血管支架內壁微織構參數對近壁面血流特性的影響

鄭凱瑞，楊發展*，趙國棟，卞東超，黃 珂，車成業

(1.青島理工大學 機械與汽車工程學院，山東 青島 266250；2. 青島大學 醫學院附屬醫院，山東 青島 266000)

心腦血管疾病因具有高發病率、高致殘率、高復發率、高死亡率等顯著特點，已成為人類健康的頭號殺手[1-3]。動脈粥樣硬化是心腦血管疾病最常見的病癥形式，主要是由于血液中的油脂和未能及時排出體外的垃圾沉積在血管壁上造成血管狹窄堵塞，引發心腦血管疾病[4-5]。預計到2030年，全球每年因心血管疾病死亡人數達到2 330萬[6]。目前最常用的治療血管狹窄、堵塞的方式是介入治療，通過在病變部位置入支架來撐開血管，保持血流暢通[7]。然而，現有的醫學研究發現支架介入后的再狹窄率居高不下，嚴重影響治療效果[8]。設計開發新型血管支架、降低支架出現再狹窄的概率是未來血管支架研究和發展的必然趨勢。郭景振等[9]設計了一款新型藥物洗脫支架，支架內表面直徑為 8 mm，厚度為 0.08 mm，長度為38.3 mm。通過有限元仿真分析其力學性能，發現新型支架在回收過程中不會發生斷裂，支架的壓握均勻性較好，為血管再狹窄后的二次治療提供了便利，但不能降低血管再狹窄的概率。Hehrlein等[10]設計了一種新型生物可吸收鋅合金支架，支架長20 mm,將其置入21頭幼豬的股動脈分叉處，隨訪1到3個月。通過血管造影和組織形態學研究發現，與剛性鎳鈦合金支架相比，可吸收鋅支架顯示出較少的新內膜增生，該支架為降低血管再狹窄提供了新的思路。然而，血管支架被降解吸收之后，再狹窄的問題仍不可避免。支架支撐血管示意如圖1所示[11]。近年來對血管支架材料、表面涂層等方面研究較多，在其內表面設計加工微織構的研究鮮有報道。

圖1 支架支撐血管示意[11]Fig. 1 Schematic diagram of stent support vessel

仿生微織構因具有減阻、抗黏附的優勢開始越來越多地被應用到加工制造領域。Sun等[12]在刀具表面加工出不同尺寸的溝槽微織構，通過進行干切削鋁合金實驗和仿真模擬，發現在一定尺寸范圍內，與傳統無織構刀具相比，微織構刀具對于減少刀-屑接觸面積和摩擦系數有積極作用。同時，微織構的存在能夠有效減少黏附區域，具有顯著的抗黏附作用。Zhang等[13]采用激光加工技術在YG8刀具表面設計了直線形、正弦形和菱形微織構，通過進行切削鈦合金實驗，發現直線形微織構的存在能有效地減少前刀面和后刀面磨損面積，降低前刀面磨損強度，提高工件加工的表面質量。此外，表面微織構還具有良好的疏水性、減摩效果和生物相容性，在醫學領域具有廣泛的應用前景。李江瀾等[14]采用飛秒加工技術在聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)表面上制備出光柵型和方柱型微織構，通過對上述微織構進行形貌分析和接觸角測量，發現方柱型微織構具有較好的疏水性。劉宇航等[15]優化了在316L醫用不銹鋼表面加工微織構時的激光加工參數，減少溝槽寬度，增大溝槽高度且減少微織構加工過程中的熱損傷，在醫用不銹鋼表面起到更好的減磨效果。Li等[16]發現仿生微/納米結構具有最佳的生物活性和生物相容性，因而提出一種利用復合微/納米結構控制鈦合金種植體骨整合的創新功能化策略，在醫學應用領域具有重要意義。Ezura等[17]通過實驗研究發現，經過激光加工微織構處理的樣品，其生物相容性比未經過激光加工處理的樣品更好。Tahmasebifar等[18]通過細胞培養研究發現，在AZ91D鎂合金板上加工出微織構可以使試樣表現出良好的生物相容性。

基于上述學者的研究，本文在管狀血管支架內表面設計了面積占有率為20.4%的正六邊形凸起微織構，采用有限元分析法，探究在面積占有率相同的情況下，不同高度的微織構對近壁面處血流狀態的影響，并揭示其影響機理，以期為新型血管支架的研發提供新方法。

1 模型與方程

1.1 模型構建

采用SolidWorks繪圖軟件建立無織構血管支架和面積占有率為20.4%，高度分別為30、35、40、45和 50 μm的管狀正六邊形凸起微織構血管支架三維模型。支架長10 mm、內徑1.8 mm，微織構支架三維模型如圖2所示。

圖2 管狀微織構血管支架三維模型Fig. 2 Three dimensional model of tubular micro textured vascular stent

采用Ansys中的Workbench模塊對血管支架模型進行流體力學仿真。根據文獻[19-20]設置材料屬性、邊界條件：

1)將血液視為不可壓縮的牛頓流體，密度ρ=1 060 kg/m3，動力黏度μ=0.004 Pa·s；

2)忽略血管厚度的影響；

3)心臟的搏動包括舒張期和收縮期，心臟每收縮和舒張一次構成一個心動周期，因而血液流速也會產生周期性變化；在一個心動周期內，血流速度隨時間變化情況如圖3所示；

圖3 心動周期內不同時刻血液流速Fig. 3 Blood flow velocity at different times in cardiac cycle

4)血液的出口壓力為默認值。

1.2 血液流動方程與有限元分析步驟

血液在流動過程中的方程為三維非穩態N-S方程，其具體表達式為[21-22]：

(1)

(2)

(3)

式中：u、v、w分別為血液在x、y、z方向上的速度分量；p表示血液壓力；ρ為血液密度；μ為血液黏度。

有限元方法是將整體分成有限個部分進行分析的方法，步驟如圖4所示。首先在Solidworks中創建血管支架模型，然后將其導入Geomerty模塊，在該模塊中抽取流體域，并對所抽取的流體域命名為Blood。將血液在支架的入口和出口端分別命名為inlet、outlet，將血液與支架內壁面接觸的部分命名為wall。在Mesh 模塊中對流體域進行網格劃分，在微織構處對網格進行加密細化；然后將上述材料屬性、邊界條件輸入到Setup模塊中，選擇瞬態分析方法。各項參數設置完成后，對仿真模型進行初始化并啟動迭代計算，仿真結果收斂后取支架中間平面的血液流域進行分析，獲得無織構支架和不同高度微織構支架下的血液流動速度云圖和血液流動矢量圖。

圖4 有限元分析步驟Fig. 4 Finite element analysis steps

2 結果分析與討論

造成血管狹窄的原因有很多，其中血液流速是最重要的影響因素之一。血液流速過慢容易導致血液中脂類等物質沉積在血管壁上，堵塞血管，因此本文重點探究微織構血管支架對血流速度的影響。從圖5可以看出，在一個心動周期內，不同支架內血液流速隨時間變化的趨勢基本一致，心臟收縮時血液流動速度處于峰值時刻，心臟舒張時血液流動速度逐漸平穩。微織構血管支架下最大的血液流速為0.643 8 m/s,而無織構支架下的最大血流速度為 0.591 m/s。這是因為相比于無織構支架，微織構支架能夠有效改善近壁面處的血流特性，提高血液流動速度和近壁面處的擾動，緩解血液停滯現象，減少血液黏附，降低血管支架出現再狹窄的風險。

圖5 一個心動周期內不同支架下的血液流速Fig. 5 Blood flow rate under different stents in a cardiac cycle

2.1 峰值時刻近壁面血液流動情況分析

仿真結束后，通過對仿真結果進行后處理得到圖6和圖7。圖6和圖7(a)～(e)分別為無織構血管支架和高度為30～50 μm的六邊形凸起微織構血管支架在血流速度達到峰值時刻(心臟收縮時)的血液流速云圖。從圖中可以看出，血液流速出現明顯的分層形式，在支架內的不同位置血液流速出現差異，這是因為血液與支架內壁面接觸時引起血小板黏附并激活了凝血系統[23]，使得血液黏附在支架內壁上產生停滯，血液流動受阻。此外，由于血液黏度較大，靠近壁面處的血液產生速度梯度，使得血液在近壁面處產生了邊界層，越靠近支架內壁面處血液流動速度越慢，與壁面接觸處血液速度近似為0。從圖7(a)～(e)中可以看出，微織構支架下血液層與層之間出現明顯的波動，流速越大，近支架內壁處的波動狀態越明顯。這是由于微織構的存在使得近壁面處的血流狀態發生改變，血液流動不再平順，出現一定程度的擾動，微織構越高，對血液造成的擾動越大，邊界層內不同流速血液間的波動狀態越明顯。研究發現(圖7(a)～(e))，在微織構支架下，接近微織構內壁處的血液停滯區相較于沒有與微織構接觸的血液停滯區較小，這是由于較佳的疏水表面一般擁有較高的表面粗糙度[24]，而微織構的存在增大了支架內壁的表面粗糙度，因此織構化的表面提高了材料的疏水性，改善了支架內壁的疏水性，減少了血液的黏附。

圖6 峰值時刻無織構血管支架下血液流動速度云圖Fig. 6 Cloud diagram of blood flow velocity without vascular stents at peak time

圖7 峰值時刻不同織構高的血管支架下血液流動速度云圖Fig. 7 Cloud diagram of blood flow velocity under different vascular stents at peak time

與無織構支架相比，微織構支架能夠提高流域內主流區的平均速度。在無織構支架下，血液主流區速度為0.591 0 m/s。當微織構高度為35 μm時，流域內主流區速度為0.595 6 m/s,速度提高了0.78%，對于血液流速的提升效果最小。當微織構凸起的高度為50 μm時，主流區速度為0.643 8 m/s，相比于無織構支架，速度提高8.93%，對血液流速的提升效果最大。 織構參數為50 μm時對血液流速的提升效果最優，這是因為此時的表面粗糙度最大，因而具有更佳的表面疏水性，當血液流經支架內表面時，能更好地減少血液黏附，在一定程度上提高了血液的流動速度。

圖8(a)～(f)分別為無織構血管支架和高度為30～50 μm的微織構血管支架在峰值時刻的血液流速矢量圖。從矢量圖中可以清晰地獲得血液在近壁面處的流動狀態。從圖8(a)中可以看出，在無織構支架下，血液的流動方向與支架軸心平行，血液流動速度呈現出明顯的差異：壁面處的血液流速為0，且血流量較小，越靠近軸心處，血液的流動速度越快，血流量逐漸增大，血液分布更加均勻。從圖8(b)～(f)可以看出，當采用微織構支架時，與壁面接觸的血液流動方向發生改變，尤其在半徑方向出現波動，在血液波動過程中不同流速層之間的血液產生了混合，流速層邊界出現波動，層間界面變得不規則。這是因為微織構的存在使得壁面處血液產生擾動，不同流速的血液混合在一起，減輕了壁面處血液停滯的狀態，微織構的疏水性和減阻特性也降低了血液停滯概率。對比不同高度微織構支架下的血液流速矢量圖，當微織構高度為30 μm時，近壁面處的血液擾動較輕(擾動高度約50 μm)，血流紊亂強度較小。當微織構高度從30 μm增加到50 μm時，近壁面處血液擾動幅度逐漸增大，不同流速的血液混合趨勢越來越明顯，壁面處產生的血流擾動可以使邊界層附近的血液更好地混合，改善血液停滯狀態。高度為50 μm的微織構支架下，血液產生擾動的幅度更大(擾動高度約62 μm)，說明高度為50 μm的微織構對近壁面處血液的影響效果更好。

圖8 峰值時刻不同血管支架下血液流動矢量圖Fig. 8 Vector diagram of blood flow under different vascular stents at peak time

在峰值時刻，相比于無織構血管支架，采用微織構血管支架時，邊界層的血液流速有所提升，一方面微織構的存在使得近壁面的血液出現擾動，使得不同流速之間的血液充分混合，增加血流強度，緩解血液停滯狀態；另一方面，微織構起到減阻、抗黏附的作用，減少了血液黏附在壁面上的幾率，從而增加了血液的流動速度。

2.2 穩定時刻邊界層血液流動速度

圖9和圖10(a)～(e)分別為無織構血管支架和高度為30～50 μm的六邊形凸起微織構血管支架在穩定時刻的血液流動速度云圖。在峰值時刻和穩定時刻，支架入口處的邊界層厚度均較小。隨著血液在支架內流動，邊界層的厚度逐漸增大。這是由于黏性流動壁面無滑移，隨著血液不斷向前流動，上下壁面間均產生邊界層流動，邊界層沿層發展，導致邊界層厚度逐漸增加[25]。穩定時刻的邊界層厚度較峰值時刻有所增加，這是因為邊界層厚度與流體流速有關，若流體流速降低則邊界層厚度增加[26]。穩定時刻的血流速度要明顯低于峰值時刻的血流速度，因此邊界層厚度相較于峰值時刻顯著增加。當到達穩定時刻，血液層流狀態發展更加充分，不同流速的血液之間分層更加明顯。穩定時刻血流的動力比峰值時刻的動力小，因而與壁面的摩擦力度較小，血液在流動過程中更加穩定，不同流速層之間的血液波動程度比峰值時刻有所降低，近壁面處的擾動現象較輕。

圖9 穩定時刻無織構血管支架下血液流動速度云圖Fig. 9 Cloud diagram of blood flow velocity without vascular stents at stable time

圖10 穩定時刻不同血管支架下血液流動速度云圖Fig. 10 Cloud diagram of blood flow velocity under different vascular stents at stable time

除了與壁面接觸部分血液流速近似為0的區域外，在穩定時刻下邊界層中也出現血液流速為0的區域，在速度云圖中呈現出一條速度為0的線型區域，這說明除了壁面處，在邊界層中也出現血流的停滯區。從圖9中可以看出，采用無織構支架時，邊界層中的血流停滯區在速度云圖中是一條流速為0的連續線條。當采用微織構支架時，邊界層中血流停滯區逐漸減小，如圖10(a)～(e)所示，說明采用微織構支架時，邊界層的血液流動比采用無織構支架時要更加充分，血液的流動狀態更好。微織構支架下的軸心處的主流區速度要大于無織構支架下的主流區速度，采用無織構支架時，最大血流速度為0.177 4 m/s。在微織構高度為35 μm 時，流域內的最大血流速度為0.181 3 m/s，相比于無織構支架，流速提高了2.20%，對血液流速的提升效果最??；在微織構高度為50 μm時，最大血流速度為0.202 9 m/s，較無織構支架提高了14.37%，對血液流速的提升效果最大。 微織構高度為50μm時，高度較高的微織構使得近壁面處血液混合得更加充分，血液流動狀態更好，有效減少了血液的停滯現象，使整個流域內的血液流速得到提升。

圖11(a)～(f)分別為無織構血管支架和高度為30～50 μm的六邊形凸起微織構血管支架在穩定時刻的血液流速矢量圖。從圖可以看出，在無織構血管支架下，邊界層類型為層流邊界層，血液流動方向與支架內軸線平行，血液層與層之間無徑向脈動，互不混合。越靠近壁面，血液流速越低，與壁面接觸的血液流速為0。近壁面處的血液流動方向與血液主流區的流動方向相反，這是因為此時心臟處于舒張期，血管內的壓力降低，導致血液回流?；亓鞯难号c正常流動的血液之間出現明顯分層，血液分布不均勻，在流速矢量圖上產生了空白區域。由圖11(b)～(f)可以看出，在微織構支架下，壁面處的血液回流，回流區域中微織構處的血液流動方向與支架軸心平行，但非微織構區域的血液流動方向發生改變?；亓鲄^域的血液同正常流動的血液一樣出現分層，并且與正常流動的血液形成漩渦。漩渦改變了血液在近壁面的流動狀態，近壁面處的血液由層流變成湍流。微織構表面的疏水性對湍流流體起到的減阻作用要優于層流流動的流體[27]。具有微織構的固體表面在復雜的流場中能夠發揮出更好的作用，降低黏性流體的黏性，進一步降低摩擦阻力[28]。

圖11 穩定時刻不同血管支架下血液流動矢量圖Fig. 11 Vector diagram of blood flow under different vascular stents at stable time

在穩定時刻，采用微織構血管支架時邊界層的血液流速有所提升。對比不同微織構高度下的血液流動狀態，當微織構高度為30 μm時，近壁面處血液產生的漩渦強度較小(漩渦高度約184 μm)，壁面處的血液回流量較大，隨著微織構高度的增加，近壁面處因擾動而產生的漩渦越明顯。當微織構的高度增加到50 μm時，漩渦現象最為明顯(高度約200 μm)，血液的回流量減少。

通過仿真研究發現微織構能夠改變近壁面的血液流動狀態，有效改善血液停滯現象，使近壁面處的血液能夠更好地混合，同時微織構的疏水性能夠減少血液黏附，抑制血液沉積現象，進而減少支架置入后再狹窄的概率。將微織構應用于血管支架中，為新型血管支架的設計和開發提供新的方法與思路，為解決血管支架置入后再狹窄問題具有指導意義。

3 結語

本文建立了無織構管狀血管支架和面積占有率為20.4%的不同高度的正六邊形凸起微織構管狀血管支架模型，采用Ansys有限元軟件分析了一個心動周期內不同支架下的血流狀態，得到以下結論：

1)微織構血管支架能夠有效提高血液的流動速度。在峰值時刻，高度為50 μm的微織構血管支架能夠將血液流速提高8.93%;在穩定時刻，高度為50 μm的血管支架血流速度能夠提高14.37%。

2)不同高度的微織構對血液流動狀態的影響效果不同。在峰值時刻，近壁面處血液出現擾動，壁面處產生了血流停滯區。微織構高度為30 μm時，血液擾動幅度較小，隨著微織構高度的增加，血液擾動幅度逐漸增大，當微織構高度為50 μm時，血液擾動幅度最大，近壁面血液能夠更好地混合。

3)在平穩時刻，近壁面血液產生回流和漩渦。高度為30 μm的微織構在平穩時刻血液的回流量較大，產生的漩渦強度較??；高度為50 μm的微織構在平穩時刻下血液的回流量最少，近壁面處產生的漩渦最明顯。

4)微織構能夠改變近壁面的血液流動狀態，改善血液停滯現象，使近壁面處的血液能夠更好地混合，同時微織構的疏水性能夠減少血液黏附，抑制血液沉積現象，進而減小支架置入后再狹窄的概率。