張曉穎 谷雪蓮 田浩 孟繁鶴 邱曉鍵

0 引言

腦卒中(stroke)是一種突然起病的腦血液循環(huán)障礙性疾病，分為缺血性(腦梗死)和出血性(腦出血和蛛網膜下腔出血)兩大類[1]。急性缺血性腦卒中(acute ischemic stroke，AIS)的病理學起因包括大動脈粥樣硬化、心臟疾病、小動脈脂質堆積、其他血管疾病及未確定來源而形成的血栓，AIS占全部腦卒中類型的87%，具有發(fā)病率高、致殘率高、復發(fā)率高等特點[2-3]。目前AIS的有效治療方法包括藥物靜脈溶栓和機械取栓術(mechanical thrombectomy，MT)。相比于靜脈溶栓的時間窗在患者發(fā)作后的3～6 h內，MT的時間窗可達6～24 h內，且其治療優(yōu)勢還在于再通率高，再通時間更快[4-5]。

MT是指通過股動脈穿刺，將機械取栓裝置通過導管輸送進血管閉塞的部位，通過取栓裝置將血栓拉出，使得血管血流恢復的一種技術方法。就機械取栓裝置而言，可根據作用原理分為3類：遠端切除裝置、近端抽吸裝置和血管內通路裝置(即取栓支架，也稱作可回收支架)[6]。

取栓支架多為多網孔結構，代表性的Trevo支架(Stryker，美國)是一種外觀呈封閉圓筒狀的多網孔可回收支架。取栓過程中支架首先壓握進內徑很小的微導管，此過程支架的外徑逐漸減小，如果支架自身的局部應變過大則會導致變形無法恢復甚至斷裂的不良后果，并且會在釋放的時候抓捕血栓不利，遺漏的碎小血栓形成新的栓塞。隨后，取栓支架通過股動脈穿刺通道輸送至病變部位，由于鎳鈦合金的超彈性和形狀記憶性[7]，取栓支架從導入鞘中釋放后可漸漸恢復自身結構，憑借徑向支撐力支撐血管，恢復部分血流。此時徑向支撐力過大可能會造成后續(xù)支架回撤困難；徑向支撐力過小則無法形成通道便于血流恢復。最后，取栓支架和包裹著的血栓一起經由微導管撤回，完成取栓全過程?；爻凡襟E中，支架如果徑向力過大可能會形成阻力進而對血管造成損傷。

據現有的文獻報道，取栓支架在臨床應用時確實會出現顱內出血性轉化、血管痙攣、血栓栓塞等并發(fā)癥[8-10]。取栓支架和血栓一起在血管中遷移時，可能會由于阻力過大而無法成功回收[11]；還有可能劃傷血管壁引發(fā)炎癥，造成內膜增厚[12]。

為了減少取栓支架的臨床使用局限性和與器械相關的并發(fā)癥，對取栓支架的生物力學研究是非常有必要的。因此，本研究從取栓支架的設計角度出發(fā)，以多網孔狀的封閉式取栓支架為研究對象，采用有限元分析技術，研究其在取栓過程中的生物力學性能，分析取栓支架的結構及其力學特征并得到綜合性能較優(yōu)的結構。

本研究參考現有的典型支架，建立了支撐單元(cell)數為3、4、5的封閉式取栓支架模型來進行有限元分析，利用SolidWorks 2016和ABAQUS 6.14軟件建立模型，對取栓支架的壓握入管、自膨脹釋放和遷移取栓3個階段進行模擬，分析不同結構的封閉式取栓支架在模擬過程中自身以及血管的變形和場輸出情況，得到的結果可為取栓支架的研發(fā)及設計提供一些參考。

1 研究方法

1.1 取栓支架幾何模型

本文依據現有的臨床中常使用的封閉式取栓支架[13]，見圖1(a)，確定本研究的支架長度為35 mm，內徑為4 mm，支架厚度0.05 mm，取栓支架的幾何模型由三維實體建模軟件SolidWorks 2016繪制。

封閉式取栓支架包括呈卷曲圓筒狀的主體部分和呈椎體狀的近端部分，從平面展開圖來看，是由一系列可重復的支撐單元組成的。本研究的取栓支架模型在軸向上統一設置4個封閉單元，在徑向上分別設置3、4、5個單元。然后通過包覆、浮雕和蝕雕等特征命令形成取栓支架的三維幾何模型，厚度統一為0.05 mm。圖1(b)所示是封閉式取栓支架主體結構的二維平面圖，將3、4、5cell結構的取栓支架記為B3、B4、B5。

圖1 取栓支架的幾何模型和有限元模型Figure 1 Geometric and finite element models of the stent retrievers

將所繪制的封閉式取栓支架的三維模型導入到有限元分析軟件ABAQUS 6.14中進行下一步模擬分析。

1.2 有限元模型

利用有限元分析軟件ABAQUS 6.14建立取栓支架、壓握工具、模擬血管和模擬血栓的有限元模型，并進行同軸裝配。

取栓支架整體采用六面體網格劃分，在實體離散過程中，如果采用相同單元尺寸，六面體網格劃分的單元數量比四面體網格劃分的單元數量少，使得有限元計算時間較小，誤差較小。使用ABAQUS軟件將支架劃分為八結點線性六面體單元，采用減縮積分單元(C3D8R)，設置沙漏控制。

為了簡化模型，壓握工具直接建立為三維圓柱形殼體，網格選取四結點線性四邊形減縮單元(SFM3D4R)。模擬血管建立為圓筒狀可變形實體，內徑為3 mm，壁厚為0.1 mm?？紤]到計算收斂性問題，模擬血栓被建成外形規(guī)則的實體部件，由中間部分的圓柱體和兩端的半球體組成，外徑與血管內徑相等。模擬血栓和模擬血管的網格均采用八結點線性六面體雜交模式單元(C3D8H)，模擬血管在其壁厚方向劃分3層單元。將所有部件進行同軸裝配，考慮取栓支架的工作原理，初始就將血栓添加在靠近支架近端的血管內部，具體如圖1(c)所示。

1.3 材料屬性

本研究采用各向同性，均勻不可壓縮的鎳鈦合金材料，利用其超彈性和形狀記憶效應完成取栓。通過ABAQUS軟件用戶定義(user material)屬性來描述鎳鈦的本構模型，具體參數來自文獻[14]。

壓握工具的材料被定義為剛性的表面。模擬血管設定為理想狀態(tài)下的各項同性、均勻、不可壓縮的Neo-Hookean超彈性模型。Neo-Hookean模型是一種減縮多項式模型，其應變勢能密度方程為：

U=C10(I1-3)+1/D1(J-1)2

(1)

式中:I1為應變不變量；J為體積比；C10與D1為兩個常數，具體數值來源于文獻[15]。

從人體中取出的血栓由于組成成分的不同，表現出的機械特性也不相同，本研究中將模擬血栓假設為各向同性的線彈性材料[16]，并根據相關文獻完成參數設置[17]。以上各部件的主要材料參數見表1。

表1 各部件主要材料參數Table 1 Main material parameters of each part

1.4 邊界條件

1.4.1 壓握入管

在封閉式取栓支架壓握進微導管的分析過程中，將所有模型均轉化在基準柱坐標系下。ABAQUS軟件柱坐標系的R代表徑向，T代表周向，Z代表軸向，其正方向分別與1、2、3自由度對應。對壓握工具的周向和軸向進行限制，在徑向上施加位移載荷，使取栓支架外徑減少至0.021 in(約0.5 mm，1 in=2.54 cm,是微導管常用尺寸)。為了避免剛體位移，需要在取栓支架的軸向方向進行約束。

分析中的接觸對采用“罰”函數算法，添加壓握工具內表面和取栓支架外表面的接觸對；還需添加模擬血管的內表面和血栓外表面的接觸對。計算中將分析步中的幾何非線性開關打開，以提高計算收斂性。

1.4.2 自膨脹釋放

封閉式取栓支架自膨脹釋放分析時，恢復壓握工具的徑向位移，取栓支架憑借其鎳鈦材料的特性逐漸自膨，與血管進行接觸。需新增一對主從接觸對，主面是模擬血管的內表面，從面是取栓支架外表面。接觸屬性仍是“罰”函數算法，摩擦系數設為0.25。將模擬血管的兩端進行約束，使其在周向和軸向上固定。其余的設置保持不變。

1.4.3 遷移取栓

封閉式取栓支架完成自膨脹釋放后，壓握工具與支架的接觸對被禁用，新增取栓支架和血栓的接觸對，其余的設置保持不變。

在取栓支架的近端節(jié)點施加軸向位移，同時限制其他兩個方向的運動，血管兩端的約束與之前的相同，這樣可以使得支架在軸向上平穩(wěn)位移。

1.5 分析指標

本文中，通過壓握入管階段的應變和應力指標，說明支架的徑向支撐性能和結構完整性能；通過自膨脹釋放階段的支架應變和支架對血管的Mises應力指標，分析支架的安全性；通過遷移取栓階段的血管Mises應力和回撤力，分析支架的血栓捕獲性能及安全性。

2 結果與分析

2.1 徑向壓握過程中的應變和應力

圖2為封閉式取栓支架外徑壓握至0.5 mm時的最大主應變云圖。可以發(fā)現取栓支架在壓握狀態(tài)下，最大主應變峰值出現在兩個支撐單元之間的連接筋部位，支撐單元弧形段的主應變則相對較小。3款取栓支架的最大主應變峰值由大到小的排序是B4(10.41%)>B3(9.10%)>B5(8.61%)，都未超過鎳鈦合金材料的斷裂極限12%[18]。該結果說明了支架的結構完整性能。

圖2 取栓支架壓握入管最大主應變云圖Figure 2 Maximum principal strain of the stent retrievers as pressed into the microcatheters

取栓支架的徑向支撐力(radical force，RF)的變化曲線如圖3所示，可以看出取栓支架的徑向支撐力隨著支架外徑的減小而增大。當支架外徑與血管內徑相等均為3 mm時，B3支架的徑向支撐力最大；當支架外徑小于1.5 mm時，3款取栓支架的徑向支撐力曲線都呈急速上升趨勢。該數據顯示出支架的徑向支撐性能。

圖3 取栓支架外徑-徑向支撐力曲線Figure 3 The stent retrievers’outer diameter-radial force curve

2.2 自膨脹釋放

封閉式取栓支架在釋放過程中的最大應變峰值見表2。對比壓握結果發(fā)現，取栓支架釋放過程中的最大主應變峰值更小。圖4為取栓支架在血管中自膨脹釋放后血管的Mises應力圖?？梢钥闯觯螁卧獢翟酱?，血管上的應力分布越不均勻，造成的等效應力值也越大。其中B5支架的血管Mises應力值為1.757 MPa，超過了已知的正常血管的極限應力1.34 MPa[19]。這些數據可以分析取栓支架在釋放時的安全性。

圖4 釋放過程中血管Mises應力分布云圖Figure 4 von Mises stress of artery during self-release

表2 支架釋放過程中的最大主應變峰值Table 2 Maximum principal strain during the stent release

2.3 遷移取栓

圖5是血管在封閉式取栓支架遷移取栓過程中的Mises應力分布圖，為方便觀察，將模型進行部分透明化顯示處理。圖中血管應力集中的部位就是血栓所在的位置，取栓支架在軸向上對血栓進行拉取，在徑向上對血管造成的應力值較小。結果表明，取栓支架的支撐單元數越大，血管的Mises應力也越大，這一趨勢與自膨脹釋放結果相同。

圖5 取栓過程中血管Mises應力分布云圖Figure 5 von Mises stress of artery during stent retrieval

為了評價封閉式取栓支架的取栓效果，可用支架的回撤力來表示取栓支架捕獲血栓的能力[20]。在取栓支架近端的位移施加面提取取栓支架的回撤力，支架的回撤力隨分析步時長的變化曲線見圖6?？梢园l(fā)現，在分析的初始階段，取栓支架的回撤力達到最大值，后漸漸下降趨于平穩(wěn)。3款取栓支架的回撤力峰值由大到小的排序是B5>B3>B4，不過差異并不明顯。

圖6 遷移取栓中的回撤力變化曲線Figure 6 Withdrawal force curve during the retracting of the stent retrievers

3 討論

封閉式機械取栓支架已經廣泛應用于臨床，但仍存在部分局限性[21]。為了進一步提高取栓支架性能，減少使用過程中因器械造成的并發(fā)癥，本研究針對封閉式的取栓支架進行生物力學分析。此研究通過建立支撐單元數不同的封閉式取栓支架的有限元模型，運用數值仿真方法分析了取栓支架取栓過程的壓握入管、自膨脹釋放和遷移取栓3個階段的力學現象。根據最大主應變、徑向支撐力、Mises應力和回撤力等參數，評價3款取栓支架的生物力學性能，分析取栓支架機械結構及其力學性能。

通過壓握入管的結果可知，最大主應變集中在取栓支架兩個支撐單元之間的連接筋部位，這是取栓支架工作時容易發(fā)生失效的位置。本文設計的B3、B4、B5取栓支架的最大主應變峰值均小于斷裂極限12%，不易發(fā)生斷裂等嚴重失效事件。此外，在壓握過程中，3款取栓支架的徑向支撐力均隨著支架外徑的減小而增大。但相比而言，B3支架在外徑為3 mm時擁有更大的徑向支反力，在支撐血管建立通路方面更具有優(yōu)勢。根據自膨脹釋放和遷移結果可知，取栓支架的支撐單元數越多，造成的血管Mises應力值也越大，且B5支架對血管造成的Mises應力超過了已知的血管極限應力。雖然遷移取栓結果表明，B5支架擁有最大的回撤力，但為了避免血管內膜損傷等問題，臨床使用時不宜選用這種支撐單元數過多的設計。

所以，綜合以上的分析結果，B3支架不論是自身的應力應變還是對血管的應力都處于較低的安全范圍內，且遷移取栓的回撤力大于B4支架，是綜合性能更優(yōu)的取栓支架。

本文中的研究方法也存在一定的局限性：對模型進行了適當簡化，在分析過程中沒有考慮血流和血壓對取栓支架的影響；分析所用的血管和血栓模型均是理想化模型，實際中的血管和血栓都不是規(guī)則的形狀，這些需要在今后的研究中進一步分析。

4 結論

此研究建立了3種結構的封閉式取栓支架模型，完成了取栓過程的生物力學分析，并根據數值仿真結果，分析取栓支架的結構及其力學性能。結果表明支撐單元數目過多的支架設計不可取，整體性能表現最好的是支撐單元數目為3的支架。本文的研究結果可作為評價封閉式取栓支架生物力學的參考，也可以為取栓支架的結構設計及優(yōu)化提供一定的思路和方向。