中圖分類號(hào)：R318.08 DOI：10.16579/j.issn.1001.9669.2025.08.017

0 引言

血管支架已成為治療心臟病和其他血管疾病的主要醫(yī)療設(shè)備，這些支架通常被植入病變部位，為狹窄或堵塞的血管提供支撐，從而恢復(fù)其正常功能[1-3]。隨著生物醫(yī)學(xué)材料的發(fā)展，生物可吸收鎂合金支架因其優(yōu)越的生物相容性、生物降解性和力學(xué)性能而備受關(guān)注。但固有的機(jī)械特性導(dǎo)致其結(jié)構(gòu)和設(shè)計(jì)面臨諸多挑戰(zhàn)[4]。

編織支架由多根可以彼此自由滑動(dòng)和旋轉(zhuǎn)交錯(cuò)的紗線制成，這使得支架加工相對(duì)簡(jiǎn)單[5，具有良好的柔順性，更易于部署到復(fù)雜或者高度彎曲的血管部位。在有關(guān)文獻(xiàn)中已廣泛使用數(shù)值分析方法來分析編織支架的生物力學(xué)行為。在這些研究中，紗線直徑、紗線數(shù)量和編織角度等編織參數(shù)已證明是影響編織支架機(jī)械性能的關(guān)鍵因素[7-9]。

此外，由于開放端（紗線末端未相互連接）支架端部可能刺入血管內(nèi)膜產(chǎn)生支架內(nèi)再狹窄等癥狀，所以研究人員也關(guān)注于支架端部的設(shè)計(jì)。為降低組織創(chuàng)傷的風(fēng)險(xiǎn)并防止支架移位，研究人員開始使用環(huán)形端部（一端導(dǎo)線通過激光熔融技術(shù)黏合）替代傳統(tǒng)的開放式端部。環(huán)端設(shè)計(jì)可以顯著增加支架的徑向力[10]，且紗線末端的約束增加了編織支架的剛度和結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性[]。然而，環(huán)端支架在受到徑向壓縮時(shí)，其環(huán)端表現(xiàn)出較強(qiáng)的應(yīng)力集中現(xiàn)象1，這可能導(dǎo)致支架在壓入導(dǎo)管進(jìn)行部署時(shí)發(fā)生斷裂，該區(qū)域也是影響支架疲勞壽命的關(guān)鍵[13]。另外，環(huán)端過高的徑向支撐力導(dǎo)致與之接觸的植入部位也面臨應(yīng)力集中的問題[14]

因此，若未合理設(shè)計(jì)支架的結(jié)構(gòu)，則有可能引發(fā)支架內(nèi)再狹窄。NI等[15提出了變螺距支架設(shè)計(jì)，即支架左、右兩側(cè)的節(jié)距增加 50%～100% ，降低支架在腔內(nèi)健康區(qū)域的徑向剛度，減少軸向伸長(zhǎng)，而不降低病變區(qū)域的徑向剛度。值得注意的是，學(xué)者們對(duì)基于鎳鈦合金或不銹鋼材料編織成的支架進(jìn)行了廣泛關(guān)注，而對(duì)于采用可降解金屬材料編織支架的研究相對(duì)較少。同時(shí)，尚需進(jìn)一步探究編織參數(shù)如何影響環(huán)端支架的斷裂風(fēng)險(xiǎn)，并探索優(yōu)化這一問題的可能方法。

鑒于環(huán)端編織支架在壓握過程中的環(huán)端斷裂問題，本文采用數(shù)值模擬技術(shù)，通過對(duì)鎂合金環(huán)端編織支架進(jìn)行壓握分析，探索影響支架結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性的關(guān)鍵設(shè)計(jì)參數(shù)。基于研究結(jié)果，通過修改結(jié)構(gòu)參數(shù)，評(píng)估鎂合金環(huán)端編織支架在不同結(jié)構(gòu)參數(shù)下的機(jī)械響應(yīng)，從而增強(qiáng)其在力學(xué)環(huán)境下的穩(wěn)定性，減小環(huán)端斷裂的風(fēng)險(xiǎn)。

1模型與方法

1. 1 支架模型

ALPYILDIZ[16構(gòu)建了編織結(jié)構(gòu)參數(shù)的相關(guān)數(shù)學(xué)表達(dá)式，管狀支架幾何模型的建立是基于以上研究展開

的。編織結(jié)構(gòu)紗線的空間螺旋纏繞軌跡的參數(shù)方程可表示為

式中， r₀ 為支架的標(biāo)稱半徑；紗線逆時(shí)針纏繞時(shí)， r（θ）= +），順時(shí)針纏繞時(shí)，r（θ）= d 為紗線截面的直徑； θ 為纏繞角，逆時(shí)針時(shí)為 θ ，順時(shí)針時(shí)為-0，設(shè)置 θ 的大小即可實(shí)現(xiàn)支架長(zhǎng)度的調(diào)整； n 為支架的紗線數(shù)量； α 為編織角（與水平軸的恒定螺旋角）。

將編織結(jié)構(gòu)參數(shù)方程[式（1）輸人三維建模軟件N×12 中，對(duì)其進(jìn)行參數(shù)化建模，通過修改特定的參數(shù)得到不同結(jié)構(gòu)的編織支架。之后對(duì)支架兩端進(jìn)行連接使其形成環(huán)端，圖1所示為支架的結(jié)構(gòu)參數(shù)示意圖。支架由24根紗線編織而成，軸向長(zhǎng)度 L₀=23mm± 0.3mm 。為了研究編織支架的幾何參數(shù)變化對(duì)其環(huán)端變形的影響，設(shè)計(jì)4組編織參數(shù)不同的支架進(jìn)行分析，紗線數(shù)量 n 、編織角 α 、紗線直徑 d 和支架外徑（標(biāo)稱直徑） |D₀ 的變化如表1所示。

圖1編織支架結(jié)構(gòu)示意圖Fig.1Structure diagram of the braided stent

1. 2 壓握裝置

為了盡可能地模擬實(shí)際的徑向壓握過程，通過同時(shí)移動(dòng)多個(gè)壓握片來施加均勻的壓力。為使支架與壓握裝置接觸良好，單元片為圓心角為 30^° 的圓弧薄片，并沿圓周陣列12片，這些壓握片在圓周方向上均勻分布。

表14組不同的結(jié)構(gòu)參數(shù)

Tab.1 Fourgroupsof different structural parameters

1.3材料屬性及網(wǎng)格劃分

支架材料為鎂合金AZ31，其彈性模量為 43GPa 泊松比為0.3；屈服極限為 187MPa ；強(qiáng)度極限為290MPa 。由于紗線的截面尺寸遠(yuǎn)小于紗線長(zhǎng)度，為簡(jiǎn)化支架模型，使用 B₃₁ 梁?jiǎn)卧獙?duì)編織支架進(jìn)行網(wǎng)格劃分。為了在計(jì)算結(jié)果的精度和計(jì)算成本之間取得平衡，進(jìn)行網(wǎng)格獨(dú)立性研究，所有支架模型均使用平均尺寸為 0.08mm 的梁?jiǎn)卧?。為了防止壓縮擴(kuò)張過程中紗線的相對(duì)滑移運(yùn)動(dòng)，本研究摩擦因數(shù)選擇為 0.2^[17]

壓握片在模擬徑向壓縮支架的過程中，與支架相比幾乎不發(fā)生變形且只發(fā)生整體平動(dòng)，因此將其視為剛體。單元片網(wǎng)格單元的類型為四節(jié)點(diǎn)三維四邊形雙線性剛體單元（R3D4），整體單元尺寸為 0.04mm 。

1.4邊界條件及數(shù)值計(jì)算方法

本研究采用Abaqus軟件的Explicit求解器進(jìn)行準(zhǔn)靜態(tài)模擬，每個(gè)支架的動(dòng)能保持在內(nèi)能的 5% 以下，以避免因慣性力所引起的計(jì)算誤差。

將建立好的支架與壓握片模型進(jìn)行裝配，最終裝配模型如圖2（a）所示。在每個(gè)壓握片的形心位置設(shè)置參考點(diǎn)，并將參考點(diǎn)與壓握片設(shè)置為剛性約束。通過對(duì)這些參考點(diǎn)進(jìn)行約束來控制整個(gè)壓縮機(jī)模型的運(yùn)動(dòng)。分析過程中采用通用接觸，當(dāng)紗線相互接觸時(shí)就會(huì)檢測(cè)到接觸狀態(tài)。采用硬接觸確保了接觸表面沒有穿透，并設(shè)置支架和壓握機(jī)之間的摩擦為0。

圖2壓縮模型裝配圖

Fig.2Assemblydiagram ofcompressionmodel

在支架中心軸位置建立柱坐標(biāo)系，將Z軸設(shè)置為支架的軸向方向，以便施加邊界條件，如圖2（b）所示。在定義的柱坐標(biāo)系下，使用平滑的模擬時(shí)間，對(duì)壓縮機(jī)模型施加徑向位移，同時(shí)限制其周向和軸向位移，支架通過對(duì)卷曲機(jī)模型施加指定的位移邊界條件而發(fā)生變形，使支架從初始直徑到卷曲直徑 2mm ，之后撤去壓縮薄板，支架發(fā)生自擴(kuò)張。在這個(gè)過程中，選取支架模型中間部位的1個(gè)節(jié)點(diǎn)進(jìn)行周向和軸向限制，以避免支架發(fā)生剛體運(yùn)動(dòng)。

從施加徑向位移的反作用力中推導(dǎo)出徑向力，為了方便比較不同尺寸支架的徑向性能，對(duì)測(cè)量的徑向力進(jìn)行長(zhǎng)度歸一化處理，支架的徑向力用每單元長(zhǎng)度的徑向力表示，為

式中， F_R 為徑向接觸力 F_i 的標(biāo)量之和； L 為支架變形過程中的瞬時(shí)長(zhǎng)度。徑向剛度是指血管支架抵抗外部壓縮力，保持原有形狀的能力，由支架直徑-徑向力曲線初始線性部分的斜率得到。

由于支架材料的彈塑性特性，當(dāng)支架從壓縮狀態(tài)釋放到血管中時(shí)，其材料會(huì)嘗試回到原來的形狀。然而，由于金屬紗線的彈塑性變形和細(xì)絲之間的摩擦，編織支架在擴(kuò)張后不會(huì)恢復(fù)到原來的外徑，這可以定義為徑向回彈。通常，可以根據(jù)公式計(jì)算出軸向伸長(zhǎng)率 E_A 和徑向回彈率 R_R ，分別為

式中， L₀，L₁ 分別為壓握前、后支架的長(zhǎng)度； D₀，D₁ 分別為測(cè)試前、后支架中間位置的支架外徑。

2普通環(huán)端支架編織參數(shù)與環(huán)端斷裂的關(guān)系

在對(duì)環(huán)端支架進(jìn)行壓握時(shí)發(fā)現(xiàn)，支架兩端由于過度變形而產(chǎn)生應(yīng)力集中現(xiàn)象。這種應(yīng)力集中現(xiàn)象導(dǎo)致支架在最大應(yīng)力點(diǎn)超過其強(qiáng)度極限，從而發(fā)生斷裂。

最小壓縮直徑的大小是評(píng)估支架可植入性的重要指標(biāo)，它決定了支架能以多小的直徑通過病變血管。對(duì)于環(huán)端編織支架，該直徑是指支架在未發(fā)生環(huán)端斷裂情況下所能達(dá)到的最小直徑。此外，本研究還通過將所有支架壓縮至 4mm 直徑，評(píng)估在未斷裂狀態(tài)下，編織參數(shù)對(duì)支架環(huán)端應(yīng)力的影響。

由圖3可知，紗線數(shù)量的增加對(duì)支架的最小壓縮直徑和環(huán)端應(yīng)力的影響有限，這表明在維持相同環(huán)端應(yīng)力水平的前提下可以調(diào)整紗線數(shù)量以滿足其他設(shè)計(jì)要求。相比之下，編織角在調(diào)節(jié)支架環(huán)端應(yīng)力和降低斷裂風(fēng)險(xiǎn)方面起著關(guān)鍵作用。隨著編織角從 30^° 增加到 60^° ，支架在 4mm 直徑時(shí)的環(huán)端應(yīng)力下降了110.4MPa ，這表明較大的編織角度能夠有效降低在給定壓縮直徑下的環(huán)端應(yīng)力水平。特別地，在編織角度為 30^° 時(shí)，支架的環(huán)端應(yīng)力急劇上升至強(qiáng)度極限，導(dǎo)致支架斷裂。然而，當(dāng)編織角度超過 50^° 時(shí)，即使將支架直徑壓縮至 2mm ，仍能保持其完整性而不發(fā)生斷裂。這強(qiáng)調(diào)了通過增大編織角度有助于優(yōu)化支架的可植入性并降低環(huán)端斷裂的可能性。隨著絲徑的增加，同一壓縮直徑下的環(huán)端應(yīng)力呈現(xiàn)出增大趨勢(shì)，導(dǎo)致最小壓縮直徑略有上升。這一趨勢(shì)說明，在設(shè)計(jì)支架時(shí)，選擇較大絲徑將導(dǎo)致更高的環(huán)端應(yīng)力，這可能對(duì)支架的最小壓縮直徑產(chǎn)生負(fù)面影響。此外，適當(dāng)增加標(biāo)稱直徑有利于降低支架的環(huán)端應(yīng)力，從而減小最小壓縮直徑。

3 優(yōu)化支架環(huán)端設(shè)計(jì)

考慮到環(huán)端編織支架在壓握加載下的應(yīng)力集中現(xiàn)象，結(jié)合對(duì)編織參數(shù)與最小壓縮直徑關(guān)系的量化研究，本文提出一套針對(duì)血管支架環(huán)端應(yīng)力的結(jié)構(gòu)優(yōu)化策略。

當(dāng)支架的最小壓縮直徑不足以達(dá)到部署所需的最小直徑時(shí)，可通過使用更大的編織角或者更大的紗線直徑來解決。然而，對(duì)于直徑過大的支架，若血管較細(xì)，可能會(huì)導(dǎo)致血管損傷或支架不能正確展開。調(diào)整編織角度，可以有效地減少環(huán)端的應(yīng)力集中現(xiàn)象。因此，在結(jié)構(gòu)優(yōu)化方面，調(diào)整編織角度而非標(biāo)稱直徑，通常是更優(yōu)的選擇。

良好的支架結(jié)構(gòu)應(yīng)該具備足夠的徑向支撐力來支持血管狹窄段，同時(shí)保持良好的柔順性以適應(yīng)彎曲的血管。在這個(gè)背景下，由于支架較低的編織角可以為支架提供較大的徑向支撐力和較低的彎曲剛度[18]，所以，在優(yōu)化支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)時(shí)，應(yīng)保持支架中間位置較小的編織角。綜合上述考慮，提出以下優(yōu)化方案：對(duì)支架進(jìn)行變螺距設(shè)計(jì)，即在支架的中間部分保持較小的編織角度，在支架的兩端采用較大的編織角度，以形成中間密、兩端稀疏的結(jié)構(gòu)布局。變螺距環(huán)端支架結(jié)構(gòu)示意如圖4所示。這樣的設(shè)計(jì)預(yù)期可以在不犧牲支架中間部分的徑向剛度的同時(shí)，提升環(huán)端的穩(wěn)定性，從而有可能降低環(huán)端斷裂的風(fēng)險(xiǎn)。

圖4變螺距支架結(jié)構(gòu)示意圖

Fig.4Structurediagramof thevariablepitch stent

以恒螺距開放端為對(duì)照組，設(shè)置支架紗線數(shù)量為24，標(biāo)稱直徑 D₀=6mm ，長(zhǎng)度 L=23mm±0.3mm ，紗線直徑 d=0.18mm 。構(gòu)建了3種不同變螺距血管支架，其結(jié)構(gòu)參數(shù)如表2所示。通過對(duì)比恒螺距開放端編織支架，評(píng)估變螺距支架稀疏段編織角度和長(zhǎng)度對(duì)支架力學(xué)性能的影響。

表2變螺距支架結(jié)構(gòu)參數(shù)

Tab.2Structural parameters of the variablepitch stent

每個(gè)編織角度下又細(xì)分為3個(gè)變異模型，以不同的稀疏段長(zhǎng)度來區(qū)分。中間加密段的初始編織角均為 30^° ，而一端的稀疏段長(zhǎng)度根據(jù)相應(yīng)編織角度設(shè)定的螺距比例決定。具體而言，設(shè)定基準(zhǔn)長(zhǎng)度單位 L_a 為對(duì)應(yīng)大編織角螺距的1/24。在每個(gè)角度組中，3個(gè)支架的端部稀疏段長(zhǎng)度分別配置為 L_a，2L_a，3L_a° 本研究采用特定的命名法來定義支架，其中，0代表開放端支架，L代表環(huán)端支架，每個(gè)模型都被標(biāo)記為“端部結(jié)構(gòu)-兩端編織角-稀疏段長(zhǎng)度”。例如，環(huán)端支架稀疏段編織角 α_E=60^° ，長(zhǎng)度為 2L_a ，則該支架則被定義為4 ?_L-60-2La， ，。

變螺距支架壓握和擴(kuò)張的相互作用和邊界條件與第2節(jié)一致。

4變螺距機(jī)械性能分析

如圖5所示，恒螺距開放端支架和變螺距支架在壓握擴(kuò)張過程中各階段的變形和應(yīng)力分布表現(xiàn)出明顯的差異。具體來說，盡管2種支架的環(huán)向應(yīng)力分布相對(duì)均勻，但恒螺距開放端支架的兩端采用開放式設(shè)計(jì)，在壓縮過程中幾乎未發(fā)生變形，導(dǎo)致這兩端的紗線應(yīng)力較低，支架的最大應(yīng)力主要由中間位置紗線的相互作用和變形引起。相比之下，變螺距支架的環(huán)端因變形顯著而產(chǎn)生應(yīng)力集中現(xiàn)象，最大應(yīng)力位于這些環(huán)端。此外，變螺距支架在壓縮過程中其環(huán)端呈現(xiàn)出明顯的收攏現(xiàn)象。

支架的中間部分由于紗線相互交叉承受較大的應(yīng)力，發(fā)生塑性變形。這使得在支架自擴(kuò)張完成后，直徑不能完全恢復(fù)到原始狀態(tài)。恒螺距開放端支架的兩端在壓握時(shí)受力較小，回彈較中間部位更明顯，形成了兩邊大、中間小的喇叭狀擴(kuò)張不均勻現(xiàn)象。而變螺距支架則相反，由于支架環(huán)端的變形更嚴(yán)重，在擴(kuò)張過程中的徑向回彈更加困難，使得擴(kuò)張后兩環(huán)端的直徑小于中間部位，出現(xiàn)中間大、兩端小的梭形擴(kuò)張不均勻現(xiàn)象。

圖6所示為恒螺距開放端支架和變螺距支架在壓握結(jié)束后的最大應(yīng)力對(duì)比。與普通環(huán)端支架相比，2種設(shè)計(jì)支架均未超過其強(qiáng)度極限，顯示出良好的結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性。特別地，盡管變螺距支架的環(huán)端紗線連接處出現(xiàn)了應(yīng)力集中現(xiàn)象，但是通過增加稀疏段的編織角度和長(zhǎng)度能有效緩解這一現(xiàn)象。當(dāng)編織角度從 30^° 增加到 60^° 時(shí)，環(huán)端應(yīng)力在所有稀疏段長(zhǎng)度的變螺距支架中均顯著下降。此外，稀疏段長(zhǎng)度的增加進(jìn)一步降低了變螺距支架的環(huán)端應(yīng)力，但對(duì)于降低環(huán)端應(yīng)力的效果有一定限度。當(dāng)編織角度為 50^° 時(shí)，隨著稀疏段長(zhǎng)度的增加，支架最大應(yīng)力的下降幅度逐漸降低。當(dāng)稀疏段編織角為 55^° 和 60^° 時(shí)，增加變螺距支架的稀疏段長(zhǎng)度，支架的最大應(yīng)力先降低后趨于穩(wěn)定。變螺距設(shè)計(jì)導(dǎo)致支架在壓縮過程中環(huán)端連接處紗線的變形始終大于中間加密段紗線的變形，致使支架在壓縮后仍然會(huì)出現(xiàn)應(yīng)力集中現(xiàn)象，從而使得變螺距支架的最大應(yīng)力普遍高于恒螺距開放端支架。然而，在變螺距支架的稀疏段編織角為 60^° 且長(zhǎng)度為 2L_a 和 3L_a 的情況下，其最大應(yīng)力與恒螺距開放端支架僅相差約 7MPa 。

圖7支架徑向壓縮后的軸向伸長(zhǎng)率

Fig.7Axial elongationrateof stentsafterradial compression

根據(jù)式（3），圖7所示為在徑向壓握模擬過程中支架的軸向伸長(zhǎng)率。隨著支架稀疏段編織角的增大或稀疏段長(zhǎng)度的增加，變螺距支架的軸向伸長(zhǎng)率逐漸降低。與恒螺距開放端支架相比，變螺距支架展現(xiàn)出更低的軸向伸長(zhǎng)率。

圖8（a）～圖8（c）所示為變螺距支架徑向力的變化特性。對(duì)比發(fā)現(xiàn)，變螺距支架的徑向支撐力趨勢(shì)與恒螺距開放端支架相似。變螺距環(huán)端支架的徑向支撐力與其稀疏段編織角的大小和長(zhǎng)度均密切相關(guān)。隨著稀疏段長(zhǎng)度的增加，變螺距支架的徑向支撐力逐漸減小，甚至低于恒螺距開放端支架。圖8（d）所示為變螺距支架的徑向剛度變化曲線。當(dāng)稀疏段長(zhǎng)度較短時(shí)，變螺距支架的徑向剛度超過恒螺距開放端支架。這表明，環(huán)端設(shè)計(jì)提高了支架的徑向力。然而，隨著稀疏段長(zhǎng)度和編織角的增加，支架中間加密段的長(zhǎng)度相應(yīng)減小，導(dǎo)致變螺距支架的徑向剛度降低，最終低于恒螺距開放端支架。上述結(jié)果表明，雖然變螺距設(shè)計(jì)改變了支架的徑向支撐力，但變螺距支架的徑向力主要依賴于中間加密段的支撐

圖8支架的直徑-徑向支撐力變化曲線和徑向剛度變化曲線

圖9所示為根據(jù)式（4）繪制的變螺距支架的徑向回彈率隨稀疏段編織角度和長(zhǎng)度的變化曲線。隨著稀疏段編織角的增大或者稀疏段長(zhǎng)度的增大，支架的徑向回彈率均增加。此外，變螺距支架的徑向回彈率均低于恒螺距開放端支架，但其差異并不大， L–50–3L_a 變螺距支架的徑向回彈率與恒螺距開放端支架僅相差 3.91% 。

圖9支架擴(kuò)張后中間位置的徑向回彈率

Fig.9Radial resilienceatthemiddlepositionof stentsafterstent expansion

在圖5中觀察到變螺距支架均表現(xiàn)出擴(kuò)張不均勻現(xiàn)象，本研究通過擴(kuò)張不均勻率來量化支架在擴(kuò)張過程中的擴(kuò)張不均勻性，計(jì)算式為

式中， D_end?D_central 分別為在擴(kuò)張過程中，某一時(shí)刻支架端部的直徑和對(duì)應(yīng)時(shí)刻支架中心的直徑。

圖10所示為變螺距支架擴(kuò)張不均勻率隨稀疏段編織角度和長(zhǎng)度變化的規(guī)律。隨著稀疏段編織角度的增大和稀疏段長(zhǎng)度的增加，變螺距支架的軸向不均勻率整體呈現(xiàn)降低趨勢(shì)。這一變化表明，變螺距支架的設(shè)計(jì)對(duì)擴(kuò)張?zhí)匦杂酗@著影響。具體來看，變螺距支架中間位置較大的徑向回彈可以對(duì)血管狹窄段施加較大的擴(kuò)張，而兩端較小的回彈導(dǎo)致支架健康段的刺激較小。這種特性可能對(duì)于病變血管的恢復(fù)是有利的，但需要對(duì)其進(jìn)一步研究。

圖10支架擴(kuò)張不均勻率變化

Fig.10Variationof the expansion non-uniformityrate for stents

5結(jié)論

基于有限元法，對(duì)鎂合金環(huán)端編織支架進(jìn)行參數(shù)化研究，特別是關(guān)于編織參數(shù)對(duì)支架斷裂的影響。本研究通過增大兩端編織角度對(duì)支架進(jìn)行變螺距設(shè)計(jì)，證明了變螺距設(shè)計(jì)的可行性。得到主要結(jié)論如下：

1）對(duì)于鎂合金環(huán)端編織支架，編織角度是影響環(huán)端斷裂的最大因素，編織角度越大，支架越不容易發(fā)生斷裂。其次是標(biāo)稱直徑，標(biāo)稱直徑越大，支架的最小壓縮直徑越小，環(huán)端應(yīng)力越小。減小支架的紗線直徑也可增大支架的最小壓縮直徑，但影響較小。而紗線數(shù)量對(duì)支架的最小壓縮直徑影響有限。

2）變螺距設(shè)計(jì)可以有效緩解支架的環(huán)端應(yīng)力，且隨著支架稀疏段編織角度的增大而降低，但是增大稀疏段長(zhǎng)度并不能使得支架的應(yīng)力持續(xù)降低，而是先降低后趨于穩(wěn)定。

3）增大稀疏段編織角度和長(zhǎng)度，可以降低支架的軸向伸長(zhǎng)率，但同時(shí)導(dǎo)致中間加密段長(zhǎng)度減小，進(jìn)而降低了支架的徑向力。

4）與恒螺距開放端支架兩邊大、中間小的喇叭狀擴(kuò)張不同，變螺距環(huán)端支架在擴(kuò)張后形成了中間大、兩端小的變形。

參考文獻(xiàn)（References）

[1]江旭東，馮海全，胡志勇，等.球囊擴(kuò)張式冠脈支架的動(dòng)靜態(tài)擴(kuò)張 過程的變形機(jī)理研究[J].機(jī)械強(qiáng)度，2012，34（3）：450-454. JIANG Xudong，F(xiàn)ENG Haiquan，HU Zhiyong，et al. Research on deformation mechanism for balloon-expandable intracoronary stents instatic and periodic expansion[J].Journal of Mechanical Strength，2012，34（3）：450-454.（InChinese）

[2] PANCF，HANY，LUJP. Structural design of vascular stents：a review[J].Micromachines，2021，12（7）：770.

[3] 楊航，木合塔爾·克力木，吳闖，等.基于雙向流-固耦合的血管支 架疲勞性能分析[J].機(jī)械強(qiáng)度，2022，44（6）：1461-1468. YANG Hang，MUHETAER Kelimu，WU Chuang，et al. Fatigue performance analysis of vascular stent based on two-way fluid-solid coupling[J]. Journal of Mechanical Strength，2022，44（6） ：1461- 1468.（In Chinese）

[4]陳軍修，王曉婉，劉辰.等.生物可降解鎂合金研究進(jìn)展[J].特種 鑄造及有色合金，2021，41（10）：1273-1282. CHEN Junxiu， WANG Xiaowan，LIU Chen，et al. Recent progress inthe biodegradable magnesium alloys[J].Special Castingamp; Nonferrous Alloys，2021，41（10）：1273-1282.（In Chinese）

[5]AKBARI M， TAMAYOL A，BAGHERIFARD S，et al. Textile technologies and tissue engineering：a path toward organ weaving [J].Advanced HealthcareMaterials，2016，5（7）：751-766.

[6]FUWY，CHENG G，YANRB，et al.Numerical investigations of theflexibility of intravascular braided stent[J].Journal of Mechanics inMedicine and Biology，2017，17（4）：1750075.

[7]FUW Y，XIA QX，YAN RB，et al. Numerical investigations of themechanical properties of braided vascular stents[J]．Biomedical Materials and Engineering，2018，29（1）：81-94.

[8]ZHENGQ L，MOZAFARI H，LI Z Q，et al. Mechanical characterization of braided self-expanding stents：impact of design parameters[J]. Journal of Mechanics in Medicine and Biology， 2019，19（6） ：1950038.

[9]付文宇，李立新，喬愛科.編織支架彎曲變形時(shí)扁平現(xiàn)象的數(shù)值 模擬研究[J].北京生物醫(yī)學(xué)工程，2020，39（5）：455-461. FU Wenyu，LI Lixin，QIAO Aike. Numerical simulation of flattening phenomenon in braided stent during bending deformation [J].Beijing Biomedical Engineering，2020，39（5）： 455-461.（In Chinese）

[10]SHANAHAN C， TIERNAN P，TOFAIL S A M. Looped ends versus open ends braided stent：a comparison of the mechanical behaviour using analytical and numerical methods [J]. Journal of theMechanical Behavior of Biomedical Materials，2017，75： 581-591.

[11]KIM JH，KANG T J，YU W R. Simulation of mechanical behavior of temperature-responsive braided stents made of shape memory polyurethanes[J]. Journal of Biomechanics，2010，43（4）： 632-643.

[12]ZACCARIA A， MIGLIAVACCA F，PENNATI G，et al. Modeling of braided stents：comparison of geometry reconstruction and contact strategies [J]. Journal of Biomechanics，2020，107： 109841.

[13]FROST M，SEDLAK P，KRUISOVA A，et al. Simulations of selfexpanding braided stent using macroscopic model of NiTi shape memory alloys covering R-phase [J].Journal ofMaterials Engineering and Performance，2014，23（7）：2584-2590.

[14]倪曉宇，張嫣紅，趙海霞，等.不同橢圓度的狹窄膽管與編織型 支架耦合系統(tǒng)的生物力學(xué)性能[J].機(jī)械設(shè)計(jì)與研究，2018，34 （3）：41-45. NI Xiaoyu， ZHANG Yanhong， ZHAO Haixia，et al. Research on thebiomechanical behavior ofacoupling systemof braided stent andnarrowed bile duct with different ovalities[J].Machine Designamp;Research，2018，34（3）：41-45.（InChinese）

[15]NI XY，PAN C W，GANGADHARA PRUSTY B. Numerical investigations of the mechanical propertiesofa braided nonvascular stent design using finite element method[J].Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering，2015，18 （10）：1117-1125.

[16]ALPYILDIZ T. 3D geometrical modelling of tubular braids[J]. TextileResearchJournal，2012，82（5）：443-453.

[17]PANC，ZENG XY，HANYF，et al.Investigation of braided stents in curved vessels in terms of \"Dogbone\"deformation[J]. Mathematical Biosciencesand Engineering，2022，19（6）：5717- 5737.

[18] LIUMQ，TIANY，CHENGJ，etal.Mixed-braidedstent：An effectivewaytoimprovecomprehensivemechanical propertiesof poly（L-lactic acid）self-expandable braided stent[J].Journal of theMechanical Behavior ofBiomedical Materials，2022，128： 105123.

Abstract：Aimingatthe problem that loop-end braidedstents are prone to loop-endfracture during crimping，the key designparametersaffectingthestructuraltabilityofloop-endbaidedstentswereexplord，andanimprovementschemewas proposed.Numerical simulation of crimping for magnesium aloy lop-end braided stents was conducted using Abaqus analysis software.Theresultsshowedthatincreasingthe braidinganglecanefectivelyreducetheriskofloop-endfracture. Basedonthis finding，avariable pitchstent wasdesigned，which features increasingthebraiding angleatbothends to form sparse sgments while maintainingthe braiding angle inthe middleof the stent.The influenceof adjusting the length and braidingangleofthe sparse segments onthe mechanicalresponseofthe stent was evaluated.Theresearch results showed that increasingthebraidingangleandlengthof thesparsesegmentscanefectivelyreducetheaxialelongationandloop-endstress ofthestent，butitwillshortenthelengthofthemiddledensesegment，therebyreducingtheradialforceofthestent.Different fromthe flared expansion of theconstant pitch open-end stent，the variable pitch stent presents a shape with large middle expansionandsmallendexpansionafterexpansion.Thisstudyreveals thepotentialofvariablepitchdesignincontrolingloopend fracture and provides a reference for the structural optimization of magnesium aloy braided stents.

Key words： Finite element analysis; Braided stent; Magnesium alloy;Loop-end design; Variable pitch design

Correspondingauthor：MUHETAER Kelimu，E-mail： kmuhetar@xju.edu.cn

Fund： National Natural Science Foundation of China （12362030）

Received：2024-01-15 Revised：2024-03-01