ПОИСК Статьи Рисунки Таблицы Моделирование напряженно-деформированного состояния стентов из "Моделирование в биомеханике" Стент (рис. 3.34) как каркас поддерживает изнутри сосудистую стенку (рис. 3.35), прижимая отслаивающуюся интиму, он дает возможность сформировать максимально приближенный к физиологическому диаметр сосуда и препятствует его сужению. По способу установки в сосудах стенты делятся на расширяемые баллоном и саморасправляющиеся. [c.146] внедренный в артерию пациента средних лет, должен вьщерживать (1,5—2)-10 кардиальных циклов. [c.147] Расширяемые баллоном стенты изготавливают, как правило, из нержавеющей стали или реже специальных, например, танталовых сплавов, они разделяются на два основных вида матричные (пластинчатые, рис. 3.36, а) и проволочные спиралевидные (рис. 3.36, б). [c.147] Матричные стенты менее гибкие, чем проволочные. В расправленном состоянии они покрывают 12—30% внутренней поверхности сосуда, а проволочные 9—20%. [c.147] Танталовые стенты по сравнению со стентами из нержавеющей стали более рентгеноконтрастны. Некоторые стенты из нержавеющей стали имеют рентгеноконтрастные метки из золота и платины. Для уменьшения реакции сосудистой системы на имплантацию стента они выпускаются с алмазным напылением и покрываются гепарином. [c.148] На рис. 3.37 приведены расчетные схемы элементов матричного и спиралевидного стентов. [c.148] Стенты М1, М2 составлены из 6 идентичных модулей (рис. 3.37, в). Конструкции стентов П1, П2 получены десятикратным обматыванием цилиндра модулем, представленным на рис. 3.37, б. [c.149] Модуль нормальной упругости материала стентов Е = = 1,9-10 Па, коэффициент Пуассона у = 0,3. [c.149] При вычислении модули стентов М1, М2 разбиты на 435 конечных элементов, а модули стентов П1, П2 на 678 конечных элементов. [c.152] После снятия давления в баллоне происходит упругое последействие. В стенте сохраняются только пластические деформации — диаметр стента уменьшается. Уменьшение диаметра АВр стента в зависимости от диаметра развернутого стента Вр приведено на рис. 3.39. [c.153] Со стороны артерии на стент действует внешняя сжимающая распределенная нагрузка, приводящая также к уменьшению диаметра стента. [c.153] На рис. 3.40 приведена зависимость уменьшения диаметра стентов АВр на 10% от внешнего сжимающего давления р. [c.153] Доля площади контакта металлической поверхности стента с внутренней поверхностью артерии уменьшается по мере увеличения диаметра развертывания стента (рис. 3.41). [c.153] При развертывании стенты М1 и М2 укорачиваются от О до 11%, а стенты П1, П2 — удлиняются. При этом стент П1 удлиняется от 1 до 27%, а стент П2 от 0% до 8%. Чем больше диаметр развертывания, тем больше величина деформации стента. [c.153] При развертывании стента пластические деформации возникают сначала в крайних узлах стента, а затем в узлах, находящихся ближе к центру (рис. 3.43) [3.11]. [c.153] Результаты вычислений [3.11] напряженно-деформированного состояния этого стента при диаметре развертывания 12 мм приведены на рис. 3.44. [c.153] Среднее физиологическое трансмуральное давление в артерии 13,3 кПа (100 мм рт. ст.). Допустим, что стент один выдерживает это давление. В зависимости от диаметра развертывания стента его металлическая площадь составляет 18,6—25% поверхности артерии. Максимальная эффективная нагрузка на стент 5,413,33 = 71,7 кПа. Максимальные изменения напряжения, возникающие при такой нагрузке в стенте с развернутым диаметром 12 мм, равные 60 МПа, в три раза меньше предела прочности материала стента. [c.153] Вернуться к основной статье