之间的交互流分流和父母动脉颅内动脉瘤:计算研究

文摘

评估部署策略的影响的机械编织支架和父母之间的互动动脉颅内动脉瘤(动脉壁的弹性被认为是),指的是由有限元分析计算模型的导流器设备和动脉壁。两种植入策略实际上是用来编织支架植入到理想的颅内动脉瘤模型。一个是noncompacted植入方法,另一种是使用推拉技术的植入方法。在植入过程中,动脉形态的变化在动脉瘤壁压力的变化在编织支架之间的接触面积和动脉内壁的进行了分析。结果表明,平均接触压力低孔隙度的面积是57毫米汞柱使用推拉技术,和父动脉的平均接触压力是10.45毫米汞柱使用non-push-pull技术。父动脉的直径在动脉瘤的孔增加约0.2毫米当使用推拉技术,所以应考虑血管的弹性力学分析支架和船舶之间的交互。

1。介绍

颅内动脉瘤是一种病理性脑动脉壁的扩张。这病理特点是单边或圆周扩张的血管腔。广口或梭形可以有效治疗脑动脉瘤血管内介入使用流分流器(1- - - - - -4]self-expandable,密集编织金属支架。编织支架孔隙度较低的孔放置在动脉瘤作为物理屏障,能有效降低血液流速在动脉瘤的腔,促进血栓形成,实现脑动脉瘤的治疗。

研究人员使用几何投影方法对虚拟支架部署到颅内动脉(5- - - - - -8]。几何投影方法省时的易用,方便临床医生快速判断治疗效果。然而,这种方法不考虑支架之间的交互和容器的形状改变支架和船舶造成的这种交互。先前的研究[9,10)证明,支架的几何形状在其部署状态中起着重要作用的方式动脉瘤的腔内血液流动转移。马等人使用有限元方法(FEM)编织支架部署到颅内动脉(11,12]。他们的方法模拟整个过程的分流装置为父动脉和考虑支架和血管之间的互动。然而,血管壁被认为是严格的在他们的研究。因此,它是不可能获得当地的形状改变船舶(动脉瘤)期间及之后编织支架的植入。烈性黑啤酒等人利用有限元法研究影响支架结构和船舶几何stent-assisted绕线的颅内动脉瘤(13]。两个通用的闭孔支架和一个开放的细胞Neuroform支架使用在他们的研究中,动脉瘤颈部和孔隙度高(从88.2%到93.5%)。血管壁和支架的材料特性被认为是获得和容器几何的变化在他们的研究。孔蒂执行数值模拟金属支架和血管(没有狭窄和动脉瘤)。使用部署支架的步骤与临床实践不同,数值计算之间的交互编织支架和血管。变形容器的形状和血管壁的压力下部署支架和血管之间的交互获得(14]。Dottori等人使用有限元方法研究之间的交互编织self-expandable颈Wallstent和船舶(狭窄的颈段的不同几何图形)。他们的研究结果表明,径向力的编织self-expandable支架在血管壁的部署阶段可能不足以诱导一个满意的狭窄程度的减少。进一步降低狭窄程度编织self-expandable支架时,应执行postdilatation血管成形术(15]。赵等人研究了编织和卷曲的电焊支架部署到一个狭窄的动脉使用有限元分析。他们发现编织支架的径向强度小于焊接。因此,部署编织支架更符合解剖病变的形状和更有效的恢复明显狭窄的动脉(16]。现有文献的全面审查后,很少有论文关于编织支架之间的交互流的分流和颅内动脉瘤。

本文采用有限元法研究编织支架之间的交互流的分流和颅内动脉瘤。高保真虚拟支架方法(HiFiVS) (12)基于有限元分析实际上是用来编织支架部署在一个理想的动脉瘤的模型在这个研究。一个部署策略是noncompacting HiFiVS和其他与HiFiVS压实。在以前的研究的虚拟部署编织支架使用HiFiVS方法(11,12,17),血管壁视为刚性。相比较而言,有限元计算中血管壁假定为刚性在这项研究中也进行了调查编织支架之间的交互流的分流和颅内动脉瘤。

是注意到编织支架之间的交互效应和颅内动脉瘤在本地船的形状变化,墙上编织支架之间的接触面积和压力的内壁动脉,和冯米塞斯应力过程中支架的编织支架的部署。本研究的结果有助于理解使用编织支架的颅内动脉瘤的治疗机制及其临床实践部署策略的选择。

2。材料和方法

2.1。动脉瘤的模型

创建一个理想的脑动脉瘤的模型使用SolidWorks 2016 CAD软件(SolidWorks Corp .)康科德,MA)。动脉瘤的示意图表示几何和相关尺寸如图1。直接管用于表示父动脉和部分球体代表动脉瘤囊。父动脉的内径是3.2毫米,和它的长度是52毫米。内半径的球面动脉瘤在这项研究是3毫米和动脉瘤的孔的宽度是2.52毫米。血管壁厚度是0.2毫米。侧壁动脉瘤模型与提到的尺寸选择,因为这种类型的动脉瘤患者是很常见的。父动脉由固体建模元素,该元素类型是减少集成eight-node线性砖元素(C3D8R)。总元素父动脉是128382。动脉瘤的模型中,材料属性被认为是均匀和描述了一个几乎不可压缩线性弹性各向同性行为。它的密度是1120公斤/米³1.74 MPa,杨氏模量,泊松比是0.499(近似不可压缩材料)。血管壁表面的轴向位移两端设置为0。

2.2。编织支架模型

商业有限元法(FEM)代码有限元分析/显式6.14 (SIMULIA,普罗维登斯,RI)是用于创建几何和编织支架的有限元模型。创建编织支架的方法主要包括两个步骤。首先,创建了平织线支架。第二,平织支架使用有限元分析插件被包装成圆柱形状包装网。编织支架的模型图所示2。它与48 cobalt-chromium-nickel编织(Co-Cr-Ni)合金链以螺旋形式编织角为75°。钢丝直径是0.026毫米的管道栓塞设备(Covidien欧文CA)。支架的公称尺寸是3.5毫米直径14毫米长。支架是网状B31梁元素,它允许对大型轴向压力以及横向剪切变形。为了减少依赖网格的数量,计算结果的4与不同数量的网格进行模拟。当·冯·米塞斯应力的相对误差在同一位置连续两个网格模型小于5%,认为网格的独立性。基于网格敏感性分析和考虑计算成本,采用网格大小为0.08毫米编织支架。支架模型的总网格数是21312。交叉梁的接触模型是描绘在图3。

从文献[获得Co-Cr-Ni材料特性11用于所有支架的电线。力学参数介绍如下:杨氏模量20600 MPa,密度8000公斤/米³,0.2%的屈服强度2800 MPa,各向同性硬化坡8800 MPa,泊松比0.26。

2.3。虚拟支架部署过程

实际上HiFiVS方法用于部署编织支架在这项研究[11,12]。首先,卸载编织支架从其自然卷曲公称直径(例如,3.5毫米)较小的大小(例如,0.5毫米)。然后,卷曲编织支架几乎是安装到microcatheter和让它扩大的内表面microcatheter [11]。然后,插入装配stent-microcatheter动脉瘤的模型,和从microcatheter支架释放。支架和动脉之间的交互属性被指定为点球(库仑摩擦)和摩擦系数为0.08。接触算法用于钢丝一般接触,和相应的支架和动脉接触对算法。的详细信息可以在方法部分文献[11]。准静态部署过程的模拟。为了确保准静态模拟,支架的动能不应超过5 - 10%的内部能量的大部分过程中。为了达到这个目标,顺利一步振幅曲线用于数值计算和适当的采用时间步后数计算。当模拟完成,动能之间的比例和支架的内部能量计算,发现小于0.05,从而确认的准静态特性仿真。

两种策略的虚拟部署使用。一个是植入没有压实与压实,另一个是植入。压实是定义如下:组装后,stent-microcatheter是交付给一个适当的位置,microcatheter回落而远端支架是固定的远端线圈(如图4 (c))。然后,microcatheter已经向前,而支架的末端仍然是固定的。部分释放支架(金属线)是由相互紧凑和支架丝变得致密动脉瘤孔(如图5(一个))。这种现象最显著的部分支架microcatheter的末端附近。交付线没有显式地建模数值计算和它所代表的途径(父动脉)的中心线应通过部署的编织支架。参考点是用来模拟远端线圈,它可以限制支架的末端的运动。如前所述,它可以修复的远端支架当microcatheter感动。一个圆柱体与刚性元素创建网格的推杆式近端一端支架(如图4 (e)和5 (c))。当microcatheter收缩,推进器可以防止支架microcatheter一起移动。详细的部署过程如图4和5。部署的前三个步骤与压实是图中所示的相同4。所以他们都是省略了图5。

3所示。结果

支架的孔隙度、·冯·米塞斯应力,墙上的压力,容器的直径孔的动脉瘤进行比较和分析的过程中植入(两个不同的部署过程)。

如数据所示4 (e)和5 (c),孔隙度是不同的。在约束状态虚拟支架部署后,编织支架的孔隙度是72.7%(没有压实)和53.2%(压缩),分别。减的面积比金属线(包括动脉瘤的孔)动脉瘤的孔的面积后支架部署从一个和孔隙度。孔隙度的计算方法如下:在支架部署之后,一幅包含支架和动脉瘤被(调整模型动脉瘤的孔的位置,这样最大的区域显示在电脑屏幕上)。然后,像素在动脉瘤的孔的数量计算的支架和像素的总数也算入动脉瘤的孔。的价值减去这两个数的比是孔隙度。通过这种方式,两个不同的植入策略下的孔隙度(没有压实,压实)。

如数据所示4 (d),5(一个),5 (b)•冯•米塞斯应力的最大值的支架发生在区域的边界的支架释放microcatheter和地区microcatheter约束过程中支架支架植入术。植入方法压实,编织支架的最大·冯·米塞斯应力发生在阶段microcatheter回落。编织支架的最大·冯·米塞斯应力如图6。对于植入方法没有压实,编织支架的最大·冯·米塞斯应力发生在远端线圈释放阶段。如图7的最大·冯·米塞斯应力编织支架(在边境地区限制支架只是释放microcatheter)从1975 MPa提高到2525 MPa的远端线圈释放的早期阶段(从0到0.0012,释放远端线圈的整个时间是0.008秒)。同时,支架的轴向长度减少了8.9毫米的直径支架的末端增加小内径的容器(3.2毫米)。随后,从2525 MPa最大·冯·米塞斯应力减少到2353 MPa(从0.0012到0.0028年代),最后,这个值趋于稳定(2300 MPa左右)。

从microcatheter期间释放支架,它将逐渐接触父容器的内壁。这支架之间的交互和施加的船会产生接触压力容器的内壁。在分析计算的结果,发现动脉瘤的孔的接触压力在最后一步(从microcatheter释放支架)是最高的。因此,母公司的接触压力动脉动脉瘤的孔是统计分析和计算平均值。如图8接触压力的平均值是10.45毫米汞柱在部署过程中没有压实。相应的值与压实57毫米汞柱在部署过程。

虽然血管壁的弹性部署过程,被认为是在两个动脉瘤的孔附近的血管壁的变形大小是不同的。如图4 (e)、变形大小几乎是零在部署过程中没有压实。如图5 (c),血管壁的变形在动脉瘤的中间的孔是显而易见的(直径增加0.2毫米)在部署过程与压实。

4所示。讨论

HiFiVS方法压实,当然,可以获得较低的孔隙度的孔动脉瘤(少于70%)。长度越长microcatheter回落,降低动脉瘤的孔附近的孔隙度。然而,支架的•冯•米塞斯应力增加的长度microcatheter撤出增加如图6。当microcatheter即撤出的长度是8.5毫米,支架的最大·冯·米塞斯应力超过2600 MPa。如果长度的microcatheter撤出增加超过8.5毫米,最大·冯·米塞斯应力的支架将迅速增加,超过材料的屈服极限。因此,支架将进入塑性变形阶段,其几何结构将会不稳定。如果支架失去稳定结构,它不能被用来治疗动脉瘤。在这项研究中,拉回来的microcatheter的长度是8.5毫米(最大值)和相应的最小孔隙度为53.2%。如果microcatheter即撤出的长度小于8.5毫米,相应的孔隙度大于53.2%,小于72.7%(不压实)。因此,microcatheter即撤出的长度必须是适当的。它是必要的,以确保可以获得更低的孔隙度在动脉瘤孔,同时,支架的压力不能超过材料的屈服极限。

已经指出,编织支架的孔隙度为70%明显的血液动力学影响动脉瘤腔(18]。编织支架实际孔隙度为65%的动脉瘤的孔可以预测95%的血管造影动脉瘤遮挡在兔子19]。在这项研究中,孔隙度在动脉瘤的孔时,使用两种不同的部署过程是不同的。一个是72.7%(没有压实),另一个是53.2%(压缩)。因此,使用编织支架与压实的部署过程概率intra-aneurysm停滞和血栓形成的可能性更大。

如图8的接触压力中的父动脉孔是截然不同的,因为两个不同的植入方法。一个是57毫米汞柱(压缩),另一个是10.45毫米汞柱(没有压实)。支架和血管之间的相互作用会导致血管损伤,这可能会导致父母动脉内膜的增生。它的主要原因是支架裸支架植入后的狭窄。两个不同的植入方法导致接触压力大的差异(接近5.5倍)。植入后的接触压力总是存在由于self-expanding编织支架的财产。这将不可避免地导致不同的父动脉血管损伤。达等人指出,压实单流分流器可以是一个卓越的策略重叠多个流分流,从生物和经济的角度来看17]。重叠的多个金属设备增加了支架内血栓形成的风险和狭窄17,20.]。然而,这项研究的结果,压实单流分流器将导致更大的接触压力的父母动脉动脉瘤的孔。它也可能增加支架内血栓形成的风险或狭窄。没有中长期临床资料关于这个问题。更要注意获得更多关于这个问题的临床资料。

在这项研究中,假设材料血管壁的弹性,而不是死板的。血管壁也假定为刚性材料研究过程中比较。发现力和变形支架和血管壁在血管壁之间的交互和释放支架在植入不同压实。但是有两个不同的点在植入microcatheter的压实。首先是microcatheter的最大长度,可以拉回来时小血管壁被视为刚性(与血管壁的假设被视为弹性)。例如,的最大长度microcatheter可以回落8.5毫米(假设血管壁弹性)。相应的值是7毫米(血管壁被视为刚性)。microcatheter可以拉开的长度是不同的,和支架的孔隙度在动脉瘤的孔是不同的。孔隙度是不同的,和动脉瘤内血液流动的特点将是不同的。为什么microcatheter可以拉开的长度更长(假设血管壁弹性)? It could be that the elastic wall can absorb a certain amount of energy which is released by the crimped stent and the maximum stress of crimped stent is reduced at the position where the stent is released from the microcatheter. The second is that the diameter of parent artery at aneurismal orifice increases about 0.2 mm when the implantation of the stent is completed (the vessel wall is treated as elastic). Although the change in diameter is small, the diameter of parent artery after deformation is different. This change will affect the characteristics of blood flow in the aneurismal cavity. Therefore, the elasticity of the blood vessel should be considered when implanting the braided stent using the method with the compaction.

5。限制

应该注意的是,支架植入术的数值计算过程中没有考虑血液流动和支架之间的相互作用或血管壁。之间的不同直径的钢丝支架和船两个数量级以上,很难进行耦合计算血流和血管壁之间或支架使用现有的计算技术。指出在文献[12),它是几何约束和位移边界条件,执行部署编织支架形状无论附加阻力造成的血液流动。由于编织支架的横截面积小(编织金属线的半径是0.013毫米),血液流动造成的阻力非常小。因此,阻力影响部署编织支架几何是微不足道的。

虽然动脉是一个分层各向异性结构,动脉组织被建模为一个线性弹性各向同性材料,不考虑非线性各向异性响应组织微观结构引起的。瓦伦西亚等人注意,与线性弹性材料计算高估了7%的位移和非线性材料模型(21]。在这项研究中,径向最大变形的船由于支架之间的交互和动脉血管是0.2毫米。这样的差异的大小血管变形引起的使用一个线性弹性各向同性材料很小。•冯•米塞斯应力,当动脉变形(应变超过10%),增加材料的非线性效应是非常重要的21]。在这项研究中,最大动脉应变小于10%(0.2/3.2 = 0.0625)当植入编织支架使用压缩的方法。所以线性弹性各向同性材料模型用于研究中的动脉血管。

此外,残余应力/应变的影响支架和血管之间的交互是不考虑。编织支架的弹性变形过程中卷边,因此,不产生残余应力。残余应力将产生于支架制造的过程。但是可以大大降低残余应力回火和稳定处理后拉丝(22]。所以本研究没有考虑残余应力。应该注意的是,没有直接验证支架和父母之间的交互计算动脉。但HiFiVS方法在本研究中被验证为文献[中描述12]。这为本研究奠定了坚实的基础。

6。结论

这项研究的结果表明,动脉壁将遭受更大的接触压力在孔隙度很小的地方与撤回microcatheter使用植入策略。这种情况可能导致支架内血栓形成或狭窄的区域孔隙度很小。与撤回microcatheter使用植入策略,受到的最大应力支架生长迅速的增加的位移microcatheter回落。因此,位移,microcatheter回落在临床实践中必须有一个阈值;否则,支架将进入塑性阶段和支架可能失去稳定的结构。此外,应考虑血管的弹性力学分析的支架和血管之间的交互与撤回microcatheter使用植入策略。容器的变形不容忽视的区域孔隙度很小,这将影响动脉瘤的腔内的血液流动。

的利益冲突

作者宣称没有利益冲突。

确认

这项工作是财务支持的科技开发项目的一般程序中国北京市教育委员会(KM201711417011)和中国国家自然科学基金(11772015)。

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