【作 者】顏文濤，姚天平上海市醫(yī)療器械檢測所，上海市，201318

0 引言

隨著現(xiàn)代生活節(jié)奏的加快、不節(jié)制的飲食以及人口老齡化的加劇，心血管疾?。–ardiovascular Disease，CVD）的發(fā)病率和死亡率均居各類非傳染性疾病之首[1]。目前心血管疾病主要依靠藥物和保守治療，但對于重癥患者，需通過手術(shù)干預(yù)方式進(jìn)行治療。隨著經(jīng)皮冠脈成形術(shù)（Percutaneous Coronary Intervention, PCI）技術(shù)發(fā)展，PCI治療技術(shù)已經(jīng)經(jīng)歷從球囊血管成形術(shù)到金屬裸支架（Bare Metal Stent，BMS）、藥物涂層支架（Drug-eluting Stent，DES）的發(fā)展，為人類心血管健康提供了重要保障。但是由于永久性支架長期存在血管中，本身對于血管壁內(nèi)皮重構(gòu)有著負(fù)面的作用，對于血管的正常收縮舒張亦存在一定的影響，還可能發(fā)生原位的血管再狹窄[2-3]。因此，生物可降解支架（Bioresorbable Vascular Scaあold，BVS）的設(shè)計理念應(yīng)運(yùn)而生，它漸漸地受到了心血管介入醫(yī)療器械領(lǐng)域研究者的關(guān)注。

目前，在國內(nèi)外對生物可降解支架的研究中，Igaki-Tamai支架是最早用于人體的生物可降解冠脈支架，主體材料為左旋聚乳酸（Poly-l-lactic Acid,PLLA），2～3年后被完全降解[4]。應(yīng)用最廣泛的當(dāng)屬ABSORB藥物支架，主體材料為PLLA，涂層藥物為依維莫司，其厚度為150 μm，是球囊擴(kuò)張式支架，2年以上可完全被降解[5]。ABSORB GT1支架于2016年7月獲得美國食品藥品監(jiān)督管理局的上市批準(zhǔn)，是第一個在美國投入商業(yè)使用的全吸收式生物血管支架。Xinsorb支架是我國自主研制的生物可降解藥物洗脫支架，主體材料仍為PLLA，厚度150 μm，涂層藥物為西羅莫司，是球囊擴(kuò)張式支架[6-7]。

生物可降解支架上市較少，對支架的有限元研究更少[8-9]。本文基于Abaqus（Dassault Systems Simulia.,Providence, RI, USA）有限元分析軟件對生物可降解支架在壓握、擴(kuò)張和疲勞狀態(tài)下的應(yīng)力—應(yīng)變進(jìn)行模擬分析，同時為支架進(jìn)行疲勞試驗(yàn)樣品的選擇提供理論基礎(chǔ)。

1 方法

根據(jù)臨床需求，建立生物可降解冠狀動脈血管支架的三維模型，模擬支架從原始尺寸壓握進(jìn)輸送器、擴(kuò)張植入血管的整個過程，研究支架結(jié)構(gòu)在各階段的應(yīng)力分布情況，以及支架植入血管后的疲勞安全性能。

1.1 幾何模型

通過Solid Works（SolidWorks Corp., Concord,MA, USA）三維制圖軟件建立支架三維幾何模型，支架內(nèi)徑×長度：2.5 mm×8 mm（2508）、3.0 mm×18 mm（3018）、3.5 mm×28 mm（3528），壁厚均為150 μm，120°周向?qū)ΨQ，如圖1所示。

圖1 支架（3018）三維幾何模型（左）和最小單元（右）Fig.1 3D geometric model（left）and smallest unit（right）of stent（3018）

1.2 材料模型

本研究中可降解支架材料為左旋聚乳酸，假設(shè)支架材料屬性為各向同性，材料模型為非線性的彈塑性模型，如圖2所示，彈性模量為674 MPa，泊松比為0.3。冠脈血管材料模型為超彈性材料模型[10]，不考慮斑塊等因素。壓握工具和擴(kuò)張工具用剛性管來表示[11]。

圖2 支架材料測試曲線及擬合曲線Fig.2 Test curve and fi tting curve of stent material

1.3 邊界條件

第一步壓握，利用一個圓柱形剛性管代替壓握工具。支架與剛性工具之間的接觸采用面到面接觸，支架表面設(shè)置自接觸，并定義接觸屬性。對剛性管施加位移載荷，使支架從原始尺寸進(jìn)行壓握，均壓握到1.2 mm。由于支架結(jié)構(gòu)是120°周向?qū)ΨQ，在支架1/3對稱面施加對稱邊界條件。第二步壓握后回彈，經(jīng)上述壓握后去除剛性管，讓支架自由回彈，來模擬支架的壓握回彈過程。第三步擴(kuò)張，假設(shè)球囊對支架在擴(kuò)張過程的最終變形影響不大，為簡化計算，用一個圓柱形剛性管來替代球囊。對代替球囊的剛性管施加位移載荷，使之達(dá)到支架擴(kuò)張的極限內(nèi)徑，讓支架隨著代替球囊的剛性管從壓握回彈狀態(tài)擴(kuò)張至極限尺寸。第四步擴(kuò)張后回彈，去除代替球囊的圓柱形剛性管，模擬支架在擴(kuò)張狀態(tài)下自由回彈。第五步模擬疲勞，加入冠脈血管模型進(jìn)行支架疲勞分析。支架外表面與血管內(nèi)表面間的接觸采用面對面接觸，并對血管內(nèi)表面施加P收縮壓=160 mmHg和P舒張壓=80 mmHg（1 mmHg=133.32 Pa）的交變外載荷。

1.4 網(wǎng)格劃分

支架單元類型選擇六面體非協(xié)調(diào)模式C3D8I，模型有限單元化的過程中，模型中的網(wǎng)格質(zhì)量經(jīng)過多次試驗(yàn)，對比最大應(yīng)力值的變化情況，綜合考慮計算成本，最終選取6×6網(wǎng)格劃分模型。壓握工具和擴(kuò)張工具均為理想的圓柱面，采用SFM3D4R單元建模。冠脈血管模型網(wǎng)格為C3D8H單元，這種單元類型能準(zhǔn)確模擬血管這種不可壓縮的超彈性材料。支架網(wǎng)格劃分模型如圖3所示。

2 結(jié)果與討論

2.1 應(yīng)變分析

本研究中三種規(guī)格支架在壓握的過程中，外徑均壓到1.20 mm，其有限元分析的結(jié)果與實(shí)際壓握的結(jié)果形貌一致，3018規(guī)格支架等效塑性應(yīng)變達(dá)到1.167 mm，如圖4（a）所示。支架在擴(kuò)張的過程中也出現(xiàn)較大的應(yīng)變，其有限元分析的結(jié)果與實(shí)際擴(kuò)張的結(jié)果形貌一致，3018規(guī)格支架等效塑性應(yīng)變達(dá)到1.816 mm，如圖4（b）所示。

2.2 應(yīng)力分析

本研究是基于應(yīng)力的分析，最大拉應(yīng)力是引起材料斷裂的主要原因。支架在變形的過程中主要產(chǎn)生在塑性變形階段，且支架材料特性已經(jīng)進(jìn)入到非線性階段，因此，在Abaqus分析結(jié)果中采用von Mises應(yīng)力來表征。圖5中為2508、3018、3528規(guī)格的支架在不同壓握、壓握回彈、擴(kuò)張、擴(kuò)張回彈及疲勞狀態(tài)下的最大應(yīng)力值。在模擬過程中，同一規(guī)格不同狀態(tài)的支架，在擴(kuò)張的過程中會產(chǎn)生最大的拉應(yīng)力，其次是表現(xiàn)在壓握過程中。同一狀態(tài)不同規(guī)格的支架，支架的直徑越大，在各階段產(chǎn)生的應(yīng)力就相對越大。

圖3 支架網(wǎng)格劃分模型Fig.3 Mesh model of stent

圖4 支架等效塑性應(yīng)變云圖Fig.4 Equivalent plastic strain nephogram of stent

PLLA支架的力學(xué)變形主要集中在波段，尤其是在波段的內(nèi)表面中心位置，波桿和連接桿的應(yīng)力分布相對均勻。在壓握的過程中，支架最大應(yīng)力主要集中在波段的內(nèi)表面中心位置，2508、3018和3528規(guī)格支架的最大應(yīng)力分別為58.5 MPa、60.7 MPa和64.2 MPa，如圖6（a）所示。在擴(kuò)張的過程中，支架最大應(yīng)力主要集中在連接桿與波桿連接弧段內(nèi)表面，以連接桿為對稱面對稱表現(xiàn)，2508、3018和3528規(guī)格支架的最大應(yīng)力分別為66.2 Mpa、68.8 MPa和71.2 MPa，如圖6（b）所示。

2.3 疲勞分析

根據(jù)臨床狀況對支架外表面施加交替變化的外載荷。在疲勞的過程中，支架最大應(yīng)力也主要集中在波段的內(nèi)表面中心位置和連接桿與波桿連接弧段內(nèi)表面， 2508、3018和3528規(guī)格支架的最大應(yīng)力分別為40.0 MPa、42.6 MPa和57.6 MPa。

圖5 三種不同規(guī)格支架von Mises應(yīng)力Fig.5 Von Mises stress of three diあerent sizes of stents

圖6 支架（3528）應(yīng)力分布（MPa）Fig.6 Von Mises stress of stent（3528）

本研究依據(jù)Goodman[12-14]準(zhǔn)則判斷方法對支架的疲勞安全性能進(jìn)行評判。橫坐標(biāo)為平均應(yīng)力，縱坐標(biāo)為交變應(yīng)力，三種規(guī)格支架的Goodman曲線圖見圖7。2508、3018和3528規(guī)格支架的最小安全系數(shù)分別為n1、n2和n3。對比三種類型的支架的安全系數(shù)：n1＞n2＞n3，建議使用3528規(guī)格的支架做疲勞測試。

在疲勞分析的過程中，PLLA支架經(jīng)過1 900萬次的脈動疲勞，將支架放在掃描電鏡（Scanning Electron Microscope，SEM）下分析，我們可以看到支架在波段的內(nèi)表面中心位置以及在連接桿與波桿連接弧段內(nèi)表面等位置產(chǎn)生裂紋，進(jìn)而產(chǎn)生斷裂，如圖8所示，這與有限元分析的結(jié)果相一致[15-16]。對于這些應(yīng)力集中的地方，其降解往往就在那邊發(fā)生，并且應(yīng)力越集中，裂紋就在那邊擴(kuò)展，降解也最先在那邊產(chǎn)生[8]。

3 結(jié)論

本文通過有限元數(shù)值模擬的方法，對生物可降解支架在壓握、擴(kuò)張和疲勞狀態(tài)下進(jìn)行模擬分析，研究了三種不同規(guī)格的支架在各階段的應(yīng)力分布情況，以及支架植入血管后的疲勞安全性能。

圖7 三種規(guī)格支架Goodman曲線圖（MPa）Fig.7 Goodman diagrams of three diあerent sizes of stents

圖8 支架疲勞試驗(yàn)后裂紋Fig.8 Crackle of stent after fatigue test

支架在壓握和擴(kuò)張過程中，有限元分析的結(jié)果與實(shí)際壓握和擴(kuò)張的結(jié)果形貌一致。在應(yīng)力分析的過程中，同一規(guī)格不同狀態(tài)（壓握、擴(kuò)張和疲勞）的支架，在擴(kuò)張的過程中會產(chǎn)生最大的拉應(yīng)力，其次是表現(xiàn)在壓握過程中。同一狀態(tài)不同規(guī)格（2508、3018和3528）的支架，支架的直徑越大，在各階段產(chǎn)生的應(yīng)力就相對越大，即3528規(guī)格支架為最危險規(guī)格，為支架的實(shí)體疲勞試驗(yàn)選型提供依據(jù)。支架有限元分析的結(jié)果與疲勞試驗(yàn)時的結(jié)果一致，即支架在波段的內(nèi)表面中心位置以及在連接桿與波桿連接弧段內(nèi)表面等這些上述應(yīng)力集中的位置產(chǎn)生裂紋，并可能發(fā)生斷裂。

本文在研究的過程中，也存在一定的不足：比如材料沒有考慮溫度的影響，模擬血管沒有考慮斑塊的影響，對于PLLA這類特殊材料沒有考慮降解對它的影響等，在后續(xù)的研究中，我們將會將上述問題考慮進(jìn)去并解決。

[1] WHO. Global status report on noncommunicable diseases 2014[R].Geneva, 2014.

[2] Park S J, Kang S J, Virmani R, et al. In-stent neoatherosclerosis: a fi nal common pathway of late stent failure[J]. J Am Coll Cardiol,2012, 59(23): 2051-2057.

[3] Garg S, Patrick W S. Coronary stents: current status[J]. J Am Coll Cardiol, 2010, 56(10): S1-S42.

[4] Nishio S, Kosuga K, Igaki K, et al. Long-Term（＞10 years）clinical outcomes of fi rst-in-human biodegradable poly-l-lactic acid coronary stents: Igaki-Tamai stents[J]. Circulation, 2012, 125(19):2343-2353.

[5] Ormiston J A, Serruys P W. Bioabsorbable coronary stents[J]. Circ Cardiovasc Interv, 2009, 2(3): 255-260.

[6] Sammel A M, Chen D, Jepson N. New Generation coronary stent technology is the future biodegradable[J]. Heart Lung Circ, 2013,22(7): 495-506.

[7] Garg S, Bourantas C, Serruys P W. New concepts in the design of drug-eluting coronary stents[J]. Nat Rev Cardiol, 2013, 10(5): 248-260.

[8] Luo Q Y, Liu X Q, Li Z H, et al. Degradation model of bioabsorbable cardiovascular stents[J]. PLoS One, 2014, 9(11):e110278.

[9] Wang Q, Gang F, Zhao Y H, et al. Computational and experimental investigation into mechanical performances of Poly-L-Lactide Acid(PLLA) coronary stents[J]. J Mech Behav Biomed, 2017, 65: 415-427.

[10] Lally C, Dolan F, Prendergast P J. Cardiovascular stent design and vessel stresses: a fi nite element analysis[J]. J Biomech, 2005, 38(8):1574-1581.

[11] Takashima K, Kitou T, Mori K, et al. Simulation and experimental observation of contact conditions between stents and artery models[J]. Med Eng Phys, 2007, 29(3): 326-335.

[12] Gong X, Chwirut D, Mitchell M, et al. Fatigue to fracture: an informative, fast, and reliable approach for assessing medical implant durability[J]. J ASTM Int, 2009, 6(7): 1-10.

[13] Marrey R V, Burgermeister R, Grishaber R B, et al. Fatigue and life prediction for cobalt-chromium stents: A fracture mechanics analysis[J]. Biomaterials, 2006, 27(9): 1988- 2000.

[14] ISO 25539-2:2012 Cardiovascular implants-Endovascular devices-Part 2: Vascular stents[S].

[15] El-Omar M M, Dangas G, Iakovou I, et al. Update on in-stent restenosis[J]. Curr Interv Cardiol Rep, 2001, 3(4): 296-305.

[16] Schomig A, Kastrati A, Mudra H, et al. Four-year experience with Palmaz-Schatz stenting in coronary angioplasty complicated by dissection with threatened or present vessel closure[J]. Circulation,1994, 90(6): 2716-2724.