賈云超，曾贛鶴，陳思，荊騰，賀照明，2

1.江蘇大學流體機械工程技術研究中心生物醫(yī)學工程系，江蘇鎮(zhèn)江 212013；2.德州理工大學機械工程系，美國德克薩斯州拉伯克 79409

前言

法洛四聯(lián)癥（Tetralogy of Fallot,TOF）是先天性心臟病中最常見的發(fā)紺性心臟病，發(fā)病率為0.19‰～0.26‰。TOF 患兒連帶問題是右心室流出道（Right Ventricular Outflow Tract,RVOT）或肺動脈瓣狹窄，治療方法有姑息手術和根治手術。姑息手術常應用于因各種原因（如肺動脈發(fā)育不良）而不能夠直接進行矯正術的患兒，優(yōu)先保證患兒的存活，再爭取進一步手術的機會［1-4］。根治手術即四聯(lián)癥矯正術，通過各種方式疏通或重建RVOT，具體術式包括RVOT 切開疏通、RVOT 補片、肺動脈瓣及瓣環(huán)切開、跨瓣環(huán)補片、帶瓣膜跨環(huán)補片、同種或異種帶瓣管道替換等等，但會導致遲發(fā)漸進的再狹窄合并肺動脈瓣反流［5-6］。對于成年后愈發(fā)嚴重的患者，一般采用二次開胸手術重建RVOT 或帶瓣管道中功能不全的肺動脈瓣。當前經導管肺動脈瓣置換術（Transcatheter Pulmonary Valve Replacement,TPVR）是自Bonhoeffer 教授［7］于2000年首次報道后逐漸興起的一種微創(chuàng)介入手術方式，可以代替外科開胸肺動脈瓣置換。但由于介入瓣的植入通常需要一定的環(huán)形錨定區(qū)，即支架的支撐段，植入部位的解剖結構若不能提供支架的良好錨定，很可能會出現(xiàn)支架的上移、下滑或無法完全打開［8］。而初次手術后RVOT 解剖類型多樣［9］，或帶瓣管道中無處錨定，因此在二次介入治療時容易出現(xiàn)支架無支撐段的問題。對介入瓣的設計、釋放的位置和擴張的大小有很高的要求，有時還需采用包括預支架在內的改良植入技術［10-11］。這樣非手術方式植入的人工瓣膜常常表現(xiàn)出固定性不足，從而導致狹窄和/或反流［12］。同時，二次放置的介入瓣膜壽命有限，易遭受組織變性、結構性瓣膜退化、細胞排斥反應和體細胞生長，通常10～15年后會出現(xiàn)衰敗，因此需要進行遠期干預［13-16］。尤其是對嬰幼兒植入帶瓣導管后，下一次瓣膜更換的中位時間僅為7.5年，2歲以下患者RVOT 重建手術5年后免于再次干預的比例僅為46.1%［17-18］。為了避免再次開胸手術，患者難免會采取瓣中瓣技術在已經衰敗的介入瓣中再經皮植入一個新瓣膜［19］。

為了解決上述介入瓣難以固定和需要多次更換瓣膜的問題，本文提出一種針對嬰幼兒手術放置肺動脈瓣的治療方法。這種肺動脈瓣由金屬支架和生物材料瓣膜構成，支架內嵌生物瓣瓣葉，直接在開胸手術時作為手術瓣放置，局部縫合固定。支架的設計考慮了二次擴張和介入瓣支撐。隨著患者年齡的增長，初次放置的肺動脈瓣相對于人體需求顯得狹窄，此時采用介入球囊對初次瓣膜進行2 mm 的擴張，以緩解遠期狹窄，由于初次瓣膜預留了余量，所以撐開2 mm 之后不會出現(xiàn)反流。患者成年后，在生物瓣膜接近失效達到狹窄限度時進行第二次擴張，采用瓣中瓣治療，在初次瓣膜中放置一個介入瓣，期望初次瓣膜支架能夠成為新植入介入瓣的支撐段，本研究以21.6 mm為第二次擴張后的最大目標尺寸［20-21］。

本文研究目的是：（1）討論這種肺瓣支架的力學行為，評估其可行性和安全性；（2）比較分析支架網格交接處對支架性能的影響。應用有限元分析方法，設計了兩類網格連接構型（“X”型和“H”型）的肺動脈瓣支架，針對球囊擴張支架過程和撤去球囊卸載過程進行模擬。探究兩次擴張方案是否可行，期望支架不會斷裂或大幅度回彈，即是否產生一定的塑性變形，使得支架保持新的形態(tài)，同時也不會因應力過大而產生斷裂的危險。在過去對支架擴張進行數值分析的研究中，著重了解應力分布以及支架斷裂的可能性，最高的應力一般發(fā)生在支桿交叉處，這表明該位置可能有最高的斷裂風險［22-23］，本文強調了兩種交接段長度的差別，比較兩類構型的優(yōu)劣，提出優(yōu)化意見。

1 材料與方法

1.1 支架設計與材料選擇

支架的設計基于肺動脈瓣和管道組織的幾何一致性，以及支架結構如何與RVOT 延伸相互作用，包含了確保設計實施的基本設計特征［24-27］。使用三維CAD 建模軟件Solidworks 建立兩個支架幾何模型，不考慮內嵌的生物瓣膜。支架內徑12.8 mm，外徑13.6 mm，壁厚0.4 mm，網格寬0.3 mm，近端至遠端距離（即長度）為17.3 mm，谷部至近端距離9.2 mm，由120°的陣列組成，兩個支架唯一區(qū)別在于具有重復的“X”型還是“H”型菱形網格交叉結構，其中“X”型支架的網格連接段長度為0.2 mm，“H”型支架為0.4 mm，如圖1所示。將其導入Hypermesh 中劃分有限元網格，在Hyperview和ABAQUS中進行分析。

圖1 肺瓣支架幾何模型Figure 1 Geometric models of pulmonary valve stents

支架的常用材料有不銹鋼和鎳鈦合金。鎳鈦合金作為一種記憶合金,具有很好的機械強度、疲勞性能和生物相容性，目前廣泛應用于支架產品中。本文支架的植入方式為開胸手術放置，不是通過鞘管介入放置，所以不需要利用超彈性和形狀記憶的特性，且需要支架產生一定的塑性變形以使其穩(wěn)定，不至于回縮。因此，我們選擇316L不銹鋼，該材料機械性能優(yōu)良，在X 射線下具有較好的可視性，也具有很好的耐腐蝕性［28-30］。材料參數如表1和圖2所示，其中延伸率即發(fā)生永久變形而不至于斷裂的性能，是塑性應變部分的百分比表示，同種材料的極限應變量是大于延伸率的，因此如果塑性應變與延伸率相比仍然更小，則材料一定安全。

表1 316L不銹鋼材料參數Table 1 Material parameters of 316L stainless steel

圖2 316L不銹鋼本構曲線Figure 2 Constitutive curve of 316L stainless steel

1.2 有限元分析

支架與球囊的有限元模型如圖3所示。球囊模型通過圓柱面建立，直徑與支架模型的內徑相同，支架和球囊的中心點與軸線重合，在球囊和支架的內表面之間建立接觸單元，設置面與面接觸（surface-tosurface contact），接觸類型為罰函數接觸（penalty contac tmethod），不考慮摩擦，假設始終為圓形擴張，初始應力為零，約束支架和球囊的軸向位移和整體的周向轉動。支架和球囊的單元類型分別為六面體線性非協(xié)調模型單元（C3D8I）和四邊形曲面單元（SFM3D4R）。用位移載荷替代實際的壓強載荷，在球囊的內表面施加位移加載，進行勻速擴張，再撤掉球囊卸去載荷，支架自由回縮。由于材料屬性為率無關，采取Standard 隱式分析，則增量步中包含的時間步為迭代步，所以計算結果與步長無關。定義了4個分析步（Step）。Step 1：第1 次擴張的加載過程（球囊加載擴張支架）；Step 2：第1次擴張的卸載過程（撤去球囊使支架自由回彈）；Step 3：第2 次擴張的加載過程（球囊加載擴張支架）；Step 4：第2次擴張的卸載過程（撤去球囊使支架自由回彈）。每個分析步的名義時間設置為1，再均分為10個增量步。

圖3 肺瓣支架有限元模型Figure 3 Finite element model of pulmonary valve stent

觀察支架的變形和彈性恢復。記錄各變形過程中的應力應變，應力采用von Mises應力，特別是關注加載過程結束后最大應力的分布。應變采用等效塑性應變，這是記錄變形歷史的一個表征塑性應變累積值的量，會把回縮時產生的塑性應變也計算進去，將其與材料的工程參數延伸率對比，重點關注卸載過程結束后的等效塑性應變分布。選擇支架危險結點，提取應力-應變曲線，記錄不同位移加載下的變形結果，包括徑向擴張量、徑向回復率、錐度，徑向回復率是表征支架回縮的參數，錐度表示支架由圓柱形向錐形變化的程度，分別定義為：

在前期的仿真中發(fā)現(xiàn)，較小擴張量的情況下，支架徑向回復率較大，這樣的回縮導致支架并不能完全達到既定的直徑，因此要以高于既定擴張量的數值進行擴張。第1 次擴張量設置為直徑2.5 mm，第2次擴張是在此基礎上繼續(xù)將支架直徑擴張6 mm。

2 結果

2.1 第1次擴張

圖4展示了第1 次擴張階段“X”型和“H”型支架的Mises 應力。如圖4a、b 所示，支架主體區(qū)域，即支柱和網格交叉區(qū)域的部分節(jié)點應力已超出材料的屈服強度340 MPa，進入強化階段，最大應力分別為371.7 Mpa（“X”型）和367.5 MPa（“H”型）。相比加載，卸載后的應力大幅減少，如圖4c、d 所示，最大應力分別降低至347.8 MPa（“X”型）和341.0 MPa（“H”型）。最大應力均出現(xiàn)在連接交叉處。圖5展示了第1 次擴張階段“X”型和“H”型支架的等效塑性應變。如圖5a、b 所示，主體區(qū)域產生的等效塑性應變在0.005左右，網格交叉處的應力集中點產生較大應變，最大等效塑性應變?yōu)?.060（“X”型）和0.053（“H”型）。相比加載，卸載后的等效塑性應變有極小的增加（圖5c、d）。第1 次擴張階段加載后和卸載后的支架擴張量如圖6所示。卸載回彈后支架軀干部分徑向位移為0.93 mm（“X”型）和0.96 mm（“H”型），徑向回復率均為17%。但支架近端會大量回縮，遠端繼續(xù)產生少量的擴張，由圓柱形變?yōu)檫h端寬近端窄的錐形，其中最大直徑出現(xiàn)在遠端，為16.17 mm（“X”型）和16.24 mm（“H”型），最小直徑出現(xiàn)在近端，為14.76 mm（“X”型）和14.78 mm（“H”型），錐度分別為0.081 6（“X”型）和0.084 6（“H”型）。

圖4 第1次加載后和卸載后的應力Figure 4 Stresses after the first loading and unloading

圖5 第1次加載后和卸載后的等效塑性應變Figure 5 Equivalent plastic strains after the first loading and unloading

圖6 第1次加載后和卸載后的徑向擴張量Figure 6 Radial expansions after the first loading and unloading

2.2 第2次擴張

圖7展示了第2 次擴張階段的Mises 應力和等效塑性應變。在球囊加載過程中，兩種支架主體區(qū)域的應力變化均不大，最終維持在400 MPa以內。加載后最大應力為472.3 Mpa（“X”型）和471.4 MPa（“H”型），卸載后最大應力分別降低至397.4 MPa（“X”型）和365.3 MPa（“H”型）。圖8展示了第2 次擴張階段的等效塑性應變。等效塑性應變大多在0.001～0.01范圍內，即使是網格交接處的單元達到2.040（“X”型）和2.005（“H”型），也未超出材料破壞極限。正如材料本構曲線所示，在大變形后期，應力的變化幅度減小，而應變變化明顯。此階段支架徑向擴張量如圖9，兩種支架差別不大，加載過程總體均達到需求的直徑，即21.6 mm，卸載回彈后支架主體區(qū)域直徑約為21.4 mm，徑向回復率約為2%，錐度分別為0.083 5（“X”型）和0.082 3（“H”型）。

圖7 第2次加載后和卸載后的應力Figure 7 Stresses after the second loading and unloading

圖8 第2次加載后和卸載后的等效塑性應變Figure 8 Equivalent plastic strains after the second loading and unloading

圖9 第2次加載后和卸載后的徑向擴張量Figure 9 Radial expansions after the second loading and unloading

2.3 檢驗一點的力學變化

危險點容易出現(xiàn)在網格交接處，在“X”型支架的等效塑性應變云圖中找到最大值點A（圖10）。查詢A 點等效塑性應變、Mises 應力和擴張量的數值曲線（圖11a、b、c），其中橫坐標為時間步，0～1為第1 次加載過程，1～2為第1 次卸載過程，2～3為第2 次加載過程，3～4為第2次卸載過程，并繪制應力-應變曲線（圖11d）。該點第1 次擴張過程結束后等效塑性應變達到0.044 0，由于這是一個累積量，因此不會減少，在第2 次擴張過程結束后達到了0.199 5。加載過程中材料很快進入塑性變形，之后應力增長緩慢，卸載時，應力下降并再次緩慢回升，這是彈性變形部分的應力恢復，和由于自由回縮而新產生的塑性變形。位移同樣產生回縮，徑向回復率約為7%。觀察應力-應變曲線，具備明顯的塑形材料本構特征，第1 次擴張加載時達到彈性極限，小部分進入塑性變形，卸載時恢復彈性部分，保留塑性應變，第2 次擴張再次完成彈性變形，后續(xù)全部為塑性變形。A點力學行為符合材料變形規(guī)律和設計要求。

圖10 A點的位置Figure 10 Location of point A

圖11 A點的等效塑性應變曲線（a）、應力曲線（b）、擴張量曲線（c）以及應力-應變曲線（d）Figure 11 Equivalent plastic strain curve(a)，stress curve(b)，expansion curve(c)and stress-strain curve(d)of point A

3 討論

3.1 治療方法

在目前的研究中，提出一種治療TOF 肺動脈狹窄的新方法，即在開胸手術時作為手術瓣放置肺動脈瓣，遠期介入球囊進行二次擴張，在生物瓣膜接近失效達到狹窄限度時進行第三次瓣中瓣治療，初次放置的肺動脈瓣支架作為其支撐段。對于過去的治療方法，人工瓣膜和帶瓣管道緩解了最初的癥狀，但也是導致再次手術的重要原因，需要遠期復雜的支架介入過程。文中提出的治療方法中，帶瓣支架在開胸手術時就植入體內，并能夠進行兩次擴張以適應患者人體變化，起到長久治療作用。

本文對方法中的肺動脈瓣手術支架的力學行為進行了分析，用有限元法模擬了球囊擴張和自由回縮過程。對兩種連接構型的肺瓣支架，從Mises 應力、等效塑性應變、擴張量等方面進行了評估，為這種支架的設計進行驗證和提供指導，并強調了支架網格連接方式產生的影響。一般來說，基于類似產品的臨床應用，該手術支架可能是一種可行的設計。

3.2 應力、應變

在新型支架設計中，模擬擴張和卸載過程，找到擴張時的最大應力和卸載后的塑性應變出現(xiàn)的位置和大小，并將其與支架材料參數進行比較。當產生穩(wěn)定的塑性變形，不會過度回縮或產生不可控的擴張時，即達到需求。而當塑性變形過多，產生安全隱患，就要設法提高材料的強度，或對支架結構進行優(yōu)化，避免支架因過度擴張而造成的損壞。本研究中支架的應力和塑性應變均在可接受范圍之內，并能維持變形后的新形態(tài)，作為瓣中瓣的支撐平臺，驗證了該方法可行。

設計之初考慮到網格交接處會產生較大應力和應變，因此將連接方式作對照。結果表明，“X”型支架和“H”型支架表現(xiàn)出相似的應變和應力行為，相比“X”型支架，“H”型支架顯示出更低的應力和塑性應變。同時，“X”型支架在每次卸載后，主體區(qū)域的應力回復量大于“H”型支架，說明“X”型支架更容易被撐開和回縮，即穩(wěn)定性不足。因此可以增加連接點接觸面積或夾角，使拐角處過渡更為平緩，能夠有效改善應力過大的危險，減少應力集中點，并增強穩(wěn)定性。

3.3 擴張量

徑向回復率和錐度也是優(yōu)化支架設計的重要指標。雖然該支架可以安全達到想要的擴張量，但支架徑向回復率較大，這樣的回縮導致支架并不能完全達到既定的直徑，比如文中第1 次擴張，想達到最終擴張量為2 mm，需要進行2.5 mm 的加載。但值得注意的是，臨床應用中是實時操控球囊，因此相比于最終擴張量，我們應當更關注對支架錐形變化的改善。第1次擴張時支架近端回縮嚴重，遠端容易受到近端影響，整體會變?yōu)殄F形，原因是近端網格密集，遠端稀疏，近端更易回縮，在回縮時如同杠桿般使得遠端向外擴張，并且該擴張量大于遠端本身的回縮量。也正因如此，回縮過程會產生塑性應變。而第2次擴張支架的錐度變化并不明顯，這是更多的塑性應變產生發(fā)揮的作用。對比“X”型支架和“H”型支架，徑向回復率無明顯差異，但可以注意到，“H”型支架錐度略小于“X”型支架。綜上所述，擁有更低的應力應變、更強的穩(wěn)定性和更小錐度的“H”型支架是更好的選擇。

3.4 局限性

本研究僅利用有限元模擬評估了肺瓣支架的兩次擴張過程，沒有對所提治療方法進行臨床驗證。

4 結論

提出了一種治療嬰幼兒TOF 的臨床應用方法，初次手術時開胸植入肺動脈瓣，不需要遠期復雜的支架介入過程，能夠進行兩次球囊擴張以適應患者變化，起到長久治療作用。并對該肺瓣支架進行了設計和研究，有限元分析結果表明：（1）支架擴張和卸載后的應力和塑性應變均在可接受范圍之內，并能維持變形后的新形態(tài)，作為瓣中瓣的支撐平臺，驗證了該方法的可行性；（2）最大應力和塑性應變出現(xiàn)在支架網格交接處，數值大小取決于連接方式，連接段越短，應力和塑性應變越大；（3）改善支架網格的連接處，可以有效降低應力應變、提高穩(wěn)定性和減小錐形化。為肺瓣支架的設計修正提供了指導。