端側吻合與側側吻合的自體動靜脈內瘺的數值模擬分析*

張嘉惠,齊天成,張懷新△

(1.上海交通大學醫學院附屬仁濟醫院,上海交通大學醫學院臨床研究中心,上海 200127;2.上海交通大學 船舶海洋與建筑工程學院,上海交通大學海洋工程國家重點實驗室,上海 200240)

0 引言

慢性腎臟病發展至終末期的患者需要使用血液透析手段進行治療,動靜脈內瘺(arteriovenous fistula, AVF)是血液透析手術中所建立血管通路的一種。AVF的穩定性直接關系到患者的生命健康,因此,在早期對血管通路進行診斷及干預,對延長其使用壽命具有重要意義[1]。

血透患者 AVF 的失功原因一般為靜脈內膜增生導致吻合口或靜脈出口狹窄[2-4]。Roca-Tey等[5]通過對患者內瘺血流量測定,發現AVF 出現狹窄的主要部位是靜脈出口,其次是吻合口部位。動靜脈內瘺建立后,其局部血流動力學有明顯改變:靜脈管腔內局部壓力升高、血流方向及速度改變、渦流及湍流形成[6]。動靜脈內瘺局部流場和血流動力學的改變與靜脈內膜增生有密切關系。研究表明,導致內膜增生的一個重要血流動力學因素是壁面剪切應力,一定的高切應力為血管內膜的保護因素,血小板沉積和血脂質沉積更易發生在同一血管段中剪切應力較低、湍流渦流嚴重的部位,進而導致血管壁內膜增厚,引發動脈粥樣硬化等病變[7-8]。但高切應力只在一定范圍內保護內皮細胞抗增殖,切應力過高意味著血管內壁在流動過程中受到更大的血液摩擦力,可引起血管內皮細胞機械性損傷[9]。Hofstra等[10]對維持性血液透析患者隨訪中發現,動靜脈內瘺吻合口血液流速與靜脈內膜增生肥厚呈正相關。這提示血流切應力在一定范圍內有抑制內膜增生的作用,高于或低于此范圍都可能引發內膜增生。目前臨床上主要通過核磁共振及多普勒超聲來獲取AVF的血流動力學參數,但以上兩種方法對復雜區域的血流測量存在較大誤差,難以獲取精細的血流速度分布、壁面切應力等關鍵血流動力學參數。

自體動靜脈內瘺屬于永久性的血管通路,其手術選擇的吻合血管通常為人體前臂手腕部位的橈動脈和頭靜脈,血管間的吻合是建立透析通路的關鍵環節,目前臨床上采用的吻合方式主要為端-側與側-側吻合,前者是指將靜脈端與動脈側面的血管相吻合,后者是指將動脈與靜脈的血管側面相吻合。不同的吻合方式及吻合質量直接關系到術后AVF的使用功能與壽命。隨著計算流體力學的發展,Van Canneyt 等[11]應用計算機模擬了端-側吻合AVF血流動力學,探討了不同長度、不同角度吻合方式的影響。而Hull等[12]計算模擬了側-側吻合AVF的血流動力學特征,并與文獻[11]的45°、90°端-側吻合進行了比較。但以上研究將血管流動設為定常均流速度,而真實血管流是隨時間的脈動流,為此,本研究采用實際的血液脈動速度,對端-側及側-側兩種不同吻合方式的AVF進行建模,通過Fluent計算流體力學軟件分析和比較兩者的血流動力學特征,以及有可能對AVF的使用所造成的影響。

1 模型與方法

1.1 模型構建

本研究在Solidworks中建立AVF模型,見圖1。參照相關研究[11]對結構參數的選取如下:動脈內徑為4 mm,靜脈內徑為6 mm。吻合口形狀為一個長軸為6 mm,短軸為4 mm的橢圓。端-側AVF的吻合角度為55°,側-側吻合AVF的結扎長度取為15 mm。由于AVF發生狹窄的部位一般為靜脈端及瘺口吻合處,為此,本研究在瘺口及臨近瘺口的部位,分別截取距瘺口中心位置4、7、9 mm的三個橫截面作為研究域;選取的計算域是在此基礎上進行擴大,以減小邊界條件與實際情況之間誤差所造成的影響。

圖1 動靜脈內瘺模型

1.2 研究方法

1.2.1材料屬性 使用Ansys-Fluent計算流體力學分析軟件對AVF模型進行瞬態數值模擬。采用多面體網格單元對模型進行網格劃分。動脈和靜脈血管在周圍組織及血流作用下,實際發生的變形很小,可視作固壁。血液設為牛頓流體,黏度為0.003 45 Pa·s,密度為1 050 kg/m3,血管壁面設定為無滑移條件,即壁面處的速度為0。

1.2.2邊界條件與計算參數 給定動脈在近心端入口和遠心端出口的血液流速,見圖2[13],74.1%的動脈血都將通過內瘺直接進入靜脈,剩余25.9%的血液通過動脈流出,靜脈端出口為自由流出邊界。根據血液流速峰值和血管直徑算得最大雷諾數約為1 552(<2×103),故采用層流模型。根據以上設定條件,血流的運動遵循質量守恒定律與動量守恒定律,即遵守連續性方程與Navier-Stokes方程。迭代時間步長為0.005 s,計算時長為兩個心動周期,選取第二個心動周期內的計算結果進行分析。由圖2可得速度入口波形的幾個特征時點:主波波峰0.2 s;重搏前波波峰0.35 s;重搏前波波谷0.5 s;重搏波波峰0.6 s,下文將擇取這四個時間點的數據對數值模擬結果進行分析。

圖2 動脈近心端及動脈遠心端血流速度曲線

2 結果與討論

2.1 血流速度

四個特征時點下的速度分布見圖3?？梢?在整個心動周期內,側-側AVF和端-側AVF在血管壁的瘺口處均出現了最大的速度梯度,即速度變化最劇烈,并且瘺口附近部位在不同時刻下均出現回流現象,形成了明顯的渦流。同時,心動收縮期相較于心動舒張期血液流速的變化幅度更大,對血流特性的影響也更加顯著。此外,由于從動脈分流而來的血液以一定角度進入靜脈,產生了垂直于血管軸向的附加流,因此,在瘺口及瘺口附近,兩種內瘺模型均出現了流場紊亂及渦流現象。血流的渦流是致使血管通路及血管壁內皮細胞各類成分分布不均勻的重要誘因,該處易發生脂質濃度極化,嚴重時可導致血小板沉積,進而引發粥樣硬化斑塊等病變,這也是動靜脈內瘺在臨床上的使用壽命要小于人體正常血管的重要原因之一[12-14]。因此,在瘺口及瘺口附近的部位最易發生粥樣硬化斑塊。而端-側AVF相較于側-側AVF,渦流的程度明顯有所緩和。

為探究瘺口及靜脈出口處易發生病變的具體位置和血液流速特征,本研究對距離瘺口中心4、7、9 mm的三個橫截面處的血流速度分布進行分析。

圖4(a)、(b)依次描述了端-側AVF和側-側AVF在四個特征時點下三個截面上的速度分布?？梢?隨著與瘺口的距離增大,血流速度呈減小趨勢。在端-側AVF與側-側AVF中,血液流速的分布都不均勻,局部低速區域主要集中于靜脈內側,而局部高速區域集中于靜脈外側;從距離瘺口中心7～9 mm的截面,局部血流動力學環境發生變化的現象明顯變輕,這是因為血液在流經瘺口后發展的愈加充分,因此速度分布趨于均勻。據此推測,壁面切應力的分布也隨之趨于均勻。因此,無論是側-側吻合還是端-側吻合,在距離瘺口非常近的部位,靜脈端尤其是內側區域存在發生斑塊硬化的高風險。相關研究[15]也表明靜脈內膜增生的部位主要在瘺口附近的內側壁,而外側壁處則不明顯,與本研究的計算結果一致。

2.2 壁面切應力

圖5為端-側AVF和側-側AVF在四個特征時刻的血管壁面切應力分布?？梢?壁面切應力大小的變化與入口速度呈相同的變化趨勢,這是因為血流速度越大,壁面處的速度梯度越大,在心動收縮峰值期t=0.2 s時,壁面切應力達到最大值。兩種吻合方式的AVF在瘺口附近的部位均出現了剪切力的不均勻分布。近心端靜脈距離瘺口越近,壁面切應力越大,在瘺口的中間位置達到最大值,并且靜脈內側的壁面剪切力明顯小于外側,形成局部低壁面切應力區。相關研究表明[16-17],在瘺口附近的靜脈壁內側區域出現的低流速和低壁面切應力等現象對血管壁的結構和功能具有關鍵性影響,其會使壁面內皮細胞的形態功能發生改變,導致內皮細胞活性分子的分泌降低,血小板激活黏附,進而形成粥樣硬化斑塊。

(a)端-側AVF

(b)側-側AVF

圖4 不同時刻下兩種AVF模型在三個截面上的流速分布

圖5 不同時刻下兩種AVF模型的WSS分布

為定量探究兩種內瘺模型的壁面切應力特性,本研究分別對距離瘺口中心4、7、9 mm的三個橫截面site1、site2、site3的壁面剪應力進行統計分析。

圖6 兩種AVF模型的壁面切應力特征值Fig.6 WSS characteristics of two AVF models

對比圖6(a)、(b)可知,兩種模型在三個截面上的壁面切應力最小值比較接近,基本在0～8 dyn/cm2(1 dyn/cm2=0.1 Pa)范圍內。端-側AVF在近瘺口處的壁面切應力水平整體上高于側-側AVF,特別在收縮期內,壁面切應力的最大值為66～213 dyn/cm2。大量研究證實[18-19],過高的壁面切應力(>70 dyn/cm2)環境會令血小板活化、釋放生物活性分子并參與炎癥,進而加快粥樣硬化斑塊的形成進程。因此,端-側AVF在收縮期內過高的壁面切應力,可能存在發生粥樣硬化的風險。

由圖6(b)可知,側-側AVF在三個截面上的壁面切應力在不同時刻反映出的規律一致。隨著與瘺口距離的增大,壁面切應力的最小值隨之升高,而平均值和最大值則呈降低趨勢。這表明壁面切應力的分布隨著與瘺口距離的增大而趨于均勻。由圖6(a)可知,端-側AVF表現出與側-側AVF相似的規律,即壁面切應力的最大值隨著與瘺口距離的增大而顯著降低,切應力的分布趨于均勻,但壁面切應力的最小值與平均值的變化規律并不明顯。

單個時間點的壁面切應力無法反映其隨時間變化的規律,因此,本研究在以上瞬時壁面切應力研究的基礎上提出其他參數以描述WSS特性,如時均切應力(time-averaged wall shear stress,TAWSS)、振蕩切應力指數(oscillatory shear index,OSI)。TAWSS計算了WSS在一個心動周期內的平均值,OSI則描述了WSS在一個心動周期內的瞬時變化,計算見式(1)、(2)[20]:

(1)

(2)

其中τw為上述計算得到的瞬時壁面切應力,T為心動周期。OSI的取值范圍0～0.5,表示了流動從穩定到高度振蕩的變化。圖7為兩種AVF模型的TAWSS和OSI分布。

由圖7可知,兩種AVF模型的TAWSS分布都較為均勻,血液在流經瘺口至動脈遠心端和靜脈近心端后,TAWSS出現降低。兩種AVF模型的高OSI區域均發生在瘺口及近瘺口部位,對比可見明顯差異,見圖7(b)、(d):端-側AVF的高OSI區域面積明顯大于側-側AVF,并且在靜脈的內側血管壁上更為集中。高OSI是預測血管壁發生粥樣硬化的重要因素,因為,在高OSI區域更有可能發生血流的停滯和倒流[21]。這表明在瘺口附近,端-側吻合下AVF的血液流動具有更高的震蕩性,更易形成粥樣硬化和易損斑塊。

圖7 兩種AVF模型的TAWSS與OSI分布

3 結語

對于終末期腎病患者,自體動靜脈內瘺是進行血液透析治療的理想通路。本研究通過計算流體力學方法,對兩種動靜脈內瘺模型的血流動力學特性進行了分析。結果表明,對于端-側AVF與側-側AVF,血流特性最不穩定的部位均為瘺口近心端,特別是吻合口附近的靜脈內側壁,由于低速渦流區域和低壁面切應力的集中,最容易發生血管病變。端-側AVF相較于側-側AVF在近瘺口處的渦流現象有所緩和,但在心動收縮期存在過高的壁面切應力,并且高OSI區域面積也更大。在對動靜脈內瘺的吻合方案進行選擇和設計時,可考慮以上的計算流體力學分析結果,結合血流動力學因素的特征及差異,為動靜脈內瘺的臨床應用提供參考。

端-側AVF與側-側AVF都是將一個高壓的動脈與低壓的靜脈相吻合,壓力梯度使得本應到遠端動脈的血流改變原來的方向,進入靜脈,迅速增加的血流撞擊吻合口與靜脈壁,造成血管壁面剪切應力迅速增加,導致動靜脈內瘺血管通路出現少見的高振蕩剪切應力狀態,同時由于吻合口處的血管彎曲造成流動紊亂,形成低速渦流區域,這些血流動力學的改變可能是引發動靜脈內瘺病變與失功的關鍵因素。因此,應用計算流體力學手段,進一步詳細分析,將有助于今后臨床上保證血透患者血管通路的暢通。