孟粉葉，李毓陵，張俐敏，王琴華，吳 艷

(1.嘉興職業(yè)技術(shù)學院時尚設計學院, 浙江嘉興 314000；2.東華大學紡織學院, 上海 201620；3.新疆大學紡織與服裝學院, 烏魯木齊 830046)

隨著世界人口老齡化的加劇和心血管疾病患病率的逐年上升，臨床對先進生物纖維材料和醫(yī)療器械的需求迅速增加[1]。人體血管有一定的錐度，不是簡單的圓直形[2]。結(jié)合醫(yī)療器械的發(fā)展趨勢，人工血管的制備必須首先考慮管壁結(jié)構(gòu)的仿生化設計，以更好地模擬人體血管的實際形態(tài)，提高和改善其體內(nèi)的使用性能[3-4]。紡織基人工血管作為一類特殊的醫(yī)用紡織品，因具有與人體組織相似的柔性結(jié)構(gòu)，外形、口徑和長度等物理性能也具有可控性和超強可塑性而成為外科治療心血管系統(tǒng)疾病的主流選擇[5]。

目前，圓直形人工血管的制備技術(shù)和性能評價研究已經(jīng)較為成熟和完善[6-8]，但對于管徑連續(xù)變化的錐形機織人工血管(Continuous variable cross-sections woven tubular vascular graft，CVCW)，一方面其仿生化設計和制備較為滯后，另一方面現(xiàn)有模擬研究也未考慮紡織基CVCW管管壁的組織和孔隙結(jié)構(gòu)對血液流動行為的影響。為此，筆者在成功制備出管壁結(jié)構(gòu)均勻的CVCW管[9]的基礎上，進一步研究CVCW管的管壁結(jié)構(gòu)(織物組織和錐度角)對血液流動行為(流速和剪切力)的影響。

1 試 驗

1.1 材料與儀器

以線密度為30 dtex的醫(yī)用聚對苯二甲酸乙二醇酯(Polyethylene, PET)單絲為經(jīng)紗，以30 dtex/12f 的PET復絲為緯紗制備CVCW管。織造所用儀器為經(jīng)自主改造且配有自主開發(fā)的軟件控制系統(tǒng)的劍桿小樣織機。

1.2 試樣制備

1.2.1 CVCW管織造參數(shù)設計

在已有研究基礎上，CVCW管試樣的設計總緊度取70%，選取常見的2/2和3/1斜紋及較少采用的1/3破斜紋這3種基礎組織為CVCW管的織物組織結(jié)構(gòu)。因人體血管的錐度較小(1.0°～3.0°)[10]，試樣的錐度角設定為1.0°、1.5°和2.0°。CVCW管試樣的長度為100 mm，大端直徑設計為12 mm，小端直徑隨錐度角變化，大端經(jīng)緯密相同，從大端到小端，緯密隨經(jīng)密的增加而減小。表1為9種CVCW管試樣的制備參數(shù)設計表。

表1 樣品制備參數(shù)設計

1.2.2 CVCW管的織造坯管制備

CVCW管的設計和制備采用“壓扁-還原”法。先將所需錐形管的立體圖轉(zhuǎn)化為平面圖。然后通過結(jié)構(gòu)分析將平面圖轉(zhuǎn)換為可進行上機織造的織造原型圖，計算上機織造參數(shù)。最后在圖1所示的自主改造和設計的織機和軟件控制系統(tǒng)中輸入上機織造參數(shù)值后完成CVCW管試樣的織造。

圖1 織機和軟件控制系統(tǒng)

熱定型處理：超聲波清洗織機上制備好的扁平狀CVCW管坯管，如圖2(a)所示。然后套在圖2(b)所示的定制的錐形管模具上，置于鼓風干燥箱中進行熱定型處理。熱定型的溫度為190 ℃(低于PET纖維的玻璃化溫度)，熱定型時間為10 min[11]。由圖2(c)知，經(jīng)熱定型的CVCW管狀試樣成型良好，實現(xiàn)了管徑的連續(xù)變化, 滿足了臨床對錐形管的幾何外形需求。

圖2 CVCW管的熱定型

1.3 管壁結(jié)構(gòu)和性能測試

因CVCW管試樣的經(jīng)密和緯密沿錐形管的軸向逐漸發(fā)生變化，因此，本試驗在同一試樣大、中和小端依次取樣后分別對其進行幾何結(jié)構(gòu)和滲透性的測試。取樣部位如圖3所示。

圖3 CVCW管大中小端部位取樣圖示

1.3.1 幾何結(jié)構(gòu)

參照GB3820—1997《機織物(梭織物)和針織物厚度的測定》，采用YG141N織物厚度測試儀，壓腳面積為100 mm2，壓力為25 cN。分別在各樣品的大、中和小端10個不同部位處進行管壁厚度的測試并取均值，單位為mm。在各試樣的大、中和小端剪取面積為1 cm2的5個試樣，采用電子天平(精度為0.0001 g)進行面密度測試，單位為g/m2。采用Image J 圖像處理法對各試樣的孔隙結(jié)構(gòu)進行表征，包括孔隙的平均孔徑和孔隙率。

1.3.2 性能測試

孔隙率和水滲透性是表征人工血管管壁結(jié)構(gòu)的兩個獨立的指標。滲透性可定義為多孔介質(zhì)傳導流體流動的能力，它對組織的存活和再生有顯著影響[12]。按照ISO 7198—2016《心血管移植物管狀血管移植物》，在9種規(guī)格CVCW管樣品的大、中和小端各取3個試樣，每個試樣重復測試5次，取其平均值作為各試樣的水滲透率。試樣的有效測試面積為1 cm2，測試時間為60 s，所用水為試驗用蒸餾水。測試時，在軟件連續(xù)性采集的時間-水滲透體積曲線數(shù)據(jù)中截取相應時間節(jié)點上的水流量并記錄。

2 CVCW管結(jié)構(gòu)和性能測試結(jié)果分析

9種規(guī)格CVCW管樣品的結(jié)構(gòu)和性能測試結(jié)果如表2所示。

表2 CVCW管的結(jié)構(gòu)和性能測試結(jié)果

由表2可知，9種CVCW樣品的大、中和小端部位的管壁厚度、平方米質(zhì)量、孔隙率的測試偏差均小于5%，孔徑及其滲透率的測試偏差小于10%，說明試驗設計和制備的CVCW管管壁結(jié)構(gòu)較為均勻。

3 CVCW管血液流動行為建模與仿真

植入人體后，血液在人工血管內(nèi)的流動一方面表現(xiàn)為沿血管軸向(橫向)的流動性以維持血液在人體內(nèi)正常的循環(huán)流動，另一方面表現(xiàn)為沿管壁徑向(縱向)的滲透性，以促進血液固體顆粒(如血小板)的黏附和血管壁脂類物質(zhì)的轉(zhuǎn)運，如圖4所示。本試驗在對CVCW管管壁結(jié)構(gòu)縱向的滲透性測試的基礎上，將織物組織和多孔管結(jié)構(gòu)納入錐形管模型的建立中，分別從全域宏觀(整個試樣)和局域細觀(管壁組織結(jié)構(gòu)的一個循環(huán)單元)兩個層面模擬流體在CVCW管內(nèi)流動時在軸向和徑向表現(xiàn)出的流動性和滲透性行為，進一步量化分析織物組織和錐度角這兩個基本紡織結(jié)構(gòu)參數(shù)對血液流動行為的影響。

圖4 血液在CVCW管內(nèi)的橫/縱向流動示意

3.1 模型的簡化和假設

因血液和CVCW管壁間存在復雜的物理化學相互作用，為便于計算和建立CVCW管內(nèi)血液流動行為的仿真模型，本文根據(jù)真實條件提出如下建模中用到的簡化和假設條件。

a)CVCW管壁是具有兩種尺度的多孔介質(zhì)，在全域宏觀尺度表現(xiàn)為多孔的錐管結(jié)構(gòu)；在局域細觀尺度上表現(xiàn)為典型的織物單胞結(jié)構(gòu)?？紤]血液在不同域內(nèi)的流動快慢，建立不同的數(shù)學模型來表達對應尺度下的血液流動行為；

b)因人工血管的彈性模量較人體血管低，表現(xiàn)出一定的剛硬性，血管管壁的彈性對血液的流速及其分布影響較小，故不考慮管壁的微小形變[13]；

c)血液為血漿中含有血小板的懸浮液(血小板與血管堵塞有關(guān))。假設血液為不可壓縮的均勻黏性牛頓流體，具有人體血液的屬性，包括密度ρ(1.056 g/cm3)、黏度μ(3.5×10-3Pa·s)和平均流動速度ν(0.035 cm/s)[14]；

d)著眼于血液在不同組織結(jié)構(gòu)和錐度角的CVCW管管壁中的流動行為，不考慮管壁和血液的化學交互作用和細胞電荷的影響；

e)血液在人工血管內(nèi)的流動不產(chǎn)生毛細效應；

f)為便于模擬人工血管管壁與血流在宏觀和局域細觀尺度方向的流動性，將以細觀尺度下仿真計算得到的等效滲透性代替宏觀尺度下管壁織物的滲透性[15]。

3.2 仿真條件

以一個心動周期內(nèi)血液的流速和壓力分布曲線來表示CVCW管所承受的血流生理壓力。人體一個心臟波動周期T為0.8 s，其中，心縮期占0.3 s，心舒期為0.5 s。任一動脈段血管進口端截面處的血液平均流動速度和出口端截面處的平均壓力如 圖5 所示[16]。由圖5中數(shù)據(jù)計算得血液流動的雷諾數(shù)Re<2300，為層流運動。

圖5 一個心動周期內(nèi)血流的流入速度和流出壓力的變化曲線

3.3 控制方程

3.3.1 細觀尺度下的血液流動

織物組織結(jié)構(gòu)具有一定的周期循環(huán)性，本試驗將采用CVCW管的管壁織物組織的一個循環(huán)(下稱單胞)表征局域管壁的細觀結(jié)構(gòu)，如圖6所示。

圖6 CVCW管壁織物組織的細觀結(jié)構(gòu)

血液在管壁單胞結(jié)構(gòu)中的流動通常為穩(wěn)態(tài)且具有較低的雷諾數(shù)，可采用蠕變運動Stokes方程[17]進行模擬，并滿足公式(1)：

(1)

該模型中將利用單胞三維單元預測滲透率。在單胞開放區(qū)或流體區(qū)的流動由Stokes方程及其連續(xù)方程控制。

3.3.2 宏觀尺度下的血液流動

CVCW管(管壁為多孔介質(zhì))全域內(nèi)處于端對端的放置狀態(tài)，X軸正向為血液在血管中的流動方向。因錐管為軸對稱結(jié)構(gòu)，在該域內(nèi)可簡化為兩維管，長度為L，血管小端和大端的直徑分別為Ds和DL，管壁上下端點分別位于y=±Ds/2和y=±DL/2處。在x=0處，流體進入仿真血管，流速分布呈拋物面狀。血液在出口處假設為無應力條件。宏觀尺度下CVCW管的幾何模型示意圖和邊界分布條件如圖7所示。

圖7 血液在CVCW管全域中的流動模型

血液在錐管中的流動可視為沿管壁的自由流動及在管壁域多孔介質(zhì)中的內(nèi)流，其自由流動場用Navier-Stokes方程表達，需在紡織管壁域內(nèi)和血液流體域內(nèi)同時求解。將管壁假設為具有一定孔隙率和滲透率性的均質(zhì)介質(zhì)，流體流動滿足公式(2)所示的Brinkman物理方程[17]。

(2)

在多孔管壁介質(zhì)中，將管壁假設為具有一定孔隙率和滲透率性的均質(zhì)介質(zhì)。流體流動滿足以下Brinkman方程：

(3)

根據(jù)假設條件f)，以織物組織結(jié)構(gòu)的單胞模型計算所得等效平均孔隙率和滲透率作為宏觀模型管壁孔隙的物理特性輸入?yún)?shù)值。

3.4 數(shù)值仿真計算方法

該數(shù)值計算的目的是在細觀和宏觀域內(nèi)研究血液的流動模式。就宏觀域而言，即具有多孔結(jié)構(gòu)的錐形管，分析滲透率、孔隙率、錐管錐度變化對血液流動行為的影響；在細觀域內(nèi)，即管壁織物的單胞模型，分析織物組織對血液流動行為的影響。在這兩種情況下，分別計算流體的徑向速度分布和流動剪應力。采用有限元軟件Comsol求解在層流條件下血液在多孔區(qū)和流體區(qū)兩個局域中的流動行為。

3.4.1 細觀滲透性和孔隙率的仿真計算

利用管壁織物組織結(jié)構(gòu)具有周期性循環(huán)的特點，通過計算方法確定管壁上具有代表性的織物單胞的滲透系數(shù)，計算流程如圖8所示。

圖8 滲透系數(shù)的計算流程

在該單元域內(nèi)采用有限元方法迭代求解Stokes方程。為了與CVCW 管的滲透性測試條件保持一致，3種織物單胞的上表面的壓力設為 16 kPa，單胞下表面，即流體流出管壁表面時的壓力為標準大氣壓。對稱邊界條件施加在剩余的單元表面。仿真計算達到收斂時，從仿真結(jié)果中提取流體壓力和速度場，通過回代Darcy公式[19](4)，計算得到織物單胞模型的平均等效滲透率，即

(4)

式中：〈·〉表示平均值；k表示滲透系數(shù), m2；μ表示流體動態(tài)黏度, kg/m·s。

滲透系數(shù)與滲透率間的關(guān)系[18]如式(5)。

(5)

式中：K表示滲透率,mL/(cm2·min)，通過實驗測試獲得；ρ表示流體密度，kg/m3；g表示重力加速度，m/s2。

模擬研究將通過織物單胞模型初步仿真和預測3種CVCW管管壁的滲透系數(shù)。基于圖9(a)所示的CVCW管及其單胞組織，設纖維絲的橫截面為圓形，復紗中所有單絲并行排列，測量得緯向長絲的直徑為23 μm，每束復絲中含12根單絲，經(jīng)向單絲直徑為60 μm。

細觀尺度的變化對宏觀尺度有重要影響，為了能夠執(zhí)行可靠的宏尺度模擬，需準確地捕獲管壁細觀尺度的變化。細觀尺度下CVCW管壁的單胞結(jié)構(gòu)幾何模型如圖9(b)所示，采用自由四面體對管壁模型進行網(wǎng)格劃分，包含2個幾何域和11個邊界，細觀尺度的滲透率和孔隙率將用于宏觀尺度流動模擬的研究中。

圖9 CVCW管的多尺度結(jié)構(gòu)

3.4.2 宏觀尺度血液流動行為的仿真計算

由于CVCW管具有軸對稱性，將宏觀域內(nèi)CVCW管的仿真模型簡化為二維平面梯形結(jié)構(gòu)，采用自由三角形劃分網(wǎng)格，包含3個幾何域、6個邊界，CVCW管平面幾何結(jié)構(gòu)的有限元網(wǎng)格化模型如圖10所示。

圖10 宏觀域內(nèi)的簡化平面幾何模型及有限元網(wǎng)格化

4 結(jié)果與討論

4.1 滲透系數(shù)及滲透率表征

對CVCW管試樣組織單胞模型的滲透系數(shù)和孔隙率進行預測，計算流體的壓力和速度分布場，通過回代Darcy公式(4)計算其滲透系數(shù)，評估并對比制備的試樣與模擬試樣的滲透系數(shù)和孔隙率。

根據(jù)滲透系數(shù)與滲透率之間的關(guān)系，將實驗滲透率測試值代入公式(5)，可得3種CVCW管試樣管壁的滲透系數(shù)。以1/3破斜紋試樣為例(水在 25 ℃ 時的黏度為0.8949×10-3Pa·s，密度為1×103kg/m3)，計算過程如下：

同時，將應用模擬數(shù)值計算所得的流體壓力和速度場帶入Darcy公式，得到3種CVCW管管壁織物的等效滲透系數(shù)。表3說明，3種不同基礎組織的CVCW管的試驗滲透系數(shù)與仿真計算滲透系數(shù)的最大偏差為5.27%。

表3 CVCW 管壁滲透系數(shù)的實驗與仿真計算值對比

比較實驗和模擬計算所得滲透系數(shù)發(fā)現(xiàn)，二者變化趨勢一致，相對偏差小于6%。這一差異可歸因于單胞微結(jié)構(gòu)方面的微小差異。在模擬過程中發(fā)現(xiàn)，織物細觀結(jié)構(gòu)上的微小偏差對模擬結(jié)果非常敏感，僅開孔或長絲間孔隙主導等效滲透系數(shù)值。從表3中看出，滲透系數(shù)的仿真結(jié)果比實驗測試值大，說明復絲中單根長絲間易形成更多的空間供流體流過。其次，模擬復絲中各長絲的分布狀態(tài)與實際的分布狀態(tài)存在一定程的偏離，如圖9所示。一方面是在模擬中假設織物中各根復絲中的單絲為單層平鋪排列，實際樣品中單絲可能有局部的重疊；另一方面在仿真模擬中經(jīng)紗處于完全的伸直狀態(tài)，而實際樣品中經(jīng)紗可能存在微小的屈曲，這兩方面的原因引起滲透系數(shù)的仿真計算值高于實際測試值。

4.2 管壁組織結(jié)構(gòu)與流動模式

CVCW管管壁單胞結(jié)構(gòu)模型內(nèi)血液沿經(jīng)紗和緯紗方向的流動分布仿真結(jié)果分別如圖11所示。

圖11 管壁單胞模型內(nèi)血液流動的分布

其中，平面I、III、V截面表示流體的流動受紗線的阻塞，說明紗線具有較為明顯的流阻效應。平面II、IV代表相鄰紗線間的流阻減低面，說明相鄰紗線具有較低的流阻特征，即流體可直接流過管壁。因此，可將流體在相鄰紗線間的顯著流動定義為高滲透區(qū)，流體在該區(qū)域具有較低的流速，有利于細胞的粘附。相對而言，紗線間的局部流動速度相對較高時，血液有將細胞帶離管壁的趨勢。

為比較流體在3種CVCW管試樣中流動特征的差異，對流經(jīng)織物單胞時的平均流速和平均流動剪切率進行了計算。由表4可知，流體的平均流速隨織物組織結(jié)構(gòu)的變化而不同。從它們之間的流速差異可以推測，血液在2/2織物表面具有較低的平均流速，較高的流動剪切率，這有利于組織細胞在管壁的粘附，而在3/1斜紋表面具有較高的流速，流動剪切率較低，有增加血小板聚集和沉積的可能性。

表4 管壁組織結(jié)構(gòu)與流體的流動特征

4.3 孔隙率與流動模式

下面以2/2斜紋管壁組織為例，計算模擬參數(shù)包括：距離管壁入口45 mm處，相應的入口流速取圖5中在0.1 s時刻的速度，管壁的孔隙率分別為0.2、0.5 和0.8，從管壁全域進行宏觀模型仿真。這里，孔隙率采用了參數(shù)化仿真方法，目的在于顯著觀察孔隙率對流動模式的影響。計算所得管壁孔隙率變化對管內(nèi)流速和剪切速率分布的影響如圖12所示。

由圖12(a)可知，流體在多孔管壁管道中流速的徑向分布呈拋物線，且存在徑向速度梯度。此外，隨著孔隙率的變化，這一速度分布拋物面存在微小的變化，說明管壁孔隙率在較大范圍的變化不會對正常生理血流的速度產(chǎn)生明顯的擾動，孔隙率從 0.2 增加大0.5時最大流速僅降低了 0.61%。同樣，在管壁附近的流速也僅隨孔隙率增加呈現(xiàn)微小波動。一般來說，這種最大速度隨孔隙率增大而減小的行為表明流體有向多孔壁流動的趨勢，這是由于泄漏流動而引起的偏離泊肅葉流動。由圖12(b)管壁孔隙率變化對流體流動剪切速率的影響可知，流體的剪切速率變化幾乎不受管壁孔隙率的影響，且在管壁與流體界面處出現(xiàn)急劇下降和隨孔隙率變化出現(xiàn)微小波動，這一模擬結(jié)果與Valencia等[19]對平紋機織(厚度達0.491 mm，該節(jié)血管壁厚為 0.28 mm)和靜電紡圓直形人工血管的模擬結(jié)果一致。

圖12 流速和剪切速率的徑向分布隨管壁孔隙率的變化

4.4 滲透系數(shù)與流動模式

以錐度角為1.0°的CVCW管為例，針對不同織物組織的管壁對應的滲透系數(shù)，即3種CVCW管織物組織管壁的滲透系數(shù)分別為8.83×10-9、9.10×10-9和9.39×10-9，從管壁全域進行宏觀模型仿真，以的距離管壁入口45 mm處的截面(任意選取)為例，計算相應入口流速為0.1 s時的徑向流速。管壁的滲透率變化對管內(nèi)流速和剪切速率的分布的影響如圖13所示。

由圖13(a)CVCW管內(nèi)某橫截面位置(隨機選取)的流速分布曲線可知，流體在多孔管壁的自由管道的界面上的流速分布呈拋物線形，且存在徑向速度梯度。不同織物組織任一橫截面處的流速沒有顯著差異。但是，隨著滲透系數(shù)的增加，流體在血管內(nèi)的徑向流率減小，這種行為發(fā)生在沿管徑向任意兩種直徑的橫截面上。Farina等[20]從理論上建立了多孔壁梯形錐管內(nèi)流體壓力在徑向的變化，得到徑向中心壓力分布如式(6)所示。

p(z,t)=Pin(t)(1-z)2λ/3

(6)

β表示與錐度角有關(guān)的主要形狀因子(0.01～0.1)；Pin表示截面入口血流瞬時平均壓力。

管壁滲透性對壓力分布的影響幾乎可以忽略不計。Farina等[20]沒有明確研究結(jié)論依據(jù)的滲透性變化范圍。Kumar等[21]的研究結(jié)果也顯示，滲透性對梯形管內(nèi)血液流動速度沒有顯著影響。Valencia等[19]在研究平紋機織圓直管時發(fā)現(xiàn)，在孔隙率為 0.5 時，隨著滲透系數(shù)從1.0×10-7減小到1.14×10-9，流體的最大徑向分布速度快速增加。為此，本文對CVCW管的滲透系數(shù)這一管壁參數(shù)進行仿真研究，其結(jié)果如圖13(c)和圖13(d)所示。顯然，當滲透系數(shù)從1×10-5減小到1×10-10時，流體的最大流速和剪切速度分布都出現(xiàn)了顯著的變化。由 表3 可知，因制備CVCW管試樣的滲透系數(shù)變化很小，不足以引起管壁中血流流速的改變。

血管內(nèi)因血流的流動而對管壁產(chǎn)生一定的剪應力。對于牛頓流體而言，剪應力與剪切變形速率成正比，比例常數(shù)為黏度系數(shù)。由圖13(b)知，隨著管壁滲透率的增加，管壁的剪應力未發(fā)生明顯的變化，而當滲透系數(shù)出現(xiàn)較大的數(shù)量級變化時，管壁內(nèi)及流固界面的剪切速率發(fā)生了顯著跳躍。如前所述，剪切應力通常與細胞停滯點有關(guān)，并能誘導血小板在管壁的沉積。對于血液在CVCW管內(nèi)的流動，通常采用線性剪應力曲線來表征泊肅葉流動。對于本文所討論的CVCW管而言，由于滲透系數(shù)變化范圍小，且均在10-9數(shù)量級，不會對剪切速率造成顯著影響。

4.5 錐度與流動模式

CVCW管的錐度角對管壁內(nèi)血液流動行為的影響如圖14所示。由圖14可知，隨著錐管大小端直徑變化率的增加，其最大流速逐漸增加，且增加幅度隨錐度同步增大，該模擬結(jié)果與已有研究保持一致[20-21]。同時，沿流動方向，在同一錐管內(nèi)徑向不同橫截面的速度分布向軸中心集中，說明CVCW管的錐度對流速具有一定的增強效應。

圖14 血液在不同錐度的CVCW管內(nèi)的流速分布

圖15(a)給出了距離大端45 mm處流速的徑向分布，可知流速分布呈拋物線狀，流體在梯形錐管中心處的流速最大，且最大速度隨錐度角呈現(xiàn)顯著變化；圖15(b)顯示，CVCW管內(nèi)的剪切速率從中心向管壁端逐漸增加，且隨錐度角的增大而有較大的增幅。這些結(jié)果說明流體流動的錐度效應在不同滲透性及孔隙率的管道中均存在。

圖15 不同錐度CVCW管內(nèi)血液流動速度和剪切速率的徑向分布

5 結(jié) 論

本文通過仿真模擬對錐形管壁結(jié)構(gòu)縱向的血液流動行為進行評價，量化分析了織物組織結(jié)構(gòu)和錐度角這兩個基本紡織結(jié)構(gòu)參數(shù)對局部血液流動行為的影響，可得如下結(jié)論：

a)9種規(guī)格的CVCW試樣各部位的管壁厚度、克重、孔隙率和孔徑及其滲透率的測試偏差小于10%，說明CVCW管管壁結(jié)構(gòu)較為均勻，其制備工藝具有一定的可行性和可靠性。

b)3種不同基礎組織的CVCW管的試驗滲透系數(shù)與仿真計算滲透系數(shù)的最大偏差為5.27%，說明本文數(shù)值模擬結(jié)果具有較高的準確性。

c)CVCW管血液流動行為建模與仿真結(jié)果表明，紡織血管的織物類型、孔隙率和滲透性會影響流體局部的流動行為。隨著CVCW管滲透率和孔隙率的增加，其軸向的平均流速和剪應力幾乎沒有變化，說明較大范圍內(nèi)人工血管管壁的滲透率和孔隙率不會對流體在軸向管內(nèi)的流速和剪應力產(chǎn)生顯著影響。

綜上，人工血管的織物結(jié)構(gòu)對其植入人體后的流動行為有重要影響，在今后的設計中必須給予足夠的重視。