scaffold after post-dilation; (d) Von Mises stress of artery after post-dilation (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and middle strut of scaffold)

2.2 擴(kuò)張

圖5所示為B-2 508支架釋放時(shí)的應(yīng)力云圖。擴(kuò)張時(shí)，支架應(yīng)力峰值出現(xiàn)在自由波峰或波谷的內(nèi)側(cè)圓弧區(qū)域，峰值為64.10 MPa；模擬血管的應(yīng)力峰值為0.20 MPa，出現(xiàn)在血管壁外側(cè)。血管壁的高應(yīng)力區(qū)域(橢圓圖形范圍內(nèi))對(duì)應(yīng)著支架的連接筋與波峰波谷相交的區(qū)域。后擴(kuò)張時(shí)，支架應(yīng)力峰值為66.10 MPa，同樣出現(xiàn)在自由波峰波谷的內(nèi)側(cè)圓弧區(qū)域；模擬血管應(yīng)力峰值為0.54 MPa，出現(xiàn)在血管壁內(nèi)側(cè)(橢圓圖形范圍內(nèi))與中間波桿接觸的區(qū)域。

圖6 B-3018釋放后的變形云圖。(a)擴(kuò)張時(shí)，支架范式等效應(yīng)力；(b)擴(kuò)張時(shí)，血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管壁與有連接筋的支架波峰或波谷的接觸區(qū)域外側(cè))；(c)后擴(kuò)張時(shí)，支架范式等效應(yīng)力；(d)后擴(kuò)張時(shí)，血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與支架中間波桿的接觸區(qū)域)Fig.6 Contour plots after deployment of B-3018. (a) Von Mises stress of scaffold after dilation; (b) Von Mises stress of artery after dilation (The ellipse scope is the outer contact area between arterial wall and linked peak or valley of scaffold); (c) Von Mises stress of scaffold after post-dilation; (d) Von Mises stress of artery after post-dilation (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and middle strut of scaffold)

圖6所示為B-3 018支架釋放時(shí)的應(yīng)力云圖。擴(kuò)張時(shí)，支架應(yīng)力峰值為66.09 MPa，出現(xiàn)在自由波峰或波谷的內(nèi)側(cè)圓弧區(qū)域；模擬血管的應(yīng)力峰值為0.18 MPa，出現(xiàn)在血管壁外側(cè)(橢圓圖形范圍內(nèi))，對(duì)應(yīng)著連接筋與波峰或波谷相交過(guò)渡的區(qū)域。后擴(kuò)張時(shí)，支架應(yīng)力峰值為65.85 MPa，出現(xiàn)在波峰或波谷與連接筋過(guò)渡的區(qū)域；模擬血管的應(yīng)力峰值為0.43 MPa，出現(xiàn)在血管壁內(nèi)側(cè)(橢圓圖形范圍內(nèi))與中間波桿接觸的區(qū)域。

圖7 B-3528釋放后的變形云圖。(a)擴(kuò)張時(shí)，支架范式等效應(yīng)力；(b)擴(kuò)張時(shí)，血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與自由的支架波峰或波谷的接觸區(qū)域)；(c)后擴(kuò)張時(shí)，支架范式等效應(yīng)力；(d)后擴(kuò)張時(shí)，血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與支架中間波桿的接觸區(qū)域)Fig.7 Contour plots after deployment of B-3528. (a) Von Mises stress of scaffold after dilation; (b) Von Mises stress of artery after dilation (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and free peak or valley of scaffold); (c) Von Mises stress of scaffold after post-dilation; (d) Von Mises stress of artery after post-dilation (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and middle strut of scaffold)

圖7所示為B-3 528支架釋放時(shí)的應(yīng)力云圖。擴(kuò)張時(shí)，支架應(yīng)力峰值為66.25 MPa，出現(xiàn)在波峰波谷與連接筋過(guò)渡的區(qū)域；模擬血管的應(yīng)力峰值為0.15 MPa(橢圓圖形范圍內(nèi))，對(duì)應(yīng)自由波峰或波谷。后擴(kuò)張時(shí)，支架的應(yīng)力峰值為67.85 MPa，出現(xiàn)在波谷或波峰內(nèi)側(cè)與連接筋過(guò)渡的區(qū)域；模擬血管的應(yīng)力峰值為0.41 MPa，出現(xiàn)在血管壁內(nèi)側(cè)(橢圓圖形范圍內(nèi))與中間波桿接觸的區(qū)域。

支架擴(kuò)張和后擴(kuò)張的模擬分析結(jié)果如表10所示。對(duì)支架回縮率進(jìn)行計(jì)算，有

η2=(IDREF-IDREL)/IDREF

(2)

式中，IDREF為目標(biāo)參照血管內(nèi)徑，IDREL為支架回縮后的內(nèi)徑，η2為回縮率。

表10 擴(kuò)張和后擴(kuò)張分析結(jié)果Tab.10 imulation results for dilation and post-dilation

2.3 疲勞

2.3.1B-2508疲勞

疲勞分析時(shí)，對(duì)血管壁內(nèi)表面分別施加80和160 mmHg的壓強(qiáng)，以模擬血管舒張壓和收縮壓。選取兩種狀態(tài)下的所有節(jié)點(diǎn)應(yīng)力，繪制疲勞圖，繪制疲勞臨界線1和2。其中，疲勞臨界線1是特性疲勞極限點(diǎn)與材料拉伸極限點(diǎn)之間的連線，疲勞臨界線2是屈服點(diǎn)與材料拉伸極限點(diǎn)之間的連線。當(dāng)所有節(jié)點(diǎn)的應(yīng)力參數(shù)(平均應(yīng)力、交變應(yīng)力)點(diǎn)位于疲勞臨界線1以下時(shí)，結(jié)構(gòu)疲勞特性滿足要求；當(dāng)有應(yīng)力參數(shù)點(diǎn)位于疲勞臨界線1以上時(shí)，結(jié)構(gòu)存在疲勞斷裂或失效隱患[18-19]。根據(jù)實(shí)驗(yàn)測(cè)試結(jié)果，左旋聚乳酸的拉伸強(qiáng)度極限和屈服極限分別為54.78和19.37 MPa。根據(jù)文獻(xiàn)研究[19-20]，通過(guò)逆向重建，建立支架單元的幾何模型進(jìn)行模擬仿真，計(jì)算出PLLA支架結(jié)構(gòu)的特性疲勞極限為7.33 MPa，用于計(jì)算疲勞壽命參數(shù)等，比較不同規(guī)格結(jié)構(gòu)的相對(duì)疲勞安全性。

圖8 B-2508疲勞載荷的變形云圖。(a)80 mmhg支架范式等效應(yīng)力；(b)80 mmhg血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與自由的支架波峰或波谷的接觸區(qū)域)；(c)160 mmhg支架范式等效應(yīng)力；(d)160 mmhg血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與自由的支架波峰或波谷的接觸區(qū)域)Fig.8 Contour plots after fatigue loading of B-2508. (a) Von Mises stress of scaffold during 80 mmhg pressure; (b) Von Mises stress of artery during 80 mmhg pressure (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and free peak or valley of scaffold); (c) Von Mises stress of scaffold during 160 mmhg pressure; (d) Von Mises stress of artery during 160 mmhg pressure (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and free peak or valley of scaffold)

圖8為B-2508在疲勞載荷下的變形云圖。80 mmHg時(shí)，支架的應(yīng)力峰值為34.95 MPa，出現(xiàn)在自由波峰波谷的內(nèi)側(cè)區(qū)域附近，模擬血管的應(yīng)力峰值為0.21 MPa，出現(xiàn)在內(nèi)壁與自由的波峰或波谷的接觸區(qū)域；160 mmHg時(shí)，支架波峰波谷與連接筋過(guò)渡區(qū)域的內(nèi)側(cè)圓角附近出現(xiàn)應(yīng)力峰值，峰值為29.65 MPa，模擬血管的應(yīng)力峰值為0.22 MPa，出現(xiàn)在內(nèi)壁與自由波峰波谷相接觸的區(qū)域。

圖9為B-2 508支架在80/160 mmHg交變載荷作用下的疲勞圖。結(jié)果顯示，所有節(jié)點(diǎn)的坐標(biāo)(平均應(yīng)力、交變應(yīng)力)都位于疲勞臨界線1和2以下，疲勞特性滿足要求；但其中部分點(diǎn)靠近臨界線1，存在一定疲勞失效風(fēng)險(xiǎn)的可能性。

圖9 B-2 508支架在疲勞載荷下的疲勞圖Fig.9 Fatigue graph of B-2508 under fatigue loadings.

2.3.2B-3018疲勞

圖10為B-3018在疲勞載荷下的變形云圖。80 mmHg時(shí)，支架的應(yīng)力峰值為31.31 MPa，出現(xiàn)在波峰波谷與連接筋過(guò)渡內(nèi)側(cè)圓角區(qū)域附近，模擬血管的應(yīng)力峰值為0.20 MPa，出現(xiàn)在內(nèi)壁與自由的波峰或波谷的接觸區(qū)域；160 mmHg時(shí)，支架的應(yīng)力峰值為26.53 MPa，出現(xiàn)在波峰波谷與連接筋過(guò)渡區(qū)域的內(nèi)側(cè)圓角附近，模擬血管的應(yīng)力峰值為0.21 MPa，出現(xiàn)在內(nèi)壁和波峰波谷與連接筋過(guò)渡的區(qū)域。

圖11為B-3 018支架在80/160 mmHg交變載荷作用下的疲勞圖。結(jié)果顯示，所有節(jié)點(diǎn)的坐標(biāo)(平均應(yīng)力、交變應(yīng)力)都位于疲勞臨界線1和2以下，疲勞特性滿足要求。

2.3.3B-3528疲勞

圖12為B-3528在疲勞載荷下的變形云圖。80 mmHg時(shí)，支架的應(yīng)力峰值為33.00 MPa，出現(xiàn)在波峰波谷與連接筋過(guò)渡內(nèi)側(cè)圓角區(qū)域附近，模擬血管的應(yīng)力峰值為0.17 MPa，出現(xiàn)在內(nèi)壁與自由的波峰或波谷的接觸區(qū)域；160 mmHg時(shí)，支架的應(yīng)力峰值為26.18 MPa，出現(xiàn)在波峰波谷與連接筋過(guò)渡區(qū)域的內(nèi)側(cè)圓角附近，模擬血管的應(yīng)力峰值為0.17 MPa，出現(xiàn)在內(nèi)壁與自由波峰波谷接觸的區(qū)域。

圖13為B-3 528支架在80/160 mmHg交變載荷作用下的疲勞圖。結(jié)果顯示，所有節(jié)點(diǎn)的坐標(biāo)(平均應(yīng)力、交變應(yīng)力)都位于和疲勞臨界線2以下，但有部分節(jié)點(diǎn)位于疲勞臨界線1以上，所以B-3 528支架存在疲勞失效風(fēng)險(xiǎn)。

圖10 B-3018疲勞載荷的變形云圖。(a)80 mmhg支架范式等效應(yīng)力；(b)80 mmhg血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與自由的支架波峰或波谷的接觸區(qū)域)；(c)160 mmhg支架范式等效應(yīng)力；(d)160 mmhg血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與有連接筋的支架波峰或波谷的接觸區(qū)域)Fig.10 Contour plots after fatigue loading of B-3018. (a) Von Mises stress of scaffold during 80 mmhg pressure; (b) Von Mises stress of artery during 80 mmhg pressure (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and free peak or valley of scaffold); (c) Von Mises stress of scaffold during 160 mmhg pressure; (d) Von Mises stress of artery during 160 mmhg pressure (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and linked peak or valley of scaffold)

圖11 B-3 018支架在疲勞載荷下的疲勞圖Fig.11 Fatigue graph of B-3018 under fatigue loadings

圖12 B-3528疲勞載荷的變形云圖。(a)80 mmhg支架范式等效應(yīng)力；(b)80 mmhg血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與自由的支架波峰或波谷的接觸區(qū)域)；(c)160 mmhg支架范式等效應(yīng)力；(d)160 mmhg血管范式等效應(yīng)力(橢圓形范圍是血管內(nèi)壁與自由的支架波峰或波谷的接觸區(qū)域)Fig.12 Contour plots after fatigue loading of B-3528. (a) Von Mises stress of scaffold during 80 mmhg pressure; (b) Von Mises stress of artery during 80 mmhg pressure (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and free peak or valley of scaffold); (c) Von Mises stress of scaffold during 160 mmhg pressure; (d) Von Mises stress of artery during 160 mmhg pressure (The ellipse scope is the contact area between arterial inner wall and free peak or valley of scaffold)

圖13 B-3 528支架在疲勞載荷下的疲勞圖Fig.13 Fatigue graph of B-3528 under fatigue loadings

3 討論

目前，國(guó)內(nèi)外存在一些針對(duì)可降解支架的全面生物力學(xué)性能的研究報(bào)道。李建軍等研究了金屬冠脈支架在壓握、擴(kuò)張、回彈和疲勞情況，驗(yàn)證了支架有限元分析的合理性[8]，將真實(shí)支架的性能指標(biāo)與支架模擬分析進(jìn)行了有效結(jié)合，提出了有限元分析對(duì)冠脈支架開(kāi)發(fā)的指導(dǎo)建議，對(duì)本研究中的可降解支架性能指標(biāo)和模擬分析的結(jié)合提供了參考。Wang等研究了高分子可降解支架在擴(kuò)張、壓握和彎曲狀況下的生物力學(xué)性能[9]，所顯示的可降解支架在壓握和擴(kuò)張狀態(tài)下的波峰波谷內(nèi)側(cè)的大應(yīng)變區(qū)域與本研究中的結(jié)構(gòu)危險(xiǎn)區(qū)域相對(duì)應(yīng)。Luo等研究了可降解支架在降解環(huán)境下的生物力學(xué)性能[10]，所提出的可降解支架的疲勞分析方法還對(duì)本研究起到了指導(dǎo)作用。但是，上述研究與真實(shí)產(chǎn)品的加工、臨床應(yīng)用以及體內(nèi)受力情況還存在較大差異。

本研究提出了一種用于可降解支架的全面的生物力學(xué)性能分析和結(jié)構(gòu)優(yōu)化設(shè)計(jì)的科學(xué)方法，模擬了3種規(guī)格可降解支架在壓握、擴(kuò)張、后擴(kuò)張和疲勞工況下的生物力學(xué)性能，盡可能避免支架斷裂失效的發(fā)生，降低術(shù)后ISR和支架內(nèi)血栓的發(fā)生[6]。在本研究中，球囊采用了理想剛體進(jìn)行替代，模擬血管采用了理想的直管狀模型，忽略了斑塊等對(duì)支架工作的影響。后處理的結(jié)果發(fā)現(xiàn)，壓握時(shí)安全范圍內(nèi)的極限應(yīng)力越大，則支架回彈率越低，即高應(yīng)力會(huì)引起更大的塑性變形，更抑制結(jié)構(gòu)的彈性恢復(fù)，降低回彈率。擴(kuò)張安全性方面，目標(biāo)擴(kuò)張尺寸越小，則應(yīng)力峰值越低，安全性越好；擴(kuò)張有效性方面，同種結(jié)構(gòu)相同的工況下，擴(kuò)張尺寸越大，回縮率越低，但B-3528與另外兩種規(guī)格的結(jié)構(gòu)不同，彈性恢復(fù)能力更強(qiáng)，回縮性更強(qiáng)。疲勞安全性方面，B-3018的擴(kuò)張后回縮率最低，疲勞載荷下對(duì)血管壁的支撐較強(qiáng)，可能交變載荷相對(duì)較小，疲勞性能最強(qiáng)；B-2508的擴(kuò)張后回縮率最高，疲勞載荷尤其是收縮壓下對(duì)血管壁的支撐較弱，交變載荷相對(duì)較高，疲勞性能次之；B-3528擴(kuò)張后應(yīng)力水平最高，疲勞載荷下的平均應(yīng)力水平最高，疲勞性能最弱。

根據(jù)計(jì)算結(jié)果分析，并評(píng)價(jià)在模擬載荷下結(jié)構(gòu)的差異性，提出了針對(duì)不同性能指標(biāo)的支架結(jié)構(gòu)優(yōu)化設(shè)計(jì)建議，推進(jìn)新產(chǎn)品的結(jié)構(gòu)改進(jìn)，具有工程應(yīng)用價(jià)值。通過(guò)優(yōu)化工藝參數(shù)和支架局部結(jié)構(gòu)，可以降低局部應(yīng)力峰值，提高極限壓握下的安全性。例如，明確極限壓握尺寸(滿足支架輸送系統(tǒng)的設(shè)計(jì)要求即可，過(guò)小的極限尺寸會(huì)造成過(guò)高的應(yīng)力峰值)，優(yōu)化波峰波谷內(nèi)圓弧的曲線過(guò)渡，增加額外圓弧過(guò)渡，調(diào)整曲率半徑等。在壓握過(guò)程中，更大的塑性變形可能會(huì)削弱整體結(jié)構(gòu)中的彈性，抑制支架結(jié)構(gòu)恢復(fù)原始形態(tài)。所以，進(jìn)行可吸收支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)時(shí)，需要控制應(yīng)力安全性和回彈有效性之間的平衡，提出最合適的方案。通過(guò)優(yōu)化局部圓弧拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)等方式，能降低局部的高應(yīng)力，提高結(jié)構(gòu)擴(kuò)張的安全性。由于可吸收支架的各個(gè)部分均可能對(duì)血管壁產(chǎn)生強(qiáng)力的支撐作用，所以在調(diào)整結(jié)構(gòu)支撐力時(shí)與金屬支架存在很大差異。臨床上，后擴(kuò)張能顯著降低支架回縮率，在使用可吸收支架時(shí)，強(qiáng)烈推薦支架擴(kuò)張后再進(jìn)行后擴(kuò)張，以減小回縮率。支架回縮率低則與血管的解剖學(xué)形態(tài)更接近，對(duì)血流的阻礙和影響最小，可提高遠(yuǎn)期管腔通暢率，獲得最佳的臨床效果。

4 結(jié)論

本研究模擬了3種規(guī)格的可降解支架在壓握、擴(kuò)張、后擴(kuò)張和疲勞工況下的生物力學(xué)性能。根據(jù)計(jì)算結(jié)果，分析對(duì)比并評(píng)價(jià)了應(yīng)力、應(yīng)變、回彈率、回縮率和疲勞圖等輸出指標(biāo)。根據(jù)分析結(jié)果，提出了針對(duì)不同性能的支架結(jié)構(gòu)優(yōu)化設(shè)計(jì)建議，推動(dòng)新產(chǎn)品的結(jié)構(gòu)改進(jìn)，具有工程應(yīng)用價(jià)值。整個(gè)模擬分析還對(duì)同類產(chǎn)品的設(shè)計(jì)開(kāi)發(fā)和臨床應(yīng)用提供了理論參考，其中壓握模擬能指導(dǎo)壓握工藝優(yōu)化，擴(kuò)張和后擴(kuò)張模擬能指導(dǎo)合理選擇支架規(guī)格，疲勞模擬能篩選出失效風(fēng)險(xiǎn)最大的支架進(jìn)行體外疲勞試驗(yàn)?？山到庵Ъ艿暮髷U(kuò)張操作還能改善支架的貼壁性，提高臨床效果，促進(jìn)產(chǎn)品的有效推廣。在接下來(lái)的研究中，將對(duì)現(xiàn)有的可降解支架進(jìn)行結(jié)構(gòu)優(yōu)化，進(jìn)一步提高其生物力學(xué)性能。此外，未來(lái)還將在模擬研究中引入血管內(nèi)斑塊、聚合物球囊、基于影像學(xué)重建的血管模型等，以提高計(jì)算結(jié)果的準(zhǔn)確性，更真實(shí)有效地反映出工程和臨床過(guò)程，進(jìn)一步推動(dòng)可降解支架類新產(chǎn)品的開(kāi)發(fā)，提高臨床效果。

(致謝：感謝上海脈全醫(yī)療器械有限公司所有員工對(duì)本研究的幫助和支持)