鄭凱瑞，楊發(fā)展*，趙國(guó)棟，卞東超，黃 珂，車(chē)成業(yè)

(1.青島理工大學(xué) 機(jī)械與汽車(chē)工程學(xué)院，山東 青島 266250；2. 青島大學(xué) 醫(yī)學(xué)院附屬醫(yī)院，山東 青島 266000)

心腦血管疾病因具有高發(fā)病率、高致殘率、高復(fù)發(fā)率、高死亡率等顯著特點(diǎn)，已成為人類(lèi)健康的頭號(hào)殺手[1-3]。動(dòng)脈粥樣硬化是心腦血管疾病最常見(jiàn)的病癥形式，主要是由于血液中的油脂和未能及時(shí)排出體外的垃圾沉積在血管壁上造成血管狹窄堵塞，引發(fā)心腦血管疾病[4-5]。預(yù)計(jì)到2030年，全球每年因心血管疾病死亡人數(shù)達(dá)到2 330萬(wàn)[6]。目前最常用的治療血管狹窄、堵塞的方式是介入治療，通過(guò)在病變部位置入支架來(lái)?yè)伍_(kāi)血管，保持血流暢通[7]。然而，現(xiàn)有的醫(yī)學(xué)研究發(fā)現(xiàn)支架介入后的再狹窄率居高不下，嚴(yán)重影響治療效果[8]。設(shè)計(jì)開(kāi)發(fā)新型血管支架、降低支架出現(xiàn)再狹窄的概率是未來(lái)血管支架研究和發(fā)展的必然趨勢(shì)。郭景振等[9]設(shè)計(jì)了一款新型藥物洗脫支架，支架內(nèi)表面直徑為 8 mm，厚度為 0.08 mm，長(zhǎng)度為38.3 mm。通過(guò)有限元仿真分析其力學(xué)性能，發(fā)現(xiàn)新型支架在回收過(guò)程中不會(huì)發(fā)生斷裂，支架的壓握均勻性較好，為血管再狹窄后的二次治療提供了便利，但不能降低血管再狹窄的概率。Hehrlein等[10]設(shè)計(jì)了一種新型生物可吸收鋅合金支架，支架長(zhǎng)20 mm,將其置入21頭幼豬的股動(dòng)脈分叉處，隨訪1到3個(gè)月。通過(guò)血管造影和組織形態(tài)學(xué)研究發(fā)現(xiàn)，與剛性鎳鈦合金支架相比，可吸收鋅支架顯示出較少的新內(nèi)膜增生，該支架為降低血管再狹窄提供了新的思路。然而，血管支架被降解吸收之后，再狹窄的問(wèn)題仍不可避免。支架支撐血管示意如圖1所示[11]。近年來(lái)對(duì)血管支架材料、表面涂層等方面研究較多，在其內(nèi)表面設(shè)計(jì)加工微織構(gòu)的研究鮮有報(bào)道。

圖1 支架支撐血管示意[11]Fig. 1 Schematic diagram of stent support vessel

仿生微織構(gòu)因具有減阻、抗黏附的優(yōu)勢(shì)開(kāi)始越來(lái)越多地被應(yīng)用到加工制造領(lǐng)域。Sun等[12]在刀具表面加工出不同尺寸的溝槽微織構(gòu)，通過(guò)進(jìn)行干切削鋁合金實(shí)驗(yàn)和仿真模擬，發(fā)現(xiàn)在一定尺寸范圍內(nèi)，與傳統(tǒng)無(wú)織構(gòu)刀具相比，微織構(gòu)刀具對(duì)于減少刀-屑接觸面積和摩擦系數(shù)有積極作用。同時(shí)，微織構(gòu)的存在能夠有效減少黏附區(qū)域，具有顯著的抗黏附作用。Zhang等[13]采用激光加工技術(shù)在YG8刀具表面設(shè)計(jì)了直線形、正弦形和菱形微織構(gòu)，通過(guò)進(jìn)行切削鈦合金實(shí)驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)直線形微織構(gòu)的存在能有效地減少前刀面和后刀面磨損面積，降低前刀面磨損強(qiáng)度，提高工件加工的表面質(zhì)量。此外，表面微織構(gòu)還具有良好的疏水性、減摩效果和生物相容性，在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域具有廣泛的應(yīng)用前景。李江瀾等[14]采用飛秒加工技術(shù)在聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)表面上制備出光柵型和方柱型微織構(gòu)，通過(guò)對(duì)上述微織構(gòu)進(jìn)行形貌分析和接觸角測(cè)量，發(fā)現(xiàn)方柱型微織構(gòu)具有較好的疏水性。劉宇航等[15]優(yōu)化了在316L醫(yī)用不銹鋼表面加工微織構(gòu)時(shí)的激光加工參數(shù)，減少溝槽寬度，增大溝槽高度且減少微織構(gòu)加工過(guò)程中的熱損傷，在醫(yī)用不銹鋼表面起到更好的減磨效果。Li等[16]發(fā)現(xiàn)仿生微/納米結(jié)構(gòu)具有最佳的生物活性和生物相容性，因而提出一種利用復(fù)合微/納米結(jié)構(gòu)控制鈦合金種植體骨整合的創(chuàng)新功能化策略，在醫(yī)學(xué)應(yīng)用領(lǐng)域具有重要意義。Ezura等[17]通過(guò)實(shí)驗(yàn)研究發(fā)現(xiàn)，經(jīng)過(guò)激光加工微織構(gòu)處理的樣品，其生物相容性比未經(jīng)過(guò)激光加工處理的樣品更好。Tahmasebifar等[18]通過(guò)細(xì)胞培養(yǎng)研究發(fā)現(xiàn)，在AZ91D鎂合金板上加工出微織構(gòu)可以使試樣表現(xiàn)出良好的生物相容性。

基于上述學(xué)者的研究，本文在管狀血管支架內(nèi)表面設(shè)計(jì)了面積占有率為20.4%的正六邊形凸起微織構(gòu)，采用有限元分析法，探究在面積占有率相同的情況下，不同高度的微織構(gòu)對(duì)近壁面處血流狀態(tài)的影響，并揭示其影響機(jī)理，以期為新型血管支架的研發(fā)提供新方法。

1 模型與方程

1.1 模型構(gòu)建

采用SolidWorks繪圖軟件建立無(wú)織構(gòu)血管支架和面積占有率為20.4%，高度分別為30、35、40、45和 50 μm的管狀正六邊形凸起微織構(gòu)血管支架三維模型。支架長(zhǎng)10 mm、內(nèi)徑1.8 mm，微織構(gòu)支架三維模型如圖2所示。

圖2 管狀微織構(gòu)血管支架三維模型Fig. 2 Three dimensional model of tubular micro textured vascular stent

采用Ansys中的Workbench模塊對(duì)血管支架模型進(jìn)行流體力學(xué)仿真。根據(jù)文獻(xiàn)[19-20]設(shè)置材料屬性、邊界條件：

1)將血液視為不可壓縮的牛頓流體，密度ρ=1 060 kg/m3，動(dòng)力黏度μ=0.004 Pa·s；

2)忽略血管厚度的影響；

3)心臟的搏動(dòng)包括舒張期和收縮期，心臟每收縮和舒張一次構(gòu)成一個(gè)心動(dòng)周期，因而血液流速也會(huì)產(chǎn)生周期性變化；在一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)，血流速度隨時(shí)間變化情況如圖3所示；

圖3 心動(dòng)周期內(nèi)不同時(shí)刻血液流速Fig. 3 Blood flow velocity at different times in cardiac cycle

4)血液的出口壓力為默認(rèn)值。

1.2 血液流動(dòng)方程與有限元分析步驟

血液在流動(dòng)過(guò)程中的方程為三維非穩(wěn)態(tài)N-S方程，其具體表達(dá)式為[21-22]：

(1)

(2)

(3)

式中：u、v、w分別為血液在x、y、z方向上的速度分量；p表示血液壓力；ρ為血液密度；μ為血液黏度。

有限元方法是將整體分成有限個(gè)部分進(jìn)行分析的方法，步驟如圖4所示。首先在Solidworks中創(chuàng)建血管支架模型，然后將其導(dǎo)入Geomerty模塊，在該模塊中抽取流體域，并對(duì)所抽取的流體域命名為Blood。將血液在支架的入口和出口端分別命名為inlet、outlet，將血液與支架內(nèi)壁面接觸的部分命名為wall。在Mesh 模塊中對(duì)流體域進(jìn)行網(wǎng)格劃分，在微織構(gòu)處對(duì)網(wǎng)格進(jìn)行加密細(xì)化；然后將上述材料屬性、邊界條件輸入到Setup模塊中，選擇瞬態(tài)分析方法。各項(xiàng)參數(shù)設(shè)置完成后，對(duì)仿真模型進(jìn)行初始化并啟動(dòng)迭代計(jì)算，仿真結(jié)果收斂后取支架中間平面的血液流域進(jìn)行分析，獲得無(wú)織構(gòu)支架和不同高度微織構(gòu)支架下的血液流動(dòng)速度云圖和血液流動(dòng)矢量圖。

圖4 有限元分析步驟Fig. 4 Finite element analysis steps

2 結(jié)果分析與討論

造成血管狹窄的原因有很多，其中血液流速是最重要的影響因素之一。血液流速過(guò)慢容易導(dǎo)致血液中脂類(lèi)等物質(zhì)沉積在血管壁上，堵塞血管，因此本文重點(diǎn)探究微織構(gòu)血管支架對(duì)血流速度的影響。從圖5可以看出，在一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)，不同支架內(nèi)血液流速隨時(shí)間變化的趨勢(shì)基本一致，心臟收縮時(shí)血液流動(dòng)速度處于峰值時(shí)刻，心臟舒張時(shí)血液流動(dòng)速度逐漸平穩(wěn)。微織構(gòu)血管支架下最大的血液流速為0.643 8 m/s,而無(wú)織構(gòu)支架下的最大血流速度為 0.591 m/s。這是因?yàn)橄啾扔跓o(wú)織構(gòu)支架，微織構(gòu)支架能夠有效改善近壁面處的血流特性，提高血液流動(dòng)速度和近壁面處的擾動(dòng)，緩解血液停滯現(xiàn)象，減少血液黏附，降低血管支架出現(xiàn)再狹窄的風(fēng)險(xiǎn)。

圖5 一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)不同支架下的血液流速Fig. 5 Blood flow rate under different stents in a cardiac cycle

2.1 峰值時(shí)刻近壁面血液流動(dòng)情況分析

仿真結(jié)束后，通過(guò)對(duì)仿真結(jié)果進(jìn)行后處理得到圖6和圖7。圖6和圖7(a)～(e)分別為無(wú)織構(gòu)血管支架和高度為30～50 μm的六邊形凸起微織構(gòu)血管支架在血流速度達(dá)到峰值時(shí)刻(心臟收縮時(shí))的血液流速云圖。從圖中可以看出，血液流速出現(xiàn)明顯的分層形式，在支架內(nèi)的不同位置血液流速出現(xiàn)差異，這是因?yàn)檠号c支架內(nèi)壁面接觸時(shí)引起血小板黏附并激活了凝血系統(tǒng)[23]，使得血液黏附在支架內(nèi)壁上產(chǎn)生停滯，血液流動(dòng)受阻。此外，由于血液黏度較大，靠近壁面處的血液產(chǎn)生速度梯度，使得血液在近壁面處產(chǎn)生了邊界層，越靠近支架內(nèi)壁面處血液流動(dòng)速度越慢，與壁面接觸處血液速度近似為0。從圖7(a)～(e)中可以看出，微織構(gòu)支架下血液層與層之間出現(xiàn)明顯的波動(dòng)，流速越大，近支架內(nèi)壁處的波動(dòng)狀態(tài)越明顯。這是由于微織構(gòu)的存在使得近壁面處的血流狀態(tài)發(fā)生改變，血液流動(dòng)不再平順，出現(xiàn)一定程度的擾動(dòng)，微織構(gòu)越高，對(duì)血液造成的擾動(dòng)越大，邊界層內(nèi)不同流速血液間的波動(dòng)狀態(tài)越明顯。研究發(fā)現(xiàn)(圖7(a)～(e))，在微織構(gòu)支架下，接近微織構(gòu)內(nèi)壁處的血液停滯區(qū)相較于沒(méi)有與微織構(gòu)接觸的血液停滯區(qū)較小，這是由于較佳的疏水表面一般擁有較高的表面粗糙度[24]，而微織構(gòu)的存在增大了支架內(nèi)壁的表面粗糙度，因此織構(gòu)化的表面提高了材料的疏水性，改善了支架內(nèi)壁的疏水性，減少了血液的黏附。

圖6 峰值時(shí)刻無(wú)織構(gòu)血管支架下血液流動(dòng)速度云圖Fig. 6 Cloud diagram of blood flow velocity without vascular stents at peak time

圖7 峰值時(shí)刻不同織構(gòu)高的血管支架下血液流動(dòng)速度云圖Fig. 7 Cloud diagram of blood flow velocity under different vascular stents at peak time

與無(wú)織構(gòu)支架相比，微織構(gòu)支架能夠提高流域內(nèi)主流區(qū)的平均速度。在無(wú)織構(gòu)支架下，血液主流區(qū)速度為0.591 0 m/s。當(dāng)微織構(gòu)高度為35 μm時(shí)，流域內(nèi)主流區(qū)速度為0.595 6 m/s,速度提高了0.78%，對(duì)于血液流速的提升效果最小。當(dāng)微織構(gòu)凸起的高度為50 μm時(shí)，主流區(qū)速度為0.643 8 m/s，相比于無(wú)織構(gòu)支架，速度提高8.93%，對(duì)血液流速的提升效果最大。 織構(gòu)參數(shù)為50 μm時(shí)對(duì)血液流速的提升效果最優(yōu)，這是因?yàn)榇藭r(shí)的表面粗糙度最大，因而具有更佳的表面疏水性，當(dāng)血液流經(jīng)支架內(nèi)表面時(shí)，能更好地減少血液黏附，在一定程度上提高了血液的流動(dòng)速度。

圖8(a)～(f)分別為無(wú)織構(gòu)血管支架和高度為30～50 μm的微織構(gòu)血管支架在峰值時(shí)刻的血液流速矢量圖。從矢量圖中可以清晰地獲得血液在近壁面處的流動(dòng)狀態(tài)。從圖8(a)中可以看出，在無(wú)織構(gòu)支架下，血液的流動(dòng)方向與支架軸心平行，血液流動(dòng)速度呈現(xiàn)出明顯的差異：壁面處的血液流速為0，且血流量較小，越靠近軸心處，血液的流動(dòng)速度越快，血流量逐漸增大，血液分布更加均勻。從圖8(b)～(f)可以看出，當(dāng)采用微織構(gòu)支架時(shí)，與壁面接觸的血液流動(dòng)方向發(fā)生改變，尤其在半徑方向出現(xiàn)波動(dòng)，在血液波動(dòng)過(guò)程中不同流速層之間的血液產(chǎn)生了混合，流速層邊界出現(xiàn)波動(dòng)，層間界面變得不規(guī)則。這是因?yàn)槲⒖棙?gòu)的存在使得壁面處血液產(chǎn)生擾動(dòng)，不同流速的血液混合在一起，減輕了壁面處血液停滯的狀態(tài)，微織構(gòu)的疏水性和減阻特性也降低了血液停滯概率。對(duì)比不同高度微織構(gòu)支架下的血液流速矢量圖，當(dāng)微織構(gòu)高度為30 μm時(shí)，近壁面處的血液擾動(dòng)較輕(擾動(dòng)高度約50 μm)，血流紊亂強(qiáng)度較小。當(dāng)微織構(gòu)高度從30 μm增加到50 μm時(shí)，近壁面處血液擾動(dòng)幅度逐漸增大，不同流速的血液混合趨勢(shì)越來(lái)越明顯，壁面處產(chǎn)生的血流擾動(dòng)可以使邊界層附近的血液更好地混合，改善血液停滯狀態(tài)。高度為50 μm的微織構(gòu)支架下，血液產(chǎn)生擾動(dòng)的幅度更大(擾動(dòng)高度約62 μm)，說(shuō)明高度為50 μm的微織構(gòu)對(duì)近壁面處血液的影響效果更好。

圖8 峰值時(shí)刻不同血管支架下血液流動(dòng)矢量圖Fig. 8 Vector diagram of blood flow under different vascular stents at peak time

在峰值時(shí)刻，相比于無(wú)織構(gòu)血管支架，采用微織構(gòu)血管支架時(shí)，邊界層的血液流速有所提升，一方面微織構(gòu)的存在使得近壁面的血液出現(xiàn)擾動(dòng)，使得不同流速之間的血液充分混合，增加血流強(qiáng)度，緩解血液停滯狀態(tài)；另一方面，微織構(gòu)起到減阻、抗黏附的作用，減少了血液黏附在壁面上的幾率，從而增加了血液的流動(dòng)速度。

2.2 穩(wěn)定時(shí)刻邊界層血液流動(dòng)速度

圖9和圖10(a)～(e)分別為無(wú)織構(gòu)血管支架和高度為30～50 μm的六邊形凸起微織構(gòu)血管支架在穩(wěn)定時(shí)刻的血液流動(dòng)速度云圖。在峰值時(shí)刻和穩(wěn)定時(shí)刻，支架入口處的邊界層厚度均較小。隨著血液在支架內(nèi)流動(dòng)，邊界層的厚度逐漸增大。這是由于黏性流動(dòng)壁面無(wú)滑移，隨著血液不斷向前流動(dòng)，上下壁面間均產(chǎn)生邊界層流動(dòng)，邊界層沿層發(fā)展，導(dǎo)致邊界層厚度逐漸增加[25]。穩(wěn)定時(shí)刻的邊界層厚度較峰值時(shí)刻有所增加，這是因?yàn)檫吔鐚雍穸扰c流體流速有關(guān)，若流體流速降低則邊界層厚度增加[26]。穩(wěn)定時(shí)刻的血流速度要明顯低于峰值時(shí)刻的血流速度，因此邊界層厚度相較于峰值時(shí)刻顯著增加。當(dāng)?shù)竭_(dá)穩(wěn)定時(shí)刻，血液層流狀態(tài)發(fā)展更加充分，不同流速的血液之間分層更加明顯。穩(wěn)定時(shí)刻血流的動(dòng)力比峰值時(shí)刻的動(dòng)力小，因而與壁面的摩擦力度較小，血液在流動(dòng)過(guò)程中更加穩(wěn)定，不同流速層之間的血液波動(dòng)程度比峰值時(shí)刻有所降低，近壁面處的擾動(dòng)現(xiàn)象較輕。

圖9 穩(wěn)定時(shí)刻無(wú)織構(gòu)血管支架下血液流動(dòng)速度云圖Fig. 9 Cloud diagram of blood flow velocity without vascular stents at stable time

圖10 穩(wěn)定時(shí)刻不同血管支架下血液流動(dòng)速度云圖Fig. 10 Cloud diagram of blood flow velocity under different vascular stents at stable time

除了與壁面接觸部分血液流速近似為0的區(qū)域外，在穩(wěn)定時(shí)刻下邊界層中也出現(xiàn)血液流速為0的區(qū)域，在速度云圖中呈現(xiàn)出一條速度為0的線型區(qū)域，這說(shuō)明除了壁面處，在邊界層中也出現(xiàn)血流的停滯區(qū)。從圖9中可以看出，采用無(wú)織構(gòu)支架時(shí)，邊界層中的血流停滯區(qū)在速度云圖中是一條流速為0的連續(xù)線條。當(dāng)采用微織構(gòu)支架時(shí)，邊界層中血流停滯區(qū)逐漸減小，如圖10(a)～(e)所示，說(shuō)明采用微織構(gòu)支架時(shí)，邊界層的血液流動(dòng)比采用無(wú)織構(gòu)支架時(shí)要更加充分，血液的流動(dòng)狀態(tài)更好。微織構(gòu)支架下的軸心處的主流區(qū)速度要大于無(wú)織構(gòu)支架下的主流區(qū)速度，采用無(wú)織構(gòu)支架時(shí)，最大血流速度為0.177 4 m/s。在微織構(gòu)高度為35 μm 時(shí)，流域內(nèi)的最大血流速度為0.181 3 m/s，相比于無(wú)織構(gòu)支架，流速提高了2.20%，對(duì)血液流速的提升效果最??；在微織構(gòu)高度為50 μm時(shí)，最大血流速度為0.202 9 m/s，較無(wú)織構(gòu)支架提高了14.37%，對(duì)血液流速的提升效果最大。 微織構(gòu)高度為50μm時(shí)，高度較高的微織構(gòu)使得近壁面處血液混合得更加充分，血液流動(dòng)狀態(tài)更好，有效減少了血液的停滯現(xiàn)象，使整個(gè)流域內(nèi)的血液流速得到提升。

圖11(a)～(f)分別為無(wú)織構(gòu)血管支架和高度為30～50 μm的六邊形凸起微織構(gòu)血管支架在穩(wěn)定時(shí)刻的血液流速矢量圖。從圖可以看出，在無(wú)織構(gòu)血管支架下，邊界層類(lèi)型為層流邊界層，血液流動(dòng)方向與支架內(nèi)軸線平行，血液層與層之間無(wú)徑向脈動(dòng)，互不混合。越靠近壁面，血液流速越低，與壁面接觸的血液流速為0。近壁面處的血液流動(dòng)方向與血液主流區(qū)的流動(dòng)方向相反，這是因?yàn)榇藭r(shí)心臟處于舒張期，血管內(nèi)的壓力降低，導(dǎo)致血液回流?；亓鞯难号c正常流動(dòng)的血液之間出現(xiàn)明顯分層，血液分布不均勻，在流速矢量圖上產(chǎn)生了空白區(qū)域。由圖11(b)～(f)可以看出，在微織構(gòu)支架下，壁面處的血液回流，回流區(qū)域中微織構(gòu)處的血液流動(dòng)方向與支架軸心平行，但非微織構(gòu)區(qū)域的血液流動(dòng)方向發(fā)生改變?；亓鲄^(qū)域的血液同正常流動(dòng)的血液一樣出現(xiàn)分層，并且與正常流動(dòng)的血液形成漩渦。漩渦改變了血液在近壁面的流動(dòng)狀態(tài)，近壁面處的血液由層流變成湍流。微織構(gòu)表面的疏水性對(duì)湍流流體起到的減阻作用要優(yōu)于層流流動(dòng)的流體[27]。具有微織構(gòu)的固體表面在復(fù)雜的流場(chǎng)中能夠發(fā)揮出更好的作用，降低黏性流體的黏性，進(jìn)一步降低摩擦阻力[28]。

圖11 穩(wěn)定時(shí)刻不同血管支架下血液流動(dòng)矢量圖Fig. 11 Vector diagram of blood flow under different vascular stents at stable time

在穩(wěn)定時(shí)刻，采用微織構(gòu)血管支架時(shí)邊界層的血液流速有所提升。對(duì)比不同微織構(gòu)高度下的血液流動(dòng)狀態(tài)，當(dāng)微織構(gòu)高度為30 μm時(shí)，近壁面處血液產(chǎn)生的漩渦強(qiáng)度較小(漩渦高度約184 μm)，壁面處的血液回流量較大，隨著微織構(gòu)高度的增加，近壁面處因擾動(dòng)而產(chǎn)生的漩渦越明顯。當(dāng)微織構(gòu)的高度增加到50 μm時(shí)，漩渦現(xiàn)象最為明顯(高度約200 μm)，血液的回流量減少。

通過(guò)仿真研究發(fā)現(xiàn)微織構(gòu)能夠改變近壁面的血液流動(dòng)狀態(tài)，有效改善血液停滯現(xiàn)象，使近壁面處的血液能夠更好地混合，同時(shí)微織構(gòu)的疏水性能夠減少血液黏附，抑制血液沉積現(xiàn)象，進(jìn)而減少支架置入后再狹窄的概率。將微織構(gòu)應(yīng)用于血管支架中，為新型血管支架的設(shè)計(jì)和開(kāi)發(fā)提供新的方法與思路，為解決血管支架置入后再狹窄問(wèn)題具有指導(dǎo)意義。

3 結(jié)語(yǔ)

本文建立了無(wú)織構(gòu)管狀血管支架和面積占有率為20.4%的不同高度的正六邊形凸起微織構(gòu)管狀血管支架模型，采用Ansys有限元軟件分析了一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)不同支架下的血流狀態(tài)，得到以下結(jié)論：

1)微織構(gòu)血管支架能夠有效提高血液的流動(dòng)速度。在峰值時(shí)刻，高度為50 μm的微織構(gòu)血管支架能夠?qū)⒀毫魉偬岣?.93%;在穩(wěn)定時(shí)刻，高度為50 μm的血管支架血流速度能夠提高14.37%。

2)不同高度的微織構(gòu)對(duì)血液流動(dòng)狀態(tài)的影響效果不同。在峰值時(shí)刻，近壁面處血液出現(xiàn)擾動(dòng)，壁面處產(chǎn)生了血流停滯區(qū)。微織構(gòu)高度為30 μm時(shí)，血液擾動(dòng)幅度較小，隨著微織構(gòu)高度的增加，血液擾動(dòng)幅度逐漸增大，當(dāng)微織構(gòu)高度為50 μm時(shí)，血液擾動(dòng)幅度最大，近壁面血液能夠更好地混合。

3)在平穩(wěn)時(shí)刻，近壁面血液產(chǎn)生回流和漩渦。高度為30 μm的微織構(gòu)在平穩(wěn)時(shí)刻血液的回流量較大，產(chǎn)生的漩渦強(qiáng)度較??；高度為50 μm的微織構(gòu)在平穩(wěn)時(shí)刻下血液的回流量最少，近壁面處產(chǎn)生的漩渦最明顯。

4)微織構(gòu)能夠改變近壁面的血液流動(dòng)狀態(tài)，改善血液停滯現(xiàn)象，使近壁面處的血液能夠更好地混合，同時(shí)微織構(gòu)的疏水性能夠減少血液黏附，抑制血液沉積現(xiàn)象，進(jìn)而減小支架置入后再狹窄的概率。