可降解下腔静脉滤器的生物力学性能及有限元分析

杨彩红， 马凤仓， 姜洪焱， 高晨光， 刘祥坤， 黄男男

（1. 上海理工大学 材料科学与工程学院，上海 200093；2. 上海微创医疗器械（集团）有限公司，上海 201203）

肺动脉栓塞（pulmonary embolism, PE）发病率高、死亡率高、发病突然，通常被称为“沉寂的杀手”。引发PE的栓子大多来源于下肢深静脉血栓(deep venous thrombosis, DVT) 脱落[1]。下腔静脉滤器（inferior vena cava filters, IVCF）可以拦截下肢深静脉脱落的血栓，从而避免PE的发生，在DVT患者的PE预防中发挥着重要作用[2-3]。目前，临床上应用的IVCF均为金属材料(不锈钢、Ni-Ti合金等)制作，金属IVCF作为异物长久置于人体内可能带来多种并发症，例如IVCF移位、腔静脉穿孔、局部血栓形成和腔静脉闭塞等[4-7]。

随着生物材料和生命科学的发展，国内外很多学者对可降解材料构建的IVCF做出了研究。这种可降解的IVCF在PE高危期过后自动降解，解除对下腔静脉血流的阻碍作用，降解产物最终被人体吸收，不会造成医源性PE及其他副作用。王小平等[8]基于TrapEase IVCF模型，将左旋聚乳酸(poly-L-lacticacid，PLLA)薄膜进行激光切割、粘接和热定形，制备出一种具有中心线扩张机构的可降解IVCF。EGGERS等[9]采 用 聚 二 恶烷 酮 （polydioxanone，PDO）缝合线制备出一款可降解IVCF，并进行了动物试验。赵辉等[10]也制备出一款上方由6条聚糖乳酸缝线组成的圆锥形过滤结构、下方为聚己内酯支架的IVCF。生物可降解IVCF具有潜在的临床应用价值，值得进一步研究。

一款理想的可降解IVCF不仅能够有效地捕获血栓、实现压握扩张过程，而且具有良好的生物力学性能。过滤杆的数目决定了IVCF捕获血栓的能力，LORCH等[11]研究了血管水平或垂直方向放置，血管及血栓直径对不同IVCF过滤效果的影响，发现血管直径较小、血栓直径较大并在垂直方向时IVCF的过滤效果较好，还发现有两层或两层以上过滤结构IVCF的过滤效果比锥形IVCF好。IVCF植入血管后应保持一定的支撑性能，避免压塌或者发生移位现象，从而保持良好的定位效果。仇洪然等[12]通过有限元软件Abaqus与流体动力学软件Fluent进行模拟分析，发现对于同种锥形IVCF，支撑杆个数对IVCF的力学性能影响显著，为IVCF的设计和临床选择提供了更加科学的参考依据。

目前采用PLLA和镁合金材料制作的可降解支架已应用于临床治疗冠心病，但运用可降解材料制作IVCF预防PE的临床应用尚未出现，其原因是可降解材料的力学性能远不如不锈钢或Ni-Ti合金等金属材料。因此，对可降解IVCF的力学性能的研究及有限元模拟分析对IVCF的结构设计和参数调整至关重要。本研究首先用Solidworks软件建立支撑杆数目为8，10，12的3种IVCF对应的支架模型；应用Abaqus软件模拟分析3种支架在压握和自扩张过程中，表面的应力分布状态以及径向支撑力；并利用实际制作的IVCF模型进行径向支撑力测试，以验证模拟过程的准确性。通过有限元模拟分析和径向支撑力的测试结果，评价IVCF表面应力分布状态和力学性能，为IVCF的结构设计和优化提供依据。

1 材料与方法

1.1 材料及IVCF模型

图1为新型生物可降解IVCF的结构示意图。IVCF由支架、沙漏型滤网和连接丝组成，连接丝将沙漏型滤网固定在支架内部形成IVCF。PLLA是一种半结晶可再吸收的聚合物，具有良好的力学性能、生物相容性和生物可降解性，广泛用于手术缝合线、冠状动脉支架和药物释放载体[13-15]。本研究中，采用PLLA纤维编织成支撑杆数目为8，10，12的IVCF。在完全扩张状态下，IVCF长度为50 mm，直径为25 mm。根据ISO 2062方法，在INSTRON 5943万能材料试验机（英国Instron公司）上测试PLLA纤维的室温拉伸性能，加载速度为1 000 mm·min-1，夹具之间的距离为250 mm，测得的应力-应变曲线如图2所示。

图1 生物可降解IVCF结构示意图Fig. 1 Schematic diagrams of biodegradable IVCF structures

图2 PLLA纤维室温拉伸试验的应力-应变曲线Fig.2 Stress-strain curve of PLLA fiber measured at room temperature

1.2 有限元模型的建立

为简化模型，提高运算精度和计算效率，根据对称性原理，取1个波段（长度为10 mm）的支架进行有限元分析。本文分析的支架由PLLA纤维编织而成，利用三维建模软件Solidworks建立IVCF对应支撑杆数目的支架的三维仿真模型，如图3所示。支架外径为25 mm，支架壁厚为0.5 mm，支架长度为10 mm。采用三维实体单元C3D8I对支架几何模型进行离散化处理（网格化），即可获得其有限元模型。导入Abaqus软件中完成材料属性、载荷以及边界条件等设定，进行模拟分析。在模拟支架压握和自扩张的过程中，利用1个圆柱形刚性管代替压握工具。对刚性管施加位移载荷，使支架从原始直径进行压握，直到支架所要求的压握尺寸，来模拟压握过程。然后去除刚性管，让支架自由扩张，来模拟支架的自扩张过程。

图3 PLLA纤维支架的三维造型图Fig.3 Three-dimensional modeling of PLLA fiber stent

1.3 生物力学性能测试

采用自制的可降解IVCF进行径向支撑力测试，所得测试样品（支撑杆数目为10）如图4所示。试验采用IEC 60320径向支撑力测试仪（Arizona Blockwise Engineering LLC公司）完成。参照ASTM 3067方法，将长度为50 mm、直径为25 mm的3种支撑杆数目的可降解IVCF进行径向支撑力测试。测试温度为37 ℃，保温时间为5 min，载荷为136 N，加载速度为0.2 mm·s-1，压握尺寸与有限元模型的参数设置相同。

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

与形状记忆合金不同，可降解IVCF在压握扩张过程中有弹性损失，它反映了IVCF的自扩张性能。弹性损失率越大，IVCF的自扩张性能越差，反之越好。为定量描述IVCF的自扩张性能，本文引入压握扩张曲线极差性能参数，它是IVCF压握至目标血管直径和自扩张至目标血管直径处的径向支撑力差值，压握扩张曲线极差越大，支架的自扩张性能越差，反之越好。

2 结果与讨论

2.1 有限元模拟结果与分析

支架的最大应变出现在压握至输送器后最小直径处，回弹过程则会释放部分应变，因此支架压握后的应变分布情况是需要重点研究的[16]。图5为3种支架在压握过程中的最大等效应力分布图。8，10，12杆支架上应力峰值分别为 4.49，3.67和3.92 MPa，虽然3种支架的应力峰值不同，但支架上的应力分布方式相同，均是支撑杆端头外圆圈处应力高度集中，支架内侧和中间位置应力较小。

对于金属支架，当直径超过下腔静脉直径的25%时，具有良好的径向支撑力，可以牢固地贴附于人体下腔静脉血管壁。本研究中的直径为25 mm的可降解IVCF遵循以上原则，适用于直径为18～20 mm的下腔静脉血管，因此观察支架自扩张至18 mm处的等效应力分布状态十分重要。图6为各支架自扩张至18 mm处的等效应力分布图，8，10，12杆支架的应力峰值分别为1.63，1.34和1.48 MPa，3种支架上的应力分布方式基本相似，应力较高的区域位于支撑杆端头外圆圈，应力较低的区域位于支撑杆内侧和中间位置。

通过对比图5和图6的有限元分析结果，可以看出可降解支架的压握和自扩张中应力分布趋势一致，压握是应力收集的过程，支架自扩张是应力发散的过程。应力分布云图反映了支架表面的应力分布情况，也可推测出IVCF的危险断裂位置。8杆支架的应力集中现象最为显著，在压握扩张中也更容易发生断裂；12杆支架的应力集中次之，压握至最小直径时出现应力突变现象；10杆支架的应力集中最小，且无应力突变。在应力峰值高的部位，发生破裂可能性最大，通过预测危险部位可为新型生物可降解IVCF的设计提供参考。

图5 支架在压握过程中的最大等效应力分布Fig.5 Maximum equivalent stress distribution of the stents during crimp

2.2 径向支撑力分析

图7为3种支架在有限元模拟过程中的径向支撑力-直径变化曲线。当支架处于压握状态时，径向支撑力随着直径的减小而增大；当支架处于扩张状态时，径向支撑力随着支架直径的增大而减小。可以看出，随着支撑杆数目的增加，支架的径向支撑力呈递减趋势，其中12杆支架的径向支撑力在压握至7.6 mm处出现应力突变。与有限元分析结果一致；各支架压握扩张曲线的极差随支撑杆数目的增大而减小，说明支撑杆数目与支架的弹性损失率成反比，支撑杆数目越多，支架的回弹性能越好。

图6 支架在扩张至18 mm处的等效应力应变分布Fig.6 Equivalent stress distribution of the stents at the expansion to the diameter of 18 mm

为验证图 7的模拟结果，图 8显示了 3种IVCF在力学测试过程中的径向支撑力-直径变化曲线。图8中的结果表明，在压握和自扩张过程中，支撑杆数目为8的IVCF径向支撑力最大，10杆次之，12杆最小。其中 8，10，12杆 IVCF的压握扩张曲线极差分别为 2.00，1.33，0.95，IVCF 的径向支撑力和压握扩张曲线极差均随着支撑杆数目的增加而减小，与相应杆数支架的有限元分析结果吻合。基于有限元技术的支架分析结果，对IVCF结构的设计和优化具有较大的指导意义，不仅节约了研发时间，同时也提高了临床安全性。

通过有限元模拟和力学性能测试结果的综合分析，IVCF的径向支撑力和自扩张性能是一对相斥因素。8杆IVCF径向支撑力大，自扩张性能较差；12杆IVCF自扩张性能好，但是径向支撑力较小，且存在力的突变；10杆IVCF介于两者之间，具有足够的径向支撑力和良好的自扩张性能，综合考虑认为，10杆IVCF力学性能较好。

图7 支架在有限元分析中的径向支撑力变化Fig. 7 Changes in the radial force of the stents during finite element analysis

图8 支架径向支撑力测试结果Fig. 8 Results of radial support force tests

2.3 讨 论

对于有较高深静脉血栓风险的患者，生物可降解IVCF可以提供临时性保护，可预防致死性PE的发生，当度过危险期后，可降解IVCF缓慢降解可尽可能地减少对腔静脉血流动力学的影响。生物可降解IVCF既避免了传统IVCF的远期并发症，又不需要二次手术取出，弥补了传统IVCF的缺陷。针对新型生物可降解IVCF的研发，IVCF的结构设计和综合力学性能是关键。设计合理的结构参数，不仅可以避免IVCF植入后对血管壁的损伤及对血流动力学的影响，还可以有效地降低对内膜增生和血栓形成的影响。

应力分布云图反映了IVCF表面的应力分布情况，也可预测出IVCF的危险断裂位置。一方面，8，10，12杆IVCF在压握和自扩张过程中的应力峰值基本都是随着支撑杆数目的增加而减小，支撑杆越少应力峰值越大，并且应力较高的区域位于支撑杆端头的外圆圈，应力较低的区域位于支撑杆内侧和中间位置。另一方面，IVCF植入后引起的炎症反应主要是由血管壁的损伤而引起的，由于力的作用是相互的，IVCF表面应力峰值大的地方，血管壁上的应力也大，IVCF刺入血管的深度也随之增加，对血管壁造成的损伤程度也增加。本研究中的新型生物可降解IVCF的支撑杆端头是应力集中区，需进一步的动物试验来研究其未知影响。

支撑力是IVCF最重要的技术指标之一，是IVCF对径向外压的抗力或IVCF对作用外力的应变力。径向支撑力的特性决定IVCF展开后能否牢固贴附于血管壁。径向支撑力过弱的IVCF释放后，IVCF不能紧贴血管壁给予狭窄段血管足够的力学支撑，从而易发生移位。径向支撑力差是影响新型可降解IVCF临床应用的主要因素。一方面与材料的力学性能相关，另一方面还与IVCF的设计结构相关。本研究中，8，10，12杆IVCF的径向支撑力随着支撑杆数目的增加而减小，12杆IVCF的径向支撑力-直径曲线显著低于其他两种IVCF的，且在压握至最小直径处出现应力突变；8杆IVCF的径向支撑力最高，说明其抵抗外界的支撑力越强；10杆IVCF径向支撑力适中。

支架的扩张方式有球囊扩张和自扩张两种，弹塑性材料制成的支架常采用球囊扩张的方式，自扩张支架由形状记忆材料制成。本研究中的IVCF由于内置滤网，不适用于球囊扩张，那么IVCF的自扩张性能尤为重要。8，10，12杆IVCF的压握扩张曲线极差依次降低，说明随着支撑杆数目的增加，IVCF的自扩张性能越好。

3 结 论

试验结果表明，IVCF支撑杆端头外侧发生破裂风险的可能性较大，但支撑杆的数目越多，可能性越小；支撑杆数目是新型生物可降解IVCF研发的重要参数。综合考虑，IVCF杆数设计为10时，具有较好的综合力学性能，降低了IVCF植入后本身破裂和移位的可能性。支架的有限元模拟和IVCF的径向支撑力测试对未来新型可降解IVCF的研发和临床应用提供了重要的参考依据。