端側(cè)吻合與側(cè)側(cè)吻合的自體動靜脈內(nèi)瘺的數(shù)值模擬分析*

張嘉惠,齊天成,張懷新△

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

0 引言

慢性腎臟病發(fā)展至終末期的患者需要使用血液透析手段進(jìn)行治療,動靜脈內(nèi)瘺(arteriovenous fistula, AVF)是血液透析手術(shù)中所建立血管通路的一種。AVF的穩(wěn)定性直接關(guān)系到患者的生命健康,因此,在早期對血管通路進(jìn)行診斷及干預(yù),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(nèi)膜增生導(dǎo)致吻合口或靜脈出口狹窄[2-4]。Roca-Tey等[5]通過對患者內(nèi)瘺血流量測定,發(fā)現(xiàn)AVF 出現(xiàn)狹窄的主要部位是靜脈出口,其次是吻合口部位。動靜脈內(nèi)瘺建立后,其局部血流動力學(xué)有明顯改變:靜脈管腔內(nèi)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(nèi)瘺局部流場和血流動力學(xué)的改變與靜脈內(nèi)膜增生有密切關(guān)系。研究表明,導(dǎo)致內(nèi)膜增生的一個重要血流動力學(xué)因素是壁面剪切應(yīng)力,一定的高切應(yīng)力為血管內(nèi)膜的保護因素,血小板沉積和血脂質(zhì)沉積更易發(fā)生在同一血管段中剪切應(yīng)力較低、湍流渦流嚴(yán)重的部位,進(jìn)而導(dǎo)致血管壁內(nèi)膜增厚,引發(fā)動脈粥樣硬化等病變[7-8]。但高切應(yīng)力只在一定范圍內(nèi)保護內(nèi)皮細(xì)胞抗增殖,切應(yīng)力過高意味著血管內(nèi)壁在流動過程中受到更大的血液摩擦力,可引起血管內(nèi)皮細(xì)胞機械性損傷[9]。Hofstra等[10]對維持性血液透析患者隨訪中發(fā)現(xiàn),動靜脈內(nèi)瘺吻合口血液流速與靜脈內(nèi)膜增生肥厚呈正相關(guān)。這提示血流切應(yīng)力在一定范圍內(nèi)有抑制內(nèi)膜增生的作用,高于或低于此范圍都可能引發(fā)內(nèi)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(xué)參數(shù),但以上兩種方法對復(fù)雜區(qū)域的血流測量存在較大誤差,難以獲取精細(xì)的血流速度分布、壁面切應(yīng)力等關(guān)鍵血流動力學(xué)參數(shù)。

自體動靜脈內(nèi)瘺屬于永久性的血管通路,其手術(shù)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(guān)鍵環(huán)節(jié),目前臨床上采用的吻合方式主要為端-側(cè)與側(cè)-側(cè)吻合,前者是指將靜脈端與動脈側(cè)面的血管相吻合,后者是指將動脈與靜脈的血管側(cè)面相吻合。不同的吻合方式及吻合質(zhì)量直接關(guān)系到術(shù)后AVF的使用功能與壽命。隨著計算流體力學(xué)的發(fā)展,Van Canneyt 等[11]應(yīng)用計算機模擬了端-側(cè)吻合AVF血流動力學(xué),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(cè)-側(cè)吻合AVF的血流動力學(xué)特征,并與文獻(xiàn)[11]的45°、90°端-側(cè)吻合進(jìn)行了比較。但以上研究將血管流動設(shè)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(cè)及側(cè)-側(cè)兩種不同吻合方式的AVF進(jìn)行建模,通過Fluent計算流體力學(xué)軟件分析和比較兩者的血流動力學(xué)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(gòu)建

本研究在Solidworks中建立AVF模型,見圖1。參照相關(guān)研究[11]對結(jié)構(gòu)參數(shù)的選取如下:動脈內(nèi)徑為4 mm,靜脈內(nèi)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(cè)AVF的吻合角度為55°,側(cè)-側(cè)吻合AVF的結(jié)扎長度取為15 mm。由于AVF發(fā)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(chǔ)上進(jìn)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(nèi)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(xué)分析軟件對AVF模型進(jìn)行瞬態(tài)數(shù)值模擬。采用多面體網(wǎng)格單元對模型進(jìn)行網(wǎng)格劃分。動脈和靜脈血管在周圍組織及血流作用下,實際發(fā)生的變形很小,可視作固壁。血液設(shè)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(shè)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(shù) 給定動脈在近心端入口和遠(yuǎn)心端出口的血液流速,見圖2[13],74.1%的動脈血都將通過內(nèi)瘺直接進(jìn)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(jù)血液流速峰值和血管直徑算得最大雷諾數(shù)約為1 552(<2×103),故采用層流模型。根據(jù)以上設(shè)定條件,血流的運動遵循質(zhì)量守恒定律與動量守恒定律,即遵守連續(xù)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(nèi)的計算結(jié)果進(jìn)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(shù)據(jù)對數(shù)值模擬結(jié)果進(jìn)行分析。

圖2 動脈近心端及動脈遠(yuǎn)心端血流速度曲線

2 結(jié)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。可見,在整個心動周期內(nèi),側(cè)-側(cè)AVF和端-側(cè)AVF在血管壁的瘺口處均出現(xiàn)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(xiàn)回流現(xiàn)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(jìn)入靜脈,產(chǎn)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(nèi)瘺模型均出現(xiàn)了流場紊亂及渦流現(xiàn)象。血流的渦流是致使血管通路及血管壁內(nèi)皮細(xì)胞各類成分分布不均勻的重要誘因,該處易發(fā)生脂質(zhì)濃度極化,嚴(yán)重時可導(dǎo)致血小板沉積,進(jìn)而引發(fā)粥樣硬化斑塊等病變,這也是動靜脈內(nèi)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(fā)生粥樣硬化斑塊。而端-側(cè)AVF相較于側(cè)-側(cè)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(fā)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(jìn)行分析。

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

2.2 壁面切應(yīng)力

圖5為端-側(cè)AVF和側(cè)-側(cè)AVF在四個特征時刻的血管壁面切應(yīng)力分布。可見,壁面切應(yīng)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(yīng)力達(dá)到最大值。兩種吻合方式的AVF在瘺口附近的部位均出現(xiàn)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(yīng)力越大,在瘺口的中間位置達(dá)到最大值,并且靜脈內(nèi)側(cè)的壁面剪切力明顯小于外側(cè),形成局部低壁面切應(yīng)力區(qū)。相關(guān)研究表明[16-17],在瘺口附近的靜脈壁內(nèi)側(cè)區(qū)域出現(xiàn)的低流速和低壁面切應(yīng)力等現(xiàn)象對血管壁的結(jié)構(gòu)和功能具有關(guān)鍵性影響,其會使壁面內(nèi)皮細(xì)胞的形態(tài)功能發(fā)生改變,導(dǎo)致內(nèi)皮細(xì)胞活性分子的分泌降低,血小板激活黏附,進(jìn)而形成粥樣硬化斑塊。

(a)端-側(cè)AVF

(b)側(cè)-側(cè)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(nèi)瘺模型的壁面切應(yīng)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(yīng)力進(jìn)行統(tǒng)計分析。

圖6 兩種AVF模型的壁面切應(yīng)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(yīng)力最小值比較接近,基本在0～8 dyn/cm2(1 dyn/cm2=0.1 Pa)范圍內(nèi)。端-側(cè)AVF在近瘺口處的壁面切應(yīng)力水平整體上高于側(cè)-側(cè)AVF,特別在收縮期內(nèi),壁面切應(yīng)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(yīng)力(>70 dyn/cm2)環(huán)境會令血小板活化、釋放生物活性分子并參與炎癥,進(jìn)而加快粥樣硬化斑塊的形成進(jìn)程。因此,端-側(cè)AVF在收縮期內(nèi)過高的壁面切應(yīng)力,可能存在發(fā)生粥樣硬化的風(fēng)險。

由圖6(b)可知,側(cè)-側(cè)AVF在三個截面上的壁面切應(yīng)力在不同時刻反映出的規(guī)律一致。隨著與瘺口距離的增大,壁面切應(yīng)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(yīng)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(cè)AVF表現(xiàn)出與側(cè)-側(cè)AVF相似的規(guī)律,即壁面切應(yīng)力的最大值隨著與瘺口距離的增大而顯著降低,切應(yīng)力的分布趨于均勻,但壁面切應(yīng)力的最小值與平均值的變化規(guī)律并不明顯。

單個時間點的壁面切應(yīng)力無法反映其隨時間變化的規(guī)律,因此,本研究在以上瞬時壁面切應(yīng)力研究的基礎(chǔ)上提出其他參數(shù)以描述WSS特性,如時均切應(yīng)力(time-averaged wall shear stress,TAWSS)、振蕩切應(yīng)力指數(shù)(oscillatory shear index,OSI)。TAWSS計算了WSS在一個心動周期內(nèi)的平均值,OSI則描述了WSS在一個心動周期內(nèi)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(yīng)力,T為心動周期。OSI的取值范圍0～0.5,表示了流動從穩(wěn)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(jīng)瘺口至動脈遠(yuǎn)心端和靜脈近心端后,TAWSS出現(xiàn)降低。兩種AVF模型的高OSI區(qū)域均發(fā)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(cè)AVF的高OSI區(qū)域面積明顯大于側(cè)-側(cè)AVF,并且在靜脈的內(nèi)側(cè)血管壁上更為集中。高OSI是預(yù)測血管壁發(fā)生粥樣硬化的重要因素,因為,在高OSI區(qū)域更有可能發(fā)生血流的停滯和倒流[21]。這表明在瘺口附近,端-側(cè)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(jié)語

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

端-側(cè)AVF與側(cè)-側(cè)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(yīng)到遠(yuǎn)端動脈的血流改變原來的方向,進(jìn)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(yīng)力迅速增加,導(dǎo)致動靜脈內(nèi)瘺血管通路出現(xiàn)少見的高振蕩剪切應(yīng)力狀態(tài),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(qū)域,這些血流動力學(xué)的改變可能是引發(fā)動靜脈內(nèi)瘺病變與失功的關(guān)鍵因素。因此,應(yīng)用計算流體力學(xué)手段,進(jìn)一步詳細(xì)分析,將有助于今后臨床上保證血透患者血管通路的暢通。