生物可降解支架是经皮冠状动脉介入治疗（PCI）的一个里程碑，其中生物可降解聚合物支架由于其生物相容性好、降解速度适中、降解产物无毒副作用受到普遍关注，但是由于聚合物材料力学性能较差，影响了聚合物支架的临床应用。本文从支架构型设计入手，分析通过构型设计来提高聚合物支架的径向支撑力、柔顺性，以及减小回缩率。此外，本文还以支架数值模拟、体外实验和动物实验等结果为依据，详细介绍聚合物支架的构型设计对结果的影响和相关力学性能研究，以期对今后聚合物支架的研究发展提供参考。
引用本文： 陈宇, 王冠石, 陈冲, 孙安强, 冯文韬, 蒋文涛. 生物可降解聚合物支架构型设计与力学性能研究. 生物医学工程学杂志, 2020, 37(6): 967-973. doi: 10.7507/1001-5515.202009039 复制
引言
《中国心血管病报告 2018》指出，由冠心病冠脉狭窄引起的心衰是危及人类生命健康安全的主要疾病之一[1]，冠脉介入支架治疗已经成为治疗心血管狭窄的主要手段，而血管内支架是心血管介入治疗中最重要的植入设备，其疗效决定着心血管疾病治疗的成败。目前，临床上支架植入术后出现的主要问题是支架内再狭窄（in-stent restenosis，ISR），其中金属裸支架（bare metal stent，BMS）发生再狭窄率高达 20%～30%，药物洗脱支架（drug-eluting stent，DES）发生再狭窄率在 10% 以下，但无论 BMS 还是 DES，其中都有金属支架作为异物长期存在，阻碍了血管的全面修复，进而可能引发晚期支架血栓（late stent thrombosis，LST）和拉伸疲劳导致的支撑断裂。
生物可降解支架（biodegradable stents，BDSs）被誉为冠状动脉介入的第四个里程碑，这是一类可逐步降解的血管支架，用于防止血管急性闭合和反冲，同时提供一种抗增殖药物，以延缓收缩性重塑和过度的新生内膜增生[2]，随后支架逐渐降解并被机体吸收，克服了支架留在体内导致的晚期支架内再狭窄和靶病变血运重建（target lesion revascularization，TLR）的问题。目前已有的生物可降解支架主要由可生物降解的聚合物或金属材料制成，常见的可降解聚合物支架材料有聚乳酸（polylactic acid，PLA）、聚左旋乳酸（poly-l-lactic acid，PLLA）和聚羟基乙酸（poly-glycolicacid，PGA）等，而金属材料包括镁合金和铁合金等；两者的区别在于，生物可降解金属比聚合物具有更好的力学性能，但聚合物材料在降解性能方面更具优势，具有更为适合的降解时间。
20 世纪 80 年代，学者们开始对生物可降解支架展开相应研究，杜克大学的 Stack 等[3]报告了将生物降解材料作为心血管支架设计材料的一些早期应用。随后，相关研究单位和企业开发了多种生物可降解聚合物支架，如 Igaki-Tamai 支架（Kyoto Medical，日本）、Absorb BVS（Abbott Vascular，美国）、DESolve 支架（Elixir Medical Corpoartion，美国）等[4]，这些支架普遍具有生物相容性好、降解速度可调性好、降解产物无毒副作用等优点[5]。但目前生物可降解聚合物支架仍存在一些亟需解决的问题，例如所采用的聚合物材料由于力学性能较差，难以满足临床应用等，主要涉及支架的支撑性能和降解特性两个方面。径向支撑性能一直是支架设计需考虑的主要性能指标，因为支架植入体内后需要承受血管壁施加的压力，并防止动脉的急性弹性反冲。而生物可降解聚合物支架的径向强度和刚度比金属支架低很多，其中与径向支撑密切相关的弹性模量在聚乳酸支架中仅为 2.8～4.0 GPa[6]，这在血管重建过程中往往不能提供足够的径向支撑[7]，容易引起弹性回缩[8]。另外，支架材料的形状、大小、结晶度和分子量等会影响材料的降解时间。人体内环境（动态负荷、血流、组织重塑等）对降解或腐蚀速率均有影响，材料的降解会降低机械强度，造成植入病灶的局部碱化、制氢等不良反应。为了防止后期管腔丢失或靶病变血运重建，降解时间需要与血管重塑期相匹配。因此，设计生物可降解聚合物支架还需考虑生物可吸收材料的降解特性。
由于聚合物支架构型设计与力学性能紧密联系，目前已有研究通过改进材料的管加工工艺、优化几何参数（如最大化支架环厚度和宽度[9]）、采用不等高支架环[10]等来增加支架的力学性能。本文综述分析了支架构型对生物可降解聚合物支架的径向支撑力、柔顺性及回缩率等性能的影响规律，展示了在数值模拟、体外实验和动物实验方面的研究结果，为获得综合力学性能良好的生物可降解聚合物支架在构型设计上提供参考。
1 生物可降解支架的构型
从生物可降解技术发展的初始，学术界和工业界都一直在追求完美的生物可降解支架。生物可降解支架的设计要求是能在预期合理的时间内给血管提供结构支持，以促进动脉愈合，其结构设计需要综合考虑材料的属性、支架的几何形状以及它们所承受的载荷条件，因此在整体设计过程中涉及多个具体的相关变量。
为使支架有足够的支撑力，方便压握，能贴壁，并快速内皮化，需要考虑在支架的压握、撑开、输运过程中，支架构型对径向支撑强度、柔顺性（弯曲刚度）、回缩率（径向回缩率和轴向短缩率）的影响。
血管支架主要由支架环（strut）和连接筋（link）构成，如图 1 所示。支架环是为修复和维持病变血管通畅提供支撑的核心元件，而连接筋则起着连接相邻支架环的作用。为了安放时定位需要，还需要设计显影孔。根据支架的支架环和连接筋的连接形式，支架可分为闭环支架（closed cell）和开环（open cell）支架。当两相邻的支架环和两个连接筋包围的网格中有多个波峰和/或波谷邻接桥时，支架环与连接筋之间的连接方式即为开环设计，如图 1 所示。相比而言，开环支架有更大的支架材料未覆盖的间隙。在相同材料和工艺的前提下，聚合物支架的支架环和连接筋的构型设计，决定了支架结构的力学表现。
图1
可降解支架平面设计图和三维模型
Figure1.
Flat view and three-dimensional model of biodegradable polymeric stent
1.1 支架环
支架环是聚合物支架设计中最重要的部分，其功能主要是在狭窄的血管中起着维持支架形状，保证支架撑开后的径向支撑力的作用。支架环的结构尺寸对支架性能有多方面的影响，其模式的变化会影响径向力学性能[7]。常见的支架环构型有圆弧形、六边形、三角形、U 型等基本构型。支架环的厚度是影响经皮冠状动脉介入治疗（percutaneous coronary intervention，PCI）后血管再内皮化和整体长期血管愈合反应的重要因素[11]。当支架环的宽度和厚度受限制时，可以根据最大刚度调整支架环的波幅和弯曲半径。较大的波幅和弯曲半径可以增加支架的柔度，但同时支架环的夹角角度不宜过小，否则弯曲处的塑性变形较小，容易产生更大的弹性反冲。
有学者采用多目标优序方法对支架单元结构（闭口、平行和开口弧梁单元结构）的力学性能进行了分析，相对于开口弧梁，闭口和平行弧梁单元的覆盖率略大，支架环密度增大能够提供较大的径向支撑力[12]，以保证支架的力学支撑强度；有学者通过实验和数值模拟压缩和膨胀过程，评估具有不同支架环（圆形、三角形、六边形和样条）支架的力学性能，认为六边形支架环在影响支架性能的各种因素之间提供了最佳的平衡[13]；也有学者通过数值模拟验证了支架环之间的间距较大、支架环曲率半径和波幅振幅较大的设计是较好的支架设计[14]；另外，也有研究者提出了采用不等高支架环结构，增大扩张后支架环单元夹角，以提高径向支撑力[10]。
1.2 连接筋
血管支架的连接筋与支架的柔顺性密切相关。BMS 和 DES 由于覆盖率（支架与血管的接触面积）一般小于 20%，因此可以设计为 I 型、S 型、N 型、V 型、U 型等多种形状。不同连接筋结构的支架，对支架柔顺性甚至药物释放都有区别[15-16]。
生物可降解聚合物支架由于受径向支撑力的限制，因此覆盖率会接近 30% 的上限，因此连接筋的设计主要采用直线连接的形式。相对直线形式的连接筋结构，采用弯曲形式在支架拉伸时更容易产生变形，以减小支架的轴向回缩率。支架中的连接筋提高了支架的坚固性，与闭环设计相比，开环设计有更少的连接筋，提供了更高的支架柔顺性，有助于减轻动脉损伤和减少新内膜反应[11]。
1.3 显影孔
聚合物支架存在 X 射线显影困难的问题，在没有标记物的情况下，血管造影难以定位，因此聚合物支架的第一个支架环和最后一个支架环会设计显影孔，在显影孔中安装显影珠以便于定位。显影孔的设计使得聚合物支架第一个支架环和最后一个支架环的设计和其他环的设计不一样，设计时需要考虑加宽第一环和最后一环的环间距离，以防止支架压握时出现支架环折叠和挤压的情况。
2 生物可降解聚合物支架的力学性能
对支架的力学性能要求多而复杂，性能之间相互影响及制约，当一个性能得到改进时，通常会以牺牲另一个性能为代价。因此在支架的设计中，应根据实际情况，平衡性能之间的关系，设计出综合性能良好的支架。
2.1 径向支撑力
径向支撑力是衡量支架承受径向压缩的能力[17]。由于聚合物材料的力学性能较弱，径向支撑强度问题成为制约生物可降解聚合物支架发展并难以得到广泛应用的主要问题。研究认为聚合物支架的径向支撑性能受支架环的结构设计（如弯曲半径和幅度、轴向间距和厚度）和材料性能的影响[4]。一般来说，考虑在几何结构上最大化支架体的厚度和宽度来增加径向强度[18]。为了达到和金属支架接近的支撑力，聚合物支架的厚度（120～150 μm）普遍比金属支架厚（70～80 μm）一倍左右，但容易产生阻碍血流和延迟内皮化等问题[19]，临床再狭窄发生率更高[20-21]。而如果通过增加支架环的宽度以提高径向支撑力，却又会带来支架覆盖率增加的弊端。
2.2 柔顺性
柔顺性是指支架的轴向弯曲能力[22]。支架植入中需要适应血管内部复杂的环境，柔顺性好的支架可以更好适应血管的曲率，因此柔顺性是支架设计的一个重要参数。良好的柔顺性可以保证支架在导管系统的引导下顺利通过复杂的血管路径，也可以使支架在扩张后与血管充分贴合，减少对血管壁的机械损伤[23]。另外，支架的柔顺性也是主要不良心脏事件的额外预测因子[24]。
支架的柔顺性往往采用三点弯曲法或四点弯曲法进行测试[11, 25]。支架的柔顺性由支架环和连接筋结构形状及它们之间的连接方式共同决定，支架环对柔顺性有一定影响，其所包围的面积越大，支架的柔顺性越好[26]；连接筋的形状及厚度在柔顺性的研究中起着重要作用[27]，其厚度的增加会导致支架柔顺性变差[28]。
针对支架柔顺性的研究多采用弯曲刚度这一参数对支架柔顺性进行评估。它是柔顺性的倒数[29]，用于衡量结构抗弯曲变形能力的指标。闭环设计的支架在每一支架环单元均有连接筋，导致其弯曲刚度相对较高，柔顺性较差，从而使得支架难以压握，也可能出现扭结和不完全扩张。而开放设计支架的连接筋和内部拐点较少，血管支架的覆盖率较低，具有良好的柔顺性及血管顺应性，更为符合弯曲血管或曲折的解剖结构[30]。
2.3 回缩率
支架的回缩率是指由于材料特性和几何特征的因素，支架从球囊扩张到卸压后产生径向和轴向的回缩，即支架的直径尺寸和长度的变化。它是选择支架的一个非常重要的指标。支架发生径向回缩的原因是支架被扩张后，受到血管壁回缩施加给支架的反向压强，存在一定的弹性形变。径向回缩过多的支架需要加压至更大的尺寸，卸压后获得合适的尺寸来适应患者的血管尺寸。但过大的径向回缩率会使支架在过度加压后损伤血管，从而达不到疗效。同时，虽然较长的支架存在可能会导致旁侧支脉受损，且伴随较高的再狭窄率等缺点，但由于支架在扩张过程中的回缩率，必定会使支架缩短，这不但影响支架的定位精度，而且可能因为不能完全覆盖血管病变位置而影响疗效，从而迫使临床医生更倾向选择较长的支架来保证治疗效果。研究表明，影响支架轴向短缩率的主要因素是连接筋的结构形式和连接位置，采用具有弯曲结构的连接筋且连接位置处于支撑单元直线段的中间处可有效减小支架的轴向短缩率，结合临床研究更愿意选择回缩率较低的支架的需求[31]，因此要求所设计的支架径向回弹在 4% 以下，轴向长度变化率在 20% 以下。
3 生物可降解聚合物支架的数值模拟
3.1 支架力学性能有限元分析
在支架等血管内植入物用于临床之前，需要通过实验来测试其力学性能，以便评估植入物的治疗效果。由于体外实验和动物实验的复杂性和长期性，有限元方法成为解决这类问题的另一类选择。支架在植入血管和服役过程中经历了压握、球囊扩张、弹性回缩和支撑等主要阶段，研究者往往在有限元软件中建立压握壳、球囊、心血管支架的简易模型，并赋予相应的材料属性，将上述模型进行装配并施加边界条件和载荷，使支架在压握壳和球囊的作用下压缩和扩张来模拟支架在体外压握和体内撑开的过程。然后，通过模拟结果，提取出支架不同状态下的应力、应变、变形过程等数据，从而对支架的各项力学性能如径向支撑强度[32]、回缩率[16]、最大后扩直径[33]、断裂和疲劳情况[34]进行分析和预测。也可以建立血管模型来分析支架撑开对血管和斑块的影响[35]。
3.2 支架血流动力学模拟
血管内支架的存在会引起正常血管的流量和血流动力学的改变，导致多种生物反应，如炎症、血栓形成、新内膜增生和再内皮化。支架的血流动力学模拟一般通过构建支架的三维模型，再创建血管内流场及血管壁；设置血液的黏度以及血流初始速度等边界条件，采用计算流体力学方法进行计算，以获取支架植入后的流场变化、血管壁内的药物或者氧气分布等情况[36-37]。也可以基于计算机断层扫描技术、核磁共振技术、超声和数字减影图像等医学影像技术建立基于精确解剖结构的个性化三维模型，为数值模拟提供更可靠的数据基础。正是由于计算流体力学、有限元分析、流固耦合技术以及高性能计算机硬件的发展为血液动力学特性分析提供了有力的支持。
4 生物可降解聚合物支架实验
4.1 生物可降解聚合物支架体外实验
聚合物支架在植入后开始降解，降解过程中先是分子量的下降，质量丢失，带来材料力学性能的消失，由于血管上周期性的压力始终存在，支架会出现断裂，并在外力作用下分解为碎片。冠脉支架的径向支撑力需要维持 6 个月[38]，保持支架物理完整不出现断裂至少需要 2～4 个月。因此，对支架降解过程中的力学性能测试，比单纯的支架加工完成后的静态力学测试，更具有临床意义。
全降解支架体外实验一般在磷酸盐缓冲溶液（phosphate buffered saline，PBS）作为模拟人工体液的环境下，以 pH = 7.4 保持 37° ± 1° 恒温，并以 80 r/min 的循环速度测试 6 个月，考察支架分子量及力学性能。支架降解测试环境及测试结果如图 2 所示。
图2
生物可降解聚合物支架降解测试环境和测试结果
Figure2.
Test environment and results of biodegradable polymeric stent
支架的疲劳测试是为了评估支架在生理环境中的结构完整性，是一项重要的测试指标。聚合物材料由长链分子组成，产生银纹和剪切带等不可逆的性状表现是聚合物出现机械疲劳效应的重要原因[39]。心血管支架在使用期间往往会受到脉动循环压力载荷和血管壁的径向压力的重复加载，由此形成的疲劳效应可能发生裂纹萌生和微观结构上的小裂纹扩展[40]，情况严重会造成支架的断裂。另外，支架在压握和撑开过程中存在的残余应力也会影响支架整体的应力状态，从而影响支架的疲劳特性。因此基于患者使用安全的角度，美国食品药品监督管理局（food and drug administration，FDA）要求支架的使用寿命在 10 年以上，相当于大约 4 × 109 个收缩-舒张周期（假定心跳频率为 72 次/min）[41]。
疲劳性能测试一般采用运行频率在 25～35 Hz 的专用支架疲劳测试设备上进行，每半年循环次数可以达到 4 亿次，水浴温度在 37° ± 1°，疲劳条件考虑压力和形变，压力测试范围在 0～450 mm Hg（精度 0.5% F.S.），激光形变测试范围在 0～2.5 mm（精度 0.2% F.S.）。疲劳测试环境及支架疲劳测试后的扫描电镜图（Quanta 259 FEG，FEI，美国），如图 3 所示。
图3
生物可降解聚合物支架疲劳测试环境和扫描电镜结果
Figure3.
The fatigue test environment and the results from scanning electron microscope for biodegradable polymeric stent
4.2 生物可降解聚合物支架的动物实验
将支架植入动物动脉（以猪的冠状动脉或新西兰兔的主动脉为例）内进行动物体内组织相容性实验。术中支架释放后和植入手术完成后 1、3、6、12 个月进行光学相干断层扫描（optical coherence tomography，OCT）观察血管内皮化的情况。实验后，在不同时间段取出支架，观察支架表面有无血栓附着，动脉管壁有无明显炎症反应，是否被完整内皮化，管壁有没有明显平滑肌细胞增生，血管管腔是否通畅等[42]。如图 4 所示是支架植入猪冠状动脉的实验场景以及植入血管内腔的金属支架（对照组）及聚合物支架（测试组）在植入即刻、28、90、180、360 d 的 OCT 检测结果。术后 28 d 金属支架及聚合物支架表明均已被内皮覆盖，到 180 d 的植入期，血管内壁光滑，都没有明显的血栓出现。
图4
生物可降解聚合物支架的动物实验和 OCT 检测结果
Figure4.
Animal experiment and OCT observation of biodegradable polymeric stent
5 结论
生物可降解聚合物支架具有良好的生物相容性，能被人体完全吸收且对人体没有明显副作用，具有广阔的应用前景和极高的临床应用潜力。本文从支架几何构型的角度，讨论了生物可降解聚合物支架的生物力学性能：径向支撑力、柔顺性及回缩率等，并通过数值模拟、体外实验和动物实验来验证生物可降解聚合物支架设计的合理性。由于人体内生物力学问题的复杂性，对生物可降解聚合物支架的构型设计及研究仍将是未来的热点领域之一。
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
引言
《中国心血管病报告 2018》指出，由冠心病冠脉狭窄引起的心衰是危及人类生命健康安全的主要疾病之一[1]，冠脉介入支架治疗已经成为治疗心血管狭窄的主要手段，而血管内支架是心血管介入治疗中最重要的植入设备，其疗效决定着心血管疾病治疗的成败。目前，临床上支架植入术后出现的主要问题是支架内再狭窄（in-stent restenosis，ISR），其中金属裸支架（bare metal stent，BMS）发生再狭窄率高达 20%～30%，药物洗脱支架（drug-eluting stent，DES）发生再狭窄率在 10% 以下，但无论 BMS 还是 DES，其中都有金属支架作为异物长期存在，阻碍了血管的全面修复，进而可能引发晚期支架血栓（late stent thrombosis，LST）和拉伸疲劳导致的支撑断裂。
生物可降解支架（biodegradable stents，BDSs）被誉为冠状动脉介入的第四个里程碑，这是一类可逐步降解的血管支架，用于防止血管急性闭合和反冲，同时提供一种抗增殖药物，以延缓收缩性重塑和过度的新生内膜增生[2]，随后支架逐渐降解并被机体吸收，克服了支架留在体内导致的晚期支架内再狭窄和靶病变血运重建（target lesion revascularization，TLR）的问题。目前已有的生物可降解支架主要由可生物降解的聚合物或金属材料制成，常见的可降解聚合物支架材料有聚乳酸（polylactic acid，PLA）、聚左旋乳酸（poly-l-lactic acid，PLLA）和聚羟基乙酸（poly-glycolicacid，PGA）等，而金属材料包括镁合金和铁合金等；两者的区别在于，生物可降解金属比聚合物具有更好的力学性能，但聚合物材料在降解性能方面更具优势，具有更为适合的降解时间。
20 世纪 80 年代，学者们开始对生物可降解支架展开相应研究，杜克大学的 Stack 等[3]报告了将生物降解材料作为心血管支架设计材料的一些早期应用。随后，相关研究单位和企业开发了多种生物可降解聚合物支架，如 Igaki-Tamai 支架（Kyoto Medical，日本）、Absorb BVS（Abbott Vascular，美国）、DESolve 支架（Elixir Medical Corpoartion，美国）等[4]，这些支架普遍具有生物相容性好、降解速度可调性好、降解产物无毒副作用等优点[5]。但目前生物可降解聚合物支架仍存在一些亟需解决的问题，例如所采用的聚合物材料由于力学性能较差，难以满足临床应用等，主要涉及支架的支撑性能和降解特性两个方面。径向支撑性能一直是支架设计需考虑的主要性能指标，因为支架植入体内后需要承受血管壁施加的压力，并防止动脉的急性弹性反冲。而生物可降解聚合物支架的径向强度和刚度比金属支架低很多，其中与径向支撑密切相关的弹性模量在聚乳酸支架中仅为 2.8～4.0 GPa[6]，这在血管重建过程中往往不能提供足够的径向支撑[7]，容易引起弹性回缩[8]。另外，支架材料的形状、大小、结晶度和分子量等会影响材料的降解时间。人体内环境（动态负荷、血流、组织重塑等）对降解或腐蚀速率均有影响，材料的降解会降低机械强度，造成植入病灶的局部碱化、制氢等不良反应。为了防止后期管腔丢失或靶病变血运重建，降解时间需要与血管重塑期相匹配。因此，设计生物可降解聚合物支架还需考虑生物可吸收材料的降解特性。
由于聚合物支架构型设计与力学性能紧密联系，目前已有研究通过改进材料的管加工工艺、优化几何参数（如最大化支架环厚度和宽度[9]）、采用不等高支架环[10]等来增加支架的力学性能。本文综述分析了支架构型对生物可降解聚合物支架的径向支撑力、柔顺性及回缩率等性能的影响规律，展示了在数值模拟、体外实验和动物实验方面的研究结果，为获得综合力学性能良好的生物可降解聚合物支架在构型设计上提供参考。
1 生物可降解支架的构型
从生物可降解技术发展的初始，学术界和工业界都一直在追求完美的生物可降解支架。生物可降解支架的设计要求是能在预期合理的时间内给血管提供结构支持，以促进动脉愈合，其结构设计需要综合考虑材料的属性、支架的几何形状以及它们所承受的载荷条件，因此在整体设计过程中涉及多个具体的相关变量。
为使支架有足够的支撑力，方便压握，能贴壁，并快速内皮化，需要考虑在支架的压握、撑开、输运过程中，支架构型对径向支撑强度、柔顺性（弯曲刚度）、回缩率（径向回缩率和轴向短缩率）的影响。
血管支架主要由支架环（strut）和连接筋（link）构成，如图 1 所示。支架环是为修复和维持病变血管通畅提供支撑的核心元件，而连接筋则起着连接相邻支架环的作用。为了安放时定位需要，还需要设计显影孔。根据支架的支架环和连接筋的连接形式，支架可分为闭环支架（closed cell）和开环（open cell）支架。当两相邻的支架环和两个连接筋包围的网格中有多个波峰和/或波谷邻接桥时，支架环与连接筋之间的连接方式即为开环设计，如图 1 所示。相比而言，开环支架有更大的支架材料未覆盖的间隙。在相同材料和工艺的前提下，聚合物支架的支架环和连接筋的构型设计，决定了支架结构的力学表现。
图1
可降解支架平面设计图和三维模型
Figure1.
Flat view and three-dimensional model of biodegradable polymeric stent
1.1 支架环
支架环是聚合物支架设计中最重要的部分，其功能主要是在狭窄的血管中起着维持支架形状，保证支架撑开后的径向支撑力的作用。支架环的结构尺寸对支架性能有多方面的影响，其模式的变化会影响径向力学性能[7]。常见的支架环构型有圆弧形、六边形、三角形、U 型等基本构型。支架环的厚度是影响经皮冠状动脉介入治疗（percutaneous coronary intervention，PCI）后血管再内皮化和整体长期血管愈合反应的重要因素[11]。当支架环的宽度和厚度受限制时，可以根据最大刚度调整支架环的波幅和弯曲半径。较大的波幅和弯曲半径可以增加支架的柔度，但同时支架环的夹角角度不宜过小，否则弯曲处的塑性变形较小，容易产生更大的弹性反冲。
有学者采用多目标优序方法对支架单元结构（闭口、平行和开口弧梁单元结构）的力学性能进行了分析，相对于开口弧梁，闭口和平行弧梁单元的覆盖率略大，支架环密度增大能够提供较大的径向支撑力[12]，以保证支架的力学支撑强度；有学者通过实验和数值模拟压缩和膨胀过程，评估具有不同支架环（圆形、三角形、六边形和样条）支架的力学性能，认为六边形支架环在影响支架性能的各种因素之间提供了最佳的平衡[13]；也有学者通过数值模拟验证了支架环之间的间距较大、支架环曲率半径和波幅振幅较大的设计是较好的支架设计[14]；另外，也有研究者提出了采用不等高支架环结构，增大扩张后支架环单元夹角，以提高径向支撑力[10]。
1.2 连接筋
血管支架的连接筋与支架的柔顺性密切相关。BMS 和 DES 由于覆盖率（支架与血管的接触面积）一般小于 20%，因此可以设计为 I 型、S 型、N 型、V 型、U 型等多种形状。不同连接筋结构的支架，对支架柔顺性甚至药物释放都有区别[15-16]。
生物可降解聚合物支架由于受径向支撑力的限制，因此覆盖率会接近 30% 的上限，因此连接筋的设计主要采用直线连接的形式。相对直线形式的连接筋结构，采用弯曲形式在支架拉伸时更容易产生变形，以减小支架的轴向回缩率。支架中的连接筋提高了支架的坚固性，与闭环设计相比，开环设计有更少的连接筋，提供了更高的支架柔顺性，有助于减轻动脉损伤和减少新内膜反应[11]。
1.3 显影孔
聚合物支架存在 X 射线显影困难的问题，在没有标记物的情况下，血管造影难以定位，因此聚合物支架的第一个支架环和最后一个支架环会设计显影孔，在显影孔中安装显影珠以便于定位。显影孔的设计使得聚合物支架第一个支架环和最后一个支架环的设计和其他环的设计不一样，设计时需要考虑加宽第一环和最后一环的环间距离，以防止支架压握时出现支架环折叠和挤压的情况。
2 生物可降解聚合物支架的力学性能
对支架的力学性能要求多而复杂，性能之间相互影响及制约，当一个性能得到改进时，通常会以牺牲另一个性能为代价。因此在支架的设计中，应根据实际情况，平衡性能之间的关系，设计出综合性能良好的支架。
2.1 径向支撑力
径向支撑力是衡量支架承受径向压缩的能力[17]。由于聚合物材料的力学性能较弱，径向支撑强度问题成为制约生物可降解聚合物支架发展并难以得到广泛应用的主要问题。研究认为聚合物支架的径向支撑性能受支架环的结构设计（如弯曲半径和幅度、轴向间距和厚度）和材料性能的影响[4]。一般来说，考虑在几何结构上最大化支架体的厚度和宽度来增加径向强度[18]。为了达到和金属支架接近的支撑力，聚合物支架的厚度（120～150 μm）普遍比金属支架厚（70～80 μm）一倍左右，但容易产生阻碍血流和延迟内皮化等问题[19]，临床再狭窄发生率更高[20-21]。而如果通过增加支架环的宽度以提高径向支撑力，却又会带来支架覆盖率增加的弊端。
2.2 柔顺性
柔顺性是指支架的轴向弯曲能力[22]。支架植入中需要适应血管内部复杂的环境，柔顺性好的支架可以更好适应血管的曲率，因此柔顺性是支架设计的一个重要参数。良好的柔顺性可以保证支架在导管系统的引导下顺利通过复杂的血管路径，也可以使支架在扩张后与血管充分贴合，减少对血管壁的机械损伤[23]。另外，支架的柔顺性也是主要不良心脏事件的额外预测因子[24]。
支架的柔顺性往往采用三点弯曲法或四点弯曲法进行测试[11, 25]。支架的柔顺性由支架环和连接筋结构形状及它们之间的连接方式共同决定，支架环对柔顺性有一定影响，其所包围的面积越大，支架的柔顺性越好[26]；连接筋的形状及厚度在柔顺性的研究中起着重要作用[27]，其厚度的增加会导致支架柔顺性变差[28]。
针对支架柔顺性的研究多采用弯曲刚度这一参数对支架柔顺性进行评估。它是柔顺性的倒数[29]，用于衡量结构抗弯曲变形能力的指标。闭环设计的支架在每一支架环单元均有连接筋，导致其弯曲刚度相对较高，柔顺性较差，从而使得支架难以压握，也可能出现扭结和不完全扩张。而开放设计支架的连接筋和内部拐点较少，血管支架的覆盖率较低，具有良好的柔顺性及血管顺应性，更为符合弯曲血管或曲折的解剖结构[30]。
2.3 回缩率
支架的回缩率是指由于材料特性和几何特征的因素，支架从球囊扩张到卸压后产生径向和轴向的回缩，即支架的直径尺寸和长度的变化。它是选择支架的一个非常重要的指标。支架发生径向回缩的原因是支架被扩张后，受到血管壁回缩施加给支架的反向压强，存在一定的弹性形变。径向回缩过多的支架需要加压至更大的尺寸，卸压后获得合适的尺寸来适应患者的血管尺寸。但过大的径向回缩率会使支架在过度加压后损伤血管，从而达不到疗效。同时，虽然较长的支架存在可能会导致旁侧支脉受损，且伴随较高的再狭窄率等缺点，但由于支架在扩张过程中的回缩率，必定会使支架缩短，这不但影响支架的定位精度，而且可能因为不能完全覆盖血管病变位置而影响疗效，从而迫使临床医生更倾向选择较长的支架来保证治疗效果。研究表明，影响支架轴向短缩率的主要因素是连接筋的结构形式和连接位置，采用具有弯曲结构的连接筋且连接位置处于支撑单元直线段的中间处可有效减小支架的轴向短缩率，结合临床研究更愿意选择回缩率较低的支架的需求[31]，因此要求所设计的支架径向回弹在 4% 以下，轴向长度变化率在 20% 以下。
3 生物可降解聚合物支架的数值模拟
3.1 支架力学性能有限元分析
在支架等血管内植入物用于临床之前，需要通过实验来测试其力学性能，以便评估植入物的治疗效果。由于体外实验和动物实验的复杂性和长期性，有限元方法成为解决这类问题的另一类选择。支架在植入血管和服役过程中经历了压握、球囊扩张、弹性回缩和支撑等主要阶段，研究者往往在有限元软件中建立压握壳、球囊、心血管支架的简易模型，并赋予相应的材料属性，将上述模型进行装配并施加边界条件和载荷，使支架在压握壳和球囊的作用下压缩和扩张来模拟支架在体外压握和体内撑开的过程。然后，通过模拟结果，提取出支架不同状态下的应力、应变、变形过程等数据，从而对支架的各项力学性能如径向支撑强度[32]、回缩率[16]、最大后扩直径[33]、断裂和疲劳情况[34]进行分析和预测。也可以建立血管模型来分析支架撑开对血管和斑块的影响[35]。
3.2 支架血流动力学模拟
血管内支架的存在会引起正常血管的流量和血流动力学的改变，导致多种生物反应，如炎症、血栓形成、新内膜增生和再内皮化。支架的血流动力学模拟一般通过构建支架的三维模型，再创建血管内流场及血管壁；设置血液的黏度以及血流初始速度等边界条件，采用计算流体力学方法进行计算，以获取支架植入后的流场变化、血管壁内的药物或者氧气分布等情况[36-37]。也可以基于计算机断层扫描技术、核磁共振技术、超声和数字减影图像等医学影像技术建立基于精确解剖结构的个性化三维模型，为数值模拟提供更可靠的数据基础。正是由于计算流体力学、有限元分析、流固耦合技术以及高性能计算机硬件的发展为血液动力学特性分析提供了有力的支持。
4 生物可降解聚合物支架实验
4.1 生物可降解聚合物支架体外实验
聚合物支架在植入后开始降解，降解过程中先是分子量的下降，质量丢失，带来材料力学性能的消失，由于血管上周期性的压力始终存在，支架会出现断裂，并在外力作用下分解为碎片。冠脉支架的径向支撑力需要维持 6 个月[38]，保持支架物理完整不出现断裂至少需要 2～4 个月。因此，对支架降解过程中的力学性能测试，比单纯的支架加工完成后的静态力学测试，更具有临床意义。
全降解支架体外实验一般在磷酸盐缓冲溶液（phosphate buffered saline，PBS）作为模拟人工体液的环境下，以 pH = 7.4 保持 37° ± 1° 恒温，并以 80 r/min 的循环速度测试 6 个月，考察支架分子量及力学性能。支架降解测试环境及测试结果如图 2 所示。
图2
生物可降解聚合物支架降解测试环境和测试结果
Figure2.
Test environment and results of biodegradable polymeric stent
支架的疲劳测试是为了评估支架在生理环境中的结构完整性，是一项重要的测试指标。聚合物材料由长链分子组成，产生银纹和剪切带等不可逆的性状表现是聚合物出现机械疲劳效应的重要原因[39]。心血管支架在使用期间往往会受到脉动循环压力载荷和血管壁的径向压力的重复加载，由此形成的疲劳效应可能发生裂纹萌生和微观结构上的小裂纹扩展[40]，情况严重会造成支架的断裂。另外，支架在压握和撑开过程中存在的残余应力也会影响支架整体的应力状态，从而影响支架的疲劳特性。因此基于患者使用安全的角度，美国食品药品监督管理局（food and drug administration，FDA）要求支架的使用寿命在 10 年以上，相当于大约 4 × 109 个收缩-舒张周期（假定心跳频率为 72 次/min）[41]。
疲劳性能测试一般采用运行频率在 25～35 Hz 的专用支架疲劳测试设备上进行，每半年循环次数可以达到 4 亿次，水浴温度在 37° ± 1°，疲劳条件考虑压力和形变，压力测试范围在 0～450 mm Hg（精度 0.5% F.S.），激光形变测试范围在 0～2.5 mm（精度 0.2% F.S.）。疲劳测试环境及支架疲劳测试后的扫描电镜图（Quanta 259 FEG，FEI，美国），如图 3 所示。
图3
生物可降解聚合物支架疲劳测试环境和扫描电镜结果
Figure3.
The fatigue test environment and the results from scanning electron microscope for biodegradable polymeric stent
4.2 生物可降解聚合物支架的动物实验
将支架植入动物动脉（以猪的冠状动脉或新西兰兔的主动脉为例）内进行动物体内组织相容性实验。术中支架释放后和植入手术完成后 1、3、6、12 个月进行光学相干断层扫描（optical coherence tomography，OCT）观察血管内皮化的情况。实验后，在不同时间段取出支架，观察支架表面有无血栓附着，动脉管壁有无明显炎症反应，是否被完整内皮化，管壁有没有明显平滑肌细胞增生，血管管腔是否通畅等[42]。如图 4 所示是支架植入猪冠状动脉的实验场景以及植入血管内腔的金属支架（对照组）及聚合物支架（测试组）在植入即刻、28、90、180、360 d 的 OCT 检测结果。术后 28 d 金属支架及聚合物支架表明均已被内皮覆盖，到 180 d 的植入期，血管内壁光滑，都没有明显的血栓出现。
图4
生物可降解聚合物支架的动物实验和 OCT 检测结果
Figure4.
Animal experiment and OCT observation of biodegradable polymeric stent
5 结论
生物可降解聚合物支架具有良好的生物相容性，能被人体完全吸收且对人体没有明显副作用，具有广阔的应用前景和极高的临床应用潜力。本文从支架几何构型的角度，讨论了生物可降解聚合物支架的生物力学性能：径向支撑力、柔顺性及回缩率等，并通过数值模拟、体外实验和动物实验来验证生物可降解聚合物支架设计的合理性。由于人体内生物力学问题的复杂性，对生物可降解聚合物支架的构型设计及研究仍将是未来的热点领域之一。
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
