腔內(nèi)隔絕術(shù)用覆膜支架順應(yīng)性的研究意義及進(jìn)展

關(guān) 穎 關(guān)國(guó)平，2 林 婧，2 王 璐，2#*

1(東華大學(xué) 紡織學(xué)院，上海 201620)2(紡織面料技術(shù)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，上海 201620)

腔內(nèi)隔絕術(shù)用覆膜支架順應(yīng)性的研究意義及進(jìn)展

關(guān) 穎1關(guān)國(guó)平1，2林 婧1，2王 璐1，2#*

1(東華大學(xué) 紡織學(xué)院，上海 201620)2(紡織面料技術(shù)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，上海 201620)

小口徑人工血管與宿主血管間順應(yīng)性不匹配，是導(dǎo)致其植入后遠(yuǎn)期通暢率低的重要因素；而目前已有文獻(xiàn)證明，腔內(nèi)隔絕術(shù)用覆膜支架(SG)與宿主血管間順應(yīng)性不匹配，也是引起術(shù)后遠(yuǎn)期滑移、內(nèi)漏、血流紊亂等并發(fā)癥的原因。但是，這一領(lǐng)域的研究十分有限。綜述SG順應(yīng)性的評(píng)價(jià)方法，包括通過(guò)SG體積、壓力的變化計(jì)算其體積順應(yīng)性，或通過(guò)脈搏波速和瘤體壓力間接反映SG的順應(yīng)性。關(guān)于SG順應(yīng)性的研究主要包括：驗(yàn)證SG的植入對(duì)宿主血管的影響，不同結(jié)構(gòu)SG對(duì)宿主血管的影響，以及順應(yīng)性隨疲勞時(shí)間推移的可能變化。同時(shí)，對(duì)改變結(jié)構(gòu)優(yōu)化SG順應(yīng)性進(jìn)行簡(jiǎn)要綜述。

腔內(nèi)隔絕術(shù)；覆膜支架；順應(yīng)性；人工血管；裸金屬支架

引言

人體動(dòng)脈血管管壁具有彈性，在體內(nèi)脈動(dòng)壓力下，其管壁隨脈動(dòng)壓力的變化，擴(kuò)張和收縮持續(xù)交替，從而維持體內(nèi)血流穩(wěn)定。舒張功能是動(dòng)脈血管的重要特性[1]。順應(yīng)性又稱彈性，是指由于血管內(nèi)壓力的變化引起血管容積的變化，是用于表征血管在人體血液系統(tǒng)壓力作用下管壁變形響應(yīng)性的重要參數(shù)[2]。小口徑人工血管植入后易出現(xiàn)吻合口內(nèi)膜增生、再狹窄等并發(fā)癥，中遠(yuǎn)期通暢率仍有待提高，而其與宿主血管順應(yīng)性的不匹配是人工血管植入失敗的重要原因。宿主血管與人工血管間順應(yīng)性匹配程度的提高有助于減少內(nèi)膜增生，提高人工血管移植成功率[3-5]。因此，順應(yīng)性的匹配是人工血管生物力學(xué)性能中的一個(gè)主要問(wèn)題[6]。目前，針對(duì)順應(yīng)性的研究多集中于小口徑(內(nèi)直徑小于6 mm)人工血管，從血管材料、結(jié)構(gòu)和后處理等方面對(duì)順應(yīng)性的影響因素和改善方法進(jìn)行了細(xì)致研究[7]，而對(duì)腔內(nèi)隔絕術(shù)用覆膜支架(stent graft，SG)順應(yīng)性的研究十分有限。為此，筆者對(duì)SG順應(yīng)性的研究意義及現(xiàn)有研究進(jìn)展兩方面進(jìn)行了文獻(xiàn)綜述和分析討論，指出現(xiàn)有研究存在的不足之處，提出該領(lǐng)域當(dāng)下可能的研究方向。筆者在對(duì)SG的順應(yīng)性研究現(xiàn)狀進(jìn)行綜述之前，還對(duì)小口徑人工血管和裸金屬支架的順應(yīng)性研究分別進(jìn)行了綜述。這是由于小口徑人工血管的順應(yīng)性研究已較為豐富，且其材料、結(jié)構(gòu)與SG的覆膜部分相同，裸金屬支架的材料與結(jié)構(gòu)和SG的金屬支架部分相似，故這二者的順應(yīng)性研究對(duì)SG的順應(yīng)性研究具有指導(dǎo)意義。

1 腔內(nèi)隔絕術(shù)用覆膜支架

腔內(nèi)隔絕術(shù)以其創(chuàng)傷小、失血少以及術(shù)后死亡率和發(fā)病率低等特點(diǎn)，逐漸取代了開(kāi)腔手術(shù)[8-10]，其治療的關(guān)鍵器械SG因此得到了廣泛的關(guān)注和臨床應(yīng)用。SG通常是由金屬支架、覆膜和縫合線構(gòu)成。在SG的早期設(shè)計(jì)中，金屬支架材料通常是采用不銹鋼，隨后由超彈性形狀記憶合金——鎳鈦合金取代，因?yàn)殒団伜辖鹜瑫r(shí)還具有優(yōu)良的生物相容性、耐久性和抗腐蝕、扭轉(zhuǎn)和疲勞等性能。SG的覆膜通常是用輕質(zhì)、高強(qiáng)和低孔隙率的機(jī)織物，目前最常用的覆膜材料是滌綸(polyethylene terephthalate, PET)或膨體聚四氟乙烯(expanded polytetrafluoroethylene, ePTFE)。各廠家生產(chǎn)的商用SG的詳細(xì)信息見(jiàn)表1。

表1 目前商用的SG及其材料[11-14]

2 SG順應(yīng)性的研究意義

盡管腔內(nèi)隔絕術(shù)治療具有諸多優(yōu)勢(shì)，但其術(shù)后遠(yuǎn)期仍可能發(fā)生SG滑移、內(nèi)漏，血栓，導(dǎo)致動(dòng)脈瘤破裂等并發(fā)癥[15-19]。Mehta等針對(duì)1 768名動(dòng)脈瘤腔內(nèi)修復(fù)的病人進(jìn)行了長(zhǎng)達(dá)34個(gè)月的隨訪記錄，其中19.2%的病人需要對(duì)動(dòng)脈瘤相關(guān)并發(fā)癥進(jìn)行二次治療[12]。術(shù)后并發(fā)癥發(fā)生，如若處理不及時(shí)，將危及患者生命，因此這一問(wèn)題不容忽視。

SG近、遠(yuǎn)端的錨定穩(wěn)定與否對(duì)血管內(nèi)支架的遠(yuǎn)期臨床結(jié)果至關(guān)重要[15, 20-23]。僅靠SG的徑向力使支架位置固定，會(huì)使病變處的血管頸部直徑逐漸擴(kuò)大，SG近、遠(yuǎn)端錨定不穩(wěn)，引起Ⅰ型內(nèi)漏和SG滑移，從而導(dǎo)致動(dòng)脈瘤暴露于系統(tǒng)脈動(dòng)血壓下，最終引起動(dòng)脈瘤的破裂。為防止遠(yuǎn)端移位，以延長(zhǎng)近端錨定區(qū)為主要措施的跨腎動(dòng)脈的裸支架固定是最常采用的方式。例如，在裸支架上和/或近端覆膜支架部分，增加倒鉤和倒刺等剛性結(jié)構(gòu)，以增加周向固定力和摩擦力[24]。但倒鉤和倒刺在刺入血管壁的同時(shí)，也會(huì)使宿主血管壁受到損傷，引起該部位血管增生。盡管如此，支架遠(yuǎn)端移位問(wèn)題尚無(wú)法根除[15]，主要原因：一是支架移植物主要是依靠其周向固定力和摩擦力錨定在近端瘤頸，但隨著心動(dòng)周期而搏動(dòng)的高速高壓的血流在不間斷地向支架移植物施加向遠(yuǎn)端移位的作用力；二是人站立時(shí)的地心引力作用，這也是導(dǎo)致支架移植物遠(yuǎn)端移位的原因；三是從流體力學(xué)的角度考慮，當(dāng)支架移植物的穩(wěn)定力小于使其向遠(yuǎn)端移位的作用力時(shí)，就會(huì)發(fā)生支架移植物的遠(yuǎn)端移位；四是治療時(shí)的主動(dòng)脈瘤瘤頸，從某種概念上說(shuō)應(yīng)該是未成熟的動(dòng)脈瘤，隨著動(dòng)脈硬化病變的進(jìn)展，很多患者的動(dòng)脈瘤瘤頸發(fā)生擴(kuò)張。倒鉤的加入并沒(méi)有增加覆膜支架的徑向力[25]，而且倒鉤的存在還會(huì)引起釋放過(guò)程中SG上的覆膜和支架結(jié)構(gòu)的不均勻擴(kuò)張[26]，從一定程度上說(shuō)明剛硬的支架可能并不能阻止SG的滑移。這提示需要一個(gè)更具柔順性的固定系統(tǒng)，可以承受復(fù)雜的血管系統(tǒng)環(huán)境，降低支架材料與宿主血管的不匹配性。

所報(bào)道的這些SG移植后的臨床結(jié)果不僅與其近端固定有關(guān)，而且與SG植入后的血流動(dòng)力學(xué)特征有關(guān)[15]。SG植入后，其內(nèi)部血流動(dòng)力學(xué)特征的改變也是源于SG和動(dòng)脈血管壁之間的順應(yīng)性不匹配。順應(yīng)性不匹配，導(dǎo)致血流動(dòng)力學(xué)因素發(fā)生變化，主要包括血液遠(yuǎn)端灌注的減少、壓力波反射增加和吻合口界面處機(jī)械應(yīng)力的增加等。血流紊亂，導(dǎo)致中風(fēng)、冠狀動(dòng)脈疾病等[27]。脈搏波速每增加1m/s，心血管疾病的風(fēng)險(xiǎn)將增加14%[28]。以上兩方面都說(shuō)明，理想的SG需要具有與宿主血管相匹配的順應(yīng)性，且與文獻(xiàn)[29]得出的結(jié)論一致。因此，為了減少SG移植后遠(yuǎn)期不良結(jié)果的發(fā)生，方便SG的輸送，提高其與不規(guī)則瘤徑的匹配程度，支架設(shè)計(jì)時(shí)需要賦予SG足夠的順應(yīng)性[30]。Morris等通過(guò)實(shí)驗(yàn)證明，目前商用的SG與宿主血管順應(yīng)性并不匹配，將其植入后將降低宿主血管的順應(yīng)性[31]。因此，SG的順應(yīng)性是一個(gè)亟待研究的重要問(wèn)題。

3 SG順應(yīng)性的研究

3.1 順應(yīng)性的測(cè)試方法

3.1.1 人工血管順應(yīng)性的測(cè)試方法

目前，人工血管的順應(yīng)性測(cè)試方法可以參考ISO 7198—1998心血管植入物-管狀人工血管[32]這一國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)，順應(yīng)性的計(jì)算如下：

(1)

式中：C是順應(yīng)性，%/100 mmHg；P1是低壓值，mmHg；P2是高壓值，mmHg。

上述計(jì)算得到徑向順應(yīng)性的物理意義為壓力變化100 mmHg時(shí)直徑的變化百分率。

臨床上動(dòng)脈血管順應(yīng)性的檢測(cè)方法主要有：脈搏波傳導(dǎo)速度(pulse wave velocity, PWV)、反射波增強(qiáng)指數(shù)(augmentation index, AI)、大動(dòng)脈彈性指數(shù)(capacitve compliance, C1)及小動(dòng)脈彈性指數(shù)(oscillatory compliance, C2)、袖帶內(nèi)壓力震蕩波分析(analysis of the oscillometric cuff signal，AOCS)和動(dòng)態(tài)動(dòng)脈硬化指數(shù)(ambulatory arterial stiffness index, AASI)[1]。以上測(cè)試方法多是通過(guò)血液脈搏波的傳播特性來(lái)間接判斷血管順應(yīng)性。

3.1.2 SG順應(yīng)性的測(cè)試方法

目前，還沒(méi)有明確的針對(duì)SG順應(yīng)性的測(cè)試標(biāo)準(zhǔn)，僅有少量文獻(xiàn)提到支架順應(yīng)性的測(cè)試評(píng)價(jià)方法。較為直接的測(cè)試方法是通過(guò)向SG腔內(nèi)精確注射液體，同時(shí)記錄SG腔內(nèi)壓力的增長(zhǎng)量[33]。由于順應(yīng)性(C)可以轉(zhuǎn)換表達(dá)為體積的增量(δV)/壓力的增量(δP)，從而可以確定SG試樣的剛度。通過(guò)線性化體積與壓力比的曲線獲得順應(yīng)性[(δV)/(δP)]，因此SG的順應(yīng)性是絕對(duì)壓力降的函數(shù)。另外，對(duì)SG的順應(yīng)性研究多在體外動(dòng)物模型上進(jìn)行，通過(guò)衡量支架植入后宿主血管順應(yīng)性的變化，間接反映支架的順應(yīng)性[15]；或者將超聲回聲探針置入血管內(nèi)，測(cè)試血管的直徑變化[34]；或通過(guò)有限元分析[30]、測(cè)試支架徑向支撐力[35]等方法間接獲得。臨床動(dòng)脈血管順應(yīng)性的檢測(cè)方法，如脈動(dòng)能量損失(pulsatile arterial energy loss, PAEL)、PWV和脈搏波反射系數(shù)(Γ)[31]等，也可用于反映SG的順應(yīng)性情況。

3.2 順應(yīng)性的研究現(xiàn)狀

3.2.1 小口徑人工血管順應(yīng)性的相關(guān)研究

若宿主血管和人工血管的順應(yīng)性不匹配，會(huì)導(dǎo)致血液的血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)改變[36-38]，引起血栓形成，導(dǎo)致人工血管的移植失敗。當(dāng)前，針對(duì)人工血管順應(yīng)性的研究主要集中在血管材料、結(jié)構(gòu)和后處理方法等三方面[7]。其中，材料彈性越大，血管的順應(yīng)性越優(yōu)良(如聚氨酯、PTT長(zhǎng)絲等)；管壁越薄、孔隙率和孔徑越大，也越有利于提高其順應(yīng)性。將人工血管管壁結(jié)構(gòu)多層化，模擬人體血管的三層管壁結(jié)構(gòu)，可有效地提高順應(yīng)性。而熱處理工藝則誘使人工血管內(nèi)部材料分子重排，導(dǎo)致順應(yīng)性降低。

3.2.2 裸金屬支架順應(yīng)性的相關(guān)研究

裸金屬支架植入后再狹窄率高達(dá)30%。這與裸金屬支架與宿主血管間順應(yīng)性不匹配有關(guān)，裸金屬支架的植入顯著降低了宿主血管的順應(yīng)性。Hélène Vernhet等將3種支架植入小口徑血管，通過(guò)研究其壁面應(yīng)力變化，驗(yàn)證了這一理論[34, 39]。支架植入之前血管的順應(yīng)性為75.3±20.1(10-3mm/kPa)，植入后支架近端血管順應(yīng)性為(94.7±42.2)10-3mm/kPa，支架處順應(yīng)性為(38.8±14.2)10-3mm/kPa(P<0.05)，支架遠(yuǎn)端順應(yīng)性為(70.8±23.2)10-3mm/kPa。支架處的順應(yīng)性顯著小于近端和遠(yuǎn)端的順應(yīng)性，從而說(shuō)明支架的植入使血管壁的順應(yīng)性顯著降低。裸金屬支架的植入擾亂了血液系統(tǒng)原有的血流動(dòng)力學(xué)特征和血管壁面應(yīng)力分布[40-41]，引起內(nèi)膜增生和血栓[42-43]，目前還沒(méi)有一種可與正常血管相比擬、順應(yīng)性相匹配的理想裸金屬支架[44-45]。由于裸金屬支架和SG的金屬支架部分材料與結(jié)構(gòu)相似，所以裸金屬支架的研究對(duì)SG的金屬支架部分的開(kāi)發(fā)和研究具有指導(dǎo)意義。

為了驗(yàn)證與宿主血管順應(yīng)性相匹配的裸金屬支架是否能夠降低遠(yuǎn)期并發(fā)癥的產(chǎn)生，改善臨床結(jié)果，研究者們對(duì)順應(yīng)性優(yōu)良的裸金屬支架分別進(jìn)行了體外、體內(nèi)和軟件模擬的研究。Berry等[40]研究了一種能夠平滑支架與宿主血管之間順應(yīng)性轉(zhuǎn)變的裸金屬支架(CMS)(見(jiàn)圖1)，采用有限元評(píng)價(jià)了CMS在體內(nèi)外的血流動(dòng)力學(xué)和壁面應(yīng)力結(jié)果，以及在支架、血管結(jié)合處的機(jī)械性能(順應(yīng)性和應(yīng)力)。他們將CMS支架移植到豬模型上，直接測(cè)量其在體的各血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)和壁面應(yīng)力的變化，包括血流、壓力、直徑和支架處動(dòng)脈7天后的組織學(xué)切片。有限元結(jié)果顯示，CMS支架植入后，支架段和非支架段順應(yīng)性不匹配的情況有所好轉(zhuǎn)，其血管周向應(yīng)力比別的支架顯著降低。體內(nèi)實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，CMS順應(yīng)性較匹配，對(duì)血流和壓力波傳輸影響很小，支架附近只有少量的血栓和炎性細(xì)胞集聚。因此，合理的支架設(shè)計(jì)可以實(shí)現(xiàn)支架與血管間順應(yīng)性相匹配，減少應(yīng)力和血流動(dòng)力學(xué)的紊亂。順應(yīng)性匹配程度高的支架以及適當(dāng)?shù)膭偠群椭睆?，可以?yōu)化血流并抑制局部狹窄的發(fā)生，證明順應(yīng)性較優(yōu)的支架頭端對(duì)于血流的改善和抗血栓有所幫助[35]。

圖1 CMS結(jié)構(gòu)[40]Fig.1 The structural schematic of CMS[40]

物質(zhì)的結(jié)構(gòu)決定性質(zhì)，裸金屬支架的結(jié)構(gòu)同樣對(duì)宿主血管的順應(yīng)性有所影響。Stefan等[46]研究、對(duì)比了6種不同結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)的頸動(dòng)脈支架與宿主血管間的徑向力、柔順性和順應(yīng)性，分別是Precise、Acculink、Protégé、Xact、Wallstent和Cristallo Ideale(見(jiàn)圖2)。通過(guò)平行板裝備測(cè)試徑向力，柔順性(扭轉(zhuǎn)和彎折)在體溫溫度的水中測(cè)試。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，盡管這幾種支架的尺寸相似，但是由于支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)不同，其性能各有差異。開(kāi)放式單元的支架結(jié)構(gòu)與宿主血管間的柔順性和順應(yīng)性匹配度最好，閉合式單元的支架結(jié)構(gòu)與宿主血管間的柔順性和順應(yīng)性最差，而混合型支架設(shè)計(jì)(Cristallo Ideale)可以兼具開(kāi)放式單元的良好的順應(yīng)性和閉合單元結(jié)構(gòu)對(duì)顆粒的阻擋性。

圖2 6種支架[46]。(a) Precise；(b) Acculink；(c) Protégé；(d) Xact；(e) Wallstent；(f)Cristallo IdealeFig.2 Six stents[46].(a) Precise; (b) Acculink; (c) Protégé; (d) Xact; (e) Wallstent; (f)Cristallo Ideale

綜上所述，現(xiàn)有研究指出合理的支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)能夠降低其與宿主血管順應(yīng)性的不匹配，減少血管應(yīng)力和血流動(dòng)力學(xué)的紊亂，改善臨床結(jié)果，但何為最合理的支架結(jié)構(gòu)仍是未知，支架本身的結(jié)構(gòu)、材料等細(xì)節(jié)的描述較為籠統(tǒng)，鮮有研究針對(duì)支架本身的結(jié)構(gòu)做更細(xì)致的探討，難以指導(dǎo)支架結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)。因此，有必要對(duì)裸金屬支架的結(jié)構(gòu)與順應(yīng)性間的關(guān)系進(jìn)行更細(xì)致深入的討論。

3.2.3 SG順應(yīng)性的相關(guān)研究

3.2.3.1 SG順應(yīng)性的研究現(xiàn)狀

目前，針對(duì)SG順應(yīng)性的研究數(shù)量較為有限。為了研究SG植入后對(duì)宿主血管的影響，通常將SG植入體外動(dòng)脈瘤模型中，研究動(dòng)脈瘤模型的順應(yīng)性、血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)等其他性能參數(shù)的變化。Morris等將ZenithTM移植到體外腹主動(dòng)脈瘤模型中，經(jīng)研究發(fā)現(xiàn)其支架近端的動(dòng)態(tài)響應(yīng)能力遠(yuǎn)不如沒(méi)有SG的腹主動(dòng)脈瘤模型，動(dòng)脈瘤模型及順應(yīng)性測(cè)試位點(diǎn)見(jiàn)圖3[15]。ZenithTM的引入使原血管的順應(yīng)性減少了54%，脈搏波速相應(yīng)增加了43%，結(jié)果表明SG會(huì)使血管壁的剛度增大?；诠P者的研究，更具順應(yīng)性的SG近端可能能使腹主動(dòng)脈瘤的臨床結(jié)果有所改善。Morris等在隨后對(duì)4種支架的研究中，得出了相同的結(jié)論[31]。

圖3 腹主動(dòng)脈瘤模型及ZenithTM支架上順應(yīng)性測(cè)試點(diǎn)(1，2，3)[15]Fig.3 AAA model and positions (1, 2, 3)along the ZenithTM stent-graft in which the compliances were recorded[15]

Bosman等[33]研究了支架順應(yīng)性對(duì)瘤腔內(nèi)壓力的影響及其程度。在動(dòng)態(tài)試驗(yàn)中，將一橡膠動(dòng)脈瘤置入體外循環(huán)模型中，選用3種不同織物制成無(wú)支架血管、3種用于腔內(nèi)隔絕術(shù)的商用SG和1個(gè)用作對(duì)照的橡膠管，分別對(duì)動(dòng)脈瘤進(jìn)行隔離，并分別對(duì)收縮壓、舒張壓下的瘤內(nèi)壓和平均瘤內(nèi)壓進(jìn)行測(cè)量。通過(guò)測(cè)試體積的變化，獲得每個(gè)SG和橡膠動(dòng)脈瘤的順應(yīng)性，以及瘤體內(nèi)壓力的變化。所用的SG順應(yīng)性為0.005 4～0.011 5 mL/mmHg，而無(wú)支架的覆膜具有較高的順應(yīng)性0.006 1～0.020 0 mL/mmHg。結(jié)果表明，隨著系統(tǒng)壓力增大，瘤體內(nèi)的壓力僅有略微增大(小于5 mmHg)，有支架比沒(méi)有支架的血管壓力傳導(dǎo)小，但兩者沒(méi)有顯著性差異(P>0.05)。體外研究表明，SG管壁類型與壓力傳導(dǎo)無(wú)相關(guān)性，有支架和無(wú)支架血管對(duì)壓力傳導(dǎo)也無(wú)顯著性差異。動(dòng)脈瘤壁的順應(yīng)性比SG和橡膠管的順應(yīng)性高，因此可以解釋為何動(dòng)脈瘤內(nèi)的壓力變化非常有限，即瘤壁順應(yīng)性影響瘤體內(nèi)壓力。

SG植入人體內(nèi)所受的力學(xué)作用環(huán)境復(fù)雜，在此環(huán)境下SG的順應(yīng)性是否隨時(shí)間推移有所變化，同樣也是需要考慮的重要因素。Desai等[47]在模擬體內(nèi)生理環(huán)境的條件下，測(cè)試了主動(dòng)脈無(wú)縫合線SG與POSS(polyhedral oligomeric silsesquioxane,多面體低聚倍半硅氧烷)和PCU(ploy(carbonate-urea) urethane, 聚(碳酸酯脲)聚氨酯)復(fù)合型SG的耐疲勞性能。在37℃的蒸餾水中，分別對(duì)4個(gè)主動(dòng)脈支架施加動(dòng)態(tài)載荷，測(cè)試動(dòng)態(tài)順應(yīng)性。在平均壓力段為60～120 mmHg時(shí)，疲勞實(shí)驗(yàn)的SG總體順應(yīng)性為(3.48±1.27)%/100 mmHg，與未疲勞的SG的總體順應(yīng)性(3.26±0.65)%/100 mmHg(P=0.47)沒(méi)有顯著差異。這種新型支架強(qiáng)度高，經(jīng)過(guò)模擬10年加速試驗(yàn)后沒(méi)有發(fā)生結(jié)構(gòu)分離，因此可以發(fā)展具有耐久性而順應(yīng)性更優(yōu)良的SG。

SG的植入會(huì)使宿主血管的性能有所改變，但是不同的材料種類、支架結(jié)構(gòu)可能會(huì)產(chǎn)生不同的影響。Kleinstreuer等[30]通過(guò)有限元分析的方法，分別對(duì)兩種鎳鈦合金(NITI-1和NITI-2)和兩種覆膜織物(ePTFE和PET)用于AAA治療的鉆石型SG在循環(huán)壓力下的機(jī)械性能和疲勞情況進(jìn)行了研究，同時(shí)也表征了其各自的順應(yīng)性。NITI與PET復(fù)合的SG比與ePTFE復(fù)合的SG順應(yīng)性低。覆膜為ePTFE的SG順應(yīng)性為1.7～2.0%/100 mmHg，而PET覆膜的SG順應(yīng)性值為0.1～0.2%/100 mmHg。因此，ePTFE覆膜的SG較柔軟，可與不規(guī)則的瘤徑或動(dòng)脈瘤相匹配，而PET覆膜的SG較剛硬，有助于減小瘤體壓力。

即使商用SG在植入后同樣存在降低宿主血管順應(yīng)性的問(wèn)題，還是要選擇順應(yīng)性最匹配的SG，這樣能夠減少植入后遠(yuǎn)期相關(guān)并發(fā)癥的產(chǎn)生[31]。材料和結(jié)構(gòu)兩方面是影響SG順應(yīng)性的重要因素，但是相關(guān)文獻(xiàn)中對(duì)SG的細(xì)節(jié)描述較為有限，具體何種材料種類和結(jié)構(gòu)的SG最有利于與宿主血管的順應(yīng)性相匹配尚無(wú)確切結(jié)論。

3.2.3.2 針對(duì)SG順應(yīng)性的改進(jìn)方法

優(yōu)化SG的順應(yīng)性可從材料種類和結(jié)構(gòu)兩方面入手，美敦力發(fā)布全新SG系統(tǒng)Captivia，金屬支架的正弦結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)增加了柔順性，同時(shí)有效地避免了支架彎折[48-49]。Heijmen RH將Captivia系統(tǒng)植入100位病人體內(nèi)，對(duì)病人的移植后效果進(jìn)行平均周期為(68.9±34.9)天的隨訪。結(jié)果顯示，Captivia支架100 %體內(nèi)移植成功，30天死亡率為4.0%，2位病人發(fā)生A型動(dòng)脈夾層，4位病人發(fā)生中風(fēng)，1位病人發(fā)生癱瘓，11位病人發(fā)生Ⅰ、Ⅱ型內(nèi)漏，沒(méi)有病人發(fā)生Ⅲ、Ⅳ型內(nèi)漏。從以上臨床結(jié)果可知，這種血管支架有潛力治療多種胸主動(dòng)脈病況。

Singh等模仿毛毛蟲(chóng)的體形骨骼結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)了新型的SG，平衡SG的結(jié)構(gòu)剛度和順應(yīng)性，突破SG的機(jī)械性能限制[27]。此模型隨后被制成了可實(shí)驗(yàn)用的SG試樣。新型SG采用高性能聚合物長(zhǎng)絲織制出片段針織結(jié)構(gòu)，研究人員對(duì)其進(jìn)行順應(yīng)性、滑移強(qiáng)度等體外生物力學(xué)性能評(píng)價(jià)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，其各項(xiàng)性能均優(yōu)于ZenithTMFlex SG和機(jī)織滌綸人工血管。新型SG結(jié)構(gòu)上的分節(jié)提高了其機(jī)械性能，當(dāng)對(duì)其施加應(yīng)力時(shí)，它的結(jié)構(gòu)可以三維立體擴(kuò)張；其機(jī)械性能與主動(dòng)脈的正交彈性性能相吻合，同時(shí)這種分段結(jié)構(gòu)可以為以后的主動(dòng)脈修復(fù)提供設(shè)計(jì)參考。分節(jié)結(jié)構(gòu)還使順應(yīng)性有顯著提高，血流動(dòng)力學(xué)尤為重要的血管(如主動(dòng)脈、冠狀動(dòng)脈)尤為適用[50]。

在優(yōu)化新支架設(shè)計(jì)參數(shù)時(shí)需要考慮諸多變量，包括支架高度、支架尖端個(gè)數(shù)、支架直徑的不匹配程度、閉合式或開(kāi)放式SG結(jié)構(gòu)等，這些因素分別對(duì)SG的徑向支撐力和順應(yīng)性等性能產(chǎn)生影響。目前，現(xiàn)有的針對(duì)SG順應(yīng)性的研究較少，而關(guān)于提高其順應(yīng)性的研究更是十分有限。

4 結(jié)論與展望

由于SG與宿主血管間順應(yīng)性的不匹配，相對(duì)較剛性的SG的植入會(huì)對(duì)宿主在血管順應(yīng)性、管壁應(yīng)力和血流動(dòng)力學(xué)特性等方面產(chǎn)生顯著的不良影響，從而導(dǎo)致遠(yuǎn)期臨床并發(fā)癥的產(chǎn)生。目前，針對(duì)SG與宿主血管順應(yīng)性不匹配這一問(wèn)題進(jìn)行研究的報(bào)道仍十分有限，但現(xiàn)有的研究均證實(shí)了與宿主血管順應(yīng)性匹配良好的SG有助于術(shù)后臨床并發(fā)癥發(fā)病率的降低，改善臨床結(jié)果，故對(duì)SG順應(yīng)性進(jìn)行研究是十分重要的。作為SG性能的又一新關(guān)注點(diǎn)，順應(yīng)性是一個(gè)充滿未知但極有價(jià)值的研究方向。

SG的順應(yīng)性與其所用材料屬性和結(jié)構(gòu)特征有關(guān)，但現(xiàn)有文獻(xiàn)報(bào)道的大多是同時(shí)對(duì)幾種材料或結(jié)構(gòu)不同的SG進(jìn)行對(duì)比研究，得出性能最優(yōu)的某一種或幾種SG。以往所研究的SG材料和結(jié)構(gòu)參數(shù)有限，對(duì)順應(yīng)性優(yōu)良的SG的具體結(jié)構(gòu)參數(shù)信息報(bào)道并不詳盡，開(kāi)發(fā)者難以根據(jù)現(xiàn)有信息設(shè)計(jì)并開(kāi)發(fā)出綜合性能優(yōu)良的新型SG產(chǎn)品。SG的材料和結(jié)構(gòu)與其性能，尤其是順應(yīng)性間的對(duì)應(yīng)關(guān)系，仍有待系統(tǒng)性地細(xì)致研究。因此，在未來(lái)的研究中，對(duì)SG的材料種類和結(jié)構(gòu)類型、參數(shù)等與順應(yīng)性間的相關(guān)關(guān)系進(jìn)行探索，探明順應(yīng)性優(yōu)良的SG的材料和結(jié)構(gòu)特征，為開(kāi)發(fā)新一代綜合性能優(yōu)異的SG奠定理論基礎(chǔ)，為減少SG植入術(shù)后遠(yuǎn)期臨床并發(fā)癥提供可能。

[1] 趙志芳，李光華. 影響動(dòng)脈血管順應(yīng)性的因素及機(jī)制[J]. 當(dāng)代醫(yī)學(xué), 2011, 17(32): 13-14.

[2] Lucereau B, Koffhi F, Heim F, et al. Relation between tensile tests and compliance in polyester textile vascular prostheses[J]. Ann Vasc Surg, 2015, 29(6):1300-1306.

[3] Nezarati RM, Eifert MB, Dempsey DK, et al. Electrospun vascular grafts with improved compliance matching to native vessels[J]. J Biomed Mater Res B, 2015, 103(2):313-323.

[4] Khoffi F, Mathieu D, Dieval F, et al. Compliance properties of collagen-coated polyethylene terephthalate vascular prostheses[J]. J Appl Biomater Func, 2014, 12(3):163-171.

[5] Catto V, Fare S, Cattaneo I, et al. Small diameter electrospun silk fibroin vascular grafts: Mechanical properties, in vitro biodegradability, and in vivo biocompatibility[J]. Mat Sci Eng C-Mater, 2015, 54:101-111.

[6] 王璐,丁辛. 人造血管的生物力學(xué)性能表征[J]. 紡織學(xué)報(bào), 2003, 24(1): 7-9.

[7] 關(guān)穎，關(guān)國(guó)平，林婧，等. 小口徑人工血管順應(yīng)性的影響因素和改善方法[J]. 材料導(dǎo)報(bào), 2014, 28(19): 125-129.

[8] Mensel B, Kuhn JP, Hoene A, et al. Endovascular repair of arterial iliac vessel wall lesions with a self-expandable nitinol stent graft system[J]. PLoS One, 2014, 9(8):e103980.

[9] Aziz A, Sicard GA. Surgical management of abdominal aortic aneurysms: a lost art?[J].Prog Cardiovasc Dis, 2013, 56(1):13-18.

[10] Wang Siwen, Wang Jinsong, Lin Peiliang, et al. Short-term curative effect of endovascular stent-graft treatment for aortic diseases in China: a systematic review[J]. PLoS One, 2013, 8(8):e71012.

[11] Buckley CJ, Buckley SD. Limitations of current EVAR endografts and potential solutions for their deficiencies[J]. Semin Vasc Surg, 2012, 25(3):136-137.

[12] Mehta M, Sternbach Y, Taggert JB, et al. Long-term outcomes of secondary procedures after endovascular aneurysm repair[J]. J Vasc Surg, 2010, 52(6):1442-1449.

[13] Rodrigues A, Figueiredo L, Bordado J. Abrasion behaviour of polymeric textiles for endovascular stent-grafts[J]. Tribol Int, 2013, 63:265-274.

[14] Demanget N, Duprey A, Badel P, et al. Finite element analysis of the mechanical performances of 8 marketed aortic stent-grafts[J]. J Endovasc Ther, 2013, 20(4):523-535.

[15] Morris L, Stefanov F, McGloughlin T. Stent graft performance in the treatment of abdominal aortic aneurysms: the influence of compliance and geometry[J]. J Biomech, 2013, 46(2):383-395.

[16] Harris PL, Vallabhaneni SR, Desgranges P,et al. Incidence and risk factors of late rupture, conversion, and death after endovascular repair of infrarenal aortic aneurysms: The EUROSTAR experience[J]. J Vasc Surg, 2000, 32(4):739-749.

[17] Becker GJ, Kovacs M, Mathison MN, et al. Risk stratification and outcomes of transluminal endografting for abdominal aortic aneurysm: 7-year experience and long-term follow-up[J]. J Vasc Interv Radiol, 2001, 12(9):1033-1046.

[18] Hinchliffe RJ, Ivancev K. Endovascular aneurysm repair: current and future status[J]. Cardiovasc Interv Radiol, 2008, 31(3):451-459.

[19] Laturnus J, Oliveira N, Basto Goncalves F, et al. Towards individualized follow-up protocols after endovascular aortic aneurysm repair[J]. J Cardiovasc Surg, 2016, 57(2):242-247.

[20] Zhou SSN, How V, Vallabhaneni SR. Comparison of the fixation strength of standard and fenestrated stent-grafts for endovascular abdominal aortic aneurysm repair[J]. J Endovasc Ther, 2007, 14(2):168-175.

[21] Roos H, Ghaffari M, Falkenberg M, et al. Displacement forces in iliac landing zones and stent graft interconnections in endovascular aortic repair: an experimental study[J]. Eur J Vasc Endovasc Surg, 2014, 47(3):262-267.

[22] Heikkinen MA, Alsac JM, Arko FR, et al. The importance of iliac fixation in prevention of stent graft migration[J]. J Vasc Surg, 2006, 43(6):1130-1137.

[23] Resch T, Malina M, Lindblad B,et al. The impact of stent design on proximal stent-graft fixation in the abdominal aorta: an experimental study [J]. Eur J Vasc Endovasc Surg, 2000, 20(2):190-195.

[24] Sun Z. Transrenal fixation of aortic stent-grafts Current status and future directions[J]. J Endovasc Ther, 2004, 11(5):539-549.

[25] Malina M, Lindblad B, Ivancev K, et al.. Endovascular AAA exclusion will stents with hooks and barbs prevent stent-graft migration[J]. J Endovasc Ther, 1998, 5(4):310-317.

[26] Weidman JM, Desai M, Iftekhar A, et al. Engineering goals for future thoracic endografts-how can we make them more effective?[J].Prog Cardiovasc Dis, 2013, 56(1):92-102.

[27] Singh C, Wang X. A biomimetic approach for designing stent-graft structures: Caterpillar cuticle as design model[J]. J Mech Behav Biomed Mater, 2014, 30:16-29.

[28] Vlachopoulos C, Aznaouridis K, Stefanadis C. Prediction of cardiovascular events and all-cause mortality with arterial stiffness: a systematic review and meta-analysis[J]. J Am Coll Cardiol, 2010, 55:1318-1327.

[29] Santos IC, Rodrigues A, Figueiredo L, et al. Mechanical properties of stent-graft materials[J]. P I Mech Eng L-J Mat, 2012, 226(4):330-341.

[30] Kleinstreuer C, Li Z, Basciano CA, et al. Computational mechanics of nitinol stent grafts[J]. J Biomech, 2008, 41(11):2370-2378.

[31] Morris L, Stefanov F, Hynes N, et al. An experimental evaluation of device/arterial wall compliance mismatch for four stent-graft devices and a multi-layer flow modulator device for the treatment of abdominal aortic aneurysms[J]. Eur J Vasc Endovasc, 2016, 51(1):44-55.

[32] Cardiovascular implants-tubular vascular prostheses：BS ISO 7198[S].1998.

[33] Bosman WMPF, Hinnen JW, Rixen DJ, et al. Effect of stent-graft compliance on endotension after EVAR [J]. J Endovasc Ther, 2009, 16(1): 105-113.

[34] Hélène Vernhet RD. Changes in wall mechanics after endovascular stenting in the rabbit aorta comparison of three stent designs[J]. Am J Roentgenol, 2001, 176(3):803-807.

[35] Rolland PH, Mekkaoui C, Vidal V, et al. Compliance matching stent placement in the carotid artery of the swine promotes optimal blood flow and attenuates restenosis[J]. Eur J Vasc Endovasc Surg, 2004, 28(4):431-438.

[36] Weston MW, Rhee K, Tarbell JM. Compliance and diameter mismatch affect the wall shear rate distribution near an end-to-end anastomosis[J]. Journal of Biomech, 1996, 29(2):187-198.

[37] Ballyk PD, Walsh C, Butany J, et al. Compliance mismatch may promote graft-artery intimal hyperplasia by altering suture-line stresses[J].J Biomech, 1998, 31(3):229-237.

[38] Inoguchi H, Kwon IK, Inoue E,et al. Mechanical responses of a compliant electrospun poly(L-lactide-co-epsilon-caprolactone) small-diameter vascular graft[J]. Biomaterials, 2006, 27(8):1470-1478.

[39] Vernhet H, Juan JM, Demaria R, et al. Acute changes in aortic wall mechanical properties after stent placement in rabbits[J]. J Vasc Interv Radiol. 2000, 11(5):634-638.

[40] Berry JL, Manoach E, Mekkaoui C,et al. Hemodynamics and wall mechanics of a compliance matching stent: In vitro and in vivo analysis[J]. J Vasc Interv Radiol, 2002, 13(1):97-105.

[41] Rachev A, Manoach E, Berry J, et al. A model of stress-induced geometrical remodeling of vessel segments adjacent to stents and artery/graft anastomoses[J]. J Theor Biol, 2000, 206(3):429-443.

[42] Farhatnia Y, Pang JH, Darbyshire A, et al. Next generation covered stents made from nanocomposite materials: a complete assessment of uniformity, integrity and biomechanical properties[J]. Nanomed-Nanotechnol, 2016, 12(1):1-12.

[43] Yazdani SK, Moore JE, Berry JL, et al. DPIV measurements of flow disturbances in stented artery models: adverse affects of compliance mismatch[J]. J Biomech Eng, 2004, 126(5):559-566.

[44] 劉修健，藺嫦燕. 冠脈分叉病變及支架后再狹窄的血流動(dòng)力學(xué)研究進(jìn)展[J]. 中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)報(bào), 2012, 31(3):446-450.

[45] Martin H, Grabow N, Stiehm M, et al. Finite Element Analysis of Compliance of Stent-Vesselsystems[J]. Biomed Tech (Berl), 2013.

[46] Mueller-Huelsbeck S, Schafer PJ, Charalambous N, et al. Comparison of carotid stents: an in-vitro experiment focusing on stent design[J]. J Endovasc Ther, 2009, 16(2): 168-177.

[47] Desai M, Bakhshi R, Zhou X, et al. A sutureless aortic stent-graft based on a nitinol scaffold bonded to a compliant nanocomposite polymer is durable for 10 years in a simulated in vitro model[J]. J Endovasc Ther, 2012, 19(3):415-427.

[48] Heijmen RH, Thompson MM, Fattori R, et al. Valiant thoracic stent-graft deployed with the new captivia delivery system: procedural and 30-day results of the valiant captivia registry[J]. J Endovasc Ther, 2012, 19(2):213-225.

[49] Mlynski A, Marzelle J, Desgranges P, et al. Two cases of misaligned deployment of valiant captivia thoracic stent graft[J]. J Vasc Surg, 2012, 56(5):1419-1421.

[50] Singh C, Wang X. A biomechanically optimized knitted stent using a bio-inspired design approach[J]. Text Res J, 2015, 86(4):380-392.

Research Progress on Compliance Property of Endovascular Stent Graft

Guan Ying1Guan Guoping1,2Lin Jing1,2Wang Lu1, 2#*

1(DonghuaUniversity,CollegeofTextiles,Shanghai201620,China)2(KeyLaboratoryofTextileScience&Technology,MinistryofEducation, 201620,China)

Compliance mismatch between small diameter vascular graft and host artery is the main factor caused low long-term patency rate. There are literatures proving that compliance mismatch between endovascular stent graft and host artery is the main reason caused the long-term complications, such as SG displacement, endoleaks and blood turbulence. However there is only limited number of studies in this area at present. This article reviewed the methods of evaluating compliance of SG, including calculating via pressure range and corresponding SG volume change or reflecting indirectly by pulse wave velocity and aneurysm pressure. Researches on SG compliance mainly include verifying effects of SG implantation on host artery, effects of different SG structures on host artery, and how compliance changing over time. Achieving compliant SG by optimizing SG structure is reviewed briefly.

endovascular surgery; stent graft; compliance; vascular prosthesis; bare metal stent

10.3969/j.issn.0258-8021. 2016. 05.013

2016-03-29， 錄用日期:2016-06-18

國(guó)家自然科學(xué)基金(81371648)；教育部紡織生物醫(yī)用材料與技術(shù)創(chuàng)新引智基地111計(jì)劃(B07024)；東華大學(xué)博士研究生創(chuàng)新基金(CUSF-DH-D-2015007)

R318

A

0258-8021(2016) 05-0605-07

# 中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)會(huì)高級(jí)會(huì)員(Senior member, Chinese Society of Biomedical Engineering)

*通信作者(Corresponding author)， E-mail: wanglu@dhu.edu.cn