新型一體化編織型血管覆膜支架的扭轉(zhuǎn)性能

薛 雯, 鄒秋華, 李奇薇, 王富軍, 林 婧, 關(guān)國(guó)平, 王 璐

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

新型一體化編織型血管覆膜支架的扭轉(zhuǎn)性能

薛 雯a, b, 鄒秋華a, b, 李奇薇a, b, 王富軍a, b, 林 婧a, b, 關(guān)國(guó)平a, b, 王 璐a, b

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

利用編織技術(shù)制備了4種不同結(jié)構(gòu)的一體化滌綸復(fù)絲/鎳鈦合金絲血管覆膜支架, 采用端部握持法測(cè)試了支架的扭轉(zhuǎn)性能.通過(guò)扭轉(zhuǎn)過(guò)程中的扭力變化和血管覆膜支架的形態(tài)變化, 探討支架結(jié)構(gòu)與扭力的關(guān)系.結(jié)果表明: 只有低密度鎳鈦合金絲同向螺旋分布的支架(A1)在正向扭轉(zhuǎn)過(guò)程中出現(xiàn)結(jié)構(gòu)坍塌, 低密度鎳鈦合金絲交叉分布的支架(B1)、高密度鎳鈦合金絲同向螺旋分布的支架(A2)和高密度鎳?yán)徍辖鸾z交叉分布的支架(B2)均能保持管腔通暢；支架(B1)和支架(A2)在扭轉(zhuǎn)時(shí)產(chǎn)生的抗扭轉(zhuǎn)力較小, 可降低人體血管損傷的風(fēng)險(xiǎn), 考慮平整光滑的支架表面可減少血栓, 則A2為性能較優(yōu)支架.

編織；覆膜支架；抗扭轉(zhuǎn)性能；抗扭轉(zhuǎn)力

隨著經(jīng)皮血管成形術(shù)的快速發(fā)展, 鎳鈦合金由于其優(yōu)異的生物相容性、超彈性和形狀記憶效應(yīng)被廣泛應(yīng)用于微創(chuàng)醫(yī)療器械, 其中重要的一方面即是治療血管疾病的自膨脹血管覆膜支架[1-4].不斷增長(zhǎng)的血管疾病發(fā)病率, 促使研究者致力于設(shè)計(jì)和制備具有良好生物相容性、優(yōu)異力學(xué)性能的血管覆膜支架[5-7].

編織型鎳鈦合金支架是由鎳鈦合金絲交織形成的直型管狀物, 由于交織點(diǎn)通過(guò)摩擦力相互作用, 具有較好的軸向柔性, 能通過(guò)屈曲的人體血管[8].相比于焊接型血管支架, 編織型鎳鈦合金支架主要應(yīng)用于彎曲且徑向支撐力要求小的血管部位.

血管支架在復(fù)雜的機(jī)體環(huán)境下, 不僅會(huì)受到擠壓和彎曲作用力[9], 還會(huì)產(chǎn)生扭轉(zhuǎn)變形[10].血管支架的扭轉(zhuǎn)性能將會(huì)影響血管的生長(zhǎng)修復(fù), 因此對(duì)血管支架的扭轉(zhuǎn)性能進(jìn)行測(cè)試研究是十分必要的[11].一方面, 血管支架需要較好的抗扭轉(zhuǎn)性能, 即受到扭轉(zhuǎn)后仍能保持管腔內(nèi)的血流通暢；另一方面, 血管支架在扭轉(zhuǎn)時(shí)對(duì)宿主血管產(chǎn)生的反作用力要小, 否則容易損傷血管.

新型一體化編織型血管覆膜支架由滌綸復(fù)絲和鎳鈦合金絲采用編織技術(shù)制成[12].目前對(duì)于血管支架的扭轉(zhuǎn)性能尚無(wú)統(tǒng)一的測(cè)試標(biāo)準(zhǔn)[11, 13].本文擬采用端部握持扭轉(zhuǎn)的方法對(duì)新型一體化編織型血管支架的扭轉(zhuǎn)性能進(jìn)行初步探索, 研究一體化血管覆膜支架結(jié)構(gòu)與扭轉(zhuǎn)性能的關(guān)系, 為一體編織成形血管覆膜支架的進(jìn)一步完善提供參考, 同時(shí)為血管支架扭轉(zhuǎn)性能測(cè)試提供思路.

1 材 料

試驗(yàn)前先采用不銹鋼模具將直徑0.2 mm的直型鎳鈦合金絲(江陰榮邦新材料科技有限公司)在馬弗爐(美國(guó)Thermo)中進(jìn)行熱處理定型.以熱處理后的鎳鈦合金絲和66.7 tex/192 f滌綸復(fù)絲紗(蘇州縫合針廠(chǎng)有限公司)為原料, 采用東華大學(xué)生物醫(yī)用紡織品實(shí)驗(yàn)室自主設(shè)計(jì)的32錠編織機(jī), 設(shè)計(jì)和制備出4種不同結(jié)構(gòu)(A1, A2, B1, B2)的一體化編織滌綸/鎳鈦合金絲復(fù)合支架, 其外觀(guān)如圖1所示.其中, A表示支架中鎳鈦合金絲平行排列, B表示鎳鈦合金絲交叉排列, 下標(biāo)1是指支架中鎳鈦合金絲以較低密度排列即30根/5 cm, 2是指支架中鎳鈦合金絲以較高密度排列即60根/5 cm.4種復(fù)合支架中滌綸復(fù)絲和鎳鈦合金絲在編織機(jī)上的排列方式如圖2所示, 紗線(xiàn)排列圖中虛線(xiàn)為滌綸復(fù)絲, 實(shí)線(xiàn)為鎳鈦合金絲.

圖1 4種不同結(jié)構(gòu)的一體化編織型血管支架Fig.1 Integrated braided stents with four different structures

圖2 4種一體化編織型血管支架的結(jié)構(gòu)圖Fig.2 Structure chart of integrated braided stents with four different structures

2 測(cè)試方法

2.1 血管支架的結(jié)構(gòu)參數(shù)

(1) 外觀(guān)和尺寸.在自然狀態(tài)下, 用游標(biāo)卡尺分別測(cè)量4種血管支架的內(nèi)徑、外徑和最大壁厚.采用體式顯微鏡(PXS8-T型, 上海測(cè)維光電技術(shù)有限公司)觀(guān)察血管支架的表面形態(tài).

(2) 編織角和節(jié)距.根據(jù)所拍攝的光學(xué)顯微鏡圖片, 用MB-Ruler軟件測(cè)量血管支架的編織角(θ), 即編織紗與血管支架軸向的空間夾角；測(cè)量鎳鈦合金絲的節(jié)距(p), 即編織過(guò)程中錠子轉(zhuǎn)一周單根紗線(xiàn)沿軸向移動(dòng)的距離；測(cè)量?jī)蓚€(gè)相鄰鎳鈦合金絲螺紋輪廓上對(duì)應(yīng)點(diǎn)之間的距離(d).

(3) 金屬質(zhì)量分?jǐn)?shù).采用稱(chēng)重法測(cè)量血管支架鎳鈦合金絲的質(zhì)量分?jǐn)?shù).從血管支架上剪取10 mm的樣品, 用鑷子將滌綸紗線(xiàn)與鎳鈦合金絲分開(kāi), 分別稱(chēng)取兩者質(zhì)量, 計(jì)算得血管支架中金屬質(zhì)量分?jǐn)?shù).每種試樣重復(fù)測(cè)量3次, 計(jì)算平均值和標(biāo)準(zhǔn)差.

2.2 血管支架的扭轉(zhuǎn)性能測(cè)試

選用LLY19型人造管道扭轉(zhuǎn)儀(山東萊州電子儀器有限公司)測(cè)試支架的扭轉(zhuǎn)性能, 如圖3所示.測(cè)試樣品長(zhǎng)度為5 cm, 采用定角度測(cè)試, 預(yù)定扭轉(zhuǎn)角度常量為20°, 在室溫(20±2) ℃下進(jìn)行測(cè)試.將試樣的一端固定在與傳感器相連的夾持器上, 用一只手握持夾持器上的連接套(防止夾持試樣時(shí)損壞傳感器), 另一只手旋轉(zhuǎn)滾花螺母從而夾緊試樣.調(diào)整好隔距, 使支架自然伸直軸向不受外力.然后用鑷子夾持試樣的另一端, 放在夾持器的芯桿上, 旋轉(zhuǎn)夾持器上的螺母, 使試樣夾緊牢固.設(shè)定好各項(xiàng)參數(shù)后進(jìn)行試驗(yàn), 分別正轉(zhuǎn)和反轉(zhuǎn)20°, 通過(guò)與傳感器連接的計(jì)算機(jī)軟件記錄支架在扭轉(zhuǎn)過(guò)程中的扭轉(zhuǎn)力隨著扭轉(zhuǎn)角度的變化, 同時(shí)觀(guān)察支架在扭轉(zhuǎn)過(guò)程中的形態(tài)變化.

圖3 LLY19型人造管道扭轉(zhuǎn)儀Fig.3 LLY19 artificial tube torsion apparatus

3 結(jié)果與討論

3.1 血管支架的結(jié)構(gòu)參數(shù)

4種血管支架試樣的結(jié)構(gòu)參數(shù)如表1所示.

表1 血管支架的物理參數(shù)

(1) 外觀(guān)和尺寸.由表1可知, 4種血管支架的內(nèi)徑均為6.00 mm, 外徑為6.80～7.20 mm, 最大壁厚為0.50～0.70 mm.A型支架(A1和A2)中鎳鈦合金絲呈同向螺旋分布, 在軸向上不對(duì)稱(chēng)；而B(niǎo)型支架(B1和B2)中鎳鈦合金絲呈交叉配置, 為軸向?qū)ΨQ(chēng)結(jié)構(gòu).4種新型一體化編織型血管支架管壁表面無(wú)明顯孔洞.A型支架由于沒(méi)有金屬絲的交疊, 表面較為平整, 而B(niǎo)型支架中鎳鈦絲交叉起伏, 表面較凹凸不平.

(2) 編織角和節(jié)距.由表1可見(jiàn), A型支架的編織角比B型的稍大, 這是由于在編織過(guò)程中, B型支架兩組鎳鈦合金絲在順時(shí)針和逆時(shí)針交叉編織時(shí)相互制約.

(3) 金屬質(zhì)量分?jǐn)?shù).采用稱(chēng)重法測(cè)量血管支架中金屬的質(zhì)量分?jǐn)?shù), 其值與鎳鈦合金絲的密度呈正相關(guān).A1和B1兩者的金屬質(zhì)量分?jǐn)?shù)基本相等約為30%；而A2和B2也基本相等約為50%.

3.2 血管支架的扭轉(zhuǎn)性能

4種血管支架在正向、反向扭轉(zhuǎn)過(guò)程中的扭力變化曲線(xiàn)如圖4所示.

圖 4 4種血管支架在正向、反向扭轉(zhuǎn)過(guò)程中扭力變化曲線(xiàn)Fig.4 Torsion force of four composite stents in forward and reverse twisting direction

一體成型血管支架正向和反向扭轉(zhuǎn)20°后的形態(tài)如圖5所示.

圖5 正向和反向扭轉(zhuǎn)20°后的血管支架形態(tài)Fig.5 Morphology of composite stents after twisting 20° in forward and reverse twisting direction

由圖5可以看出: 支架A1在正向扭轉(zhuǎn)20°后, 管腔直徑變小, 會(huì)出現(xiàn)堵塞血流的情況；在反向扭轉(zhuǎn)20°后, 管腔基本不變, 能保持血流順暢流通.這與支架A1中的不對(duì)稱(chēng)結(jié)構(gòu)有關(guān), A1中鎳鈦合金絲是同向螺旋分布的, 當(dāng)扭轉(zhuǎn)方向與鎳鈦絲的螺旋方向相同時(shí), 管腔易發(fā)生塌陷.由于滌綸復(fù)絲的強(qiáng)度、彎曲剛度等遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于鎳鈦合金絲, 支架在扭轉(zhuǎn)過(guò)程中主要是鎳鈦合金絲起支撐作用, 所以主要分析鎳鈦合金絲的受力情況.若扭轉(zhuǎn)儀電動(dòng)機(jī)的輸入功率為P(kW), 軸的轉(zhuǎn)速為n(r/min), 電動(dòng)機(jī)以力偶矩M作用于軸上, 設(shè)在傳遞過(guò)程中無(wú)能量損耗, 則有

P=nM

即

(1)

由于在扭轉(zhuǎn)測(cè)試中, 扭轉(zhuǎn)儀的功率P和軸轉(zhuǎn)速n保持不變, 因此支架所受軸的力偶矩M不變[14].

將血管支架看作薄壁圓筒, 其內(nèi)徑為r, 壁厚為t, 施加外力偶矩M, 圓筒產(chǎn)生扭轉(zhuǎn)變形.設(shè)a為剪應(yīng)變,F為剪應(yīng)力, 其組成與外加扭轉(zhuǎn)力偶矩M相平衡的內(nèi)力系.因?yàn)楸诤駎很小, 可以認(rèn)為沿支架壁厚的剪應(yīng)力不變.剪應(yīng)力對(duì)于支架軸的力矩為2πrt×a×r, 由平衡方程可得:

(2)

由于不同支架的壁厚t相差較小, 近似為相等, 則支架在扭轉(zhuǎn)過(guò)程中壁面所受的剪應(yīng)力F值相等.對(duì)A型支架扭轉(zhuǎn)時(shí)的剪應(yīng)力F分析如圖6所示, 剪應(yīng)力F被分解成沿著鎳鈦合金絲方向的力F2和垂直于鎳鈦合金絲方向的力F1.由此可見(jiàn), 正向扭轉(zhuǎn)時(shí), 鎳鈦合金絲受到拉伸作用, 反向扭轉(zhuǎn)時(shí), 鎳鈦合金絲受到壓縮作用.由于金屬的拉伸易于壓縮, 所以順著鎳鈦合金絲螺旋方向的扭轉(zhuǎn)較易出現(xiàn)結(jié)構(gòu)坍塌, 且扭力小于逆著金屬絲螺旋方向的扭轉(zhuǎn).支架A2和A1的結(jié)構(gòu)相同, 只是支架A2的鎳鈦合金絲編織密度比支架A1大, 因此, 兩者在扭轉(zhuǎn)過(guò)程中受力狀態(tài)相似, 但鎳鈦合金絲的較密排布使管腔需要更大的扭轉(zhuǎn)角度和剪應(yīng)力才可能使支架出現(xiàn)坍塌.由于支架A2含有較高的金屬質(zhì)量分?jǐn)?shù), 其扭力大于支架A1.A型支架在正向扭轉(zhuǎn)中, 扭力與扭轉(zhuǎn)角度成近似線(xiàn)性關(guān)系, 從圖4可以發(fā)現(xiàn), 正向扭轉(zhuǎn)時(shí)A型支架的扭力隨著扭轉(zhuǎn)角度的增大而增大.而反向扭轉(zhuǎn)時(shí), 圖5顯示支架出現(xiàn)明顯伸長(zhǎng), 對(duì)應(yīng)圖4中扭力先隨著扭轉(zhuǎn)角度的增大而增大, 當(dāng)支架開(kāi)始伸長(zhǎng)變形時(shí)扭力出現(xiàn)峰值, 之后扭力下降.由上述分析可知, 鎳鈦合金絲同向分布的大節(jié)距覆膜支架在扭轉(zhuǎn)時(shí)會(huì)出現(xiàn)管腔狹窄, 不適合做血管支架.而適當(dāng)減小金屬絲節(jié)距, 會(huì)消除管腔堵塞現(xiàn)象, 這才是血管支架的理想選擇.

圖6 A型支架正向和反向扭轉(zhuǎn)的受力分析Fig.6 Force analysis of stent A twisted in forward and reverse direction

B型支架具有對(duì)稱(chēng)穩(wěn)定的雙向螺旋結(jié)構(gòu), 鎳鈦合金絲交叉分布, 其正反向扭轉(zhuǎn)性能一致, 且不易出現(xiàn)結(jié)構(gòu)坍塌現(xiàn)象.對(duì)B型支架在正向和反向扭轉(zhuǎn)過(guò)程的受力情況進(jìn)行分析, 如圖7所示.

圖7 B型支架正向和反向扭轉(zhuǎn)的受力分析Fig.7 Force analysis of stent B twisted in forward and reverse direction

由圖7可以看出, B型支架在正向和反向扭轉(zhuǎn)時(shí)同時(shí)存在對(duì)鎳鈦合金絲的拉伸和壓縮作用, 支架受力狀態(tài)一致, 且結(jié)構(gòu)穩(wěn)定不易坍塌.由于支架B2具有較大的鎳鈦合金絲排列密度, 因此其扭力大于支架B1.圖5可見(jiàn), B1支架扭轉(zhuǎn)中出現(xiàn)伸長(zhǎng), 對(duì)應(yīng)圖4正反向扭力-扭轉(zhuǎn)角度曲線(xiàn)均出現(xiàn)峰值；而圖5中B2支架并未見(jiàn)明顯伸長(zhǎng)現(xiàn)象, 對(duì)應(yīng)圖4扭力-扭轉(zhuǎn)角度曲線(xiàn)中正反向扭力均隨著扭轉(zhuǎn)角度的增大而增大, 并無(wú)峰值出現(xiàn).所以鎳鈦合金絲呈交叉分布的B型支架, 在體內(nèi)使用時(shí)即使受到扭轉(zhuǎn)作用仍能保持血流通暢, 但植入人體時(shí)應(yīng)盡量避免扭力的峰值部分, 以防損傷健康血管[15].

支架在扭轉(zhuǎn)過(guò)程中, 若扭轉(zhuǎn)角度超過(guò)一定值, 支架會(huì)出現(xiàn)伸長(zhǎng)現(xiàn)象, 即支架的扭轉(zhuǎn)力部分轉(zhuǎn)化為拉伸作用, 此時(shí)扭力出現(xiàn)峰值.之后由于滌綸復(fù)絲增大了鎳鈦合金絲的摩擦阻力, 使復(fù)合型滌綸/鎳鈦合金絲血管支架更好地形成一體, 支架的扭轉(zhuǎn)作用部分轉(zhuǎn)化為管狀結(jié)構(gòu)的伸長(zhǎng), 對(duì)扭轉(zhuǎn)產(chǎn)生一定緩沖效果, 扭力開(kāi)始下降.

4 結(jié) 語(yǔ)

本文基于端部握持定角度扭轉(zhuǎn)測(cè)試法, 研究了4種不同結(jié)構(gòu)的一體成形編織型血管覆膜支架的扭轉(zhuǎn)性能, 得到如下結(jié)論:

(1) A型支架表面較平整, 易受到與鎳鈦合金絲螺旋方向相同的正向扭轉(zhuǎn)作用, 支架管結(jié)構(gòu)容易出現(xiàn)坍塌現(xiàn)象, 但提高鎳鈦合金絲密度可以增大支架抵抗扭轉(zhuǎn)作用，從而保持管腔通暢；

(2) B型支架鎳鈦合金絲呈交叉分布, 具有穩(wěn)定螺旋結(jié)構(gòu), 正反向扭轉(zhuǎn)受力相似, 且結(jié)構(gòu)不易坍塌, 但支架表面不夠平整, 恐易導(dǎo)致血栓；

(3) 支架在扭轉(zhuǎn)時(shí), 若扭轉(zhuǎn)角度超過(guò)一定值, 支架會(huì)出現(xiàn)伸長(zhǎng)現(xiàn)象, 對(duì)應(yīng)的扭力出現(xiàn)峰值, 隨后扭力隨著扭轉(zhuǎn)角度增大而下降, 支架伸長(zhǎng)轉(zhuǎn)移了部分扭轉(zhuǎn)作用.

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(責(zé)任編輯: 徐惠華)

Torsion Resistance Performance of Braided Integrated Stent Grafts

XUEWena, b,ZOUQiuhuaa, b,LIQiweia, b,WANGFujuna, b,LINJinga, b,GUANGuopinga, b,WANGLua, b

(a. College of Textiles; b. Key Laboratory of Textile Science & Technology,Ministry of Education, Donghua University, Shanghai 201620, China)

A newly braided integrated stent was designed based on NiTi wires and polyester multifilament yarns by braiding technology and four different structures were achieved. The torsion resistance performance of stents was assessed according to end holding method. Through torsion resistance force and morphology change during twisting, relationship between stent structure and torsion resistance force was also analyzed. The results show that stent B1with low density crossed NiTi wires, stent A2with high density spiral NiTi wires and stent B2with high density crossed NiTi wires can keep tubular patency in both twist directions, while the stent A1with low density spiral NiTi wires shows slightly narrow after rotation. And the torsion resistance force of stent B1and A2is lower than others, which is beneficial to blood vessels. In consideration of smoother face, stent A2is thought to be the optimized one.

braiding; stent graft; torsion resistance performance; torsion resistance force

1671-0444 (2017)03-0341-05

2016-04-22

薛 雯(1992—)，女，江蘇淮安人，博士研究生，研究方向?yàn)樯镝t(yī)用紡織品.E-mail：xuewen9256@163.com 王 璐(聯(lián)系人)，女，教授，E-mail：wanglu@dhu.edu.cn

TS 106.6+7

A