兔動脈瘤模型模擬動脈瘤不全夾閉前后血流動力學的改變

費邵陽 王宏磊 徐 寧 陳 儇 徐 波(吉林大學第一醫院神經外科，吉林 長春 3002)

兔動脈瘤模型模擬動脈瘤不全夾閉前后血流動力學的改變

費邵陽 王宏磊 徐 寧 陳 儇 徐 波1(吉林大學第一醫院神經外科，吉林 長春 130021)

目的 利用計算機模擬不全夾閉并分析不全夾閉前后動脈瘤內血流動力學改變及手術中動脈瘤夾閉方向的選擇。方法 利用靜脈移植法制作兔頸總動脈側壁動脈瘤模型。利用計算機模擬軟件對動脈瘤進行不全夾閉的模擬并對不全夾閉前后瘤內血流動力學改變進行比較。研究不全夾閉對動脈瘤內血流動力學改變的影響并探討不同方向不全夾閉對動脈瘤內血流動力學的影響。結果 動物模型制作成功11例。經過CFD軟件運算分析及統計學檢驗，動脈瘤不全夾閉前后最大剪切力的改變具有統計學意義，瘤內湍流明顯改變。結論 ①采用靜脈移植法制做動脈瘤模型是一種操控性及重復性強的實驗方法，可以建立形態、大小穩定的兔動脈瘤模型。動物存活率高，周期短。②動脈瘤不全夾閉減小了湍流對動脈瘤發展的不利影響，減小了動脈瘤頸所受的最大剪切力。在動脈瘤夾閉手術中應盡可能逆血流方向平行夾閉動脈瘤頸，加強動脈瘤頸受力最大方向，防止動脈瘤頸繼續生長。

動脈瘤模型;計算機模擬分析;不全夾閉;血流動力學

顱內囊狀動脈瘤(SA)是造成自發性蛛網膜下腔出血的主要病變，占顱內出血的25%，具有很高的致死和致殘率。由于在人體上研究動脈瘤受到極大的限制〔1〕，動物就成為研究SA較理想的載體。由于受動脈瘤形態、生長位置及手術水平的限制，部分動脈瘤無法完全夾閉或夾閉后動脈瘤夾脫落，造成了動脈瘤的部分夾閉。本文應用計算機流體力學軟件(CFD)進行計算機模擬分析，研究動脈瘤在不全夾閉狀態下瘤體內血流動力學的改變，并探討動脈瘤夾閉方向的選擇。

1 材料與方法

1.1 取材及模型制作 采用雌雄不限的成年中國大耳白兔13只，編號1～13號。體重2.5～3.0 kg，麻醉前給予青霉素鈉注射液30萬U肌注，麻醉完全生效后取頸部正中矢狀切口，游離左側頸總動脈長約5 cm，取同側頸外靜脈段約3.0 mm，頸外靜脈斷端結扎。阻斷同側已暴露的頸總動脈內血流，于頸總動脈中部偏上位置在顯微鏡下做一縱行橢圓形切口，長約3～5 mm，將頸靜脈囊與頸總動脈切口行端側吻合，排除近心端血管腔內空氣后縫合結扎靜脈囊頂端。可見頸總動脈通暢，靜脈囊充盈成球形或橢球型。分層縫合肌肉及皮膚。動脈瘤模型制作完成。

1.2 方法

1.2.1 實驗動物的術后處理 術后實驗動物禁食水12 h。術后第一日開始給予青霉素鈉注射液30萬U及肝素鈉注射液100 U/kg肌注，1次/d，連續3 d，預防感染及動脈瘤內血栓形成。動物飼養2 w。

1.2.2 實驗數據的采集

1.2.2.1 彩超檢查 術后2 w，應用經顱多普勒(TCD)檢查采集載瘤動脈內血流速度數值。在一個心動周期內載瘤動脈血流最大速度14～88 cm/s，最小5～29 cm/s。載瘤動脈內平均血流速度在8～49 cm/s。

1.2.2.2 數字減影血管造影 (DSA)檢查 操作過程:(1)經耳緣靜脈造影:實驗動物麻醉后經耳緣靜脈套管針注入肝素鈉注射液100 U/kg，然后經造影連接管接高壓注射器。給予經耳緣靜脈造影。觀察左側頸總動脈側壁動脈瘤形成情況。(2)經頸總動脈造影:取動脈瘤模型制作成功的動物，沿頸部原手術切口切開，游離左側頸總動脈及側壁動脈瘤。用數碼相機對動脈瘤及載瘤動脈進行拍照。用動脈留置針穿刺頸總動脈近端，插入導絲拔出動脈留置針導入4F導管鞘并用絲線固定，插入4F造影管。連接管接高壓注射器進行動脈血管造影。并對動脈瘤及載瘤動脈進行尺寸測量。(3)進行3DDSA造影:上述操作后進行三維旋轉動脈血管造影。所得圖像進行三維重建，的到三維重建后的動態旋轉影像。

1.2.3 動脈瘤模型不全夾閉的數字化模擬

1.2.3.1 影響三維模擬的因素 動脈瘤大小形狀參數:動脈瘤大小、直徑、內部形狀、載瘤動脈直徑、入口前長度、彎曲度等各種參數都對血流動力學有較大的影響。血液流體的設定:通常情況下血液為非牛頓流體。但在實際運算中，以牛頓流體和非牛頓流體為條件計算得出的結果相差微乎其微，不具備統計學差異，但運算量卻相差巨大。因此多數學者將運算分析中的血液設定為不可壓縮的牛頓流體〔2～4〕。血液的黏滯度:雖然多種因素影響血液的黏滯度，但由于多數此類分析將血液假設為牛頓流體〔2～5〕，因此一般血液的黏滯性設定為一常數。動脈和動脈瘤壁彈性:動脈壁和動脈瘤壁具有較大的彈性，血管的搏動對血流有明顯的影響。但由于在實際運算過程中動脈壁和動脈瘤壁的準確彈性參數無法準確知道，而且數據處理相當困難，所以大部分研究〔6～8〕將血管壁設定為剛性邊界。血液的流速與流量:由于個體存在差異性，載瘤動脈內血流速度不一樣，通常采用平均的動脈流速進行分析〔5，9〕。其他因素的影響及采取對策:分析過程中不考慮血液能量及重力變化〔2～5，9〕。

1.2.3.2 數字化模型的建立 利用CAD軟件進行圖形繪制，制成動脈瘤模型。并根據動脈瘤圖形模擬繪制不全夾閉后的圖形，夾閉程度為50%，分別采用平行于載瘤動脈逆血流方向和垂直載瘤動脈側方夾閉的方法。然后進行網格劃分，帶入運算。具體方法如下:

(1)離散化方法:CFD軟件中廣泛采用的求解方法是耦合式的解法。本文采用的SIMPLE算法是用有限體積法將控制方程離散化后，對各個體積單元上的離散方程組進行求解計算。

(2)網格劃分:網格劃分的質量對流動數值仿真有決定性影響，在建模時一般要盡可能地保證計算區域與實際流動區域的一致，劃分的網格越小，貼體性越好。

本文在網格劃分的過程中，采用的是FAME的混合分網功能(Hybrid Assistant)。針對研究的動脈血管直徑平均在4 mm左右，因此，選擇網格單元最小尺寸為0.3 mm，主體為結構化六面體網格，提高計算精度，加快收斂速度;壁面處采用四面體單元，提高網格適應不規則形狀的能力，在四面體單元與六面體單元過渡區，利用棱柱和棱錐連接;本文單獨劃分了1層壁面邊界層網格;同時對動脈瘤入口的瘤頸進行了局部細化，單元最小尺寸為0.018 75 mm，從壁面向內部的細化深度為0.1 mm。

(3)計算初始條件和邊界條件:流體運動邊界上控制方程選用的是默認設置;求解采用層流模型，壁面采用標準壁面函數處理。壓力為血壓值，動力黏度為0.004 Pa.s，血液密度為1 050 kg/m3。

(4)求解器設置:離散方程求解過程中設置的松弛因子如下:壓力項為0.3、動量項為0.7。對于在一個完整心動周期0.3 s內的仿真計算，時間項采用一階隱式格式離散，時間步長為0.007 5 s，每個心動周期計算40步，共迭代3個心動周期，獲得收斂結果，僅采用最后一個心動周期的瞬態收斂數據進行分析。

1.3 統計學分析 采用SPSS軟件。

2 結果

本組共13只實驗動物全部存活，無切口感染，無肢體癱瘓。血管造影顯示:共制作成功頸總動脈側壁動脈瘤11個，其余2只動物1只載瘤動脈關閉，1只動脈瘤內形成血栓。動脈瘤寬徑4.11～5.51 mm，動脈瘤長徑4.02～5.57 mm，瘤頸寬度2.69～3.39 mm。形態滿意。

穩態及瞬態條件下得出動脈瘤內血流動力學變化及動脈瘤頸處最大剪切力夾閉前后數值。見表1，圖1～圖3。動脈瘤內的血流湍流在夾閉前后在形式上有較明顯改變，減小了湍流對動脈瘤發展的不利影響。再對模擬運算得出的動脈瘤模型夾閉前最大剪切力數據分別與平行于載瘤動脈方向和垂直于載瘤動脈在流動面方向夾閉所得到的最大剪切力數據在穩態和瞬態條件下進行比較，有統計學差異 (P＜0.05)。可見，采用平行于載瘤動脈方向和垂直于載瘤動脈方式不全夾閉后動脈瘤內最大剪切力的減小有統計學意義，且兩種夾閉方式對動脈瘤內最大剪切力減小的影響有統計學差異，平行夾閉方法對最大剪切力的減小影響比垂直夾閉要大(P ＜0.05)。

圖1 穩態流動下動脈瘤的血管內部速度及壁面剪切力分布及數值

圖2 心動周期內瘤徑內瞬態剪切力分析及分布圖

圖3 心動周期內瘤徑壁面剪切力分布隨時間的變化歷程

表1 穩態流動下具有動脈瘤的血管內部速度及壁面剪切力

3 討論

3.1 穩態流動分析 本文首先針對案例進行了動脈瘤內血液流動的三維分析，包括原始動脈瘤、平行夾閉和垂直夾閉情況。根據血液由右至左流入血管后內部的流場變化。可以清楚的地看出，三種形狀瘤壁內的速度場均出現了渦流，其中，原始形狀的渦流范圍最寬，強度也最大，通過對動脈瘤頸進行順夾和橫夾，減小了瘤頸的入口尺寸，抑制了血液通常由瘤口向瘤內的流動，因此，流速和渦流都顯著降低，改善了瘤內血液漩流對瘤壁剪切力的作用，緩解瘤壁繼續膨出的趨勢;此外，該平行夾閉和垂直夾閉方案并未完全消除瘤內的血液流速，尤其是在瘤底處仍保留了一定的流速，避免了血液在此處的沉積，破壞血管壁的生理結構。血管壁的剪切力分布顯示，在動脈瘤頸處的剪切力達到峰值，尤其是相對血流流動下游處的區域，通過局部放大該區域的剪切力分布，三者呈現相似的分布，均在正對血液流動下游處達到最大值，隨著血液向瘤內的擴散，切向流速的下降，剪切力變小，通過積分該區域的剪切力值，得到11個案例、3個方案下最大剪切力統計值，隨著血流速度的快速上升，其動量的加大，撞擊動脈瘤頸速度方向改變大幅上升;同時，在相近動脈血管流速，隨著動脈直徑的變小、動脈瘤頸和瘤體的顯著膨出，瘤頸處的最大剪切力增加，并且瘤體內漩渦強度增加;平行夾閉方案出現的血管剪切力峰值最小，原始未夾方案剪切力峰值最大。由此可見，平行夾閉方案對血流進入動脈瘤起到了引導的作用，減少了血流對下游瘤頸的沖擊，同時在瘤體內也保留了一定強度的漩渦，避免在瘤底內產生流動死區，形成對瘤壁良好的血液循環。

3.2 心動周期內瘤徑內瞬態剪切力分析 心臟周期性的搏動驅動動脈血管內的血液流動，其血流速度并非恒定不變，而是呈現如圖所示的周期性高低起伏變化。通過仿真計算得到在一個心動周期內每隔0.037 5 s的動脈瘤頸處的剪切力分布。可以看出，其剪切力的分布與恒定流速下穩態流動呈現相同的分布規律，但其數值大小隨血流速度的變化呈現相應變化，在0.07 5 s處達到最大值，可以說明，血流速度是決定瘤頸最大剪切力的主要因素，并隨著其周期性的變化對下游瘤頸區形成周期性的沖擊，極易對該處的血管生理組織形成疲勞損傷。以相同的血流速度變化歷程邊界條件，對上述案例取出每個心動周期內的最大剪切力，結果表明:當血液流速相同時，較大的血管直徑攜帶較多的流體動量，而較小的瘤頸和瘤體增強了血流對下游瘤壁的沖擊，剪切力變大，刺激了該處瘤壁組織的生長，使動脈瘤呈現逐漸變大的趨勢;隨著瘤頸和瘤體的增大，血液進入瘤體后膨脹減速，降低了下游瘤頸的剪切力，同時瘤體內的漩渦強度也迅速降低;上述所有案例在心動周期內的峰值剪切力也呈現順夾最小、原始最大的特點。綜上所述，平行夾閉方案是降低瘤頸處最大剪切力的最佳方案。

根據以上分析可以看出，動脈瘤內血流形式是:血流在動脈瘤頸血流下游的位置進入動脈瘤內，順動脈瘤壁向動脈瘤頂流動，在此過程中由于摩擦產生了血流對動脈瘤內壁的剪切力，血流進入動脈瘤的血流下游弧形瘤頸位置所受的剪切力最大，動脈瘤即在此位置不斷生長。血流與動脈瘤壁接觸，產生湍流，速度迅速減小。在動脈瘤頂處血流速度最小。然后再由動脈瘤頸靠近血流上游的位置流出動脈瘤。由于動脈瘤頂處剪切力不足，直接導致血管內皮細胞出現變形，內皮細胞間隙增大，導致血液內有害物質侵入，影響內皮細胞的更新，導致內皮細胞的屏障功能喪失。隨血管搏動的規律性血流進入動脈瘤內后長期沖擊動脈瘤壁，能量轉換到動脈瘤壁上，使之承受迅速不斷變化的壓力，產生共振。以上動脈瘤內剪切力、湍流、共振等因素是動脈瘤破裂的主要因素。

動脈瘤的不全夾閉使動脈瘤瘤頸直徑改變，同時動脈瘤形狀也有改變，從而導致剪切力及血流動力學的改變。而在應用FLUENT軟件運算過程中，結合圖表可以看出，在動脈瘤瘤頸直徑和形狀改變后動脈瘤內的血流湍流程度和形式有較明顯改變。根據計算出的瘤頸所受最大剪切力分析，無論是平行載瘤動脈方向不全夾閉還是垂直載瘤動脈側方夾閉，無論是以血管內平均血流速度還是以心動周期內最大血流速度計算的結果，與未夾閉的結果進行比較，均有統計學意義。通過比較動脈瘤夾方向與載瘤動脈平行和垂直兩種方法夾閉結果顯示:平行夾閉方法比垂直夾閉對最大剪切力的影響要大，平行部分夾閉要優于垂直部分夾閉。高剪切力是瘤生長的原因之一，對于處于生長期的動脈瘤，遠端的高剪切力促進了瘤在此處的生長，從而導致瘤深的增大，而瘤深的增大又使得遠端的最大剪切力提高，這樣便形成了一個正反饋的惡性循環，從而使得動脈瘤迅速增大。說明在不全夾閉后瘤頸所遭受的最大剪切力均有改變。手術可以減緩動脈瘤的生長。

在動脈瘤夾閉過程中推薦動脈瘤夾閉的方向是由血流下游向上游平行于載瘤動脈夾閉。此種方法的優點是:部分動脈瘤由于受形態、生長位置及手術水平的限制，出現無法完全夾閉或術后動脈瘤夾部分脫落的情況，即使不能完全夾閉動脈瘤或術后出現部分脫落的情況，動脈瘤夾也能起到最大限度加固瘤頸受力最大位置的作用，能阻止或減緩動脈瘤的生長。

1 Kerber CW，Heilman CB.Flow dynamics in the human carotid artery:I.preliminary observations using transparent elastic model〔J〕.Am J Neuroradiol，1992;13(1):173-80.

2 Oshima M，Torii R.Numerical evaluation of elastic models in blood flow——arterial wall interaction〔J〕.Int J Comput Fluid Dynamics，2006;20:223-8.

3 Shojima M，Oshima M，Takagi K，et al.Magnitude and role of wall shear stress on cerebral aneurysm:Computational fluid dynamic study of 20 middle cerebral artery aneurysms〔J〕.Stroke，2004;35(11):2500-5.

4 Leung JH，Wright AR，Cheshire N，etal.Fluid structure interaction of patient specific abdominal aortic aneurysms:a comparison with solid stress models〔J〕.Biomed Eng Online，2006;5:33.

5 Shibeshi SS，CollinsWE.The rheology of blood flow in a branched arterial system〔J〕.Appl Rheol，2005;15(6):398-405.

6 Oshima M，Torii R，Kobayashi T，et al.Finite element simulation of blood flow in the cerebral artery〔J〕.Comp Methods Appl Mech Eng，2001;191:661-71.

7 Cebral JR，Castro MA，Burgess JE，et al.Characterization of cerebral aneurysms for assessing risk of rupture by using patient-specific computational hemodynamicsmodels〔J〕.Am JNeuroradiol，2005;26(10):2550-9.

8 Jou LD，Wong G，Dispensa B，etal.Correlation between lumenalgeometry changes and hemodynamics in fusiform intracranial aneurysms〔J〕.Am J Neuroradiol，2005;26(9):2357-63.

9 Torii R，Oshima M，Kobayashi T，et al.Fluid-structure interaction modeling of aneurismal conditions with high and normal blood pressures〔J〕.Comput Mech，2006;38:482-90.

R654

A

1005-9202(2011)12-2276-04

1 吉林省職業病防治院

徐 寧(1973-)，男，主治醫師，主要從事腦血管病外科治療研究。

費邵陽(1977-)，男，主治醫師，醫學碩士，主要從事腦血管病外科治療研究。

〔2010-11-03收稿 2011-03-10修回〕

(編輯 袁左鳴/徐 杰)