模擬主動(dòng)脈瓣狹窄血流動(dòng)力學(xué)研究進(jìn)展

王 楠，韓慶奇，徐洪濤*，崔國(guó)民

(1.上海理工大學(xué)能源與動(dòng)力工程學(xué)院，上海 200093；2.長(zhǎng)海醫(yī)院心血管外科，上海 200433)

主動(dòng)脈瓣是左心室流出道與主動(dòng)脈根部的分界線。在心臟收縮期，健康的主動(dòng)脈瓣可充分打開(kāi)，對(duì)心臟射出血流幾無(wú)阻擋，此時(shí)跨主動(dòng)脈瓣壓差接近于零；如各種原因致主動(dòng)脈瓣狹窄(aortic stenosis，AS)、瓣口面積縮小及左心室流出道梗阻[1]，則可出現(xiàn)心絞痛、暈厥及心力衰竭等臨床表現(xiàn)。隨著社會(huì)老齡化進(jìn)程的加快，我國(guó)AS患者數(shù)量呈明顯增加趨勢(shì)[2]。

醫(yī)學(xué)影像學(xué)已成為臨床重要輔助工具。心血管領(lǐng)域常用醫(yī)學(xué)成像技術(shù)包括MRI、多普勒超聲(Doppler ultrasound，DE)、CT及心導(dǎo)管術(shù)等，各有其優(yōu)缺點(diǎn)[3-5]。隨著數(shù)字醫(yī)學(xué)的興起，以有限元為代表的數(shù)值模擬技術(shù)在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域、尤其心血管領(lǐng)域得到廣泛應(yīng)用[6]?；卺t(yī)學(xué)影像的數(shù)值模擬可在無(wú)創(chuàng)前提下，通過(guò)流體力學(xué)、結(jié)構(gòu)力學(xué)及流固耦合等模擬方法綜合分析血流量、血流阻力及血管壁面剪切應(yīng)力等血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)的變化，彌補(bǔ)常規(guī)技術(shù)時(shí)間分辨率低、評(píng)估范圍小及無(wú)法定量分析等不足，為術(shù)前診斷AS及術(shù)后評(píng)估提供有力手段。本文對(duì)血流動(dòng)力學(xué)模擬AS研究進(jìn)展進(jìn)行綜述。

1 三維重建物理模型

針對(duì)AS進(jìn)行數(shù)值模擬的首要任務(wù)是建立主動(dòng)脈物理模型。既往研究[7-10]基于對(duì)主動(dòng)脈曲度、直徑、厚度及主動(dòng)脈瓣的結(jié)構(gòu)進(jìn)行簡(jiǎn)化而建立的理想化模型不能準(zhǔn)確模擬分析血管壁及主動(dòng)脈瓣的形變特性，臨床適用性低。依托醫(yī)學(xué)影像學(xué)、有針對(duì)性地建立主動(dòng)脈物理模型，可準(zhǔn)確描述不同個(gè)體的病變程度(纖維化、鈣化等)及其差異，分析血流動(dòng)力學(xué)的準(zhǔn)確性較高。

高空間分辨率醫(yī)學(xué)影像是準(zhǔn)確建立主動(dòng)脈模型的基礎(chǔ)。CT掃描層厚是數(shù)值模擬中較敏感的參數(shù)，適宜厚度為0.5～0.6 mm[11]。將醫(yī)學(xué)影像導(dǎo)入三維重建系統(tǒng)，可進(jìn)行閾值劃分、三維重建并導(dǎo)出[12-13]。目前常用的醫(yī)學(xué)影像三維重建系統(tǒng)有Vitrea2、Osirix、Mimics、VolView、VolVis、ITK-SNAP和3D Slicer等；其后利用逆向工程軟件(如Geomagic Studio)進(jìn)行非參數(shù)化曲面重構(gòu)，可得到完整且光順的可進(jìn)行數(shù)值模擬前處理(如網(wǎng)格劃分)的主動(dòng)脈物理模型[14-16]。

2 模擬研究?jī)?nèi)容

2.1 評(píng)估血流動(dòng)力學(xué)參數(shù) 常規(guī)血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)包括血流速度、血流量及壁面剪切應(yīng)力等。此外，部分研究者自定義了一些參數(shù)，用于量化主動(dòng)脈區(qū)域的壓降、渦流形態(tài)及血流偏斜度，包括瓣膜阻力指數(shù)[17]、正螺旋分?jǐn)?shù)[18]、流動(dòng)位移[19]和流動(dòng)角[20]等；而這些參數(shù)無(wú)法從醫(yī)學(xué)影像圖片中直接讀取或分析得出，使得數(shù)值模擬的量化評(píng)估能力優(yōu)于常規(guī)影像學(xué)技術(shù)。

2.2 分析非正常形態(tài)瓣膜及置換術(shù)效果 AS常見(jiàn)病因有先天性二葉式主動(dòng)脈瓣和瓣膜鈣化等。針對(duì)主動(dòng)脈瓣二葉畸形，可與正常或狹窄三葉瓣進(jìn)行流固耦合模擬對(duì)比，以分析瓣膜形變及應(yīng)力分布、壁面剪切應(yīng)力分布和血流方向[21-22]；針對(duì)瓣膜鈣化，可通過(guò)流體力學(xué)模擬分析其對(duì)主動(dòng)脈根部區(qū)域血流形態(tài)(渦流、回流)的影響[23-24]，還可通過(guò)結(jié)構(gòu)力學(xué)模擬分析其對(duì)血管內(nèi)支架展開(kāi)的影響[25]。非正常形態(tài)瓣膜使主動(dòng)脈根部血流模式發(fā)生改變，進(jìn)而影響疾病后續(xù)發(fā)展，具體表現(xiàn)在流量、流速及流動(dòng)形態(tài)等，如鈣化瓣膜造成的渦流降低主動(dòng)脈根部的血流速度、進(jìn)而增加鈣沉積概率，或瓣膜及血管壁壓力改變，如相比三葉瓣而言，射血期二葉瓣葉片形變程度更大、跨瓣壓差更高，且使血管壁承受不對(duì)稱的剪切應(yīng)力。

對(duì)主動(dòng)脈瓣置換術(shù)前、術(shù)后影像學(xué)圖像進(jìn)行三維重建及模擬的結(jié)果[26]顯示，主動(dòng)脈瓣置換術(shù)可有效改善AS造成的偏斜射流、渦流等負(fù)面血流動(dòng)力學(xué)影響，減小升主動(dòng)脈區(qū)域跨瓣壓差和血流角，同時(shí)降低主動(dòng)脈弓的血流復(fù)雜性。

2.3 模擬臨床 對(duì)臨床實(shí)踐的模擬主要包括模擬經(jīng)導(dǎo)管主動(dòng)脈瓣置換術(shù)(transcatheter aortic valve replacement，TAVR)治療AS術(shù)中植入不同尺寸支架的位置、支架與天然主動(dòng)脈瓣的生物力學(xué)相互作用及量化支架的結(jié)構(gòu)形變[27-28]。DOWLING等[28]將模擬結(jié)果與接受TAVR治療的AS患者的圍術(shù)期影像學(xué)結(jié)果進(jìn)行對(duì)比，發(fā)現(xiàn)模擬的準(zhǔn)確性較高。

TAVR術(shù)后可發(fā)生瓣周漏、傳導(dǎo)阻滯等不良反應(yīng)。模擬AS血流動(dòng)力學(xué)可預(yù)測(cè)不良結(jié)果并提出優(yōu)化策略。DOWLING等[29]對(duì)TAVR術(shù)后AS患者進(jìn)行1年隨訪觀察，通過(guò)模擬預(yù)測(cè)瓣周漏和心臟傳導(dǎo)阻滯，并參考模擬結(jié)果調(diào)整治療策略，獲得良好效果。

近年來(lái)，越來(lái)越多的模擬血流動(dòng)力學(xué)研究與臨床相結(jié)合，對(duì)圍術(shù)期AS進(jìn)行全面分析；但現(xiàn)有文獻(xiàn)中尚無(wú)對(duì)選擇植入支架型號(hào)及位置等的明確建議，有待后續(xù)深入研究。

3 邊界條件

模擬血流動(dòng)力學(xué)重點(diǎn)在于物理模型和數(shù)學(xué)模型，而數(shù)學(xué)模型中以邊界條件最為重要，主要包括進(jìn)出口邊界條件及材料特性。

3.1 進(jìn)出口邊界條件 數(shù)值模擬心血管領(lǐng)域的進(jìn)出口條件常為流量與壓力的結(jié)合?，F(xiàn)有模擬AS研究的進(jìn)出口邊界條件常為3種情況：①理想化的壓力與流量脈動(dòng)曲線[11,23]；②實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)瞬態(tài)數(shù)據(jù)[30-32]；③集總參數(shù)模型計(jì)算數(shù)據(jù)[5,33]。集總參數(shù)模型是將血液循環(huán)系統(tǒng)與電路網(wǎng)絡(luò)進(jìn)行類比，血液壓力與流速分別對(duì)應(yīng)電壓與電流，各器官對(duì)應(yīng)不同電路元件，進(jìn)而利用電路網(wǎng)絡(luò)的常微分系統(tǒng)來(lái)描述血液循環(huán)系統(tǒng)；雖然其精度較低，但可恰當(dāng)描述血液循環(huán)系統(tǒng)的某些現(xiàn)象，如壓力脈沖傳播，且可快速有效計(jì)算血管阻抗、壓降等參數(shù)值，適用于系統(tǒng)性模擬心臟和血管。較理想邊界條件而言，實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)的瞬態(tài)數(shù)據(jù)、集總參數(shù)模型的計(jì)算數(shù)據(jù)的邊界條件更能準(zhǔn)確模擬不同患者血管內(nèi)血流動(dòng)力學(xué)狀況，其結(jié)論對(duì)臨床更具參考價(jià)值。

3.2 血管組織材料特性 除進(jìn)出口邊界條件外，血液、主動(dòng)脈瓣及主動(dòng)脈壁等組織的材料特性也需要加以定義。通常情況下，血液被假設(shè)為均勻的牛頓流體[27,34]，密度為1 060 kg/m3，黏度為0.003 5～0.004 0 N·s/m2[27,30,35]；而血液的流動(dòng)屬性則可根據(jù)研究尺度和研究?jī)?nèi)容分為層流[17,36]或湍流[23]。

主動(dòng)脈壁和主動(dòng)脈瓣具有非線性彈性特征，正確進(jìn)行物性賦值可準(zhǔn)確反映組織的形變特性，以準(zhǔn)確模擬組織上的應(yīng)力分布。通常二者被定義為超彈性材料，根據(jù)不同計(jì)算條件再分為各向異性[11,33]及各向同性[34,36]；LURAGHI等[11]將動(dòng)脈組織建模為兩個(gè)優(yōu)選方向(縱向和圓周方向)一致的各向異性超彈性材料。主動(dòng)脈壁厚度為1.5～2.5 mm[33,37]，瓣膜厚度0.5 mm[37]；二者密度通常均為1 100 kg/m3，楊氏模量為1～4 MPa，泊松比為0.45～0.48[11,38]。

3.3 鈣化物材料特性 瓣膜鈣化是AS病因之一，相關(guān)模擬需對(duì)鈣化物進(jìn)行賦值。鈣化瓣膜中鈣化物的分布大致分為兩類，即均勻分布于瓣葉上[23]或單獨(dú)建模并耦合在瓣葉上[39]。鈣化物密度通常為1 600～2 000 kg/m3，楊氏模量為10～20 MPa，泊松比為0.300～0.495[22,39]。實(shí)際上鈣沉積分布及其嚴(yán)重程度因人而異，后續(xù)需根據(jù)影像學(xué)表現(xiàn)進(jìn)行更細(xì)致的分類，以更精確地建模與賦值。

4 小結(jié)與展望

作為一種非侵入式技術(shù)，數(shù)值模擬在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域、尤其心血管領(lǐng)域具有巨大潛力?；谡鎸?shí)的物理建模、恰當(dāng)?shù)臄?shù)學(xué)模型及良好的模擬收斂條件(速度、質(zhì)量的收斂殘差小于10-6)，數(shù)值模擬可在醫(yī)學(xué)影像學(xué)基礎(chǔ)上無(wú)創(chuàng)、準(zhǔn)確整體評(píng)估并量化血流動(dòng)力學(xué)狀況。數(shù)值模擬可在整個(gè)TAVR圍術(shù)期內(nèi)為AS患者提供全面且科學(xué)的參考及指導(dǎo)。

目前AS血流動(dòng)力學(xué)研究存在的不足：①對(duì)TAVR術(shù)中如何選擇支架型號(hào)與植入位置尚缺少系統(tǒng)性總結(jié)；②對(duì)于瓣膜上鈣化物的分布及屬性分類不夠細(xì)致；③與模擬相結(jié)合的體外實(shí)驗(yàn)和臨床驗(yàn)證數(shù)量較少，且研究時(shí)間跨度較短。

未來(lái)應(yīng)繼續(xù)將數(shù)值模擬與臨床需求緊密結(jié)合，同時(shí)彌補(bǔ)上述不足，為智能診斷AS提供關(guān)鍵技術(shù)支撐，以促進(jìn)實(shí)現(xiàn)“定制治療”。