今天想简单地聊一聊颅内的自膨式支架，特别关注瘤颈架桥的支架们。

支架，众所周知，是一种治疗狭窄等疾病的管状医疗器械。颅内大部分支架的设计，均来源于既往（外周与冠脉）的参照和经验，由于定量评估较为困难，因此只有少数研究针对各类机械性能对支架进行了评估。到了颅内自膨式支架的领域，这个评估就更少了，所以我们姑且看看现存的报道证据，不过仅局限于没有商业赞助和冲突者。

图1 部分颅内自膨支架的特性及优缺点（表中数据来源于美国David Geffen School of Medicine at UCLA研究者Nancy McLaughlin教授等，针对既往公开报道和文献的整理）
2017年，韩国Universityof Ulsan College of Medicine的研究者们报道了，对主要的四种颅内支架进行验证测试的结果。其中Neuroform和Enterprise属于激光切割支架，Leo和LVIS则属于编织支架，四种测试支架的规格型号如下图2。当然不同直径和长度的支架，径向支撑力等指标是存在差异的，测量方式不同，结果也是不一致的。此处研究者表示，因获取支架的途径、数量均有限，故不能做到完全一一对应。

图2 测试的四种支架（A）Neuroform 4.0*20.0mm；（B）Leo 4.5*40.0mm；（C）LVIS 4.0*35.0mm；（D）Enterprise 4.5*22.0mm
图3 测试的四种支架的性能（注意两个径向支撑力所指并不同，Radiol force 1指的是平行于支架主体施加，使得支架直径变为未约束状态下一半的力—压扁；Radiol force 2则是圆周方向施加于支架主体，使得直径变为一半的力—圆周压缩）
当然如果有这么简单就好了，我们再来看下2018年比利时Benjamin Mine教授（University Hospital Erasme）等的报道，他们将颅内自膨支架的机械、血流动力学和临床特征的研究综合整理如下图4。研究者们同时亦提到，随着行业的快速调整和产品改进，将先前版本支架的研究结果推论到新一代上是存在风险的。

图4 颅内支架机械、血流动力学和临床特征的研究
体外测试不能给出的回答，我们可以部分地参考CFD（Computational fluid dynamics）。2010年5月欧洲研究者Ignacio Larrabide教授（Universitat Pompeu Fabra）等，首次使用了虚拟支架释放（Fast virtual stenting,FVS）的计算方法，发现其与体外测试的结果相似，并建议可采用计算机模拟为颅内器械的使用提供更多信息。

图5 用于验证的两个商用支架（Stent 1：Enterprise；Stent 2: Silk），Micro-CT的等值面重建。右下角为与每个支架一起呈现的，用于虚拟释放的支架单元设计
图6 体外测试与虚拟支架释放的比较，（a）对应支架1；（b）对应支架2。左，支架在体外测试中的释放；中，计算机模拟的虚拟支架；右，两者叠加。支架1在92次迭代中释放时间为7秒，支架2在226次迭代中释放时间为59秒
这其中，编织支架又要更特殊那么一点点。譬如2018年的另一篇报道，Rush Medical Center的Demetrius K. Lopez教授等，尝试使用基于ANKYRAS(Galgo Medical SL)软件来预测编织自膨式支架在释放时长度的变化，从而有助于临床更好的选择支架尺寸。在回顾性分析了13例LVIS支架治疗颅内动脉瘤患者的术前、术后血管造影资料后，研究者们记录了三个重要参数：1）支架的标称长度；2）ANKYRAS软件模拟的支架长度；3）支架释放后的测量长度。发现支架的实际长度较标称变化高达50%，平均为20%，还观察到长度变化可能为负，即最终长度可能小于标称长度。标称长度和测量长度的平均差异为-3.8mm，即标称长度平均比测量长度短3.8mm，而模拟长度仅比测量长度平均短1.2mm。（商用支架的标称长度一般很难考虑到载瘤血管的不均匀大小，而通常自膨支架释放时远端会沿着动脉的长度逐渐变细，这就是标称长度并非可靠的主要原因）

图7 支架释放后的长度变化分布的直方图，（（测量长度-标称长度）/标称长度）*100%（研究者认为，这种长度的差异与术者释放的技术亦有关系）
图8 软件模拟长度与测量长度之间的差异，平均差异为1.2mm（中值 0.61mm）（软件也做不到很准啊，但是比毕竟引入了血管解剖，比标称好一些）
如果说颅内血管的复杂迂曲已给自膨支架的释放增加了多变性，那么不同编织支架的性质又给这个过程增加了更多的不确定性。

此处，可直接看今年3月刚发表的，National University of Ireland Galway的Ciara G. McKenna教授和Ted J. Vaughan教授撰写的“A finite element investigation on design parameters of bare and polymer-covered self-expanding wire braided stents”（裸、聚合物覆膜的自膨式金属编织支架设计参数的有限元研究）（这俩教授名字怎么看起来这么眼熟）。已知，金属丝编织支架（不管它在气管、脑、外周还是消化道）的功能特性在很大程度上受到几何特征的控制，包括编织角、金属丝密度、丝直径和编织图案，此外，金属丝的材料特性也是性能的重要影响者。在研究者开发的计算框架预测下，他们发现编织角是一个关键的控制参数，它决定了金属编织支架的径向力和抗扭结性能；而聚合物覆膜通过限制单根金属丝之间的滑动和旋转能力，导致所有编织角度上的径向响应更硬，且更容易弯曲或扭结，尤其是在覆膜更厚/更硬时。

图9 该研究中用于模型验证的裸、覆膜支架几何形状，考虑到了不同编织角度和覆膜厚度
图10 不同编织角度下的径向力（a），Exp 体外测试，Comp 计算机模拟；2.4mm下卷曲测试支架的伸长率（b），Experimental 体外测试，Computational 计算机模拟
图11 编织支架的抗扭结性能随着编织角的增大，以及覆膜厚度的增加而降低
另外关于径向力方面，增加镍钛锘金属的弹性模量、金属丝密度和直径，均会使得支架初始径向硬度线性增加；而具有更小编织角的编织支架更有可能具有较大的初始径向力，但随着编织支架的变形释放，其径向曲线也渐趋平稳，差异随之缩小。而金属丝的密度和直径均没有对扭结性能产生显著的影响。

事物总是相对发展的，笔者快结束本文的时候刚刚看到，截至目前还没有发表，只是preprint（还没有peer-reviewed）的另一篇文章中，德国研究者又将编织血流导向装置（Braided flow diverters）重新放置回3D打印的患者脉管系统模型中，使用激光来测量支架的流动性、孔隙率和覆盖率，并首次开发了新测试方法以实时研究释放过程中，不同直径上FD的弯曲、周向和纵向径向力，并认为较之计算机模拟更为准确。不过毕竟该文尚未发表，今天就不继续展开了。

图11 （a）左颈内动脉瘤女性患者的DSA图像；（b）从原数据中分割出血管腔，并去除侧枝以简化模型；（c）3D打印模型，将动脉瘤囊从红线处剪开以更好地使用激光显微镜，对支架表面成像；（d）用于孔隙率和覆盖率计算的镜下图像
最后的最后，看一个动物模型中激光雕刻与编织自膨支架，内皮化和血栓情况的比较。曾就职于德国Acandis GmbH公司的工程师牵头，于去年12月份发表在Journal of Material Science上的报道，使用了36枚自膨式支架（18枚激光雕刻支架Acclino；18枚编织支架Accero），分别植入12只兔子的右锁骨下动脉SA、左颈总动脉CCA和腹主动脉AA中，其中SA和CCA管径小，约为2mm，代表了支架/管腔比中的最差情况，并为了提供类似的金属覆盖率，研究者分别选择植入了2.5*10mm的编织支架和4.5*15mm的激光雕刻支架（保证同一截面具有相同的支架小梁数，但同时也影响了收缩和径向力）。AA则均选择直径为4.5mm的支架，长度方面编织支架为15mm，激光雕刻支架20mm。为体现最坏情况，所有动物植入前后均未使用抗血小板药物。除了锁骨下动脉SA外，所有植入支架的血管直径都有增加的趋势，编织支架更为明显。但与激光雕刻支架相比，植入3天后的颈总动脉编织支架内血栓发生率（100%）明显升高，并与内皮受损有关；在28天的长期随访中，锁骨下动脉SA和腹主动脉AA中植入的编织支架可观察到支架区域的开裂现象，原因仍有待商榷。

图12 动物模型植入支架示意图，以及（A）两种支架，编织支架Accero位于上方，激光雕刻支架Acclinoflex/Credo位于下方
图13 左列 激光雕刻支架；右列 编织支架。（A）和（B）颈总动脉植入3天后，星号代表血栓；（C）和（D）植入28天后，白色箭头显示了中膜中弹性纤维的压缩；（E）和（F）锁骨下动脉植入28天后的横截面图像，显示内膜增生
文章来源：MiHeart