冠脈支架的介入過程依次經歷壓握收縮→壓握卸載→球囊擴張→球囊卸載等４個階段，因此，支架介入系統的計算模型主要由壓縮殼、球囊、支架和冠脈血管組成。根據血管組織結構所呈現的生物力學特性，將血管劃分為內膜、中膜和外膜３層組織結構，利用線性減縮積分單元Ｃ３Ｄ８Ｒ劃分彎曲冠脈結構，在每層組織的厚度方向劃分２個單元用于抑制冠脈與支架的接觸穿透。將壓握工具和球囊簡化為剛性圓柱殼，通過線性減縮積分單元Ｓ４Ｒ離散上述結構。由于冠脈支架的支撐體決定了結構的徑向支撐特性，而聯接筋決定了結構對于彎曲血管的柔順性，因此，建立了３種聯接筋結構形式的冠脈支架幾何模型，利用線性減縮積分單元Ｃ３Ｄ８Ｒ離散上述冠脈支架結構，沿厚度方向布置４個單元控制結構沙漏模式的傳播，由此通過上述３種支架結構所建立的支架介入系統力學模型來CAE分析支架結構形式對血管支架內再狹窄的影響。
      基于唯像彈性理論，忽略血管材料的蠕變、松弛和遲滯效應，將血管本構關系簡化為柯西彈性模型。因此，存在一個具有框架不變性的標量勢函數－應變能密度函數Ｗ（λ１，λ２，λ３，Ｊ），用于描述各向同性可壓縮材料的本構關系，Ｏｇｄｅｎ等提出了一種多項式形式的應變能密度函數Ｗ＝∑Ｎｉ＝１μｉαｉＪ－αｉ３λαｉ１＋λαｉ２＋λαｉ（）３［－３］＋∑Ｍｉ＝１１Ｄｊ（Ｊ－１）２ｊ（１）　　
      其中，αｉ、μｉ、Ｄｊ為材料固有的彈性參數，λ１、λ２、λ３為材料在３個主方向上的伸長率，Ｊ為材料的體積膨脹率。鑒于Ｋｉｒｃｈｈｏｆｆ應力與Ｅｕｌｅｒｉａｎ應變的功共軛性，Ｋｉｒｃｈｈｏｆｆ應力與Ｃａｕｃｈｙ應力的轉化關系，則Ｃａｕｃｈｙ應力的主分量σｉ可表示為：
      Ｊσｉ＝λｉ�担转�λｉ　�。椋剑�，２，３
　   由此，式即為冠脈血管的超彈性本構方程，通過擬合冠脈血管（內膜、中膜和外膜）的單軸拉伸實驗數據（如圖所示），獲得血管本構模型的力學特性參數�！�
      此外，將壓握殼和球囊簡化為經典線彈性本構模型，冠脈支架則簡化為基于各項同向塑性強化的ＶｏｎＭｉｓｅｓ－Ｈｉｌｌ彈塑性本構模型。其中，對于冠脈與支架的材料、幾何大變形問題，通過大變形增量客觀性積分算法來求解血管材料的超彈性本構模型，并利用基于Ｊ２塑性流動律的徑向積分返回算法更新冠脈支架的應力狀態。
      冠脈支架右端中間節點的軸向自由度和左端中間節點的周向自由度，施加冠脈支架與壓縮殼、球囊、冠脈血管之間的接觸作用來約束支架的徑向自由度。固定冠脈血管兩端節點的徑向、周向和軸向自由度，約束壓縮殼和球囊左端的周向自由度，抑制壓縮殼和球囊右端的軸向自由度。此外，根據冠脈支架介入系統植入過程的力學行為，首先通過壓握殼的徑向收縮將冠脈支架壓握到球囊表面，然后失效壓握殼與支架的接觸作用釋放壓握殼的徑向約束；再利用球囊的徑向擴張將冠脈支架膨脹至公稱尺寸撐開冠脈血管，最后失效球囊與冠脈支架的接觸作用釋放球囊的徑向約束。

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