縫合式和機(jī)械吻合式搭橋模型的血流動(dòng)力學(xué)數(shù)值模擬

高進(jìn)濤 王國(guó)棟 肖聚亮

（天津大學(xué)機(jī)械工程學(xué)院，天津 300072）

引言

冠狀動(dòng)脈搭橋術(shù)中，傳統(tǒng)手工縫合技術(shù)依然是實(shí)現(xiàn)移植血管與動(dòng)脈端-側(cè)吻合的首選方法，該方法不僅對(duì)醫(yī)生的手術(shù)技巧要求較高，且在鉗夾動(dòng)脈操作中容易造成動(dòng)脈內(nèi)膜斑塊脫落，引起血栓和腦卒中等并發(fā)癥。近年來(lái)，機(jī)械吻合器作為一種心臟不停跳情況下血管快速端-側(cè)吻合裝置，隨著微創(chuàng)冠狀動(dòng)脈搭橋手術(shù)的發(fā)展，逐漸得到大量臨床應(yīng)用。該技術(shù)摒棄了傳統(tǒng)手工縫合技術(shù)中采用的縫合線，能夠減少對(duì)動(dòng)脈的鉗夾，不僅有效避免了血栓和腦卒中等并發(fā)癥的發(fā)生，而且實(shí)現(xiàn)了血管開(kāi)孔和吻合連接等環(huán)節(jié)的連續(xù)、快速、精準(zhǔn)操作［1－3］。由于機(jī)械吻合技術(shù)仍處于研究與發(fā)展階段，存在吻合區(qū)內(nèi)膜增生的問(wèn)題，且內(nèi)膜增生是影響搭橋長(zhǎng)期通暢率、導(dǎo)致手術(shù)失敗的主要原因［4］。血流動(dòng)力學(xué)因素是引起冠脈搭橋手術(shù)中內(nèi)膜增生及其他血管疾病的主要原因，包括回流、二次流、局部高壓、較低的壁面切應(yīng)力、較高的壁面切應(yīng)力梯度等［5－6］。機(jī)械吻合器的引入會(huì)引起吻合區(qū)幾何形狀發(fā)生變化，而吻合區(qū)幾何形狀的微小差別，可能會(huì)極大地影響血管壁面切應(yīng)力的分布［7］，對(duì)血流動(dòng)力學(xué)產(chǎn)生一定的影響，然而對(duì)于該模型中血流動(dòng)力學(xué)的分析無(wú)人涉及。

以往的研究往往針對(duì)于遠(yuǎn)端吻合（移植血管與冠狀動(dòng)脈間的吻合），因?yàn)榇颂巸?nèi)膜增生往往是導(dǎo)致冠狀動(dòng)脈搭橋術(shù)失敗的主要原因［8］，對(duì)于近端吻合（主動(dòng)脈與移植血管間的吻合）的研究則相對(duì)更少。然而，近端吻合對(duì)促進(jìn)細(xì)胞分裂及血小板的活化會(huì)產(chǎn)生一定的影響，當(dāng)處于活躍狀態(tài)的血小板沿著移植血管流向遠(yuǎn)端時(shí)，在遠(yuǎn)端吻合區(qū)低切應(yīng)力處聚集，進(jìn)而會(huì)引起遠(yuǎn)端吻合區(qū)內(nèi)膜增生［9－10］。

本研究運(yùn)用有限單元數(shù)值模擬方法和血流動(dòng)力學(xué)的基本原理，比較了傳統(tǒng)縫合模型和機(jī)械吻合模型分別在近端吻合區(qū)血流動(dòng)力學(xué)因素的分布情況，對(duì)機(jī)械吻合技術(shù)的臨床應(yīng)用具有重要的指導(dǎo)意義。

1 數(shù)學(xué)物理模型

1.1 幾何模型

機(jī)械吻合器是一種自身可擴(kuò)張的裝置，其結(jié)構(gòu)如圖1（a）所示，中央是一個(gè)由相互連接的橢圓拱組成的圓柱空腔，兩端各有一套可變形的針腳，完成吻合后如圖1（b）所示。根據(jù)現(xiàn)行的機(jī)械吻合器的特點(diǎn)［1，3，11］，采用機(jī)械吻合技術(shù)完成冠狀動(dòng)脈搭橋手術(shù)后，移植血管與主動(dòng)脈間的夾角只能為90°。移植血管位于吻合器圓柱空腔內(nèi)，吻合器內(nèi)側(cè)針腳穿透外翻的移植血管并緊固于主動(dòng)脈內(nèi)壁上，外側(cè)針腳則緊固于主動(dòng)脈外壁上，通過(guò)吻合器自身的張緊力實(shí)現(xiàn)移植血管與主動(dòng)脈的周向密封，吻合區(qū)有一小部分凸起。

冠狀動(dòng)脈搭橋術(shù)近端吻合一般在人體胸主動(dòng)脈中進(jìn)行，吻合位置取在主動(dòng)脈弓近升主動(dòng)脈處，模型中主動(dòng)脈取1°錐角。鑒于主動(dòng)脈弓的3個(gè)分支距離搭橋位置較遠(yuǎn)，對(duì)吻合區(qū)的血流動(dòng)力學(xué)影響可以忽略［12］，不考慮主動(dòng)脈弓分支的影響。所采用的幾何模型如圖2所示，圖2（a）為總體視圖，圖2（b）為縫合模型A處局部視圖（為與仿真結(jié)果統(tǒng)一起見(jiàn)，將局部視圖旋轉(zhuǎn)一定角度），移植血管在吻合區(qū)與主動(dòng)脈內(nèi)壁平齊；圖2（c）為機(jī)械吻合模型A處局部視圖，移植血管沿吻合區(qū)軸向有0.8 mm的凸起，這是兩個(gè)模型的唯一區(qū)別。在兩個(gè)幾何模型中，升主動(dòng)脈長(zhǎng)度為50 mm，降主動(dòng)脈長(zhǎng)度為150 mm。主動(dòng)脈弓進(jìn)口內(nèi)徑為30 mm，主動(dòng)脈弓頂部?jī)?nèi)徑為27.4 mm，主動(dòng)脈弓出口內(nèi)徑為25 mm。移植血管與主動(dòng)脈在主動(dòng)脈弓處吻合，吻合區(qū)軸線與水平方向成10°夾角。移植血管內(nèi)徑為5 mm，移植血管垂直于主動(dòng)脈直段長(zhǎng)度為12 mm（直段長(zhǎng)度根據(jù)搭橋位置而有所不同）。為獲得穩(wěn)定的邊界條件，一段長(zhǎng)為30 mm的直管加在移植血管的末端。

1.2 數(shù)學(xué)模型及流動(dòng)方程的確立

由于血管壁的實(shí)際變形量不大，將血管定義為剛性管。由于血液流動(dòng)的切變率變化不大，血液黏度可視為不變，進(jìn)而將血液假設(shè)為不可壓縮的牛頓黏性流體［13］。血液黏性系數(shù) μ=0.003 5 kg/m/s，密度 ρ=1 050 kg/m3。為判斷血流是層流還是湍流，需用到雷諾數(shù)，其定義為：Re=ρVD/μ，其中，ρ為流體的密度，V是流體的速度，D為圓管內(nèi)徑，μ為流體的黏度。根據(jù)人體安靜狀態(tài)下平均脈搏輸出量為70 ml及心率為75次/min，得到Re=1 137＜2 300，因此可判定血流為層流。頻率參數(shù)α（也稱為Womersley數(shù)）是作為判斷血液流動(dòng)是否為定常的依據(jù)，其定義為：α=，式中，ω =2π/T，T為心動(dòng)周期，υ=μ/ρ為血液的運(yùn)動(dòng)黏性系數(shù)，ρ為血液密度。對(duì)于胸主動(dòng)脈內(nèi)血液流動(dòng)，α=19.2，因此屬于非定常流動(dòng)。

血液的流動(dòng)規(guī)律需滿足以下兩組控制方程［14］：

（1）質(zhì)量守恒方程，其微分形式的連續(xù)方程為

圖2 幾何模型。（a）總體視圖；（b）縫合模型A處局部視圖；（c）機(jī)械吻合模型A處局部視圖Fig.2 The diagram of the geometric models.（a）The general views；（b）A partial views in suturing model；（c）A partial views in sutureless model

（2）動(dòng)量守恒方程，其微分形式的運(yùn)動(dòng)方程為

式中，u、v、w 分別是速度矢量 V 在 x、y、z方向的分量，m/s；μ為流體黏度系數(shù)，kg/m/s；p為壓力，Pa；Su、Sv、Sw分別為動(dòng)量守恒方程的廣義源項(xiàng)，且對(duì)于黏性為常數(shù)的不可壓縮流體，Su=Sv=Sw。

1.3 邊界條件的確立

血流動(dòng)力學(xué)問(wèn)題的求解包括流場(chǎng)速度、壓力及壁面切應(yīng)力等，為得到這些量的流動(dòng)特性，需要設(shè)定合理的邊界條件和初始條件。

（1）壁面邊界條件：所有壁面認(rèn)為是剛性的、無(wú)滑移的。采取此種假設(shè)，是因?yàn)橄鄬?duì)于因幾何形狀及邊界條件引起的流動(dòng)特性的變化而言，血管壁的柔順性引起的變化可以忽略。

（2）出口邊界條件：移植血管與主動(dòng)脈的流量比為0.009 55［15］（移植血管與主動(dòng)脈處血液的流量分別約為55 mL/min和5 550 mL/min），出口處取自由出流并給定流量比，主動(dòng)脈出口流量比例取0.99，移植血管出口流量比例取0.01。

（3）進(jìn)口邊界條件：在計(jì)算確定進(jìn)口速度V（t）時(shí)，取典型的人體心臟搏動(dòng)頻率為75次/min，因此心臟博動(dòng)周期為0.8 s。采用如圖3所示的主動(dòng)脈進(jìn)口速度（V（t），m/s）函數(shù)［16］，其表達(dá)式為

圖3 入口速度（一個(gè)周期）Fig.3 Velocity at entrance in a cardiac cycle

（4）計(jì)算初值條件：所有動(dòng)力學(xué)參量的初值均取零。時(shí)間步長(zhǎng)為0.01 s。

1.4 求解方法

本研究統(tǒng)一采用Solidworks建模，將建好的模型導(dǎo)入ANSYS-ICEM中進(jìn)行網(wǎng)格劃分，最后利用Fluent6.3軟件進(jìn)行流體分析計(jì)算和結(jié)果后處理。

（1）計(jì)算區(qū)域劃分為血液流動(dòng)區(qū)、血管壁面、血液進(jìn)口斷面、血液出口斷面等區(qū)域，分別給定邊界條件和計(jì)算初始條件，F(xiàn)luent軟件包中附有用戶自定義C程序可以用來(lái)求解入口處速度模型。

（2）微分方程組離散化格式采用二階精度的迎風(fēng)格式；計(jì)算中采用變量限制技術(shù)，保證計(jì)算的收斂性和穩(wěn)定性。

（3）由于計(jì)算區(qū)域的不規(guī)則性，所以采用非結(jié)構(gòu)化網(wǎng)格進(jìn)行網(wǎng)格劃分，其中采用邊界層網(wǎng)格進(jìn)行加密處理，以獲得較為準(zhǔn)確的壁面切應(yīng)力分布。并對(duì)劃分6好的網(wǎng)格進(jìn)行質(zhì)量檢查，保證網(wǎng)格的節(jié)點(diǎn)壓扁程度、單元的偏斜率以及縱橫比滿足使用要求。網(wǎng)格劃分過(guò)程中，通過(guò)細(xì)化網(wǎng)格來(lái)檢驗(yàn)網(wǎng)格密度對(duì)結(jié)果（以血流速度分布為例）的影響。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，當(dāng)縫合模型和機(jī)械吻合模型的流動(dòng)區(qū)域分別被劃分成559 367和573 238個(gè)有限單元時(shí)，已能滿足計(jì)算要求。因?yàn)殡S著網(wǎng)格的加密，如網(wǎng)格數(shù)從5.5×105直到1.5×106時(shí)，并不會(huì)引起血流速度分布發(fā)生明顯的變化，結(jié)果差別不超過(guò)0.2％。為提高計(jì)算效率，目前的網(wǎng)格密度能給出可信的結(jié)果。

經(jīng)過(guò)幾個(gè)周期的運(yùn)算，獲得了穩(wěn)定的收斂解。

2 結(jié)果和討論

針對(duì)速度場(chǎng)、二次流、壓力、壁面切應(yīng)力等各個(gè)流場(chǎng)物理量進(jìn)行分析，一般而言，吻合區(qū)上游和下游的流場(chǎng)分布明顯不同，主要關(guān)注吻合區(qū)附近的流場(chǎng)情況，因?yàn)榇颂幐菀滓鸾宋呛蠀^(qū)內(nèi)膜增生和血小板的活化，進(jìn)而會(huì)引起遠(yuǎn)端吻合區(qū)內(nèi)膜增生，影響搭橋的長(zhǎng)期通暢率。

2.1 吻合區(qū)血液流場(chǎng)的速度矢量分布

一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)不同時(shí)刻（t=0.01、0.04、0.08、0.15、0.20、0.24、0.27、0.7 s），縫合模型和機(jī)械吻合模型在吻合區(qū)的速度矢量分布如圖4所示。

經(jīng)比較發(fā)現(xiàn)，兩模型在同一時(shí)刻的仿真結(jié)果具有以下相同之處：由圖4（a）可知，當(dāng)0 s＜t＜0.04 s時(shí)，主動(dòng)脈中血流速度較小，當(dāng)血流到達(dá)吻合區(qū)“足跟”處時(shí)，血流方向發(fā)生偏離，部分血液流入移植血管中。當(dāng)血流到達(dá)吻合區(qū)“足尖”處時(shí)，血流發(fā)生分叉，并于此處形成一個(gè)流動(dòng)駐點(diǎn)，速度較低。由圖4（b）、（c）可知，當(dāng)0.04 s≤t＜0.08 s時(shí)，隨著血流速度的增大，沿著移植血管的內(nèi)側(cè)壁面出現(xiàn)回流并形成一個(gè)低速區(qū)。在t=0.08 s時(shí)刻，移植血管中的血流速度達(dá)到最大，此時(shí)的回流現(xiàn)象比較明顯。由圖4（d）～（f）可知，當(dāng)0.08 s＜t≤0.24 s時(shí)，移植血管中的血流速度逐漸減小，沿移植血管的軸線方向出現(xiàn)漩渦，隨著時(shí)間的推移，漩渦中心逐漸逼近主動(dòng)脈，使得更多的血液從移植血管回流至主動(dòng)脈。由圖4（g）可知，當(dāng)0.24 s＜t≤0.27 s時(shí)，反向流動(dòng)的血液在移植血管中占主導(dǎo)地位，吻合區(qū)入口處血流方向反向，吻合區(qū)“足尖”處流動(dòng)駐點(diǎn)消失。由圖4（h）可知，當(dāng)0.27 s＜t≤0.8 s時(shí)，移植血管中的回流和漩渦現(xiàn)象消失，血液以較低的速度從移植血管流回主動(dòng)脈。由以上的仿真結(jié)果可以看出，兩個(gè)模型均在吻合區(qū)“足尖”處形成一個(gè)流動(dòng)駐點(diǎn)，沿移植血管內(nèi)側(cè)壁面處形成一個(gè)低速區(qū)，且在心動(dòng)周期中均出現(xiàn)回流現(xiàn)象，這些位置易引起血小板的活化及內(nèi)膜增生。

圖4 一個(gè)心動(dòng)周期對(duì)稱面內(nèi)速度矢量分布（上行為縫合模型，下行為機(jī)械吻合模型）。（a）t=0.01 s；（b）t=0.04 s；（c）t=0.08 s；（d）t=0.15 s；（e）t=0.20 s；（f）t=0.24 s；（g）t=0.27 s；（h）t=0.70 sFig.4 Velocity vector in symmetry plane within a cardiac cycle（upper：hand-sewn model；lower：sutureless anastomosis model）.（a）t=0.01 s；（b）t=0.04 s；（c）t=0.08 s；（d）t=0.15 s；（e）t=0.20 s；（f）t=0.24 s；（g）t=0.27 s；（h）t=0.70 s

然而，兩模型的仿真結(jié)果也略有差異：在縫合模型與機(jī)械吻合模型中，移植血管入口處的血流均來(lái)自近主動(dòng)脈外側(cè)壁處，但機(jī)械吻合模型由于存在凸起，相對(duì)于縫合模型而言，移植血管入口處的血流主要來(lái)自于更接近主動(dòng)脈軸心處的血流，速度相對(duì)較大，沿移植血管內(nèi)側(cè)壁面的低速區(qū)范圍也相對(duì)較大，回流現(xiàn)象明顯。回流區(qū)是內(nèi)皮細(xì)胞增生的危險(xiǎn)區(qū)［17］，易引起血小板的活化，當(dāng)處于活躍狀態(tài)的血小板流向遠(yuǎn)端吻合區(qū)時(shí)，則會(huì)引起遠(yuǎn)端吻合區(qū)的內(nèi)膜增生，從而影響搭橋手術(shù)的長(zhǎng)期通暢率。此外，流場(chǎng)的分布情況將會(huì)影響到壁面切應(yīng)力的量值和分布，這在后面的壁面切應(yīng)力分析中將得到證實(shí)。

圖5 吻合區(qū)橫截面內(nèi)二次流分布（上行為縫合模型，下行為機(jī)械吻合模型）（a）t=0.01 s；（b）t=0.04 s；（c）t=0.08 s；（d）t=0.15 s；（e）t=0.20 s；（f）t=0.24 s；（g）t=0.27 s；（h）t=0.70 sFig.5 Second flow at anastomosis cross section within a cardiac cycle（upper-hand-sewn model；lower-sutureless anastomosis model）.（a）t=0.01 s；（b）t=0.04 s；（c）t=0.08 s；（d）t=0.15 s；（e）t=0.20 s；（f）t=0.24 s；（g）t=0.27 s；（h）t=0.70 s

2.2 吻合區(qū)橫截面內(nèi)二次流分布

一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)不同時(shí)刻（t=0.01、0.04、0.08、0.15、0.20、0.24、0.27、0.70 s），縫合模型和機(jī)械吻合模型在吻合區(qū)橫截面內(nèi)的二次流分布如圖5所示，所取橫截面如圖2中（b）和（c）所示，與移植血管血流入口截面的軸向距離為1 mm。

由圖5可知，在心動(dòng)周期內(nèi)，血液在移植血管吻合區(qū)中呈現(xiàn)明顯的二次流動(dòng)，且在收縮減速期二次流發(fā)展較快，隨著速度的減小，二次流不斷加劇，并于收縮末期達(dá)到最大；在舒張期，隨著軸向血流速度的減小，二次流逐漸減弱。二次流的渦心自近壁面處沿水平方向略有波動(dòng)，垂直方向變化不太明顯。二次流的存在導(dǎo)致流體介質(zhì)的流線呈螺旋形并延長(zhǎng)了介質(zhì)駐留時(shí)間，增加了血液同移植血管表面的接觸機(jī)會(huì)，易造成血小板的活化，引起遠(yuǎn)端吻合區(qū)內(nèi)膜增生，影響冠狀動(dòng)脈搭橋術(shù)的長(zhǎng)期通暢率。比較兩個(gè)模型的仿真結(jié)果發(fā)現(xiàn)，相對(duì)于縫合模型而言，機(jī)械吻合模型二次流的徑向速度較大，意味著二次流強(qiáng)度較大，且渦流的渦心距離壁面較近，會(huì)增加血液同易形成血栓的移植血管壁的接觸機(jī)會(huì)，進(jìn)而會(huì)促進(jìn)血小板的活化，引起遠(yuǎn)端吻合區(qū)的內(nèi)膜增生［9］。

2.3 吻合區(qū)壓力分布

一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)不同時(shí)刻（t=0.01、0.04、0.08、0.15、0.20、0.24、0.27、0.7 s），縫合模型和機(jī)械吻合模型在吻合區(qū)的壓力分布如圖6所示。

圖6 一個(gè)心動(dòng)周期對(duì)稱面內(nèi)壓力分布（上行為縫合模型，下行為凸起模型）（a）t=0.01 s；（b）t=0.04 s；（c）t=0.08 s；（d）t=0.15 s；（e）t=0.20 s；（f）t=0.24 s；（g）t=0.27 s；（h）t=0.70 sFig.6 Pressure distribution in symmetry plane within a cardiac cycle（upper：hand-sewn model；lower；sutureless anastomosis model）.（a）t=0.01 s；（b）t=0.04 s；（c）t=0.08 s；（d）t=0.15 s；（e）t=0.20 s；（f）t=0.24 s；（g）t=0.27 s；（h）t=0.70 s

經(jīng)比較發(fā)現(xiàn)，兩模型在相同時(shí)刻的仿真結(jié)果具有以下相同之處：由圖6中（a）～（c）可知，當(dāng)0 s＜t＜0.08 s時(shí)，吻合區(qū)“足尖”處的壓力隨著血流速度的增大而升高，在t=0.08 s時(shí)刻，血流速度達(dá)到最大，吻合區(qū)“足尖”處的壓力也達(dá)到最高，吻合區(qū)“足跟”處的壓力則相對(duì)較低。由圖6中（d）～（g）可知，當(dāng)0.08 s＜t≤0.27 s時(shí)，吻合區(qū)“足尖”處的壓力逐漸降低，吻合區(qū)“足跟”處的壓力則逐漸升高，最終二者的壓力基本相同。由圖6（h）可知，當(dāng)0.27 s＜t≤0.8 s時(shí)，吻合區(qū)的壓力分布比較均勻，“足尖”與“足跟”處的壓力相差不大。仿真結(jié)果顯示，縫合模型吻合區(qū)的壓力相對(duì)較高，其吻合區(qū)“足尖”處的高壓范圍相對(duì)較大，但分布比較均勻，變化梯度較小；與之相反，機(jī)械吻合模型吻合區(qū)“足尖”處高壓范圍則相對(duì)較小，卻具有較大的變化梯度。一般認(rèn)為吻合區(qū)“足尖”處呈現(xiàn)較低壓力對(duì)改善吻合區(qū)的血流動(dòng)力學(xué)因素是有益的，但仿真結(jié)果顯示，兩個(gè)模型均在吻合區(qū)“足尖”處出現(xiàn)局部高壓，高的血壓會(huì)顯著增強(qiáng)血小板活化能力，進(jìn)而導(dǎo)致血栓的形成，并引發(fā)其他嚴(yán)重的血栓性疾病［18］。

2.4 吻合區(qū)壁面切應(yīng)力分布

一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)不同時(shí)刻（t=0.01、0.04、0.08、0.15、0.20、0.24、0.27、0.7 s），吻合區(qū)血管壁面切應(yīng)力分布如圖7所示。仿真結(jié)果顯示，壁面切應(yīng)力隨吻合區(qū)入口速度梯度的增減而增減。

經(jīng)比較發(fā)現(xiàn)，兩模型在同一時(shí)刻的仿真結(jié)果具有以下相同之處：由圖7中（a）～（c）可知，當(dāng)0 s＜t＜0.08 s時(shí)，由于吻合區(qū)入口處幾何形狀引起速度發(fā)生突變，越接近吻合區(qū)“足跟”處，壁面切應(yīng)力越大，而沿移植血管內(nèi)側(cè)壁面低速區(qū)的壁面切應(yīng)力則相對(duì)較??；吻合區(qū)“足尖”流動(dòng)駐點(diǎn)處的血流速度梯度較小，對(duì)應(yīng)的壁面切應(yīng)力也較小，越過(guò)流動(dòng)駐點(diǎn)處，沿移植血管外側(cè)壁面的壁面切應(yīng)力逐漸增大，直至達(dá)到充分發(fā)展?fàn)顟B(tài)而保持不變。在t=0.08 s時(shí)刻，隨著移植血管中血流量達(dá)到最大，壁面切應(yīng)力也達(dá)到最大。由圖7中（d）～（g）可知，當(dāng)0.08 s＜t≤0.27 s時(shí)，受到回流的影響，移植血管中的血液沿內(nèi)側(cè)壁面反向流回主動(dòng)脈，內(nèi)側(cè)壁面低速區(qū)的血流速度和速度梯度逐漸增大，壁面切應(yīng)力也隨之增大，并于吻合區(qū)“足跟”處達(dá)到最大；與此同時(shí)，吻合區(qū)“足尖”處血流方向也發(fā)生變化，流動(dòng)駐點(diǎn)消失，移植血管外側(cè)壁面血流速度和速度梯度逐漸減小，壁面切應(yīng)力也隨之減小。由圖7（h）可知，當(dāng)0.27 s＜t≤0.8 s時(shí)，隨著血流速度和速度梯度的減小，內(nèi)側(cè)壁面與外側(cè)壁面的切應(yīng)力均隨之減小，總體變化幅度較小。由圖7可知，兩個(gè)模型的低壁面切應(yīng)力主要出現(xiàn)于吻合區(qū)“足尖”的流動(dòng)駐點(diǎn)處以及移植血管的內(nèi)側(cè)壁面處，正好與該處的低速區(qū)相對(duì)應(yīng)。

圖7 一個(gè)心動(dòng)周期壁面切應(yīng)力分布（上行為縫合模型，下行為凸起模型）。（a）t=0.01 s；（b）t=0.04 s；（c）t=0.08 s；（d）t=0.15 s；（e）t=0.20 s；（f）t=0.24 s；（g）t=0.27 s；（h）t=0.70 sFig.7 Wall shear stress distribution within a cardiac cycle（upper：hand-sewn model；lower：sutureless anastomosis model）.（a）t=0.01 s；（b）t=0.04 s；（c）t=0.08 s；（d）t=0.15 s；（e）t=0.20 s；（f）t=0.24 s；（g）t=0.27 s；（h）t=0.70 s

然而，兩模型的仿真結(jié)果也存在一些差異：首先，相對(duì)于縫合模型而言，機(jī)械吻合模型吻合區(qū)存在凸起，入口處血流速度和速度梯度較大，吻合區(qū)“足跟”處壁面切應(yīng)力相對(duì)較大，由圖7可知，縫合模型沿吻合區(qū)的壁面切應(yīng)力值在0～30 Pa之間變化，機(jī)械吻合模型沿吻合區(qū)的壁面切應(yīng)力值在0～50 Pa之間變化。機(jī)械吻合模型吻合區(qū)附近的壁面切應(yīng)力相對(duì)較大，較大的壁面切應(yīng)力對(duì)減緩內(nèi)膜增生是有益的。然而，相對(duì)于縫合模型而言，機(jī)械吻合模型在吻合區(qū)“足跟”處出現(xiàn)較高的應(yīng)力集中現(xiàn)象，主要是由于血管沿吻合區(qū)幾何形狀發(fā)生劇烈變化引起的，異常高的應(yīng)力集中則對(duì)血管壁重構(gòu)極其有害，并可能導(dǎo)致內(nèi)皮細(xì)胞的損傷和再狹窄的形成及發(fā)展［19］。并且沿機(jī)械吻合模型吻合區(qū)的軸向和周向，壁面切應(yīng)力均具有更大的空間變化梯度，高壁面切應(yīng)力梯度更容易引起血小板的活化和內(nèi)膜增生，尤其是在吻合區(qū)“足跟”處，這些區(qū)域是引起血管病變、影響搭橋長(zhǎng)期通暢率的危險(xiǎn)區(qū)。然而，在真實(shí)的“在體”手術(shù)中，血管壁會(huì)發(fā)生順應(yīng)性變形，吻合區(qū)的邊界幾何形狀不會(huì)如此“尖銳”，吻合區(qū)的壁面切應(yīng)力也不會(huì)像仿真結(jié)果那樣變化劇烈，壁面切應(yīng)力梯度也要小得多。相對(duì)于縫合模型而言，機(jī)械吻合模型由于存在凸起，沿移植血管內(nèi)側(cè)壁面的低速區(qū)范圍較大，其對(duì)應(yīng)的低壁面切應(yīng)力范圍也相對(duì)較大，而較低的壁面切應(yīng)力對(duì)血小板的活化和聚集具有重要的影響，低壁面切應(yīng)力會(huì)減少一種血小板聚集抑制劑的分泌，而這種抑制劑在調(diào)節(jié)局部血流和防止內(nèi)膜增生形成機(jī)制中起重要作用［20］。

3 結(jié)論

為了說(shuō)明機(jī)械吻合器的引入，對(duì)冠狀動(dòng)脈搭橋術(shù)近端吻合區(qū)血流動(dòng)力學(xué)因素的影響，利用計(jì)算研究方法對(duì)傳統(tǒng)縫合搭橋和機(jī)械吻合搭橋模型中的血流動(dòng)力學(xué)進(jìn)行了研究和比較分析。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，相對(duì)于傳統(tǒng)縫合模型而言，機(jī)械吻合模型在吻合區(qū)入口處具有較大的血流速度、明顯的應(yīng)力集中現(xiàn)象、較強(qiáng)的二次流、較大的壁面切應(yīng)力梯度，沿移植血管內(nèi)側(cè)壁面的低速區(qū)和低壁面切應(yīng)力區(qū)范圍相對(duì)較大。這些因素在一定程度上容易引起近端吻合區(qū)內(nèi)膜增生和血小板的活化，當(dāng)處于活躍狀態(tài)的血小板在遠(yuǎn)端吻合區(qū)聚集時(shí)，容易引起遠(yuǎn)端吻合區(qū)的內(nèi)膜增生。因此，有必要對(duì)機(jī)械吻合器進(jìn)行優(yōu)化設(shè)計(jì)，改善吻合區(qū)的幾何形狀，盡量避免產(chǎn)生凸起，保證主動(dòng)脈流來(lái)的血液能順暢地流入移植血管中，減緩近端吻合區(qū)的內(nèi)膜增生和血小板的活化，進(jìn)而減緩遠(yuǎn)端吻合區(qū)內(nèi)膜增生，提高冠狀動(dòng)脈搭橋術(shù)的長(zhǎng)期通暢率。

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