用于治療法洛四聯(lián)癥的肺瓣支架有限元評(píng)估

賈云超，曾贛鶴，陳思，荊騰，賀照明，2

1.江蘇大學(xué)流體機(jī)械工程技術(shù)研究中心生物醫(yī)學(xué)工程系，江蘇鎮(zhèn)江 212013；2.德州理工大學(xué)機(jī)械工程系，美國(guó)德克薩斯州拉伯克 79409

前言

法洛四聯(lián)癥（Tetralogy of Fallot,TOF）是先天性心臟病中最常見(jiàn)的發(fā)紺性心臟病，發(fā)病率為0.19‰～0.26‰。TOF 患兒連帶問(wèn)題是右心室流出道（Right Ventricular Outflow Tract,RVOT）或肺動(dòng)脈瓣狹窄，治療方法有姑息手術(shù)和根治手術(shù)。姑息手術(shù)常應(yīng)用于因各種原因（如肺動(dòng)脈發(fā)育不良）而不能夠直接進(jìn)行矯正術(shù)的患兒，優(yōu)先保證患兒的存活，再爭(zhēng)取進(jìn)一步手術(shù)的機(jī)會(huì)［1-4］。根治手術(shù)即四聯(lián)癥矯正術(shù)，通過(guò)各種方式疏通或重建RVOT，具體術(shù)式包括RVOT 切開(kāi)疏通、RVOT 補(bǔ)片、肺動(dòng)脈瓣及瓣環(huán)切開(kāi)、跨瓣環(huán)補(bǔ)片、帶瓣膜跨環(huán)補(bǔ)片、同種或異種帶瓣管道替換等等，但會(huì)導(dǎo)致遲發(fā)漸進(jìn)的再狹窄合并肺動(dòng)脈瓣反流［5-6］。對(duì)于成年后愈發(fā)嚴(yán)重的患者，一般采用二次開(kāi)胸手術(shù)重建RVOT 或帶瓣管道中功能不全的肺動(dòng)脈瓣。當(dāng)前經(jīng)導(dǎo)管肺動(dòng)脈瓣置換術(shù)（Transcatheter Pulmonary Valve Replacement,TPVR）是自Bonhoeffer 教授［7］于2000年首次報(bào)道后逐漸興起的一種微創(chuàng)介入手術(shù)方式，可以代替外科開(kāi)胸肺動(dòng)脈瓣置換。但由于介入瓣的植入通常需要一定的環(huán)形錨定區(qū)，即支架的支撐段，植入部位的解剖結(jié)構(gòu)若不能提供支架的良好錨定，很可能會(huì)出現(xiàn)支架的上移、下滑或無(wú)法完全打開(kāi)［8］。而初次手術(shù)后RVOT 解剖類(lèi)型多樣［9］，或帶瓣管道中無(wú)處錨定，因此在二次介入治療時(shí)容易出現(xiàn)支架無(wú)支撐段的問(wèn)題。對(duì)介入瓣的設(shè)計(jì)、釋放的位置和擴(kuò)張的大小有很高的要求，有時(shí)還需采用包括預(yù)支架在內(nèi)的改良植入技術(shù)［10-11］。這樣非手術(shù)方式植入的人工瓣膜常常表現(xiàn)出固定性不足，從而導(dǎo)致狹窄和/或反流［12］。同時(shí)，二次放置的介入瓣膜壽命有限，易遭受組織變性、結(jié)構(gòu)性瓣膜退化、細(xì)胞排斥反應(yīng)和體細(xì)胞生長(zhǎng)，通常10～15年后會(huì)出現(xiàn)衰敗，因此需要進(jìn)行遠(yuǎn)期干預(yù)［13-16］。尤其是對(duì)嬰幼兒植入帶瓣導(dǎo)管后，下一次瓣膜更換的中位時(shí)間僅為7.5年，2歲以下患者RVOT 重建手術(shù)5年后免于再次干預(yù)的比例僅為46.1%［17-18］。為了避免再次開(kāi)胸手術(shù)，患者難免會(huì)采取瓣中瓣技術(shù)在已經(jīng)衰敗的介入瓣中再經(jīng)皮植入一個(gè)新瓣膜［19］。

為了解決上述介入瓣難以固定和需要多次更換瓣膜的問(wèn)題，本文提出一種針對(duì)嬰幼兒手術(shù)放置肺動(dòng)脈瓣的治療方法。這種肺動(dòng)脈瓣由金屬支架和生物材料瓣膜構(gòu)成，支架內(nèi)嵌生物瓣瓣葉，直接在開(kāi)胸手術(shù)時(shí)作為手術(shù)瓣放置，局部縫合固定。支架的設(shè)計(jì)考慮了二次擴(kuò)張和介入瓣支撐。隨著患者年齡的增長(zhǎng)，初次放置的肺動(dòng)脈瓣相對(duì)于人體需求顯得狹窄，此時(shí)采用介入球囊對(duì)初次瓣膜進(jìn)行2 mm 的擴(kuò)張，以緩解遠(yuǎn)期狹窄，由于初次瓣膜預(yù)留了余量，所以撐開(kāi)2 mm 之后不會(huì)出現(xiàn)反流。患者成年后，在生物瓣膜接近失效達(dá)到狹窄限度時(shí)進(jìn)行第二次擴(kuò)張，采用瓣中瓣治療，在初次瓣膜中放置一個(gè)介入瓣，期望初次瓣膜支架能夠成為新植入介入瓣的支撐段，本研究以21.6 mm為第二次擴(kuò)張后的最大目標(biāo)尺寸［20-21］。

本文研究目的是：（1）討論這種肺瓣支架的力學(xué)行為，評(píng)估其可行性和安全性；（2）比較分析支架網(wǎng)格交接處對(duì)支架性能的影響。應(yīng)用有限元分析方法，設(shè)計(jì)了兩類(lèi)網(wǎng)格連接構(gòu)型（“X”型和“H”型）的肺動(dòng)脈瓣支架，針對(duì)球囊擴(kuò)張支架過(guò)程和撤去球囊卸載過(guò)程進(jìn)行模擬。探究?jī)纱螖U(kuò)張方案是否可行，期望支架不會(huì)斷裂或大幅度回彈，即是否產(chǎn)生一定的塑性變形，使得支架保持新的形態(tài)，同時(shí)也不會(huì)因應(yīng)力過(guò)大而產(chǎn)生斷裂的危險(xiǎn)。在過(guò)去對(duì)支架擴(kuò)張進(jìn)行數(shù)值分析的研究中，著重了解應(yīng)力分布以及支架斷裂的可能性，最高的應(yīng)力一般發(fā)生在支桿交叉處，這表明該位置可能有最高的斷裂風(fēng)險(xiǎn)［22-23］，本文強(qiáng)調(diào)了兩種交接段長(zhǎng)度的差別，比較兩類(lèi)構(gòu)型的優(yōu)劣，提出優(yōu)化意見(jiàn)。

1 材料與方法

1.1 支架設(shè)計(jì)與材料選擇

支架的設(shè)計(jì)基于肺動(dòng)脈瓣和管道組織的幾何一致性，以及支架結(jié)構(gòu)如何與RVOT 延伸相互作用，包含了確保設(shè)計(jì)實(shí)施的基本設(shè)計(jì)特征［24-27］。使用三維CAD 建模軟件Solidworks 建立兩個(gè)支架幾何模型，不考慮內(nèi)嵌的生物瓣膜。支架內(nèi)徑12.8 mm，外徑13.6 mm，壁厚0.4 mm，網(wǎng)格寬0.3 mm，近端至遠(yuǎn)端距離（即長(zhǎng)度）為17.3 mm，谷部至近端距離9.2 mm，由120°的陣列組成，兩個(gè)支架唯一區(qū)別在于具有重復(fù)的“X”型還是“H”型菱形網(wǎng)格交叉結(jié)構(gòu)，其中“X”型支架的網(wǎng)格連接段長(zhǎng)度為0.2 mm，“H”型支架為0.4 mm，如圖1所示。將其導(dǎo)入Hypermesh 中劃分有限元網(wǎng)格，在Hyperview和ABAQUS中進(jìn)行分析。

圖1 肺瓣支架幾何模型Figure 1 Geometric models of pulmonary valve stents

支架的常用材料有不銹鋼和鎳鈦合金。鎳鈦合金作為一種記憶合金,具有很好的機(jī)械強(qiáng)度、疲勞性能和生物相容性，目前廣泛應(yīng)用于支架產(chǎn)品中。本文支架的植入方式為開(kāi)胸手術(shù)放置，不是通過(guò)鞘管介入放置，所以不需要利用超彈性和形狀記憶的特性，且需要支架產(chǎn)生一定的塑性變形以使其穩(wěn)定，不至于回縮。因此，我們選擇316L不銹鋼，該材料機(jī)械性能優(yōu)良，在X 射線下具有較好的可視性，也具有很好的耐腐蝕性［28-30］。材料參數(shù)如表1和圖2所示，其中延伸率即發(fā)生永久變形而不至于斷裂的性能，是塑性應(yīng)變部分的百分比表示，同種材料的極限應(yīng)變量是大于延伸率的，因此如果塑性應(yīng)變與延伸率相比仍然更小，則材料一定安全。

表1 316L不銹鋼材料參數(shù)Table 1 Material parameters of 316L stainless steel

圖2 316L不銹鋼本構(gòu)曲線Figure 2 Constitutive curve of 316L stainless steel

1.2 有限元分析

支架與球囊的有限元模型如圖3所示。球囊模型通過(guò)圓柱面建立，直徑與支架模型的內(nèi)徑相同，支架和球囊的中心點(diǎn)與軸線重合，在球囊和支架的內(nèi)表面之間建立接觸單元，設(shè)置面與面接觸（surface-tosurface contact），接觸類(lèi)型為罰函數(shù)接觸（penalty contac tmethod），不考慮摩擦，假設(shè)始終為圓形擴(kuò)張，初始應(yīng)力為零，約束支架和球囊的軸向位移和整體的周向轉(zhuǎn)動(dòng)。支架和球囊的單元類(lèi)型分別為六面體線性非協(xié)調(diào)模型單元（C3D8I）和四邊形曲面單元（SFM3D4R）。用位移載荷替代實(shí)際的壓強(qiáng)載荷，在球囊的內(nèi)表面施加位移加載，進(jìn)行勻速擴(kuò)張，再撤掉球囊卸去載荷，支架自由回縮。由于材料屬性為率無(wú)關(guān)，采取Standard 隱式分析，則增量步中包含的時(shí)間步為迭代步，所以計(jì)算結(jié)果與步長(zhǎng)無(wú)關(guān)。定義了4個(gè)分析步（Step）。Step 1：第1 次擴(kuò)張的加載過(guò)程（球囊加載擴(kuò)張支架）；Step 2：第1次擴(kuò)張的卸載過(guò)程（撤去球囊使支架自由回彈）；Step 3：第2 次擴(kuò)張的加載過(guò)程（球囊加載擴(kuò)張支架）；Step 4：第2次擴(kuò)張的卸載過(guò)程（撤去球囊使支架自由回彈）。每個(gè)分析步的名義時(shí)間設(shè)置為1，再均分為10個(gè)增量步。

圖3 肺瓣支架有限元模型Figure 3 Finite element model of pulmonary valve stent

觀察支架的變形和彈性恢復(fù)。記錄各變形過(guò)程中的應(yīng)力應(yīng)變，應(yīng)力采用von Mises應(yīng)力，特別是關(guān)注加載過(guò)程結(jié)束后最大應(yīng)力的分布。應(yīng)變采用等效塑性應(yīng)變，這是記錄變形歷史的一個(gè)表征塑性應(yīng)變累積值的量，會(huì)把回縮時(shí)產(chǎn)生的塑性應(yīng)變也計(jì)算進(jìn)去，將其與材料的工程參數(shù)延伸率對(duì)比，重點(diǎn)關(guān)注卸載過(guò)程結(jié)束后的等效塑性應(yīng)變分布。選擇支架危險(xiǎn)結(jié)點(diǎn)，提取應(yīng)力-應(yīng)變曲線，記錄不同位移加載下的變形結(jié)果，包括徑向擴(kuò)張量、徑向回復(fù)率、錐度，徑向回復(fù)率是表征支架回縮的參數(shù)，錐度表示支架由圓柱形向錐形變化的程度，分別定義為：

在前期的仿真中發(fā)現(xiàn)，較小擴(kuò)張量的情況下，支架徑向回復(fù)率較大，這樣的回縮導(dǎo)致支架并不能完全達(dá)到既定的直徑，因此要以高于既定擴(kuò)張量的數(shù)值進(jìn)行擴(kuò)張。第1 次擴(kuò)張量設(shè)置為直徑2.5 mm，第2次擴(kuò)張是在此基礎(chǔ)上繼續(xù)將支架直徑擴(kuò)張6 mm。

2 結(jié)果

2.1 第1次擴(kuò)張

圖4展示了第1 次擴(kuò)張階段“X”型和“H”型支架的Mises 應(yīng)力。如圖4a、b 所示，支架主體區(qū)域，即支柱和網(wǎng)格交叉區(qū)域的部分節(jié)點(diǎn)應(yīng)力已超出材料的屈服強(qiáng)度340 MPa，進(jìn)入強(qiáng)化階段，最大應(yīng)力分別為371.7 Mpa（“X”型）和367.5 MPa（“H”型）。相比加載，卸載后的應(yīng)力大幅減少，如圖4c、d 所示，最大應(yīng)力分別降低至347.8 MPa（“X”型）和341.0 MPa（“H”型）。最大應(yīng)力均出現(xiàn)在連接交叉處。圖5展示了第1 次擴(kuò)張階段“X”型和“H”型支架的等效塑性應(yīng)變。如圖5a、b 所示，主體區(qū)域產(chǎn)生的等效塑性應(yīng)變?cè)?.005左右，網(wǎng)格交叉處的應(yīng)力集中點(diǎn)產(chǎn)生較大應(yīng)變，最大等效塑性應(yīng)變?yōu)?.060（“X”型）和0.053（“H”型）。相比加載，卸載后的等效塑性應(yīng)變有極小的增加（圖5c、d）。第1 次擴(kuò)張階段加載后和卸載后的支架擴(kuò)張量如圖6所示。卸載回彈后支架軀干部分徑向位移為0.93 mm（“X”型）和0.96 mm（“H”型），徑向回復(fù)率均為17%。但支架近端會(huì)大量回縮，遠(yuǎn)端繼續(xù)產(chǎn)生少量的擴(kuò)張，由圓柱形變?yōu)檫h(yuǎn)端寬近端窄的錐形，其中最大直徑出現(xiàn)在遠(yuǎn)端，為16.17 mm（“X”型）和16.24 mm（“H”型），最小直徑出現(xiàn)在近端，為14.76 mm（“X”型）和14.78 mm（“H”型），錐度分別為0.081 6（“X”型）和0.084 6（“H”型）。

圖4 第1次加載后和卸載后的應(yīng)力Figure 4 Stresses after the first loading and unloading

圖5 第1次加載后和卸載后的等效塑性應(yīng)變Figure 5 Equivalent plastic strains after the first loading and unloading

圖6 第1次加載后和卸載后的徑向擴(kuò)張量Figure 6 Radial expansions after the first loading and unloading

2.2 第2次擴(kuò)張

圖7展示了第2 次擴(kuò)張階段的Mises 應(yīng)力和等效塑性應(yīng)變。在球囊加載過(guò)程中，兩種支架主體區(qū)域的應(yīng)力變化均不大，最終維持在400 MPa以?xún)?nèi)。加載后最大應(yīng)力為472.3 Mpa（“X”型）和471.4 MPa（“H”型），卸載后最大應(yīng)力分別降低至397.4 MPa（“X”型）和365.3 MPa（“H”型）。圖8展示了第2 次擴(kuò)張階段的等效塑性應(yīng)變。等效塑性應(yīng)變大多在0.001～0.01范圍內(nèi)，即使是網(wǎng)格交接處的單元達(dá)到2.040（“X”型）和2.005（“H”型），也未超出材料破壞極限。正如材料本構(gòu)曲線所示，在大變形后期，應(yīng)力的變化幅度減小，而應(yīng)變變化明顯。此階段支架徑向擴(kuò)張量如圖9，兩種支架差別不大，加載過(guò)程總體均達(dá)到需求的直徑，即21.6 mm，卸載回彈后支架主體區(qū)域直徑約為21.4 mm，徑向回復(fù)率約為2%，錐度分別為0.083 5（“X”型）和0.082 3（“H”型）。

圖7 第2次加載后和卸載后的應(yīng)力Figure 7 Stresses after the second loading and unloading

圖8 第2次加載后和卸載后的等效塑性應(yīng)變Figure 8 Equivalent plastic strains after the second loading and unloading

圖9 第2次加載后和卸載后的徑向擴(kuò)張量Figure 9 Radial expansions after the second loading and unloading

2.3 檢驗(yàn)一點(diǎn)的力學(xué)變化

危險(xiǎn)點(diǎn)容易出現(xiàn)在網(wǎng)格交接處，在“X”型支架的等效塑性應(yīng)變?cè)茍D中找到最大值點(diǎn)A（圖10）。查詢(xún)A 點(diǎn)等效塑性應(yīng)變、Mises 應(yīng)力和擴(kuò)張量的數(shù)值曲線（圖11a、b、c），其中橫坐標(biāo)為時(shí)間步，0～1為第1 次加載過(guò)程，1～2為第1 次卸載過(guò)程，2～3為第2 次加載過(guò)程，3～4為第2次卸載過(guò)程，并繪制應(yīng)力-應(yīng)變曲線（圖11d）。該點(diǎn)第1 次擴(kuò)張過(guò)程結(jié)束后等效塑性應(yīng)變達(dá)到0.044 0，由于這是一個(gè)累積量，因此不會(huì)減少，在第2 次擴(kuò)張過(guò)程結(jié)束后達(dá)到了0.199 5。加載過(guò)程中材料很快進(jìn)入塑性變形，之后應(yīng)力增長(zhǎng)緩慢，卸載時(shí)，應(yīng)力下降并再次緩慢回升，這是彈性變形部分的應(yīng)力恢復(fù)，和由于自由回縮而新產(chǎn)生的塑性變形。位移同樣產(chǎn)生回縮，徑向回復(fù)率約為7%。觀察應(yīng)力-應(yīng)變曲線，具備明顯的塑形材料本構(gòu)特征，第1 次擴(kuò)張加載時(shí)達(dá)到彈性極限，小部分進(jìn)入塑性變形，卸載時(shí)恢復(fù)彈性部分，保留塑性應(yīng)變，第2 次擴(kuò)張?jiān)俅瓮瓿蓮椥宰冃?，后續(xù)全部為塑性變形。A點(diǎn)力學(xué)行為符合材料變形規(guī)律和設(shè)計(jì)要求。

圖10 A點(diǎn)的位置Figure 10 Location of point A

圖11 A點(diǎn)的等效塑性應(yīng)變曲線（a）、應(yīng)力曲線（b）、擴(kuò)張量曲線（c）以及應(yīng)力-應(yīng)變曲線（d）Figure 11 Equivalent plastic strain curve(a)，stress curve(b)，expansion curve(c)and stress-strain curve(d)of point A

3 討論

3.1 治療方法

在目前的研究中，提出一種治療TOF 肺動(dòng)脈狹窄的新方法，即在開(kāi)胸手術(shù)時(shí)作為手術(shù)瓣放置肺動(dòng)脈瓣，遠(yuǎn)期介入球囊進(jìn)行二次擴(kuò)張，在生物瓣膜接近失效達(dá)到狹窄限度時(shí)進(jìn)行第三次瓣中瓣治療，初次放置的肺動(dòng)脈瓣支架作為其支撐段。對(duì)于過(guò)去的治療方法，人工瓣膜和帶瓣管道緩解了最初的癥狀，但也是導(dǎo)致再次手術(shù)的重要原因，需要遠(yuǎn)期復(fù)雜的支架介入過(guò)程。文中提出的治療方法中，帶瓣支架在開(kāi)胸手術(shù)時(shí)就植入體內(nèi)，并能夠進(jìn)行兩次擴(kuò)張以適應(yīng)患者人體變化，起到長(zhǎng)久治療作用。

本文對(duì)方法中的肺動(dòng)脈瓣手術(shù)支架的力學(xué)行為進(jìn)行了分析，用有限元法模擬了球囊擴(kuò)張和自由回縮過(guò)程。對(duì)兩種連接構(gòu)型的肺瓣支架，從Mises 應(yīng)力、等效塑性應(yīng)變、擴(kuò)張量等方面進(jìn)行了評(píng)估，為這種支架的設(shè)計(jì)進(jìn)行驗(yàn)證和提供指導(dǎo)，并強(qiáng)調(diào)了支架網(wǎng)格連接方式產(chǎn)生的影響。一般來(lái)說(shuō)，基于類(lèi)似產(chǎn)品的臨床應(yīng)用，該手術(shù)支架可能是一種可行的設(shè)計(jì)。

3.2 應(yīng)力、應(yīng)變

在新型支架設(shè)計(jì)中，模擬擴(kuò)張和卸載過(guò)程，找到擴(kuò)張時(shí)的最大應(yīng)力和卸載后的塑性應(yīng)變出現(xiàn)的位置和大小，并將其與支架材料參數(shù)進(jìn)行比較。當(dāng)產(chǎn)生穩(wěn)定的塑性變形，不會(huì)過(guò)度回縮或產(chǎn)生不可控的擴(kuò)張時(shí)，即達(dá)到需求。而當(dāng)塑性變形過(guò)多，產(chǎn)生安全隱患，就要設(shè)法提高材料的強(qiáng)度，或?qū)χЪ芙Y(jié)構(gòu)進(jìn)行優(yōu)化，避免支架因過(guò)度擴(kuò)張而造成的損壞。本研究中支架的應(yīng)力和塑性應(yīng)變均在可接受范圍之內(nèi)，并能維持變形后的新形態(tài)，作為瓣中瓣的支撐平臺(tái)，驗(yàn)證了該方法可行。

設(shè)計(jì)之初考慮到網(wǎng)格交接處會(huì)產(chǎn)生較大應(yīng)力和應(yīng)變，因此將連接方式作對(duì)照。結(jié)果表明，“X”型支架和“H”型支架表現(xiàn)出相似的應(yīng)變和應(yīng)力行為，相比“X”型支架，“H”型支架顯示出更低的應(yīng)力和塑性應(yīng)變。同時(shí)，“X”型支架在每次卸載后，主體區(qū)域的應(yīng)力回復(fù)量大于“H”型支架，說(shuō)明“X”型支架更容易被撐開(kāi)和回縮，即穩(wěn)定性不足。因此可以增加連接點(diǎn)接觸面積或夾角，使拐角處過(guò)渡更為平緩，能夠有效改善應(yīng)力過(guò)大的危險(xiǎn)，減少應(yīng)力集中點(diǎn)，并增強(qiáng)穩(wěn)定性。

3.3 擴(kuò)張量

徑向回復(fù)率和錐度也是優(yōu)化支架設(shè)計(jì)的重要指標(biāo)。雖然該支架可以安全達(dá)到想要的擴(kuò)張量，但支架徑向回復(fù)率較大，這樣的回縮導(dǎo)致支架并不能完全達(dá)到既定的直徑，比如文中第1 次擴(kuò)張，想達(dá)到最終擴(kuò)張量為2 mm，需要進(jìn)行2.5 mm 的加載。但值得注意的是，臨床應(yīng)用中是實(shí)時(shí)操控球囊，因此相比于最終擴(kuò)張量，我們應(yīng)當(dāng)更關(guān)注對(duì)支架錐形變化的改善。第1次擴(kuò)張時(shí)支架近端回縮嚴(yán)重，遠(yuǎn)端容易受到近端影響，整體會(huì)變?yōu)殄F形，原因是近端網(wǎng)格密集，遠(yuǎn)端稀疏，近端更易回縮，在回縮時(shí)如同杠桿般使得遠(yuǎn)端向外擴(kuò)張，并且該擴(kuò)張量大于遠(yuǎn)端本身的回縮量。也正因如此，回縮過(guò)程會(huì)產(chǎn)生塑性應(yīng)變。而第2次擴(kuò)張支架的錐度變化并不明顯，這是更多的塑性應(yīng)變產(chǎn)生發(fā)揮的作用。對(duì)比“X”型支架和“H”型支架，徑向回復(fù)率無(wú)明顯差異，但可以注意到，“H”型支架錐度略小于“X”型支架。綜上所述，擁有更低的應(yīng)力應(yīng)變、更強(qiáng)的穩(wěn)定性和更小錐度的“H”型支架是更好的選擇。

3.4 局限性

本研究?jī)H利用有限元模擬評(píng)估了肺瓣支架的兩次擴(kuò)張過(guò)程，沒(méi)有對(duì)所提治療方法進(jìn)行臨床驗(yàn)證。

4 結(jié)論

提出了一種治療嬰幼兒TOF 的臨床應(yīng)用方法，初次手術(shù)時(shí)開(kāi)胸植入肺動(dòng)脈瓣，不需要遠(yuǎn)期復(fù)雜的支架介入過(guò)程，能夠進(jìn)行兩次球囊擴(kuò)張以適應(yīng)患者變化，起到長(zhǎng)久治療作用。并對(duì)該肺瓣支架進(jìn)行了設(shè)計(jì)和研究，有限元分析結(jié)果表明：（1）支架擴(kuò)張和卸載后的應(yīng)力和塑性應(yīng)變均在可接受范圍之內(nèi)，并能維持變形后的新形態(tài)，作為瓣中瓣的支撐平臺(tái)，驗(yàn)證了該方法的可行性；（2）最大應(yīng)力和塑性應(yīng)變出現(xiàn)在支架網(wǎng)格交接處，數(shù)值大小取決于連接方式，連接段越短，應(yīng)力和塑性應(yīng)變?cè)酱?；?）改善支架網(wǎng)格的連接處，可以有效降低應(yīng)力應(yīng)變、提高穩(wěn)定性和減小錐形化。為肺瓣支架的設(shè)計(jì)修正提供了指導(dǎo)。