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    可降解下腔靜脈濾器的生物力學(xué)性能及有限元分析

    2019-04-17 02:54:56楊彩紅馬鳳倉姜洪焱高晨光劉祥坤黃男男
    有色金屬材料與工程 2019年1期
    關(guān)鍵詞:支撐力支撐桿數(shù)目

    楊彩紅, 馬鳳倉, 姜洪焱, 高晨光, 劉祥坤, 黃男男

    (1. 上海理工大學(xué) 材料科學(xué)與工程學(xué)院,上海 200093;2. 上海微創(chuàng)醫(yī)療器械(集團(tuán))有限公司,上海 201203)

    肺動(dòng)脈栓塞(pulmonary embolism, PE)發(fā)病率高、死亡率高、發(fā)病突然,通常被稱為“沉寂的殺手”。引發(fā)PE的栓子大多來源于下肢深靜脈血栓(deep venous thrombosis, DVT) 脫落[1]。下腔靜脈濾器(inferior vena cava filters, IVCF)可以攔截下肢深靜脈脫落的血栓,從而避免PE的發(fā)生,在DVT患者的PE預(yù)防中發(fā)揮著重要作用[2-3]。目前,臨床上應(yīng)用的IVCF均為金屬材料(不銹鋼、Ni-Ti合金等)制作,金屬IVCF作為異物長(zhǎng)久置于人體內(nèi)可能帶來多種并發(fā)癥,例如IVCF移位、腔靜脈穿孔、局部血栓形成和腔靜脈閉塞等[4-7]。

    隨著生物材料和生命科學(xué)的發(fā)展,國(guó)內(nèi)外很多學(xué)者對(duì)可降解材料構(gòu)建的IVCF做出了研究。這種可降解的IVCF在PE高危期過后自動(dòng)降解,解除對(duì)下腔靜脈血流的阻礙作用,降解產(chǎn)物最終被人體吸收,不會(huì)造成醫(yī)源性PE及其他副作用。王小平等[8]基于TrapEase IVCF模型,將左旋聚乳酸(poly-L-lacticacid,PLLA)薄膜進(jìn)行激光切割、粘接和熱定形,制備出一種具有中心線擴(kuò)張機(jī)構(gòu)的可降解IVCF。EGGERS等[9]采 用 聚 二 惡烷 酮 (polydioxanone,PDO)縫合線制備出一款可降解IVCF,并進(jìn)行了動(dòng)物試驗(yàn)。趙輝等[10]也制備出一款上方由6條聚糖乳酸縫線組成的圓錐形過濾結(jié)構(gòu)、下方為聚己內(nèi)酯支架的IVCF。生物可降解IVCF具有潛在的臨床應(yīng)用價(jià)值,值得進(jìn)一步研究。

    一款理想的可降解IVCF不僅能夠有效地捕獲血栓、實(shí)現(xiàn)壓握擴(kuò)張過程,而且具有良好的生物力學(xué)性能。過濾桿的數(shù)目決定了IVCF捕獲血栓的能力,LORCH等[11]研究了血管水平或垂直方向放置,血管及血栓直徑對(duì)不同IVCF過濾效果的影響,發(fā)現(xiàn)血管直徑較小、血栓直徑較大并在垂直方向時(shí)IVCF的過濾效果較好,還發(fā)現(xiàn)有兩層或兩層以上過濾結(jié)構(gòu)IVCF的過濾效果比錐形IVCF好。IVCF植入血管后應(yīng)保持一定的支撐性能,避免壓塌或者發(fā)生移位現(xiàn)象,從而保持良好的定位效果。仇洪然等[12]通過有限元軟件Abaqus與流體動(dòng)力學(xué)軟件Fluent進(jìn)行模擬分析,發(fā)現(xiàn)對(duì)于同種錐形IVCF,支撐桿個(gè)數(shù)對(duì)IVCF的力學(xué)性能影響顯著,為IVCF的設(shè)計(jì)和臨床選擇提供了更加科學(xué)的參考依據(jù)。

    目前采用PLLA和鎂合金材料制作的可降解支架已應(yīng)用于臨床治療冠心病,但運(yùn)用可降解材料制作IVCF預(yù)防PE的臨床應(yīng)用尚未出現(xiàn),其原因是可降解材料的力學(xué)性能遠(yuǎn)不如不銹鋼或Ni-Ti合金等金屬材料。因此,對(duì)可降解IVCF的力學(xué)性能的研究及有限元模擬分析對(duì)IVCF的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)和參數(shù)調(diào)整至關(guān)重要。本研究首先用Solidworks軟件建立支撐桿數(shù)目為8,10,12的3種IVCF對(duì)應(yīng)的支架模型;應(yīng)用Abaqus軟件模擬分析3種支架在壓握和自擴(kuò)張過程中,表面的應(yīng)力分布狀態(tài)以及徑向支撐力;并利用實(shí)際制作的IVCF模型進(jìn)行徑向支撐力測(cè)試,以驗(yàn)證模擬過程的準(zhǔn)確性。通過有限元模擬分析和徑向支撐力的測(cè)試結(jié)果,評(píng)價(jià)IVCF表面應(yīng)力分布狀態(tài)和力學(xué)性能,為IVCF的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)和優(yōu)化提供依據(jù)。

    1 材料與方法

    1.1 材料及IVCF模型

    圖1為新型生物可降解IVCF的結(jié)構(gòu)示意圖。IVCF由支架、沙漏型濾網(wǎng)和連接絲組成,連接絲將沙漏型濾網(wǎng)固定在支架內(nèi)部形成IVCF。PLLA是一種半結(jié)晶可再吸收的聚合物,具有良好的力學(xué)性能、生物相容性和生物可降解性,廣泛用于手術(shù)縫合線、冠狀動(dòng)脈支架和藥物釋放載體[13-15]。本研究中,采用PLLA纖維編織成支撐桿數(shù)目為8,10,12的IVCF。在完全擴(kuò)張狀態(tài)下,IVCF長(zhǎng)度為50 mm,直徑為25 mm。根據(jù)ISO 2062方法,在INSTRON 5943萬能材料試驗(yàn)機(jī)(英國(guó)Instron公司)上測(cè)試PLLA纖維的室溫拉伸性能,加載速度為1 000 mm·min-1,夾具之間的距離為250 mm,測(cè)得的應(yīng)力-應(yīng)變曲線如圖2所示。

    圖1 生物可降解IVCF結(jié)構(gòu)示意圖Fig. 1 Schematic diagrams of biodegradable IVCF structures

    圖2 PLLA纖維室溫拉伸試驗(yàn)的應(yīng)力-應(yīng)變曲線Fig.2 Stress-strain curve of PLLA fiber measured at room temperature

    1.2 有限元模型的建立

    為簡(jiǎn)化模型,提高運(yùn)算精度和計(jì)算效率,根據(jù)對(duì)稱性原理,取1個(gè)波段(長(zhǎng)度為10 mm)的支架進(jìn)行有限元分析。本文分析的支架由PLLA纖維編織而成,利用三維建模軟件Solidworks建立IVCF對(duì)應(yīng)支撐桿數(shù)目的支架的三維仿真模型,如圖3所示。支架外徑為25 mm,支架壁厚為0.5 mm,支架長(zhǎng)度為10 mm。采用三維實(shí)體單元C3D8I對(duì)支架幾何模型進(jìn)行離散化處理(網(wǎng)格化),即可獲得其有限元模型。導(dǎo)入Abaqus軟件中完成材料屬性、載荷以及邊界條件等設(shè)定,進(jìn)行模擬分析。在模擬支架壓握和自擴(kuò)張的過程中,利用1個(gè)圓柱形剛性管代替壓握工具。對(duì)剛性管施加位移載荷,使支架從原始直徑進(jìn)行壓握,直到支架所要求的壓握尺寸,來模擬壓握過程。然后去除剛性管,讓支架自由擴(kuò)張,來模擬支架的自擴(kuò)張過程。

    圖3 PLLA纖維支架的三維造型圖Fig.3 Three-dimensional modeling of PLLA fiber stent

    1.3 生物力學(xué)性能測(cè)試

    采用自制的可降解IVCF進(jìn)行徑向支撐力測(cè)試,所得測(cè)試樣品(支撐桿數(shù)目為10)如圖4所示。試驗(yàn)采用IEC 60320徑向支撐力測(cè)試儀(Arizona Blockwise Engineering LLC公司)完成。參照ASTM 3067方法,將長(zhǎng)度為50 mm、直徑為25 mm的3種支撐桿數(shù)目的可降解IVCF進(jìn)行徑向支撐力測(cè)試。測(cè)試溫度為37 ℃,保溫時(shí)間為5 min,載荷為136 N,加載速度為0.2 mm·s-1,壓握尺寸與有限元模型的參數(shù)設(shè)置相同。

    圖4 自制可降解IVCFFig.4 Self-made degradable IVCF

    與形狀記憶合金不同,可降解IVCF在壓握擴(kuò)張過程中有彈性損失,它反映了IVCF的自擴(kuò)張性能。彈性損失率越大,IVCF的自擴(kuò)張性能越差,反之越好。為定量描述IVCF的自擴(kuò)張性能,本文引入壓握擴(kuò)張曲線極差性能參數(shù),它是IVCF壓握至目標(biāo)血管直徑和自擴(kuò)張至目標(biāo)血管直徑處的徑向支撐力差值,壓握擴(kuò)張曲線極差越大,支架的自擴(kuò)張性能越差,反之越好。

    2 結(jié)果與討論

    2.1 有限元模擬結(jié)果與分析

    支架的最大應(yīng)變出現(xiàn)在壓握至輸送器后最小直徑處,回彈過程則會(huì)釋放部分應(yīng)變,因此支架壓握后的應(yīng)變分布情況是需要重點(diǎn)研究的[16]。圖5為3種支架在壓握過程中的最大等效應(yīng)力分布圖。8,10,12桿支架上應(yīng)力峰值分別為 4.49,3.67和3.92 MPa,雖然3種支架的應(yīng)力峰值不同,但支架上的應(yīng)力分布方式相同,均是支撐桿端頭外圓圈處應(yīng)力高度集中,支架內(nèi)側(cè)和中間位置應(yīng)力較小。

    對(duì)于金屬支架,當(dāng)直徑超過下腔靜脈直徑的25%時(shí),具有良好的徑向支撐力,可以牢固地貼附于人體下腔靜脈血管壁。本研究中的直徑為25 mm的可降解IVCF遵循以上原則,適用于直徑為18~20 mm的下腔靜脈血管,因此觀察支架自擴(kuò)張至18 mm處的等效應(yīng)力分布狀態(tài)十分重要。圖6為各支架自擴(kuò)張至18 mm處的等效應(yīng)力分布圖,8,10,12桿支架的應(yīng)力峰值分別為1.63,1.34和1.48 MPa,3種支架上的應(yīng)力分布方式基本相似,應(yīng)力較高的區(qū)域位于支撐桿端頭外圓圈,應(yīng)力較低的區(qū)域位于支撐桿內(nèi)側(cè)和中間位置。

    通過對(duì)比圖5和圖6的有限元分析結(jié)果,可以看出可降解支架的壓握和自擴(kuò)張中應(yīng)力分布趨勢(shì)一致,壓握是應(yīng)力收集的過程,支架自擴(kuò)張是應(yīng)力發(fā)散的過程。應(yīng)力分布云圖反映了支架表面的應(yīng)力分布情況,也可推測(cè)出IVCF的危險(xiǎn)斷裂位置。8桿支架的應(yīng)力集中現(xiàn)象最為顯著,在壓握擴(kuò)張中也更容易發(fā)生斷裂;12桿支架的應(yīng)力集中次之,壓握至最小直徑時(shí)出現(xiàn)應(yīng)力突變現(xiàn)象;10桿支架的應(yīng)力集中最小,且無應(yīng)力突變。在應(yīng)力峰值高的部位,發(fā)生破裂可能性最大,通過預(yù)測(cè)危險(xiǎn)部位可為新型生物可降解IVCF的設(shè)計(jì)提供參考。

    圖5 支架在壓握過程中的最大等效應(yīng)力分布Fig.5 Maximum equivalent stress distribution of the stents during crimp

    2.2 徑向支撐力分析

    圖7為3種支架在有限元模擬過程中的徑向支撐力-直徑變化曲線。當(dāng)支架處于壓握狀態(tài)時(shí),徑向支撐力隨著直徑的減小而增大;當(dāng)支架處于擴(kuò)張狀態(tài)時(shí),徑向支撐力隨著支架直徑的增大而減小??梢钥闯觯S著支撐桿數(shù)目的增加,支架的徑向支撐力呈遞減趨勢(shì),其中12桿支架的徑向支撐力在壓握至7.6 mm處出現(xiàn)應(yīng)力突變。與有限元分析結(jié)果一致;各支架壓握擴(kuò)張曲線的極差隨支撐桿數(shù)目的增大而減小,說明支撐桿數(shù)目與支架的彈性損失率成反比,支撐桿數(shù)目越多,支架的回彈性能越好。

    圖6 支架在擴(kuò)張至18 mm處的等效應(yīng)力應(yīng)變分布Fig.6 Equivalent stress distribution of the stents at the expansion to the diameter of 18 mm

    為驗(yàn)證圖 7的模擬結(jié)果,圖 8顯示了 3種IVCF在力學(xué)測(cè)試過程中的徑向支撐力-直徑變化曲線。圖8中的結(jié)果表明,在壓握和自擴(kuò)張過程中,支撐桿數(shù)目為8的IVCF徑向支撐力最大,10桿次之,12桿最小。其中 8,10,12桿 IVCF的壓握擴(kuò)張曲線極差分別為 2.00,1.33,0.95,IVCF 的徑向支撐力和壓握擴(kuò)張曲線極差均隨著支撐桿數(shù)目的增加而減小,與相應(yīng)桿數(shù)支架的有限元分析結(jié)果吻合。基于有限元技術(shù)的支架分析結(jié)果,對(duì)IVCF結(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)和優(yōu)化具有較大的指導(dǎo)意義,不僅節(jié)約了研發(fā)時(shí)間,同時(shí)也提高了臨床安全性。

    通過有限元模擬和力學(xué)性能測(cè)試結(jié)果的綜合分析,IVCF的徑向支撐力和自擴(kuò)張性能是一對(duì)相斥因素。8桿IVCF徑向支撐力大,自擴(kuò)張性能較差;12桿IVCF自擴(kuò)張性能好,但是徑向支撐力較小,且存在力的突變;10桿IVCF介于兩者之間,具有足夠的徑向支撐力和良好的自擴(kuò)張性能,綜合考慮認(rèn)為,10桿IVCF力學(xué)性能較好。

    圖7 支架在有限元分析中的徑向支撐力變化Fig. 7 Changes in the radial force of the stents during finite element analysis

    圖8 支架徑向支撐力測(cè)試結(jié)果Fig. 8 Results of radial support force tests

    2.3 討 論

    對(duì)于有較高深靜脈血栓風(fēng)險(xiǎn)的患者,生物可降解IVCF可以提供臨時(shí)性保護(hù),可預(yù)防致死性PE的發(fā)生,當(dāng)度過危險(xiǎn)期后,可降解IVCF緩慢降解可盡可能地減少對(duì)腔靜脈血流動(dòng)力學(xué)的影響。生物可降解IVCF既避免了傳統(tǒng)IVCF的遠(yuǎn)期并發(fā)癥,又不需要二次手術(shù)取出,彌補(bǔ)了傳統(tǒng)IVCF的缺陷。針對(duì)新型生物可降解IVCF的研發(fā),IVCF的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)和綜合力學(xué)性能是關(guān)鍵。設(shè)計(jì)合理的結(jié)構(gòu)參數(shù),不僅可以避免IVCF植入后對(duì)血管壁的損傷及對(duì)血流動(dòng)力學(xué)的影響,還可以有效地降低對(duì)內(nèi)膜增生和血栓形成的影響。

    應(yīng)力分布云圖反映了IVCF表面的應(yīng)力分布情況,也可預(yù)測(cè)出IVCF的危險(xiǎn)斷裂位置。一方面,8,10,12桿IVCF在壓握和自擴(kuò)張過程中的應(yīng)力峰值基本都是隨著支撐桿數(shù)目的增加而減小,支撐桿越少應(yīng)力峰值越大,并且應(yīng)力較高的區(qū)域位于支撐桿端頭的外圓圈,應(yīng)力較低的區(qū)域位于支撐桿內(nèi)側(cè)和中間位置。另一方面,IVCF植入后引起的炎癥反應(yīng)主要是由血管壁的損傷而引起的,由于力的作用是相互的,IVCF表面應(yīng)力峰值大的地方,血管壁上的應(yīng)力也大,IVCF刺入血管的深度也隨之增加,對(duì)血管壁造成的損傷程度也增加。本研究中的新型生物可降解IVCF的支撐桿端頭是應(yīng)力集中區(qū),需進(jìn)一步的動(dòng)物試驗(yàn)來研究其未知影響。

    支撐力是IVCF最重要的技術(shù)指標(biāo)之一,是IVCF對(duì)徑向外壓的抗力或IVCF對(duì)作用外力的應(yīng)變力。徑向支撐力的特性決定IVCF展開后能否牢固貼附于血管壁。徑向支撐力過弱的IVCF釋放后,IVCF不能緊貼血管壁給予狹窄段血管足夠的力學(xué)支撐,從而易發(fā)生移位。徑向支撐力差是影響新型可降解IVCF臨床應(yīng)用的主要因素。一方面與材料的力學(xué)性能相關(guān),另一方面還與IVCF的設(shè)計(jì)結(jié)構(gòu)相關(guān)。本研究中,8,10,12桿IVCF的徑向支撐力隨著支撐桿數(shù)目的增加而減小,12桿IVCF的徑向支撐力-直徑曲線顯著低于其他兩種IVCF的,且在壓握至最小直徑處出現(xiàn)應(yīng)力突變;8桿IVCF的徑向支撐力最高,說明其抵抗外界的支撐力越強(qiáng);10桿IVCF徑向支撐力適中。

    支架的擴(kuò)張方式有球囊擴(kuò)張和自擴(kuò)張兩種,彈塑性材料制成的支架常采用球囊擴(kuò)張的方式,自擴(kuò)張支架由形狀記憶材料制成。本研究中的IVCF由于內(nèi)置濾網(wǎng),不適用于球囊擴(kuò)張,那么IVCF的自擴(kuò)張性能尤為重要。8,10,12桿IVCF的壓握擴(kuò)張曲線極差依次降低,說明隨著支撐桿數(shù)目的增加,IVCF的自擴(kuò)張性能越好。

    3 結(jié) 論

    試驗(yàn)結(jié)果表明,IVCF支撐桿端頭外側(cè)發(fā)生破裂風(fēng)險(xiǎn)的可能性較大,但支撐桿的數(shù)目越多,可能性越小;支撐桿數(shù)目是新型生物可降解IVCF研發(fā)的重要參數(shù)。綜合考慮,IVCF桿數(shù)設(shè)計(jì)為10時(shí),具有較好的綜合力學(xué)性能,降低了IVCF植入后本身破裂和移位的可能性。支架的有限元模擬和IVCF的徑向支撐力測(cè)試對(duì)未來新型可降解IVCF的研發(fā)和臨床應(yīng)用提供了重要的參考依據(jù)。

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