新型一體化編織型血管覆膜支架的扭轉性能

薛 雯, 鄒秋華, 李奇薇, 王富軍, 林 婧, 關國平, 王 璐

(東華大學a.紡織學院；b.紡織面料技術教育部重點實驗室, 上海 201620)

新型一體化編織型血管覆膜支架的扭轉性能

薛 雯a, b, 鄒秋華a, b, 李奇薇a, b, 王富軍a, b, 林 婧a, b, 關國平a, b, 王 璐a, b

(東華大學a.紡織學院；b.紡織面料技術教育部重點實驗室, 上海 201620)

利用編織技術制備了4種不同結構的一體化滌綸復絲/鎳鈦合金絲血管覆膜支架, 采用端部握持法測試了支架的扭轉性能.通過扭轉過程中的扭力變化和血管覆膜支架的形態變化, 探討支架結構與扭力的關系.結果表明: 只有低密度鎳鈦合金絲同向螺旋分布的支架(A1)在正向扭轉過程中出現結構坍塌, 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)和高密度鎳缽合金絲交叉分布的支架(B2)均能保持管腔通暢；支架(B1)和支架(A2)在扭轉時產生的抗扭轉力較小, 可降低人體血管損傷的風險, 考慮平整光滑的支架表面可減少血栓, 則A2為性能較優支架.

編織；覆膜支架；抗扭轉性能；抗扭轉力

隨著經皮血管成形術的快速發展, 鎳鈦合金由于其優異的生物相容性、超彈性和形狀記憶效應被廣泛應用于微創醫療器械, 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].不斷增長的血管疾病發病率, 促使研究者致力于設計和制備具有良好生物相容性、優異力學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, 由于交織點通過摩擦力相互作用, 具有較好的軸向柔性, 能通過屈曲的人體血管[8].相比于焊接型血管支架, 編織型鎳鈦合金支架主要應用于彎曲且徑向支撐力要求小的血管部位.

血管支架在復雜的機體環境下, 不僅會受到擠壓和彎曲作用力[9], 還會產生扭轉變形[10].血管支架的扭轉性能將會影響血管的生長修復, 因此對血管支架的扭轉性能進行測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性能, 即受到扭轉后仍能保持管腔內的血流通暢；另一方面, 血管支架在扭轉時對宿主血管產生的反作用力要小, 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絲和鎳鈦合金絲采用編織技術制成[12].目前對于血管支架的扭轉性能尚無統一的測試標準[11, 13].本文擬采用端部握持扭轉的方法對新型一體化編織型血管支架的扭轉性能進行初步探索, 研究一體化血管覆膜支架結構與扭轉性能的關系, 為一體編織成形血管覆膜支架的進一步完善提供參考, 同時為血管支架扭轉性能測試提供思路.

1 材 料

試驗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Thermo)中進行熱處理定型.以熱處理后的鎳鈦合金絲和66.7 tex/192 f滌綸復絲紗(蘇州縫合針廠有限公司)為原料, 采用東華大學生物醫用紡織品實驗室自主設計的32錠編織機, 設計和制備出4種不同結構(A1, A2, B1, B2)的一體化編織滌綸/鎳鈦合金絲復合支架, 其外觀如圖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種復合支架中滌綸復絲和鎳鈦合金絲在編織機上的排列方式如圖2所示, 紗線排列圖中虛線為滌綸復絲, 實線為鎳鈦合金絲.

圖1 4種不同結構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構圖Fig.2 Structure chart of integrated braided stents with four different structures

2 測試方法

2.1 血管支架的結構參數

(1) 外觀和尺寸.在自然狀態下, 用游標卡尺分別測量4種血管支架的內徑、外徑和最大壁厚.采用體式顯微鏡(PXS8-T型, 上海測維光電技術有限公司)觀察血管支架的表面形態.

(2) 編織角和節距.根據所拍攝的光學顯微鏡圖片, 用MB-Ruler軟件測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；測量鎳鈦合金絲的節距(p), 即編織過程中錠子轉一周單根紗線沿軸向移動的距離；測量兩個相鄰鎳鈦合金絲螺紋輪廓上對應點之間的距離(d).

(3) 金屬質量分數.采用稱重法測量血管支架鎳鈦合金絲的質量分數.從血管支架上剪取10 mm的樣品, 用鑷子將滌綸紗線與鎳鈦合金絲分開, 分別稱取兩者質量, 計算得血管支架中金屬質量分數.每種試樣重復測量3次, 計算平均值和標準差.

2.2 血管支架的扭轉性能測試

選用LLY19型人造管道扭轉儀(山東萊州電子儀器有限公司)測試支架的扭轉性能, 如圖3所示.測試樣品長度為5 cm, 采用定角度測試, 預定扭轉角度常量為20°, 在室溫(20±2) ℃下進行測試.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(防止夾持試樣時損壞傳感器), 另一只手旋轉滾花螺母從而夾緊試樣.調整好隔距, 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, 旋轉夾持器上的螺母, 使試樣夾緊牢固.設定好各項參數后進行試驗, 分別正轉和反轉20°, 通過與傳感器連接的計算機軟件記錄支架在扭轉過程中的扭轉力隨著扭轉角度的變化, 同時觀察支架在扭轉過程中的形態變化.

圖3 LLY19型人造管道扭轉儀Fig.3 LLY19 artificial tube torsion apparatus

3 結果與討論

3.1 血管支架的結構參數

4種血管支架試樣的結構參數如表1所示.

表1 血管支架的物理參數

(1) 外觀和尺寸.由表1可知, 4種血管支架的內徑均為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, 在軸向上不對稱；而B型支架(B1和B2)中鎳鈦合金絲呈交叉配置, 為軸向對稱結構.4種新型一體化編織型血管支架管壁表面無明顯孔洞.A型支架由于沒有金屬絲的交疊, 表面較為平整, 而B型支架中鎳鈦絲交叉起伏, 表面較凹凸不平.

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

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

3.2 血管支架的扭轉性能

4種血管支架在正向、反向扭轉過程中的扭力變化曲線如圖4所示.

圖 4 4種血管支架在正向、反向扭轉過程中扭力變化曲線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20°后的形態如圖5所示.

圖5 正向和反向扭轉20°后的血管支架形態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20°后, 管腔直徑變小, 會出現堵塞血流的情況；在反向扭轉20°后, 管腔基本不變, 能保持血流順暢流通.這與支架A1中的不對稱結構有關, A1中鎳鈦合金絲是同向螺旋分布的, 當扭轉方向與鎳鈦絲的螺旋方向相同時, 管腔易發生塌陷.由于滌綸復絲的強度、彎曲剛度等遠遠小于鎳鈦合金絲, 支架在扭轉過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.若扭轉儀電動機的輸入功率為P(kW), 軸的轉速為n(r/min), 電動機以力偶矩M作用于軸上, 設在傳遞過程中無能量損耗, 則有

P=nM

即

(1)

由于在扭轉測試中, 扭轉儀的功率P和軸轉速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, 其內徑為r, 壁厚為t, 施加外力偶矩M, 圓筒產生扭轉變形.設a為剪應變,F為剪應力, 其組成與外加扭轉力偶矩M相平衡的內力系.因為壁厚t很小, 可以認為沿支架壁厚的剪應力不變.剪應力對于支架軸的力矩為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, 則支架在扭轉過程中壁面所受的剪應力F值相等.對A型支架扭轉時的剪應力F分析如圖6所示, 剪應力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, 正向扭轉時, 鎳鈦合金絲受到拉伸作用, 反向扭轉時, 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較易出現結構坍塌, 且扭力小于逆著金屬絲螺旋方向的扭轉.支架A2和A1的結構相同, 只是支架A2的鎳鈦合金絲編織密度比支架A1大, 因此, 兩者在扭轉過程中受力狀態相似, 但鎳鈦合金絲的較密排布使管腔需要更大的扭轉角度和剪應力才可能使支架出現坍塌.由于支架A2含有較高的金屬質量分數, 其扭力大于支架A1.A型支架在正向扭轉中, 扭力與扭轉角度成近似線性關系, 從圖4可以發現, 正向扭轉時A型支架的扭力隨著扭轉角度的增大而增大.而反向扭轉時, 圖5顯示支架出現明顯伸長, 對應圖4中扭力先隨著扭轉角度的增大而增大, 當支架開始伸長變形時扭力出現峰值, 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距覆膜支架在扭轉時會出現管腔狹窄, 不適合做血管支架.而適當減小金屬絲節距, 會消除管腔堵塞現象, 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型支架具有對稱穩定的雙向螺旋結構, 鎳鈦合金絲交叉分布, 其正反向扭轉性能一致, 且不易出現結構坍塌現象.對B型支架在正向和反向扭轉過程的受力情況進行分析, 如圖7所示.

圖7 B型支架正向和反向扭轉的受力分析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時同時存在對鎳鈦合金絲的拉伸和壓縮作用, 支架受力狀態一致, 且結構穩定不易坍塌.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, B1支架扭轉中出現伸長, 對應圖4正反向扭力-扭轉角度曲線均出現峰值；而圖5中B2支架并未見明顯伸長現象, 對應圖4扭力-扭轉角度曲線中正反向扭力均隨著扭轉角度的增大而增大, 并無峰值出現.所以鎳鈦合金絲呈交叉分布的B型支架, 在體內使用時即使受到扭轉作用仍能保持血流通暢, 但植入人體時應盡量避免扭力的峰值部分, 以防損傷健康血管[15].

支架在扭轉過程中, 若扭轉角度超過一定值, 支架會出現伸長現象, 即支架的扭轉力部分轉化為拉伸作用, 此時扭力出現峰值.之后由于滌綸復絲增大了鎳鈦合金絲的摩擦阻力, 使復合型滌綸/鎳鈦合金絲血管支架更好地形成一體, 支架的扭轉作用部分轉化為管狀結構的伸長, 對扭轉產生一定緩沖效果, 扭力開始下降.

4 結 語

本文基于端部握持定角度扭轉測試法, 研究了4種不同結構的一體成形編織型血管覆膜支架的扭轉性能, 得到如下結論:

(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作用, 支架管結構容易出現坍塌現象, 但提高鎳鈦合金絲密度可以增大支架抵抗扭轉作用，從而保持管腔通暢；

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

(3) 支架在扭轉時, 若扭轉角度超過一定值, 支架會出現伸長現象, 對應的扭力出現峰值, 隨后扭力隨著扭轉角度增大而下降, 支架伸長轉移了部分扭轉作用.

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(責任編輯: 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，研究方向為生物醫用紡織品.E-mail：xuewen9256@163.com 王 璐(聯系人)，女，教授，E-mail：wanglu@dhu.edu.cn

TS 106.6+7

A