主動(dòng)脈分支支架的血流動(dòng)力學(xué)分析

洪 磊 王曉天 馮海全 胡何節(jié)

中國(guó)科學(xué)技術(shù)大學(xué)第一附屬醫(yī)院血管外科，安徽 合肥 230001

近年來，Stanford B型主動(dòng)脈夾層的發(fā)病率逐年升高，且病死率較高。主動(dòng)脈弓上有供應(yīng)腦部、上肢等重要器官血供的動(dòng)脈分支。對(duì)于錨定區(qū)不足的主動(dòng)脈夾層患者，為了獲得足夠錨定區(qū)，將覆膜支架前移可能導(dǎo)致主動(dòng)脈弓部分支（無名動(dòng)脈、左頸總動(dòng)脈、左鎖骨下動(dòng)脈）被封堵，而直接封堵分支動(dòng)脈又會(huì)造成腦部及上肢供血不足。植入分支支架能保證分支血管血供，但行分支支架植入術(shù)后，隨著時(shí)間的推移，分支支架內(nèi)再狹窄和內(nèi)漏的發(fā)生率較高。因此，本研究通過計(jì)算機(jī)模擬構(gòu)建胸主動(dòng)脈主體支架和左鎖骨下動(dòng)脈分支支架，探究分支血管流場(chǎng)變化情況。近年來，借助模擬計(jì)算機(jī)流體動(dòng)力學(xué)（computational fluid dynamics，CFD）獲得血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)具體分布情況的方法被廣泛應(yīng)用于評(píng)估臨床治療復(fù)雜的主動(dòng)脈夾層病變效果，其安全性和有效性得到了驗(yàn)證，并獲得多數(shù)學(xué)者和醫(yī)師的認(rèn)可[1-2]。通過CFD模擬獲得主動(dòng)脈夾層病變患者的功能學(xué)信息，成為個(gè)性化診斷和治療的趨勢(shì)[3]，但關(guān)于分支支架內(nèi)的血液流動(dòng)特性，目前鮮有報(bào)道。本研究模擬主動(dòng)脈分支支架的血流動(dòng)力學(xué)數(shù)據(jù)，提供臨床上亟待尋找的分支支架的血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)，探討分支支架植入術(shù)后再狹窄的發(fā)生原因，現(xiàn)報(bào)道如下。

1 試驗(yàn)與方法

1.1 數(shù)據(jù)處理

影像數(shù)據(jù)來源于中國(guó)科學(xué)技術(shù)大學(xué)第一附屬醫(yī)院2020年12月收治的1例Stanford B型主動(dòng)脈夾層患者，男性，69歲，將計(jì)算機(jī)斷層掃描血管造影（computed tomography angiography，CTA）原始數(shù)據(jù)另存為DICOM格式。掃描參數(shù)：層厚1.30 mm，層間距1.25 mm，掃描電壓100 kV，X線管電流250 mA。

1.2 模型重建

在計(jì)算流體力學(xué)中，前期三維模型合理重建對(duì)計(jì)算結(jié)果具有重要意義。將患者CTA增強(qiáng)影像DICOM標(biāo)準(zhǔn)格式的斷層數(shù)據(jù)導(dǎo)入Mimics 20.0醫(yī)學(xué)圖像處理軟件中，采用自動(dòng)化閾值分割算法，閾值為226 HU，這一閾值能夠清晰地分辨出血管及其周圍組織[4-5]，并通過手動(dòng)調(diào)整、蒙版編輯（將血管周圍組織剔除）和區(qū)域增長(zhǎng)對(duì)血管區(qū)域進(jìn)行圖像分割，建立三維模型。在三維視角中，利用區(qū)域增長(zhǎng)功能將主動(dòng)脈周圍骨頭等組織盡可能剔除，進(jìn)一步提取發(fā)生病變的主動(dòng)脈夾層三維重建模型。測(cè)量顯示夾層破口距左鎖骨下動(dòng)脈開口遠(yuǎn)心端15 mm。為了模擬不同分支支架截面類型，需要在2D俯視圖中再次利用區(qū)域增長(zhǎng)工具手動(dòng)設(shè)置不同深度分支支架模型。之后將三維重建模型在Mimics 20.0醫(yī)學(xué)圖像處理軟件保存為STL格式，并導(dǎo)入Geomagic Studio 12.0逆向工程軟件中，進(jìn)一步行光順性處理，精確曲面，生成NURBS曲面片分布，最后擬合曲面片，以IGES格式導(dǎo)出，見圖1。

當(dāng)主動(dòng)脈夾層錨定區(qū)不足15 mm時(shí)，將覆膜支架前移封堵左鎖骨下動(dòng)脈，再植入左鎖骨下動(dòng)脈分支支架，將左鎖骨下動(dòng)脈分支支架突入主干支架內(nèi)不同的深度（0、3、6、10 mm）（圖2），同時(shí)設(shè)置未植入分支支架的模型作為對(duì)照，比較植入不同深度的分支支架對(duì)分支血管血流動(dòng)力學(xué)的影響。

圖1 主動(dòng)脈夾層個(gè)性化模型

圖2 分支支架植入不同深度

1.3 計(jì)算方法

采用ANSYS Fluent 15.0模塊進(jìn)行求解分析，根據(jù)已有資料設(shè)定血液為不可壓縮的牛頓流體，正常層流，血液密度為ρ＝1060 kg/m3，血液運(yùn)動(dòng)黏度系數(shù)μ＝0.0035 kg/（m·s）[6]。入口條件：血流速度取人體主動(dòng)脈血流速度的平均值0.8 m/s。流域部分出口條件：設(shè)定所有出口的流動(dòng)已經(jīng)穩(wěn)定，出口條件設(shè)立為零牽引力，即相對(duì)壓力為0 Pa條件。流域的整體內(nèi)環(huán)境按照血管正常的內(nèi)壓設(shè)為800 Pa。為方便計(jì)算機(jī)數(shù)據(jù)模擬，設(shè)定管壁滿足無滑移條件。選用SIMPLEC算法進(jìn)行壓力-速度耦合計(jì)算，梯度、壓力和動(dòng)量分別選用基于最小二乘單元、標(biāo)準(zhǔn)和二階迎風(fēng)格式的離散格式，并且將殘差設(shè)置為10-4，計(jì)算前對(duì)計(jì)算模型入口進(jìn)行初始化。在胸主動(dòng)脈中，血液的流動(dòng)應(yīng)該遵守質(zhì)量守恒的連續(xù)性方程和動(dòng)量守恒的Navier-Stokes方程。

2 結(jié)果

2.1 冠狀剖面速度矢量圖

對(duì)照模型分支血管近心端一側(cè)形成了無序低速渦流區(qū)域，分析是由于血液是在離心力和橫向壓力階差的作用下產(chǎn)生的。然而，在相對(duì)的另一側(cè)，血流速度明顯大于低速渦流區(qū)域，且與主干流速相近，方向沿著分支血管壁（圖3對(duì)照）。隨著支架置入深度的增加，模型3A中的分布規(guī)律與對(duì)照組相近，模型3B分支中的血流強(qiáng)度明顯較對(duì)照模型和模型3A有所減弱，渦流區(qū)域有所增大。模型3C、3D隨著植入深度的增加，分支供血量相較于對(duì)照模型、模型3A和模型3B明顯降低，在分支的中心出現(xiàn)渦流區(qū)域，分析主要是由于分支覆膜支架改變了血流方向所致，并且在分支入口處也產(chǎn)生不同強(qiáng)度的速度渦流區(qū)域。

圖3 主動(dòng)脈分支血管冠狀剖面的速度矢量圖

2.2 矢狀剖面速度矢量圖

從矢狀剖面看，模型4A的整體分布趨勢(shì)與對(duì)照模型一致，血流強(qiáng)度有所減弱，分析是由于覆膜支架對(duì)分支血管血流產(chǎn)生的摩擦力所致。整體上，分支血流強(qiáng)度隨著分支支架植入的深度而逐漸減弱，但在分支血管內(nèi)部管腔中仍然有兩個(gè)對(duì)稱的渦流區(qū)，最終血流方向均保持向上流動(dòng)的趨勢(shì)（圖4）。

圖4 主動(dòng)脈分支血管矢狀剖面的速度矢量圖

2.3 橫斷剖面速度矢量圖

從主動(dòng)脈分支血管血流入口處橫斷面的速度矢量圖看，模型5A與對(duì)照模型并無明顯區(qū)別，血流方向從近心端低速區(qū)向遠(yuǎn)心端高速區(qū)運(yùn)動(dòng)（即圖中從左至右）。但隨著植入支架深入模型5B、5C、5D的血流強(qiáng)度大幅度減弱，并且整體表現(xiàn)出兩個(gè)對(duì)稱的、從遠(yuǎn)心端向近心端逆向回流的渦流區(qū)域（圖5）。

2.4 分支血管壁面剪切力分布

在分支支架植入前，血液對(duì)分支血管壁面的剪切力多為1～5 Pa（圖6對(duì)照）。在遠(yuǎn)心端一側(cè)相對(duì)于近心端的壁面剪切力明顯偏高。分析其原因可能是由于遠(yuǎn)心端一側(cè)改變了血液的流動(dòng)方向，增加了與血管壁面的摩擦力，使該側(cè)壁面所受的沖擊力較大所致。由于人在正常生理狀態(tài)下，動(dòng)脈系統(tǒng)的剪切力為1～7 Pa，試驗(yàn)結(jié)果在此范圍之中，一定程度上證明了本研究結(jié)果的合理性。

模型6A在血流出口處（即未被分支支架覆蓋區(qū)域）又呈現(xiàn)出與對(duì)照模型相一致的壁面剪切力分布規(guī)律。因此，模型6A的流體動(dòng)力學(xué)結(jié)果相對(duì)更為理想。但又考慮到分支支架在血液的沖刷下會(huì)發(fā)生一定的位移從而使術(shù)后發(fā)生內(nèi)漏，不得不考慮將支架植入一定深度。模型6B支架覆蓋外區(qū)域的低壁面剪應(yīng)力區(qū)域面積相較于模型6A有所增大，而模型6C和6D支架覆蓋外區(qū)域呈現(xiàn)出大面積的低壁面剪應(yīng)力區(qū)域。分析其原因主要是在低流速渦流區(qū)內(nèi)易形成血流瘀滯區(qū)，從而呈現(xiàn)出大面積的低壁面剪切力區(qū)域。而大面積的低剪切力區(qū)域使血小板滯留于該區(qū)域，易被誘導(dǎo)從而與血管內(nèi)皮下組織中的Ⅵ型膠原蛋白、纖維連接蛋白及層粘連蛋白發(fā)生黏附，使內(nèi)膜異常增生，動(dòng)脈粥樣硬化的發(fā)生風(fēng)險(xiǎn)進(jìn)一步加大。

圖6 不同模型中分支血管壁面剪切力分布圖

3 討論

Etheredge等[7]首先報(bào)道了胸腹主動(dòng)脈瘤的開放手術(shù)治療方法，開放手術(shù)成為治療胸腹主動(dòng)脈瘤的金標(biāo)準(zhǔn)。然而，傳統(tǒng)手術(shù)易導(dǎo)致的腎功能衰竭、截癱等術(shù)后并發(fā)癥發(fā)生，且發(fā)生率較高。主動(dòng)脈腔內(nèi)隔絕術(shù)是針對(duì)主動(dòng)脈夾層、胸腹主動(dòng)脈瘤的一種微創(chuàng)治療方法，能夠降低術(shù)后并發(fā)癥的發(fā)生率[8]。然而，對(duì)累及重要分支血管的主動(dòng)脈病變，傳統(tǒng)的主動(dòng)脈腔內(nèi)修復(fù)術(shù)會(huì)導(dǎo)致重要臟器缺血，因此應(yīng)用受限。隨著分支支架/開窗技術(shù)的發(fā)展，全腔內(nèi)修復(fù)術(shù)適應(yīng)證有所增加。20世紀(jì)90年代后期，開窗支架首先被應(yīng)用于累及腎動(dòng)脈的腹主動(dòng)脈瘤，目的在于維持腎動(dòng)脈通暢。后期越來越多的保留分支血管的技術(shù)在臨床上得到應(yīng)用，包括雜交去分支技術(shù)、平行支架技術(shù)和開窗/分支支架技術(shù)。平行支架技術(shù)（“煙囪”“潛望鏡”“八爪魚”“三明治”）不需要特殊制備的支架，操作相對(duì)簡(jiǎn)單，但遠(yuǎn)期Ⅰ型內(nèi)漏和分支支架再狹窄的發(fā)生率較高。Pitoulias等[9]發(fā)現(xiàn)，隨訪2年，煙囪支架分支支架的再狹窄率為7.8%。相對(duì)于平行支架技術(shù)，支架開窗/分支支架技術(shù)的遠(yuǎn)期通暢率高，內(nèi)漏發(fā)生率低，在臨床上得到廣泛應(yīng)用。支架開窗技術(shù)包括原位開窗和預(yù)開窗。原位開窗是指先將主體支架釋放到位，利用導(dǎo)管導(dǎo)絲通過無名動(dòng)脈、鎖骨下動(dòng)脈或頸動(dòng)脈穿刺主體支架覆膜，建立通路后植入分支支架。2004年，McWilliams等[10]報(bào)道了利用原位開窗技術(shù)治療1例胸主動(dòng)脈瘤累及鎖骨下動(dòng)脈的患者。原位開窗技術(shù)常用的開窗方式包括激光、射頻、RUPS100穿刺針和Fu-Through原位穿刺系統(tǒng)。其中，激光和射頻在開窗過程中因覆膜碎屑脫落可能導(dǎo)致遠(yuǎn)端動(dòng)脈栓塞。針刺破膜開窗技術(shù)在破膜時(shí)可能損傷大血管，從而導(dǎo)致大出血。另外，部分弓上分支動(dòng)脈與主動(dòng)脈弓角度過小引起穿刺方向偏移，無法有效傳遞機(jī)械力，容易導(dǎo)致穿刺失敗。體外預(yù)開窗技術(shù)利用患者術(shù)前計(jì)算機(jī)斷層掃描影像資料，通過計(jì)算機(jī)重建，計(jì)算分支血管開口位置。在體外，將主動(dòng)脈覆膜支架釋放后，根據(jù)測(cè)量數(shù)據(jù)預(yù)先在主動(dòng)脈覆膜支架上開窗，或利用3D打印技術(shù)通過計(jì)算機(jī)斷層掃描數(shù)據(jù)構(gòu)建患者主動(dòng)脈模具，將主動(dòng)脈覆膜支架套入模具中進(jìn)行預(yù)開窗。隨著計(jì)算機(jī)模擬結(jié)果的越來越精確和開窗技術(shù)的改進(jìn)，體外預(yù)開窗手術(shù)的成功率越來越高。研究發(fā)現(xiàn)，預(yù)開窗分支支架的1年通暢率達(dá)95.2%，內(nèi)漏發(fā)生率為11.3%[11]。各種支架材料、器械和手術(shù)方式的不斷改進(jìn)使主動(dòng)脈腔內(nèi)隔絕術(shù)成為胸腹主動(dòng)脈疾病治療的首選。然而，分支支架通暢率和內(nèi)漏仍是制約開窗支架技術(shù)發(fā)展的兩個(gè)主要因素。

已有研究對(duì)于主體支架內(nèi)血流動(dòng)力學(xué)的變化情況進(jìn)行探討，但很少有研究涉及分支血管支架內(nèi)的血流動(dòng)力學(xué)改變[12]。本研究基于患者的 CTA數(shù)據(jù)分別模擬植入不同深度分支支架對(duì)支架內(nèi)血流動(dòng)力學(xué)的影響。通過CFD模擬獲得分支支架截面血液流速、血流狀態(tài)、壁面壓力和壁面剪應(yīng)力等血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)，對(duì)分支支架內(nèi)血流動(dòng)力學(xué)進(jìn)行功能學(xué)評(píng)估，以便更好地了解分支支架植入后支架內(nèi)血流動(dòng)力學(xué)變化情況。從冠狀剖面分析，鎖骨下動(dòng)脈近心端形成無序低速渦流區(qū)域，流速減慢，而遠(yuǎn)心端一側(cè)血流速度明顯加快，血流呈現(xiàn)出與主干血管相似的層流。隨著分支支架植入深度的增加，遠(yuǎn)心端和近心端分支支架渦流區(qū)域均增加，血液流速減弱。從矢狀剖面分析，分支血流強(qiáng)度隨著分支支架植入深度逐漸減弱，同時(shí)渦流區(qū)域增加。橫斷面血流分析結(jié)果顯示，隨著分支支架植入深度的增加，血流愈發(fā)紊亂。本研究對(duì)分支支架管壁剪切力的變化進(jìn)行分析，結(jié)果顯示，隨著分支支架植入深度的增加，管壁低剪切力區(qū)域增加，且累及支架遠(yuǎn)端。在植入分支支架后，在分支支架覆蓋的區(qū)域均呈現(xiàn)出大面積的低壁面剪切力，如圖6所示，分析主要是由于覆膜的存在削弱了對(duì)壁面的直接作用力。研究表明，內(nèi)膜增生程度與剪切力呈負(fù)相關(guān)，低壁面剪切力區(qū)域的內(nèi)膜增生厚度明顯高于高壁面剪切力區(qū)域。究其原因，血管低壁面剪切力區(qū)域的形成破壞了正常血液流動(dòng)的層流狀態(tài)，促進(jìn)炎性細(xì)胞遷移至局部血管內(nèi)皮下層，從而使血小板活性增強(qiáng)，并在血管內(nèi)皮下層發(fā)生黏附和聚集[12-13]。低剪切力加速脂質(zhì)顆粒和炎性分子在血管內(nèi)膜沉積，促進(jìn)血管平滑肌細(xì)胞增殖以及膠原蛋白和彈力蛋白合成，使血管內(nèi)膜增生，管腔狹窄，管壁增厚[14-15]。形態(tài)學(xué)分析結(jié)果顯示，在支架剪切力最低的區(qū)域，內(nèi)膜增生最為顯著。低速血流形成的渦流區(qū)域引起內(nèi)皮細(xì)胞功能受損，局部亦容易形成血栓。本研究結(jié)果提示，分支支架置入主體支架內(nèi)越深，分支支架內(nèi)血流速度越緩慢，剪切力越低，支架內(nèi)再狹窄或血栓形成的概率越大。另一方面，若分支支架伸入主體支架過短，則會(huì)增加發(fā)生內(nèi)漏和支架移位的概率。

基于以上研究結(jié)果，理想的分支支架既能避免其伸入主體支架，又能保證其與主體支架之間連接緊密，避免內(nèi)漏發(fā)生，而一體式分支支架能很好地解決這兩方面的矛盾。根據(jù)患者主動(dòng)脈及分支動(dòng)脈解剖特點(diǎn)定制一體式支架是一個(gè)較為理想的選擇，但定制周期較長(zhǎng)，價(jià)格昂貴，限制了其在臨床上的使用。目前，分支型一體式支架既能避免分支支架植入主體支架內(nèi)，同時(shí)分支支架與主體支架間無縫連接又能減少內(nèi)漏的發(fā)生。分支型一體式支架提供了不同的主體支架及分支支架直徑規(guī)格，可選擇的范圍較大，已廣泛應(yīng)用于弓部三分支受累的主動(dòng)脈夾層的治療。一項(xiàng)多中心、單臂、前瞻性的臨床試驗(yàn)結(jié)果亦顯示，對(duì)患者平均隨訪48～72個(gè)月，分支型一體式支架的通暢率達(dá)93%，內(nèi)漏的發(fā)生率為5%[16]。因此，認(rèn)為分支型一體式支架是未來分支支架技術(shù)發(fā)展的主流方向。

綜上所述，對(duì)于復(fù)雜多變的主動(dòng)脈夾層，分支支架植入主體支架內(nèi)的深度不同，血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)不同。其中，分支支架植入主體支架內(nèi)越深，血流動(dòng)力學(xué)改變?cè)矫黠@。通過逆向建模技術(shù)和CFD模擬可以得到具有時(shí)效性的主動(dòng)脈夾層分支支架內(nèi)血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)，為進(jìn)一步對(duì)病例的數(shù)值分析和治療方案的制定提供有效的評(píng)估依據(jù)。