腹主動(dòng)脈瘤直型覆膜支架的生物力學(xué)分析

谷雪蓮 胡方遒 祁勇翔, 李中華 宋成利

1(上海理工大學(xué)教育部微創(chuàng)醫(yī)療器械工程研究中心，上海 200093)2(上海微創(chuàng)醫(yī)療器械(集團(tuán))有限公司，上海 201203)

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腹主動(dòng)脈瘤直型覆膜支架的生物力學(xué)分析

谷雪蓮1*胡方遒1祁勇翔1,2李中華2宋成利1

1(上海理工大學(xué)教育部微創(chuàng)醫(yī)療器械工程研究中心，上海 200093)2(上海微創(chuàng)醫(yī)療器械(集團(tuán))有限公司，上海 201203)

應(yīng)用數(shù)值模擬分析方法，研究腹主動(dòng)脈瘤直型覆膜支架在徑向壓握、自膨脹釋放及植入后平衡狀態(tài)3種工況下的穩(wěn)定性及各項(xiàng)生物力學(xué)指標(biāo)。建立覆膜支架、壓握工具以及目標(biāo)血管的有限元模型。對(duì)圓柱狀壓握工具沿R軸負(fù)方向施加大小為6.50 mm的位移載荷，壓握覆膜支架至外徑為7.00 mm；將壓握工具恢復(fù)到原始尺寸，建立血管/覆膜支架接觸關(guān)系；支架完全釋放后平衡狀態(tài)下，對(duì)其內(nèi)表面均勻施加50～150 mmHg動(dòng)脈壓。分析支架部分在壓握與平衡狀態(tài)下的最大主應(yīng)變(MPS)峰值及分析后形態(tài)、釋放狀態(tài)下變形血管以及覆膜的等效應(yīng)力峰值(VMS)。在徑向壓握過程中，金屬支架最大壓握主應(yīng)變峰值為5.73%；在自膨脹釋放過程中，造成血管壁應(yīng)力集中的峰值為0.371 MPa，覆膜應(yīng)力峰值為0.388 MPa；在植入后平衡狀態(tài)下，支架平均應(yīng)變?yōu)?.0859%，振蕩應(yīng)變?yōu)?.0486%，覆膜應(yīng)力峰值為2.09 MPa，安全因子為8.23。支架部分在各工況下應(yīng)變處于鎳鈦合金屈服強(qiáng)度之內(nèi)，在圓角彎折處應(yīng)變最為集中；覆膜部分在各工況下應(yīng)力值也滿足e-PTFE膜材料的屈服強(qiáng)度。該研究結(jié)果可以為覆膜支架的結(jié)構(gòu)優(yōu)化設(shè)計(jì)以及覆膜材料選擇提供一種分析方法，可以提高覆膜支架的生物力學(xué)性能，并給工程設(shè)計(jì)和臨床操作提供參考。

覆膜支架；腹主動(dòng)脈瘤；生物力學(xué)；鎳鈦合金

引言

腹主動(dòng)脈瘤(abdominal aortic aneurysm, AAA) 是由于動(dòng)脈血管壁因疾病、損傷等因素引其的血管壁局部變薄，在承受血流的沖擊下，血管壁的薄弱點(diǎn)向外突出而形成囊狀膨大。腹主動(dòng)脈瘤是一種存在潛在生命危險(xiǎn)的疾病，病變處膨大易壓迫周圍器官及組織，動(dòng)脈瘤破裂更會(huì)危及患者生命[1]。動(dòng)脈瘤腔內(nèi)修復(fù)術(shù)(endovascular aneurysm repair, EVAR)是通過在DSA動(dòng)態(tài)監(jiān)測(cè)下，經(jīng)雙側(cè)股動(dòng)脈的小切口，通過輸送系統(tǒng)將覆膜支架植入腹主動(dòng)脈瘤腔內(nèi)，重建新的血流通道，以治愈動(dòng)脈瘤。EVAR以其創(chuàng)傷小、并發(fā)癥少、患者痛苦少等優(yōu)勢(shì)逐漸代替開腹手術(shù)成為治療腹主動(dòng)脈瘤的主要方法。Greenhalgh等曾統(tǒng)計(jì)臨床手術(shù)結(jié)果，證明EVAR相較于傳統(tǒng)手術(shù)能夠很大程度上減少術(shù)后并發(fā)癥和死亡率[2]。然而，長(zhǎng)期以來臨床數(shù)據(jù)表明EVAR術(shù)后病變部位存在一定的復(fù)發(fā)率，造成這些修復(fù)失敗的原因主要包括支架移位、內(nèi)漏、疲勞折損等[3-6]。而與之相聯(lián)的覆膜支架特性尤為重要，如圖1所示。覆膜支架是指金屬支架外面或內(nèi)面覆蓋有膜性材料的介入醫(yī)療器械，分為直型與分叉型兩種，它的耐用性與穩(wěn)定性將直接影響到EVAR效果的好壞。

圖1 覆膜支架外形圖。(a)直型 (b)分叉型Fig.1 The structure of nitinol stent graft. (a) Cylindrical stent-graft, (b) Bifurcating stent-graft

覆膜支架從其生產(chǎn)到植入人體內(nèi)的過程中，較常出現(xiàn)的現(xiàn)象包括：支架被壓握入鞘時(shí)，局部大應(yīng)變?cè)斐傻奈⒔Y(jié)構(gòu)裂紋會(huì)最終導(dǎo)致結(jié)構(gòu)斷裂；自膨脹釋放時(shí)，支架未能完全釋放問題或者是支架部分強(qiáng)行撐開血管，撕裂劃傷血管壁；植入體內(nèi)后的平衡狀態(tài)中，由于血壓作用或隨人體運(yùn)動(dòng)而彎折時(shí)局部大應(yīng)變而造成支架斷裂或覆膜撕裂等[3-6]。國(guó)內(nèi)外對(duì)于腹主動(dòng)脈瘤的生物力學(xué)研究較多，但是關(guān)于臨床使用的腹主動(dòng)脈瘤直型覆膜支架的生物力學(xué)研究文獻(xiàn)卻較為少見。Kleinstreuer等建立了鎳鈦合金支架的有限元模型，分析和評(píng)價(jià)了其植入體內(nèi)前后生物力學(xué)性能[7]。然而，該研究所建立的支架模型為理想模型，其結(jié)構(gòu)與尺寸皆與臨床實(shí)際使用的覆膜支架差距較大，同時(shí)其研究重點(diǎn)在于金屬支架的受力情況，而對(duì)于覆膜支架來說，金屬支架所附著的膜材料在支架輸送到釋放的過程中的應(yīng)力應(yīng)變大小與分布同樣重要。Demanget等運(yùn)用數(shù)值模擬方法，研究分析了覆膜支架在彎折狀態(tài)下支架與覆膜的應(yīng)力應(yīng)變情況，但是其所研究的彎折狀態(tài)太過于極限并不符合腹主動(dòng)脈瘤病變處的一般情況，無法給覆膜支架的設(shè)計(jì)與改進(jìn)提供直接的參考[9]。針對(duì)上述問題，筆者以覆膜支架為研究對(duì)象，采用有限元分析技術(shù)，驗(yàn)證和研究其在模擬過程中對(duì)器械本身及血管壁造成的生物力學(xué)性能影響。

為了對(duì)覆膜支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)提出較有意義的優(yōu)化建議，以改善其生物力學(xué)性能，本研究建立了直型覆膜支架、壓握工具和動(dòng)脈瘤血管的有限元模型。分析該模型在3種加工及使用的模擬過程(徑向壓握、自膨脹釋放、植入后平衡狀態(tài))中自身以及血管的變形和場(chǎng)輸出情況。結(jié)合機(jī)構(gòu)特點(diǎn)和后處理計(jì)算結(jié)果，對(duì)覆膜支架在接觸載荷下的力學(xué)性能進(jìn)行分析，提出覆膜支架結(jié)構(gòu)的改進(jìn)建議。

1 材料與方法

1.1 模型建立

筆者通過查閱文獻(xiàn)以及參考現(xiàn)有的覆膜支架形狀結(jié)構(gòu)與參數(shù)，選取上海某公司的覆膜支架結(jié)構(gòu)參數(shù)進(jìn)行建模。考慮到計(jì)算效率與時(shí)間等因素，僅選取覆膜支架主體部分進(jìn)行建模分析，如圖2所示。覆膜支架模型整體為圓管狀，其主體部分由一節(jié)節(jié)獨(dú)立的類正弦線骨架單元組成。骨架外部附著一層圓筒狀覆膜。表1為覆膜支架各部分尺寸參數(shù)。

圖2 覆膜支架裝置結(jié)構(gòu)Fig.2 Structure dimensions of nitinol stent graft

Dmin/mmL/mml/mmB/mm擴(kuò)張狀態(tài)200060001500020壓握狀態(tài)7006000≈1600020

注：L為覆膜支架模型軸向總長(zhǎng)度；Dmin為支架外徑；l為支架單元長(zhǎng)度；B為支架單元厚度。

Notes:L: Length of stent graft;Dmin: External diameter of stent;l: Length of stent unit;B: Thickness of stent graft.

利用幾何建模軟件Solidworks 2010及Hyperme-sh v11.0，對(duì)直型覆膜支架、壓握工具和動(dòng)脈瘤血管建立幾何模型與有限元模型。根據(jù)臨床數(shù)據(jù)，模擬血管被建成一個(gè)外徑為20.00 mm、壁厚為0.20 mm中部隆起的空心圓管，壓握工具直接被建成為一個(gè)三維直管殼狀體。有限元模型建立方法如表2所示。

表2 有限單元模型參數(shù)

在建立覆膜支架的有限元模型時(shí)，支架及覆膜部分分別采用C3D8I和S4單元，可在保證計(jì)算精度的同時(shí)，可以減小計(jì)算周期，提高收斂性。目標(biāo)血管在厚度方向上分布兩層均勻等厚度實(shí)體單元，保證計(jì)算精度，降低計(jì)算成本。壓握工具因被定義為剛性面，故而采用SFM3D4R單元。

1.2 本構(gòu)模型

將建立好的模型導(dǎo)入到有限元分析軟件Abaqus 6.10 CAE中進(jìn)行各項(xiàng)定義及后續(xù)計(jì)算。所分析的覆膜支架模型金屬支架部分采用了各向同性、均勻、不可壓縮的鎳鈦合金材質(zhì)。鎳鈦合金材料具有超彈性能、形狀記憶性能、抗疲勞性能、抗腐蝕性能及良好的生物相容性[10]，因而被廣泛應(yīng)用于醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，而在人體溫度下鎳鈦合金材料的力學(xué)性能評(píng)價(jià)主要以最大主應(yīng)變(maximum principal strain, MPS)為基礎(chǔ)，用于覆膜支架分析的鎳鈦合金材料參數(shù)引用文獻(xiàn)[7]，各模擬過程均設(shè)置在人體內(nèi)環(huán)境溫度37℃的情況下。模擬分析后將處理結(jié)果中的MPS峰值與鎳鈦合金材料的馬氏體轉(zhuǎn)化應(yīng)變閾值(6%)以及屈服應(yīng)變閾值(12%)[7]進(jìn)行比較，從而分析判斷微結(jié)構(gòu)中裂紋及斷裂機(jī)率。覆膜支架附著的膜材料為膨化聚四氟乙烯(e-PTFE)，定義為各向同性的殼體，并選用Lamina材料本構(gòu)模型，其各項(xiàng)參數(shù)引用于文獻(xiàn)[9]。壓握工具則被定義為一層剛性面。為較好模擬動(dòng)脈瘤血管，暫將模擬血管選定為Neo-Hookean solid超彈性材料本構(gòu)模型， strain-energy方程為

(1)

式中，I1為應(yīng)變不變量，J為體積比，C10與D1為兩個(gè)常數(shù)。

通過翻閱文獻(xiàn)與公式計(jì)算[7-8]，確定兩個(gè)參數(shù)分別為C10=648 MPa，D1=0.000 7。

1.3 邊界條件與載荷

1.3.1 徑向壓握

徑向壓握過程是覆膜支架加工必須經(jīng)歷的一個(gè)過程。該過程中，將覆膜支架與定型模具的有限元模型均被轉(zhuǎn)化到總體圓柱坐標(biāo)系下。1、2、3自由度方向分別對(duì)應(yīng)該坐標(biāo)系的γ、θ和Z方向。對(duì)覆膜支架在軸向方向進(jìn)行約束；對(duì)壓握工具的軸向和周向方向上進(jìn)行約束，同時(shí)對(duì)其施加徑向位移UR=6.50 mm[7]。因覆膜支架產(chǎn)品中支架與覆膜之間是經(jīng)細(xì)線緊密縫合的，故而在定義支架覆膜之間接觸時(shí)，采用將支架外表面與覆膜內(nèi)表面“Tie”住以保證在模擬過程中支架與覆膜之間不會(huì)發(fā)生相對(duì)移動(dòng)[9]。設(shè)置主從接觸對(duì)時(shí)，壓握工具的內(nèi)表面設(shè)置為主面，覆膜支架的外表面被設(shè)置為從面，接觸對(duì)的摩擦系數(shù)設(shè)置為0[7]。結(jié)合接觸分析的復(fù)雜性及材料屬性的非線性，將分析步設(shè)置中的非線性分析開關(guān)打開，并設(shè)置較小的增量以提高計(jì)算收斂性。

1.3.2 自膨脹釋放

自膨脹釋放過程中，對(duì)模擬血管兩端截面在軸向和周向進(jìn)行約束，壓握工具取消載荷，回復(fù)到初始狀態(tài)，覆膜支架則憑借鎳鈦材料的超彈性回彈到初始尺寸。在新增的接觸對(duì)中，目標(biāo)血管內(nèi)表面和覆膜支架外表面分別設(shè)置成主面和從面。其接觸設(shè)置與壓握過程一致，摩擦系數(shù)則改為0.25[7]。其余邊界條件與接觸屬性設(shè)置都與壓握過程相同。

1.3.3 植入后平衡狀態(tài)

覆膜支架植入病患部位后，首尾分別依靠鎳鈦合金的超彈性釋放于動(dòng)脈瘤兩端的正常血管中，使覆膜支架固定于患處，而支架主體則在動(dòng)脈瘤腔內(nèi)形成新的血流通道。Li[7,11]等人的研究結(jié)果表明，支架植入后動(dòng)脈瘤壁所受壓力大幅減小，但由于其本身膨化的狀態(tài)及腔內(nèi)殘存液體，故而無法完全貼附于覆膜支架上。此時(shí)支架處于平衡狀態(tài)，動(dòng)脈瘤壁組織還未完全貼附覆膜并沿空隙長(zhǎng)入，瘤壁及動(dòng)脈瘤腔內(nèi)殘留血液對(duì)覆膜支架主體的作用力將遠(yuǎn)小于動(dòng)脈血流對(duì)其的壓力，幾乎可忽略。本部分主要針對(duì)主體部分進(jìn)行分析，因此，在平衡狀態(tài)分析中略去了瘤壁與支架的接觸關(guān)系。

基于上述，將自膨脹釋放完全的覆膜支架后處理模型用于該工況分析。分析過程中覆膜支架接觸定義及邊界條件與壓握過程相同。同時(shí)，在覆膜支架內(nèi)表面施加50 mmHg(舒張壓)至150 mmHg(收縮壓)的動(dòng)脈壓[7]。

2 結(jié)果

2.1 徑向壓握

圖3為覆膜支架在徑向壓握過程中變形后的最大主應(yīng)變場(chǎng)輸出云圖?？梢园l(fā)現(xiàn)該覆膜支架模型最大應(yīng)變集中在每支架單元的圓角彎折處，最大主應(yīng)變峰值分別為5.73%。該覆膜支架最大壓握主應(yīng)變峰值小于12%的鎳鈦合金屈服強(qiáng)度[7]，故而可以判斷該覆膜支架模型在徑向壓握過程中不存在裂紋或斷裂的危險(xiǎn)。該過程中覆膜不會(huì)被拉伸，僅因支架壓握使覆膜發(fā)生折疊而產(chǎn)生少量應(yīng)力，對(duì)支架應(yīng)變情況未造成影響。

圖3 覆膜支架徑向壓握最大主應(yīng)變Fig.3 Maximum principal crimping strain field of stent

從覆膜支架壓握后的橫截面來看，可以發(fā)現(xiàn)支架的圓角彎折處均存在一定的徑向偏移形變。該形變可能造成覆膜與支架接觸區(qū)域發(fā)生局部撕裂，所以應(yīng)對(duì)該彎折處做結(jié)構(gòu)優(yōu)化設(shè)計(jì)以降低風(fēng)險(xiǎn)。

2.2 自膨脹釋放

通過數(shù)值模擬分析結(jié)果觀察，在自膨脹釋放末期，鎳鈦合金支架處最大主應(yīng)變峰值為0.017 9%。圖4所示為覆膜支架在自膨脹釋放后血管壁的等效應(yīng)力(Von Mises stress, VMS)分布，可以看出支架釋放后的血管等效應(yīng)力分布與支架形狀相似，應(yīng)力集中于血管與支架接觸區(qū)域的變形處。由圖4還可以看出，血管的等效應(yīng)力峰值為0.371 MPa，與文獻(xiàn)中所提到0.670 MPa[13]的血管屈服強(qiáng)度相比較，可知該覆膜支架模型的釋放不會(huì)對(duì)血管造成撕裂等嚴(yán)重事故。

圖4 覆膜支架造成血管變形等效應(yīng)力分布Fig.4 VMS filed of deformed artery induced by stent

圖5為覆膜支架釋放時(shí)覆膜所受的等效應(yīng)力分布。可以看出，覆膜與金屬支架相接觸的區(qū)域所受應(yīng)力較大且較為集中，同樣導(dǎo)致覆膜出現(xiàn)一定的形變。覆膜的等效應(yīng)力峰值為0.388 MPa，該數(shù)據(jù)要遠(yuǎn)小于e-PTFE的6.60 MPa[7]，說明e-PTFE膜在釋放過程中不會(huì)因受支架作用力而出現(xiàn)破裂等情況。

圖5 覆膜等效應(yīng)力分布Fig.5 VMS filed of graft

2.3 植入后平衡狀態(tài)

振蕩應(yīng)變相較于平均應(yīng)力應(yīng)變對(duì)鎳鈦合金支架疲勞壽命具有更大影響[12]，故而將數(shù)值模擬分析結(jié)果進(jìn)行整理及計(jì)算，如表3所示。從表格中可以看到，在(50～150)mmHg動(dòng)脈壓作用下鎳鈦合金支架的平均應(yīng)變?yōu)?.085 9%，遠(yuǎn)小于鎳鈦合金12%的鎳鈦合金屈服強(qiáng)度[7]，不會(huì)產(chǎn)生裂紋或斷裂危險(xiǎn)。鎳鈦合金支架的振蕩應(yīng)變?yōu)?.048 6%，同樣小于0.4%的最低要求[12]。經(jīng)計(jì)算得出安全因子為8.23，處于覆膜支架設(shè)計(jì)要求的安全范圍之內(nèi)。

表3 在50～150 mmHg下支架的應(yīng)力應(yīng)變

注[7]:平均應(yīng)變=0.5(最大主應(yīng)變@150 mmHg+最大主應(yīng)變@50 mmHg)；振蕩應(yīng)變=0.5(最大主應(yīng)變@150 mmHg-最大主應(yīng)變@50 mmHg)；安全因子=0.4%/振蕩應(yīng)變。

Notes[7]:Mean strain=0.5(strain@150 mmHg+strain@50 mmHg). Alternating strain=0.5(strain@150 mmHg-strain@50 mmHg). Safety factor=0.4%/alternating strain.

圖6 在100 mmHg下覆膜支架的最大主應(yīng)變Fig.6 Maximum principal strain of stent under a 100 mmHg mean pressure load

圖6顯示，覆膜支架發(fā)生疲勞折損可能性最大的地方處于支架每單元圓角彎折處的中部，因此為改善支架性能，可在該處進(jìn)行適當(dāng)?shù)慕Y(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)調(diào)整。

圖7為在100 mmHg平均動(dòng)脈壓下覆膜的等效應(yīng)力分布。可以看出，覆膜與支架相接觸的區(qū)域應(yīng)力值相對(duì)較小，而無支架牽制的區(qū)域如每個(gè)支架單元相鄰區(qū)域所受的應(yīng)力較大。由表3可知，在p=150 mmHg的情況下，覆膜所受的應(yīng)力峰值為2.09 MPa，該數(shù)值小于e-PTFE膜的屈服強(qiáng)度6.60 MPa。因此，e-PTFE膜在該工況下是安全的。

圖7 在100 mmHg下覆膜的等效應(yīng)力分布Fig.7 VMS filed of graft under a 100mmHg mean pressure load

3 討論

目前，針對(duì)腹主動(dòng)脈瘤直型覆膜支架模型從壓握到植入的整體生物力學(xué)分析研究報(bào)道較少，而筆者研究提出了一種用于腹主動(dòng)脈瘤直型覆膜支架的結(jié)構(gòu)分析和優(yōu)化設(shè)計(jì)的生物力學(xué)性能分析方法。建立了一款具有直型覆膜支架的有限元仿真模型，數(shù)值模擬并分析了覆膜支架在徑向壓握、自膨脹釋放、植入后平衡狀態(tài)下的生物力學(xué)性能。一方面，對(duì)于覆膜支架的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)而言，本方法將用于支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)改進(jìn)及覆膜材料的選用，根據(jù)不同的生物力學(xué)性能需求，準(zhǔn)確有效地確定結(jié)構(gòu)優(yōu)化方案及覆膜材料的篩選；另一方面，對(duì)于臨床應(yīng)用而言，可為臨床手術(shù)操作提供較為直觀的技術(shù)性指導(dǎo)，提高覆膜支架植入前后的準(zhǔn)確性與有效性，對(duì)其在介入治療中的有效使用起到輔助作用。

通過該數(shù)值模擬分析可以看出，本研究所分析的覆膜支架模型最大應(yīng)變集中在支架單元的圓角彎折處，而此處應(yīng)變過大將對(duì)整個(gè)支架結(jié)構(gòu)的穩(wěn)定性造成一定隱患。此外，壓握過程中支架的圓角彎折處均存在徑向偏移形變，將造成覆膜與支架接觸區(qū)域局部撕裂。而在自膨脹釋放過程中，血管壁所受的應(yīng)力峰值雖在正常范圍，但應(yīng)力集中且數(shù)值稍大，可能對(duì)血管壁造成損傷。植入后平衡狀態(tài)中，覆膜支架所受應(yīng)力應(yīng)變值均在正常范圍內(nèi)。

本研究的模擬方法與結(jié)果可對(duì)覆膜支架的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)優(yōu)化及覆膜材料的選擇提供有效的參考意見。針對(duì)文章模擬分析的覆膜支架結(jié)構(gòu)，可適當(dāng)增大支架單元圓角處的曲率半徑，降低在其壓握過程中的應(yīng)變，同時(shí)增加圓角彎折處的厚度與寬度，以降低在壓握過程中支架產(chǎn)生的徑向形變；可適當(dāng)對(duì)支架尺寸變化進(jìn)行改良，降低其徑向支撐力，以減輕其在釋放過程中對(duì)血管壁造成的損傷。

當(dāng)然，本研究的模擬方法也存在一定的局限，如分析所定義血管模型為理想模型，在平衡狀態(tài)分析時(shí)也未將血管與支架的接觸關(guān)系考慮進(jìn)去等。若對(duì)分析模型進(jìn)行全面定義將增加模型復(fù)雜性及計(jì)算時(shí)間，故而在查閱文獻(xiàn)及反復(fù)驗(yàn)證的基礎(chǔ)上對(duì)上述問題進(jìn)行了適當(dāng)簡(jiǎn)化。

4 結(jié)論

本次研究完成了腹主動(dòng)脈瘤直型覆膜支架在徑向壓握、自膨脹釋放及植入后平衡狀態(tài)下的生物力學(xué)性能分析，并針對(duì)不同階段的數(shù)值模擬計(jì)算結(jié)果，分析與評(píng)價(jià)了該覆膜支架的應(yīng)變、應(yīng)力、安全因子等生物力學(xué)性能指標(biāo)。針對(duì)分析結(jié)果，對(duì)該覆膜支架的結(jié)構(gòu)提出了優(yōu)化建議，為其結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)改進(jìn)提供參考。同時(shí)，針對(duì)腹主動(dòng)脈瘤直型覆膜支架模型的整體生物力學(xué)分析研究，也將對(duì)覆膜材料的選擇提供重要參考。

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Biomechanical Analysis for Cylindrical Abdominal Aortic Stent-Grafts

Gu Xuelian1*Hu Fangqiu1Qi Yongxiang1,2Li Zhonghua2Song Chengli1

1(ShanghaiInstituteforMinimallyInvasiveTherapy,UniversityofShanghaiforScienceandTechnology,Shanghai20093,China)2(ShanghaiMicroportMedical(Group)Co.,Ltd. (HQ),Shanghai201203,China)

stent-grafts; abdominal aortic aneurysm; biomechanics; nitinol alloy

10.3969/j.issn.0258-8021. 2015. 05.015

2014-09-17， 錄用日期:2014-11-21

R318.01/R318.11

D

0258-8021(2015) 05-0623-06

*通信作者(Corresponding author)， E-mail: guxuelianbest@126.com