血管外支架是冠脈搭橋術中用于約束靜脈橋形變和降低管壁應力從而提高橋血管長期通暢率的潛在手段。然而，如何根據靜脈橋的直徑選擇支架尺寸仍缺乏理論參考。本文以臨床上使用的 VEST 靜脈外支架為研究對象，構建三種不同直徑的 VEST 支架與大隱靜脈橋血管的耦合模型，數值模擬支架約束下靜脈橋的膨脹收縮過程，量化評價支架尺寸對靜脈橋徑向變形和管壁應力的影響。結果表明，支架直徑較小時其約束作用較為明顯，但與較大直徑的支架相比，在靜脈橋軸向存在更為顯著的應力集中和徑向變形量突變現象，可能對橋血管產生不良影響。為了解決上述問題，本文對 VEST 支架進行改良設計，即在保持支架的合金絲橫截面積和拓撲結構不變的前提下，將粗、細合金絲的截面形狀由圓形分別變為矩形和正方形。進一步的數值模擬研究表明，改良設計后的支架可以明顯降低應力集中和管徑變形量突變的程度，有助于在保持支架約束作用的同時改善橋血管的生物力學環境。
引用本文： 高然, 梁夫友. 冠狀動脈搭橋術中血管外支架與靜脈橋力學耦合的數值模擬研究. 生物醫學工程學雜志, 2020, 37(6): 983-989. doi: 10.7507/1001-5515.202009070 復制
引言
冠狀動脈搭橋術（coronary artery bypass graft）是治療冠狀動脈粥樣硬化性心臟病的常用術式[1]。采自患者自身的大隱靜脈是冠狀動脈搭橋術中最常用的橋血管材料[2-3]。搭橋手術后，由于靜脈橋血管在管壁結構和力學性能方面與動脈存在顯著差異，升高的脈動血壓會造成橋血管管徑擴大，同時刺激橋血管中膜平滑肌細胞增殖并向內膜遷移，使得橋血管產生管腔變大和管壁增厚的動脈化現象[4-5]。然而，過高的脈動血壓會造成管壁過度擴張、不規則大變形和管壁應力過大，促使內膜過度增生和細胞外基質分泌量增加，進而引起狹窄性病變，導致橋血管遠期通暢率下降[6-7]。在此背景下，有研究者提出在靜脈橋外放置支撐物的改良手術方案[8]，支撐物（或外部支架）一般由金屬或高分子材料制成，包裹于橋血管外部，以在限制橋血管擴張的同時降低管壁承載的應力負荷。相關動物實驗和人體組織試驗表明，靜脈外支架有助于靜脈適應動脈血流動力學環境，降低內膜增生和血栓形成風險，從而提高靜脈橋的遠期通暢率[9-13]。
VEST［Vascular Graft Solutions Ltd.（VGS），以色列］靜脈外支架是目前可用于冠狀動脈搭橋手術的唯一一款血管外支架。該支架由鈷鉻合金絲編織而成，呈網管狀，根據手術需要有多種長度和直徑可供選擇。在冠脈搭橋手術中，首先將該支架套于未加壓的靜脈橋遠端吻合口處，之后手動拉長使其覆蓋整個靜脈橋。臨床研究表明，VEST 支架能夠改善靜脈橋的血流動力學特性，緩解管腔的不規則變形，有助于降低靜脈橋的病變風險[14-17]。然而，考慮到人體大隱靜脈尺寸的個體差異性，如何根據患者狀況選擇 VEST 支架的尺寸規格仍缺乏明確的臨床指南，支架與橋血管的尺寸差異如何影響血管形變和管壁應力也缺乏理論參考，給 VEST 支架的臨床應用和遠期預后評估帶來極大的不確定性。
本研究參考典型 VEST 支架的結構參數建立三種尺寸的支架模型，在周期性脈動血壓條件下數值模擬支架與大隱靜脈橋的力學耦合過程，研究支架直徑對靜脈橋的形變和管壁應力的影響，從而為冠脈搭橋手術中 VEST 支架的尺寸選取提供理論參考。此外，本文根據對傳統 VEST 支架的研究結果及發現的問題，基于數值實驗提出可以緩解橋血管壁應力集中的支架設計改良方案。
1 方法
1.1 大隱靜脈橋和血管外支架模型構建
本文根據文獻報道的大隱靜脈生理尺寸[18-19]，并參考臨床應用中靜脈橋的長度范圍[13,20]，利用 Creo Parametric 5.0 三維建模軟件構建理想大隱靜脈橋模型，其幾何參數為：長度 50 mm，外徑 4.4 mm，壁厚 0.28 mm（見圖 1）。
圖1
大隱靜脈橋模型
Figure1.
Computer model of the great saphenous vein graft
本文參考 VEST 支架專利說明書[21]中對其結構的詳細描述，并在可選范圍內分別設置其內徑為 5.00、5.25、5.50 mm，構建三種具有不同直徑但相同拓撲結構的 VEST 靜脈外支架模型（分別命名為：VS1、VS2 和 VS3）。如圖 2 所示，三種靜脈外支架均由 42 根鈷鉻合金絲編織而成，包含 4 根直徑為 0.15 mm（Dthick）的粗合金絲以及 38 根直徑為 0.05 mm（Dthin）的細合金絲，其軸向拉伸后的長度取為 50 mm。
圖2
VEST 支架的計算模型
Figure2.
Computer model of a VEST stent
1.2 計算網格劃分與材料屬性設置
大隱靜脈橋管壁采用六面體網格劃分，在其厚度方向布置 3 層網格，單元類型為 C3D8R（見圖 3a）。考慮到支架合金絲直徑接近微米級，為了避免采用實體網格單元帶來計算時間過長和收斂困難問題，本研究將支架單元設置為梁單元，近似全局網格 S 尺寸設為 0.12 mm，單元類型為 B31（見圖 3b）。
圖3
大隱靜脈橋管壁的網格模型與支架的網格種子設置
a. 血管壁網格模型；b. 支架網格種子設置
Figure3. Mesh model of the wall of the great saphenous vein graft and seed setting of the stent mesha. mesh model of blood vessel wall; b. seed setting of the stent mesh
本文假設大隱靜脈橋的管壁為各向同性超彈性材料，管壁的 Neo-Hookean 本構方程為：
 |
其中，
，
。
和 
分別為剪切模量和體積模量，
和 
分別為第一應變不變量和變形張量。參考以往研究[22]，本文取 
= 0.14 MPa，
= 7 MPa?1。靜脈管壁的密度設為 1.09E-3 g/mm3。支架鈷鉻合金絲的材料選為 MP35N[20]，其密度為 8.89E-03 g/mm3，彈性模量為 235 GPa，泊松比為 0.32。
1.3 接觸與載荷設置及數值計算方法
我們在 ABAQUS 中對大隱靜脈橋模型和支架模型進行裝配，將兩者的接觸條件設置為通用接觸（見圖 4a）。在大隱靜脈橋兩側截面施加軸向位移約束和轉動約束，只允許其產生徑向擴張和收縮。在靜脈橋內壁法向施加周期性的脈動血壓（見圖 4b）。
圖4
模型裝配與載荷設置
a. 模型裝配和載荷加載；b. 四個周期的血壓波形
Figure4. Model assembly and load settinga. model assembly and load application; b. blood pressure waveforms of four durations
大隱靜脈橋與支架的裝配模型在 ABAQUS 中采用顯式動力分析（Dynamic Explicit）法進行有限元分析，最小時間增量步長設為 3.7E-8 s。計算持續四個血壓脈動周期以消除初始條件的影響，本文取最后一個周期的計算結果進行數據分析。
2 結果分析
本文在一個血壓脈動周期內選擇具有代表性的三個時刻進行數據分析，即血壓上升期t1 = 0.05 s、血壓峰值點t2 = 0.23 s 和血壓下降期t3 = 0.71 s 三個時刻。數據的提取和分析主要涉及靜脈壁軸向各單元上的徑向位移變化和應力（見圖 5）。
圖5
血壓脈動周期內典型時刻的選取和靜脈橋壁軸向數據點（紅線）提取
a. 典型時刻；b. 數據點
Figure5. Selection of typical time moments in a pressure pulsation duration and extraction of data along the axis (red line) of the vein grafta. representative time moments; b. data points2.1 靜脈橋在膨脹收縮過程中的壁面徑向變形
圖 6 所示為不同直徑支架限制或無支架限制條件下靜脈橋壁面徑向變形量沿軸向的分布情況。變形量（以Δr表示）根據靜脈橋軸向數據采集點（見圖 5b）在某時刻相對t = 0 時刻（即血壓谷值時刻）的徑向位移計算得到。對比圖 6a 和圖 6d 可知，支架的存在能明顯降低全血壓脈動周期內靜脈橋壁面的徑向變形量，最大變形量由約 10 mm 降至 1 mm 以下；并且支架直徑越小，其限制作用越強，從數值上看，支架直徑每減少 0.25 mm，靜脈壁最大變形量約減少 0.1 mm。在最大支架（即 VS3）尺寸條件下，當血壓低于最高血壓時（即時刻t1 和時刻t3），壁面徑向變形沿軸向分布顯著不均，中部的變形明顯大于兩端，與無支架時的情形（見圖 6d）相似；而當血壓達到最大值時（即時刻t2），靜脈橋管壁與支架粗合金絲的接觸（見圖 7b）能顯著抑制橋血管徑向變形的軸向分布不均勻性，同時，變形量會因受血管壁與支架接觸位置的影響而發生周期性變化（見圖 6a）。相對而言，在最小支架尺寸（即 VS1）條件下，靜脈橋管壁與支架粗、細合金絲在三個時刻均發生接觸（見圖 7a），造成橋血管徑向變形量明顯變小，且在三個時刻間的差異減小，但同時可見變形量沿軸向發生明顯的突變現象（見圖 6b）。考察橋血管徑向變形量與支架結構的對應關系可知，變形極小點發生在粗合金絲交叉區，在其附近區域產生顯著的變形量突變，并且這類突變會隨支架直徑的減小而加劇（見圖 6c）；而細合金絲區域的靜脈變形量在軸向分布上則相對均勻（見圖 6b）。
圖6
不同直徑支架限制或無支架限制條件下靜脈橋壁面徑向變形量沿軸向的分布
a. 徑向變形量匯總；b. VS1 支架限制下的徑向變形量；c. 血壓峰值點的徑向變形量；d. 無支架限制時的徑向變形量
Figure6. Axial distribution of the radial deformation of the vein graft under the restriction of stents of different diameters or without stent restrictiona. summary of radial deformations; b. radial deformation under the restriction of VS1; c. radial deformation at peak pressure (
圖7
支架與靜脈橋在不同時刻的接觸區域
淺色表示接觸，深色表示不接觸。a. VS1支架；b. VS3支架
Figure7. Contact regions between stent and vein graft at different timeslight color and dark color indicate ‘contact’ and ‘no contact’, respectively. a. VS1 stent; b. VS3 stent
2.2 靜脈橋在膨脹收縮過程中的管壁應力
圖 8 展示了不同直徑支架限制或無支架限制下靜脈橋管壁米塞斯應力沿軸向的分布。相比無支架組，支架組的管壁應力普遍更低，并且減小支架的直徑會提升其對靜脈橋管壁應力的降低效果。綜合考察圖 8 和圖 7 可知，在橋靜脈壁與粗合金絲接觸的區域出現局部應力極值，并向兩側急劇減小，產生應力突變現象，上述現象在支架尺寸較小時最為明顯，而在支架尺寸較大時，因橋靜脈壁僅在血壓峰值時刻與支架粗合金絲接觸，應力突變有所緩和。
圖8
不同直徑支架限制或無支架限制條件下靜脈橋管壁米塞斯應力沿軸向的分布
a. 壁面米塞斯應力匯總；b. VS1 支架限制下壁面米塞斯應力；c. 血壓波峰時刻壁面米賽斯應力；d. 無支架限制時的壁面米塞斯應力
Figure8. Axial distribution of the wall Mises stress of the vein graft under the restriction of stents of different diameters or without stent restrictiona. summary of wall Mises stress; b. wall Mises stress under the restriction of VS1; c. wall Mises stress at peak pressure (
綜合來看，較小直徑的 VEST 支架與較大直徑的支架相比雖然可以有效降低靜脈橋的整體徑向變形和管壁應力，但會增大徑向變形和管壁應力沿軸向分布的不均勻性，尤其會在粗合金絲附近區域產生徑向變形和管壁應力突變，可能會對靜脈橋內的血液流動和橋血管壁的術后改重建產生不良影響。
2.3 支架改良
基于上述分析結果，本文在現有 VEST 支架結構的基礎上對合金絲進行改良設計，以期改善管壁應力降低程度與軸向應力分布均勻度的關系。如圖9 所示，選取前文中 5 mm 直徑支架（VS1）進行改良設計，在保持所有合金絲橫截面積和支架整體拓撲結構不變的前提下，將細合金絲截面形狀由圓形變為 0.044 mm × 0.044 mm 的正方形，將粗合金絲截面形狀變為 0.399 mm × 0.044 mm 的矩形。
圖9
合金絲截面形狀改良后的新支架
Figure9.
New stent obtained by ameliorating the cross-sectional shapes of alloy wires
針對該新型支架，在保持載荷和接觸、約束條件與原支架一致的條件下開展數值模擬實驗。圖 10 對比了支架改良前后計算的血壓峰值時刻（t2）靜脈橋管壁應力和徑向變形量沿軸向的分布。支架改良后，由于靜脈橋外壁可以在膨脹收縮過程中與兩種合金絲同步接觸，管壁應力普遍降低，尤其是在粗合金絲區域的管壁應力突變有了顯著改善（見圖 10a）。在靜脈橋徑向變形方面，細合金絲區域的徑向變形量普遍減小，粗合金絲附近的徑向變形量雖然有所增大，但其陡變程度明顯降低（見圖 10b）。
圖10
支架改良前后血壓峰值時刻靜脈橋管壁應力和徑向變形量的軸向分布對比
IMVS 表示改良后的支架。a. 米塞斯應力；b. 徑向變形量
Figure10. Comparisons of axial distributions of wall stress and radial deformation at peak blood pressure before and after stent ameliorationIMVS indicates the improved stent. a. Mises stress; b. radial deformation3 討論
本文圍繞冠脈搭橋術中不同直徑靜脈外支架與大隱靜脈橋的力學耦合問題開展數值模擬研究。結果表明，支架尺寸會對橋血管的變形和管壁應力產生明顯影響，減小支架直徑可以有效限制橋血管徑向變形和降低管壁的整體應力水平，但同時伴隨著管壁形變和應力沿橋血管軸向呈現顯著的不均勻分布現象，可能對橋血管內的血流形態和管壁力學環境產生負面作用，從而影響橋血管的長期預后。粗合金絲附近區域靜脈橋管壁出現的局部最大應力和鄰近區域的應力陡變不僅可能導致橋血管管壁受損，也可能促進平滑肌細胞生長因子的表達，導致中、內膜過度增生[23]；而靜脈橋徑向變形量突變造成的管腔不規則會引起局部回旋流和震蕩壁面剪應力的產生，增大發生血栓和血管粥樣硬化病變的風險[24]。上述現象的產生與支架的編織結構以及粗、細支架合金絲與橋血管的不同接觸條件和力學相互作用有關。在經典的 VEST 支架設計中，粗、細支架合金絲均采用圓形截面，粗合金絲表面相對于細合金絲表面更向內突出，在與橋血管外壁接觸時承擔過高載荷，從而產生局部應力集中。本研究將兩種合金絲的橫截面形狀由圓形改為正方形或矩形，在保持橫截面積不變的情況下使粗、細合金絲具有相同的厚度，從而使支架與血管外壁之間的接觸由線-線接觸變為面-面接觸。結果表明，該新型支架可以在為橋血管提供有效外部約束的前提下，顯著地降低局部應力集中和管徑突變程度，從而改善原支架對橋血管內的血流形態和管壁力學環境的不良影響。本文的初步研究結果有望為后續的血管外支架優化設計和力學性能評估提供理論參考。
受多種條件的限制，本研究尚存在諸多不足之處。首先，由于 VEST 支架僅在國外部分地區有售，本研究無法對支架實物進行力學實驗以驗證本文的數值模擬結果。其次，本文在模型中未考慮橋血管內的血液流動現象，由于血流壁面剪應力在量級上明顯小于管壁內應力，忽略血液流動不會對血管形變及其與支架耦合的數值模擬結果產生重大影響。然而，鑒于壁面剪應力對血管內皮功能的重要作用，在未來研究中需要采用流固耦合方法來綜合評估管內血液流動、管壁變形和支架約束對橋血管生物力學環境的影響。另外，本研究中的橋血管模型為理想化的大隱靜脈直管模型，但實際的靜脈橋受手術縫合、管內血壓脈動等因素的影響會發生彎曲變形，這將如何影響橋血管與支架的接觸與力學耦合尚待后續的深入研究。最后，橋血管在植入后在力學因素刺激下會發生顯著的管壁改重建，本文僅針對固定的橋血管結構開展研究，橋血管管壁改重建與支架約束的相互作用仍有待進一步探討。
4 結論
本文利用數值模擬方法研究了冠狀動脈搭橋術中不同直徑 VEST 血管外支架約束下靜脈橋血管的變形和管壁應力分布，證明較小直徑的支架雖然可以為靜脈橋提供更大的變形約束和降低管壁整體應力水平，但同時會導致顯著的應力集中和管腔形變不均勻。將 VEST 支架粗、細合金絲的橫截面由圓形改為正方形或矩形并使其厚度一致有助于兩類合金絲與血管同步接觸，從而較大程度地減輕管壁應力集中和管腔形變不均勻的問題，有望進一步提高支架的臨床應用效果。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
引言
冠狀動脈搭橋術（coronary artery bypass graft）是治療冠狀動脈粥樣硬化性心臟病的常用術式[1]。采自患者自身的大隱靜脈是冠狀動脈搭橋術中最常用的橋血管材料[2-3]。搭橋手術后，由于靜脈橋血管在管壁結構和力學性能方面與動脈存在顯著差異，升高的脈動血壓會造成橋血管管徑擴大，同時刺激橋血管中膜平滑肌細胞增殖并向內膜遷移，使得橋血管產生管腔變大和管壁增厚的動脈化現象[4-5]。然而，過高的脈動血壓會造成管壁過度擴張、不規則大變形和管壁應力過大，促使內膜過度增生和細胞外基質分泌量增加，進而引起狹窄性病變，導致橋血管遠期通暢率下降[6-7]。在此背景下，有研究者提出在靜脈橋外放置支撐物的改良手術方案[8]，支撐物（或外部支架）一般由金屬或高分子材料制成，包裹于橋血管外部，以在限制橋血管擴張的同時降低管壁承載的應力負荷。相關動物實驗和人體組織試驗表明，靜脈外支架有助于靜脈適應動脈血流動力學環境，降低內膜增生和血栓形成風險，從而提高靜脈橋的遠期通暢率[9-13]。
VEST［Vascular Graft Solutions Ltd.（VGS），以色列］靜脈外支架是目前可用于冠狀動脈搭橋手術的唯一一款血管外支架。該支架由鈷鉻合金絲編織而成，呈網管狀，根據手術需要有多種長度和直徑可供選擇。在冠脈搭橋手術中，首先將該支架套于未加壓的靜脈橋遠端吻合口處，之后手動拉長使其覆蓋整個靜脈橋。臨床研究表明，VEST 支架能夠改善靜脈橋的血流動力學特性，緩解管腔的不規則變形，有助于降低靜脈橋的病變風險[14-17]。然而，考慮到人體大隱靜脈尺寸的個體差異性，如何根據患者狀況選擇 VEST 支架的尺寸規格仍缺乏明確的臨床指南，支架與橋血管的尺寸差異如何影響血管形變和管壁應力也缺乏理論參考，給 VEST 支架的臨床應用和遠期預后評估帶來極大的不確定性。
本研究參考典型 VEST 支架的結構參數建立三種尺寸的支架模型，在周期性脈動血壓條件下數值模擬支架與大隱靜脈橋的力學耦合過程，研究支架直徑對靜脈橋的形變和管壁應力的影響，從而為冠脈搭橋手術中 VEST 支架的尺寸選取提供理論參考。此外，本文根據對傳統 VEST 支架的研究結果及發現的問題，基于數值實驗提出可以緩解橋血管壁應力集中的支架設計改良方案。
1 方法
1.1 大隱靜脈橋和血管外支架模型構建
本文根據文獻報道的大隱靜脈生理尺寸[18-19]，并參考臨床應用中靜脈橋的長度范圍[13,20]，利用 Creo Parametric 5.0 三維建模軟件構建理想大隱靜脈橋模型，其幾何參數為：長度 50 mm，外徑 4.4 mm，壁厚 0.28 mm（見圖 1）。
圖1
大隱靜脈橋模型
Figure1.
Computer model of the great saphenous vein graft
本文參考 VEST 支架專利說明書[21]中對其結構的詳細描述，并在可選范圍內分別設置其內徑為 5.00、5.25、5.50 mm，構建三種具有不同直徑但相同拓撲結構的 VEST 靜脈外支架模型（分別命名為：VS1、VS2 和 VS3）。如圖 2 所示，三種靜脈外支架均由 42 根鈷鉻合金絲編織而成，包含 4 根直徑為 0.15 mm（Dthick）的粗合金絲以及 38 根直徑為 0.05 mm（Dthin）的細合金絲，其軸向拉伸后的長度取為 50 mm。
圖2
VEST 支架的計算模型
Figure2.
Computer model of a VEST stent
1.2 計算網格劃分與材料屬性設置
大隱靜脈橋管壁采用六面體網格劃分，在其厚度方向布置 3 層網格，單元類型為 C3D8R（見圖 3a）。考慮到支架合金絲直徑接近微米級，為了避免采用實體網格單元帶來計算時間過長和收斂困難問題，本研究將支架單元設置為梁單元，近似全局網格 S 尺寸設為 0.12 mm，單元類型為 B31（見圖 3b）。
圖3
大隱靜脈橋管壁的網格模型與支架的網格種子設置
a. 血管壁網格模型；b. 支架網格種子設置
Figure3. Mesh model of the wall of the great saphenous vein graft and seed setting of the stent mesha. mesh model of blood vessel wall; b. seed setting of the stent mesh
本文假設大隱靜脈橋的管壁為各向同性超彈性材料，管壁的 Neo-Hookean 本構方程為：
|
其中，，。 和 分別為剪切模量和體積模量， 和 分別為第一應變不變量和變形張量。參考以往研究[22]，本文取 = 0.14 MPa， = 7 MPa?1。靜脈管壁的密度設為 1.09E-3 g/mm3。支架鈷鉻合金絲的材料選為 MP35N[20]，其密度為 8.89E-03 g/mm3，彈性模量為 235 GPa，泊松比為 0.32。
1.3 接觸與載荷設置及數值計算方法
我們在 ABAQUS 中對大隱靜脈橋模型和支架模型進行裝配，將兩者的接觸條件設置為通用接觸（見圖 4a）。在大隱靜脈橋兩側截面施加軸向位移約束和轉動約束，只允許其產生徑向擴張和收縮。在靜脈橋內壁法向施加周期性的脈動血壓（見圖 4b）。
圖4
模型裝配與載荷設置
a. 模型裝配和載荷加載；b. 四個周期的血壓波形
Figure4. Model assembly and load settinga. model assembly and load application; b. blood pressure waveforms of four durations
大隱靜脈橋與支架的裝配模型在 ABAQUS 中采用顯式動力分析（Dynamic Explicit）法進行有限元分析，最小時間增量步長設為 3.7E-8 s。計算持續四個血壓脈動周期以消除初始條件的影響，本文取最后一個周期的計算結果進行數據分析。
2 結果分析
本文在一個血壓脈動周期內選擇具有代表性的三個時刻進行數據分析，即血壓上升期t1 = 0.05 s、血壓峰值點t2 = 0.23 s 和血壓下降期t3 = 0.71 s 三個時刻。數據的提取和分析主要涉及靜脈壁軸向各單元上的徑向位移變化和應力（見圖 5）。
圖5
血壓脈動周期內典型時刻的選取和靜脈橋壁軸向數據點（紅線）提取
a. 典型時刻；b. 數據點
Figure5. Selection of typical time moments in a pressure pulsation duration and extraction of data along the axis (red line) of the vein grafta. representative time moments; b. data points2.1 靜脈橋在膨脹收縮過程中的壁面徑向變形
圖 6 所示為不同直徑支架限制或無支架限制條件下靜脈橋壁面徑向變形量沿軸向的分布情況。變形量（以Δr表示）根據靜脈橋軸向數據采集點（見圖 5b）在某時刻相對t = 0 時刻（即血壓谷值時刻）的徑向位移計算得到。對比圖 6a 和圖 6d 可知，支架的存在能明顯降低全血壓脈動周期內靜脈橋壁面的徑向變形量，最大變形量由約 10 mm 降至 1 mm 以下；并且支架直徑越小，其限制作用越強，從數值上看，支架直徑每減少 0.25 mm，靜脈壁最大變形量約減少 0.1 mm。在最大支架（即 VS3）尺寸條件下，當血壓低于最高血壓時（即時刻t1 和時刻t3），壁面徑向變形沿軸向分布顯著不均，中部的變形明顯大于兩端，與無支架時的情形（見圖 6d）相似；而當血壓達到最大值時（即時刻t2），靜脈橋管壁與支架粗合金絲的接觸（見圖 7b）能顯著抑制橋血管徑向變形的軸向分布不均勻性，同時，變形量會因受血管壁與支架接觸位置的影響而發生周期性變化（見圖 6a）。相對而言，在最小支架尺寸（即 VS1）條件下，靜脈橋管壁與支架粗、細合金絲在三個時刻均發生接觸（見圖 7a），造成橋血管徑向變形量明顯變小，且在三個時刻間的差異減小，但同時可見變形量沿軸向發生明顯的突變現象（見圖 6b）。考察橋血管徑向變形量與支架結構的對應關系可知，變形極小點發生在粗合金絲交叉區，在其附近區域產生顯著的變形量突變，并且這類突變會隨支架直徑的減小而加劇（見圖 6c）；而細合金絲區域的靜脈變形量在軸向分布上則相對均勻（見圖 6b）。
圖6
不同直徑支架限制或無支架限制條件下靜脈橋壁面徑向變形量沿軸向的分布
a. 徑向變形量匯總；b. VS1 支架限制下的徑向變形量；c. 血壓峰值點的徑向變形量；d. 無支架限制時的徑向變形量
Figure6. Axial distribution of the radial deformation of the vein graft under the restriction of stents of different diameters or without stent restrictiona. summary of radial deformations; b. radial deformation under the restriction of VS1; c. radial deformation at peak pressure (
圖7
支架與靜脈橋在不同時刻的接觸區域
淺色表示接觸，深色表示不接觸。a. VS1支架；b. VS3支架
Figure7. Contact regions between stent and vein graft at different timeslight color and dark color indicate ‘contact’ and ‘no contact’, respectively. a. VS1 stent; b. VS3 stent
2.2 靜脈橋在膨脹收縮過程中的管壁應力
圖 8 展示了不同直徑支架限制或無支架限制下靜脈橋管壁米塞斯應力沿軸向的分布。相比無支架組，支架組的管壁應力普遍更低，并且減小支架的直徑會提升其對靜脈橋管壁應力的降低效果。綜合考察圖 8 和圖 7 可知，在橋靜脈壁與粗合金絲接觸的區域出現局部應力極值，并向兩側急劇減小，產生應力突變現象，上述現象在支架尺寸較小時最為明顯，而在支架尺寸較大時，因橋靜脈壁僅在血壓峰值時刻與支架粗合金絲接觸，應力突變有所緩和。
圖8
不同直徑支架限制或無支架限制條件下靜脈橋管壁米塞斯應力沿軸向的分布
a. 壁面米塞斯應力匯總；b. VS1 支架限制下壁面米塞斯應力；c. 血壓波峰時刻壁面米賽斯應力；d. 無支架限制時的壁面米塞斯應力
Figure8. Axial distribution of the wall Mises stress of the vein graft under the restriction of stents of different diameters or without stent restrictiona. summary of wall Mises stress; b. wall Mises stress under the restriction of VS1; c. wall Mises stress at peak pressure (
綜合來看，較小直徑的 VEST 支架與較大直徑的支架相比雖然可以有效降低靜脈橋的整體徑向變形和管壁應力，但會增大徑向變形和管壁應力沿軸向分布的不均勻性，尤其會在粗合金絲附近區域產生徑向變形和管壁應力突變，可能會對靜脈橋內的血液流動和橋血管壁的術后改重建產生不良影響。
2.3 支架改良
基于上述分析結果，本文在現有 VEST 支架結構的基礎上對合金絲進行改良設計，以期改善管壁應力降低程度與軸向應力分布均勻度的關系。如圖9 所示，選取前文中 5 mm 直徑支架（VS1）進行改良設計，在保持所有合金絲橫截面積和支架整體拓撲結構不變的前提下，將細合金絲截面形狀由圓形變為 0.044 mm × 0.044 mm 的正方形，將粗合金絲截面形狀變為 0.399 mm × 0.044 mm 的矩形。
圖9
合金絲截面形狀改良后的新支架
Figure9.
New stent obtained by ameliorating the cross-sectional shapes of alloy wires
針對該新型支架，在保持載荷和接觸、約束條件與原支架一致的條件下開展數值模擬實驗。圖 10 對比了支架改良前后計算的血壓峰值時刻（t2）靜脈橋管壁應力和徑向變形量沿軸向的分布。支架改良后，由于靜脈橋外壁可以在膨脹收縮過程中與兩種合金絲同步接觸，管壁應力普遍降低，尤其是在粗合金絲區域的管壁應力突變有了顯著改善（見圖 10a）。在靜脈橋徑向變形方面，細合金絲區域的徑向變形量普遍減小，粗合金絲附近的徑向變形量雖然有所增大，但其陡變程度明顯降低（見圖 10b）。
圖10
支架改良前后血壓峰值時刻靜脈橋管壁應力和徑向變形量的軸向分布對比
IMVS 表示改良后的支架。a. 米塞斯應力；b. 徑向變形量
Figure10. Comparisons of axial distributions of wall stress and radial deformation at peak blood pressure before and after stent ameliorationIMVS indicates the improved stent. a. Mises stress; b. radial deformation3 討論
本文圍繞冠脈搭橋術中不同直徑靜脈外支架與大隱靜脈橋的力學耦合問題開展數值模擬研究。結果表明，支架尺寸會對橋血管的變形和管壁應力產生明顯影響，減小支架直徑可以有效限制橋血管徑向變形和降低管壁的整體應力水平，但同時伴隨著管壁形變和應力沿橋血管軸向呈現顯著的不均勻分布現象，可能對橋血管內的血流形態和管壁力學環境產生負面作用，從而影響橋血管的長期預后。粗合金絲附近區域靜脈橋管壁出現的局部最大應力和鄰近區域的應力陡變不僅可能導致橋血管管壁受損，也可能促進平滑肌細胞生長因子的表達，導致中、內膜過度增生[23]；而靜脈橋徑向變形量突變造成的管腔不規則會引起局部回旋流和震蕩壁面剪應力的產生，增大發生血栓和血管粥樣硬化病變的風險[24]。上述現象的產生與支架的編織結構以及粗、細支架合金絲與橋血管的不同接觸條件和力學相互作用有關。在經典的 VEST 支架設計中，粗、細支架合金絲均采用圓形截面，粗合金絲表面相對于細合金絲表面更向內突出，在與橋血管外壁接觸時承擔過高載荷，從而產生局部應力集中。本研究將兩種合金絲的橫截面形狀由圓形改為正方形或矩形，在保持橫截面積不變的情況下使粗、細合金絲具有相同的厚度，從而使支架與血管外壁之間的接觸由線-線接觸變為面-面接觸。結果表明，該新型支架可以在為橋血管提供有效外部約束的前提下，顯著地降低局部應力集中和管徑突變程度，從而改善原支架對橋血管內的血流形態和管壁力學環境的不良影響。本文的初步研究結果有望為后續的血管外支架優化設計和力學性能評估提供理論參考。
受多種條件的限制，本研究尚存在諸多不足之處。首先，由于 VEST 支架僅在國外部分地區有售，本研究無法對支架實物進行力學實驗以驗證本文的數值模擬結果。其次，本文在模型中未考慮橋血管內的血液流動現象，由于血流壁面剪應力在量級上明顯小于管壁內應力，忽略血液流動不會對血管形變及其與支架耦合的數值模擬結果產生重大影響。然而，鑒于壁面剪應力對血管內皮功能的重要作用，在未來研究中需要采用流固耦合方法來綜合評估管內血液流動、管壁變形和支架約束對橋血管生物力學環境的影響。另外，本研究中的橋血管模型為理想化的大隱靜脈直管模型，但實際的靜脈橋受手術縫合、管內血壓脈動等因素的影響會發生彎曲變形，這將如何影響橋血管與支架的接觸與力學耦合尚待后續的深入研究。最后，橋血管在植入后在力學因素刺激下會發生顯著的管壁改重建，本文僅針對固定的橋血管結構開展研究，橋血管管壁改重建與支架約束的相互作用仍有待進一步探討。
4 結論
本文利用數值模擬方法研究了冠狀動脈搭橋術中不同直徑 VEST 血管外支架約束下靜脈橋血管的變形和管壁應力分布，證明較小直徑的支架雖然可以為靜脈橋提供更大的變形約束和降低管壁整體應力水平，但同時會導致顯著的應力集中和管腔形變不均勻。將 VEST 支架粗、細合金絲的橫截面由圓形改為正方形或矩形并使其厚度一致有助于兩類合金絲與血管同步接觸，從而較大程度地減輕管壁應力集中和管腔形變不均勻的問題，有望進一步提高支架的臨床應用效果。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
