下肢运动属于复杂且幅度较大的肢体运动，植入下肢的动脉支架易发生复杂的机械变形，因此要求下肢动脉支架具有较高的综合力学性能。为评价支架的力学性能，本文利用有限元法对 6 款镍钛合金下肢动脉支架（Absolute Pro、Complete SE、Lifestent、Protégé EverFlex、Pulsar-35 和 New 支架）在径向压缩、轴向压缩/拉伸、弯曲和扭转等不同变形模式下的力学性能进行数值模拟比较，并通过实验验证支架的径向支撑性能。研究结果发现，New 支架综合性能优于其他支架，其中径向支撑性能优于 Absolute Pro 和 Pulsar-35 支架，轴向支撑性能优于 Complete SE、Lifestent 和 Protégé EverFlex 支架，柔顺性能优于 Protégé EverFlex 支架，扭转性能优于 Complete SE、Lifestent 和 Protégé EverFlex 支架。通过 TTR2 型径向支撑力测试仪测试了 6 款支架的径向支撑性能，验证了有限元分析结果的正确性。本文揭示了支架结构尺寸对其多种变形模式下力学性能的影响规律，为临床应用中根据病变部位的需求选择合适的支架提供参考。
引言
外周动脉疾病（peripheral arterial disease，PAD）是由于下肢动脉粥样硬化阻塞导致下肢血流量减少引起的一种下肢动脉疾病[1]，其有着较高的病发率和死亡率，严重降低患者的生活质量[2]。血管支架介入术是一种越来越流行的微创手术，已经成为治疗血管狭窄的重要手段[3]。它是一种将镍钛（NiTi）合金支架植入病变部位支撑血管，防止血管回弹及内膜斑块向血管内突出的以提高血管通畅性的介入手术[4]。
研究发现血管支架在复杂的机体环境下，不仅会受到挤压和弯曲作用力，还会产生扭转、轴向压/拉等变形，薛雯等[5]利用编织技术制备了 4 种不同结构的一体化涤纶复丝/NiTi 合金丝血管覆膜支架，并探讨支架结构与扭力的关系。Maleckis 等[6]对 12 款支架在轴向压缩/拉伸、径向压缩、三点弯曲和扭转等变形下的力学性能做了实验比较，发现没有一种支架能在所有变形模式下都整体优于其他支架。MacTaggart 等[7]对股骨动脉的轴向压缩做了分析，研究发现收缩率在 19%～30.8%，并且压缩有高度局部化。另一项研究发现，人体下肢正常运动时血管内支架的轴向压缩非常严重，尤其是下蹲动作导致的急性屈曲肢体的轴向压缩高达 39%[8]。已有研究表明，较低的支架轴向阻力是有益的，它不仅提高了支架的灵活性，并使支架与动脉壁之间产生的不良相互作用减少。李子豪等[9]对不同材质斑块的狭窄颈动脉模型中新型锌合金支架的支撑性能进行了研究，结果发现在斑块材料属性分别为钙化和非钙化的模型中，支架扩张阶段的最大应力分别为 433.4、432.4 MPa，回弹阶段的最大应力值分别为 266.1、259.4 MPa。Kamenskiy 等[10]研究了行走状态下浅股动脉支架的轴向拉伸变形，研究发现支架主要变形集中在两端。韦明堂等[11]通过利用有限元软件对一种国产 NiTi 合金冠脉支架在平面弯曲载荷作用下的纵向柔顺性进行分析，得出支架的自接触现象对支架柔顺性产生显著影响的结论。Desyatova 等[12]研究发现股浅动脉扭转高达 13～20（°）/cm，而个体动脉中有 26～43（°）/cm 的扭转。以上学者对动脉支架做了相关研究，但是大多研究内容较为单一，没有系统对比分析支架整体的力学性能。
基于上述情况，利用有限元分析软件 Abaqus6.14（Dassault Systemes Inc.，法国）模拟支架在病变部位运动过程中的变形行为，本文对 6 款下肢动脉支架在径向压缩、轴向压缩/拉伸、弯曲和扭转变形行为进行分析，对其变形过程中的力学性能进行比较，并对支架径向支撑性能进行实验研究，为下肢动脉支架的综合力学性能评价及临床选择提供科学的参考。
1 材料与方法
1.1 材料模型
本文研究的 6 款下肢动脉支架中 Absolute Pro（Abbott Vascular，美国）、Complete SE（Medtronic，美国）、Lifestent（Bard，美国）、Protégé EverFlex（EV3，美国）、Pulsar-35（Biotronik，德国）为已上市的支架。New 支架为新型支架，该新型支架是苏州爱瑞德医疗科技有限公司研发中的针对下肢动脉狭窄疾病治疗用血管支架。所有支架均采用 NiTi 合金管材切割而成，在 Abaqus6.14（Dassault Systemes Inc.，法国）中采用超弹性性能的记忆合金材料作为本构模型。使用与支架成分相同且经过了相同热处理的 NiTi 合金丝所测得的机械性能曲线作为支架模拟的材料输入。通过实验测试得到 NiTi 合金丝的密度为 6.45 g/cm3，弹性模量E = 80 GPa，泊松比 0.33，抗拉强度 1 290 MPa，屈服强度 390～610 MPa[13]。
1.2 几何模型
针对 5 款已上市的国外经典下肢动脉支架和 1 款自主设计的新型下肢动脉支架，应用几何建模软件 Solidworks 2016（Dassault Systemes Inc.，法国）建立支架三维模型，模型初始直径为 6 mm，长度为 30 mm，其他的尺寸根据产品实测获得，均与原产品相同。如图 1 所示，分别为 Absolute Pro、Complete SE、Lifestent、Protégé EverFlex、Pulsar-35 和 New 支架。其中 New 支架为新型支架，正弦波形结构，周向支撑体单元个数为 12 和 15 交替排列，支撑单元间由 X 型连接体连接，厚度为 0.2 mm，采用 NiTi 合金激光雕刻而成。
图1
6 款支架模型
Figure1.
Models of six stents
1.3 网格划分
数值模拟仿真的结果往往受到网格质量、密度和数量的影响。理论上，网格划分程度越小越密集，数值模拟所得到的结果就越接近真实解，但在实际应用中，由于计算机资源和计算时间的制约，网格单元不可能无限小。因此，数值模拟分析前需对网格进行依赖性分析，使网格的划分既能满足求解精度，又能尽可能地减小计算机资源的浪费。六面体网格在质量、计算精度、变形特性、划分网格数量以及抗畸变程度等方面具有明显的优势，所以在有限元网格划分前处理软件 HyperMesh14.0（Altair Engineering Inc.，美国）中进行采用八节点六面体线性减缩积分单元（C3D8R）对支架进行网格划分。为保证计算精度和收敛性，网格尺寸固定为 0.01 mm，使 6 款支架单元网格大小基本相同，如图 2 所示。
图2
支架网格模型
Figure2.
Mesh of the stent model
1.4 分析方法
在径向支撑性能分析中，将划分网格后的支架导入有限元分析软件 Abaqus6.14（Dassault Systemes Inc.，法国）中，建立压握壳并将其与支架进行装配，然后向压握壳施加径向位移载荷，将支架直径从 6 mm 径向压握至 3 mm，然后撤掉压握壳，将支架释放到内径为 5.8 mm 的血管中。在轴向压缩/拉伸性能分析中，首先在支架模型中心轴的两端创建 RP1、RP2 两个参考点，然后在支架两端波峰位置选取单元，并将其分别与 RP1、RP2 两点耦合，在支架一端施加轴向位移载荷，将支架压缩或拉伸 5 mm。在柔顺性能和扭转性能分析中，同样在支架模型中心轴的两端创建 RP1、RP2 两个参考点进行耦合约束，然后将相反的弯曲（扭转）弧度α（β）分别施加在支架两端参考点上（其中α = 1.047 rad，β = 0.785 rad），支架加载示意图如图 3 所示。
图3
支架加载示意图
Figure3.
Diagram of stents loading
1.5 评价方法
分别用径向支撑刚度RF、轴向压缩/拉伸刚度（AR1/AR2）、单位长度弯曲刚度EIL和扭转刚度Kt来评价支架径向和轴向的力学性能[14]。具体定义如式（1）～（5）所示：
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其中，AR1 为轴向压缩刚度；AR2 为轴向拉伸刚度；Fr1～Fr5 分别为不同变形模式下的支撑反力；δr为径向回弹位移；U1 为压缩长度；U2 为拉伸长度；L为支架原长。
2 仿真结果
2.1 支架径向压缩变形
将支架直径从 6 mm 沿径向压握至 3 mm，然后撤掉压握壳将支架释放到内径为 5.8 mm 的血管中。6 款支架的最大弹性应变随着径向压缩位移量的增加而增大，最大应变主要集中在变形量最大的支撑体圆弧区域的内外两侧。支架径向支撑力计算结果如图 4 所示。径向支撑力随着径向位移的增加而增大，由式（1）得出径向支撑刚度，Absolute Pro 支架的径向支撑刚度最小，Lifestent 支架的径向支撑刚度最大。其他支架的径向支撑刚度值由大到小依次是 Protégé EverFlex、New、Complete SE 和 Pulsar-35 支架，并且这 4 款支架的径向支撑刚度值差距平均只有 12.94%。
图4
支架支撑性能
Figure4.
The supporting property of stents
2.2 支架轴向压缩变形
将支架沿轴向方向压缩 5 mm 过程中，最大弹性应变随着压缩位移量的增加而增大。支架轴向压缩计算结果如图 5 所示。除 Complete SE 支架外，其他 5 款支架轴向支撑力随着压缩量的增加而增大。由式（2）得出轴向压缩刚度值，Pulsar-35 支架轴向压缩刚度值最小为 0.000 491 N/mm。在压缩到 3 mm 以前 Complete SE 支架的轴向压缩刚度值最大为 0.004 43 N/mm，但当压缩量超过 3 mm 时支架刚度值变为负值。Protégé EverFlex 支架的压缩刚度值最大为 0.002 63 N/mm。
图5
支架轴向压缩性能
Figure5.
Axial compression property of stents
2.3 支架轴向拉伸变形
将支架沿轴向拉伸 5 mm 过程中，最大弹性应变随着拉伸位移量的增加而增大。支架轴向拉伸计算结果如图 6 所示。支架轴向支撑力随着拉伸位移的增加而增大，由式（3）得出轴向拉伸刚度值。结果显示，Complete SE 支架的轴向压缩刚度值和拉伸刚度值均为最大，Pulsar-35 支架的轴向压缩刚度值和拉伸刚值度均为最小，New 支架的轴向拉伸性能优于 Complete SE、Lifestent 和 Protégé EverFlex 支架。发现 Complete SE 支架在几何形状上，支撑体宽度和连接体长度均大于 Pulsar-35 支架，其中连接体长度更是有一倍的差距。因此，减小支撑体宽度和连接体长度有利于提高支架的轴向性能。
图6
支架轴向拉伸性能
Figure6.
Axial tensile property of stents
2.4 支架弯曲变形
将支架两端分别弯曲 1.047 rad 过程中，6 款支架的最大弹性应变随着弯曲程度的增大而呈现递增趋势，最大应变主要集中在支架变形量最大的弯曲圆弧内外两侧，分布区域没有明显差异。支架弯曲性能计算结果如图 7 所示。由式（4）得出单位长度弯曲刚度值，Absolute Pro 支架的单位长度弯曲刚度值最小，Protégé EverFlex 支架的单位长度弯曲刚度值最大。不同支架的柔顺性能差别非常大，这与支架的结构尺寸有关，Absolute Pro 支架有超过其他支架 2 倍的支撑体长度，连接体长度更是超其他支架近 20 倍，而周向支撑体单元个数仅为其他支架的 1/2。故增加支架支撑体和连接体长度，减少周向支撑体单元个数有利于提高支架的柔顺性能。
图7
支架弯曲性能
Figure7.
The bending property of stents
2.5 支架扭转变形
将支架两端分别扭转 0.785 rad 的过程中，6 款支架的最大弹性应变随着扭转程度的增大而呈现递增趋势，主要分布在支架中央部位，并且分布比较均匀。支架扭转性能计算结果如图 8 所示。支撑力随着扭转弧度的增加而增大，由公式（5）计算扭转刚度值。结果显示，当支架两端各扭转 0.785 rad 时，Pulsar-35 支架的扭转刚度值最小，Lifestent 支架最大，并且远远大于其他支架。小的扭转刚度有利于支架在体内适应复杂的变形，刚度值最小的 Pulsar-35 支架在几何结构上，支撑体的宽度和厚度均为 6 款支架中最小的，并且连接体长度较小。而 Lifestent 支架的支撑体宽度是 6 款支架中最大的，支撑体厚度较厚，连接体长度较长。因此，减小支撑体宽度、厚度以及连接体长度有利于提升支架的扭转性能。
图8
支架扭转性能
Figure8.
The torsional property of stents
3 实测实验
3.1 实验设备
本文选用美国 Blockwise 公司生产的 TTR2 型径向支撑力测试仪对上述支架的支撑性能进行实验验证，它适用于直径 1～16 mm，长度 6～60 mm 的支架。
3.2 实验方法
首先，在进行实验之前，使用传感器上的 20-1 bf 砝码和 8 mm 的规针对仪器进行力的校准和直径的校准；其次是设置实验温度为 37℃；然后在计算机软件中选择试样页，输入支架的外径为 6 mm，支架的长度为 30 mm，最终直径为 3 mm，在操作流程中选入梯度型；压握速度选取 0.3 mm/s；最后释放支架，将支架模拟释放到内径为 5.8 mm 的血管中，释放速度为 0.3 mm/s，读取软件中的实验结果进行分析。
3.3 实验结果
实验结束后将数据文件导入电子表格中，处理后实验结果如表 1 所示。分析发现支架结构对支架支撑性能影响较大，其中支架支撑体尺寸和周向支撑单元数量的影响较大，当支撑体长度越短，宽度越大，周向支撑单元数量越多，支架径向支撑性能越好。实验结果显示，径向支撑刚度值由大到小依次是 Lifestent、Protégé EverFlex、Complete SE、New、Pulsar-35 和 Absolute Pro 支架，实验结果与有限元分析结果基本一致。但是实验结果在数值上较有限元分析结果均偏大，经过分析主要有以下原因：① 在实验中，存在一定的摩擦，而有限元分析时并未考虑摩擦力的影响；② 实验过程中存在一定的测量误差，测量误差导致结果存在一定的误差。
表1
血管支架径向支撑刚度理论分析值与实验值
Table1.
Theoretical analysis and experimental values of the radial support stiffness of stents
4 结论
本文通过对 6 款下肢动脉支架的径向压缩、轴向压缩/拉伸、弯曲和扭转等变形行为进行分析，对其变形过程中的力学性能进行比较，并对支架径向支撑性能进行实验研究，最终结论如下：
（1）经过对下肢动脉支架在不同变形模式下的力学性能分析，发现 New 支架的径向支撑性能优于 Absolute Pro 和 Pulsar-35 支架，轴向支撑性能优于 Complete SE、Lifestent 和 Protégé EverFlex 支架，柔顺性能优于 Protégé EverFlex 支架，扭转性能优于 Complete SE、Lifestent 和 Protégé EverFlex 支架。
（2）径向支撑力测试实验发现，6 款支架的径向支撑刚度值由大到小的测试结果与有限元分析结果一致，因此轴向压缩/拉伸、弯曲和扭转的有限元分析结果对评价支架力学性能同样具有一定的参考价值。
（3）对支架径向支撑性能影响最大的是：支架支撑体和连接体长度及周向单元个数；对支架轴向性能影响最大的是：支撑体和连接体的长度；对柔顺性能影响最大的是：连接体宽度；对扭转性能影响最大的是：支撑体的宽度及厚度。
（4）由于下肢动脉可能发生多种变形，要求支架应具备综合力学性能，而支架的结构尺寸与其力学性能密切相关，并非所有的支架都具有优越的综合力学性能，因此在临床使用中根据病变部位的需求选择合适的支架尤为重要。
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
引言
外周动脉疾病（peripheral arterial disease，PAD）是由于下肢动脉粥样硬化阻塞导致下肢血流量减少引起的一种下肢动脉疾病[1]，其有着较高的病发率和死亡率，严重降低患者的生活质量[2]。血管支架介入术是一种越来越流行的微创手术，已经成为治疗血管狭窄的重要手段[3]。它是一种将镍钛（NiTi）合金支架植入病变部位支撑血管，防止血管回弹及内膜斑块向血管内突出的以提高血管通畅性的介入手术[4]。
研究发现血管支架在复杂的机体环境下，不仅会受到挤压和弯曲作用力，还会产生扭转、轴向压/拉等变形，薛雯等[5]利用编织技术制备了 4 种不同结构的一体化涤纶复丝/NiTi 合金丝血管覆膜支架，并探讨支架结构与扭力的关系。Maleckis 等[6]对 12 款支架在轴向压缩/拉伸、径向压缩、三点弯曲和扭转等变形下的力学性能做了实验比较，发现没有一种支架能在所有变形模式下都整体优于其他支架。MacTaggart 等[7]对股骨动脉的轴向压缩做了分析，研究发现收缩率在 19%～30.8%，并且压缩有高度局部化。另一项研究发现，人体下肢正常运动时血管内支架的轴向压缩非常严重，尤其是下蹲动作导致的急性屈曲肢体的轴向压缩高达 39%[8]。已有研究表明，较低的支架轴向阻力是有益的，它不仅提高了支架的灵活性，并使支架与动脉壁之间产生的不良相互作用减少。李子豪等[9]对不同材质斑块的狭窄颈动脉模型中新型锌合金支架的支撑性能进行了研究，结果发现在斑块材料属性分别为钙化和非钙化的模型中，支架扩张阶段的最大应力分别为 433.4、432.4 MPa，回弹阶段的最大应力值分别为 266.1、259.4 MPa。Kamenskiy 等[10]研究了行走状态下浅股动脉支架的轴向拉伸变形，研究发现支架主要变形集中在两端。韦明堂等[11]通过利用有限元软件对一种国产 NiTi 合金冠脉支架在平面弯曲载荷作用下的纵向柔顺性进行分析，得出支架的自接触现象对支架柔顺性产生显著影响的结论。Desyatova 等[12]研究发现股浅动脉扭转高达 13～20（°）/cm，而个体动脉中有 26～43（°）/cm 的扭转。以上学者对动脉支架做了相关研究，但是大多研究内容较为单一，没有系统对比分析支架整体的力学性能。
基于上述情况，利用有限元分析软件 Abaqus6.14（Dassault Systemes Inc.，法国）模拟支架在病变部位运动过程中的变形行为，本文对 6 款下肢动脉支架在径向压缩、轴向压缩/拉伸、弯曲和扭转变形行为进行分析，对其变形过程中的力学性能进行比较，并对支架径向支撑性能进行实验研究，为下肢动脉支架的综合力学性能评价及临床选择提供科学的参考。
1 材料与方法
1.1 材料模型
本文研究的 6 款下肢动脉支架中 Absolute Pro（Abbott Vascular，美国）、Complete SE（Medtronic，美国）、Lifestent（Bard，美国）、Protégé EverFlex（EV3，美国）、Pulsar-35（Biotronik，德国）为已上市的支架。New 支架为新型支架，该新型支架是苏州爱瑞德医疗科技有限公司研发中的针对下肢动脉狭窄疾病治疗用血管支架。所有支架均采用 NiTi 合金管材切割而成，在 Abaqus6.14（Dassault Systemes Inc.，法国）中采用超弹性性能的记忆合金材料作为本构模型。使用与支架成分相同且经过了相同热处理的 NiTi 合金丝所测得的机械性能曲线作为支架模拟的材料输入。通过实验测试得到 NiTi 合金丝的密度为 6.45 g/cm3，弹性模量E = 80 GPa，泊松比 0.33，抗拉强度 1 290 MPa，屈服强度 390～610 MPa[13]。
1.2 几何模型
针对 5 款已上市的国外经典下肢动脉支架和 1 款自主设计的新型下肢动脉支架，应用几何建模软件 Solidworks 2016（Dassault Systemes Inc.，法国）建立支架三维模型，模型初始直径为 6 mm，长度为 30 mm，其他的尺寸根据产品实测获得，均与原产品相同。如图 1 所示，分别为 Absolute Pro、Complete SE、Lifestent、Protégé EverFlex、Pulsar-35 和 New 支架。其中 New 支架为新型支架，正弦波形结构，周向支撑体单元个数为 12 和 15 交替排列，支撑单元间由 X 型连接体连接，厚度为 0.2 mm，采用 NiTi 合金激光雕刻而成。
图1
6 款支架模型
Figure1.
Models of six stents
1.3 网格划分
数值模拟仿真的结果往往受到网格质量、密度和数量的影响。理论上，网格划分程度越小越密集，数值模拟所得到的结果就越接近真实解，但在实际应用中，由于计算机资源和计算时间的制约，网格单元不可能无限小。因此，数值模拟分析前需对网格进行依赖性分析，使网格的划分既能满足求解精度，又能尽可能地减小计算机资源的浪费。六面体网格在质量、计算精度、变形特性、划分网格数量以及抗畸变程度等方面具有明显的优势，所以在有限元网格划分前处理软件 HyperMesh14.0（Altair Engineering Inc.，美国）中进行采用八节点六面体线性减缩积分单元（C3D8R）对支架进行网格划分。为保证计算精度和收敛性，网格尺寸固定为 0.01 mm，使 6 款支架单元网格大小基本相同，如图 2 所示。
图2
支架网格模型
Figure2.
Mesh of the stent model
1.4 分析方法
在径向支撑性能分析中，将划分网格后的支架导入有限元分析软件 Abaqus6.14（Dassault Systemes Inc.，法国）中，建立压握壳并将其与支架进行装配，然后向压握壳施加径向位移载荷，将支架直径从 6 mm 径向压握至 3 mm，然后撤掉压握壳，将支架释放到内径为 5.8 mm 的血管中。在轴向压缩/拉伸性能分析中，首先在支架模型中心轴的两端创建 RP1、RP2 两个参考点，然后在支架两端波峰位置选取单元，并将其分别与 RP1、RP2 两点耦合，在支架一端施加轴向位移载荷，将支架压缩或拉伸 5 mm。在柔顺性能和扭转性能分析中，同样在支架模型中心轴的两端创建 RP1、RP2 两个参考点进行耦合约束，然后将相反的弯曲（扭转）弧度α（β）分别施加在支架两端参考点上（其中α = 1.047 rad，β = 0.785 rad），支架加载示意图如图 3 所示。
图3
支架加载示意图
Figure3.
Diagram of stents loading
1.5 评价方法
分别用径向支撑刚度RF、轴向压缩/拉伸刚度（AR1/AR2）、单位长度弯曲刚度EIL和扭转刚度Kt来评价支架径向和轴向的力学性能[14]。具体定义如式（1）～（5）所示：
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其中，AR1 为轴向压缩刚度；AR2 为轴向拉伸刚度；Fr1～Fr5 分别为不同变形模式下的支撑反力；δr为径向回弹位移；U1 为压缩长度；U2 为拉伸长度；L为支架原长。
2 仿真结果
2.1 支架径向压缩变形
将支架直径从 6 mm 沿径向压握至 3 mm，然后撤掉压握壳将支架释放到内径为 5.8 mm 的血管中。6 款支架的最大弹性应变随着径向压缩位移量的增加而增大，最大应变主要集中在变形量最大的支撑体圆弧区域的内外两侧。支架径向支撑力计算结果如图 4 所示。径向支撑力随着径向位移的增加而增大，由式（1）得出径向支撑刚度，Absolute Pro 支架的径向支撑刚度最小，Lifestent 支架的径向支撑刚度最大。其他支架的径向支撑刚度值由大到小依次是 Protégé EverFlex、New、Complete SE 和 Pulsar-35 支架，并且这 4 款支架的径向支撑刚度值差距平均只有 12.94%。
图4
支架支撑性能
Figure4.
The supporting property of stents
2.2 支架轴向压缩变形
将支架沿轴向方向压缩 5 mm 过程中，最大弹性应变随着压缩位移量的增加而增大。支架轴向压缩计算结果如图 5 所示。除 Complete SE 支架外，其他 5 款支架轴向支撑力随着压缩量的增加而增大。由式（2）得出轴向压缩刚度值，Pulsar-35 支架轴向压缩刚度值最小为 0.000 491 N/mm。在压缩到 3 mm 以前 Complete SE 支架的轴向压缩刚度值最大为 0.004 43 N/mm，但当压缩量超过 3 mm 时支架刚度值变为负值。Protégé EverFlex 支架的压缩刚度值最大为 0.002 63 N/mm。
图5
支架轴向压缩性能
Figure5.
Axial compression property of stents
2.3 支架轴向拉伸变形
将支架沿轴向拉伸 5 mm 过程中，最大弹性应变随着拉伸位移量的增加而增大。支架轴向拉伸计算结果如图 6 所示。支架轴向支撑力随着拉伸位移的增加而增大，由式（3）得出轴向拉伸刚度值。结果显示，Complete SE 支架的轴向压缩刚度值和拉伸刚度值均为最大，Pulsar-35 支架的轴向压缩刚度值和拉伸刚值度均为最小，New 支架的轴向拉伸性能优于 Complete SE、Lifestent 和 Protégé EverFlex 支架。发现 Complete SE 支架在几何形状上，支撑体宽度和连接体长度均大于 Pulsar-35 支架，其中连接体长度更是有一倍的差距。因此，减小支撑体宽度和连接体长度有利于提高支架的轴向性能。
图6
支架轴向拉伸性能
Figure6.
Axial tensile property of stents
2.4 支架弯曲变形
将支架两端分别弯曲 1.047 rad 过程中，6 款支架的最大弹性应变随着弯曲程度的增大而呈现递增趋势，最大应变主要集中在支架变形量最大的弯曲圆弧内外两侧，分布区域没有明显差异。支架弯曲性能计算结果如图 7 所示。由式（4）得出单位长度弯曲刚度值，Absolute Pro 支架的单位长度弯曲刚度值最小，Protégé EverFlex 支架的单位长度弯曲刚度值最大。不同支架的柔顺性能差别非常大，这与支架的结构尺寸有关，Absolute Pro 支架有超过其他支架 2 倍的支撑体长度，连接体长度更是超其他支架近 20 倍，而周向支撑体单元个数仅为其他支架的 1/2。故增加支架支撑体和连接体长度，减少周向支撑体单元个数有利于提高支架的柔顺性能。
图7
支架弯曲性能
Figure7.
The bending property of stents
2.5 支架扭转变形
将支架两端分别扭转 0.785 rad 的过程中，6 款支架的最大弹性应变随着扭转程度的增大而呈现递增趋势，主要分布在支架中央部位，并且分布比较均匀。支架扭转性能计算结果如图 8 所示。支撑力随着扭转弧度的增加而增大，由公式（5）计算扭转刚度值。结果显示，当支架两端各扭转 0.785 rad 时，Pulsar-35 支架的扭转刚度值最小，Lifestent 支架最大，并且远远大于其他支架。小的扭转刚度有利于支架在体内适应复杂的变形，刚度值最小的 Pulsar-35 支架在几何结构上，支撑体的宽度和厚度均为 6 款支架中最小的，并且连接体长度较小。而 Lifestent 支架的支撑体宽度是 6 款支架中最大的，支撑体厚度较厚，连接体长度较长。因此，减小支撑体宽度、厚度以及连接体长度有利于提升支架的扭转性能。
图8
支架扭转性能
Figure8.
The torsional property of stents
3 实测实验
3.1 实验设备
本文选用美国 Blockwise 公司生产的 TTR2 型径向支撑力测试仪对上述支架的支撑性能进行实验验证，它适用于直径 1～16 mm，长度 6～60 mm 的支架。
3.2 实验方法
首先，在进行实验之前，使用传感器上的 20-1 bf 砝码和 8 mm 的规针对仪器进行力的校准和直径的校准；其次是设置实验温度为 37℃；然后在计算机软件中选择试样页，输入支架的外径为 6 mm，支架的长度为 30 mm，最终直径为 3 mm，在操作流程中选入梯度型；压握速度选取 0.3 mm/s；最后释放支架，将支架模拟释放到内径为 5.8 mm 的血管中，释放速度为 0.3 mm/s，读取软件中的实验结果进行分析。
3.3 实验结果
实验结束后将数据文件导入电子表格中，处理后实验结果如表 1 所示。分析发现支架结构对支架支撑性能影响较大，其中支架支撑体尺寸和周向支撑单元数量的影响较大，当支撑体长度越短，宽度越大，周向支撑单元数量越多，支架径向支撑性能越好。实验结果显示，径向支撑刚度值由大到小依次是 Lifestent、Protégé EverFlex、Complete SE、New、Pulsar-35 和 Absolute Pro 支架，实验结果与有限元分析结果基本一致。但是实验结果在数值上较有限元分析结果均偏大，经过分析主要有以下原因：① 在实验中，存在一定的摩擦，而有限元分析时并未考虑摩擦力的影响；② 实验过程中存在一定的测量误差，测量误差导致结果存在一定的误差。
表1
血管支架径向支撑刚度理论分析值与实验值
Table1.
Theoretical analysis and experimental values of the radial support stiffness of stents
4 结论
本文通过对 6 款下肢动脉支架的径向压缩、轴向压缩/拉伸、弯曲和扭转等变形行为进行分析，对其变形过程中的力学性能进行比较，并对支架径向支撑性能进行实验研究，最终结论如下：
（1）经过对下肢动脉支架在不同变形模式下的力学性能分析，发现 New 支架的径向支撑性能优于 Absolute Pro 和 Pulsar-35 支架，轴向支撑性能优于 Complete SE、Lifestent 和 Protégé EverFlex 支架，柔顺性能优于 Protégé EverFlex 支架，扭转性能优于 Complete SE、Lifestent 和 Protégé EverFlex 支架。
（2）径向支撑力测试实验发现，6 款支架的径向支撑刚度值由大到小的测试结果与有限元分析结果一致，因此轴向压缩/拉伸、弯曲和扭转的有限元分析结果对评价支架力学性能同样具有一定的参考价值。
（3）对支架径向支撑性能影响最大的是：支架支撑体和连接体长度及周向单元个数；对支架轴向性能影响最大的是：支撑体和连接体的长度；对柔顺性能影响最大的是：连接体宽度；对扭转性能影响最大的是：支撑体的宽度及厚度。
（4）由于下肢动脉可能发生多种变形，要求支架应具备综合力学性能，而支架的结构尺寸与其力学性能密切相关，并非所有的支架都具有优越的综合力学性能，因此在临床使用中根据病变部位的需求选择合适的支架尤为重要。
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
