（生物物理学专业论文）胸主动脉内血液流动的计算流体力学方法研究.pdf

中国医科大学研究生学位论文独创性声明丫l l f l l l l h i h j l 7 l l l 6 t t l t 1 9 f l 1 1 2 f l l l l 5 i j j l i j 2 i j l l 本人申明所呈交的学位论文是我本人在导师指导下进行的研 究工作及取得的研究成果。据我所知，除了文中特别加以标注和致 谢的地方外，论文中不包含其他人已经发表或撰写过的研究成果， 也不包含为获得我校或其他教育机构的学位或证书而使用过的材 料，与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中作 了明确的说明并表示谢意。 申请学位论文与资料若有不实之处，本人承担一切相关责任。 论文作者签名：豳 日期：兰皇唑苎：! 生 中国医科大学研究生学位论文版权使用授权书 本人完全了解中国医科大学有关保护知识产权的规定，即：研 究生在攻读学位期间论文工作的知识产权单位属中国医科大学。本 人保证毕业离校后，发表论文或使用论文工作成果时署名单位为中 国医科大学，且导师为通讯作者，通讯作者单位亦署名为中国医科 大学。学校有权保留并向国家有关部门或机构送交论文的复印件和 磁盘，允许论文被查阅和借阅。学校可以公布学位论文的全部或部 分内容( 保密内容除外) ，以采用影印、缩印或其他手段保存论文。 论文作者签名： 指导教师签名： 日 期： 本研究创新性的自我评价3 8 参考文献3 9 综j 苤4 2 在学期间科研成绩5 0 致谢5 1 个人简介5 2 要 内血液流动的计算流体力学方法研究 目的 结合医学图像三维重构技术和计算流体力学( c f d ) 研究方法对人体 胸主动脉内血液流动进行三维数值模拟并获取相应的血流动力学参数， 通过对不同个体( 包括正常和异常患者) 胸主动脉内血液流动分析来探讨 血流动力学参数对主动脉脉管疾病如动脉粥样硬化、动脉夹层等疾病的 影响，为其各种脉管疾病的发病机理提供理论依据以及对脉管疾病临床 预防提供帮助。 方法 应用医学图像后处理软件m i m i c s10 0 1 对临床通过增强c t 获得的 二维医学图像数据进行处理，得到包括升主动脉、主动脉弓、降主动脉 及主动脉弓上部的头臂干、左颈总动脉和左锁骨下动脉的胸主动脉的整 体三维重构模型。借助软件a n s y s c f x 对主动脉弓内的血液进行血流 动力学数值模拟并得到可视化结果，获取正常胸主动脉弓和患有降主动 脉夹层疾病胸主动脉弓内相关血流动力学的各种参数。通过对比不同个 体主动脉弓内血流动力学参数的异同，及正常胸主动脉弓和患有降主动 脉夹层疾病胸主动脉弓内血流动力学参数的异同来讨论血流动力学参数 对脉管疾病的影响。 结果 通过三维重构方法建立了真实的人体主动脉弓解剖系统三维几何模 型，实现了基于人体主动脉弓真实解剖模型进行的血流动力学数值模拟 分析。通过应用计算流体力学方法获得了主动脉弓内血流在心动周期内 不同时刻的壁面压力、流线分布、壁面切应力等血流动力学参数。并且 通过对不同个体的主动脉弓内的血流动力学参数的比较分析确定心脏收 缩期的血管壁压力及压力变化比舒张期更大；在整个心动收缩期，主动脉 外侧壁的压力明显地高于内侧壁的压力；在主动脉弓和降主动脉连接的 弯曲部位处存在明显的压力变化；在主动脉弓内侧壁的壁面剪应力比主 动脉弓外侧壁的壁面剪应力具有更大的量值和变化幅度；在心动收缩期 主动脉弓处出现二次流现象，且在心动收缩期出现明显的漩涡现象。 结论钿己 计算流体力学数值模拟的方法是目前研究脉管疾病血流动力学的一 种可靠方法。通过三维重构方法获得了个体化仿真的包括主动脉弓及分 叉的正常胸主动脉、患有降主动脉夹层的病态胸主动脉的三维模型，并 确定相关关键技术方法，为进一步进行血流动力学研究分析确定基础。 通过模拟对比分析，明确血管的弯曲及分叉导致局部压力变化可能与脉 管疾病的形成有一定的关系。 关键词 计算流体力学；血流动力学；胸主动脉；主动脉弓；三维重构；壁 面切应力 2 英文论著摘要 c o m p u t a t i o n a l f l u i dd y n a m i c sm e t h o da n a l y s i s t h o r a c i ca o r t ab l o o df l o w o b j e c t i v e c o m b i n a t i o no fm e d i c a li m a g e t h r e e - d i m e n s i o n a lr e c o n s t r u c t i o n t e c h n i q u e sa n dc o m p u t a t i o n a lf l u i dd y n a m i c s ( c f d ) r e s e a r c hm e t h o d sd o t h et h r e e d i m e n s i o n a ln u m e r i c a ls i m u l a t i o no nh u m a nt h o r a c i ca o r t i cb l o o d f l o w a n do b t a i nt h ec o r r e s p o n d i n gh e m o d y n a m i cp a r a m e t e r s a n a l y s e t h o r a c i ci n t r a a r t e r i a lb l o o df l o ww i t h i nd i f f e r e n ti n d i v i d u a l s ( i n c l u d i n g n o r m a la n da b n o r m a lp a t i e n t s ) t or e s e a r c ht h eh e m o d y n a m i cp a r a m e t e r s i m p a c ti n a o r t i cv a s c u l a rd i s e a s e s s u c ha sa t h e r o s c l e r o s i sa n da r t e r i a l d i s s e c t i o n ，t h e np r o v i d eat h e o r e t i c a lb a s i sf o rt h ep a t h o g e n e s i so fv a r i o u s v a s c u la td is e a s e s m e t h o d s p r o c e s s e dt h em e d i c a li m a g eo ft w o d i m e n s i o n a ld a t at h a t o b t a i n e d t h r o u g h t h ee n h a n c e m e n t c l i n i c a lc tw i t h t h em e d i c a l i m a g e p o s t p r o c e s s i n gs o f t w a r em i m i c s 10 0 1a n do b t a i n e dt h ea s c e n d i n ga o r t a ， a o r t i ca r c h d e s c e n d i n ga o r t aa n da o r t i ca r c ht h et o po ft h eb r a c h i o c e p h a l i c t r u n k ，l e f tc o m m o nc a r o t i da r t e r ya n dt h el e f ts u b c l a v i a na o r t i ca r t e r yb e a r t h eo v e r a l lt h r e e d i m e n s i o n a lr e c o n s t r u c t i o nm o d e l w i t ht h e s o f t w a r e a n s y s c f xa c q u i r e dt h eh e m o d y n a m i cp a r a m e t e r sv i s u a l i z a t i o nr e s u l t s o nh u m a na o r t i ca r c hb l o o df l o ww i t h i n t h en u m e r i c a ls i m u l a t i o na n d a n a l y s i st h er e l e v a n th e m o d y n a m i cp a r a m e t e r s d i f f e r e n ti n d i v i d u a l sw i t h i n t h ea o r t i ca r c hc o m p a r e dh e m o d y n a m i cp a r a m e t e r so ft h es i m i l a r i t i e sa n d d i f f e r e n c e s ，a n dn o r m a l i n d i v i d u a l sw i t ht h ed i s e a s e ，h e m o d y n a m i c p a r a m e t e r sw i t h i nt h ea o r t i ca r c ht od i s c u s st h es i m i l a r i t i e sa n dd i f f e r e n c e s i nh e m o d y n a m i cp a r a m e t e r so ft h ev a s c u l a rd i s e a s e s 3 r e s uit s t h r e e d i m e n s i o n a lr e c o n s t r u c t i o nm e t h o dw a se s t a b l i s h e db yt h eh u m a n a o r t i ca r c ha n a t o m yr e a lt h r e e d i m e n s i o n a lg e o m e t r i cm o d e lo ft h es y s t e m t or e a l i z et h eh u m a na o r t i ca r c hb a s e do nt h ea n a t o m i c a lm o d e ln u m e r i c a l s i m u l a t i o na n a l y s i so fh e m o d y n a m i c s o b t a i n e dt h r o u g ht h ea p p l i c a t i o no f c o m p u t a t i o n a lf l u i dd y n a m i c so ft h eb l o o df l o wi n t h ec a r d i a cc y c l ea t d i f f e r e n tt i m e so ft h ew a l ls h e a rs t r e s s ，w a l lp r e s s u r e ，f l o w - l i n ed i s t r i b u t i o n o fh e m o d y n a m i cp a r a m e t e r s a n db yd i f f e r e n ti n d i v i d u a l sw i t h i nt h ea o r t i c a r c h ac o m p a r a t i v ea n a l y s i so fh e m o d y n a m i cp a r a m e t e r so fc a r d i a cs y s t o l i c b l o o dv e s s e lw a l lp r e s s u r ea n dd i a s t o l i cp r e s s u r ec h a n g e sl a r g e rt h a nt h a t ； i nt h ew h o l ec a r d i a cs y s t o l i ca o r t i cp r e s s u r e f r o mt h el a t e r a lw a l l s i g n i f i c a n t l yh i g h e rt h a nt h a tm e d i a lw a l lo f t h ep r e s s u r e ；i na o r t i ca r c ha n d d e s c e n d i n ga o r t ac o n n e c t e d t ob e n dt h e r ee x i s t sa no b v i o u ss i t eo ft h e p f e s s u r ec h a n g e ；i nt h ea o r t i ca r c hw a l ls h e a rs t r e s sw i t h i nt h ew a l lo ft h e a o r t i ca r c ht h a ni nt h el a t e r a lw a l lo ft h ew a l ls h e a rs t r e s sh a v eag r e a t e r v a l u ea n dc h a n g e si nt h ea m p l i t u d e ；a o r t i ca r c ht h e r ei st h ep h e n o m e n o no f s e c o n d a r yf l o w ，a n di na p p a r e n tc a r d i a cs y s t o l i cv o r t e xp h e n o m e n o n c 0 n c l u s i o n c o m p u t a t i o n a l f l u i dd y n a m i c sn u m e r i c a ls i m u l a t i o nm e t h o di s t h e s t u d vo fh e m o d y n a m i c si nv a s c u l a rd i s e a s e ，ar e l i a b l em e t h o dt oo b t a i nt h e i n d i v i d u a l b a s e ds i m u l a t i o n s ，i n c l u d i n gb i f u r c a t i o n o ft h en o r m a la o r t i c a r c ha n dt h o r a c i ca o r t a ，a o r t i cd i s s e c t i o nw i t hd e s c e n d i n gt h o r a c i ca o r t i c p a t h o l o g i c a lt h et h r e e d i m e n s i o n a lm o d e l b e n d i n ga n dt h eb i f u r c a t i o no f t h eb l o o dv e s s e l sl e a d i n g t ol o c a lp r e s s u r ec h a n g em a yb er e l a t e d t o v a s c u l a rd i s e a s e ，h a v eac e r t a i nr e l a t i o n s h i p b e t w e e nt h ef o r m a t i o no f v a s c u l a rd i s e a s e k e y w o r d s c o m p u t a t i o n a l f l u i d d y n a m i c s ；h e m o d y n a m i c s ；t h o r a c i ca o r t i c ； a o r t aa r c h ；t h r e e d i m e n s i o n a lr e c o n s t r u c t i o n ；w a l ls h e a rs t r e s s 4 缩略词表 缩写 英文全称 中文全称 3 d c f d t h r e ed i m e n s i o n a l c o m p u t a t i o n a lf l u i dd y n a m i c s d i c o m d i g i t a li m a g i n ga n dc o m m u n i c a t i o n si nm e d i c i n e t d r c t w s s t h r e e d i m e n s i o n a lr e c o n s t r u c t i o n c o m p u t e rt o m o g r a p h y w a l ls h e a rs t r e s s 三维的 计算流体力学 医学数字成像和通信标准 三维重构 电子计算机x 线断层扫描 壁面切应力 5 厂一一1 论文 胸主动脉内血液流动的计算流体力学方法研究 前言 随着人们生活水平的不断提高，血管疾病如动脉粥样硬化、动脉瘤等 疾病的发病率也逐年提高。由于人们的饮食和久坐的生活方式使得血管 疾病造成的死亡人数超过了癌症，特别是在西方国家n 。2 1 ，血管疾病越来 越受到人们的关注，同时血流动力学和血液流变学的研究也是医学、生 物物理学、生物医学工程学等学科的重要研究方向3 。大量研究表明， 血管疾病与血管的结构及血管内血液动力学因素的相互作用机制有着密 切的关系h 咱1 。如在弯曲或分叉的动脉中很容易发生如动脉粥样硬化等心 血管疾病。在这些区域，血流速度和压力的改变、回流和漩涡的产生、 血管壁面切应力的变化等血流动力学参数，特别是这些参数在心动周期 内脉动条件下的复杂表现，都可能造成血管局部生理变化而产生动脉病 变。因此，深入了解人体血管内血流动力学及其血液流动对血管壁的交 互影响，如可能导致对管壁内皮细胞的有益或有害的作用十分必要哺1 。 所以对弯曲动脉内血液流动问题的研究是生物流体力学的一个重要研究 方向。尽管随着医学成像技术发展使得血管疾病的诊断已经取得了长足 的进步。但是直接进行体内测量血液的详细血流动力学参数如w s s 则仍 然存在很大的困难。随着医学成像技术的提高和高性能计算机的出现， 使得数值模拟、计算流体力学和有限元分析方法越来越多地应用到血流 动力学的模拟分析研究中，从而获得详细血流动力学参数 呻1 。包含主动 脉弓的胸主动脉是人体内主要的弯曲动脉且其内部血液流动具有高度的 脉动性和复杂性。在胸主动脉主动脉弓部分，动脉粥样硬化、动脉夹层 6 及血管瘤等病变的产生，将严重影响外周血管的血液流动特性。另外， 胸主动脉是人体动脉系统的开端，其内血液的流动特性必将对整个心血 管系统的血液循环产生关键的影响0 1 。 因此，本文将对胸主动脉( 包括升主动脉、主动脉弓、降主动脉以及 主动脉弓上部的头臂干、左颈总动脉、左锁骨下动脉) 内的血液流动进 行深入的数值模拟分析研究。 本研究的主要目的在于：( 1 ) 确立基于c t 图像数据进行数值模拟 的关键技术，建立精细的正常人体的胸主动脉和患有动脉夹层的人体胸 主动脉的三维形态学模型( 2 ) 通过模拟分析获得不同个体的胸主动脉 内血流动力学参数( 3 ) 比较分析血流动力学参数与血管结构及血管内 血液流动情况的关系 一、研究资料 材料与方法 本文所选择的影像资料为中国医科大学附属第一医院提供的增强c t 医学影像资料，其中包括正常胸主动脉影像资料3 ( 其重构为a 、b 、c 模型) 份，患有降主动脉夹层的影像资料1 ( 其重构为d 模型) 份。 二、主要仪器及软件 采用w i n d o w sx p 系统，c p u 为i n t e rc o r ei 7 ，内存4 g b ，硬盘5 0 0 g b 。 医学图像后处理软件为比利时m a t e r i a l i s e 公司的医学3 d 图像软件 m i m i c s l0 0 1 ，c a d 模型预处理软件为西门子公司的u g sn x ，基于计算 流体力学( c f d ) 软件为美国商用软件a n s y s i c e m 和a n s y s 。c f x 。 7 计算流体力学基础 1 、计算流体力学原理1 计算流体力学( c o m p u t a tio n a l f l u idd y n a m ic s ，简称c f d ) 是 通过计算机数值计算和图像显示，对包含有流体流动和热传导等相关物 理现象的系统所做的分析。c f d 的基本思想是把原来在时间域及空间域 上连续的物理量的场，如速度场和压力场，用一系列有限个离散点上的 变量值的集合来代替，通过一定的原则和方式建立起关于这些离散点上 变量之间关系的代数方程组，然后求解代数方程组获得场变量的近似值。 c f d 可以看做是流动基本方程( 质量守恒方程、动量守恒方程、能量守 恒方程) 控制下对流动的数值模拟。通过这种数值模拟得到极其复杂问 题的流场内各个位置上的基本物理量( 如速度、压力、温度、浓度等) 的分布，以及这些物理量随时间的变化情况，确定漩涡分布特性、空化 特性及脱流区等。 2 、计算流体力学的求解过程n 1 1 2 1 ( 1 ) 建立控制方程，即建立反映工程问题或物理问题本质的数学模 型，其为反映问题各个量之间关系的微分方程及相应的定解条件。流体 的基本控制方程通常包括质量守恒方程、动量守恒方程、能量守恒方程。 ( 2 ) 确定边界条件与初始条件，初始条件是所研究对象在过程开始时刻 各个求解变量的空间分布情况。边界条件是在求解区域的边界上所求解 的变量或其导数随地点和时间的变化规律。( 3 ) 划分计算网格，在采用 数值方法求解控制方程时，需要将控制方程在空间区域上进行离散，这 时则需要进行网格划分，然后求解得到离散方程组。( 4 ) 建立离散方程， 即建立针对控制方程的数值离散化方法，通过数值方法把计算域内有限 数量位置( 网格节点或网格中心点) 上的因变量值当作基本未知量来处 理，从而建立一组关于这些未知量的代数方程组，然后通过求解代数方 程组来得到这些节点值，进而根据节点位置上的值确定计算域内其他位 置上的数值。本研究所应用的a n s y s - c f x 软件所采用的离散方法是基于 8 有限元的有限体积法。有限元分析法是用较简单的问题代替复杂问题后 再求解。它将求解域看成是由许多称为有限元的小的互连子域组成，对 每一单元假定一个合适的( 较简单的) 近似解，然后推导求解这个域总的 满足条件( 如结构的平衡条件) ，从而得到问题的近似解。有限体积法是 将计算区域划分为一系列控制体积，将待解微分方程对每个控制体积 积分得出离散方程。有限体积法的关键是在导出离散方程过程中，需要 对界面上的被求函数本身及其导数的分布做出某种形式的假定。用有限 体积法导出的离散方程可以保证具有守恒特性，而且离散方程系数物理 意义明确，计算量相对较小。( 5 ) 离散初始条件和边界条件，在应用c f d 求解过程中，当模型网格划分之后，需要把初始条件和边界条件转化为 特定节点上的值，即将第( 2 ) 步骤中的连续的初始条件和边界条件转化 为针对网格特定点的值，只有这样才能对方程求解。在本研究中，这一 步由软件自动完成。( 6 ) 给定求解控制参数，即给定流体的物理参数和 湍流模型的经验系数等。( 7 ) 求解离散方程，即对生成了具有定解条件 的代数方程进行迭代求解。( 8 ) 判断解的收散性和计算结果的显示与输 出，c f d 的求解过程往往要通过多次迭代才能的到。有时会因为网格或 时长等问题导致解的振荡或发散。所以需要在对解的收敛性随时进行监 视，这对检查和判断分析质量和结果有重要参考意义。若在迭代计算过 程中没有发散或振荡且达到所要求精度，则可以显示和输出计算结果。 过c f d 软件进行计算之后，可以将血流动力学各项指标( 血流速度、血 流压力和管壁切应力) ，采用云图、矢量图和动画等方式显示出整个计算 域的结果。 四、胸主动脉血管内c fd 模拟的具体过程 l 、医学图像数据：将中国医科大学附属第一医院提供的研究对象的 胸部血管增强c t 医学图像数据以d it o m 格式输出，并分别编号刻盘保存。 c t 图像层间距为0 5 m m ，每片图像的平面分辨率为5 1 2 x5 1 2 ，像素大小为 0 5 m m 。 9 2 、胸主动脉血管的三维重构：分别将包含胸主动脉的c t 图像数据导 入到医学图像后处理软件m i m i c s 1o 0 1 中。将图像合理定位后对二维医 学图像数据进行处理，采用阈值分割和手动分割相结合的方法对胸主动 脉之外的组织进行切割分离，进而得到包括升主动脉、主动脉弓、降主 动脉以及主动脉弓上部的三个分支( 头臂干、左颈总动脉、左锁骨下动 脉) 的三维立体模型。然后对胸主动脉三维立体模型进行平滑处理，最 后获取胸主动脉每一平面图层的边界轮廓线。下一步则将胸主动脉的几 何轮廓线输入到商用前处理软件u g sn x 中进行预处理，以便得到可以用 于数值计算的四个c a d 模型，即正常胸主动脉的a 、b 、c 模型和降主动 脉夹层的d 模型。流程见图1 3 、网格划分：将上述过程中最后得到的胸主动脉c a d 模型导入到有 胸主动脉弓的边界轮廓线 腌主动脉弓的蔓维c a d 模型 图1 ，胸主动脉三维重构流程图 l o 限元分析软件a n s y s i c e m 中进行网格划分由于主动脉弓弯曲处几何比 较复杂，所以在主动脉及主动脉弓顶端的三个分支处加大网格密度，最 后获得主动脉弓整体网格模型。经过网格无关性验证之后，其中a 划分 的网格为6 0 89 15 个单元，12 59 2 6 个节点；b 划分的网格为8 8 49 8 0 个 单元，17 6 9 9 3 个节点；c 划分的网格为l7 00 0 3 个单元，3 5 9 6 4 个节点； d 划分的网格为5 3 36 2 3 个单元，1 0 24 9 1 节点。4 、边界条件及控制方 程：本文所用c f d 求解器为通用有限元分析软件a n s y s c f x 。在本文数 值计算中，假设血液为不可压缩的牛顿流体3 1 43 ，血管壁假设为刚性管 壁且无滑移n5 。 1 。血液密度为1 0 6 1 0 3 堙m 3 ，粘度为3 7 1 1 0 p a s 。入口 条件为瞬时血流流量，本实验中入口血流量参考s h a h c h e r a g h i 、d a y id n k u 和邱霖等1 3 f1 8 3 报道设为如图2 所示。主动脉弓顶端各出口及降主动 脉出口的轴向压力均设为零n 8 q0 l 。依据a a is u k e m o r i 等的报道13 雷诺数 均r e ：p u d 9 9 4 0 ，w o m e r s le y 数为口：罢、犀2 2 5 ，其中p 为血液密度， 么vd u 为入口峰值速度，d 为血管直径，为运动粘度，缈= 2 z t ( t 为心动 周期) ，u = p 为运动粘性系数。 o o 2 ：- ：0 ao 。20 4 o 60 81 哇s 】 图2 ，入口速度曲线 2 l 8 6 4 2 l 玑 纨 钆 = ， 协】 血液在流动过程中分别遵守质量守恒定律和动量守。r a 定律，即连续性万 程( 1 ) 和动量守恒方程( 2 1 2 3 ) 。 a 苎p 。+ d i v ( p “) = 0 ( 1 ) 掣+ 咖c 户螂= 一害+ 警+ 鲁+ 鲁+ e c 2 m 掣+ 州咖一害+ 誓+ 鲁+ 誓+ e c 2 固 挈+ 州户w 啪一笔+ 警+ 鲁+ 警+ e 仁3 ， 方程( 2 1 2 3 ) 是对任何类型的流体均成立的动量守恒方程，而血 液在流动过程中可看成不可压缩的牛顿流体，则动量守恒方程为： a _ ( p i u 一) + d i l ，( p u 【厂) = d i v ( 1 u g r a d u ) 一o 盎p + s u ( 3 1 ) 优 苏 挈+ d i v ( w u ) = d i v ( 1 瞳g r a d v ) 一等+ s v ( 3 2 ) 了a ( p w ) + d i l ，( p w u ) = d i v 矿a , i w ) 一罢+ s w ( 3 3 ) 方程( 3 1 3 3 ) 又称n a v i e r - s t o k e s 方程n 。以上方程是c f d 应 用于血流动力学研究的主要控制方程也是本文中非稳定流动数值模拟中 所用的控制方程。 5 、胸主动脉血流数值模拟：将划分好网格的胸主动脉模型导入到 a n s y s ll - c f xp r e 中，设置模拟类型为瞬态计算。建立入口、出口、管 壁，设置入口速度、出口压力、管壁性质、求解控制、输出控制等。实 验中设心动周期为0 8 秒，计算步长为0 0 1 秒。设置完成后，输出文件 并求解。求解结束后进行结果输出。 1 2 结果与讨论= 口刁写j y 匕 一、胸主动脉血管壁压力分布 通过模拟计算和检验得到了a 、b 、c 、d 四个不同研究对象血液流 动在一个心动周期内不同时刻的管壁压力分布。 1 、a 模型上各特征点的血管壁压力变化情况 图3 给出了a 模型上选取的各个特征位置处的血管壁压力随时间的变 化情况。从图3 中可以看出a 模型各特征点中除降主动脉远心端的p 1 和 p i o 外各点的压力值随着入口速度的变化而变化，在0 0 6 s 左右处压力 达到峰值，在0 1 4 s 至0 1 8 s 之间各点压力达到最小值。其中升主动脉 近心端内侧点p 6 压力峰值最大，在整个心动周期内其压力变化幅值最大 为9 8 8 1p a 。在降主动脉的远心端处的p 1 和p 10 点的压力在心动周期内 变化较小。 厂 ， 沪弋： j j 一弋一一矽少矽一一 = 三5 图3 ，a 模型各特征点位置及管壁压力值在一个心动周期内的变化曲线 1 3 一 一 一 一 一 一 一 一 一 ，g皇 心 卜 2 、b 模型上各特征点的血管壁压力分布 图4 图示了b 模型中各特征点在一个心动周期内的管壁压力变化曲 线。从图4 中可以发现升主动脉近心端的p 5 点的压力变化幅值最大为 10 9 4 4 p a ，从图4 中位置图像中可以看出，p 5 点处b 模型有一定的形状 突变。其他各点中除了点p 1 和点p 9 之外，压力均随着入口速度的变化 而变化，在0 0 6 s 时刻附近压力达到峰值，在0 1 8 s 时刻附近各点压力 达到最小值。降主动脉近心端的点p 1 和点p 9 的压力在心动周期内变化 幅值较小。 惫陀三 厂 y ”弋 。 1 艘+ 惦 1- i o 匏+ 惦编| - 一p l p 2 i言 | p 3 - p 4 i；1 o 翟瞒一p 5 j 7 ， 0 i - - p 6 1 o 复+ - 一p 7 l 窖| i 二己 - 一 蕊；吵矽 一p 8 - - p 9 f ， “” 9 雠+ 0 4 9 6 a e + o i 一一于一吼4 堆+ 埘。o 0 4n o 1 4o 1 8o 2 4o 2 8o 嚣o 靼0 4o 8 t s 图4 ，b 模型各特征点位置及管壁压力值在一个心动周期内的变化曲线 厂 1 o 靶+ 0 5 1 o 靶+ 惦彬 l 烈 ”l r 黪- 械m 、p i 0 2 e 瑚+ 0 5 形。、繇 一p i - 一p 2 p 3 p 4 ：i 。飞 八 扣叭嗍 k 、- = 7 - - 一p 6 弋：= 二：， - - 一p o p 7 ll1 o i e + 0 6 - - 一p 8 h稍 * + u 0o 0 4 仉0 80 1 40 1 80 2 4 0 鹅 0 3 3 0 鹅0 40 0 8 t s 图5 ，c 模型各特征点位置及管壁压力值在一个心动周期内的变化曲线 1 4 3 、c 模型上各特征点的血管壁压力分布 从图像5 中可以看出，c 模型中各特征点除降主动脉远心端的p 1 和p 8 点压力在心动周期内变化较小外，其他各特点的压力均随着入口速度发 生变化，在0 0 5 s 附近各特征点的压力达到峰值，在0 i4 s 至0 1 8 s 之 间压力达到最小值。其中升主动脉近心端的p 5 点压力在心动周期内变化 最大，幅值到达2 5 5 5 p a 。 4 、d 模型上各特征点的血管壁压力分布 图像6 图示了患有降主动脉夹层疾病患者d 的模型上各特征点的压力 在心动周期内的变化曲线。从曲线上可以看出，各点压力均随入口速度 发生变化。其中升主动脉近心端的p 6 点在0 0 5 s 时压力峰值最大为 1 13 2 7 7 p a ，而在0 0 9 s 时在动脉弓与降主动脉连接处的p 8 点压力最小为 9 5 0 0 0 p a 。 1 0 靶+ 逞 ；1 o 北+ 9 9 咂+ 0 4 a 一一一一 00 0 40 0 80 1 4o 1 80 2 40 2 80 3 30 3 80 40 8 t s 图6 ，d 模型各特征点位置及管壁压力值在一个心动周期内的变化曲线 5 、a 、b 、c 、d 模型血管壁压力分布对比分析 图7 至图ii 图示了四个模型在心动周期内0 0 4 s 、0 0 8 s 、0 1 4 s 、 0 1 8 s 、0 2 4 s 、0 2 8 s 、0 3 3 s 、0 3 8 s 、0 4 0 s 、0 8 0 s 十个时刻点的血 管壁压力分布云图。从以上实验结果四个模型的压力分布云图可以看出， 不同个体的管壁压力参数有一定的差异，但对比究四个模型在一个心动 蚪 以 + + 咂 眈 4 9 9 8 周期内血管壁压力变化情况可以得如下结论：在心脏收缩期的加速阶 段( o s 0 0 8 s ) 随着入1 ：3 血流速度增大管壁压力迅速增加，在升主动脉 的近心端明显高于远心端，随着入口血流量的逐渐增大，升主动脉远心 端、主动脉弓及其顶端分支压力也逐渐升高，而降主动脉的近心端压力 要高于远心端压力。当入口血流速度达到最大值( 0 0 8 s ) 时，升主动 脉内侧及主动脉弓分叉区域出现了局部壁面压力的突变，升主动脉近心 端压力趋于降低，其他各处压力变化趋于平缓。随着入口血流速度的 减少即在心脏收缩期的减速阶段( 0 0 8 s 0 2 8 s ) ，降主动脉的远心端压 力出现高于升主动脉现象，升主动脉及动脉弓各处压力开始逐渐降低。 患有降主动脉夹层的d 模型，在整个心动周期内其升主动脉近心端管 壁压力相对高于正常胸主动脉模型的管壁压力，其可能给心脏带来较大 负荷。在心脏收缩期的加速阶段( o s 0 0 8 s ) ，升主动脉近心端有明显 高于其他正常胸主动脉近心端的现象。在收缩期的减速阶段 ( 0 0 8s o 2 8 s ) ，d 模型假腔开口处及上部出现较其他模型有明显的压 力突变，这种壁面压力变化与主动脉夹层疾病的发病机理应该存在一定 的关系，并且由主动脉夹层引起的管壁高压力会导致慢性主动脉扩张 心2 2 副。同时在心动周期内降主动脉夹层的假腔壁面较真腔壁面从近心端 到远心端出现一定的压力变化，这种变化与主动脉夹层向下延伸的发展 趋势存在一定的关系。在心动周期的舒张期( 0 2 8 s 0 8 s ) ，四个研 究对象的管壁压力均处在低压状态，并且正常和异常模型的血管壁面压 力均没有明显变化。在整个心动周期内，收缩期的管壁压力比舒张期 的管壁压力具有更大的变化量和变化率，a 模型的管壁局部压力在 o s 0 0 8 s 的时间内从l0 13 2 5 p a 变化到10 9 3 9 0 p a ，在0 0 8 s 0 2 8 s 时间 内压力最低降到9 9 3 6 6 p a ，在0 2 8 s 0 8 s 的舒张期内，管壁压力基本为 10 13 2 5 p a ；b 模型的管壁局部压力在o s 0 0 8 s 的时间内从10 13 2 5 p a 变 化到1 112 17 p a ，在0 0 8 s 0 2 8 s 时间内压力最低降到1 0 0 9 3 2 p a ，在 0 2 8 s 、0 8 s 的舒张期内，管壁压力基本为1013 0 0 p a ：c 模型的管壁局部 压力在o s 0 0 8 s 的时间内从1013 2 5 p a 变化到10 3 2 5 5 p a ，在0 0 8 s 0 2 8 s 1 6 爵j 臌 蠛 - ：= i i 滋 一臌 睡 i ：i 激 壤 p t c m s u r e i 瓣 鹾 c o 0 4 s l ， s 四 l ， - & f s l f t e s s u r e l j 灏 0 ：”一o o s i ，一 l ：然 _ _ o m l ：端 i ，9 ：羰 i - 一 _ z 7 h 1 ” ：m 4 3 e m 1 0 5 s 爵：勰 ， 0 礤7 - 2 e * 0 0 s i ：。0 4 ，4 e “0 5 。 i ：嚣：嚣 i ：1 7 1 e 。0 0 4 i ；：= ：嚣 i ；1 i “5 ，0 “0 4 i 。9o 。z l e * 0 0 4 8 ，i i m 爵：泼 山：”o 。一s e o o s i ，o m i j 黧 i i i 墓 h l 鬃 睡 b 山0 8 s ； l l c - 0 0 8 5 0 0 0 8 1 1 图7 ，a 、b 、c 、o 模型在一个心动周期内0 0 4 s 和0 0 8 s 时刻的管壁压力分布 l l l c - o 1 8 s 呻1 h 图8 ，a 、b 、c 、d 模型在一个心动周期内0 1 4 s 和0 1 8 s 时刻的管壁压力分布 1 8 。篓篓霉瓣 。鋈瓣鬻溪 q 1，1，9 ，1， 9，9，0 m i-l_i-_ii-ii-_l h h i-i_m。_i-i-_i-ii_h 。鎏鋈墓溅 。瓣蒸鋈滋 |r“|rlli州 -|mi|r|l州 一 i o m m 焉1o 。 “。4 0 s 誓嚣 | l 。0 2 m 0 一, , 0 0 5 i ：黧 | o - 一 _ 勰 一 1 1 图9 ， a - 0 2 “b - 0 2 4 c 旬2 8 si ) - o 2 1 k l a 、b 、c 、d 模型在一个心动周期内0 2 4 s 和0 2 8 s 时刻的管壁压力分布 1 9 荤睾lll；i一 篇；篇嚣嚣嚣嚣嚣毒荤 ；葶荤；m 篮嚣嚣篮嚣荨雩嚣；毒毒嚣 。鋈|l|鍪麓 蕊鋈黼鬻滋 。灏爱鋈瓣 。麟瓣鬻瓣黜 ，1，1 1，9， ，1， q，0i h 11，9 ，-il h ii-no_】_ii-_i-iiii h n i-i_，u_i_-i_i-ii h m iii-ni_j-iii_i-iiii-i-i_ m-i_m_=-i_i_i_-i-i_h 嚣mll ll|竺一 竺嚣；一 。透爱鋈滋 。墓震鋈溉 。鋈鋈鋈瓣 m i_i-no_j-iii-i-ii-ii h h i-_niii-iiii-i_-i n h i-iinii-ii-_iii-_l a - 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