|
一种血管支架仿真建模与支架内计算流体动力学模拟分析的新方法# 吴瑕1，陈冉2* 基金项目：高等学校博士学科点专项科研基金新教师类资助课题（20110101120136） 作者简介：吴瑕（1981-），男，主治医师，肿瘤与血管疾病影像诊断及介入治疗. E-mail: wuxa_0@126.com （1. 浙江大学医学院附属邵逸夫医院放射科，杭州，邮编：310016； 5 2. 浙江大学医学院附属邵逸夫医院超声科，杭州，邮编：310016） 摘要：目的：建立一种血管支架仿真建模与支架内计算流体动力学模拟分析的新方法。方法：应用实体建模软件Pro/engineer wildfire3.0建立血管内支架仿真三维模型，支架内径为10mm，长度为16mm，厚度为0.5mm，由4个纵向长度为4mm的支架环组成，每个支架环10 包括6个“V”型结构单元，两两相对形成菱形网格。将支架模型导入计算流体力学分析软件Ansys11.0-CFX进行边界条件的设定后进行计算流体动力学仿真模拟分析。结果：建立菱形网格结构支架仿真三维模型，计算流体动力学分析可见血流低流速涡流区（蓝绿色区域）均位于支架杆侧面，低剪切力区（深蓝色区域，剪切力范围0～0.56Pa）占整个模型表面的比例为8.21％。结论：应用实体建模软件Pro/engineer wildfire3.0和计算流体力学分析15 软件Ansys11.0-CFX可以建立一种可行的血管支架仿真建模与支架内计算流体动力学模拟分析的新方法。 关键词：医学影像学；支架；仿真模拟；计算流体动力学 中图分类号：R816.2 20 A Novel Method of Simulation Modeling of Stent and Intra-stent Computational Fluid Dynamics Simulation Analysis WU Xia1, CHEN Ran2 (1. Radiology department , Sir Run Run Shaw Hospital, Zhejiang University College of 25 Medicine,Hangzhou,Post code:310016; 2. Department of Diagnostic Ultrasound and Echocardiography, Sir Run Run Shaw Hospital, Zhejiang University College of Medicine,Hangzhou,Post code:310016) Abstract: Objective: Establish a novel method of simulation modeling of stent and intra-stent computational fluid dynamics simulation analysis. Method: Stent simulation model is designed by 30 Pro/engineer wildfire3.0,the diameter of stent is 10mm, length is 16mm,thickness is 0.5mm.The model include four stent ring which length is 4mm.Every stent ring contain six V-style unit. Fluid models are built up by importing these stent models into computational fluid dynamics software ansys11.0-CFX, then CFD analysis is proceed to study the effect of stent structure on hemodynamics. Result: Stent stimulation model with diamond style mesh is built. According to 35 the analysis of computational fluid dynamics, the low velocity and eddy areas(blue-green area) locate in the both flanks of stent structure, the percentage of low wall shear stress on the surface of models(deep blue area, wall shear stress range from 0 to 0.56 Pa) is 8.21％. Conclusion: A feasible new method of simulation modeling of stent and intra-stent computational fluid dynamics simulation analysis can be established by using Pro/engineer wildfire3.0 and ansys11.0-CFX. 40 Key words: Radiology; Stent; Analogue simulation; Computational fluid dynamics 0 引言 45 随着介入技术在血管疾患治疗领域的广泛应用，越来越多种类的血管内支架被应用于临床工作当中。已有研究表明[1-2]，血管病变的内支架置入术后，虽然可以使狭窄段血管恢复到与邻近血管段近似一致的几何学形态和管径，或使血管恢复其生理结构完整性，改善局部的血流状态，但由于支架杆结构的存在，血管内支架置入的同时也可以引起一系列特有的置入段血流动力学改变。支架置入能够改变支架附近的血流动力学环境，特别是血管壁面低剪50 切力区和低流速涡流区域的形成能够诱发血栓形成、影响内膜修复及促进急性炎症反应形成，促进支架内再狭窄的产生。因此在保证支架物理特性能够满足临床需要的基础上，要尽可能的减少由于支架置入所引起的血流动力学紊乱。Frank A.O等[2]的研究认为计算流体动力学软件分析能够准确有效的模拟支架内血流情况，对分析支架内血流动力学变化有重要的指导意义。本研究旨在应用实体建模软件Pro/engineer wildfire3.0和计算流体力学分析55 软件Ansys11.0-CFX建立一种血管支架仿真建模与支架内计算流体动力学模拟分析的新方法，以期对支架的优化设计和流体力学仿真分析有所帮助。 1 材料与方法 1.1 建立支架模型 应用实体建模软件Pro/engineer wildfire3.0(美国PTC公司)建立血管支架模型，其60 中支架内径为10mm，长度为16mm，支架厚度为0.5mm，由4个长度为4mm的支架环组成，，每个支架环包括6个“V”型结构单元，每“V”型结构相互间夹角为60°，两两相对形成菱形网格。 所有支架杆经倒角处理。而后装配入相应管径的血管模型中，输出数据文件。 1.2 流体力学模型的建立 将装配好的支架模型数据文件导入计算流体力学分析软件Ansys11.0-CFX（美国ANSYS65 公司）进行边界条件的设定。根据Choi HW等人的研究[3],血液为不可压缩的牛顿流体，血液密度为1060kg·m-3,运动黏性系数为u=3.5x10-3kg·m-1·s-1。根据文献[4]，支架流入方向入口条件设置为假设血流速度按正弦规律变化，其最大值取人体相应管径动脉血流速度的平均值V=0.8m·s-1，取人正常状态下心动频率为1Hz，人体动脉的平均雷诺数为Re=2VR/u=500。支架流出道的出口边界条件设定为流动已经稳定，出口压力为零[3]。支架管壁壁面条件设定70 为满足无滑移条件（no slip），根据文献[4],血管壁的径向速度很小，对流场分布基本无影响，故设定壁面的径向速度为零。 1.3 计算流体力学分析 应用Ansys11.0-CFX进行计算流体力学分析，导出结果文件，应用CFX的后处理模块对结果文件进行分析。 75 2 实验结果 按照前述支架模型参数，建立菱形网格的血管支架仿真三维模型（图1）。在上述边界条件下，支架模型置入后血液对血管壁的剪切力分布如图2所示，支架模型中无支架覆盖部位的剪切力为1～5Pa(1 Pa = 10 dyne·cm-2)。支架模型的管壁上低剪切力区域（深蓝色，剪切力范围0～0.56Pa）占8.21%，中等剪切力区域（黄绿色，剪切力范围0.56～3.33 Pa）80 占87.66%，高剪切力区域（红色，剪切力范围3.33～5.00Pa）占4.99%。图3为支架模型内横截面上的流速矢量图，血流速度变化范围为0m/s（蓝色）到0.8m/s（红色），可见血流低流速涡流区（蓝绿色区域）均位于支架杆侧面。 图1 Pro/engineer wildfire3.0构建的支架模型 85 Figure.1 Stent model built using Pro/engineer wildfire3.0 图2 支架模型置入后血管壁面低剪切力区分布情况,图中深蓝色为低剪切力区, 占整个模型表面的比例分别为：8.21%。 90 Figure.2 The distributed situation of low wall shear stress on stent wall, the percentage of low wall shear stress on the surface of models(deep blue area) is 8.21％. 图3 支架模型置入后血管速度矢量图，可见血流低流速涡流区（蓝绿色区域）均位于支架杆侧面。 Figure.3 The velocity vector of intra-stent, the low velocity and eddy areas(blue-green area) 95 locate in the both flanks of stent structure 3 讨论 血管内支架植入后引起的血流动力学变化对于支架构型设计具有重要意义。血管内支架一般为镍钛合金或不锈钢金属丝编织而成，具有其特有的立体结构，近年来很多研究提出100 了载药膜支架和载活化分子支架，以期通过阻止支架内血栓形成和促支架内快速内皮化来降低支架内再狭窄几率，但血管内金属支架作为一种永久留置于体内的“异物”，当其药膜释放殆尽之后，长期直接与血管壁和血液接触的仍旧是裸露的支架杆，故提高支架远期开通率，降低由于支架内血栓形成和内膜增生引起的再狭窄，除了改善支架的生物学相容性外，还必须对支架置入后引起的流体动力学变化给予足够的重视。 105 支架置入后血流动力学环境的改变对于支架内再狭窄形成具有重要意义，其中低剪切力区的形成是导致血栓形成、急性炎症反应及延缓内膜修复的重要因素。支架置入后，由于支架杆伸入血流内，导致局部的血浆(边界)层和血细胞趋轴性等血液流动特性发生改变,甚至消失，其结果是血细胞不再集聚于轴流中,而是贴近血管壁流动,因为支架置入不可避免的会导致血管内皮损伤，这样就会使血细胞并不断地与已损伤的血管内皮层摩擦和碰撞,从而可110 促进血小板血凝活性增加和血小板于血管内皮下层的粘附和聚集，增加血栓形成的几率[5-6]。低切应力/切变率的血流淤滞区和涡流区，长时间留滞于局部且浓度较高的血小板,很易被诱导与血管内皮下组织中的Ⅵ型胶原蛋白、纤维连接蛋白(fibronectin)、层粘连蛋白(laminin)发生粘附;在高切应力/切变率的狭窄段和连接段,血小板则易被诱导与血管内皮下组织中的Ⅰ型和Ⅲ型胶原蛋白、纤维蛋白原和纤维蛋白等发生粘附，进而形成血栓[7-8]。还有研究表115 明[9-10]，白介素-8（IL-8）表达与剪切力大小呈时间依赖性。在5dyne·cm-2以下的低剪切力作用下，IL-8表达量随时间明显增高，并证明剪切力能诱导内皮细胞的IL-8基因表达。IL-8能激活中性粒细胞，调节中性粒细胞与内皮细胞的粘附，再加上其他因素的共同作用，便形成了急性炎症反应时的病理生理学变化，而急性炎症反应正是引起支架内再狭窄的因素之 一。剪切力的异常还能减少内皮细胞的血管内皮保护因子和抗血小板因子的分泌和释放，从120 而不能有效的抑制血栓形成。另外，血流动力学紊乱形成的涡流和湍流可使血管内皮细胞失去沿定向的剪切力排列和迁移的倾向，延缓内皮细胞的再生修复。 本次实验中所建立的支架模型流体力学分析中无支架覆盖部位的剪切力为1～5Pa，人体正常生理状态下动脉系统的剪切力范围为10～70 dyne·cm-2，本试验结果在该范围内。许多研究已经证明[11-12]，当血管内支架置入时，支架上的支架杆突出于血管内的血流中，会125 引起局部血液流动方式的改变。可使局部的流动血液层流状态破散，形成无规则的非定常流动，甚至湍流，也可形成支架杆近心端和远心端的血流淤滞区和支架杆远心端的涡流，以及相应的剪切力异常改变，其程度于支架杆的粗细、支架剖面积的大小和雷诺数有关。本次支架仿真模型内的低剪切力区域和低流速涡流区基本集中位于支架杆两侧，这与前述研究结果基本相符。本实验仍存在一定缺陷，需活体动物实验进一步进行验证。 130 4 结论 综上所述，应用实体建模软件Pro/engineer wildfire3.0和计算流体力学分析软件Ansys11.0-CFX可以建立一种可行的血管支架仿真建模与支架内计算流体动力学模拟分析的新方法，可对支架设计优选及计算流体力学分析提供一定帮助。 135 [参考文献] (References) [1] James E, Moore JR, Joel LB. Fluid and solid mechanical implications of vascular stenting. Annals of Biomedical Engineering[J].2002,30(4)∶498-508. [2] Andreas O Frank,Peter W Walsh and James E Moore Jr.Computational fluid dynamics and stent design.Artifical Organs[J].2002,26(7):614-622. 140 [3] Choi HW,Barakat AI.Numerical study of the impact of non-Newtonian blood behavior on flow over a two-dimensional backward facing step.Biorheology[J].2005,42(6):493-509. [4] Qiao AK, Liu YJ. Endovascular stent for thoracic aneurysm: numerical study [J]. Biorheology, 2005,42(1,2): 137-138. [5] Morlacchi S, Keller B, Arcangeli P,et al.Hemodynamics and in-stent restenosis: micro-CT images, histology, 145 and computer simulations[J].Ann Biomed Eng.2011,39(10):2615-26. [6] Tahir H, Hoekstra AG, Lorenz E,et al.Multi-scale simulations of the dynamics of in-stent restenosis: impact of stent deployment and design[J].Interface Focus. 2011,6(1):365-73. [7] García J, Crespo A, Goicolea J, et al.Study of the evolution of the shear stress on the restenosis after coronary angioplasty[J].J Biomech. 2006,39(5):799-805. 150 [8] Murphy J, Boyle F.Assessment of the effects of increasing levels of physiological realism in the computational fluid dynamics analyses of implanted coronary stents[J].Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc. 2008;2008:5906-9. [9] Papafaklis MI, Bourantas CV, Theodorakis PE,et al.Relationship of shear stress with in-stent restenosis: bare metal stenting and the effect of brachytherapy[J].Int J Cardiol. 2009,1;134(1):25-32. [10] Murphy J,Boyle F.Predicting neointimal hyperplasia in stented arteries using time-dependant computational 155 fluid dynamics: a review[J].Comput Biol Med. 2010,40(4):408-18. [11] Pant S, Bressloff NW, Forrester AI,et al.The influence of strut-connectors in stented vessels: a comparison of pulsatile flow through five coronary stents[J].Ann Biomed Eng. 2010,38(5):1893-907. [12] Lewis G.Materials, fluid dynamics, and solid mechanics aspects of coronary artery stents: a state-of-the-art review.J Biomed Mater Res B Appl Biomater.2008,86(2):569-90. 160 学术论文网Tag：代写硕士论文 代写论文 代写MBA论文 代写博士论文 |
