洪泱，程云章，朱清，劉祥坤

1.上海理工大學(xué)醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海200093；2.微創(chuàng)心脈醫(yī)療科技有限公司，上海201318；3.上海微創(chuàng)醫(yī)療器械有限公司研發(fā)部，上海201203

前言

下肢動脈硬化閉塞癥是指由下肢動脈發(fā)生粥樣硬化性改變導(dǎo)致動脈管腔狹窄或閉塞引起肢體缺血臨床表現(xiàn)的慢性疾病，若治療不當，需要截肢甚至有生命危險［1］。過去該病多以髂股動脈搭橋、腹雙股動脈或腋股動脈搭橋手術(shù)進行治療，創(chuàng)傷較大。近年來，介入式醫(yī)療器械的發(fā)展使得經(jīng)皮血管腔內(nèi)球囊擴張成形術(shù)結(jié)合支架置入成為治療的一種選擇，因其創(chuàng)傷小、并發(fā)癥少、安全性高等特點，現(xiàn)已成為治療下肢動脈狹窄的主要方法。有報告指出，對于閉塞性病變，傳統(tǒng)的裸支架植入易引發(fā)病變部位再狹窄，而植入覆膜支架的通暢率顯著優(yōu)于裸支架［2］。

覆膜支架是指在金屬支架的表面覆蓋一層生物性聚合物膜或內(nèi)支架性移植物，金屬支架材料通常采用鎳鈦合金，因為其需具有優(yōu)良的生物相容性與機械性能，覆膜的材料常為滌綸或膨體聚四氯乙烯。覆膜支架不但具有普通支架的支撐作用，還能通過膜的機械性阻隔和膜表面的特殊物質(zhì)產(chǎn)生防治血栓形成和內(nèi)膜過度增生的作用。然而，最新的臨床數(shù)據(jù)表明，覆膜支架植入后仍然無法避免并發(fā)癥的發(fā)生，在支架和動脈之間的近端和遠端過渡處確實存在再狹窄（稱為“邊緣狹窄”）［3］，造成其發(fā)生的原因主要是覆膜支架植入血管后支架滑移，支架發(fā)生彎曲或者變形后覆膜發(fā)生褶皺無法貼合血管壁導(dǎo)致內(nèi)漏、支架順應(yīng)性不匹配等［4］。

以往關(guān)于覆膜支架植入后血流動力學(xué)研究的方法多采用通過CT掃描獲得植入覆膜支架后血管的斷層圖片，通過三維重建獲得血管的三維模型，并進行計算流體動力學(xué)（Computational Fluid Dynamic,CFD）仿真，得到流體的數(shù)據(jù)，這種方法僅僅重建了血管的模型，忽視了覆膜支架的變形可能對血流產(chǎn)生的影響。Al-Hakim等［5］將覆膜支架植入離體的豬動脈，以模擬其植入真實血管的情況，并將樹脂注入模型，待樹脂凝固后取出得到流場的模型，通過CT斷層掃描獲得三維模型，最后的CFD分析證實該模型中覆膜支架出現(xiàn)了覆膜貼壁性不佳的現(xiàn)象，并提出通過該方法指導(dǎo)外周動脈覆膜支架智能設(shè)計的展望。

針對上述問題，本研究建立了覆膜支架的三維模型。首先采用有限元的方法模擬支架植入長直血管，由于支架釋放后依其彈性在血管擴張，而血管壁也有彈性進行回縮，這相當于支架受到了徑向壓握；然后再將有限元仿真后的變形模型提取出來進行CFD仿真，以探究植入支架后血管的血流動力學(xué)特性，并解釋并發(fā)癥發(fā)生的原因。

1 材料與方法

1.1 覆膜支架模型

鎳鈦合金的覆膜支架的結(jié)構(gòu)及其參數(shù)見圖1。下肢動脈血管的直徑約為7 mm，臨床上為了覆膜支架能更好地固定于血管中，一般選擇大于植入血管內(nèi)徑10%～20%的外徑［6］，故本研究在支架建模時的外徑選為8 mm（大于血管內(nèi)徑11.4%），支架的橫截面是寬度與厚度均為0.25 mm的矩形，支架環(huán)與環(huán)之間的距離為5.4mm，整個覆膜支架模型長度為15mm。模型見圖2。支架呈軸對稱結(jié)構(gòu)，為節(jié)約時間與計算成本，建模時選擇支架單環(huán)進行建模。通過Solidworks建立支架的三維模型，導(dǎo)入前處理工具進行網(wǎng)格劃分，再導(dǎo)入Abaqus中進行有限元仿真。覆膜的三維模型為一個圓柱型的殼單元，直徑為8.5 mm，與支架的外表面貼合，厚度為0.1 mm，仿真時通過綁定約束，在覆膜的內(nèi)表面與支架的外表面設(shè)置為沒有相對移動與分離的強連接。由于支架環(huán)設(shè)計的重復(fù)與連續(xù)，獨立的支架環(huán)與環(huán)之間的力學(xué)環(huán)境相同［7］。為簡化模型，本研究將原本19環(huán)的支架模型簡化為3環(huán)進行壓握的模擬，這樣的簡化并不會改變覆膜支架受壓握之后的形變。

圖1 支架幾何尺寸Fig 1 Geometric parameters of stent graft

圖2 覆膜支架模型Fig 2 Stent graft model

1.2 網(wǎng)格劃分

為了優(yōu)化運算的精度與時間，本研究使用Hypermesh 14.0前處理軟件將覆膜支架模型劃分為8節(jié)點結(jié)構(gòu)化網(wǎng)格，并采用C3D81單元，綜合考慮計算成本及計算精度，在支架厚度與寬度上分別劃分4層單元，覆膜劃分為4節(jié)點線性四邊形網(wǎng)格，整個模型劃分約為3萬個單元。

1.3 材料屬性

本研究選用的支架材料為鎳鈦合金材料。根據(jù)文獻［8］，使用用戶自定義程序設(shè)定支架的材料屬性，賦予鎳鈦合金的奧氏體和馬氏體彈性模量、泊松比、抗拉強度、延伸率等材料參數(shù)。覆膜的材料選擇高分子膨體聚四氯乙烯材料，根據(jù)文獻［9］，設(shè)定材料屬性為：彈性模量55.2 Mpa，泊松比0.46，極限應(yīng)變0.200～0.477，屈服應(yīng)力6.6 Mpa。

1.4 邊界條件

選擇壓握工具為可變形剛性圓管，壓握模擬時，為了不讓模型在軸向方向上產(chǎn)生位移以及其他方向的轉(zhuǎn)動，軸向的自由度以及旋轉(zhuǎn)的自由度被限制固定不動，壓握工具約束軸向位移，與覆膜無摩擦接觸，建立對應(yīng)的柱坐標系，對壓握工具實施徑向位移載荷，位移載荷量為0.5 mm，即把外徑為8 mm的覆膜支架壓握至7 mm。

1.5 CFD模型建立

圖3為覆膜支架完成有限元壓握之后的結(jié)果，由于變型后的模型以網(wǎng)格的數(shù)據(jù)形式存在，沒有流體域，無法直接用于流體分析，故需使用Hypermesh 14.0軟件進行曲面重建，將有限元模型轉(zhuǎn)化為實體模型。將提取出來的變形后的實體模型導(dǎo)入SolidWorks，建立的血管模型為長直圓管。為保證流體充分發(fā)展，設(shè)血管長度為35.0 mm，厚度為0.5 mm，內(nèi)徑為7.0 mm，與支架變形后的模型外徑匹配（圖4）。由于流場的模型相對不規(guī)則，考慮時間成本，采用自動化的非結(jié)構(gòu)網(wǎng)格劃分，并對支架以及覆膜變形區(qū)域附近網(wǎng)格細化，最終網(wǎng)格總數(shù)約為165萬。

圖3 壓握變形后的有限元模型Fig 3 Finite element model after crimping deformation

圖4 覆膜支架與血管裝配Fig 4 Assembly of stent graft and blood vessel

1.6 CFD邊界條件

當血管直徑大于0.5 mm時，用牛頓流體代替非牛頓流體所產(chǎn)生的誤差不會超過2%［10］。本研究中模型血管直徑為7 mm，故假設(shè)血液為不可壓縮的牛頓流體，以簡化模型，流動設(shè)為定常的層流，密度為1 050 kg/m3，動力粘度0.005 Pa·s，入口的血液流速參考遠端股動脈血液流速設(shè)為4 mL/s，設(shè)定出口的流已經(jīng)穩(wěn)定，出口條件設(shè)為0出口壓力。血管壁的徑向速度很小，對流場分布基本沒有影響，因此壁面條件設(shè)為無滑移條件。

2 結(jié)果

2.1 覆膜支架壓握

圖5為覆膜支架受到壓握變形后的截面圖。由于金屬支架受到擠壓，同一支架環(huán)上的支架筋之間的距離縮短，支架筋之間的覆膜發(fā)生褶皺向內(nèi)收縮，導(dǎo)致覆膜與血管壁分離，血液在覆膜的外側(cè)與血管壁之間流動。支架的模型為單環(huán)9個波峰，故支架的一端在壓握后產(chǎn)生了9個分離區(qū)域，支架前端的分離區(qū)域與支架單環(huán)波峰的數(shù)量為1：1，支架后端與前端的情況一致，一共產(chǎn)生了18個分離區(qū)域。測量覆膜離血管壁最遠距離約為0.7 mm，徑向變化率為10%。

圖5 覆膜支架截面變形圖Fig 5 Cross-sectional deformation diagram of stent graft

2.2 壁面切應(yīng)力分布

血流的壁面切應(yīng)力是血液在動脈壁內(nèi)皮表面上流動的摩擦力的結(jié)果，以力/面積為單位，根據(jù)文獻［11］定義：小于0.5 Pa的壁面切應(yīng)力與內(nèi)膜增厚相關(guān)。大量文獻（不論是基于尸檢的結(jié)果、體內(nèi)動態(tài)模型還是人體體內(nèi)的研究中）都描述了血流低壁面切應(yīng)力與內(nèi)膜增生和動脈粥樣硬化的關(guān)系［12-14］。

圖6顯示了模型中段的壁面切應(yīng)力分布，可以觀察到金屬支架筋附近存在低壁面切應(yīng)力區(qū)域（＜0.5 Pa），這也與其他血管支架CFD分析結(jié)果相吻合［15］，支架前后兩端部由于覆膜受壓發(fā)生褶皺內(nèi)陷而導(dǎo)致血液內(nèi)滲的區(qū)域同樣存在著明顯的低壁面切應(yīng)力區(qū)域（＜0.5 Pa）。模型中低壁面切應(yīng)力區(qū)域達到壁面總面積的27.1%，血液內(nèi)滲區(qū)域的低壁面切應(yīng)力占總低壁面切應(yīng)力區(qū)域的28.5%。

圖6 模型的壁面切應(yīng)力云圖Fig 6 Nephogram of wall shear stress of the model

2.3 流動分析

第二個重要的心血管血液動力學(xué)因素是血流再循環(huán)區(qū)，可以定義為低血液流速和粒子停留時間的靜止渦流［16］。有關(guān)支架的體外實驗已經(jīng)證明：在預(yù)計為再循環(huán)區(qū)域的支架筋處，血液中的血小板會顯著地堆積于此［17］。圖7為覆膜支架前端血液內(nèi)滲區(qū)域的速度剖面云圖與流線圖，可以觀察到血管壁和覆膜之間的血液速度流動很低，流速小于0.02 m/s。根據(jù)定量分析，小于0.02 m/s的低流速區(qū)域占模型總體積的4%，血液內(nèi)滲的區(qū)域的低流速區(qū)域占總低流速區(qū)域的30.1%。從血液內(nèi)滲區(qū)域的流線圖可以觀察到在這個區(qū)域內(nèi)血液存在兩個再循環(huán)區(qū)域，該區(qū)域的深處（白色箭頭）與區(qū)域的中段位置（黑色箭頭）各存在一個再循環(huán)區(qū)。

圖7 覆膜支架近端的速度分布切片及其流線圖Fig 7 Velocity profile and streamlines of the proximal stent graft

3 討論

Ballyk［18］表明只有將計算分析的結(jié)果與臨床實驗數(shù)據(jù)的發(fā)現(xiàn)聯(lián)系起來才是最重要的。覆膜支架的覆膜有低摩擦系數(shù)且能阻止平滑肌生長，支架植入血管后存在著較低的壁面切應(yīng)力區(qū)域及血液回流區(qū)，這可能有助于解釋臨床覆膜支架植入術(shù)后血管內(nèi)再狹窄的發(fā)生，有實驗結(jié)果表明，造成外周動脈覆膜支架植入術(shù)的有效性顯著下降的一種臨床現(xiàn)象是動脈與支架間的再狹窄，稱為“邊緣狹窄”［19］。雖然研究表明血管成形術(shù)和支架再植入術(shù)能作為邊緣狹窄的有效治療手段，但之前的研究大都沒有利用CFD來分析與探究引起邊緣狹窄的血流動力學(xué)效應(yīng)［20-21］。

本研究的仿真結(jié)果表明血液在覆膜與血管壁的間隙中會產(chǎn)生低速流動，產(chǎn)生較大面積的回流區(qū)域和低壁面切應(yīng)力?；谙惹暗难芯?，這種現(xiàn)象可能會導(dǎo)致血小板聚集并延伸至覆膜邊緣，隨后在覆膜和血管壁之間形成血栓。血小板聚集和血栓形成會在支架邊緣進一步改變血流動力學(xué)，這是產(chǎn)生邊緣狹窄的重要因素。

本研究的模擬方法存在一定局限性，覆膜支架植入真實血管后的形態(tài)是非常復(fù)雜且不確定的。本研究簡化了模型，假設(shè)覆膜支架植入長直理想模型血管，此外為了計算簡便，血流的模型也采用了簡化的定長流與牛頓流體。同時，本研究旨在探究覆膜支架植入后發(fā)生邊緣性再狹窄的血流動力學(xué)因素，故在查閱文獻以及試驗之后的基礎(chǔ)上再進行了簡化，今后可以通過CT圖像掃描建立真實的人體病變血管模型，并使用有限元方法模擬覆膜支架在血管的擴張與回彈的情況，并以病人真實的血管脈動流數(shù)據(jù)作為流體仿真的入口條件，但是該方法對于計算機的計算能力有著很高的要求。

4 結(jié)論

本研究使用有限元方法與計算流動力學(xué)方法分析了覆膜支架植入血管后的血流動力學(xué)情況，結(jié)果發(fā)現(xiàn)覆膜支架在發(fā)生壓握后支架端部發(fā)生褶皺，且在該區(qū)域為低壁面切應(yīng)力區(qū)域，同時在該區(qū)域也出現(xiàn)了血液回流情況，結(jié)合現(xiàn)有關(guān)于血管再狹窄理論，這可能是臨床中發(fā)生支架植入后發(fā)生邊緣再狹窄的原因，未來的支架設(shè)計需要改善覆膜支架邊緣與血管壁的附著問題。