颅内动脉瘤编织支架力学行为有限元分析-力学专业毕业论文 72页

声明本人郑重声明：’所呈交的学位论文，是本人在指导教师的指导下，独立进行研究所取得的成果。除文中已经注明引用的内容外，本论文不包含其他个人或集体已经发表或撰写过的研究成果。对本文的研究做出重要贡献的个人和集体，均已在文中以明确方式标明。本声明的法律责任由本人承担。论文作者签名：熵日期：盈缝‘』理关于学位论文使用权的说明本人完全了解太原理工大学有关保管、使用学位论文的规定，其中包括：①学校有权保管、并向有关部门送交学位论文的原件与复印件；②学校可以采用影印、缩印或其它复制手段复制并保存学位论文；③学校可允许学位论文被查阅或借阅；④学校可以学术交流为目的．，复制赠送和交换学位论文；⑤学校可以公布学位论文的全部或部分内容(保密学位论文在解密后遵守此规定)。签名：掰函日期：独互。笸。』芝导师签名：日戴：≥。}S、6、口万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文颅内动脉瘤编织支架力学行为有限元分析摘要脑动脉瘤是指脑动脉壁薄弱部分发生病变而产生的瘤状突起，具有高发病率和致命率。颅内血管重建装置作为血管内介入治疗新技术，在植入时历经的变形过程有置于微导管时的压握过程、途经弯曲血管的变形过程和到达病变位置释放后膨胀过程。支架的设计是否合理主要取决于上述过程中涉及到的主要力学行为指标，其对血管内介入治疗具有重要的指导意义。本论文针对动脉瘤支架的特性和基于对血管重建装置的认识，在设计构思的基础上通过MATLAB软件包和有限元分析软件ABAQUS建立有限元模型，分析比较颅内动脉瘤镍钛合金编织导流支架包括Pipeline支架及其变体在内的三种结构模型，在不同的编织股数、编织角度、丝径条件下，各参数对支架最大等效单轴拉应变、纵向柔顺性及径向支撑力的影响。结果表明：支架在压握过程中，最大等效单轴拉应变均在材料的超弹性范围之内，其数值随编织角度的增大而减小，随丝径的增加约成倍增加。支架到达病变位置释放后，结构模式对径向支撑力的影响可忽略不计；丝径越大，编织角越小，支架的径向支撑力越大；径向支撑力随着编织股数增多约成倍增加。三种结构模式贴壁性均良好，作为脑动脉重建支架是符合要求的。支架在植入过程及置放到病变位置后，三种结构模式在股数减少，编织角增大的情况下，柔顺性的优势有所体现，其中B的柔顺性最好；万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文增大编织角、丝径尺寸和编织股数，柔顺性均变差，其中编织角是决定支架屈曲失稳的关键因素。本文模拟分析结果，在一定程度上为人体内各种编织支架在力学性能方面寻找适当的参数指标提供理论依据和参考数据。关键词：颅内动脉瘤，导流支架，有限元分析，径向支撑力，纵向柔顺性万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文FINITEELEMENTANALySIS0FTHEMECHANICALBEHAVIoRoFBRAIDEDSTENTFoRTHETREATMENToFINTRACRANIALANEURYSMSABSTRACTBrainarterialaneurysmsareprotuberanceintheweakpartofthecerebralarterieswalllesionsandassociatedwithhighincidenceofmorbidityandmortality．Intracranialvesselreconstructivedeviceasanewtechnologyofintravascularinterventionaltreatment，hassufferedthefollowingdeformationsintheprocessofusing．inwhichthestentiscrimpedintothemicrocatheter,thendeliveredalongthebendingbloodvesselandreleasedwhenarrivedatthelesionlocation．Whetherthestentdesignisreasonableprimarilydependsonthemainmechanicalbehavioraboveprocessinvolvedwhichcanofferacrucialguideforendovasculartreatment．Inthispaper，aimedatthecharacteristicofaneurysmstentandbasedontheunderstandingofthevesselreconstructivedevice，mefiniteelementmodelwasestablishedbyMATLABsoftwareandfiniteelementanalysissoftwareABAQUS．Self-expandablefabricatednitinolflowdiverterstentsincludingPEDIII万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文andvariousitsalterationsunderchangingbraidingangle，wirediameterandstrandnumberwereadoptedinthispaper．Thefiniteelementmethodwasusedtostudythemechanicalbehaviorofstents，includingthemaximumstrain，radialstiffnessandlongitudinalflexibility．Theresultsshowthatthemaximumequivalentuniaxialtensilestrainwithinthescopeofsuper—elasticdeformationofthematerialintheprocessofcrimping．Thevalueincreasesasthebraidedangledecreasesandisproportionaltothewirediameter．Whenreleasethestentafterreachingthelesionlocation，theconstructionpatternhasnegligibleeffectOiltheradialstiffness．Whilethelargerthewirediameterandthesmallerthebraidingangle，thegreaterradialstiffness．MoreoveLtheradialstiffnessisproportionaltothenumberofbraidedstrands．ThreekindsofconstructionpatternexhibitexcellentVq’allapposition，whichmeettherequirementsofcerebralarterystentreconstruction．DuringtheprocessoIthedeliveryandafterimplantingintothelesionlocation．theconstructionpatternexpressamoreobviousadvantagesofflexibilityasreducingthenumberofstrandsandincreasingthebraidingangle，especiallythestructuralpatternB．Asakeyfactorindeterminingthestentbucklingperformance，increasingbraidinganglewillleadtoapoorlongitudinalflexibility．Meanwhile，increasingwirediameterandbraidingstrandsnumberalsoresultsinaworseflexibility．Theresultsofsimulationanalysisinthispaper,toacertainextent，provideatheoreticalbasisandreferencedataforsearchingtherightparameterofvariousbraidingpipeusedinhumanbody．IV 太原理工大学硕士研究生学位论文KEYWORDS：cerebralaneurysm，flowdiverterstent，finiteelementanalysis，radialstiffness，longitudinalflexibilityV 太原理工大学硕士研究生学位论文VI 太原理工大学硕士研究生学位论文目录摘要．IABSTRACT．．III第一章绪论．．11．1颅内动脉瘤简介．．11．1．1颅内动脉瘤病因及临床症状．．11．1．1．1．颅内动脉瘤病因11．1．1．2．颅内动脉瘤临床症状21．1．2颅内动脉瘤诊断检查．．31．2颅内动脉瘤治疗．31．2．1开颅手术一31．2．2血管内介入治疗一41．2．3疗法选择．．41．3颅内动脉瘤介入器械治疗进展．51．4颅内动脉瘤支架技术性能指标及选择．81．4．1支架的技术性能指标81．4．2支架的选择一81．5研究目标和论文结构．9第二章颅内动脉瘤支架设计及有限元模型建立一ll2．1有限元方法在支架设计中的应用和意义112．1．1有限元方法在支架设计中的应用l12．1．2有限元方法在支架设计中的意义122．2MATLAB和ABAQUS软件在文中应用132．3颅内动脉瘤支架设计方案142．3．1支架结构模式142．3．2支架的几何模型152．4支架的有限元模型建立172．4．1支架的有限元模型导入172．4．2材料和截面特性设置17VII 太原理工大学硕士研究生学位论文2．413设置单元间接触I82．4．4选择网格尺寸．192。5转盘式编织机的工作原理192．6本章小结．21第三章支架最大等效单轴拉应变模拟一233．1有限元模型及求解控制233．1．1有限元模型233．I，2施加约柬、载荷及求解拉制．233．2结果与讨论．243．2．1支架结构模式、编织角度和丝径和对岛。影响．243．2．2编织股数对岛。的影响．263．3本章小结．27第四章支架径向支撑力性能有限元分析．．294．1支架径向支撑力的测试方法．294．2支架径向刚度计算方法314．3有限元模型的建立334．4结果与讨论344．4，1支架结构模式和丝径对径向支撑力的影响344．4+2编织角对径向支撑力的影响364．4．2编织股数对径向支撑力的影响384．5支架贴壁性394．6本章小结．40第五章支架柔顺性能有限元分析415．1支架柔顺性能测试方法4l5．2有限元模型435．2．1边界条件435．2．2加载和求解控制．．435．3结果与讨论445．3．1结构模式和编织角对柔顺性的影响44VIll万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文5．3．2丝径对柔顺性的影响465．3．3编织股数对柔顺性的影响475．4不同支架设计对柔顺性的影响485．5本章小结49结论和展望一5l参考文献．．53致谢59攻读学位期间发表的学术论文．．6lⅨ 太原理工大学硕士研究生学位论文X 太原理工大学硕士研究生学位论文第一章绪论1．1颅内动脉瘤简介颅内动脉瘤亦称脑动脉瘤，是指脑动脉壁薄弱部分发生病变向外膨出而产生的瘤状突起，最常见于动脉分叉，尤其是大脑底动脉环I】。’1(图1．1)。颅内动脉瘤是造成自发性蛛网膜下腔出血主要病因，具有高发病率和致死率，首次发生破裂出血后约有8％～32％的患者死亡，1年内残死率在60％以上，2年内残死率在85％以上，可引发急性脑积水和不同程度的脑血管痉挛[3】，故又被大家称为颅内的不定时炸弹，因此在确诊后能及时治疗对于病人后期恢复具有重要的临床意义。图1—1脑动脉瘤示意图Fig1-1Schematicdiagramofcerebralaneurysm1．1．1颅内动脉癌病因及临床症状1．1．1．1．颅内动脉癌病因颅内动脉瘤多因局部脑动脉管壁先天性缺陷或腔内压力增高而引起，但具体发病机理尚不十分清楚。基于其成因，概括有以下几种：(1)遗传学因素脑动脉管壁相比身体其他部位同管径动脉壁缺少一层外纤维层，仅为其管壁厚度的75％，但承受的血流量很大，约占人体内血流量的20％。由于先天性因素，在动脉分叉处．根据血流动力学机制，交叉角较大者所受血流相应的压力和冲击力就比较大【”，越易引发脑动脉瘤，与临床发现结论是一致的。动脉瘤中血管壁先天性发育缺陷(如肌 太原理工大学硕士研究生学位论文层或弹力层薄弱或消失)、胚胎血管残迹留存等都是引发动脉瘤形成的诱因。(2)后天性因素(D动脉粥样硬化是在持续血流侧压力大于中膜平滑肌最大收缩力情况下，导致血管内膜受损，管壁增厚，血管腔进一步变窄，进而引起动脉闭塞，在动脉壁薄弱部位极易形成微动脉瘤。(参感染性动脉瘤是比较罕见的动脉瘤，包括原发性感染性、栓塞感染性、外伤感染性、隐源性感染性动脉瘤四种，源于感染病灶通过直接或间接的方式造成动脉壁的损伤继而产生感染性或真菌性动脉瘤。(D创伤性动脉瘤又称假性动脉瘤，由于脑部受到外力创伤或手术事故，直接伤及动脉管壁或强压挫伤动脉壁破裂出血，后与周围的软组织形成与动脉相通的血肿，继而成瘤壁，产生动脉瘤。(3)血流动力学因素血流动力学机制目前被普遍认为是颅内动脉瘤出现的主要诱因[51。研究发现在动脉瘤内，对应高切应力的区域普遍存在内弹力层的缺失【6]o切应力增加，血管内皮细胞敏感性被激活，代谢产生的一氧化氮导致脑血管壁产生异常炎性反应，进而形成动脉瘤。Feng等【71数值模拟了动脉瘤出现整个过程中病变区域的切应力变化，得出高切应力区与动脉壁结构的变形相关，两者共同作用导致动脉瘤恶性生长。陈旭东等‘81认为颅内动脉瘤形成的主要因素有两方面，分别是动脉瘤颈与瘤顶的血流速度及瘤壁的血流冲击。Hot等[91研究显示对于侧壁动脉瘤，动脉曲度越大，分叉角度越大，血流切应力就会越大，越可能形成动脉瘤。(4)其他因素，比如肿瘤(原发性或继发性转移)也能引起动脉瘤，脑底异常血管网病，颅内血管发育异常，脑动静脉畸形等同样可引发动脉瘤。1．1．1．2．颅内动脉瘸临床症状颅内动脉瘤临床症状根据动脉瘤位置不同而表现不一，在其破裂之前，部分患者因动脉瘤占位效应影响到邻近神经或脑部结构而表现出某些先兆症状。动脉瘤症状大致可分为非出血症状和破裂时出血症状。2万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文(1)非出血症状由动脉瘤压迫周围的神经、血管而致，若为后交通动脉瘤，则多半表现为眼部问题，如眼睑下垂，瞳孔扩大等；若为前交通动脉瘤，则会出现意识、智能障碍：对于大脑中动脉动脉瘤．则可能出现癫痫、轻偏瘫，有时上述状况会伴随着偏头痛，视力障碍等。(2)出血症状多数表现为严重的蛛网膜下腔出血，因其发病突然，患者会有剧烈头痛，频繁呕吐，抽搐，甚至演变为意识障碍、昏迷、偏瘫，重者出现呼吸衰竭继而死亡。1．1．2颅内动脉瘤诊断检查颅内动脉瘤的诊断检查主要有以下几种途径：头部CT、头颅MRI(磁共振成像)腰椎穿刺、磁共振血管造影(MRA)、CT血管造影(CTA)、脑血管造影(DSA)目前脑动脉瘤的治疗手段主要有两类：开颅手术(动脉瘤夹闭术)、血管内介入治疗(动脉瘤栓塞术)。1．2．1开颅手术开颅手术是使用手术钳夹动脉瘤的方法(图l一2)，早期于1937年由约翰霍普金斯医院WalterDandy提出，现己不断被修改和改进。它是在显微镜下，通过分离脑组织，治疗目的。黼使血管瘤暴露在视野下，如图用手术钳夹夹闭动脉瘤的基底，阻止血流进入动脉瘤达到图l-2颅内动月*瘤夹闭术Fi91之Clippingofintracranialaneurism3万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文开颅手术突出的优点是治疗比较彻底，复发率低；对颅内有较大血肿者，手术同时可清除血肿：手术费用较低。缺点是手术在开颅情况下进行，创伤较大，患者住院时间长，恢复正常活动较慢。1．2．2血管内介入治疗血管内介，入治疗是指采用经皮穿刺股动脉技术，在x线电视监视下，插A导引管，将微导管沿导引管至动脉瘤后，释放微导管中的弹簧圈于动脉瘤中，填塞动脉瘤或其他相关器械置于瘤颈部位(图1—3)效果。≮天圈I．3颅内动脉瘤拴塞术Fig1-3Intracranialaneu叫smembolizafion这一方法始于90年代初期，随着新的介入器械的出现不断地发展，优点是手术不需打开颅腔、损伤小、康复快、可同时治疗位于不同位置的多个动脉痛。缺点是复发率和再通率高，花费大。1．2．3疗法选择对于脑动脉瘤治疗的两种主要方法具体选择哪种，需根据对患者具体情况，如患者的病史(现病史和既往史)、详细的查体情况(症状体征)及相关的影像学检查充分知晓，对蛛嗣膜下腔出血的情况、出血位置以及颅内血肿的位置进行充分分析，推断脑动脉瘤的发生部位制定治疗方案。对于大多数的颅内动脉瘤，两种方法都是可以选择的。如果病人出现蛛网膜下腔出血后状况较差．暂不能施行夹闭手术的，为防止近期内再出血，可先采用血管内介入方法对部分动脉瘤以栓塞，后续再用手术夹闭治疗，可在～定万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文’t程度上降低手术中动脉瘤破裂的风险[101。目前普遍认为血管内介入治疗将是未来的主导，在欧洲部分医疗中心采用介入栓塞治疗高达85％。血管内介入治疗因其微创、效果明显等优点，己成为目前很多医疗机构治疗颅内动脉瘤首选方法∽12】，但高昂的手术经济费用㈣却让很多患者家庭望而却步，同时此方法对所处的医疗条件和医生的经验也有很高的要求。1．3颅内动脉瘤介入器械治疗进展颅内动脉瘤介入治疗是被认可的方法之一，随着栓塞材料和栓塞技术的发展，介入技术经历了以下发展阶段。(1)栓塞弹簧圈与辅助颅内支架栓塞弹簧圈(Embolizationcoil)是根据手术需要将不同尺寸和形状的弹簧圈通过微导管导入动脉瘤腔内，形成血栓，将动脉瘤隔绝于血循环之外，达到治疗目的，其中包括双微导管技术、微导管辅助弹簧圈技术、三维(3D)弹簧圈成篮技术等。为了增强栓塞效果，弹簧圈的设计也在不断地改进。2005年问世的eV3镍钛合金芯技术弹簧圈，具有较好的伸展性及致密性，提高了其抗血流冲击，降低了变形率：Cerecyte生物活性弹簧圈在原始的铂金弹簧圈内加入聚乙醇酸(PGA)，具有较好的伸缩耐受性，使用Cerecyte生物活性微弹簧圈可以很好降低动脉瘤复发率114]；Cordis公司的Orbit弹簧圈具有良好的柔顺性和均匀的支撑力；HydroCoil弹簧圈是由Microvention公司推出的，置入动脉瘤后，其表面的水凝胶开始吸水逐渐达到膨胀状态，以提高栓塞率和减少复发率目的[15]；Boston公司的MatrixCoil弹簧圈表面为可降解高分子材料，使致血栓能力加强：此外还有一些公司开发的纤毛弹簧圈和放射性弹簧圈等。颅内动脉瘤支架(Intracranialaneurysmstent)是指在支架的配合和支撑下，微导管通过支架网孔，将弹簧圈解脱在瘤腔内，提高栓塞效果。支架为载瘤血管壁提供了一个各个方向上的微弱压力，避免弹簧圈陷入载瘤动脉[161，并且可以保护新生内膜增殖，使动脉瘤颈尽快内皮化[17】。临床有Boston公司Neuroform支架‘16,18]，其柔顺性好、径向支撑力小，但不可重复利用；Cordis公司设计的闭合单元Enterprise支架，可以获得较高的栓塞率且再发率及死亡率也较低[191；EV3公司的Solitaire支架㈣具有相对高的管壁压力，对于支架的定位和放置术者都具有较高的灵活性【21]；BALT公司镍钛微丝编织的LEO支架‘22]具有合适的支撑力，但轴向缩短率比较大【23】。万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文(2)液体栓塞材料液体栓塞材料(Liquidembolizationmaterials)是把特殊的液体栓塞材料经微导管注入颅内动脉瘤腔内．通过其与水溶液或血液发生反应，达到栓塞目的(图1_4)。目前使用比较多的是非粘附性的液体栓塞材料Onyx，由Ev3公司专门研发，并取得了较好的临床效果【州。它是由乙烯一乙烯醇聚合(Ethylene—vinylAlcoholCopolymer，EVAL)，二甲基亚砜溶剂(DimethylSulfoxide，DMSO)和作为显影剂的微粒化钽粉(Tantalum)组成。临床上此方法相比外科夹闭手术，在治疗巨大或形状不规则的动脉瘤方面疗效更好。宋冬雷等【251应用0nM对16例动脉瘤进行治疗，结果只有3例出现并发症，12例完全闭塞，在随访6月至2年后发现3例复发，此方法短期疗效明显。欧洲一家科研机构对123名动脉瘤患者实行Onyx辅助栓塞，这些患者共同点是对于开颅手术和血管内治疗都不适宜，手术11个月后通过血管造影进行复查，有高达79％的患者获得完全栓塞，另外有13％的患者获得几乎完全栓塞【圳。由于Oynx的非粘附性，微导管与动脉瘤腔内粘滞风险会比较小，但其溶剂DMSO存在潜在血管毒性，对注射剂量和速度必须严格控制．以防发生血管毒性反应。魏溉囤140nyx’§开颅内动脉瘤Fi91-40nyxintreatmentofhltracranialanettrysms粘性液体栓塞材料氰丙烯酸正丁酯(N—butyI一2一cyanoacrylate，NBcA)虽在临床使用己有十多年时间．但其“粘管”问题在脑血管介入治疗中一直不可避免，一旦粘管，导管无法顺利撤出，将会十分危险．所以应用不多。(3)颅内覆膜支架颅内覆膜支架(／ntracranialcoveredstent)是在金属支架上被覆共聚物薄膜．将其放置到发生动脉瘤部位，能够在血循环中隔绝动脉瘤并重建载瘤动脉【2q(图1-5)。对于覆膜支架，临床上存在的主要有Aobboa公司的Jostent冠脉覆膜支架和上海微创公司的Willis颅内覆膜支架。Jostent支架因其良好的生物相容性和扩展性，对于适宜位置万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文的动脉瘤疗效很好【2”，NNNN特殊的多微孔结构，可减少继发性血栓及血管狭窄的概率。但Jostent覆膜支架在厚度和硬度方面比普通裸支架大的多且柔顺性差，颅内血管由于比较纤细和迂曲难以通过【28-291并且存在着被挑直和闭塞的风险，在很大程度上降低了支架的使用率。图1-5覆膜支架沽疗颅内动脉瘤Fig1-5Coveredstentintreatmelltofintmcmnialaneurysms上海微创公司开发专为颅内血管设计的Willis覆膜支架，针对覆膜支架存在的弊端，从膜厚度、结构及输送系统方面进行了改进，彻底改变了传统的治疗理念，柔顺性大大提高I”1，效果较为理想[31。32】。总体来说覆膜支架是治疗颅内巨大、宽颈或梭形动脉瘤的理想选择，但由于脑血管错综复杂且分支繁多，所以其适用部位有限。与裸支架相比，覆膜支架对于内皮增殖的诱导和致血栓作用更强．送入颅内靶点进程也更难，对支架整体的柔顺性、贴壁性和穿越性等都有待于进一步的发展和改善。(4)新型血管重建装置血管重建装置(Vesselreconstructivedevice)是将密网支架单独放置于动脉瘤口，改变载瘤动脉内血流动力学，促进动脉瘤内血栓形成，在减少血流对动脉瘤腔的涡流和冲击下使血管恢复到正常状态。通过流体动力学研究发现，在使用血管重建装置结合有孔支架进行介入栓塞后，对流入瘤颈动脉瘤腔内的血流可减少5070％p”。目前此装置有EV3公司的Pipeline支架以及BALT公司的Silk支架两种，其金属覆盖率高达30％【34-3s1，采用钴铬或镍钛台金丝编织而成，具有很好的柔顺性。该介入治疗方法与其他方法相比，手术操作简单．降低动脉瘤再通率，对于大动脉瘤，瘤体体积随着瘤腔内血栓形成和吸收而逐渐缩小，提高了治愈率。Kim等‘“1对编织支架进行研宄，发现编织角度是决定支架力学性能的关键因素；另外牛津大学由衷等旧也致力于支架的设计研究，其设计的一款新型激光切割支架性能均达到支架的力学性能要求。万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文随着血管内介入治疗材料科学、放射科学以及血管内介入技术的发展，一些颅内专用支架的广泛使用，女llNeuroform支架、LEO支架、Enterprise3窆i架等，使大部分复杂动脉瘤在现有技术下可以得到有效地治疗和控制。相信未来随着人们对脑动脉瘤认识的进一步深化，介入器械会有进一步的发展，届时会有更多的新产品造福于我们的患者。1．4颅内动脉瘤支架技术性能指标及选择1．4．1支架的技术性能指标颅内动脉瘤支架不同于冠状动脉支架，但就其技术性能指标在某些方面跟冠状动脉支架类似，如机械性能、抗腐蚀性、生物相容性等，具体来说主要包括下面几个指标：(1)支架轴向缩短率：支架膨张时长度缩短的比率，该值与缩短长度成正比，熟悉该值有利于支架长度的准确选择及精确释放。(2)支架纵向柔顺性：亦即支架的弯曲能力。柔顺性好的支架能够较容易的穿过复杂迂曲的血管送往脑动脉瘤部位且与载瘤动脉血管相适应。(3)支架的径向支撑力：支架释放后，血管壁会对支架产生压力，也即支架对血管壁的支撑力。在确保支架紧贴于血管壁不发生移动的前提下，支撑力对血管壁的机械损伤要尽量小。(4)表面覆盖率：支架表面积与展开面积之比，其在颅内动脉血管重建方面起关键性作用。(5)生物相容性：医用材料植入人体后，与人体各系统间的相互适应性，要求其对生物体无明显的毒副作用。(6)可视性：置入人体的支架在x射线下可分辨的清晰程度，有利于支架在脑血管中的定位及预后。1．4．2支架的选择颅内血管不同于心脏冠脉血管和体内的其他血管，直径小、弯曲度大、分叉多、脆性大，血管中模平滑肌层和外膜相对较薄，与外周血管相比有多个生理性弯曲，尤其是颈内动脉和椎动脉。鉴于颅内血管的这些特性，对应用于颅内的支架应综合考虑以下几个方面例：万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文(1)脑血管的形状、位置、直径以及迂曲程度。(2)根据脑动脉瘤所处位置确保支架有良好的柔顺性、径向支撑力及显影性。(3)支架长度的精确选择。支架在完全膨胀状态下直径略大于血管直径，经微导管释放后紧贴于血管壁，此时对于不同的支架其长度与血管直径和支架的设计有关。支架过长，不容易置入，或临时更换支架延误病情且加重患者经济负担；过短则存在支架移位或一端卡在动脉瘤腔内，是导致术后动脉瘤破裂出血的因素之一。1．5研究目标和论文结构本论文针对动脉瘤支架的特性和基于对血管重建装置的认识，在设计构思的基础上提出了颅内动脉瘤镍钛合金编织支架Pipeline支架及其变体三种结构模型，运用有限元分析其在不同的编织股数、编织角度、丝径条件下各支架的力学性能。本文主要内容包括：第一章为绪论，主要对颅内动脉瘤及相关的知识进行介绍，如其病因和临床症状、诊断检查及治疗方法；目前颅内动脉瘤治疗方法和介入器械的治疗进展；支架技术性能指标及选择等。第二章为颅内动脉支架设计及有限元模型建立，其中包括MATLAB软件和有限元计算分析软件ABAQUS在支架模型建立和计算中应用，支架的有限元模型设置等。第三章到第五章为支架的力学性能分析，建立在不同参数状态下的有限元模型，分析支架在不同结构模式、编织股数、编织角度和丝径条件下对其力学性能的影响。其中第三章为支架最大等效单轴拉应变分析，第四章为支架径向支撑力分析，第五章为支架纵向柔顺性分析。最后为全文结论与展望。zkq20150924 太原理工大学硕士研究生学位论文10 太原理工大学硕士研究生学位论文第二章颅内动脉瘤支架设计及有限元模型建立2．1有限元方法在支架设计中的应用和意义有限元法(FiniteElementMethod，FEM)是一种将连续体离散化为若干个有限大小，数目规则的单元体组合，以求解连续体力学问题的数值方法。它是一种高效能常用的计算方法，即把结构网格化划分为一系列小的互连子域(单元)，通过单元之间的应力、应变关系进而得到整体结构的应力和应变，将复杂问题简单化，使一个连续的无限自由度问题变成离散的有限自由度问题。2．1．1有限元方法在支架设计中的应用目前随着数值模拟技术的发展，有限元在支架力学行为分析方面己被广泛应用，按照研究对象的不同大致包括以下几个方面：(1)支架和输送器系统运用有限元软件对支架本身设计、压握后进入输送系统、输送到病变位置释放等一系列过程应力分布状况进行分析和优化设计。这方面存在大量可参考的文献，如Petrini等‘391利用有限元方法，通过对两种不同结构支架柔顺性进行分析，发现在弯曲过程中，支架连接筋的相互接触在很大程度上影响支架的柔顺性。Dumoulin[401取血管支架的一小部分，探讨在不同的扩张程度下，支架纵向及径向回弹和结构的强度以及最大应力发生的位置；Chua等H1铷1研究球囊和支架在扩张过程中的相互作用及不同加载速度对支架短缩量、扩张性能和最终应力分布的影响。(2)血管与支架的融合计算支架置入血管中后扩张，会对血管壁造成损伤，严重会引起再狭窄，故对支架与血管间的模拟是必要的，在一定程度上可以对支架设计进行指导和优化。血管壁因其材料的特殊性，有限元建模存在一定的难度，较为简单的方法是把管壁简化成一个材料为各向同向，弹性模型较小，具有一定厚度的圆管。如Roges等【43]通过二维有限元法仿真支架置入过程中，球囊与血管的相互影响，其中提供了三种不同类型的球囊材料，并假定为弹性且各向同向：Auricchio【“】讨论血管支架与血管间的关系，提出了相互之间接触的区域造成血管损伤的概率比较大。zkq20150924 太原理工大学硕士研究生学位论文(3)药物支架药物释放裸支架在临床应用过程中易出现血管再狭窄问题，应用技术手段在支架上施加药物涂层，通过控制药物释放速度和密度从而控制血管壁的再生，也是有限元方法分析的要点之一，通过分析，可选择更为理想的方案来控制药物的释放，目前相对这方面的研究比较少。(4)流体动力学在支架设计中的应用近年来涌现出了一大批研究者利用数值仿真和离体实验，研究支架植入动脉瘤后，血流动力学对动脉瘤的影响。Radaelli等[45]组织了几个研究4,!ll，分别对三种裸支架在治疗脑动脉瘤的血流动力学方面进行了数值模拟研究；Meng等‘461以数值模拟研究发现支架植入后弯曲血管段的动脉瘤，会降低动脉壁剪切力、血流和流入动量。Liou等M利用粒子径迹测速法对侧壁宽颈动脉瘤研究，发现相对于网格型支架，螺旋形支架在改变血流动力学效能更优。Lieber掣481对体外侧壁动脉瘤模型研究，发现孔率固定，网丝直径越细，支架对血流方向的改变就越明显。(5)支架结构优化通过对支架的结构进行有限元分析，从而知道其应力分布，对于应力过于集中的部位，通过进行结构优化，确定合理的参数及范围，看是否达到了预期目标，有限元分析程序可以自动为我们发现最佳参数，大大加快研发进程。2．1．2有限元方法在支架设计中的意义有限元法因其本身的优越性，如解决用一般力学知识无法求解复杂结构和复杂材料的性质问题，可在正确建模的基础上得到较精确的计算结果并且可对整个结构的应力、应变和位移分布状况进行可视化观察等，已在上个世纪六十年代被引进医用生物力学领域。对于医用支架来说，力学性能评价至关重要，有限元法为我们提供了方便，其优越性主要有以下几个方面：(1)与传统的研发方式相比，有限元法可对大量的假设情况进行计算分析，不仅缩短了产品的研制周期，而且还节省了设计成本。(2)可以模拟得到某些无法用实验仪器测试所得到的数据，如支架各处应力应变水平、支架与动脉壁相互作用等。(3)可以建立统一的测试平台，方便医生根据不同的病变结合不同支架的优缺点12zkq20150924万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文合理的选择支架㈣。(4)快速、方便地对支架的各个性能指标进行优化组合，创造出高品质支架。尽管有限元技术在颅内动脉支架方面已获得一定的应用，但还是存在着一定的局限性，如支架的优化设计除了单纯考虑支架力学性能外，还应该同时考虑血流对支架及血管壁的影响，目前支架的有限元分析还未能同时兼顾这两方面的内容，故其仿真性还有待于进一步完善。2．2MATLAB和ABAQUS软件在文中应用本论文主要是应用MATLAB主程序中MATLAB语言，结合有限元几何模型，把组成支架的合金丝假想为一维的有限梁单元，借助于数学函数库绘制函数、集成数据，最后通过数据文件输出形式与有限元软件ABAQUS接口相连，结合有限元软件ABAQUS／CAE对输入文件Job．inp的要求编写文件，后将Job．inp导入ABAQUS／CAE中进行有限元设置，从而顺利的完成有限元建模和分析。本文中不同有限元模型可在MATLAB中通过改变函数参数值进行设置，使操作简便易行，为建模提供了便利。ABAQUS全过程分析步骤是由前处理、模拟计算和后处理组成的，它们之间关系进程如图2．1所示。前处璁ABAQUSICAE或其它软件上．／■■■■——、＼．0竺全兰竺竺竺夕＼：：．／I模拟计镩ABAQUS／Standard或ABAQUSfExplicit’输出文件job．odb，job．dat，job．res．i后处理ABAQUS／CAE或其它软件图2-1ABAQUS分析步骤Fig．2-lABAQUSanalysisstepszkq20150924万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文2．3颅内动脉瘤支架设计方案颅内动脉瘤镍钛合金编织支架在某些方面具有超越其他结构支架的优势，良好的柔顺性使它在导入迂曲血管及置于病变部位过程中便于操作；高密度网孔覆盖率可以减少血流对动脉瘤腔的涡流和冲击作用；释放后对血管壁的损伤小：镍钛合金裸支架的生物学特性可促使内膜的覆盖及后续栓塞动脉瘤自动萎缩等，结合以上优点，本文中提出了三种支架设计结构模式，希望通过后续支架有限元模拟对编织支架性能有完整清晰的认识。2．3．1支架结构模式本文研究的是颅内动脉瘤导流支架，它是由顺时针和逆时针同等数量的镍钛台金丝以螺旋曲线方式相互交叉编织而成，是在EV3公司的Pipeline支架设计的基础上，以其为依托衍生出另外两种支架模型，此三种支架的结构模式‘50-51昧意图如图2．2所示：圆圈圜摸型A模型B模型C图2-2颅内动脉瘤支架拮构模式示意腰Fig2-2Schematicdiagramoftheconstructionpatternofcerebralaneurysmstent在图中三种结构模式中，模型A为顺时针红色线与逆时针蓝色线按正弦曲线相互交叉的一压一模式，也就是俗称菱形编织结构；模型B是顺时针红色线与逆时针蓝色线交叉时，红色线每隔两个交叉点与蓝色线互换位置，我们称之为二压二模式，也成为规则编织结构；模型C兼并模型A和B部分模式(图2—2)，称之为二压一模式。它们均是通过前面所述的模型编程软件MATLAB结合有限元几何模型进行函数绘制，通过集成矩阵得有限元梁单元的节点坐标和单元与节点编号文件。zkq20150924万方数据 太原理工大学硕士研宄生学位论文三种模式的镍钛台金编织支架的几何模型涉及到以下五个参数：编织结构模式(A／B／C)、编织股数(Ⅳ)、支架的外直径(D)、编织角(卢)、合金丝直径(d)。其中文中所有模型的外直径均为38mm，编织股数有24股、36股、48股和60股，编织角分别取30。、45。和60。，合金丝直径取0．05mm和01mm。模型名称的组成顺序为：【结构模式】【编织股数】【编织角】一【合金丝直径】，例如：A483()_05代表模型结构为A．编织股数是48股、编织角为30。、编织丝直径为005nun的支架。几何模型的示意图如图2．3所示，文中所涉及支架结构模型几何参数见表2-1．图2_3支架几何模型的示意图Fig2-3Schematicdiagramofstentgeometrymodel袁2-1支架模型几何参数Tab2-1Geometricpammetemofthestentmodcls编号模型名称结构模式Ⅳ口(。)d(mm／100)单元尺寸(mm)万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文编号模型名称结构模式Nβc)d(mmJI00)单元尺寸(mm)12B486005B486050.1013C483005C483050.0614C484505C484550.0715C486005C486050.1016A483010A4830100.0617A484510A4845100.0718A486010A4860100.1019B483010B4830100.0620B484510B4845100.0721B486010B4860100.1022C483010C4830100.0623C484510C4845100.0724C486010C4860100.1025A363010A3630100.0926B363010B3630100.0927C363010C3630100.0928A363005A3630050.09。29B363005B3630050.0930C363005C363050.0931A366005A3660050.1532B366005B3660050.1533C366005C3660050.1534A243005A243050.1235B243005B243050.1236C243005C243050.1237A244505A244550.1438B244505B244550.1439C244505C244550.1440A246005A246050.2041B246005B246050.2042C246005C246050.2043A243010A2430100.1244B243010B2430100.1245C243010C2430100.1216万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文2．4支架的有限元模型建立2．4．1支架的有限元模型导入由前所述经由MATLAB软件编写生成的集成矩阵输出，得有限梁单元的节点坐标和单元与节点编号文件，结合有限元软件ABAQUS／CAE对输入文件Job．inp的要求编写文件，后将Job．inp导入ABAQUS／CAE中进行有限元设置。2．4．2材料和截面特性设置1、定义材料属性支架所采用的材料为镍钛形状记忆合金，作为医学领域理想的生物医用材料，不但具有优良的生物相容性、耐蚀耐磨性、高抗疲劳性、同时还具有奇特的形状记忆特性和超弹性能‘52巧51。通过对支架材料进行合适的热处理，便能使支架在环境温度和人体体温状态下进行手术，且支架在释放到病变位置可自由扩张。本文中镍钛合金的密度为6．59／ram3，运用用户自定义(UserMaterial)属性[56]对材料力学性能进行赋值，泊松比为0．35，材料应力一应变曲线[57】如图2—4所示，其主要性能参数见表2—2。仃毽咀，J‘一∥喇。耄r强“局岵一，，，7以。／olS—oL-I’’，l图2-4镍钛合金超弹性应力一应变曲线示意Fig．2-4Stress-straincurveofnitinolsuper-elasticalloys万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文表2-2镍钛合金材料性能参数Tab．2-2Materialpropertiesofnitinol2、创建和分配截面属性文中支架采用的是梁单元模型，创建截面采用梁(Beam)的截面特性。在创建梁的截面特性前，先定义梁的横截面形状为圆形，直径尺寸为0．1mm或是0．05mm，之后将创建的截面特性分配给当前的模型。3、设置梁的方向梁截面由线组成，采用ABAQUS默认的程序对梁截面方向和切向方向进行设置，梁截面坐标的1方向、2方向和梁的切向方向满足右手法则。2．4．3设置单元间接触从支架的有限元模型可以看出，相互交叉的金属丝之间存在摩擦力，参考已发表的文献，此处摩擦系数取为／t=0．226[58]。用ABAQus／standard进行此类问题求解时常出现难以收敛或穿透问题，与实际严重不符，故文中采用ABAQus／Explicit模块，因其具有强健的接触功能甚至能够解决最复杂的接触模拟问题，从而能够准确的模拟梁单元之问接触复杂性。在运用ABAQuS／Explicit来模拟支架准静态问题时，应确保支架的动能小于内能的5％，以避免因惯性力所引起的计算误差。支架问的接触选为通用接触(Generalcontact)，发挥软件自动识别梁单元间接触的强大功能。万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文2．4．4选择网格尺寸在用MATLAB进行有限元模型编程时，网格尺寸是衡量模型精确性的一个主要因素，网格尺寸越小，模型越接近真实，但有限元模拟计算的时间随之会增加。综合各方面的因素，本文中单元尺寸取小于支架整体周长的2％或相互交叉点间曲线波长的10％，这样同时保证了支架模型准确性和计算的精确性，具体尺寸参见表2—1。2．5转盘式编织机的工作原理编织机是编织加工工艺中最重要的设备，广泛应用于造船企业、远洋运输、国防军工、海上石油、港口作业、交通运输、医疗器械、服饰家居等广大领域，编织结构产品普遍具有高强力、低伸长、抗磨耐损，操作简便等优点。本文所采用的编织机是由徐州七星机械有限公司生产的转盘式编织机，又称为高速编织机。它的工作原理是在主电动机带动下，设备中问圆形转盘带动一半锭子转动，而另一半锭子则在固定环面上向相反的方向沿曲线转动，根据排线管在转盘轨道上路径的不同，得到不同编织种类的支架。转盘式编织机是由传动机构、轨道盘、排线管、锭子和牵拉装置组成，其实物图如图2—5所示。图中感应器是自动断纱停电装置的核心部分，当排线管上金属丝用完或断线时，机器会自动停止运转，同时鸣警器自动开启，所以在无人操作的情况下，亦可安心的让机器运转，可增加产量，降低成本。牵拉装置采用了摩擦轮和履带，系统简单，既可实现及时连续的牵拉且牵拉张力稳定，又便于操作和调整。编织机运转过程中各参数如编织产品外径、节距、编织角度以及设备转速等都是通过自动触屏装置进行调解设置如图2-6所示。另外在进行携丝器排线时，运用了电子复绕机和张力放线架(图2—7)，以确保绕线过程金属丝具有恒定的张力。编织机根据实验需求，可编织不同密度的支架(图2—8)，后续我们将对支架模型进行热处理及实验分析。万方数据 太原理工大学硕士研宄生学位论文图2-5转盘式编织机Fig2-5Rotatingdiscbraidingmachine二一习l。嚣之一、一一圈2-6自动触屏装置图2-7电子复绕机和张力赦缦架FIg2-6Automatictouch㈣ndevice2-7ElectronicrewinderFigandtensionreelplanes万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文圈2-8不同密度支架模型Fig2-8Differentdensityofstentmodels2．6本章小结本章主要介绍了有限元的基本思想及在支架设计中的应用和意义；对模型编程软件MATLAB和有限元分析软件ABAQUS在文中应用进行了简明阐述，在此基础上提出颅内动脉瘤支架设计方案，建立有限元模型，包括有限元模型导入、材料和截面特性设置、单元间接触设置及网格尺寸的选择；最后介绍了模型生成器转盘式编织机的工作原理。 太原理工大学硕士研究生学位论文22 太原理工大学硕士研究生学位论文第三章支架最大等效单轴拉应变模拟颅内动脉瘤支架在植入动脉瘤颈位置过程中，首先通过微导丝引导将支架输送到微导管，通过微导管将支架移至到病变位置处。在此过程中对于自膨胀支架来说，最大等效单轴拉应变随着支架模型的不同而有所不同，但都应在材料的超弹性变形范围之内。另外自膨式支架在某些特定条件下可能会发生屈曲变形，尽管变形是弹性的且释放应力后可立即恢复，但临床上还是不容忽视的。3．1有限元模型及求解控制3．1．1有限元模型支架是由镍钛合金丝编织而成的管网状结构，在采用有限元法进行数值模拟时，总是希望以较小的计算规模获得精确度足够高的结果，考虑到讨‘算效率及支架在圆周向及轴向上的对称性，我们取所计算支架模型的半径均为1．9mm，长度为5mm。3．1．2施加约束、载荷及求解控制支架截面为圆形截面，在置入微导管过程中直径变小，因此需对其进行径向压缩，通过支架编织角的改变达到所需要求。根据前一章所述，本文采用ABAQUS／Explicit求解器对模型进行准静态模拟，在设置分析步时选取显示动力学(Dynamic，Explicit)分析步，所有模型加载时间均为3s，接触设置为前文所述。根据模型几何结构特点，若对支架进行径向压缩，需建立柱坐标系，取支架左端截面中心位置为坐标原点，径向方向(R)取全局坐标Y轴方向，圆周方向(T)取全局坐标的Z轴方向，Z方向则为支架全局坐标X方向，即轴向方向。在柱坐标系下模型的边界条件如下：(1)对模型轴向中点横截面处轴向(z轴)方向施加固定约束，以保证支架在压缩过程中不会出现波动和整体水平移动。(2)固定模型所有节点除径向以外的所有自由度，沿向内径向方向上施加位移为lmm。运用ABAQUS／Explicit进行准静态分析时，采用光滑步骤(Smoothstep)幅值曲线，可 太原理工大学硕士研究生学位论文减少惯性力对其影响。3．2结果与讨论对于镍钛合金自膨式导流支架来说，最大等效单轴拉应变岛。。在8％范围内，即可确保支架在解除约束后，仍可恢复到原状态而未发生塑形变形[5。如若进入塑形状态支架在膨胀过程中极易出现结构失稳，此是支架设计所不允许的。3．2．1支架结构模式，编织角度和丝径和对岛。，影响对三种不同的支架结构模式，在径向缩小的过程中的应变云图如图3一I所示，其中图中灰白色的是变形前支架，彩色的为变形后支架。最大等效单轴拉应变岛。。见表3-1和图3—2。万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文(c)模型C4830_05图3-1模型应变云图Fig3-lStraincontour]napofmodels表3-1不同结构模式最大等效单轴拉应变岛。Tab3-1Maximumequivalentuniaxialtensilestrain‘m、ofstentindifferentconstructionpatterns结构模式A结构模式B结构模式C模型名称A483005A486005B483005B486005C483005C486005080％023％080％022％080％024％模型名称A483010A486010B483010B486010C483010C4860lOl57％043％l63％044％16I％044％㈨㈨㈨Ⅲ㈨㈣㈣㈣㈣㈣模型类型图0-2模型最大等效单轴拉应变Fig3-2Maximumequivalentuniaxialtensilestrain‰ofmodels万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文l、支架编织模式对岛。，的影响从表3—1和图3—2可以看出，模型组4830—05、4860—05、4830_10和4860—10系列在不同的结构模式，相同支架股数和编织角及丝径条件下，gm。。几乎没有变化，因此可知支架的结构模式对支架在置入微导管中的最大等效单轴拉应变的影响很小，不是其考虑的主要因素。最大等效单轴拉应变岛ax2、编织角度对‰。。的影响结合表3．1从结构模式A的四组数据里知，对于股数为48股，丝径为0．05nun或0．1mm的编织支架，编织角度为30。支架的岛。约为60。支架的3．6倍。同理，结构模式B中四组数据，相同股数和丝径的情况下，30。支架岛。约是60。支架的3．65倍。结构模式c中，相同的股数，丝径为0．05mm支架，30。‰。。是60。支架的3．33倍；丝径为0．Imm支架，30。的岛。是60。支架的3．66倍。综合以上分析，不论是哪种结构模式，哪种丝径，其南。。都随着编织角度的增大而减小，可见编织角度是决定岛。的关键因素。3、丝径对岛。。的影响结合表3—1和图3．2，分析比较模型4830啊10和4830—05系列，得出丝径为0．1mm的与均约为丝径0．05ram的2倍，同理模型486010和4860_05系列也遵循此规律。由此可看出在相同的结构模式、编织股数和编织角条件下，支架最大等效单轴拉应变随着丝径的增加约成倍增加。3．2．2编织股数对‰。：的影响支架编织股数对岛。影响，选取以下模型支架为分析目标，具体参见表3．2和图3．3。袁3．2不同编织股数最大等效单轴拉应变舀_a。Tab．3-2Themaximumequivalentuniaxialtensilestrain‰fordifferentbraidingstrandnumber结构模式A结构模式B结构模式C模型名称A4830——05A4830——10B4830——05B4830——10C4830——05C4830——10磊11ax0．80％1．57％0．80％1．63％0．80％1．61％模型名称A2430——05A2430——10B2430——05B2430——10C2430—05C2430—10Cmax0．81％1．72％0．837％1．74％0．75％1．70％万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文2．OO％哼1．60％一24般椒嚣48股倒肆1．20％婢灏0．80％淞《昭0．40％0．OO％◇◇◇◇◇◇◇j梦。爹i梦j梦1梦j∥∥∥矿◇’◇7模型类型图3-3模型最大等效单轴拉应变(口代表编织股数)Fig．3-3Maximumequivalentuniaxialtensilestrain6maxofmodels(口representbraidingstrandnumber)通过表3—2和图3—3，经计算分析，不论是哪种结构模式，哪种丝径，在相同的编织角下，股数为48和24A勺e．m。相差很小，比值在O．913～1．07范围内，可见编织股数也不作为决定岛。的关键因素。3．3本章小结本章主要论述影响支架最大等效单轴拉应变岛。。的因素，三种结构模式支架在直径变小时，gmax均远小于8％，在其超弹性范围内，外力释放后仍可恢复初始状态。对于镍钛合金编织支架来说，通过本章分析知：(1)结构模式对最大等效单轴拉应变影响很小；三种结构模式中的任何一种，在编织角为30。，丝径为0．05mm或是0．1mm时，编织股数48和24的最大等效单轴拉应变的比值在0．913～1．07范围内，由此可知结构模式和编织股数均不作为考虑的主要因素。(2)三种结构模式，相同的编织丝径和编织股数，其鼠。都随着编织角度的增大而减小，编织角是决定岛。。的一个关键因素。(3)对于编织丝径来说，无论哪种结构模式，在相同的编织股数和编织角条件下，27万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文岛。随着丝径的增加约成倍增加，丝径也是影响最大等效单轴拉应变一个主要因素。万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文第四章支架径向支撑力性能有限元分析径向刚度和支撑力是颅内支架设计需考虑的一个重要指标，是支架对作用于其径向外压的抵抗力或应变力，它决定了支架膨胀后是否能够紧密贴于血管内壁。对于弱支撑力支架，释放于血管中易造成移位；过强的支撑力又会对局部血管壁造成损伤，容易嵌入到管壁内而对周围组织造成破坏进而引发并发症，如内膜过度增生等。对支架径向支撑力测试手段和度量方法还没有统一标准，每个企业都有自己的衡量方法，但支架的径向刚度评价对其研发、生产和质量控制都具有重要意义。比如工程师在对现行和以前设计参数有一个量化了解的基础上，才能对产品的研发路线做出正确的决定；在l临床应用上，也有助于支架生产厂家提高产品在不同状况下的性能和表现，从而改善患者的治疗效果。4．1支架径向支撑力的测试方法目前，关于实验方法测试支架的径向支撑力主要有以下三种：(1)平板压缩性能实验方法如图4．1(a)所示，将待测试件固定在一个“v”型糟上，于支架上方垂直加力，支架下面的两个支撑点同时受力，通过测力计和比较仪分别测量施加的力和支架的变形量，支架直径的变化通过压杆在垂直方向的位移换算得到，即而可得力与其对应位移的关系曲线【60】。国内现在也出现相关的径向力测试方法，如王伟强㈣提出的平板压缩实验，是由弹簧圈和应变计组合的测量系统，通过对两块平行平板间的支架加载砝码，记录力值与法向位移的关系曲线，精度较高，如图4—1(b)所示。但都因加载方式的缺陷，与支架植入体内真实受力情况不同，只能间接地反应支架的径向支撑力。29万方数据 太原理工大学硕士研宄生学位论文”■。篷i鎏i茅躇震二二=j·口c]＆拄兰：：![!兰∑————————————]1：：(a)(b)图4-1平板压缩性能实验测量支架的径向支撑力Fig4-lTestingapparatusfortheradialstrengthofstentbyplann缸compassing(2)径向挤压性能实验方法本方法是在支架沿圆周方向放置一定数量的单元片，通过支架与单元片之间的相互接触作用，将施加在单元片上的力均匀的分配给支架，通过传感器采集作用在每个单元片端部的力值，如图4．2所示。该方法相对来说较好地模拟了支架在血管中的受力情况，可同时获得血管作用在支架上径向压缩力和支架对血管的慢性外展力，是国外厂家广泛采用的一种方法，目前正逐步被国内所采用。图4—2径向挤压性能实验测量径向支撑力Fig4-_9Testingapparatusforfileradialstrengfll|ofstentbyradialcompressing(3)径向液压实验方法将预装在弹性管中的待测支架放置于一个充满液体透明封闭的容器内，通过注射泵给容器加压使试件压缩变形，该方法[611也能较好地模拟支架在血管中的受力形态，如图4-3(a)所示。作用在支架外表面的压力可通过连接到电脑的压力传感器测量，支架尺寸可用激光测量系统测量。这类实验装置比较复杂，由于光线多次折射作用，精度较低，万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文不确定因素较多。弹性管图4-3采用径向液压买验测量支架的径向支撑力Fig．4-3Testingapparatusfortheradials仃engthofstentbyradialhydrauliccompressing以一L--种方法均存在一定的缺陷，但总体来说，都可在一定程度上反应支架径向支撑力的大小。考虑到支架在血管中的实际情况以及建立模型的难易程度，本文在第二种径向抗挤压性能实验方法的基础上建立有限元模型，对影u向支架径向支撑力的各因素进行分析。4．2支架径向刚度计算方法支架在移至颅内动脉瘤病变位置释放后，在保证对血管壁的损伤尽量小的前提条件下，紧贴血管壁，起到一定支撑作用，因此支架在圆周上应具有均匀分布的强度和足够的刚性。本章主要是分析支架的径向支撑力，在此支架的径向刚度用环向张力(hoopforce)石来表示。假设一薄壁圆管内表面受到均布压强为p，那么压强对圆管壁将产生一环向张力允如图4—4。环向张力店可用四分之一薄壁圆管上产生的力来表示：．尼=r彪p／RsinOdO=p／R(4-1)其中，和尺分别为薄壁管的长度和半径。如果支架在薄壁管内释放，支架对薄壁管由于接触产生的压强分布是不均匀的。假设施加的平均压强为P，则有：万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文；=骁㈣，其中ER为接触力沿径向方向标量的总和。由上面两式可以的得出：。口一百，∑只“一31图44薄壁管承受均匀压强示意圈Fig44Schematicdiag”mofthecylindersubjecttouaifomlpressure在有限元模型中，编织支架与薄壁管问由于点与面产生的接触力之和zR难以求解。结合支架植入过程，先将其压缩到微导管中到达病变位置释放，支架用红色的圆形图案表示，微导管用虚线来表示，血管壁用实线来表示，整个过程可用图4—5来表示。(a)支架位于徽手管中(b)支架释放于血管中≯@||肜●叭彭图4{支架释放血管中力的传递示意圈Fig4-5Schematicdiagramofforcetransmissionofstentreleasedinvessel支架释放于颅内血管中，与血管壁接触，且对血管壁有沿径向方向的作用力，在此万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文我们假设血管壁为-N性管，其所承受到的力集中在黄色交叉点处，它对支架的径向反作用力用趴可来表示，则支架对血管壁的作用力沿径向方向标量的总和YFc等于血管壁对支架径向反作用力ER饥即：∑f，广∑，亍∑∑F(4_4)从而可求得支架的环向张力^。4．3有限元模型的建立考虑到计算效率及支架在轴向和环向上的对称性，对支架各参数对径向刚度的影响进行分析时，取所计算模型半径均为19mm，长度均为10mm。支架从微导管中释放到比其膨胀状态下直径略小的血管中时，为了得到支架与血管间的接触力，在有限元模型中，我们把血管假定为刚性体薄壁管。(1)有限元模型为了能够更加精确的计算支架与刚性体薄壁管间的接触力，薄壁管被划分为12片圆心角均为30。的圆弧，此圆弧为离散刚体壳单元(图4—6)，外薄壁管半径为2mm，它将支架压缩到半径为09mm后置入微导管中，到达指定位置释放支架到内薄壁管中，内薄壁管的半径依次取为14、l5、16、l7、l8mm，如图4-7所示。◎图4-6离散刚体壳单元圈4．7有限元模型Fig4石DiscreterigidshellelementFig4-7Thefiniteelementmodel(2)施加约束、载荷及求解控制万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文本文采用ABAQUS／Explicit求解器对模型进行准静态模拟，在设置分析步时选取显示动力学(Dynamic，Explicit)分析步，根据前述变形过程，整个过程(图4-8)分三个载荷步，加载时间均为3s，具体步骤如下：第一个载荷步，外刚体壳单元给支架加压，使支架从原始状态开始沿半径方向向内压缩，直到预定半径时停止加载；第二载荷步，卸掉外刚体壳对支架的加载，使支架自由回弹，直到与内刚体壳接触；第三载荷步，设置支架与内刚体壳间的相互作用。沪飞蚴厂、一U一弋√圉4-8支架抽载变形过程Fig4-8Thedeformationprocessofstentunderloading根据有限元模型(图4—7)，采用刚性体约束建立各壳单元与参考点间的关系，支架整体设置如第三章所述，支架与钢管之间为面与面(Surface-to_surface)无摩擦软接触，在接触属性中设置为指数(Exponential)接触．这样可以确保支架在刚性管中自由移动，支架与内刚性管间的接触也为同样设置。在柱坐标系下模型的边界条件如下：(1)对支架轴向中点横截面处点在轴向(z轴)方向施加约束，以保证支架在压缩和膨胀过程中不会出现整体水平移动。(2)固定参考点l～12除径向以外的所有自由度，采用光滑步骤(Smoothstep)幅值曲线，在其径向方向上施加位移为1lmm。(3)固定参考点13～24所有自由度。把两个刚性管作为主面进行网格划分，网格尺寸要大于接触从面支架的单元尺寸。4．4结果与讨论4．4．1支架结构模式和丝径对径向支撑力的影响万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文Eg℃R(mm)f“编织股数为48．编织自度30Rfnlm、cbl编织股数丙48编织角度45R(111113)fC、编织髓数由辐墒*角度60。圈4-9支架环向张力^与半径R的关系曲线圈Fig4-9Hoopforce^perunitlengthversusradiusR㈣softhestents万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文如图4-9所示，三种结构模式，在相同的编织股数、编织角及丝径条件下，环向张力^与半径胄关系曲线基本重合，丝径越小，三种结构曲线重合度越高，说明支架的结构模式对径向支撑力性能影响是一样的，可以忽略不计。随着半径R不断增加，支架的环向张力^在不断减小，当半径达到支架初始状态半径时，其径向支撑力几乎为0。在支架半径为14rmn时，图4-9(a)中编织股数为48，编织角度30。刊，三种结构丝径0lmm的^约为丝径005ram的15倍；同理，图4-9(b)中编织角度45。时，丝径01mm的n约为丝径005ram的15倍，图4-9(c)中，60。时约为l3倍，由此可得丝径是决定支架径向支撑力的关键因素，丝径越大，其径向支撑力越大。4．4．2编织角对径向支撑力的影响文中支架压握和膨胀的过程都是通过改变编织角度的大小来实现的。初始编织角度不同的支架，径向支撑力的大小亦不同，其太小与支架半径R的关系曲线如图4—10所示。(a)三种结构模式犏织股数为48，丝径为O05rmu万方数据 太原理工大学硕士研宄生学位论文Rn11m1㈣三种结构模式编织股敷为48，丝径为0lmm图4一10不同绱织角度，^与半径R的关系曲线圈Fig4-10Hoopforce^perllrIjtlengthvenusradiusRcurvesofmodelswithdifferentbraidingangle懑一霞愿鬟一筮(c)A4860-05盈4-11不同编织角度．支架从和姑状态到半径为1．4nun时长度变化困Fig4-11Thelengthfromtheinitialstatetotheradiusofl4mmofstentwithdifferentbraidingangle通过图4一lO看出，支架的三种结构模式在股数和丝径相同条件下，支架半径1．9mm变小的过程中，编织角为30。的支架环向张力^增长得最快，且增长的非线性趋势较37万方数据 太原理工大学硕士研宄生学位论文明显，45。时处于中间，60。晟为平缓。这是因为支架在第二载荷步过程中处于急骤膨胀状态，30。的支架孔隙率小，覆盖率高，当支架半径为1．4mm时，支架伸长长度为54634mmf图4—111，伸长率远大于编织角为45。和60。的支架。此时处于膨胀过程中的支架急于恢复原状态，当与刚体壳组成的刚性管接触时，单位长度编织角为30。的支架与刚性管的接触面积大，相应的对刚性管施加的径向力也太。故在其他参数相同的情况下，编织角度越小的支架，其环向张力^越大，由此可以类推支架处于不同半径和角度时其径向力的变化趋势。4．4．2编织股数对径向支撑力的影响编织股数也是支架径向支撑力的一个重要因素，文中对编织股数为48股和24股进行模拟分析，结果如图4—12所示。Kflnllll图4-12支架为不同缟织腔数的石与半径R的关系曲线图Fig4-12Hoopfhmc^perunitlength㈣radiusR㈣$ofmodelswithdifferentbraidingnumber从囤中可以看出，不论处于哪种结构模式，在编织角和丝径相同的情况下，支架半径小于初始半径1．9mm时，编织股数为36股的环向张力^大约为24股的15倍，48股的^约为24股的2倍。这是因为初始编织角相同的支架在膨胀过程中，半径一定时长度相同。单位长度支架与刚性管接触的接触点个数与支架的股数成正比，每个接触点与刚性管的接触力在径向方向是相等的，故其他条件相同时，^与股数成正比，股数越多，^越大。万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文4．5支架贴壁性贴壁性指的是支架到达病变位置释放后与血管壁紧密贴合程度的能力。贴壁性好的支架在植入血管中不易移位，在本节对文中三种支架进行了模拟，有限元模型与前述相同，内刚性管为一椭圆管用以模拟非圆血管内腔，长半轴为1．7mlIl，短半轴为1．4mm，观察三种结构模式支架释放后的贴壁性能如图4—13。(b)B483005一O一(引C4830—05图4—13支架的贴壁性Fig．4-13Theappositionofthestent从图中可以看出三种支架的贴壁性均良好，相互之间差异不大，作为脑动脉重建支架在贴壁性方面均适合。万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文4．6本章小结本章目的在于探索各种编织工艺结构及几何参数对编织支架径向支撑性能的影响，希望能够通过本章的模拟分析，为人体内各种编织支架在径向支撑力方面寻找合适的参数指标提供依据。对于镍钛合金编织支架来说，通过本章分析可得出以下结论：(1)对于三种不同的结构模式，无论编织股数、编织角、丝径及被压握膨胀后的支架半径如何，只要在相同的条件下，支架的结构模式对径向支撑力性能影响是一样的，可以忽略不计。(2)丝径和编织角是支架径向支撑力需考虑的关键因素，在其他参数相同的情况下，丝径越大，其径向支撑力也越大；而对于编织角度来说正好相反，编织角越小的支架，其径向支撑力越大。(3)编织股数也是一个关键因素，径向支撑力与股数成正比，股数越多，径向支撑力越大，因此编织股数不可忽视。(4)三种结构模式在同等条件下贴壁性均良好，差异不大，作为腩动脉重建支架在贴壁性方面是符合要求的。万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文第五章支架柔顺性能有限元分析纵向柔顺性(LongitudinalFlexibility)是衡量支架力学性能的又一重要因素，柔顺性好的支架能够确保在导管系统的引导下，支架沿着错综复杂的血管到达脑动脉血管病变部位并与之协同工作而不会失稳。柔顺性越好的支架，顺应和通过血管的能力越强，对血管的挑直和弯曲下出现失稳的可能性越小，减小支架对血管壁的机械损伤。研究表明，缺乏纵向柔顺性的支架在一定程度会造成血管痉挛和血管内膜损伤甚至破裂，因此，支架的柔顺性已成为当前各医疗器械机构支架研发的重要的特征之一。5．1支架柔顺性能测试方法目前对于柔顺性的研究方法很多，没有统一标准，主要有以下几种方式：(1)常规简单的机械性能实验测试这一方式主要包括三点弯曲法(图5一l(a))和端部扭转法(图5一l(b))。这两种方法是测试材料力学性能的常用方法，己被医疗器械厂家广泛用来测试支架的柔顺性参数。其中三点弯曲法具有代表性的是Ormiston[621和Rieu掣631，其基本原理是通过测试支架硬度间接评估支架的柔顺性，这种方法的优点在于能够客观量化支架柔顺性，使不同设计的支架柔顺性差异标准化，达到优化支架的目的。然而，以上两种方法也存在以下问题：首先，支架难以避免发生径向变形，很难区分发生弯曲变形的支架究竟是由弯矩产生的还是由径向载荷产生的；其次，不能保证弯矩是均匀地加载到支架上，因此这两种方法并不能全面的反应支架的柔顺性。F／支袈F／妻黎F，／广、。11If，一、『／I}，，一、kII～、。、、，，。一’l，、2s’二：、。一．=：一岩k、’-一一，，，：，，。■，弋∥己，(a)三点弯曲法(b)端部扭转法图5．1支架柔顺性测试装置示意图Fig．5-1Schematicdiagramoftestingflexibilityapparatus41万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文(2)有限元分析法这种方法是利用有限元分析软件，通过在计算机上建立三维实体模型，对支架生物力学性能进行模拟一种方法。到目前为止，已有不少人开始使用有限元分析法，但也存在着局限性，难以引入支架输送系统，而不能真实的反映支架在血管中的柔顺性。(3)体外模型模拟测试体外模型模拟测试不失为一种理想的方法，很多学者开始通过这种方式，对支架的柔顺性和贴壁性进行探索。其中Duda等ⅢI建立髂动脉分叉有机玻璃管模型，根据支架跨越分叉时所需要推进力的数值来评价支架的柔顺性；Poerner等㈣和Kalmdr等[“】分别建立了简化的硅胶和有机玻璃管弯曲模型，通过视觉评估不同设计支架的贴壁性，虽然目前均取得了很大的进展，但该种方法测试结果与人体应用可能仍存在一定的差异。(4)动物模型模拟测试通过运用动物模型来模拟血管内支架置入是临床前评价支架柔顺性和贴壁性的最有效的方法。Georganos等167墟立猪颈动脉虹吸段模型，通过该模型以血管内材料穿越虹吸段能力和穿越所引起的血管变化评价材料的性能；国内学者白小欣等”81依托犬的颈外动脉模拟支架植入来测试支架的柔顺性。尽管这种测试比较接近，但实际上动物与人体结构上的差异，使得所测试的支架柔顺性与人体临床应用仍存在一定的差距。此外，JeffreywSimons[691等提出测试支架在纯弯曲状态下的柔顺性，采用原理及装置图如图5-2所示。在装置的每个端部分别设有两个滑轮，通过图中所示的线带动滑轮转动，从而引起支架发生旋转。根据几何关系，支架端部的角位移可通过拉伸位移求得，同样，通过施加在线上的恒定的力和力矩即可求得弯矩。霞孕g三一盎墓一圈◆瞄5-2支米在纯g曲作脚下的原理和装置幽Fig5-2Theprincipleanddeviceofstentunderpumbending万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文本文中所采用测试支架柔顺性的方法为有限元分析法，采用Wu等‘701人提出的多点约束单元法来研究支架的柔顺性，该方法与JeffreyW．Simons--致，都是在支架上施加均匀的弯矩州，分析比较支架结构模式和几何参数对其柔顺性能的影响。5．2有限元模型本章支架的几何模型和材料参数与前所述相同，半径均为1．91ran，长度均为20mm。5．2．1边界条件为了能够在支架上施加均匀的弯矩，为此引入刚体约束(Rigidbody)，即在支架的两端部中心轴线位置处分别建立一个参考点(A，B)，如图5—3所示。本文中以全局坐标轴X轴作为支架中心轴，通过刚体约束将参考点与端部节点六个自由度联系起来。在支架弯曲过程中，约束节点A和B在y、z方向上无位移，在X轴上呈对称相对运动，仅绕z轴旋转，故约束节点A和B绕砖由和y轴的旋转，具体边界条件如下：(1)阢=己‘=0；(2)己k=己珐、，-0；(3)G』+G2=O。图5—3支架上施加弯矩示意图Fig．5·3Schematicdiagramofstentunderbendingmonlent5．2．2加载和求解控制在参考点A禾FIB处各施加90。角位移，使支架绕Z轴发生弯曲变形，如图5．3所示。对柔顺性的分析仍采用ABAQUS／Explicit求解器进行准静态模拟，所有模型加载时间均为3s，接触设置为第三章所述。43万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文由图5—3我们不难发现，支架可以近似地看成是一个在弯矩M作用下的梁，如果支架的旋转角度为a，那么在弯矩作用下，它的弯曲刚度E／(柔顺性的倒数)可以表示成如下形式：日=盖(5-1)2a|L。式中，2a／L是支架的曲率，即单位长度支架在弯矩下的变形。由上式知支架弯曲刚度剧与所受的弯矩成正比，也即弯矩越小，其弯曲刚度越小，支架的柔顺性越好。5．3结果与讨论5．3．1结构模式和编织角对柔顺性的影响图5-4是三种结构支架在丝径为0．05mm、编织角度为60度时，绕Z轴相对转角为180。时的弯曲变形图。U一一一U—A4860—05B4860—05C4860—05图5-4不同结构模式状态下支架的变形图Fig．5—4Thedeformationoftilestentswidldifferentconstructionpattem对于结构模式来说，由图5-5(a)，编织股数为48时，三种结构模式在编织角度越小的情况下曲线重合度越高，也即编织角度越小，结构模式在支架柔顺性中的差异越不明显；当编织角度增大时，结构模式的优越性逐渐体现出来。由图5—5伯)，编织股数为24时，三种结构模式曲线差异化相对比较明显，也即结构模式与股数也存在着一定关系，股数越少，柔顺性差异化越突出。同时在(b)图中可看出结构模式B在60。时的柔顺万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文性甚至优于A和C在45。时的情况。因此总体来说三种结构模式在编织角越小，编织股数越多的情况下，柔顺性差异越不明显，其中B的柔顺性最好，其次是C．A的柔顺性在三种结构模式中最差。一EE．z一＼苣。go￡锄口H罩o∞Curt，atule(i1／11])(a)缟织股敷由48，丝径由005nml(b)编织股数为“，丝径为005n硼图5-5结构模式和编织角度对支架柔顺性的蔗；响Fig5-5Theinfluenceofstnlcturepatternandbraidingangleonthestentflexibility由图5-5可以看出，同一种结构模式，在其它参数相同的条件下，编织角度越大万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文弯矩越大，柔顺性越差，图a中在曲率为008时，三种结构模式，编织角为45。的弯矩大约为30。时的2．6倍，60。弯矩约为30。的4倍；从图b中可以看出，编织角增大的同时，支架在弯曲过程中稳定性减弱，当编织角为60。时，结构A和C在曲率达到一定程度时曲线发生了突变，骤然下降，说明结构出现失稳现象，编织支架出现了弯折(图5—4)，已不能继续使用。因此，编织角是决定支架屈曲失稳和柔顺性的关键因素。5．3．2丝径对柔顺性的影响cur、aiurc(n1111J1a)编织股数为48．缟擐角为30CtulcfT11】n、(b1骗织股数为24，编织角为30。圈5-6丝径对支架柔顺性的彰响Fig5-6Theinfluenceofwirediameteronthestenlflexibility万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文图5-6a为支架三种结构模式在48股、曲率为0ll时，丝径Olmra的弯矩均约为005mm的148倍；b图24股支架在曲率为011时，A、B、C三种结构模式上述比值分别为13．4倍、137倍、136倍。由此可看出，丝径是决定支架柔顺性的关键因素之一，减少丝径的尺寸，支架的柔顺性会变好。如若一味追求柔顺性，丝径太小时，径向支撑力过小，在病变位置，支架易移位，所以合理的丝径选择是很重要的。5．3．3编织股数对柔顺性的影响(a1缟织角为30。．丝径为005nmaCuIva㈨c(1llnl1(b1墒织角为60。，丝径为005mnl图5．7股数对支架柔顺性的影响Fig5—7TheinfluenceofwirenumberONtheSlelltflexibility47万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文编织股数也是支架柔顺性的一个重要因素，图5—7a支架在编织角为30。、丝径为005ram时，随着编织股数的增加，支架的弯矩变大，柔顺性变差。图5—7b支架在编织角为60。时、丝径为005mm时，上述结论仍成立，但随着曲率的增加，支架出现失稳现象；同时可看出股数越多，结构模式A的稳定性越好，相同条件下临界曲率大于B和C。由此可见编织股数也是柔顺性一个关键因素，股数越多，支架的柔顺性越差。对于如何兼顾支架的柔顺性与径向支撑力，将是提高支架的生物力学相容性，改善临床应用效果的重要因素，因此要求支架设计者在选择支架股数时，兼顾支架的其他性能要求，使其达到最佳的结构性能。5．4不同支架设计对柔顺性的影响本节对文中的镍钛台金编织支架模型B4830_05和支架D4830』5(图5-8)的柔顺性进行比较，有限元设置与前述相同。支架弯曲变形见图5-9，柔顺性比较如图5一10所示。B483005D483005固5-8局部模型B和DFig5-8ApoaionofthemodelBandD_、、，，-■目5-9模型B和D在弯曲作用下的变彩图Fig5-9ThedeformationofthemodelBandDunderbending48万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文吕吕Z、一＼鼎舯曲翠／mm”图5．10模型B和D的弯矩一曲率曲线Fig．5-10Bendingmoment—curvaturecurvesofthemodelBandD通过图5-9、5—10可看出模型B的柔顺性远远优越于模型D，且在弯曲过程中支架的稳定性良好，没有出现弯折现象，模型D曲率小于0．05时既已弯折，故支架设计过程中各细微差异将直接导致支架的适用性。5．5本章小结本章目的在于探索各种编织工艺结构及几何参数对编织支架柔顺性能的影响，希望能够通过本章的模拟分析，为人体内各种编织管道支架在柔顺性方面寻找合适的参数指标提供依据。对于镍钛合金编织支架来说，通过本章分析可得出以下结论：(1)对于三种结构模式来说，股数越多，角度越小的情况下，柔顺性在支架中的优势越不明显，股数越少，差异化越突出。随着编织角的增加，结构模式的优越性逐渐体现出来，B的柔顺性最好，其次是C，A的柔顺性在三种结构模式中最差，但总体相差不大。(2)对于编织角度来说，同一种结构模式，在其它参数相同的条件下，编织角度越大，弯矩越大，柔顺性越差。(3)在其他参数相同条件下，增加支架丝径的尺寸，其柔顺性会变差。(4)相同条件下，股数越多，支架的柔顺性越差；同时股数增多、编织角增大时，结构模式A的稳定性最好，相同条件下临界曲率大于B和C。由此可见编织股数也49万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文是柔顺性一个关键因素。(5)通过比较两种不同模型B4830_05和D4830—05，B的柔顺性远优于D，可得支架设计过程中，微小差异直接导致截然不同的结果，决定支架适用性。50万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文结论和展望本论文主要是对颅内动脉瘤镍钛合金编织导流支架的力学性能进行研究，根据支架结构特点，通过MATLAB软件和有限元软件ABAQUS建立梁单元有限元模型，分析比较支架结构模式、编织角、丝径、编织股数对其三个主要的技术性能指标包括最大等效单轴拉应变，径向支撑力，纵向柔顺性的影响，为进一步的支架设计和开发起到了有益的指导作用。一、本文的主要结论l、支架在压握过程中，最大等效单轴拉应变均远小于8％，在材料的超弹性变形范围之内。针对最大等效单轴拉应变命1。来说，结构模式和编织股数均不作为考虑的主要因素；昌。随着编织角度的增大而减小，随着丝径的增加约成倍增加。2、支架到达病变位置释放后各参数对血管壁径向支撑力的影响：在相同的条件下，支架的结构模式对径向支撑力性能影响甚小，可以忽略不计；丝径越大，径向支撑力越大；而对于编织角度来说正好相反，编织角越小的支架，覆盖率高，其径向支撑力越大；编织股数与径向支撑力成正比关系，股数增倍时，径向支撑力也成倍增加。3、三种结构模式在同等条件下贴壁性均良好，差异不大，作为脑动脉重建支架在贴壁性方面是符合要求的。4、支架在输送的过程中及置放到病变位置后，各参数对支架柔顺性能的影响：①对于三种结构模式来说，股数越多，角度越小的情况下，柔顺性在支架中的优势越不明显，股数越少，差异化越突出。随着编织角的增加，结构模式的优越性逐渐体现出来，B的柔顺性最好，其次是c，A的柔顺性在三种结构模式中最差，但总体相差不大。(D随着支架编织角度和丝径尺寸的增加，弯矩增大，柔顺性变差。(D编织股数增加时，支架的弯矩增大，柔顺性变差：同时在股数增多、编织角增大时，结构模式A的稳定性最好，相同条件下临界曲率大于B和C。④通过对模型B4830—05和D4830—05进行比较，B的柔顺性远优于D，因此支架结构设计过程中，微小差异直接导致截然不同的结果，决定支架适用性。万方数据 太原理工大学硕士研究生学位论文二、未来研究展望对支架的进一步研究，除了本文所涉及到的编织模式及各参数对其最大等效单轴拉应变，径向支撑力，柔顺性能的影响，后续将着重从以下几个方面开展：l、支架各参数之间的相互联系以及它们是如何共同影响支架力学性能，进一步分析说明支架产生各力学性能的作用机制。2、多模型，多数据，多工况，全方位的分析支架受力情况，比如支架在径向压握后，将其导入微导管输送到病变位置过程中各模型的柔顺性。3、对于颅内动脉血管支架的植入主要是通过改变载瘤动脉内血流动力学，减少血流对动脉瘤腔的涡流和冲击，因此还应当从固体力学、流体力学两个方面同时进行，需要建立相应的流固耦合有限元模型进行分析。4、在进行有限元模拟分析的同时，支架实验需同时跟进，如模型的编织、热处理、力学性能测试等，综合分析支架结论的合理性。5、利用编织支架的力学特性，设计应用于不同动脉瘤的结构模型。52万方数据 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太原理工大学硕士研究生学位论文致谢本课题的研究及论文的撰写是在我尊敬的导师李志强教授的悉心指导下完成的。本论文从选题到完成，每一步都离不开导师的耐心指导。在硕士三年学习期间里，李老师以严谨的治学态度、扎实的理论、丰富的实践经验以及一丝不苟的敬业精神深深地影响和激励着我。他的言传身教、不吝赐教和热忱鼓励，让我懂得了许多做人做事的道理，也学到了许多研究方法。三年来的收获，是我一生受益不尽的宝贵财富，在此谨向尊敬的李老师表示衷一tl,的感谢!衷心的感谢牛津大学由衷教授，马家耀博士对于本课题悉心指导和无私帮助，在血管支架模拟研究过程中给予的许多中肯建议，使我在之后的研究工作中能够少走弯路、事半功倍。本篇论文中支架有限元模拟部分的每个实验方案和数据都离不开他们的细心指导，即使身处异国他乡仍不忘通过互联网来指导我的论文写作，留给我很多思考和进步的空问。真诚的感谢陈维毅教授，安美文教授，树学峰教授，王志华教授对本课题的大力支持和帮助，他们平易近人的生活态度给我留下了深刻的印象，潜移默化中我学到了许多做人做事的道理，在此表达我真诚的谢意。感谢刘志芳副教授，赵勇刚高工，路国运教授，王根伟副教授，辛浩老师等各位应用力学与生物医学工程研究所老师对本研究给予的指导和帮助，他们活跃开阔的科学思维、与时俱进的科研精神和宽以待人的为人之道使我受益匪浅，真正体现了为师者的风采，在此，致以诚挚的谢意。感谢和我一起学习和生活过的师兄师姐们，师弟师妹们，应力所的所有同胞们以及与我朝夕相处的同学、朋友、室友们，在你们的交谈中，开阔了我的思路，丰富了我的生活，深化了我对生活的感悟，感谢你们给予我的关心和帮助。感谢一直在背后默默关心我的挚爱的家人，正是他们的深切关怀与支持勉励我不断进取。最后，谨向所有关心和帮助过我的良师益友和亲人们致以最诚挚的谢意，祝愿你们永远健康、快乐!郑清丽2015年5月 太原理工大学颐士研究生学位论文60 太原理工大学硕士研究生学位论文攻读学位期间发表的学术论文[1]郑清丽，魏明堂，由衷，安美文，李志强．颅内动脉瘤支架柔顺性能有限元分析[J]。太原理工大学学报，2015，46(3)：352—356．