血管支架表面织构设计及其力学性能分析

仿生表面织构参数对血管支架内血流动力学特性影响的仿真分析蔡芸，朱诗文，傅连东（武汉科技大学冶金装备及其控制教育部重点实验室，机械传动与制造工程湖北省重点实验室，湖北武汉430081）来稿日期：2019-12-25基金项目：国家自然科学基金（51475338）作者简介：蔡芸，（1970-），女，江苏人，博士研究生，副教授，主要研究方向：仿真优化技术；朱诗文，（1993-），男，湖北人，硕士研究生，主要研究方向：计算机仿真与优化1引言近几十年来血管支架的临床应用较为广泛，然而患者进行血管支架植入手术后，出现再狭窄的几率依然很大。

经过对动物的大量实验和临床应用发现，血流动力学参数中血流速度、壁面切应力和壁面压强是导致支架内再狭窄的主要原因[1]。

目前，对血管支架结构的研究主要围绕着对支架形状[2]和连接筋尺寸[3]的优化。

仿生微结构具有减阻、改善润滑状态、超疏水等特性，能够很好的改善材料表面物理特性，研究人员在微通道中进行微沟槽结构设计实验发现，通道内的流动阻力减少了40%[4]，同时研究人员发现仿生微结构还具备较好的血液相容性和血流特性，能抑制血液中大分子的黏附[5]，现阶段对于血管支架内表面进行仿生微结构设计，以优化血管内血流动力学参数分布的研究相对较少。

为了优化血管支架内表面仿生沟槽结构及其参数，从生物摘要：为优化支架植入后血管内血流动力学参数分布，改善支架内近壁区的血流特性，降低支架内再狭窄发生率，依据仿生学原理，将血管支架内表面的仿生减阻形貌抽象为三角形和矩形，采用ICEM CFD 软件和FLUENT 软件建模并仿真分析，在入口血流速度一定时，表面织构参数对血流速度、压强和壁面剪切应力等血流动力学特性的影响。

结果表明支架内表面织构化后，血管内的血流特性有了很大改善，不同的织构结构及其尺寸对血流动力学参数分布的影响不同，当尺寸处于（0.025~0.06）mm 范围内时，三角形沟槽结构的综合特性优于矩形沟槽结构。

人体血管支架有限元分析与结构拓扑优化共3篇人体血管支架有限元分析与结构拓扑优化1人体血管支架有限元分析与结构拓扑优化随着现代医学的发展，血管支架已成为血管疾病治疗中不可或缺的一种工具。

血管支架可以通过膨胀和固定在动脉内部，从而恢复狭窄或闭塞部位的血流通畅。

因此，如何提高血管支架的稳定性和生物相容性已成为关注的焦点。

本文旨在探讨如何通过有限元分析和结构拓扑优化，提高人体血管支架的性能。

有限元分析的基本原理是将一个复杂的结构模型分解为小的单元，在每个单元内进行力学分析。

这种分析可以模拟不同的荷载状态和材料性质，从而评估结构的行为和性能。

在血管支架模型的有限元分析中，一个主要的问题是如何精确模拟支架材料和血管组织的非线性应力应变行为。

此外，由于支架植入后会受到血流和动脉脉动的影响，因此在分析中必须考虑这些因素的复杂效应。

一种有效的方法是使用仿真软件，在计算机中模拟血管支架的力学行为。

这种方法可以显示支架在不同荷载状态下的应力和变形，从而评估支架的性能。

这些结果可以用于优化支架的设计，以提高其性能和生物相容性。

例如，通过有限元分析，可以确定支架的形状、大小、横截面积和壁厚等参数，以最大限度地减少支架内部的应力和扭曲，从而提高其稳定性。

然而，即使在最优化的设计下，支架材料也可能不足以承受日常使用和长期暴露的逆境。

在这种情况下，我们可以采用结构拓扑优化的方法进一步优化支架的性能。

结构拓扑优化是一种在已有结构中寻找最优分布的方法，以最大限度地减少材料的使用量并提高结构的性能。

这种方法在血管支架设计中有广泛的应用，因为它可以减少支架内部的应力和材料冲击，并提高支架材料的生物相容性。

例如，我们可以使用结构拓扑优化来探索支架材料的排列，在保证结构稳定性的同时尽可能减少材料的使用量。

我们还可以使用形状和参数优化技术来优化支架的设计，以最大限度地减少支架内的应力和变形。

这些技术可以进一步提高支架的性能，使其适用于更广泛的应用场景。

第４２卷㊀第４期２０２３年㊀８月北京生物医学工程ＢｅｉｊｉｎｇＢｉｏｍｅｄｉｃａｌＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇＶｏｌ ４２㊀Ｎｏ ４Ａｕｇｕｓｔ㊀２０２３㊃综㊀述㊃基金项目：四川省科技厅项目（２０２１ＹＦＳ０１６３㊁２０２１ＹＦＳ０１６１）㊁四川大学华西医院１ ３ ５高端人才项目（ＺＹＧＤ１８０２７）资助作者单位：１㊀四川大学力学科学与工程系四川省生物力学工程实验室（成都㊀６１００６５）２㊀四川大学华西医院肾脏内科（成都㊀６１００４１）通信作者：陈宇，教授㊂Ｅ⁃ｍａｉｌ：ｙｕ＿ｃｈｅｎ＠ｓｃｕ ｅｄｕ ｃｎ静脉支架力学性能的研究现状甘宇雄１㊀王昭力１㊀于洋２㊀张春乐２㊀陈宇１摘㊀要㊀静脉狭窄是一种常见的病理状态，经皮腔内支架植入是当前的主要治疗手段，其本质是支架提供适配的力学性能使得静脉恢复正常生理状态㊂但目前存在忽略动脉与静脉差异，使用动脉支架进行静脉狭窄治疗的问题，其治疗效果不佳甚至引起诸多并发症㊂本文简要介绍了目前静脉支架制造的常见设计与产品，总结了静脉支架研究中被重点关注的各项力学性能及其所受不同设计的影响，包括径向支撑力㊁慢性外扩力㊁单向抗压力㊁径向抗压力㊁柔顺性㊁径向回缩㊁轴向短缩，最后结合静脉血管和静脉狭窄的特殊性对相应力学性能要求进行了提炼概括㊂关键词㊀静脉；支架；力学性能；径向支撑力；柔顺性ＤＯＩ：１０ ３９６９／ｊ．ｉｓｓｎ．１００２－３２０８ ２０２３ ０４ ０１４．中图分类号㊀Ｒ３１８ ０１㊀㊀文献标志码㊀Ａ㊀㊀文章编号㊀１００２－３２０８（２０２３）０４－０４１９－０８本文著录格式㊀甘宇雄，王昭力，于洋，等．静脉支架力学性能的研究现状［Ｊ］．北京生物医学工程，２０２３，４２（４）：４１９－４２６．ＧＡＮＹｕｘｉｏｎｇ，ＷＡＮＧＺｈａｏｌｉ，ＹＵＹａｎｇ，ｅｔａｌ．Ｒｅｓｅａｒｃｈｓｔａｔｕｓｏｆｍｅｃｈａｎｉｃａｌｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓｏｆｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｔｓ［Ｊ］．ＢｅｉｊｉｎｇＢｉｏｍｅｄｉｃａｌＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，２０２３，４２（４）：４１９－４２６．ＲｅｓｅａｒｃｈｓｔａｔｕｓｏｆｍｅｃｈａｎｉｃａｌｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓｏｆｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｔｓＧＡＮＹｕｘｉｏｎｇ１，ＷＡＮＧＺｈａｏｌｉ１，ＹＵＹａｎｇ２，ＺＨＡＮＧＣｈｕｎｌｅ２，ＣＨＥＮＹｕ１１㊀ＫｅｙＬａｂｏｒａｔｏｒｙｆｏｒＢｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇｏｆＳｉｃｈｕａｎＰｒｏｖｉｎｃｅ，ＤｅｐａｒｔｍｅｎｔｏｆＡｐｐｌｉｅｄＭｅｃｈａｎｉｃｓ，ＳｉｃｈｕａｎＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙ，Ｃｈｅｎｇｄｕ㊀６１００６５；２㊀ＤｅｐａｒｔｍｅｎｔｏｆＮｅｐｈｒｏｌｏｇｙ，ＷｅｓｔＣｈｉｎａＨｏｓｐｉｔａｌｏｆＳｉｃｈｕａｎＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙ，Ｃｈｅｎｇｄｕ㊀６１００４１Ｃｏｒｒｅｓｐｏｎｄｉｎｇａｕｔｈｏｒ：ＣＨＥＮＹｕ（Ｅ⁃ｍａｉｌ：ｙｕ＿ｃｈｅｎ＠ｓｃｕ ｅｄｕ ｃｎ）ʌＡｂｓｔｒａｃｔɔ㊀Ｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｏｓｉｓｉｓａｃｏｍｍｏｎｐａｔｈｏｌｏｇｉｃａｌｃｏｎｄｉｔｉｏｎ，ｗｈｉｃｈｃａｎｄｉｒｅｃｔｌｙｌｅａｄｔｏａｓｅｒｉｅｓｏｆａｂｎｏｒｍａｌｓｙｍｐｔｏｍｓｏｒｈｉｎｄｅｒｈｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓｔｒｅａｔｍｅｎｔ，ｔｈｒｅａｔｅｎｉｎｇｐａｔｉｅｎｔｓ ｌｉｖｅｓ．Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｃａｕｓｅｓｃａｕｓｅｖｅｉｎｓｔｅｎｏｓｉｓｉｎｄｉｆｆｅｒｅｎｔｐａｒｔｓｏｆｔｈｅｈｕｍａｎｂｏｄｙ．Ａｍｏｎｇｍａｎｙｔｒｅａｔｍｅｎｔｍｅｔｈｏｄｓｆｏｒｖｅｉｎｓｔｅｎｏｓｉｓ，ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓｅｎｄｏｖａｓｃｕｌａｒｓｔｅｎｔｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎｉｓｔｈｅｍａｉｎｔｒｅａｔｍｅｎｔｍｅｔｈｏｄ．Ｔｈｅｅｓｓｅｎｃｅｏｆｓｔｅｎｔｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎｔｈｅｒａｐｙｉｓｔｈａｔｔｈｅｓｔｅｎｔｐｒｏｖｉｄｅｓａｐｐｒｏｐｒｉａｔｅｍｅｃｈａｎｉｃａｌｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓｔｏｒｅｓｔｏｒｅｔｈｅｎｏｒｍａｌｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌｓｔａｔｅｏｆｔｈｅｖｅｉｎ．Ｈｏｗｅｖｅｒ，ａｔｐｒｅｓｅｎｔ，ｔｈｅｐｒｏｂｌｅｍｏｆｕｓｉｎｇａｒｔｅｒｙｓｔｅｎｔｓｔｏｔｒｅａｔｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｏｓｉｓｉｓｉｇｎｏｒｅｄ，ａｎｄｔｈｅｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｅｆｆｅｃｔｉｓｎｏｔｇｏｏｄｏｒｅｖｅｎｃａｕｓｅｓｃｏｍｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｉｎｔｈｉｓａｒｔｉｃｌｅ，ｓｔｅｎｔｍａｎｕｆａｃｔｕｒｅｃｏｍｍｏｎｄｅｓｉｇｎｓａｒｅｉｎｔｒｏｄｕｃｅｄ，ａｎｄｔｈｅｖｅｉｎｓｔｅｎｔｒｅｓｅａｒｃｈｆｏｃｕｓｅｄｏｎｔｈｅｍｅｃｈａｎｉｃａｌｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ，ｉｎｃｌｕｄｉｎｇｒａｄｉａｌｆｏｒｃｅ，ｃｈｒｏｎｉｃｏｕｔｗａｒｄｆｏｒｃｅ，ｃｒｕｓｈｒｅｓｉｓｔｉｖｅｆｏｒｃｅ，ｒａｄｉａｌｒｅｓｉｓｔｉｖｅｆｏｒｃｅ，ｆｌｅｘｉｂｉｌｉｔｙ，ｒｅｃｏｉｌ，ｆｏｒｅｓｈｏｒｔｅｎｉｎｇ，ｉｓｓｕｍｍａｒｉｚｅｄ．Ａｎｄｃｏｍｂｉｎｅｄｗｉｔｈｔｈｅｐａｒｔｉｃｕｌａｒｉｔｙｏｆｖｅｉｎａｎｄｖｅｉｎｓｔｅｎｏｓｉｓｏｆｉｎｄｕｃｔｉｏｎ，ｔｈｅｃｏｒｒｅｓｐｏｎｄｉｎｇｍｅｃｈａｎｉｃａｌｐｒｏｐｅｒｔｙｒｅｑｕｉｒｅｍｅｎｔｓｆｏｒｔｈｅｍａｋｅｉｍｐｒｏｖｅｍｅｎｔａｒｅａｌｓｏｐｒｏｖｉｄｅｄｆｏｒｖｅｉｎｓｔｅｎｔ．ʌＫｅｙｗｏｒｄｓɔ㊀ｖｅｉｎ；ｓｔｅｎｔ；ｍｅｃｈａｎｉｃａｌｐｒｏｐｅｒｔｙ；ｒａｄｉａｌｓｕｐｐｏｒｔｆｏｒｃｅ；ｆｌｅｘｉｂｉｌｉｔｙ０㊀引言静脉狭窄在人体内十分常见，不同程度的狭窄甚至阻塞将导致肿胀㊁疼痛㊁溃疡㊁静脉性跛行等一系列症状［１－２］㊂在约占我国血管外科疾病发生量６０％的静脉疾病中，静脉狭窄是其中普遍的病理状态［３］㊂例如，在慢性静脉疾病中，静脉狭窄被认为是导致疾病发生发展的主要原因［４－５］；进行血液透析的肾病患者因透析过程中的各因素，也往往发生静脉狭窄，其直接导致相关侧手臂肿胀㊁瘘管血流不良等问题，从而影响透析效果［６－９］㊂根据发病机制差异，可将静脉狭窄分为不同类型，其共同治疗目标都是恢复静脉的正常生理状态与功能㊂由肿瘤等恶性病因导致的狭窄或堵塞，可进行化学药物治疗或放射治疗［１０－１１］；慢性静脉疾病中，某些原发性狭窄也可通过压迫等方式进行保守治疗或采取开放手术实施移除或阻断［５，１０，１２］㊂但以上方式都存在缺陷：化疗㊁放疗所需时间长，易产生并发症加剧患者症状［１１，１３］；保守治疗仅对部分狭窄有一定效果［１４］；开放手术创伤大㊁风险高㊁术式复杂［１０，１４］；且针对血液透析患者动静脉内瘘相关狭窄而言，以上方式均无较好疗效［７，１５］㊂血管内介入微创手术则提供了更好的选择，良好地弥补了以上不足㊂主要包括经皮腔内血管成形术（ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓｔｒａｎｓｌｕｍｉｎａｌａｎｇｉｏｐｌａｓｔｙ，ＰＴＡ）和经皮腔内支架植入（ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓｔｒａｎｓｌｕｍｉｎａｌｓｔｅｎｔｉｎｇ，ＰＴＳ），但静脉ＰＴＡ存在缺陷，因此ＰＴＳ是当前治疗静脉狭窄，尤其是动静脉内瘘相关静脉狭窄的重要方式［８，１６－１８］㊂在血管狭窄相关研究中，最初的关注点在动脉病变上，上述ＰＴＡ㊁ＰＴＳ均源于动脉狭窄治疗，这导致了目前直接使用针对动脉狭窄研发的支架进行静脉狭窄治疗的问题［１７，１９－２１］㊂由于动脉与静脉力学特性迥然相异，使用动脉支架进行静脉病变治疗，会发生因各方面不适配引发的效果不佳甚至并发症［１７，２０－２１］㊂所以，结合静脉血管和静脉狭窄特点，在静脉支架的研发过程中赋予其针对性的力学性能在当前尤为重要，对于优化其临床性能有重大意义㊂本文对目前静脉支架研究中主要关注的力学性能进行综述，附以影响其表现的相关支架设计介绍，并结合静脉相较于动脉㊁静脉狭窄相较于动脉狭窄的差异，提出理想静脉支架应具有的各项力学性能，以期为静脉支架研发制造的进一步发展提供参考意见㊂１㊀常见静脉支架设计与产品支架植入治疗静脉狭窄的本质是支架提供合适力学性能以使静脉恢复正常生理状态，而支架的力学性能表现主要基于其设计制造的选择，同时不同设计的出发点建立在血管基本结构之上㊂基于血管结构和产品目标，支架设计制作考虑项大致为：材料㊁原料样式㊁加工成型方法㊁几何构型㊁扩张方式［２２－２３］，各项常见设计见表１㊂表１㊀支架各方面常见设计Ｔａｂｌｅ１㊀Ｃｏｍｍｏｎｄｅｓｉｇｎｓｏｆｓｔｅｎｔｓ支架设计常见种类材料（ｍａｔｅｒｉａｌ）３１６Ｌ不锈钢㊁钴基合金㊁镍钛合金原料样式（ｒａｗｍａｔｅｒｉａｌｆｏｒｍ）线材㊁管材㊁板材加工成型方法（ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ）编织㊁卷取㊁针织㊁激光切割㊁光化学刻蚀几何构型（ｇｅｏｍｅｔｒｙ）开孔㊁闭孔㊁分段㊁人字形㊁菱形㊁Ｚ形扩张方式（ｅｘｐａｎｓｉｏｎ）球囊扩张㊁自扩张在实际生产中，以上各项间存在相互制约的关系，支架制作不能直接从中进行自由组合㊂如选定自扩张方式，则最好选用镍钛合金为制作材料，因为其符合自扩张方式要求的大屈服强度和小弹性模量；计划采用卷取或编织的加工成型方式，则要求原料样式为线材；管材则一般使用激光切割进行加工；构型方面，编织方式制成的支架在几何构型上也自然为编织型［２２］㊂目前进行静脉支架植入使用的常见市场产品有ＢｏｓｔｏｎＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ公司的ＷａｌｌｓｔｅｎｔＴＭ支架与ＶＩＣＩＶＥＮＯＵＳ®支架㊁ＣＯＯＫ公司的Ｚｉｌｖｅｒ®ＶｅｎａＴＭ支架㊁Ｂａｒｄ公司的Ｖｅｎｏｖｏ®支架㊁Ｏｐｔｉｍｅｄ公司的Ｓｉｎｕｓ⁃Ｖｅｎｏｕｓ与Ｓｉｎｕｓ⁃Ｏｂｌｉｑｕｕｓ支架㊁Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ公司的ＡＢＲＥ支架系统，各产品具体如图１所示㊂２㊀静脉支架力学性能总结既往研究，静脉支架上关注的力学性能包括径向支撑力㊁慢性外扩力㊁单向抗压力㊁径向抗压力㊁柔顺性㊁径向回缩㊁轴向短缩等［１６，１８，２０－２１］，见图２㊂临床应用中，静脉支架在上述力学性能方面的表㊃０２４㊃北京生物医学工程㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀第４２卷图１㊀各支架产品示意图Ｆｉｇｕｒｅ１㊀Ｄｉａｇｒａｍｓｏｆｓｔｅｎｔｐｒｏｄｕｃｔｓ现受到支架设计制作中综合因素影响㊂其中 径向支撑力 在不同情景下具有不同含义㊂在球囊扩张支架中，径向支撑力往往指扩张完成后抵御后续压迫的支撑力，是 径向强度 在球囊扩张支架语境下所主要指代的力学性能；而在自扩张支架中，径向支撑力则指代支架在相应外径下产生的进行扩张或响应压缩的支撑力，在扩张阶段表现为慢性外扩力（ｃｈｒｏｎｉｃｏｕｔｗａｒｄｆｏｒｃｅ），在被压缩阶段表现为径向抗压力（ｒａｄｉａｌｒｅｓｉｓｔｉｖｅｆｏｒｃｅ），因此自扩张支架的 径向强度 相应涵盖这两方面的力学性能［２４－２５］㊂２ １㊀径向外扩力径向外扩力（ｒａｄｉａｌｏｕｔｗａｒｄｆｏｒｃｅ），指支架膨胀过程中支架施加于血管壁，使其扩张的周向力，该力与单向抗压力㊁径向抗压力都属于静脉支架的径向强度性能［１８，２０］㊂球囊扩张支架在扩张阶段中产生的外扩力主要由球囊膨胀决定，而自扩张支架的径向外扩力，即慢性外扩力，由支架属性综合影响，因此有关径向外扩力的研究主要集中在自扩张支架领域㊂慢性外扩力是Ｄｕｅｒｉｇ等［２６］在２０００年针对具有超弹性形状记忆特性的镍钛合金自扩张支架首次提出的力学性能，指支架与血管壁接触后，在其恢复原有直径的行为下而产生的环向外扩张力㊂针对慢性外扩力，研究中所采取的评价方式一般为沿周向压缩支架至一定程度，卸载载荷后测量其扩张过程中在不同径向比例处对测量仪器的压力㊂如Ｄａｂｉｒ等［１８］通过使用ＲＸ－６５０仪器将不同静脉支架从无约束的１４ｍｍ直径状态压缩至４ｍｍ直径，而后使支架以０ ５ｍｍ／ｓ的径向速度完全扩张，测量其在３０％㊁５０％㊁８０％㊁９０％直径处施力㊂根据支架支柱密度大小，支架可被分为开孔支架和闭孔支架，其中闭孔支架拥有较小的支柱间自由区域，具有更大刚性，因此提供了更好的慢性外扩力［１８，２０，２２］㊂其中一项实验［１８］中，针对一款同时具备闭孔节段与开孔节段两种设计的支架进行了测试，结果显示闭孔节段较开孔节段，在不同直径处的慢性外扩力均高出约４７％㊂并且，支架的周向厚度与径向厚度也都直接影响到其慢性外扩力，相比之下，周向厚度影响更大，能对压力进行更精确的控制［２７］㊂２ ２㊀单向抗压力单向抗压力（ｃｒｕｓｈｒｅｓｉｓｔｉｖｅｆｏｒｃｅ），指支架扩张后，在受特定单独径向压迫下产生的反作用力［１８］㊂该力学性能在动脉支架中通常不会被重点关注，但在治疗静脉狭窄的支架中，其被视为重要径向强度性能之一［１８，２１，２８］㊂针对单向抗压力，研究人员通常采用致使支架局部塌陷的方式进行测量评价㊂在Ｈｅｊａｚｉ等［２８］的比较实验中，利用铁砧在支架中部施压，使支架发生不同程度变形，得到其单向抗压力的测量值㊂由于静脉狭窄的特殊性，已有研究中对单向抗压力的比较相对更加全面㊂在支架材料方面，有研究选取不锈钢以及镍钛合金制成的支架进行测试，发现各支架的单向抗压力随局部施压点径向位移与支架直径比例的增大而线性增长，其中不锈钢材质的支架在抵抗局部塌陷时提供了更好的性能，且闭孔设计Ｚ形孔室较开孔设计编织结构的支架拥有㊃１２４㊃第４期㊀㊀㊀㊀㊀㊀甘宇雄，等：静脉支架力学性能的研究现状图２㊀静脉植入支架后简略力示意图Ｆｉｇｕｒｅ２㊀Ｂｒｉｅｆｆｏｒｃｅｄｉａｇｒａｍｓｏｆｓｔｅｎｔｅｄｖｅｉｎ更好单向抗压力［２８］㊂此外，也有研究证明，自扩张支架较球囊扩张支架抵御局部压迫能力更佳［２９］㊂加工成型工艺上，一般认为多股单丝编织制作的编织结构支架抗压性能较差，而经激光蚀刻制作的支架相对较好［３０］㊂但在一项对比各类商业支架的实验中，使用编织方式加工而成Ｗａｌｌｓｔｅｎｔ支架的单向抗压力明显高于其余５类激光切割制成的支架，而另一款激光切割支架也仅在两者都压缩至小于原直径６０％情况下，支架单向抗压力才高于Ｗａｌｌｓｔｅｎｔ支架［１８］㊂因此，成型工艺对支架单向抗压力的影响还需进一步研究㊂２ ３㊀径向抗压力径向抗压力指支架扩张至自身与血管壁间达平衡后，在受周向压迫下产生的反作用力［１８］㊂ 径向抗压力 一般被使用在自扩张支架领域，但球囊扩张支架的径向支撑力实质上也与径向抗压力一致，本文统一使用 径向抗压力 进行指代㊂由于支架设计的不同选择，使用不锈钢等制成的球囊扩张支架可能会因为载荷过大发生塑性变形而塌陷，但使用镍钛合金或钴基合金编织制成的自扩张支架则没有这种特性，其经历大幅度变形后仍具有回复原有形状的能力，因此测量支架径向抗压性能的方法在球囊扩张支架与自扩张支架间有所不同［３１－３２］㊂基于以往研究，已有ＩＳＯ２５５３９标准与ＹＹ／Ｔ１６６０标准［３３－３４］提供了球囊扩张支架相关径向力测量建议㊂一般采用上下平行板或周向方式对球囊扩张后的支架加载荷载，至支架达到临床相关变形量或直径减少５０％，测量其径向力以表示象征其抗挤压径向强度的抗压力㊂也有如Ｋｉｍ等［３５］采用ＲＸ５１５对扩张完毕的支架进行分步且不同速度的周向施压，使支架被压缩至不同直径下进行测量㊂而自扩张支架一般通过对扩张到工作直径的支架进行周向加压，测量其被压缩到不同比例处的径向力作为径向抗压力㊂同样，在针对静脉的自扩张支架研究中也采取了类似的周向均匀施压方式进行径向抗压力评价［１８，２８］㊂径向抗压力的功能为维持血管通畅，避免支架植入后发生再狭窄，这一点在静脉上尤为关键［６，３６］㊂支架植入后再狭窄体现在支架上，一般为支架扩张后的径向回缩（ｒｅｃｏｉｌ），而径向回缩主要和血管作用于支架的压力有关，因此支架径向抗压力与支架径向回缩直接相关㊂在过去关于径向抗压力的研究中，研究人员发现同一支架属性上径向抗压力与单向抗压力的强弱在多数情况下相符，但也有部分特例㊂如球囊扩张与自扩张，镍钛合金和埃尔吉洛伊非磁性合金（钴基合金），闭孔设计与开孔设计㊁菱形孔室与人字形㊃２２４㊃北京生物医学工程㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀第４２卷孔室等比较中，都表现为前者较后者的径向抗压力与单向抗压力更出色［１８，２３，２８－２９，３７］㊂然而，在比较编织结构和Ｚ形结构支架的实验中，却发现与之不同的结果：尽管编织结构为开孔设计，而Ｚ形结构为闭孔设计，且前者单向抗压力弱于后者，但编织支架较Ｚ形支架拥有更强的径向抗压力［２８］㊂不过，这个结果依赖于支架轴向的牢固固定，因为在无轴向固定时，编织支架的径向抗压力将大幅降低［２２］㊂此外，也可通过适当加大植入支架的尺寸，提供更大的径向抗压力以避免径向回缩［２８］㊂２ ４㊀柔顺性柔顺性（ｆｌｅｘｉｂｉｌｉｔｙ），指支架柔韧程度，支架上其表现与刚性表现相反㊂在支架制造中，柔顺性与单向抗压力类似，在动脉支架中没有得到重视，但在静脉支架中其拥有重要意义［２０］㊂与以上属于径向强度的力学性能不同，柔顺性的测量评估通常使用三点弯曲的方式，通过确定室温下力－位移曲线的斜率来评估支架的柔顺性［３５，３８］㊂因为大刚度支架往往提供更好抗压性，因此在研究中柔顺性的大小多与抗压性能强弱相反㊂如李丹［３０］针对编织结构和激光切割支架的实验证明单向抗压力更小的编织结构具有更好柔顺性；Ｈｅｊａｚｉ等［２８］的实验证明镍钛合金支架柔顺性高于不锈钢材料支架的结论；Ｄａｂｉｒ等［１８］的实验发现开孔结构的支架较闭孔结构支架更灵活㊂此外，在扩张方式层面，自扩张支架在临床上也被认为较球囊扩张支架具备更优秀的柔顺性［３９］㊂在上文对支架设计互相制约的描述中，自扩张支架的材料更多采用镍钛合金和编织成型进行制造，而球囊扩张支架则更多采用刚性更大㊁塑性更强的不锈钢材料与激光切割成型，这应该是自扩张支架柔顺性强于球囊扩张支架的更深层次因素㊂２ ５㊀轴向短缩轴向短缩（ｆｏｒｅｓｈｏｒｔｅｎｉｎｇ），指支架扩张过程中在轴向上发生的缩短变形㊂从临床中支架的植入发现，支架的轴向短缩相当重要，如果支架发生较大回缩，那将导致支架部署定位的误差，无法对狭窄病变处精准覆盖而导致疗效降低［２０－２１，４０］㊂在以往的研究中，支架轴向短缩程度被认为主要取决于支架的制作与设计［４１－４２］㊂因此针对轴向短缩方面，静脉支架可参考在动脉支架中的研究结论㊂支架轴向短缩的测量方法根据扩张方式的不同有所差异㊂球囊扩张支架一般采用使用球囊膨胀到目标直径值，保持球囊３０ｓ左右，待支架变形稳定后撤出球囊，测量其径向回缩量，而自扩张支架则在其不同部署阶段进行回缩量测量［２８，４１］㊂在支架制作和设计方面，Ｌｉｍ等［４３］认为闭孔结构的支架往往具有更大程度的轴向短缩㊂具体到孔室几何结构，有研究发现菱形构型支架的轴向短缩程度相对较大，人字形支架稍小，而采用Ｚ形几何结构的支架拥有三者中最小的轴向短缩［２８，４１］㊂上述力学性能概括了目前静脉支架研发所关注的主要力学性能，其在静脉狭窄ＰＴＳ治疗中发挥着核心作用，但在比较不同设计对特定力学性能影响的研究中却存在一定问题㊂支架力学性能的比较实验有两个关键点，一是数值的测量，目前研究中一般采取体外实验㊁有限元模拟或者将两者结合的方法进行力学性能的评价，这在现有条件下对支架工作环境和条件进行了模拟；二是不同设计的单一变量控制，这在当前静脉支架研究中没有得到应有的重视，现有的实验大多将含有多方面差异设计的支架进行平行测量比较，这显然无法得到单项设计差异对支架力学性能的准确影响㊂这很大程度上是现有支架产品以及经济方面的局限性所致，所以在后续研究中，或许可以考虑在数值模拟上实现测试中设计项单一变量控制的对照实验㊂３㊀静脉支架特异性力学要求不同的设计赋予支架不同的力学性能，而能否有效治疗目标狭窄，则取决于该力学性能是否符合目标静脉狭窄的特异性需求㊂动脉与静脉在结构与生理条件等方面存在巨大差异，相应地对静脉支架提出了不同于面向动脉病变治疗的要求，此外，各类静脉狭窄类型的不同，如发生部位㊁狭窄机制等，也要求针对治疗该类狭窄的静脉支架需要满足相应特性［１７］㊂对此，相较于动脉支架，理想静脉支架应注重以下力学性能㊂３ １㊀更强且更精确的径向外扩力人体内动脉与静脉具有不同的血压值，静脉血压远低于动脉的血压㊂在这种情况下，静脉内的周向壁应力相应更低，为了保持良好地锚定在目标节段，这要求针对静脉植入的支架需具备较动脉支架更大的径向外扩力以进行补偿［１６，２１］㊂另外，近年有研究发现，与动脉相比，静脉血管壁具有在轴向上更㊃３２４㊃第４期㊀㊀㊀㊀㊀㊀甘宇雄，等：静脉支架力学性能的研究现状高的杨氏模量和轴向与径向上更高的泊松比，这表明在支架扩张的过程中，扩张段静脉血管会由于支架施加的压力产生更明显的泊松效应，导致支撑段轴向长度回缩，可能导致周边健康静脉因继发性泊松效应（静脉周边段径向回缩率约为动脉周边段的６倍）而发生狭窄，这也要求静脉专用支架提供的外扩力更加精确［４４］㊂３ ２㊀充足的单向抗压力静脉狭窄中有相当一部分是由于外源性局部压迫而发生血管狭窄甚至阻塞㊂其中患者基数较大的Ｍａｙ⁃Ｔｈｕｒｎｅｒ综合征，又称Ｃｏｃｋｅｔｔ综合征，是一种特殊类型的静脉疾病，其病因是患者髂静脉受外部压迫，因此导致下肢静脉回流障碍从而引起一系列临床症状，临床上常见于左髂静脉受到右髂动脉的压迫［１２］㊂该类静脉狭窄的特点为局部压迫导致狭窄发生，因此针对该类病因的静脉支架在力学性能上应重点关注单向抗压力，这是在动脉支架研发中不曾被关注的目标［１６，１８，２８］㊂３ ３㊀更强的径向抗压力血管阻塞的另一主要因素是血管内血栓形成㊂在由血栓导致的狭窄问题上，动脉即便形成血栓也仍保持清晰的管状，但静脉在慢性血栓阶段往往会发生纤维回缩导致血管形状改变，而且在支架于狭窄处扩张后，静脉壁内纤维组织或网状结构还将产生一定强度的反冲力，因此需要静脉支架提供更优抗压力性能［２０，２１，２８］㊂而且有研究观察到，当建立有动静脉内瘘的透析患者发生中央静脉狭窄，在对其进行单独ＰＴＡ治疗后，其管壁往往会发生弹性回缩而导致该段中心静脉再狭窄，因此需要在ＰＴＡ治疗中联合ＰＴＳ治疗，且支架需要提供相应更强的径向抗压力［６，８，１６］㊂３ ４㊀更大的柔顺性相对于动脉狭窄，静脉狭窄还会更多地在人体大幅度活动部位发生㊂如在髋部周围静脉发生的狭窄中，该处植入的支架直接受到人体运动时的作用，具有大刚性的动脉支架往往会因此限制血管形态的正常变化，甚至发生折裂等㊂而在静脉内血栓形成后，其可能引发的血栓后综合征也对支架治疗有其特殊要求㊂因为其也常发生在可弯折的人体灵活部位，如髂外静脉与股静脉段，所以支架的柔顺性应被纳入静脉支架制造过程的重点考虑范畴［４５］㊂３ ５㊀更大的顺应性与疲劳强度动静脉的血管差异还体现在两者的顺应性上，其中静脉作为容量血管，具有远大于动脉的顺应性特征［４６］㊂因此，在扩张方式的选择上，静脉支架更适合采用具有更大扩张范围的自扩张形式，以及加工成型方面较激光切割加工，顺应性上更匹配静脉的编织成型［２１，２８］㊂并且，整体而言，相对于动脉狭窄疾病，静脉疾病还有另一个共同特征，即患病人群在统计上表现出更为年轻的特点，这要求静脉支架需要提供足够的耐疲劳性能［２０］㊂需要注意的是，以上特征无法全面出色地兼容于一款静脉支架㊂静脉支架的制作中，静脉特点所要求的力学性能是普遍性要求，但特定静脉狭窄的需求须根据具体病症单独考虑㊂尤其是静脉中尤为显著的支架柔顺性㊁顺应性与径向强度的矛盾㊂柔顺性与径向强度的冲突在上文柔顺性部分已作表述，这种矛盾使得血栓后综合征及与之类似的静脉狭窄难以得到有效治疗，因为该类病变为刚性，要求支架具备充足的径向强度，但其又常出现在人体的活动部位，因此同时要求支架具有良好的柔顺性㊂该问题现常通过节段式支架解决，但节段的安排等又可能导致新的问题㊂另一方面，在支架与血管间顺应性须匹配的要求下，静脉大顺应性特点需要支架具备较大顺应性，而在中心静脉狭窄中，常见管内纤维组织或网状结构产生反冲，需要充足径向抗压力进行抵抗，但较大顺应性和较强径向抗压力间却存在一定的不协调关系［４２］㊂并且，在支架植入治疗中更普遍要求的支架部署精度，也与静脉支架的高径向强度与大柔顺性要求有一定的矛盾，尤其是柔顺性较好带来的支架长度变化，十分影响支架的精准部署，如典型的钴基合金编织支架Ｗａｌｌｓｔｅｎｔ，其提供了良好的壁面径向覆盖和柔顺性，但其扩张时的长度缩短十分影响部署［２０］㊂由此可见，静脉狭窄治疗中所存在的各异静脉血管特性与特定静脉狭窄特性，可能会对静脉支架提出冲突性的力学性能要求，这将是在静脉支架研发中很长时间内与之伴随的重大挑战㊂４㊀总结与展望当前，经皮腔内支架植入是针对诸多静脉狭窄疾病的重要治疗方式，其在一定程度上弥补了以往治疗手段的缺陷㊂但仍存在忽视静脉及其狭窄特㊃４２４㊃北京生物医学工程㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀㊀第４２卷点，直接使用动脉支架治疗静脉疾病的不足㊂同时，针对过去的支架研究，已提炼出静脉支架研发重点关注的力学性能以及静脉相对动脉差异所需要的理想支架相关要求㊂因此在静脉支架的进一步研发中，应当从静脉和静脉狭窄的特点出发，同时考虑到两者的内在冲突，选用合适的设计，赋予支架应对特定病症所需的合适力学性能，从而制成真正意义上的静脉专用支架㊂并且，除制作上的考虑外，静脉支架后续研究还可进行更多数值模拟研究，以探寻单一设计变量对支架力学性能的影响，以及进行支架植入后的血流动力学计算以评估特定支架疗效，为支架研发提供反馈㊂声明本文图２使用了来自ＳｅｒｖｉｅｒＭｅｄｉｃａｌＡｒｔ（ｓｍａｒｔ ｓｅｒｖｉｅｒ ｃｏｍ）的图片素材，其遵守ＣｒｅａｔｉｖｅＣｏｍｍｏｎｓＡｔｔｒｉｂｕｔｉｏｎ３ ０Ｕｎｐｏｒｔｅｄ协议（ｈｔｔｐｓ：／／ｃｒｅａｔｉｖｅｃｏｍｍｏｎｓ ｏｒｇ／ｌｉｃｅｎｓｅｓ／ｂｙ／３ ０／）㊂参考文献［１］㊀ＭｕｓｓａＦＦ，ＰｅｄｅｎＥＫ，ＺｈｏｕＷ，ｅｔａｌ．Ｉｌｉａｃｖｅｉｎｓｔｅｎｔｉｎｇｆｏｒｃｈｒｏｎｉｃｖｅｎｏｕｓｉｎｓｕｆｆｉｃｉｅｎｃｙ［Ｊ］．ＴｅｘａｓＨｅａｒｔＩｎｓｔｉｔｕｔｅＪｏｕｒｎａｌ，２００７，３４（１）：６０－６６．［２］㊀ＫａｈｎＳＲ．ＨｏｗＩｔｒｅａｔｐｏｓｔｔｈｒｏｍｂｏｔｉｃｓｙｎｄｒｏｍｅ［Ｊ］．Ｂｌｏｏｄ，２００９，１１４（２１）：４６２４－４６３１．［３］㊀中华医学会外科学分会血管外科学组，中国医师协会血管外科医师分会，中国医疗保健国际交流促进会血管外科分会，等．中国慢性静脉疾病诊断与治疗指南［Ｊ］．中华医学杂志，２０１９，９９（３９）：３０４７－３０６１．［４］㊀ＯｒｔｅｇａＭＡ，Ｆｒａｉｌｅ⁃ＭａｒｔíｎｅｚＯ，Ｇａｒｃíａ⁃ＭｏｎｔｅｒｏＣ，ｅｔａｌ．Ｕｎｄｅｒｓｔａｎｄｉｎｇｃｈｒｏｎｉｃｖｅｎｏｕｓｄｉｓｅａｓｅ：ａｃｒｉｔｉｃａｌｏｖｅｒｖｉｅｗｏｆｉｔｓｐａｔｈｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙａｎｄｍｅｄｉｃａｌｍａｎａｇｅｍｅｎｔ［Ｊ］．ＪｏｕｒｎａｌｏｆＣｌｉｎｉｃａｌＭｅｄｉｃｉｎｅ，２０２１，１０（１５）：３２３９．［５］㊀ＭａｈｎｋｅｎＡＨ，ＴｈｏｍｓｏｎＫ，ｄｅＨａａｎＭ，ｅｔａｌ．ＣＩＲＳＥｓｔａｎｄａｒｄｓｏｆｐｒａｃｔｉｃｅｇｕｉｄｅｌｉｎｅｓｏｎｉｌｉｏｃａｖａｌｓｔｅｎｔｉｎｇ［Ｊ］．ＣａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒａｎｄＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ：ＡＪｏｕｒｎａｌｏｆＩｍａｇｉｎｇｉｎＤｉａｇｎｏｓｉｓａｎｄＴｒｅａｔｍｅｎｔ，２０１４，３７（４）：８８９－８９７．［６］㊀ＤａｖｉｄｓｏｎＣＪ，ＮｅｗｍａｎＧＥ，ＳｈｅｉｋｈＫＨ，ｅｔａｌ．Ｍｅｃｈａｎｉｓｍｓｏｆａｎｇｉｏｐｌａｓｔｙｉｎｈｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓｆｉｓｔｕｌａｓｔｅｎｏｓｅｓｅｖａｌｕａｔｅｄｂｙｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ［Ｊ］．ＫｉｄｎｅｙＩｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ，１９９１，４０（１）：９１－９５．［７］㊀ＫａｎｇＣＨ，ＹａｎｇＳＢ，ＬｅｅＷＨ，ｅｔａｌ．Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎｏｆｏｐｅｎ⁃ｃｅｌｌｓｔｅｎｔａｎｄｃｌｏｓｅｄ⁃ｃｅｌｌｓｔｅｎｔｆｏｒｔｒｅａｔｍｅｎｔｏｆｃｅｎｔｒａｌｖｅｉｎｓｔｅｎｏｓｉｓｏｒｏｃｃｌｕｓｉｏｎｉｎｈｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓｐａｔｉｅｎｔｓ［Ｊ］．ＩｒａｎｉａｎＪｏｕｒｎａｌｏｆＲａｄｉｏｌｏｇｙ，２０１６，１３（４）：ｅ３７９９４．［８］㊀ＣｏｌｌｉｎＧ，ＪｏｎｅｓＲＧ，ＷｉｌｌｉｓＡＰ．Ｃｅｎｔｒａｌｖｅｎｏｕｓｏｂｓｔｒｕｃｔｉｏｎｉｎｔｈｅｔｈｏｒａｘ［Ｊ］．ＣｌｉｎｉｃａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ，２０１５，７０（６）：６５４－６６０．［９］㊀ＯｇｕｚｋｕｒｔＬ，ＴｅｒｃａｎＦ，ＹｉｌｄｉｒｉｍＳ，ｅｔａｌ．Ｃｅｎｔｒａｌｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｏｓｉｓｉｎｈａｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓｐａｔｉｅｎｔｓｗｉｔｈｏｕｔａｐｒｅｖｉｏｕｓｈｉｓｔｏｒｙｏｆｃａｔｈｅｔｅｒｐｌａｃｅｍｅｎｔ［Ｊ］．ＥｕｒｏｐｅａｎＪｏｕｒｎａｌｏｆＲａｄｉｏｌｏｇｙ，２００５，５５（２）：２３７－２４２．［１０］㊀ＩｅｒａｒｄｉＡＭ，ＪａｎｎｏｎｅＭＬ，ＰｅｔｒｉｌｌｏＭ，ｅｔａｌ．Ｔｒｅａｔｍｅｎｔｏｆｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｏｓｉｓｉｎｏｎｃｏｌｏｇｉｃｐａｔｉｅｎｔｓ［Ｊ］．ＦｕｔｕｒｅＯｎｃｏｌｏｇｙ，２０１８，１４（２８）：２９３３－２９４３．［１１］㊀ＦｒｉｅｄｍａｎＴ，ＱｕｅｎｃｅｒＫＢ，ＫｉｓｈｏｒｅＳＡ，ｅｔａｌ．Ｍａｌｉｇｎａｎｔｖｅｎｏｕｓｏｂｓｔｒｕｃｔｉｏｎ：ｓｕｐｅｒｉｏｒｖｅｎａｃａｖａｓｙｎｄｒｏｍｅａｎｄｂｅｙｏｎｄ［Ｊ］．ＳｅｍｉｎａｒｓｉｎＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ，２０１７，３４（４）：３９８－４０８．［１２］㊀陈忠，杨耀国．重视静脉疾病规范化诊治［Ｊ］．中国实用外科杂志，２０２１，４１（１２）：１３２１－１３２６．ＣｈｅｎＺ，ＹａｎｇＹＧ．Ａｔｔｅｎｔｉｏｎｔｏｔｈｅｓｔａｎｄａｒｄｉｚａｔｉｏｎｏｆｄｉａｇｎｏｓｉｓａｎｄｔｒｅａｔｍｅｎｔｏｆｖｅｎｏｕｓｄｉｓｅａｓｅｓ［Ｊ］．ＣｈｉｎｅｓｅＪｏｕｒｎａｌｏｆＰｒａｃｔｉｃａｌＳｕｒｇｅｒｙ，２０２１，４１（１２）：１３２１－１３２６．［１３］㊀ＬｅｐｐｅｒＰＭ，ＯｔｔＳＲ，ＨｏｐｐｅＨ，ｅｔａｌ．Ｓｕｐｅｒｉｏｒｖｅｎａｃａｖａｓｙｎｄｒｏｍｅｉｎｔｈｏｒａｃｉｃｍａｌｉｇｎａｎｃｉｅｓ［Ｊ］．ＲｅｓｐｉｒａｔｏｒｙＣａｒｅ，２０１１，５６（５）：６５３－６６６．［１４］㊀ＳｃｈｌｅｉｍｅｒＫ，ＢａｒｂａｔｉＭＥ，ＧｒｏｍｍｅｓＪ，ｅｔａｌ．Ｕｐｄａｔｅｏｎｄｉａｇｎｏｓｉｓａｎｄｔｒｅａｔｍｅｎｔｓｔｒａｔｅｇｉｅｓｉｎｐａｔｉｅｎｔｓｗｉｔｈｐｏｓｔ⁃ｔｈｒｏｍｂｏｔｉｃｓｙｎｄｒｏｍｅｄｕｅｔｏｃｈｒｏｎｉｃｖｅｎｏｕｓｏｂｓｔｒｕｃｔｉｏｎａｎｄｒｏｌｅｏｆｅｎｄｏｖｅｎｏｕｓｒｅｃａｎａｌｉｚａｔｉｏｎ［Ｊ］．ＪｏｕｒｎａｌｏｆＶａｓｃｕｌａｒＳｕｒｇｅｒｙ：ＶｅｎｏｕｓａｎｄＬｙｍｐｈａｔｉｃＤｉｓｏｒｄｅｒｓ，２０１９，７（４）：５９２－６００．［１５］㊀ＷｕＴ，ＷｕＣ，ＣｈｅｎＹ，ｅｔａｌ．Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎｏｆｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓｔｒａｎｓｌｕｍｉｎａｌａｎｇｉｏｐｌａｓｔｙｗｉｔｈｓｔｅｎｔｉｎｇｆｏｒｔｒｅａｔｍｅｎｔｏｆｃｅｎｔｒａｌｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｏｓｉｓｏｒｏｃｃｌｕｓｉｏｎｉｎｈｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓｐａｔｉｅｎｔｓ：ａｓｙｓｔｅｍａｔｉｃｒｅｖｉｅｗａｎｄｍｅｔａ⁃ａｎａｌｙｓｉｓ［Ｊ］．ＣａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒａｎｄＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ，２０２０，４３（４）：５２５－５４０．［１６］㊀ＢｅｎｔｏＤ，ＭａｃｈａｄｏＲ，ＭｅｎｄｅｓＤ，ｅｔａｌ．Ｅｎｄｏｖａｓｃｕｌａｒｔｒｅａｔｍｅｎｔｏｆｃｈｒｏｎｉｃｖｅｎｏｕｓｏｃｃｌｕｓｉｖｅｄｉｓｅａｓｅ⁃ｓｐｅｃｉｆｉｃａｔｉｏｎｓｏｆｅｎｄｏｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓａｎｄｃｏｍｐａｒｉｓｏｎｏｆｒｅｓｕｌｔｓ［Ｊ］．ＡｎｇｉｏｌｏｇｉａｅＣｉｒｕｒｇｉａＶａｓｃｕｌａｒ，２０１９，１５（２）：７６－８５．［１７］㊀马天峰，郭伟．静脉支架临床研究及应用进展［Ｊ］．中国实用外科杂志，２０２１，４１（１２）：１３４１－１３４５．ＭａＴＦ，ＧｕｏＷ．Ｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｔｓ：ｔｈｅｐｒｏｇｒｅｓｓｉｎｃｌｉｎｉｃａｌｓｔｕｄｙａｎｄａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ［Ｊ］．ＣｈｉｎｅｓｅＪｏｕｒｎａｌｏｆＰｒａｃｔｉｃａｌＳｕｒｇｅｒｙ，２０２１，４１（１２）：１３４１－１３４５．［１８］㊀ＤａｂｉｒＤ，ＦｅｉｓｓｔＡ，ＴｈｏｍａｓＤ，ｅｔａｌ．Ｐｈｙｓｉｃａｌｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓｏｆｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｔｓ：ａｎｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ［Ｊ］．ＣａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒａｎｄＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ：ＡＪｏｕｒｎａｌｏｆＩｍａｇｉｎｇｉｎＤｉａｇｎｏｓｉｓａｎｄＴｒｅａｔｍｅｎｔ，２０１８，４１（６）：９４２－９５０．［１９］㊀ＩｍＳＨ，ＪｕｎｇＹ，ＫｉｍＳＨ．Ｃｕｒｒｅｎｔｓｔａｔｕｓａｎｄｆｕｔｕｒｅｄｉｒｅｃｔｉｏｎｏｆｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅｍｅｔａｌｌｉｃａｎｄｐｏｌｙｍｅｒｉｃｖａｓｃｕｌａｒｓｃａｆｆｏｌｄｓｆｏｒｎｅｘｔ⁃ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎｓｔｅｎｔｓ［Ｊ］．ＡｃｔａＢｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ，２０１７，６０：３－２２．［２０］㊀Ｓｈａｍｉｍｉ⁃ＮｏｏｒｉＳＭ，ＣｌａｒｋＴＷＩ．Ｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｔｓ：ｃｕｒｒｅｎｔｓｔａｔｕｓａｎｄｆｕｔｕｒｅｄｉｒｅｃｔｉｏｎｓ［Ｊ］．ＴｅｃｈｎｉｑｕｅｓｉｎＶａｓｃｕｌａｒａｎｄＩｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌＲａｄｉｏｌｏｇｙ，２０１８，２１（２）：１１３－１１６．［２１］㊀ＳｃｈｗｅｉｎＡ，ＧｅｏｒｇＹ，ＬｅｊａｙＡ，ｅｔａｌ．Ｅｎｄｏｖａｓｃｕｌａｒｔｒｅａｔｍｅｎｔｆｏｒｖｅｎｏｕｓｄｉｓｅａｓｅｓ：ｗｈｅｒｅａｒｅｔｈｅｖｅｎｏｕｓｓｔｅｎｔｓ？［Ｊ］．Ｍｅｔｈｏｄｉｓｔ㊃５２４㊃第４期㊀㊀㊀㊀㊀㊀甘宇雄，等：静脉支架力学性能的研究现状。

新型血管支架材料的设计与研发随着现代医学科技的不断发展，心血管疾病已成为全球范围内的主要健康问题之一。

冠心病、心肌梗死等疾病给患者的生命和健康带来了巨大威胁。

而在治疗这些疾病的过程中，植入血管支架及其成功的应用，成为了改善患者生存质量的重要手段。

然而，目前市面上使用的血管支架材料也存在着一些问题。

传统的金属支架材料虽然具有一定的强度和稳定性，但由于其刚性较高，容易导致局部损伤、炎症反应和再狭窄等并发症。

为了克服这些问题，科学家们积极设计与研发新型血管支架材料，以提高其生物相容性和医疗效果。

首先，新型血管支架材料的设计应考虑材料本身的生物相容性。

生物相容性是指材料与生物体接触时所产生的生物学反应或影响。

优秀的血管支架材料应该具有低毒性、不致过敏、不诱导炎症反应以及能够与周围组织良好结合的特性。

近年来，许多新型材料如生物可降解聚合物、生物活性涂层等被应用于血管支架材料的设计。

这些材料能够更好地模仿人体组织的特性，减轻材料对生物体的刺激，并逐渐降解为无毒产物，避免多余的干扰。

其次，新型血管支架材料的设计应考虑促进血管内皮细胞再生和血管再生的能力。

血管内皮细胞具有重要的生理功能，包括维持血管通畅性、抗炎症反应和预防血栓形成等。

因此，血管支架材料的设计需要能够促进血管内皮细胞的附着、扩增和再生。

一种常见的方法是在支架材料表面涂覆细胞外基质成分、生长因子或适当的细胞黏附蛋白，以模拟血管内皮细胞外基质环境，提供有利于细胞附着和生长的条件。

此外，新型血管支架材料的设计还应考虑材料的力学性能。

血管支架需要具备足够的力学强度，以支持狭窄血管的结构和功能。

然而，过高的刚性可能会导致材料与周围组织的冲突，进而引发并发症。

因此，科学家们通过改变材料的晶体结构、调控添加物的比例和优化材料的成分等手段，以改变材料的力学特性。

例如，使用纳米技术和生物可降解聚合物等新型材料，能够提供更好的强度和韧性的平衡，从而减少血管支架与血管的机械对抗。

大连理工大学硕士学位论文冠状动脉支架设计及力学行为分析姓名：张庆宝申请学位级别：硕士专业：材料学指导教师：齐民20060601大连理工大学硕士学位论文Ｍａａｓｓｆｌ３］和他的团队在镍钛记忆合金支架研究成果发表不久后发表了可扩张的不锈钢弹簧形式的线圈缠绕血管支架，如图１．５所示，置放在实验狗的主动脉及静脉。

弹簧形式的线圈缠绕血管支架是先预施加一个扭矩使支架的直径缩小以便经由导管运送至狭窄处，到达血管狭窄处时再释放使支架恢复到原本的直径并且撑开狭窄处的血管。

虽然弹簧形式的线圈缠绕血管支架能够稳定且不会造成血管壁的损伤、血栓以及狭窄，但是此种类型的支架置放操作需要在较大直径的血管，因此有其限制。

图１．５不锈钢弹簧形式支架Ｆｉｇｌ５ＴｈｅｓｔａｉｎｌｅｓｓｓｔｅｅｌｓｐｒｉｎｇｓｔｅｎＩｓ到了１９８５年，Ｇｉａｎｔｕｒｃｏ【１４Ｊ和他的团队首度发表自膨胀的ｓｐｒｉｎｇ，Ｌｏａｄｅｄ血管支架，他们的研究发现了为预防支架扩张后因为血液流动而产生位移，在置放支架时扩张到比目标尺寸稍大（Ｏｖｅｒｓｉｚｉｎｇ）的重要性。

最早提出以球囊来扩张血管支架的是Ｐ“ｍａｚ［１５】和他的团队。

在１９８５年，Ｐａｌｍａｚ团队首度发表以气球导管运送扩张不锈钢网状编织的血管支架，置放到实验狗的小动脉里。

他们所使用的支架是由直径１５０ｐｍ和２００ｐｍ的金属细线编织而成。

他们在编织的交错点以银焊来增强支架对血管壁的抵抗力。

Ｐａｌｍａｚ团队在接下来的几年陆续发表了１８次以气球导管扩张形式的血管支架的动物实验，其中有四次有因为血小板阻塞而造成再狭窄的情况发生，这个结果显示此类的手术需要有抗凝血药物的辅助。

他们并且发现在低流速的血管中，可以以肝素作为抗凝血剂，但并没有办法防止晚期的再狭窄发生。

随着医疗设备的改良，对于细小血管的支架手术像是心脏冠状动脉狭窄的治疗变得大连理工大学硕士学位论文疗，心血管支架棠用的直径为２．５ｍｍ到３。

ＯｎｌＩｎ，使用的长度从８ｍｍ到３２ｍｍ。

冠状动脉可降解支架植入后血管力学特性分析摘要：目的研究在支架的降解路径中，血管的应力改变情况如何影响血管再狭窄和内皮功能。

方法拟合本构关系的可降解材料特性，计算支架植入前和动态降解过程中血管内膜的应力分布。

体外培养验证，将硅室的拉伸比设置成梯度。

结果植入的支架完全降解后，血管周向内膜应力(应变)恢复到0.137 MPa，5.5%。

体外实验验证表明，在环向应力(应变)为0.1 MPa和5%的条件下，内皮细胞的细胞状态最好，存活率最高。

结论随着支架降解过程的进行，内膜的周向应力(应变)恢复到生理参数范围内，加快了内皮细胞的细胞增殖。

内膜功能的恢复可以抑制血管再狭窄的病理生理学。

该结果对冠状动脉介入治疗血管再狭窄的研究具有参考意义。

关键词：可降解支架；血管力学特性；冠状动脉；材料1.介绍冠心病是目前影响人类健康的特别常见的病患。

这种疾病的原因是冠状动脉中形成的动脉粥样硬化斑块阻塞了血液流动，形成了致命的长期威胁健康的病因。

冠状动脉支架机械扩张是维持血流的疗法之一。

通常的金属支架会永久存在于人体的血管中，势必导致血管重塑。

即使随着金属支架生物相容性的提高，血管仍会有3~5%的支架内再狭窄(ISR)[1-2]。

据报道，虽然金属支架能一定程度上支撑血管，阻碍血管回缩，但长期下来会导致冠状血管弹性的丢失，变成“金属外套”[3]。

有学者[4]研究了支架植入后血管的弹性，提出完整的内皮功能是预防血栓的关键。

Chiu等人[5]采用计算流体力学(CFD)方法，发现支架植入后血管壁切应力异常与内膜密切相关。

因此，支架应该改善冠状动脉的血液循环，匹配血管本身的弹性，以此维持正常内皮的功能。

目前，支架植入引起的异常剪应力已经得到了系统的研究[6-7]。

因此，本文采用数值模拟和体外实验的方法，在支架动态降解中，分析内皮细胞的生长状态。

同时，也为冠状动脉介入治疗后再狭窄的研究提供了参考。

2.材料和方法2.1超弹性本构关系冠状动脉是典型的软组织材料。

中国组织工程研究第20卷第43期2016–10–21出版Chinese Journal of Tissue Engineering Research October 21, 2016 Vol.20, No.43可降解血管支架材料的表面性能及生物相容性张红梅，张利鹏(内蒙古医科大学附属医院急诊科，内蒙古自治区呼和浩特市010050)引用本文：张红梅，张利鹏.可降解血管支架材料的表面性能及生物相容性[J].中国组织工程研究，2016，20(43):6445-6450. DOI: 10.3969/j.issn.2095-4344.2016.43.009ORCID: 0000-0003-3389-3469(张红梅)文章快速阅读：文题释义：可降解血管支架：支架主要由可自然分解的材料制成，在植入人体血管之后，在被治疗的血管愈合后、不再需要支架支撑时，支架可以随着时间的推移不断降解，最终完全消失。

镁及镁合金具有优良力学性能和生物相容性，是生物材料领域的研究热点之一。

该支架既具有金属支架的强度，又具有可降解聚合物支架的生物可吸收性，具有独特的优势。

生物相容性：临床所使用的支架材料应该具备良好的生物相容性，具体来看，主要涉及到血液相容性和细胞相容性两个方面。

细胞相容性方面，要注意观察材料对细胞生长的影响情况。

血液相容性方面，各种生物材料的应用过程中，应该满足良好的抗凝血性能，从而会有利于降低血栓形成倾向，避免临床治疗中各种风险事件的出现。

摘要背景：临床治疗多种心血管疾病的过程中，可降解支架植入治疗是一种常用的手段，相应的支架应该具备良好的表面性能和生物相容性。

目的：观察可降解血管支架材料的表面性能，并对其生物相容性进行分析。

方法：制备人工血浆，对可降解镁合金支架进行浸泡，利用电镜扫描观察材料表面的腐蚀情况。

制备材料浸提液，进行细胞毒性实验，观察浸提液培养人脐静脉内皮细胞的毒性反应级别。

进行血小板黏附实验和溶血率测试，检测材料的细胞相容性和血液相容性。

描述血管支架力学性能的新概念——形状系数血管支架是目前治疗心血管疾病的重要技术手段之一。

它的有效性对血管的机械性能至关重要。

近年来，人们提出了许多不同的机械性能测试方法，以评估血管支架的力学性能。

但是，这些方法通常难以捕捉血管支架的复杂性能特征，而且测试结果受试件尺寸、支架材料等因素的影响也很大。

为了解决上述问题，我们提出了一种新的概念形状系数。

形状系数是一种描述血管支架力学性能的定量指标，它由血管支架的不同尺寸参数定义，例如内径、外径、厚度、强度和弹性模量等，可以准确地反映血管支架的力学性能变化。

形状系数的计算过程十分简单，只需根据血管支架的尺寸参数确定其形状系数即可。

此外，形状系数不依赖于血管支架材料的选择，也不受试件尺寸和形状的影响，因此可以更准确地反映血管支架的力学性能。

本文的研究表明，所提出的形状系数可以准确地反映血管支架的力学性能变化，为血管支架的设计和开发提供了一种可靠的评价指标。

本文首先给出了形状系数的数学表达式，并介绍了血管支架尺寸参数对形状系数的影响。

然后，本文提出了一种基于形状系数的血管支架力学性能测试方法，并对其有效性进行了讨论。

最后，本文利用统计学方法分析了血管支架材料和尺寸对其形状系数的影响。

综上所述，形状系数是一种定量的指标，可以准确反映血管支架的力学性能，在血管支架设计和开发中起到重要作用。

未来的研究将
深入研究血管支架力学性能变化的形状系数及其应用，以期获得更好的治疗效果。

血管支架表面织构设计及其力学性能分析随着社会的进步和生活水平的不断提高,心血管疾病的发病率和死亡率均居各类疾病死因的首位,心血管疾病给人们带来的危害不容忽视。

血管支架介入治疗是临床治疗动脉狭窄的主要方法。

血管支架材料一般以医用金属材料为主,金属支架置入血管后,血液大分子成分易粘附在支架材料表面从而诱发新的血栓形成,造成支架内再狭窄的问题,其后果同样不容忽视。

在血管支架表面进行设计并加工表面织构,既能够改善支架近内壁面的血流特性,也能够提高材料表面的疏水性能,从而提高材料表面抗粘附作用,降低支架内再狭窄率,但具有表面织构的血管支架力学性能如何,本文展开了系统地分析与研究。

依据表面织构具有改变材料表面润湿性和血液流动特性等特点,在血管支架表面创新设计了不同的表面织构,如圆形凹坑、方形凹坑和正六边形凹坑等形状,采用Pro/E 5.0建立了其有限元力学模型,通过计算和分析获得了表面织构参数对润湿性的影响规律。

利用有限元软件ANSYS 14.5和ANSYS Workbench对无表面织构和有不同表面织构的血管支架的力学性能进行了有限元分析,对比分析了无表面织构和有不同参数表面织构的血管支架的力学性能,获得了综合力学性能较好的表面织构血管支架。

本文的研究工作和结果如下：(1)对于Wenzel模型,通过理论计算推导得出了在深径比相同时,三种典型形状凹坑表面织构的面积率越大,对于材料表面的疏水性有促进作用。

对于Cassie模型,润湿性与不同形状的表面织构的深径比无关,表面织构的面积率增大,疏水表面则更疏水。

(2)有限元分析结果表明,在相同加载且弯曲变形在弹性变形的范围内时,具有圆形凹坑、方形凹坑及正六边形凹坑的表面织构的血管支架的柔顺性比无表面织构的血管支架的柔顺性都要好,面积率为16.4%的正六边形凹坑表面织构的血管支架在所研究的血管支架柔顺性计算结果中所产生的变形位移较大,即柔顺性较好。

(3)对比分析了无表面织构的血管支架的扩张变形性能,有织构的YX-Ⅰ型、FX-Ⅱ型、FX-Ⅲ型血管支架的径向反弹率,轴向伸缩率和残余应力均要小于无表面织构的血管支架,也就是说有织构的YX-Ⅰ型、FX-Ⅱ型、FX-Ⅲ型血管支架比无表面织构的血管支架的扩张变形性能要好。

血管支架术后力学损伤及其对血管支架设计影响的研究作者：姚家亮范振敏杨晓红叶霞刘曼曼邓小燕来源：《江苏理工学院学报》2021年第04期摘要：血管支架植入是心血管介入治療最重要且有效的手段;但是，因术后面临支架内再狭窄和血栓等临床问题，制约了其治疗效果。

尽管支架内再狭窄和晚期血栓发生的机理至今不明;但是，支架植入后对宿主血管所造成的损伤是引发后续不良事件的重要原因。

综述支架植入后对宿主血管的影响，着重从力学环境的变化角度分析了支架植入对宿主血管壁的损伤过程和影响因素，为新型血管支架的设计和放置提供了理论依据。

关键词：动脉粥样硬化;支架介入;支架内再狭窄;支架设计中图分类号：R318.01 文献标识码：A 文章编号：2095-7394（2021）04-0085-10心血管疾病是威胁人类生命健康的严重疾病之一，据统计，目前我国每年约有300万人死于心血管病[1]，其中，动脉粥样硬化是心血管疾病中最为常见的一种。

动脉粥样硬化（Atherosclerosis），如图1所示，一般表现为血管壁累积“黄色粥状”（用希腊语athero命名）的斑块，斑块不断向血管内腔生长造成内腔减小或完全狭窄，严重的狭窄使远端支路血液不畅导致远端组织供血不足、机能障碍性病变等，甚至会引发缺血性坏死[2]。

在临床上，斑块破裂和血栓形成是脑梗死、冠心病猝死、外周血管病以及急性心肌梗死等急性事件的主要原因。

1 支架置入术目前，针对动脉粥样硬化的治疗方法有很多。

临床上，对于中轻度狭窄的动脉粥样硬化，通常采用药物治疗（如他汀类药物）稳定斑块，从而延缓动脉粥样硬化进程。

然而，对于存在严重血管狭窄的患者，通常需要用手术进行更积极的治疗，比如血管成形术及支架置入术（Angioplasty and Stent Placement）、血管搭桥术（Bypass Surgery）以及动脉内膜剥脱术（Endarterectomy）等。

其中，如图2所示血管支架置入术因为创伤小、操作简单，成为一种广泛应用且有效的治疗方法[3]。

描述血管支架力学性能的新概念——形状系数血管支架力学性能是关键指标之一，在血管支架的研发过程中具有重要的作用。

为了解决血管支架力学性能的测量问题，近来提出了一种新概念形状系数。

该系数可以有效地反映出血管支架的力学性能，为研制血管支架提供了有效的参考依据。

形状系数是一种新的指标，它可以更加准确地反映出血管支架的力学性能。

形状系数的计算公式是基于复合形状的血管支架的原理的，它能够表征出血管支架的心脏系统功能，并具有良好的可操作性。

形状系数的研究已经有一段时间了，研究人员们借助几何分析工具，将复杂的形状转换成一系列的形状面，并将这些面值分别编入一组数据，用以描述血管支架的形状变化、弯曲度以及体积诸特性，以便于计算形状系数。

形状系数的应用已经得到推广。

它被广泛应用于血管支架研发过程中的力学性能检测，以及血管支架的结构安全性评估。

此外，形状系数还被用于血管支架的结构优化设计，以提高其力学性能，并降低重量。

形状系数的研究和应用，为血管支架的研发提供了一种新的技术手段，给研发过程提供了有效的参考。

该系数能够更加准确地表征血管支架的力学性能，使研究人员能够从更多方面深入挖掘血管支架的性能，为血管支架的研发提供有效的依据。

总的来说，形状系数是一种新的技术手段，它可以有效反映血管支架的力学性能。

该系数的研究和应用为血管支架的研发提供了有效
的参考，使研究人员可以从更多方面深入研究血管支架的力学性能，为血管支架的研发提供有效的依据。

因此，形状系数是血管支架研发过程中重要的指标，它对于血管支架的研发至关重要。

黏结方法对PLA血管内支架力学性能的影响姜晓彤;王聪儿;王巧依;张佩华【摘要】将聚乳酸(polylactic acid,PLA)编织线经手工编织成环形网状结构血管内支架,冠峰连接处分别采用聚己内酯(poly-caprolactone,PCL)管封套黏结和4014医用胶水黏结.通过测试两种支架的扩张性能、黏结点牢度、径向压缩性能及体外降解性能,探讨黏结点工艺对血管内支架生物力学性能的影响.试验结果表明:PCL管封套黏结的PLA血管内支架的黏结点牢度与压缩回复率较高,且扩张性较好,但径向压缩力较低,径向压缩性能及体外降解性能与4014医用胶水黏结的PLA血管内支架相似,PCL管封套黏结的PLA血管内支架更适用于临床.【期刊名称】《东华大学学报（自然科学版）》【年(卷),期】2015(041)006【总页数】7页(P743-749)【关键词】聚乳酸(PLA);血管内支架;黏结点;力学性能【作者】姜晓彤;王聪儿;王巧依;张佩华【作者单位】东华大学纺织面料技术教育部重点实验室,上海201620;东华大学纺织学院,上海201620;东华大学纺织面料技术教育部重点实验室,上海201620;东华大学纺织学院,上海201620;东华大学纺织面料技术教育部重点实验室,上海201620;东华大学纺织学院,上海201620;东华大学纺织面料技术教育部重点实验室,上海201620;东华大学纺织学院,上海201620【正文语种】中文【中图分类】R318.08;R318.11随着现代生活方式的改变，心血管疾病成为当今威胁人类健康的重要隐患．血管内支架的植入能够为血管提供支撑，使已经堵塞或者狭窄的血管完成血运重建，实现其正常生理功能.随着血管内治疗技术的发展，血管内支架植入术已经成为治疗心血管疾病最有效的方法之一[1]．生物可降解血管内支架在血管内皮化完成后降解，保持了血管结构的完整，稳定了血管的内环境，克服支架自身的血栓源性及异物性，正受到材料学和医学界的广泛关注[2]．聚乳酸(PLA)具有良好的力学性能和降解性能，已被美国食品与药物管理局(FDA)批准为植入人体的生物工程材料[3]，是目前常用的生物可降解支架材料．已有文献报道了对生物可降解血管内支架的结构和性能的研究．文献[4]以左旋聚乳酸(PLLA)为原料，开发了生物可降解血管内支架Igaki-TamaiTM，其是最早被用于人体的生物可降解血管内支架，但其顺应性比较差，且径向支撑强度不足，会引起较高的血管内再狭窄发生率[5-6]．文献[7]研发了生物可降解药物洗脱血管内支架BVS 1.0，支架材料为PLLA，抗恶性细胞增生药物依维莫司由可降解聚合物外消旋聚乳酸(PDLLA)包覆并控制释放，支架的径向支撑强度较高，并降低了血管内再狭窄的发生率，但在植入人体6个月后，其径向支撑强度不足，造成后期管腔缺失．文献[8]在此基础上进行结构改进，开发出新一代生物可降解药物洗脱血管内支架BVS 1.1．文献[9]对BVS 1.1的性能进行了研究，表明其径向支撑强度较高，足以支撑起狭窄的冠脉血管．目前，国内外学者对生物可降解血管内支架结构单元进行设计以改进支架性能的研究较多，但支架结构单元连接方式的研究未见报导．本文采用PLA长丝制备环形网状结构支架，在支架结构单元连接处采用封套黏结工艺改善PLA血管内支架的力学性能，并对封套黏结和胶水黏结两种黏结结构的PLA血管内支架的扩张性能、黏结点牢度、径向压缩性能及体外降解性能进行研究探讨．1.1 材料及样品制备1.1.1 编织线的制备采用东华大学材料科学与工程学院提供的PLA长丝，直径为0.13 mm，线密度为15.50 tex，拉伸断裂强力为375.88 cN，断裂伸长率为31.47%．将PLA长丝在立式锭子编织机上进行无芯合股编织，4根PLA长丝分别放置在4个锭子上，通过齿轮转动，锭子绕编织机“8”字运动，制得PLA编织线．齿轮齿数比为82∶18，编织线直径为0.37 mm，线密度为59.00 tex，拉伸断裂强力为1325.00 cN，断裂伸长率为41.77%．1.1.2 血管内支架的制备截取长约40 cm的PLA编织线，借助于自制圆柱铜管模具(直径为5.0 mm、长度为15.0 mm)进行手工编织[10]，模具表面分布6行直径为0.6 mm的小孔，相邻两行小孔交错排列，如图1所示，小孔内插入直径为0.5 mm、长度为5.0 mm 的金属销，将PLA编织线沿销子缠绕编织成波浪形．图2为支架沿轴向展开的结构示意图，相邻两行对称设置，每个冠峰与其相邻行中与之对称的冠峰每间隔两个冠峰连接处形成一个冠峰黏结点，对上下两行编织线交叉重叠处进行黏结．黏结点的交错配置可使支架在较大直径变化时长度变化不大，有利于血管内支架借助于输送装置进行植入．将编织成型的PLA血管内支架进行热定形处理，定形温度为100 ℃，定形时间为30 min，待支架冷却脱模，即可得到外径为7.0 mm、长度为11.7 mm的环形网状结构PLA血管内支架．分别采用聚己内酯(poly-caprolactone, PCL)管(直径为0.8 mm、长度为1.0 mm)封套黏结和4014医用胶水黏结，其中4014医用胶水黏结点直径为0.5 mm、长度为1.0 mm，制备两种不同黏结结构的PLA血管内支架，两者在PXS8-T型体视显微镜下放大20倍的照片如图3所示．1.1.3 黏结点牢度测试对比试样的制备将PLA编织线交叉呈X型，在交接点处分别用PCL管封套黏结和4014医用胶水黏结，试样黏结状态与PLA血管内支架上的黏结状态相同，如图4所示，测试其黏结点牢度．1.2 测试指标与方法1.2.1 支架扩张性能以支架的柔韧性和尺寸稳定性作为扩张性能的评价指标．将压缩至直径为3.0 mm 的两种黏结结构的PLA血管内支架，安装在直径为3.0 mm的球囊导管上，球囊加压扩张至直径为7.0 mm，对球囊卸压，抽出球囊．对比扩张前后支架形态的变化，可得出两种支架的柔韧性．比较径向反弹率的大小，可得出两种支架扩张后的尺寸稳定性．根据式(1)计算支架的径向反弹率，每种支架测试3个试样，取平均值．1.2.2 黏结点牢度采用XL-1型纱线强伸度仪，隔距为250 mm，拉伸速度为250 mm/min，将两种黏结方式的样品进行拉伸断裂测试，每种黏结方式样品测试3次，取平均值．1.2.3 支架径向压缩性能采用支架表面包覆橡胶膜的方法对PLA血管内支架进行测试，以径向压缩力及压缩回复率作为支架径向压缩性能的评价指标．由于橡胶膜厚度约为0.06 mm，相对于支架直径(7.0 mm)很小，可忽略不计．使用YG 061型径向压缩仪定距离测试，支架沿轴向静置于待测平台上，压脚直径为20 mm，压缩速度为20mm/min，径向最大压缩距离为支架直径的50%．压脚以恒定压缩速度下降，压缩至最大压缩距离时测得其径向压缩力，压脚停滞5 s后，以原速返回到初始位置．根据式(2)计算支架的压缩回复率，每种支架测试3个试样，取平均值．1.2.4 支架体外降解性能将3个PLA血管内支架浸泡在温度为37 ℃、pH值为7.4的磷酸盐缓冲液(PBS)中，并置于HH.CP-T型二氧化碳培养箱内进行16星期的体外降解试验．试样降解系统保持静态，所用的PBS每星期更换一次．每2星期取出试样，经去离子水冲洗，用滤纸吸干表面水分，将试样置于-18 ℃冰箱中冷冻24 h后，置入真空冷冻干燥机干燥2 h，取出试样，进行支架径向压缩性能测试．测试完成后，将支架浸泡在PBS中，并置于二氧化碳培养箱中继续降解．2.1 支架扩张性PCL管封套黏结和4014医用胶水黏结的PLA血管内支架扩张后形态发生变化，图5为支架在PXS8-T型体视显微镜下放大的照片．扩张前两者结构均匀，扩张后PCL管封套黏结的PLA血管内支架结构保持良好，但4014医用胶水黏结的PLA血管内支架结构不均匀，并且支架头端黏结点处断裂．PCL管封套黏结和4014医用胶水黏结的PLA血管内支架的径向反弹率分别为5.30%和7.83%，说明前者扩张后的尺寸稳定性优于后者．支架被压缩至小直径时，在径向压缩力作用下，支架发生了较大的塑性变形和屈曲，在支架内部产生残余应力，对支架扩张后的应力应变产生影响[11]．在支架扩张的过程中，施加在球囊内表面的压力首先把球囊扩张开，然后进一步把支架扩张开．支架在整个扩张过程中要经历弹性变形和塑性变形．支架的塑性变形主要发生在支架冠峰和支架黏结点处[12]．PCL管封套黏结点表面积大，将冠峰连接处包裹，增强了支架抵抗塑性变形的能力，并且PCL柔韧性好，改善了支架的柔韧性，所以PCL管封套黏结的PLA血管内支架扩张后的形态保持及尺寸稳定性比较好．随着球囊扩张，支架两端末梢部分扩张得最快，而4014医用胶水黏结点表面积较小，且黏结牢度较小，所以4014医用胶水黏结的PLA血管内支架头端的黏结点断裂．2.2 黏结点牢度PCL管封套黏结点和4014医用胶水黏结点牢度如表1所示．由表1可知，PCL 管封套黏结点的拉伸断裂强力高于4014医用胶水黏结点，这是由于PCL管封套黏结比4014医用胶水黏结有更大的接触面积，在热定形过程中，PCL熔融，更好地渗透到PLA编织线中，因此增强了黏结点拉伸断裂强力．由于破坏处为编织线与黏结点的结合处，黏结点材料的柔韧性对其断裂伸长率影响很小，因此两者的断裂伸长率基本相同．两种黏结点在显微镜下放大40倍的形态如图6所示.由图6可知，PCL管封套黏结点对编织线包裹黏结，其黏结面积比4014医用胶水黏结点大．2.3 支架径向压缩性能PCL管封套黏结和4014医用胶水黏结的PLA血管内支架的径向压缩回复曲线如图7所示．由图7可知，两种支架的变化趋势相似．压脚停滞5 s，压缩力稍有下降，说明发生了压缩应力松弛．压缩回复曲线未回到初始压缩点，说明在压缩过程中发生了一定的塑性变形．PCL管封套黏结的PLA血管内支架在压缩和回复过程中压缩力变化速度比较稳定，且在压脚停滞时压缩力下降不明显；4014医用胶水黏结的PLA血管内支架弹性模量比较大，且在压缩量达到50%时径向压缩力比较大．PLA血管内支架的径向压缩力和压缩回复率如表2所示．由表2可知，PCL管封套黏结的PLA血管内支架的径向压缩力比较小，但其压缩回复率比较大．这是因为血管内支架所能承受的径向最大压缩力主要是依靠PLA编织线自身的抗弯曲变形能力及黏结点处的黏结．两种黏结结构支架的PLA编织线相同，黏结方式的不同引起两种支架径向压缩性能的不同．封套黏结对冠峰连接处包裹并渗透黏结，增强了支架抵抗变形的能力，且PCL柔韧性较好，当所受压缩力减小时，支架能较快回复，因而PCL管封套黏结的PLA血管内支架的压缩回复率较大．而4014医用胶水的固化，增强了其分子间的相互作用，增大了黏结点所能承受的径向压缩力，故4014医用胶水黏结的PLA血管内支架有较高的径向压缩力．2.4 体外降解性能2.4.1 支架径向压缩力PCL管封套黏结和4014医用胶水黏结的PLA血管内支架在体外降解中径向压缩力发生了变化，两者的径向压缩力随降解时间的变化曲线如图8所示．由图8可知，随着降解的进行，前4星期径向压缩力快速下降，第6星期径向压缩力明显升高，8星期后径向压缩力再次缓慢下降，12星期后径向压缩力低于初始值，且在降解过程中4014医用胶水黏结的PLA血管内支架的径向压缩力始终高于PCL管封套黏结的PLA血管内支架．PLA血管内支架径向压缩性能受编织线刚度和黏结方式的影响，由于两者编织线相同，4014医用胶水黏结的PLA血管内支架径向压缩力高于PCL管封套黏结的PLA血管内支架，降解过程中两种黏结点形态保持良好，因此降解过程中4014医用胶水黏结的PLA血管内支架的径向压缩力始终高于PCL管封套黏结的PLA血管内支架．支架径向支撑作用的丧失主要由编织线的断裂使支架分解导致，而编织线的断裂是由单丝降解引起的，因此，PLA长丝降解性能决定了血管内支架的支撑作用时间[13]．聚乳酸降解存在两个阶段：第一阶段，水分子扩散到聚乳酸的无定型区域，导致酯键的随机断开，随着降解的进行，无定型区逐渐减少，结晶度增加；第二阶段，水解从结晶区边缘开始，朝着结晶中心进行，但速度比无定型区慢得多[14]．降解过程中水分子首先进入聚乳酸无定型区域进行水解，酯键断裂，使PLA长丝刚度下降，引起血管内支架径向支撑力在前4星期降低．降解第一阶段结束后，聚乳酸结晶度增加使结构更加规整紧密，PLA长丝抵抗变形能力增强，即刚度增加，导致第6星期PLA血管内支架径向支撑力升高．降解第二阶段的聚乳酸结晶区域水解，结晶度下降，其缓慢的水解速度使PLA长丝刚度下降较慢，因此8星期后血管内支架径向支撑力再次缓慢下降．2.4.2 支架压缩回复率PCL管封套黏结和4014医用胶水黏结的PLA血管内支架在降解过程中压缩回复率发生了变化，两者的压缩回复率随降解时间的变化曲线如图9所示．由图9可知，两者的压缩回复率基本保持稳定，为80.4%～98.7%，但PCL管封套黏结的PLA血管内支架更稳定.这可能是由于在16星期的体外降解测试期间PCL与PLA 降解速度一致，并且PCL较好的柔韧性改善了PLA脆性大的特点，因此，PCL管封套黏结的PLA血管内支架的压缩回复率比较稳定，并大于4014医用胶水黏结的PLA血管内支架．(1) 封套和胶水都可以对环形网状结构PLA血管内支架的冠峰连接处进行黏结，PCL管封套黏结点牢度比4014医用胶水黏结点牢度大．(2) PCL管封套黏结的PLA血管内支架的扩张性能与压缩回复率优于4014医用胶水黏结的PLA血管内支架，两者径向压缩回复曲线趋势相似，但前者径向压缩力小于后者．(3) 体外降解期间，PCL管封套黏结和4014医用胶水黏结的PLA血管内支架的径向压缩力变化趋势一致，前4星期降低，第6星期上升，8星期后又缓慢下降，两者的压缩回复率基本保持稳定．张佩华(联系人)，女，教授，E-mail：************.cn。