构建颈内动脉瘤双向流固耦合模型的血流模拟

doi:10.3969/j.issn.2095-4344.2014.02.010

中国组织工程研究 ›› 2014, Vol. 18 ›› Issue (2): 218-224.doi: 10.3969/j.issn.2095-4344.2014.02.010

• 组织构建实验造模 experimental modeling in tissue construction • 上一篇下一篇

构建颈内动脉瘤双向流固耦合模型的血流模拟

吕绍茂，钟华，陈丽君，段少银

厦门大学附属中山医院，福建省厦门市 361004

收稿日期:2013-12-19 出版日期:2014-01-08 发布日期:2014-01-08
通讯作者: 段少银，博士，教授，主任医师，厦门大学附属中山医院，福建省厦门市 361004
作者简介:吕绍茂，男，1981年生，湖南省永州市人，汉族，2007年昆明医科大学毕业，硕士，主治医师，助理教授，主要从事影像解剖与应用研究。
基金资助:
国家自然科学基金面上项目(81071214)资助

Blood flow simulation of internal carotid artery aneurysm using two-way flow-solid coupling method

Lv Shao-mao, Zhong Hua, Chen Li-jun, Duan Shao-yin

Zhongshan Hospital of Xiamen University, Xiamen 361004, Fujian Province, China

Received:2013-12-19 Online:2014-01-08 Published:2014-01-08
Contact: Duan Shao-yin, M.D., Professor, Chief physician, Zhongshan Hospital of Xiamen University, Xiamen 361004, Fujian Province, China
About author:Lv Shao-mao, Master, Attending physician, Assistant professor, Zhongshan Hospital of Xiamen University, Xiamen 361004, Fujian Province, China
Supported by:
the National Natural Science Foundation of China, No. 81071214

摘要/Abstract

摘要：

背景：动脉瘤血液动力学变化为动脉瘤的治疗与其破裂的预防研究提供了前提与条件，有限元分析是一种很好的技术手段。
目的：构建颈内动脉瘤的双向流固耦合模型，并进行相关血流模拟。
方法：利用GE Lightspeed 64排螺旋CT扫描获得颈内动脉瘤CT血管造影数据，分别在mimics10.01软件上进行三维模型的实体构建，ansys+fluent软件进行流固耦合及血流模拟与仿真。
结果与结论：构建了颈内动脉瘤瘤壁和流场的有限元模型，模型具有良好的解剖形态，并与实体模型一致。模拟展示整个心动周期的血流变化：瘤体血流呈漩涡样，瘤体部流速较瘤颈部慢；血流引起动脉瘤壁的形变、壁面剪切力、压力及应力以瘤颈部最大，瘤顶部最小。模拟值以0.16 s(快速射血期)时刻为最高值，0.74 s(舒张期)为最低值。结果显示基于CT血管造影扫描数据进行颈内动脉瘤的双向流固耦合建模，其方法简单、实用。模拟动脉瘤血流接近人体的生理状态，结果为研究动脉瘤发生、发展提供新的理论依据。

中国组织工程研究杂志出版内容重点：组织构建；骨细胞；软骨细胞；细胞培养；成纤维细胞；血管内皮细胞；骨质疏松；组织工程

全文链接：

关键词: 组织构建, 组织工程, 颈内动脉, 后交通动脉瘤, 有限元建模, 血流模拟, 国家自然科学基金

Abstract:

BACKGROUND: The hemodynamics changes of aneurysm provide the basis for aneurysm treatment and ruptured aneurysm prevention, while finite element analysis is a good technical means.
OBJECTIVE: To construct the two-way flow-solid coupling model of internal carotid artery aneurysm, and thus simulate its flows.
METHODS: CT angiography data of internal carotid artery aneurysm were recorded with GE Lightspeed 64 spiral CT scanning, and the corresponding three-dimension model was constructed with mimics10.01 software. Then the fluid-solid coupled flow simulations were done depending on Ansys+Fluent software.
RESULTS AND CONCLUSION: The two-way flow-solid coupling model of internal carotid artery aneurysm was built, with the same morphology and anatomy as the three-dimensional CT imaging. In the whole cardiac cycle, the blood flow of aneurysm body was swirl typed and its velocity was slower than that of the aneurysm neck; the deformation, wall shear stress, pressure and von Mises stress of aneurysm wall were the maximum at the neck, and the minimum at the top. Their highest value was at the 0.16 s (rapid ejection period), and their lowest value at the 0.74 s (relaxation period). On the basis of CT angiography data, to construct the two-way flow-solid coupling model of internal carotid artery aneurysm is a simple and practical method. The blood flow simulation of aneurysm is close to the human physiological conditions, and the results will provide new theoretical basis for the study on the occurrence and development of aneurysm.

中国组织工程研究杂志出版内容重点：组织构建；骨细胞；软骨细胞；细胞培养；成纤维细胞；血管内皮细胞；骨质疏松；组织工程

全文链接：

Key words: carotid artery, internal, aneurysm, finite element analysis, hemodynamics

中图分类号:

R318

吕绍茂，钟华，陈丽君，段少银. 构建颈内动脉瘤双向流固耦合模型的血流模拟[J]. 中国组织工程研究, 2014, 18(2): 218-224.

Lv Shao-mao, Zhong Hua, Chen Li-jun, Duan Shao-yin. Blood flow simulation of internal carotid artery aneurysm using two-way flow-solid coupling method[J]. Chinese Journal of Tissue Engineering Research, 2014, 18(2): 218-224.

图/表（结果） 3

2.1 模型比较构建了颈内后动脉交通段动脉瘤的壁和流场的有限元模型，模型具有良好的解剖形态，并与实体模型一致(图2)。

2.2 血液流动情况截取中间第2个周期几个典型时刻的血管腔内的流线图及速度体积图，分别是0.16 s(入口瞬时速度为94.7 cm/s，心动周期内的最大速度)；0.36 s(入口瞬时速度为53.2 cm/s，为峰谷时刻)，0.44 s(入口速度为58.19 cm/s，为第二峰速时刻)，0.74 s(舒张期末，心动周期内最小入口速度，为37.2 cm/s)。模拟图像可以发现(图3)，在整个心动周期内，动脉瘤腔内均存在较为明显漩涡流动。当血流经动脉瘤远颈部时分成两股血流，一股血流沿着载瘤动脉直接下行至大脑前、大脑中动脉，为主干血流，另一股较少血流流入动脉瘤体内，瘤体内形成逆时针的漩涡，最后加入主干血流；漩涡流动的类型在整个心动周期内比较稳定，各个时刻流线图及速度体积图形显示远心端瘤颈部血流速度最快，靠近近心端瘤颈部区域也有小部分相对较快的血流，瘤腔内的其他部分血流相对较慢(图3)。

2.3 血管壁的形变情况显示的对整个心动周期的血液流动观察后，动脉瘤壁的变形情况，随着心脏的搏动，收缩期整个动脉瘤扩张，舒张期恢复，形变的规律随着流场的变化而变化，整个动脉瘤在0.16 s时刻的变形最大，以动脉瘤远心端颈部血管壁变形量最明显，变形约为 0.27 mm，因为此区域直接受到血流的冲击作用，而动脉瘤两侧壁的形变相对较小(图4)。

2.4 血管壁面剪切力(WSS) 选取第2个心动周期，作为观察动脉瘤的壁面剪切力的变化情况，取4个标志性点： a点(位于远心端瘤颈部)，b、c点位于远心端瘤至瘤顶中间，d点位于瘤顶。整个心动周期内a点的壁面剪切力变化范围58.2-246.5 Pa，b点为20.2-115.0 Pa，c点为4.8-50.1 Pa，d点的壁面剪切力的变化范围为0.6-15.3 Pa。观察发现因为受到血流的直接冲击，a点区域的壁面剪切力最大，并且图中可以看出a点区域的壁面剪切力梯度最大，随着漩涡流动到瘤顶d点区域时，剪切力最小(图5)。

2.5 血液对管壁的压力显示4个点a、b、c、d位置的压力及不同时刻对管壁的压力曲线图(测定点的位置与壁面剪切力模拟相同)，心动周期内，a点的压力变化范围为90.4-365.1 Pa，b点的压力变化范围为161.1- 679.2 Pa，c点的压力变化范围为263.5-1 534 Pa，d点压力变化范围为363.2-3 143 Pa；同时还发现远心端瘤颈a点往后e点区域压力较大，e点的压力变化范围为538.8-3 174 Pa。图中和数据显示，远心端瘤颈部是血流直接冲击区域，在整个心动周期内压力变化最剧烈，并且在速度最大时刻附近达到最大值，压力梯度也处于较高水平，随着位置向近心端瘤颈部及两侧壁移动，血流速度趋缓，压力变化范围幅度变小，峰值也减小，压力梯度走低，处于低水平(图5)。

2.6 管壁面应力分布情况根据动脉瘤壁的特点及参考相关文献[17], 本文采用von Mises stress作为壁的研究应力。Von Mises stress是基于剪切应变能的一种等效应力，其大概的含义是当单元的形状改变比能达到一定程度，材料开始屈服。模拟结果Von Mises stress值大小在 10^-2-10^-4 Pa之间。不同时刻的入口速度不同，血管壁内的应力大小也不相同，分析各个时刻的不同位置von Mises stress，心动周期内远心端瘤颈部具有较大的应力，在 0.16 s的时候von Mises stress最大，而两侧瘤体中央至顶部及近心端瘤颈部在各个时候都拥有比较小的von Mises stress(图6)。

参考文献

[1] 梁长虹,赵振军.多层螺旋CT血管成像[M].北京:人民军医出版社,2008:121-122.

[2] 薛庆澄.神经外科学[M].天津:天津科学技术出版社,1990: 350-370.

[3] Pierot L, Spelle L, Vitry F,et al.Similar safety in centers with low and high volumes of endovascular treatments for unruptured intracranial aneurysms: evaluation of the analysis of treatment by endovascular approach of nonruptured aneurysms study.AJNR Am J Neuroradiol. 2010;31(6): 1010-1014.

[4] Alnaes MS, Isaksen J, Mardal KA,et al.Computation of hemodynamics in the circle of Willis.Stroke. 2007;38(9): 2500-2505.

[5] Cebral JR, Sheridan M, Putman CM.Hemodynamics and bleb formation in intracranial aneurysms.AJNR Am J Neuroradiol. 2010;31(2):304-310.

[6] Karmonik C, Yen C, Diaz O,et al.Temporal variations of wall shear stress parameters in intracranial aneurysms--importance of patient-specific inflow waveforms for CFD calculations.Acta Neurochir (Wien). 2010;152(8): 1391-1398.

[7] 于红玉,李海云,张莹,等.颅内动脉瘤3D几何模型建立方法的研究[J].计算机工程与应用,2008,44(17):175-177.

[8] Meng H, Wang Z, Hoi Y, et al.Complex hemodynamics at the apex of an arterial bifurcation induces vascular remodeling resembling cerebral aneurysm initiation.Stroke. 2007;38(6): 1924-1931.

[9] 陈珍,袁奇,朱光宇,等.颈内动脉狭窄时Willis环的血液动力学数值模拟[J].西安交通大学学报,2009,43(10):119-123.

[10] Castro MA, Putman CM, Sheridan MJ,et al.Hemodynamic patterns of anterior communicating artery aneurysms: a possible association with rupture.AJNR Am J Neuroradiol. 2009;30(2):297-302.

[11] Cebral JR, Mut F, Weir J,et al.Quantitative characterization of the hemodynamic environment in ruptured and unruptured brain aneurysms.AJNR Am J Neuroradiol. 2011;32(1): 145-151.

[12] Goubergrits L, Schaller J, Kertzscher U,et al.Statistical wall shear stress maps of ruptured and unruptured middle cerebral artery aneurysms.J R Soc Interface. 2012;9(69):677-688.

[13] Aenis M, Stancampiano AP, Wakhloo AK,et al.Modeling of flow in a straight stented and nonstented side wall aneurysm model.J Biomech Eng. 1997;119(2):206-212.

[14] Tsuzuki K, Hasegawa H, Ichiki M,et al.Optimal region-of- interest settings for tissue characterization based on ultrasonic elasticity imaging.Ultrasound Med Biol. 2008;34(4): 573-585.

[15] Leach JR, Rayz VL, Soares B,et al.Carotid atheroma rupture observed in vivo and FSI-predicted stress distribution based on pre-rupture imaging.Ann Biomed Eng. 2010;38(8):2748-2765.

[16] Frösen J, Piippo A, Paetau A,et al.Remodeling of saccular cerebral artery aneurysm wall is associated with rupture: histological analysis of 24 unruptured and 42 ruptured cases.Stroke. 2004;35(10):2287-2293.

[17] Vorp DA, Vande Geest JP.Biomechanical determinants of abdominal aortic aneurysm rupture.Arterioscler Thromb Vasc Biol. 2005;25(8):1558-1566.

[18] Perktold K, Peter R, Resch M.Pulsatile non-Newtonian blood flow simulation through a bifurcation with an aneurysm. Biorheology. 1989;26(6):1011-1030.

[19] Ernemann UU, Grönewäller E, Duffner FB,et al.Influence of geometric and hemodynamic parameters on aneurysm visualization during three-dimensional rotational angiography: an in vitro study.AJNR Am J Neuroradiol. 2003;24(4):597-603.

[20] Shojima M, Oshima M, Takagi K,et al.Role of the bloodstream impacting force and the local pressure elevation in the rupture of cerebral aneurysms.Stroke. 2005;36(9):1933-1938.

[21] Cantón G, Levy DI, Lasheras JC,et al.Flow changes caused by the sequential placement of stents across the neck of sidewall cerebral aneurysms.J Neurosurg. 2005;103(5): 891-902.

[22] 温功碧,李俊修,陈伟.颅内动脉旁瘤的血液动力学的三维数值模拟[J].北京大学学报:自然科学版,2003,39(5):649-654.

[23] Perktold K, Rappitsch G.Computer simulation of local blood flow and vessel mechanics in a compliant carotid artery bifurcation model.J Biomech. 1995;28(7):845-856.

[24] 顾媛,郦明阳,沈力行,等.狭窄动脉流固耦合模型Ansys/CFX数值的有限元分析[J].中国组织工程研究与临床康复,2008, 12(52): 10293-10296.

[25] 李良,张莹,陈家亮,等.未破裂颈内动脉侧方动脉瘤的血流动力学特点对比分析[J].中华神经外科杂志,2012,28(3):256-259.

[26] 任国荣,姜平,曹枭强,等.基于CT的三维颈内动脉瘤手术前后的血流动力学分析[J]. 介入放射学杂志,2013,22(10):825-829.

[27] Patti J, Viñuela F, Chien A.Distinct trends of pulsatility found at the necks of ruptured and unruptured aneurysms.J Neurointerv Surg. 2013. [Epub ahead of print]

[28] Chien A, Sayre J, Viñuela F.Quantitative comparison of the dynamic flow waveform changes in 12 ruptured and 29 unruptured ICA-ophthalmic artery aneurysms.Neuroradiology. 2013;55(3):313-320.

[29] Fukazawa K, Ishida F, Umeda Y,et al.Using Computational Fluid Dynamics Analysis to Characterize Local Hemodynamic Features of Middle Cerebral Artery Aneurysm Rupture Points.World Neurosurg. 2013. pii: S1878-8750(13)00277-5.

[30] Paszkowiak JJ, Dardik A.Arterial wall shear stress: observations from the bench to the bedside.Vasc Endovascular Surg. 2003;37(1):47-57.

[31] Reneman RS, Arts T, Hoeks AP.Wall shear stress--an important determinant of endothelial cell function and structure--in the arterial system in vivo. Discrepancies with theory.J Vasc Res. 2006;43(3):251-269.

[32] Rayz VL, Boussel L, Ge L,et al.Flow residence time and regions of intraluminal thrombus deposition in intracranial aneurysms.Ann Biomed Eng. 2010;38(10):3058-3069.

[33] Tateshima S, Chien A, Sayre J,et al.The effect of aneurysm geometry on the intra-aneurysmal flow condition. Neuroradiology. 2010;52(12):1135-1141.

[34] Boussel L, Rayz V, McCulloch C,et al.Aneurysm growth occurs at region of low wall shear stress: patient-specific correlation of hemodynamics and growth in a longitudinal study.Stroke. 2008;39(11):2997-3002.

[35] Hassan T, Timofeev EV, Saito T, et al.Computational replicas: anatomic reconstructions of cerebral vessels as volume numerical grids at three-dimensional angiography.AJNR Am J Neuroradiol. 2004;25(8):1356-1365.

[36] Castro MA, Putman CM, Cebral JR.Computational fluid dynamics modeling of intracranial aneurysms: effects of parent artery segmentation on intra-aneurysmal hemodynamics.AJNR Am J Neuroradiol. 2006;27(8): 1703-1709.

[37] 张炘,段传志,李铁林,等.切应力在血流动力学因素影响颅内动脉瘤形成和破裂中的作用[J].介入放射学杂志,2011,20(4): 319-324.

[38] 吴明星,张东,张岩,等.颅内动脉瘤壁细胞凋亡观察[J].山东医药, 2009,49(10):24-25.

[39] 李文彬,袁伟,李建伟,等.犬囊状动脉瘤模型的DSA和病理研究[J].临床与实验病理学杂志,1997,13(4):351-354.

[40] Omodaka S, Sugiyama S, Inoue T,et al.Local hemodynamics at the rupture point of cerebral aneurysms determined by computational fluid dynamics analysis.Cerebrovasc Dis. 2012; 34(2):121-129.

[41] Rayz VL, Boussel L, Acevedo-Bolton G,et al.Numerical simulations of flow in cerebral aneurysms: comparison of CFD results and in vivo MRI measurements.J Biomech Eng. 2008; 130(5):051011.

[42] 张驰,韩景芸,蒲放,等.颈内动脉虹吸部血流的数值计算与模型实验[J].医用生物力学,2013,28(1):56-62.

[43] 李艳,傅津津,李科,等.经颅多普勒对高脂血症患者脑血流动力学的分析[J].中南大学学报,2012,37(3):256-259.

[44] 王嵩,夏爽,李牧,等. 联合CTA、CT灌注成像评价颅内外血管搭桥前后脑血流动力学的变化[J].中国老年学杂志,2012,32(4): 827-828.

[45] 罗永超,李克强,陶庆林,等.128层螺旋CT 脑灌注成像联合CT 血管造影对超早期脑梗死区域血流动力学研究[J].现代诊断与治疗,2013,24(9):1941-1942.

[46] 林颖,孔丽,戴加飞,等.颈内动脉狭窄患者脑血管储备能力的研究[J].中华老年心脑血管病杂志,2013,15(4):379-381.

[47] Sato K, Kurata A, Oka H,et al.Signal Intensity Changes for the Middle Cerebral Artery on 3-Dimensional Time-of-flight Magnetic Resonance Angiography Indicate Acute Hemodynamic Changes after Carotid Endarterectomy.J Stroke Cerebrovasc Dis. 2013;22(8):e511-515.

[48] Purvis DL, Crutchfield K, Trickey AW,et al. Transcranial Doppler investigation of hemodynamic alterations associated with blunt cervical vascular injuries in trauma patients.J Ultrasound Med. 2013;32(10):1759-1768.

引言

材料方法

设计：探索性实验。

时间及地点：实验于2012年6月至2013年6月在厦门大学附属中山医院影像科影像基础研究实验室完成。

材料：利用医院的PACS系统中CT血管造影扫描数据，选择颈内动脉后交通动脉瘤3例，当时无破裂致蛛网膜下腔出血。扫描数据采用螺旋CT(Light Speed VCT，GE Inc，USA)获得，自主动脉弓至头顶采用增强连续扫描，扫描层厚0.625 mm，图像矩阵512×512象素，管电压120 kV，管电流250 mA。注射对比剂使用双筒高压注射器(STELLANT，MEDRAD Inc，USA)，非离子对比剂(欧乃派克，320 g/L，GEInc，USA)。利用三维建模软件mimics10.01 (MaterialiseInc，USA)，分别建立颈内动脉交通段动脉瘤三维流场几何模型和管壁几何模型，通过geomagic studio 2012对几何模型进行修补，细分，平滑处理，得到表面较光滑的几何模型。流场几何模型在软件ansys14.5 ICEM中划分体网格。

方法：

有限元模型的建立步骤：

图像数据编辑：颈内动脉交通段CT血管造影扫描数据导入Mimics图像三维重建软件，利用软件阈值工具(threshold)选择血管灰度值范围，形成原始图像。然后用动脉区域增长工具(Dynamic region growing)在以上基础上对原始图像初步分割，先使用图像编辑工具(edit及edit 3D mask)，手动对原始图像进行修补，使之尽量与周围结构区分出来，并使图像轮廓尽量平滑，填充图像中的空隙。最后利用软件的三维计算功能(3D Calculation)采用高质量模式对编辑好的mask进行三维重建，得到交通段的动脉瘤几何模型。用软件自带的remesh功能对几何模型适当处理，使模型尽量光滑，得到动脉瘤流场的几何模型，并确保两端轮廓线完整，再次使用remesh功能去除几何模型的断面封口，得到动脉瘤壁的几何模型。

表面网格的优化：使用geomagic studio 2012软件分别对动脉瘤流场的表面网格和动脉瘤壁的表面网格进行优化，修复质量较差的网格，重新划分网格使网格较均匀，并使用平滑处理和磨砂功能得到表面平滑、网格质量较高的动脉瘤流场和动脉瘤瘤壁的表面网格。

动脉瘤壁和动脉瘤场的体网格划分：动脉瘤流场的网格划分在ICEM软件中进行，网格划分前要进行边界条件的设置，如入口、出口、耦合壁等等，然后使用混合网格划分，主要为中央流体四面体网格和边界层的三棱柱体网格，具体参数要经过多次试验，找到最佳的网格大小。确保所有网格质量大于0.3，网格质量越好，越有利于计算收敛和保证计算结果准确性，最后输入体网格采用fluent V6求解器。

计算方法：

流体部分属性及边界条件：现有的研究，Aenis等^[13]计算指出，只要动脉直径大于0.5 mm，则用牛顿流体代替非牛顿流体所引起的误差不超过2%。而本文的研究动脉直径的入口为4.8 mm，出口直径也有3.8 mm，均大于 0.5 mm，所以在计算中采用牛顿流体代替非牛顿流体，以简化模型。设置血液密度为1 055 kg/m³，血液黏滞度为0.003 5 Pa•s，收集到的颈内动脉入口血流最大速度约 0.79 m/s，通过公式Re=ρVD/η，ρ为流体密度，V为圆管内直径，η为流体的黏度系数，计算得出的雷诺数约948，一般管道雷诺数Re<2 000为层流状态，Re>4 000为紊乱状态，Re=2 000-4 000为过渡状态，所以血液流动的方式是层流，故本文采用层流模型，研究中将血液流动模拟为弹性管的绝热、不可压缩和非定常的牛顿流体。血液和血管壁面无滑动，此患者颈内动脉起始处入口速度随时间变化曲线由超声多普勒测得，心动周期为0.74 s(图1)。

血管壁属性及边界条件：血管壁的形变问题是极其复杂的非线性过程，为了简化计算量，假设动脉壁与动脉瘤壁为线弹性材料，密度为ρ=1 150 kg/m³，文献报道的血管组织弹性模量在几十kPa到几千kPa之间^[14]，并没有确切的值，本文弹性模量采用E=50 kPa，泊松比υ=0.45(近似于不可压缩材料)，文献[15]中健康的颈内动脉壁的厚度不超过0.5 mm，动脉瘤壁也肯定比动脉壁要薄，所以本文设置动脉壁的厚度为0.3 mm，文献报道动脉瘤壁厚度为 0.08-0.2 mm^[16]，故动脉瘤壁厚度为0.15 mm。血管入口至颈内动脉床突段都位于硬脑膜外，周围结构较多，故采用固定的方式，出口固定位移为0，入口采用速度为边界条件，出口使用压力为0。

流固耦合求解设置：采用ansys公司最新版的14.5版本，利用workbench和fluent进行双向流固耦合，采用压力-速度耦合方式，流场计算时的微分方程组离散格式为二阶精度的迎风格式，使用10^-⁴均方根残差设定标准。流场和固定计算所取时间步长为0.002 s。使用处理器为intel e3 1 230 v2，内存8 G，经超过2个周期的迭代运算，耗时20 h，得到稳定的收敛结果。

讨论

3.1 研究意义颅内动脉瘤破裂出血具有较高的致残率和死亡率，因而研究动脉瘤的发生、发展及破裂的机制甚是重要。越来越多的研究资料说明，血液动力学在动脉瘤的形成、发展及破裂中占据重要的位置。由于种种的限制,实际测量动脉瘤的壁面剪切力存在诸多困难，然而计算流体力学提供了很好的方法，但是前期的研究多基于简化的理想模型，也得出了一些有益的结果，但与真实的个人化模型下的结果存在一定的差距。很多模型的分析都是基于刚性壁的研究^[18-22]，Perktold等^[23]采用有限元法分析了弹性颈动脉分支血管的脉动血流，研究发现，不同于刚性管壁，分支旁的区域流动分离有所增大；壁面剪切力大小降低了25%；顾媛等^[24]对弹性管壁及刚性壁两种条件下对比研究，弹性血管内的壁面剪切力，要比刚性壁内的减小明显。随着科学技术的发展，特别在计算机不断进步的情况，采用双向耦合分析动脉瘤血液流动和壁面应力的分布将更接近真实的人体生理状态，有利于观察动脉瘤的血流动力学。同时，为研究动脉瘤血流与瘤壁的相互作用机制提供另一种可靠手段^[25-29]。

3.2 动脉瘤血流特点颅内动脉瘤的发生与血流的各种生理因素密切相关，动脉瘤常发生在血管发叉或明显弯曲的血管处，这说明与血流动力学的分布特征有关。血流的冲击会形成两个方向的力，一个是跨比压力，垂直作用于血管壁。另一个即血管壁面剪切力，是血流对血管壁的黏性摩擦力，平行作用于血管壁。最近的研究表明，壁面剪切力在动脉瘤的发生、形成过程中起着主要因素的作用，血管壁的最内层及血管内皮细胞对血管壁面剪切力最敏感^[30-31]，而且近年来研究认为动脉瘤的生长和扩大与瘤内低血管壁面剪切力相关^[32-34]。

本文的研究结果显示，瘤颈部壁面剪切力最高，流入后局部管壁逐渐降低，瘤顶壁面剪切力达到最低水平。这与低血流理论相吻合，即低血管壁面剪切力可导致动脉壁的退行性改变。有作者认为小于1.5 Pa的血管壁面剪切力会通过细胞凋亡过程导致内皮细胞退变，进而，局部的血管壁面剪切力不足导致动脉瘤破裂^{[8, 35]}。临床观察大多数动脉瘤破裂的位置都多位于瘤顶区^[36-38]，可能正是由于长期处于低剪切力的状态，使得血管内皮损伤和凋亡，最终导致动脉瘤破裂的原因。另外，瘤顶区发现有一高压力范围，在流体内静压力不变的情况下，局部高压力可能引发动脉瘤的破裂。

3.3 应力与动脉瘤的关系作者考虑了血管壁对流场的作用，对建立的血流及血管壁进行双向流固耦合分析，可以对管壁的应力场和形态变化进行研究，通过迭代计算出了各个位置处壁面应力随着入口速度随时间变化的关系，结果显示了Von mises stress沿着瘤顶到瘤颈部方向，呈现逐渐增大趋势。瘤壁的形变程度与Von mises应力变化基本一致，瘤颈部最大，而瘤顶部形变相对较小。从理论上分析，应力高的地方、材料抗损坏的能力强，这就能解释因为动脉瘤颈部的压力较大，导致瘤颈部及载瘤动脉的壁增厚^[39]；而瘤顶部的压力较小，所以壁的增厚没有瘤颈部明显，加上瘤顶部低血管壁面剪切力介导血管内皮退变、凋亡，所以瘤顶部更容易破裂^[11]。

3.4 研究特色与展望采用个体化的入口血流速度，分别对动脉瘤壁和载瘤动脉瘤壁分别设定厚度，使用workbench和fluent双向流固耦合，使得结果更加接近人体真实生理的血液动力学^[40-42]。当然本研究也做了一些假设条件具有一定的局限性，血管壁和动脉瘤壁设定为同一种线弹性材料，管壁厚度均匀，动脉瘤厚度也均匀，使得计算结果和真实情况有所差别，其中比较明显的是：动脉瘤壁相对于载瘤动脉的管壁而言，其刚性应该更大。血液动力学还受到动脉瘤周围环境等诸多因素的影响，如脑组织，周围的结缔组织，脑脊液等情况。

在今后的研究工作中应该进一步研究动脉瘤和载瘤动脉的材质特点，再增加更多的研究方法与技术并进行相关参数的验证，将会产生更大的应用价值^[43-48]。随着力学理论的完善和材料试验的相关研究，相信通过血液动力学的模拟仿真能够为动脉瘤的基础与临床研究提供更多的方法与技术。

结论：基于CT血管造影(CT angiography CTA)扫描数据，能够很好的获得颈内动脉瘤的双向流固耦合有限元模型。血流模拟具有更接近人体动脉血流状态，获得的相关数据具有很好的应用价值。相信进一步的模型完善与功能模拟将为研究动脉瘤的发生、发展提供新的手段。

中国组织工程研究杂志出版内容重点：组织构建；骨细胞；软骨细胞；细胞培养；成纤维细胞；血管内皮细胞；骨质疏松；组织工程

全文链接：

构建颈内动脉瘤双向流固耦合模型的血流模拟

Blood flow simulation of internal carotid artery aneurysm using two-way flow-solid coupling method

PDF

可视化

被引次数

摘要/Abstract

引用本文

使用本文

图/表（结果） 3

参考文献

相关文章 15

引言

材料方法

讨论

文章快阅

延伸阅读

编辑推荐

Metrics

本文评价

[1]	张同同, 王中华, 文杰, 宋玉鑫, 刘林. 3D打印模型在颈椎肿瘤手术切除与重建中的应用[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(9): 1335-1339.
[2]	曾燕华, 郝延磊. 许旺细胞体外培养及纯化的系统性综述[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(7): 1135-1141.
[3]	徐东紫, 张婷, 欧阳昭连. 心脏组织工程领域全球专利竞争态势分析[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(5): 807-812.
[4]	吴子健, 胡昭端, 谢有琼, 王峰, 李佳, 李柏村, 蔡国伟, 彭锐. 3D打印技术与骨组织工程研究文献计量及研究热点可视化分析[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(4): 564-569.
[5]	常文辽, 赵杰, 孙晓亮, 王锟, 吴国锋, 周剑, 李树祥, 孙晗. 人工骨膜的材料选择、理论设计及生物仿生功能[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(4): 600-606.
[6]	刘旒, 周箐竹, 龚桌, 刘博言, 杨斌, 赵娴. 胶原/无机材料构建组织工程骨的特点及制造技术[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(4): 607-613.
[7]	刘飞, 崔宇韬, 刘贺. 局部抗生素递送系统治疗骨髓炎的优势与问题[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(4): 614-620.
[8]	李晓壮, 段浩, 王伟舟, 唐志宏, 王旸昊, 何飞. 骨组织工程材料治疗骨缺损疾病在体内实验中的应用[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(4): 626-631.
[9]	张振坤, 李喆, 李亚, 王莹莹, 王亚苹, 周馨魁, 马珊珊, 关方霞. 海藻酸盐基水凝胶/敷料在创面愈合中的应用：持续、动态与顺序释放[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(4): 638-643.
[10]	陈佳娜, 邱燕玲, 聂敏海, 刘旭倩. 组织工程支架材料修复口腔颌面部软组织缺损[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(4): 644-650.
[11]	邢浩, 张永红, 王栋. 长骨大段骨缺损修复方法的优势与不足[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(3): 426-430.
[12]	王皓, 陈明学, 李俊康, 罗旭江, 彭礼庆, 李获, 黄波, 田广招, 刘舒云, 眭翔, 黄靖香, 郭全义, 鲁晓波. 脱细胞猪皮基质构建组织工程半月板支架[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(22): 3473-3478.
[13]	莫剑玲, 何少茹, 冯博文, 简敏桥, 张晓晖, 刘财盛, 梁一晶, 刘玉梅, 陈亮, 周海榆, 刘艳辉. 构建预血管化细胞膜片及血管形成相关因子的表达[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(22): 3479-3486.
[14]	刘畅, 李大同, 刘元, 孔令擘, 郭瑞, 杨利学, 郝定均, 贺宝荣. 急性症状性骨质疏松性胸腰椎压缩骨折椎体强化手术后疗效欠佳：与骨水泥、骨密度、邻近骨折的关系[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(22): 3510-3516.
[15]	刘利永, 周雷. 组织工程用水凝胶研发现状和发展趋势：基于专利信息的分析[J]. 中国组织工程研究, 2021, 25(22): 3527-3533.