胡成龍，木合塔爾·克力木，張光武，劉鵬，劉小月，王麗君

（新疆大學(xué) 機(jī)械工程學(xué)院，烏魯木齊830047）

1 引 言

動(dòng)脈瘤一旦破裂，會(huì)導(dǎo)致蛛網(wǎng)膜下腔出血，致死率和致殘率非常高［1］。目前治療顱內(nèi)動(dòng)脈瘤的方法主要是顱內(nèi)動(dòng)脈瘤夾閉術(shù)和彈簧圈栓塞術(shù)。隨著高分辨率的二維、三維血管影像的出現(xiàn)，神經(jīng)外科顯微技術(shù)和血管內(nèi)介入技術(shù)的完善和普及，以及應(yīng)用材料的不斷改進(jìn)，血管內(nèi)介入治療方法已廣泛應(yīng)用于顱內(nèi)動(dòng)脈瘤的治療中，成為顱內(nèi)動(dòng)脈瘤治療的重要方法［2］。但是由于彈簧圈跑圈及移位等現(xiàn)象，使得常規(guī)的彈簧圈栓塞介入治療方法對(duì)于某些特殊形狀的動(dòng)脈瘤如梭形動(dòng)脈瘤、寬頸以及巨大動(dòng)脈瘤的治療有很大困難。如果采用常規(guī)的彈簧圈栓塞介入治療方法進(jìn)行治療，需要對(duì)動(dòng)脈瘤進(jìn)行致密填塞，需要的彈簧圈數(shù)量大，費(fèi)用高，易形成移位效應(yīng)，且動(dòng)脈瘤易復(fù)發(fā)，風(fēng)險(xiǎn)高。而支架的使用明顯提高了治療效果［3］。Mase等［4］首次將支架應(yīng)用于治療顱內(nèi)寬頸動(dòng)脈瘤中，血管支架成為治療顱內(nèi)動(dòng)脈瘤的新方法，且使用越來(lái)越普遍。Metcalfe等［5］研究發(fā)現(xiàn)，載瘤動(dòng)脈置入支架后，瘤內(nèi)的血流速度及壁面剪切力明顯減少，渦流運(yùn)動(dòng)減弱甚至消失，并隨著支架網(wǎng)眼密度的增加而更加減弱，而對(duì)血管中的流場(chǎng)影響不大。Ohta等［6］的數(shù)值模擬結(jié)果發(fā)現(xiàn)，置入支架后，動(dòng)脈瘤內(nèi)尤其是瘤頸處血液動(dòng)態(tài)黏度明顯增加，易于形成血栓。但我們也應(yīng)該看到，血管支架技術(shù)仍然是一個(gè)正在發(fā)展中的技術(shù)，還存在諸多待解決的問(wèn)題，例如：支架植入后的血栓堵塞問(wèn)題依然是影響后期通暢率的關(guān)鍵。植入支架后的患者需要在很長(zhǎng)一段時(shí)間內(nèi)服用抗血栓藥物，以抑制支架與血液成分的不良反應(yīng)［7］。因此，支架的設(shè)計(jì)與選材就顯得尤為重要。

2 支架結(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)

2.1 矩形截面網(wǎng)格狀支架的設(shè)計(jì)

自主設(shè)計(jì)的網(wǎng)格支架每一排梯形環(huán)狀支撐體為一個(gè)單元組，網(wǎng)格支架單元組之間由S型連接體連接，連接體沿支架周向均勻分布，使支架在不損失徑向支撐力情況下，能夠提供優(yōu)良的軸向順應(yīng)性；支架尺寸：網(wǎng)格狀矩形截面支架長(zhǎng)0.12 mm，寬 0.09 mm，通透率 77%［8］，見(jiàn)圖 1。

圖1 矩形截面網(wǎng)格狀支架Fig 1 Rectangular grid shaped stent

2.2 網(wǎng)絲編織成的圓形截面螺旋形支架的設(shè)計(jì)

圓形截面螺旋形支架也是在UG8.5中進(jìn)行繪制的，是由4根金屬絲順時(shí)針旋繞，另4根金屬絲逆時(shí)針旋繞，8根金屬絲相互交織形成。螺旋狀圓形截面支架直徑 d取值為0.12 mm［9］，通透率取為78%左右。繪制出圓形截面螺旋形支架見(jiàn)圖2。該支架在前期臨床上已經(jīng)使用，術(shù)后血管易再狹窄。

圖2 圓形截面螺旋形支架Fig 2 Spiral shaped stent with circular

3 結(jié)構(gòu)靜力學(xué)分析比較兩種支架的彎曲變形能力與扭轉(zhuǎn)變形能力

3.1 血管支架的彎曲變形能力

3.1.1 支架材料屬性的選取 支架材料大多使用不銹鋼或者鈦合金等，其中鈦合金的密度一般在4 500 kg/m3，僅為不銹鋼的60%左右，而且純金屬鈦的密度已經(jīng)與普通不銹鋼的密度差不多，一些高強(qiáng)度的鈦合金甚至超過(guò)了許多不銹鋼的強(qiáng)度極限。因此，鈦合金的強(qiáng)度遠(yuǎn)大于了其他金屬材料的強(qiáng)度，而且鈦合金的生物相容性比較好，可用于制造強(qiáng)度高、剛性良好、質(zhì)量輕柔的部件。這些均符合血管支架的設(shè)計(jì)理念，所以，我們?cè)诒狙芯恐胁捎免伜辖鹱鳛檠苤Ъ艿牟牧希錀钍夏Ａ咳?10 GPa，泊松比為 0.45［10］，密度取 4 500 kg/m3。

3.1.2 結(jié)構(gòu)靜力學(xué)分析 將設(shè)計(jì)好的圓形橫截面積螺旋狀血管支架模型和矩形截面網(wǎng)格狀支架分別導(dǎo)入ANSYS結(jié)構(gòu)靜力學(xué)模塊的Geometry中，在Engineering Data中設(shè)定支架的參數(shù)，采用自由劃分網(wǎng)格進(jìn)行網(wǎng)格劃分。然后在Setup模塊中施加標(biāo)準(zhǔn)地球力，施加一端固定約束，再施加力載荷設(shè)為0.1N，最后受力分析求解。在Result中觀察支架彎曲總變形云圖，見(jiàn)圖3。

圖3 支架彎曲總變形云圖Fig 3 Total deformation of stent bending

根據(jù)以上兩個(gè)支架總變形云圖可以很直觀的發(fā)現(xiàn)這兩種支架彎曲變形能力有較大的差異，且網(wǎng)格狀支架的彎曲變形能力遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于螺旋形支架。

3.2 血管支架的扭轉(zhuǎn)變形能力

因?yàn)槲覀冄芯康氖桥まD(zhuǎn)變形能力，所以，此處采用懸臂梁一端固定后，另一端施加一個(gè)固定力偶矩的方法對(duì)血管支架扭轉(zhuǎn)能力進(jìn)行分析研究。支架的材料屬性與上部分分析彎曲變形時(shí)采用相同的材料屬性。

3.2.1 結(jié)構(gòu)靜力學(xué)分析 將設(shè)計(jì)好的螺旋狀血管支架模型和網(wǎng)格狀支架模型導(dǎo)入結(jié)構(gòu)靜力學(xué)模塊的Geometry中，在Engineering Data中設(shè)定支架的各項(xiàng)參數(shù)，采用自由劃分網(wǎng)格進(jìn)行網(wǎng)格劃分。然后在Setup模塊中施加標(biāo)準(zhǔn)地球力，施加一端固定約束，再施加力偶矩設(shè)為0.00004 N.m，最后受力分析求解。在結(jié)果中觀察兩種支架扭轉(zhuǎn)總變形云圖，見(jiàn)圖4。

圖4 支架扭轉(zhuǎn)總變形云圖Fig 4 Total deformation of stent reverse

根據(jù)以上兩種支架的扭轉(zhuǎn)變形的比較，與彎曲變形相類(lèi)似，很容易看出網(wǎng)格狀支架的扭轉(zhuǎn)變形能力也遠(yuǎn)高于螺旋形支架，故網(wǎng)格支架有更強(qiáng)的順應(yīng)變形能力。以下研究中選取網(wǎng)格支架植入真實(shí)腦動(dòng)脈瘤分析其對(duì)動(dòng)脈瘤血液動(dòng)力學(xué)影響。

4 支架植入后對(duì)動(dòng)脈瘤血液動(dòng)力學(xué)影響分析

4.1 動(dòng)脈瘤三維重建

依托于新疆醫(yī)科大學(xué)附屬醫(yī)院，針對(duì)此醫(yī)院收治的50例年齡在35～65歲之間的腦動(dòng)脈瘤患者，進(jìn)行腦部CT影像資料的采集。綜合50例動(dòng)脈瘤的病發(fā)形態(tài)及位置因素，從中選取了一例形狀較為理想且有代表性的49歲女性患者的動(dòng)脈瘤模型進(jìn)行提取。對(duì)動(dòng)脈瘤CT影像進(jìn)行 calculate 3D frommask操作，生成三維圖并進(jìn)行修建及光滑處理。使用Geomagic Studio 11.0逆向工程軟件對(duì)動(dòng)脈瘤流場(chǎng)表面網(wǎng)格和動(dòng)脈瘤壁表面網(wǎng)格進(jìn)行優(yōu)化處理，然后將STL與NURBS格式進(jìn)行轉(zhuǎn)換，另存為STP格式輸出，分析結(jié)果對(duì)此類(lèi)動(dòng)脈瘤模型均實(shí)用，具有普遍實(shí)用性，見(jiàn)圖5。

圖5 動(dòng)脈瘤模型Fig 5 The model of aneurysm

4.2 腦動(dòng)脈瘤流固耦合邊界條件設(shè)定

研究中將血液看作是不可壓縮的牛頓流體［11］，密度為1 050 kg/m3，血液粘度設(shè)置為0.004 Pa.s。據(jù)相關(guān)文獻(xiàn)可以設(shè)定入口邊界為速度入口邊界，出口邊界為壓力出口邊界，其余為流-固耦合邊界。根據(jù)文獻(xiàn)［12］假設(shè)血流速度按正弦規(guī)律變化，其最大值取人體管徑動(dòng)脈血流速度的平均值v=0.8 m/s-1。出口壓力設(shè)定為恒壓 0 pa［13］。為了簡(jiǎn)化計(jì)算，可以假設(shè)動(dòng)脈壁與瘤壁為線性、各向同性的彈性材料，計(jì)算時(shí)，設(shè)置血管壁的楊氏模量為1×108Pa［14］，泊松比為 0.45［15］，血管壁面設(shè)置無(wú)滑移條件（即壁面速度為0 m/s-1）。

4.3 仿真結(jié)果分析

如圖6所示，置入后對(duì)顱內(nèi)動(dòng)脈瘤血液流速并無(wú)太大的影響，因?yàn)橹萌肭皠?dòng)脈瘤頂部的血液流動(dòng)非常緩慢，而在支架置入后，該地方的血流速度幾乎完全停滯，所以無(wú)需另行計(jì)算血管支架置入后瘤頂部的速度值，但是瘤體內(nèi)部還有漩渦出現(xiàn)，只是較置入血管支架前略大。

圖6 為支架置入前、后速度矢量圖Fig 6 Velocity vector before and after stenting

如圖7所示，未置入血管支架時(shí)腦動(dòng)脈瘤瘤頸部位的壁面剪切力偏高，且最大壁面剪切力發(fā)生在動(dòng)脈瘤頸口附近血液流入一側(cè)；置入血管支架后瘤頸遠(yuǎn)側(cè)壁高剪切力區(qū)域（血流直接沖擊的部位）范圍明顯減小，動(dòng)脈瘤頂部血液流動(dòng)速度非常緩慢，壁面剪切力也隨之降低接近于零，且下降幅度極大。

圖7 支架置入前、后壁面剪切力Fig 7 The wall shear stress before and after stenting

圖8 支架置入前、后壁面壓力分布圖Fig 8 Pressure distribution before and after Stenting

圖8為血管支架置入前，由于載瘤動(dòng)脈受到血液流動(dòng)沖擊，所以入口處壁面壓力較大，瘤體表面壓力也隨之增大，血液流經(jīng)瘤體后壁面壓力開(kāi)始逐漸減?。恢萌胙苤Ъ芎罅鲶w壁面壓力也無(wú)明顯變化，但是收縮峰期出現(xiàn)于瘤頸遠(yuǎn)側(cè)壁的壓力梯度在血管支架植入后基本上消失。

5 結(jié)論

本研究對(duì)支架進(jìn)行了結(jié)構(gòu)靜力學(xué)分析，結(jié)果發(fā)現(xiàn)網(wǎng)格狀支架的變形能力（彎曲變形和扭轉(zhuǎn)變形）均高于螺旋狀支架，說(shuō)明網(wǎng)格狀支架具有更好的順應(yīng)性。如果置入復(fù)雜的動(dòng)脈瘤中的話，網(wǎng)格狀支架要更具臨床意義。支架植入前由于二次流的存在，在血液直接沖擊到的瘤體下游附近彎曲部位或者形狀不規(guī)則的部位，壁面壓力和剪切力比其他部位要大一些，支架植入后瘤內(nèi)血液流動(dòng)速度、壁面剪切力及壁面壓力均相應(yīng)減小，促進(jìn)動(dòng)脈瘤內(nèi)部血栓的形成，降低動(dòng)脈瘤破裂和血管再狹窄的風(fēng)險(xiǎn)。為臨床治療動(dòng)脈瘤提供可靠的理論依據(jù)。