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冠脉支架的介入过程依次经历压握收缩→压握卸载→球囊扩张→球囊卸载等４个阶段，因此，支架介入系统的计算模型主要由压缩壳、球囊、支架和冠脉血管组成。根据血管组织结构所呈现的生物力学特性，将血管划分为内膜、中膜和外膜３层组织结构，利用线性减缩积分单元Ｃ３Ｄ８Ｒ划分弯曲冠脉结构，在每层组织的厚度方向划分２个单元用于抑制冠脉与支架的接触穿透。将压握工具和球囊简化为刚性圆柱壳，通过线性减缩积分单元Ｓ４Ｒ离散上述结构。由于冠脉支架的支撑体决定了结构的径向支撑特性，而联接筋决定了结构对于弯曲血管的柔顺性，因此，建立了３种联接筋结构形式的冠脉支架几何模型，利用线性减缩积分单元Ｃ３Ｄ８Ｒ离散上述冠脉支架结构，沿厚度方向布置４个单元控制结构沙漏模式的传播，由此通过上述３种支架结构所建立的支架介入系统力学模型来CAE分析支架结构形式对血管支架内再狭窄的影响。
基于唯像弹性理论，忽略血管材料的蠕变、松弛和迟滞效应，将血管本构关系简化为柯西弹性模型。因此，存在一个具有框架不变性的标量势函数－应变能密度函数Ｗ（λ１，λ２，λ３，Ｊ），用于描述各向同性可压缩材料的本构关系，Ｏｇｄｅｎ等提出了一种多项式形式的应变能密度函数Ｗ＝∑Ｎｉ＝１μｉαｉＪ－αｉ３λαｉ１＋λαｉ２＋λαｉ（）３［－３］＋∑Ｍｉ＝１１Ｄｊ（Ｊ－１）２ｊ（１）
其中，αｉ、μｉ、Ｄｊ为材料固有的弹性参数，λ１、λ２、λ３为材料在３个主方向上的伸长率，Ｊ为材料的体积膨胀率。鉴于Ｋｉｒｃｈｈｏｆｆ应力与Ｅｕｌｅｒｉａｎ应变的功共轭性，Ｋｉｒｃｈｈｏｆｆ应力与Ｃａｕｃｈｙ应力的转化关系，则Ｃａｕｃｈｙ应力的主分量σｉ可表示为：
Ｊσｉ＝λｉＷλｉ ｉ＝１，２，３
由此，式即为冠脉血管的超弹性本构方程，通过拟合冠脉血管（内膜、中膜和外膜）的单轴拉伸实验数据（如图所示），获得血管本构模型的力学特性参数。
此外，将压握壳和球囊简化为经典线弹性本构模型，冠脉支架则简化为基于各项同向塑性强化的ＶｏｎＭｉｓｅｓ－Ｈｉｌｌ弹塑性本构模型。其中，对于冠脉与支架的材料、几何大变形问题，通过大变形增量客观性积分算法来求解血管材料的超弹性本构模型，并利用基于Ｊ２塑性流动律的径向积分返回算法更新冠脉支架的应力状态。
冠脉支架右端中间节点的轴向自由度和左端中间节点的周向自由度，施加冠脉支架与压缩壳、球囊、冠脉血管之间的接触作用来约束支架的径向自由度。固定冠脉血管两端节点的径向、周向和轴向自由度，约束压缩壳和球囊左端的周向自由度，抑制压缩壳和球囊右端的轴向自由度。此外，根据冠脉支架介入系统植入过程的力学行为，首先通过压握壳的径向收缩将冠脉支架压握到球囊表面，然后失效压握壳与支架的接触作用释放压握壳的径向约束；再利用球囊的径向扩张将冠脉支架膨胀至公称尺寸撑开冠脉血管，最后失效球囊与冠脉支架的接触作用释放球囊的径向约束。
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