一、人升主动脉-主动脉弓的几何形态与显微结构（论文文献综述）
郝江涛[1]（2021）在《面向生物3D打印的心脏主动脉血流动力学分析及结构优化》文中提出心血管疾病是世界疾病负担的首要原因,主动脉所受到的各项冲击与损耗在心血管中最为严重。因此,对主动脉疾病治疗的研究意义重大。人工血管植入手术是主动脉疾病治疗的最终方案。生物3D打印人工血管在主动脉植入领域具有巨大的发展潜力,但由于主动脉周边约束繁多,本身结构以及内部血流状况较为复杂,因此缺乏在生理层面考虑个体特异性需求的三维模型作为制造基础。人工血管的结构优化设计可以对其几何形态和机械性能加以改善。本文以升主动脉、主动脉弓及其三大分支为研究对象,针对该主动脉人工置换物几何形态影响其受冲刷程度,进而影响其寿命的问题,基于结合医疗影像以及解剖学原理所构建的主动脉三维模型,提出考虑模型几何参数的主动脉结构优化设计方法,在符合主动脉基本几何形态并考虑其周边约束前提下,降低其受冲刷程度,进而提升了主动脉人工置换物使用寿命。主要研究内容包括:首先,建立满足个体特异性需求的主动脉参数化三维模型,采用有限元方法分析主动脉的血流状况,获取不同阶段主动脉血液流动、壁面压力以及壁面剪切应力分布状况以及变化趋势,结合心血管病理学对该血管段易患病区域进行分析。结果表明三大分支近心侧、主动脉弓降段内侧以及降主动脉内侧患动脉粥样硬化风险相对较高,升主动脉区域、三大分支远心侧根部以及主动脉弓出口外侧患主动脉夹层风险较高。然后,在所构建的主动脉三维模型以及较为明确的病理学分析指标的基础上,分析血液黏度对不同易病变区域的影响情况,结果表明高血液黏度会提升主动脉弓降段外侧与三大分支远心侧根部患主动脉夹层风险,增加主动脉弓顶部内侧动脉粥样硬化患病几率。同时,分析不同结构参数对各易病变区域的影响情况,结果表明:升主动脉与主动脉弓交点矢状面方向坐标、升主动脉与主动脉弓交点冠状面方向坐标、主动脉弓顶部偏转角、主动脉弓顶点与其前控制点间距以及主动脉弓顶点与其后控制点间距这五项主动脉几何参数对主动脉弓出口外侧、左颈总动脉远心侧根部患主动脉夹层的风险,以及主动脉弓顶部内侧患动脉粥样硬化的风险都有一定影响。最后,针对主动脉人工置换物几何形态影响其受冲刷程度,进而影响其寿命的问题,提出与有限元分析相结合的Kriging代理模型优化方法,获取主动脉几何参数在设计空间下的最优解。结果表明,目标区域最大壁面剪切应力峰值下降16.22%,该区域受血流冲刷的影响大幅降低,主动脉人工置换物的使用寿命得到提升。
黄建[2]（2019）在《多种方法测量升主动脉直径与心动周期变化的研究》文中研究指明研究背景和目的主动脉疾病的治疗在最近的几十年内获得了非常大的进步。尤其是外科治疗和微创介入治疗技术的进步大大提升了患者手术以后的生存率和生存质量。但是主动脉疾病尤其是急性主动脉夹层和壁间血肿仍然是主动脉疾病患者致死致残的主要原因。在治疗主动脉疾病的过程当中,主动脉直径是相当重要的一个指标。它不仅是手术当中选择主动脉人工血管和主动脉支架大小的依据,而且关系到手术以后主动脉相关并发症发生发展的重要因素。在选择主动脉直径的过程当中,如果选择主动脉直径偏小,容易造成术中人工血管不匹配或主动脉支架移位、内瘘的发生,如果选择主动脉直径偏大,那么容易造成手术后吻合口瘘以及支架损伤主动脉形成新发动脉瘤或夹层。有许多研究表明,主动脉直径在心动周期的过程当中是有周期性变化的。目前我们常用的测量主动脉直径的临床方法有经胸超声心动图、CT血管造影术、核磁共振、经食道超声心动图、主动脉血管造影等。这些测量方法都不能够准确的反映出主动脉直径在心动周期中的变化规律。对主动脉直径在心动周期中的变化目前也缺乏足够的专门研究。我们采用术中超声心动图对升主动脉直径进行动态连续测量,并着重研究升主动脉直径的动脉变化与CT血管造影（computed tomography angiography,CTA）和经胸壁超声心动图（Transthoracic Echocardiography,TTE）测量值之间的关系。方法与实验结果首先,我们将连续的25例因心脏疾病（非动脉瘤）需要进行心脏手术的患者纳入研究,这些患者平均年龄51±11范围29-76岁。所有患者进行了经胸超声心动图（TTE）、CT血管造影（CTA）和术中超声（IOUS）检查。对这些患者测量升主动脉前后直径,测量位置确定为主动脉窦管交界上方1厘米,无名动脉起始近端1厘米以及两者的中点。结果显示IOUS测量近端升主动脉收缩期和舒张期平均直径为32.07±2.03/30.27±2.05mm（配对t检验:差异为1.80±0.46mm,p<.001）。非心电门控CTA和经胸超声心动图测量近端升主动脉平均主动脉直径分别为31.45±1.97 mm和29.7±1.84 mm。IOUS测量中段和远端升主动脉的收缩期和舒张期平均直径分别为32.35±1.95/30.57±1.94 mm（配对t检验:差异为1.78±0.44mm,p<.001）和 32.32±1.92/30.67±1.90 mm（配对 t 检验:差异为1.65±0.42mm,p<.001）。非心电门控CTA测量中段和远端升主动脉的平均主动脉直径分别为31.74±1.92mm和31.59±1.96mm。在每一个测量位置,收缩期和舒张期主动脉直径具有统计学差异（所有P值<.001;配对t检验）。主动脉直径在收缩期和舒张期的变化最小为1.03 mm,最大为2.53 mm。总体上在升主动脉三个测量点上,由IOUS和CTA测量的平均主动脉直径有96%（24/25）在收缩期位于一致性界限内,有92-100%在舒张期（23/25-15 25/25）位于一致性界限内。由IOUS和TTE测量的近端升主动脉平均直径有92%（23/25）在收缩期位于一致性界限内,在舒张期100%（25/25）位于一致性界限内。由CTA和TTE测量的近端平均主动脉直径有88%（22/25）位于一致性界限内。上述组间皮尔森相关系数在0.905～0.982之间（所有P值<.01）。结论通过非心电门控CTA和TTE测量的升主动脉直径与IOUS测量值具有一致性。
王国梁[3]（2016）在《扭转力学作用下的动脉重建》文中研究指明高血压、动脉粥样硬化和心肌梗塞等心血管疾病是严重危害人类健康的常见疾病之一。力学因素在血管生理功能和心血管疾病发生、发展中明显的重要影响因素。在体血管处于复杂的力学环境中,身体运动以及手术操作等影响,处于身体活动程度较高部位的血管在体内经常受到沿轴向的扭转,可能导致血管力学结构失稳,血管壁应力分布以及血流均将发生改变,持续的扭转作用将诱导血管重建（remodeling）。然而,扭转力学作用下的动脉重建的相关机制尚未完全阐明。本文将从以下4个方面对颈总动脉扭转导致血管重建的力学生物学机制进行探讨:（1）力学模型分析,通过离体实验和在体实验获得真实的血管变形前后的几何形态和力学性能等数据,建立简化的圆管受力分析模型,计算其应力变化和主应变方向变化等,对血管扭转力学模型进行定量分析;（2）基于生物实验数据,应用ABAQUS有限元软件,构建血管非线性有限元模拟,研究血管形变和应力变化过程,加深对血管扭转力学模型变形过程的理解;（3）建立离体器官培养的血管扭转模型,利用器官培养精准控制变量的优势,研究单一变量控制以及多变量共同作用下短时相的血管重建,并探讨其机制;（4）建立新的颈总动脉扭转大鼠模型,实现较长时相的颈总动脉扭转力学作用状态,从血管组织-细胞分子层次,探讨扭转在血管重建中的力学生物学作用及其机制。本研究结果表明,在扭转力学作用下,血管（r,θ,z）3个方向主应力并无明显变化,θ-z平面上剪应力明显增加;且该平面主应变方向发生明显改变,其与血流方向的夹角由扭转之前的0°,在猪颈总动脉扭转模型变为4.6±0.5°,而大鼠颈总动脉扭转模型则为9.3±3.5°;在离体模型中,血管在扭转力学加载下培养3 d后,血管壁发生明显重建,MMP-2高表达,细胞增殖明显;内弹性膜窗孔变小、变长;内皮细胞形态变长梭,其朝向趋向血流方向调整;成功构建了大鼠颈总动脉扭转模型,动脉在体内承受扭转力学作用后发生明显的血管重建:血管细胞增殖明显,MMP-2和MMP-9的表达明显上调,MMP-2活性明显增加;内弹性膜窗孔变大、变长;内皮细胞形态变长,其朝向随着时间更趋向血流方向排列;血管壁厚内径比明显增加,胶原纤维与弹性纤维含量之比值（C/E值）明显降低,动脉刚性（stiffness）降低。本研究提供了扭转力学加载条件下研究血管重建新的器官模型与新的动物模型并验证了其有效性。在扭转力学作用下,动脉发生明显的结构和功能重建,其细胞形态与排列、细胞增殖功能、细胞外基质与相关基质金属蛋白酶的变化均与动脉扭转后θ-z平面上剪应力明显增加以及主应变方向发生明显改变有关。本研究将力学分析和生物学验证相结合,丰富了对扭转力学作用下动脉重建力学生物学机制的理解。
高全超,尚坤,龚晓波,姜宗来[4]（2013）在《血管残余应力的两种求解方法及其应用》文中研究表明目的求解血管残余应力,为采用有限元方法研究血管应力的变化提供生物力学基础。方法采用弹性力学半逆解法得到血管的残余应力分布,与通过有限元软件ABAQUS模拟得到血管残余应力的分布进行对比,并在此基础上考虑支架置入的作用,比较残余应力对血管在体应力状态的影响。结果采用这两种方法得到的血管的3个正应力分量应力分布较为一致。残余应力的存在使血管的应力分布发生了变化,血管的最大应力由血管内壁转移到外壁处。结论在假定血管材料均质和各向同性的情况下,经典弹性力学半逆解法与有限元方法得到的残余应力结果有着较好的一致性;考虑残余应力的血管在体的应力分布与不考虑血管残余应力时有较大差异,血管内壁处应力降低明显。考虑血管的残余应力有助于更好地了解置入支架后血管真实的应力状态,从而为支架的优化设计提供参考。
高全超[5]（2012）在《残余应力对支架放置后血管的力学特性的影响》文中研究说明随着生活水平的提高,心血管疾病的发病率越来越高,已经成为现代社会的沉重负担。支架植入术因其微创伤和高效性,是目前治疗心血管狭窄的主导方法。如何有效的置入支架,以提高治疗的成功率,减小二次狭窄的发生,是当前心血管治疗与研究的重点与热点。在这些涵盖了细胞、组织生物力学和力学生物学研究中,针对血管和支架之间相互作用的研究是基础。而如何结合血管的非线性力学特性,研究支架放置对血管壁应力的影响是本论文研究的重点。本文就以下三个方面进行了研究。1、血管残余应力的数理构建。即使在离体状态下,血管中仍存在着残余应力。将血管沿径向剪开,它会迅速张开,形成一个张开角。本文运用有限元数值模拟与弹性力学半逆解法求解出血管的残余应力。2、血管在体应力模型的数值构建。在血管模型上加载残余应力后,并考虑在体血管所承受的其它载荷,本文进一步建立血管在体状态下的有限元模型。3、血管与支架相互作用的数值研究及分析。本文采用数值模拟研究了正常血管与支架接触过程中,离体状态与在体状态下血管应力分布的差异;在此基础上,我们讨论了病变血管与支架接触过程中,残余应力对于血管应力水平的影响。通过数值和理论分析,本文主要得到了以下结论:1、有限元模拟与弹性力学半逆解法有着较好的一致性。2、血管残余应力的存在的确改善了血管在体应力的分布;同时在数值模拟中对血管进行分层将有助于得到更加真实的计算结果。3、支架植入后,在体条件下血管的应力分布均匀程度要远高于离体条件下血管的应力分布。支架的置入会在很大程度上提高血管的整体应力水平。本文的研究弥补了目前对血管残余应力研究的不足,为优化支架放置,使放置后血管的应力状态得到优化,减少促使二次狭窄病变发生的应力水平给出了力学支持。为支架设计和支架放置方法的评估提供一些参考。
官凤娇[6]（2011）在《冲击载荷下的生物组织材料参数反求及损伤研究》文中指出随着道路交通事故的不断增加,冲击损伤生物力学研究逐渐受到了广泛的重视。有限元方法作为冲击损伤生物力学研究的有效工具,对损伤机理和耐受限度的研究具有重要意义。在有限元建模过程中,生物组织材料关键特性参数的确定是非常重要的。只有获取了准确可靠的材料参数,才有可能结合各种先进的方法,提高有限元模型的精度,从而更有效地预测碰撞损伤和进行人体防护方面的研究。然而受生物组织结构复杂性等限制,通常很难直接获取其材料参数。因此,基于生物组织力学实验进行材料参数反求正日益成为材料参数获取的重要手段。本文从生物力学角度出发,将基于医学影像的三维图形重构、有限元方法和生物组织材料实验相融合,充分发挥多学科交叉的优势,力求在生物组织材料参数的计算反求方面做出系统地研究,并在基于高生物逼真度有限元模型的碰撞损伤研究方面做出一些有意义的尝试和探索。基于此思路,本文在大量文献研究的基础上,开展并完成的主要工作如下：（1）提出了基于三点弯曲实验、特定样本有限元模型和代理模型的生物硬组织弹塑性材料参数的计算反求方法。首先通过先进的医学影像技术（Micro CT）获取生物组织复杂的几何形态和内部结构,利用三点弯曲实验测量样本的生物力学响应,结合有限元方法建立材料参数反求的数学模型,然后基于优化策略实现生物硬组织弹塑性材料参数的计算反求。为了验证该方法在实际损伤生物力学问题中的准确性和有效性,分别进行了面向材料实验和面向有限元模型验证的弹塑性材料参数反求。这些具体实例的求解结果表明该方法具有较强的求解实际问题的能力,能够有效地解决材料参数反求和有限元模型验证问题。（2）针对软组织自身结构的复杂性、相关力学实验的难度以及传统反求方法的局限性,综合无约束压缩实验、基于激光扫描的特定样本有限元模型、序列响应面法提出了生物软组织粘弹性材料参数的计算反求方法。以离体（in vitro）人脑组织-丘脑（Thalamus）为例,对该方法的求解能力进行了验证。实例分析显示所发展的方法收敛效果较好,材料参数的反求结果符合实际情况。该方法为软组织乃至超软组织的材料参数获取提供了一种新思路。（3）鉴于生物超软组织材料实验和边界条件的复杂性,在考虑不确定参量的前提下,发展了基于区间分析理论的生物组织材料参数反求方法。为了客观评估不确定参量对材料参数反求结果的影响,基于区间数学理论,用区间来量化边界条件中的不确定性参量（摩擦系数）,并通过一阶泰勒展式的区间分析方法将不确定边界条件下的材料参数反求问题转化为两类确定性反问题,然后利用智能优化算法实现这两类确定性反问题的准确快速求解,并通过区间运算确定材料参数的上下界限。这为开发具有高生物逼真度和高适用性的人体有限元模型提供了一种有效方法。（4）针对已有的可控皮层撞击脑损伤严重度评价标准的局限性,通过径向基函数代理模型技术,研究了区域的组织水平的应变响应与该区域的大脑损伤程度之间的关系。给出了不同组合的外部碰撞参数（碰撞深度和碰撞端直径）和区域性损伤强度之间的关系。基于区域性组织应变的生物力学研究,为描述颅脑内部不均匀的损伤程度提供了有效的手段。该研究对生物组织损伤的分析由定性发展到定量,同时也对损伤机理和耐受限度的研究具有一定的推动作用。（5）基于交通事故案例,利用有限元方法、代理模型和优化策略,建立了一套完整的事故重建方法,并基于交通事故重建,提出了乘员损伤机理和损伤影响参数的研究方法。事故重建结果表明,该重建方法能够有效地实现碰撞参数的反求,达到与真实交通事故中车辆变形的较好吻合。通过对交通事故中乘员的动力学响应、乘员主动脉的最大主应变和最大压力的研究,指出最大主应变能够较好地表征主动脉的损伤,并且其峰值主要位于主动脉峡部、左锁骨下动脉孔口到末端,与事故中的乘员损伤吻合。基于车辆、人体耦合有限元模型的试验设计结果表明,力的主方向和碰撞速度是导致最大主应变增加和主动脉破裂的关键因素。
姜昕,左彦方,王启章,郭毅[7]（2008）在《阿司匹林对兔动脉粥样硬化及其炎性过程的影响》文中指出目的探讨阿司匹林对兔动脉粥样硬化及其炎性过程的影响。方法18只雄性新西兰兔随机分为对照组（喂食普通兔饲料）、高脂模型组（喂食高脂饲料）、阿司匹林组（喂食高脂饲料并给予阿司匹林干预）,饲养12周后处死动物,取主动脉进行病理学检查,采用免疫组化SP方法观察各组斑块区环氧合酶2（COX-2）的表达、巨噬细胞和平滑肌细胞的数量变化。结果病理学大体观察,对照组、高脂模型组和阿司匹林组斑块/内膜面积比分别为0、（59.6±13.7）%和（49.3±7.8）%,组间比较差异有极显着性意义（P<0.01）;光镜下动脉粥样硬化斑块多参数分析显示,斑块最大厚度、管腔狭窄度和斑块所占周径比值3个指标各组间两两比较差异均有极显着性意义（P<0.01）。免疫组化检测结果显示:阿司匹林组斑块区COX-2表达、巨噬细胞数量明显低于高脂模型组,平滑肌细胞增殖和迁移也低于高脂模型组。结论阿司匹林能明显减轻高脂饮食所致的动脉粥样硬化大小及程度。抑制斑块内COX-2的表达以及后续的炎症过程可能是其抗动脉粥样硬化的机制之一。
李晓阳,张平,柳光茂[8]（2008）在《主动脉弓位移和变形情况的有限元分析》文中研究指明目的分析主动脉弓在恒定内压下的位移和变形情况,为主动脉弓部位的血流动力学研究和医学诊断提供一定的依据。方法利用ANSYS有限元软件建立主动脉弓的几何模型和有限元模型,通过加载恒定内压,求解计算得到主动脉弓的位移和变形。结果主动脉弓整体的轴线向近心端倾斜,近心端位移值最大,肋间动脉处位移值最小。在恒定内压作用下,直管段均匀膨胀,弯管段膨胀为椭圆形,且椭圆短轴沿"内""外"连线方向。
贾舒涵,蒲放,李淑宇,谢晟,李德玉,邓小燕[9]（2007）在《基于MRI图像的主动脉分割与三维建模》文中指出目的基于MRI图像序列建立主动脉的三维几何模型并进行计算网格的划分,以用于主动脉血流动力学特性的模拟。方法采用心电R波触发和呼吸控制的方式在体扫描得到心动周期20个时相760幅MRI图像,利用Mimics软件对所获取的图像序列进行图像预处理、分割和三维重建,然后将所建立的三维模型导入到ADINA软件中进行计算网格的划分。结果建立了20个主动脉三维模型,分别代表主动脉在心动周期不同时相的状态,同时,还实现了计算网格的划分。结论该方法可得到进行主动脉血流动力学仿真所需的三维几何模型和计算网格;同时,该方法也可用于人体其他组织的三维建模和网格划分。
韩庆奇[10]（2007）在《可调式免缝合人造主动脉弓移植物的实验研究》文中研究指明目的:研制一种能够简便、快捷、安全地完成主动脉弓手术的可调式免缝合人造主动脉弓移植物。方法:（1）主动脉弓三维实体模型重建和管壁应力分析:依据CE-MRA图像信息,应用3D-DOCTOR和Pro/ENGINEER软件构建主动脉弓三维实体模型。并在此基础上,应用FEM方法对主动脉弓模型进行搏动血流下的管壁应力分析。（2）主动脉弓移植物的设计、研制和体外测试:NiTiNOL材料构成人造主动脉弓移植物主体和分支的支架,医用超薄ePTFE构成移植物覆膜。体外测试移植物的口径调节强度、径向支撑强度以及贴壁性。（3） ePTFE的生物学评价。（4）主动脉弓移植物的实验研究:以Yorkshire猪为动物模型,应用自行研制的人造主动脉弓移植物完成主动脉弓手术,评价其吻合可靠性和外科实用性。结果:（1）成功构建主动脉弓的三维实体模型,完成搏动血流下的主动脉弓管壁应力分析,发现主动脉弓不同位置和层面在心动周期中所承载的管壁应力是不同的。（2）试制出符合设计初衷的可调式免缝合人造主动脉弓移植物,体外测试显示该移植物具有良好的口径调节强度、径向支撑强度以及贴壁性。（3） ePTFE的组织相容性良好。（4）应用新型人造主动脉弓移植物能够简化主动脉弓手术操作,缩短手术时间,且吻合牢固,外科实用性强。结论:新型可调式免缝合人造主动脉弓移植物能够简便、快捷、安全地完成主动脉弓手术,具有良好的临床应用前景。
二、人升主动脉-主动脉弓的几何形态与显微结构（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、人升主动脉-主动脉弓的几何形态与显微结构（论文提纲范文）
（1）面向生物3D打印的心脏主动脉血流动力学分析及结构优化（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 研究背景及意义 |
| 1.2 国内外研究现状 |
| 1.2.1 主动脉三维模型构建 |
| 1.2.2 主动脉血流动力学仿真分析 |
| 1.2.3 血管结构优化 |
| 1.2.4 存在问题 |
| 1.3 本文主要研究内容 |
| 2 心脏主动脉参数化模型构建 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 主动脉解剖学结构 |
| 2.3 主动脉医疗影像分割 |
| 2.3.1 医疗影像分割软件Mimics |
| 2.3.2 主动脉医疗影像处理 |
| 2.4 主动脉参数化模型构建 |
| 2.4.1 主动脉中心线形态分析 |
| 2.4.2 主动脉中心线分段重构 |
| 2.4.3 主动脉三维模型重构 |
| 2.5 本章小结 |
| 3 心脏主动脉血流动力学与病理学分析 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 有限元分析参数 |
| 3.2.1 网格划分 |
| 3.2.2 边界条件 |
| 3.2.3 血液材料特性 |
| 3.3 主动脉血流状况瞬态分析 |
| 3.3.1 主动脉速度矢量图分析 |
| 3.3.2 主动脉速度流线图分析 |
| 3.3.3 主动脉壁面压力分析 |
| 3.3.4 主动脉壁面剪切应力分析 |
| 3.4 主动脉病理学分析 |
| 3.4.1 主动脉血液流动病理学分析 |
| 3.4.2 主动脉壁面压力病理学分析 |
| 3.4.3 主动脉壁面剪切应力病理学分析 |
| 3.5 本章小结 |
| 4 血液黏度与几何参数对心脏主动脉病理学影响研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 血液黏度对主动脉血流动力学影响规律 |
| 4.2.1 血液黏度对主动脉流场影响 |
| 4.2.2 血液黏度对主动脉壁面压力影响 |
| 4.2.3 血液黏度对主动脉壁面剪切应力影响 |
| 4.3 几何参数对主动脉血流动力学影响规律 |
| 4.3.1 升主动脉与主动脉弓交接点坐标对主动脉血流动力学影响 |
| 4.3.2 主动脉弓顶部偏转角对主动脉影响 |
| 4.3.3 主动脉弓顶点与其控制点间距对主动脉影响 |
| 4.4 本章小结 |
| 5 基于心血管病理学的心脏主动脉结构优化设计 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 优化目标函数 |
| 5.3 优化方法 |
| 5.3.1 Kriging代理模型优化方法 |
| 5.3.2 取样方法 |
| 5.3.3 最大化期望提高 |
| 5.3.4 收敛准则 |
| 5.3.5 优化流程 |
| 5.4 优化设计结果与讨论 |
| 5.5 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间发表学术论文情况 |
| 致谢 |
（2）多种方法测量升主动脉直径与心动周期变化的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| Background |
| Methods and results |
| Conclusions |
| 第一章 引言 |
| 1.1 正常主动脉的解剖结构和生理功能 |
| 1.2 主动脉测量的方法及原理 |
| 1.3 主动脉测量的影响因素及方法选择 |
| 1.4 主动脉测量值的比较方法 |
| 1.5 放大率在腔内治疗技术中的应用 |
| 1.6 腔内治疗技术在升主动脉中的应用 |
| 1.7 目前国内对主动脉直径测量的现状和意义 |
| 第二章 研究对象与方法 |
| 2.1 研究对象与仪器设备 |
| 2.2 统计学分析方法 |
| 2.3 研究结果 |
| 第三章 讨论与结论 |
| 3.1 讨论 |
| 3.2 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 |
| 1 正常主动脉的解剖结构和生理功能 |
| 2 主动脉测量的方法 |
| 3 主动脉测量的影响因素及方法选择 |
| 4 主动脉测量值的比较方法 |
| 5 目前国内对主动脉直径测量的现状和意义 |
| 参考文献 |
| 英文缩略词表 |
| 攻读博士学位期间发表文章 |
| 致谢 |
（3）扭转力学作用下的动脉重建（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 英文缩略语 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 血管力学环境 |
| 1.3 血管重建 |
| 1.3.1 “应力-生长法则” |
| 1.3.2 血管力学稳定性和临床表征 |
| 1.4 扭转力学作用对血管的影响 |
| 1.5 本文的研究思路 |
| 1.5.1 研究对象 |
| 1.5.2 研究计划 |
| 第2章 扭转力学作用下的动脉重建—器官培养模型研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验仪器与材料方法 |
| 2.2.1 实验仪器和设备 |
| 2.2.2 主要试剂 |
| 2.2.3 主要溶液配制 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 器官培养系统 |
| 2.3.2 颈动脉采集和预处理 |
| 2.3.3 血管的纵向扭转 |
| 2.3.4 血管的取材与形态学测量 |
| 2.3.5 细胞增殖标记与检测 |
| 2.3.6 内皮细胞轮廓染色与测量 |
| 2.3.7 内皮细胞朝向和形态分析 |
| 2.3.8 内弹性膜孔形态测量与分析 |
| 2.3.9 冰冻切片制备 |
| 2.3.10 血管组织免疫荧光 |
| 2.3.11 蛋白免疫印迹 |
| 2.3.12 统计学分析 |
| 2.4 实验结果 |
| 2.4.1 血管的主应变分析及其结果 |
| 2.4.2 血管的应力分布分析及其结果 |
| 2.4.3 血管受力的有限元分析及其结果 |
| 2.4.4 扭转对血管细胞增殖的影响 |
| 2.4.5 内弹性膜窗孔重建 |
| 2.4.6 内皮细胞形态适应性变化 |
| 2.4.7 内皮细胞朝向变化 |
| 2.4.8 基质金属蛋白酶MMP的变化 |
| 2.5 小结 |
| 第3章 扭转力学作用下的动脉重建—动物模型研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验仪器与材料方法 |
| 3.2.1 实验仪器和设备 |
| 3.2.2 主要试剂 |
| 3.2.3 主要溶液配制 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 动物模型设计 |
| 3.3.2 大鼠颈总动脉扭转模型的建立 |
| 3.3.3 血管血压和流量测定 |
| 3.3.4 血管在体形态测量与无载荷状态形态测量 |
| 3.3.5 血管在体固定与取材 |
| 3.3.6 血管组织切片 |
| 3.3.7 苏木精-伊红(HE)染色 |
| 3.3.8 VG胶原染色 |
| 3.3.9 EVG弹性纤维染色 |
| 3.3.10 血管壁厚内径比测量与分析 |
| 3.3.11 弹性纤维和胶原纤维含量测量与分析 |
| 3.3.12 测量血管内径连续变化 |
| 3.3.13 原子力显微镜测量内膜弹性 |
| 3.3.14 细胞增殖标记与检测 |
| 3.3.15 内皮细胞轮廓染色与测量 |
| 3.3.16 内皮细胞朝向和形态分析 |
| 3.3.17 内弹性膜孔形态与平滑肌细胞朝向测量与分析 |
| 3.3.18 蛋白免疫印迹 |
| 3.3.19 明胶酶谱检测MMP活性 |
| 3.3.20 统计学分析 |
| 3.4 实验结果 |
| 3.4.1 血管的应力分布分析及其结果 |
| 3.4.2 颈总动脉扭转动物模型复制手术效果检测 |
| 3.4.3 扭转后血管内径并无明显改变 |
| 3.4.4 扭转造成血管壁厚内径比改变 |
| 3.4.5 扭转加载导致动脉C/E值降低 |
| 3.4.6 原子力显微镜检测血管内膜弹性 |
| 3.4.7 扭转造成血管内膜和中膜细胞明显增殖 |
| 3.4.8 扭转造成内皮细胞持续的形态改变和朝向改变 |
| 3.4.9 扭转对平滑肌细胞朝向无影响 |
| 3.4.10 扭转造成内弹性膜窗孔重建 |
| 3.4.11 扭转造成血管壁MMP含量改变 |
| 3.4.12 血管壁MMP活性的改变 |
| 3.5 小结 |
| 第4章 讨论 |
| 4.1 血管扭转的器官培养模型与动物模型 |
| 4.1.1 血管扭转器官培养模型 |
| 4.1.2 血管扭转动物模型 |
| 4.2 血管扭转的力学分析 |
| 4.3 扭转力学作用导致血管重建 |
| 4.3.1 剪应力和主应变与细胞朝向和形态相关性探讨 |
| 4.3.2 血管细胞明显增殖,血管壁厚内径比增大 |
| 4.3.3 血管细胞外基质重建 |
| 4.3.4 血管内弹性膜重建 |
| 4.4 总结 |
| 全文小结 |
| 文献综述 力学失稳状态下的血管重建 |
| 1 血管生物力学研究 |
| 1.1 血管力学分析 |
| 1.2 血管失稳研究 |
| 1.3 血管扭转的研究现状 |
| 2 力学作用下的血管重建 |
| 2.1 细胞响应 |
| 2.2 基质重建 |
| 2.3 基质金属蛋白酶调控 |
| 3 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读博士学位论文期间已发表或完成的学术论文 |
| 附录1 实验仪器和设备 |
| 附录2 主要试剂 |
| 附录3 主要溶液配制 |
（4）血管残余应力的两种求解方法及其应用（论文提纲范文）
| 1 残余应力的半逆解法与有限元模拟 |
| 2 残余应力对支架放置后血管力学特性的影响 |
| 3 讨论 |
| 5 结论 |
（5）残余应力对支架放置后血管的力学特性的影响（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 研究背景 |
| 1.3 研究现状 |
| 1.3.1 血管模型研究现状 |
| 1.3.2 血管的残余应力 |
| 1.3.3 支架研究现状 |
| 1.4 研究内容 |
| 1.5 本章小结 |
| 第2章 有限元简介与有限元模型的建立 |
| 2.1 有限元法介绍 |
| 2.2 有限元商业软件介绍 |
| 2.2.1 有限元软件的历史 |
| 2.2.2 ABAQUS 软件介绍 |
| 2.3 有限元模型的建立 |
| 2.3.1 残余应力的构建 |
| 2.3.2 血管在体应力的构建 |
| 2.3.3 血管与支架的有限元模型 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 残余应力的构建 |
| 3.1 有限元法计算血管残余应力 |
| 3.1.1 材料参数 |
| 3.1.2 建立模型 |
| 3.1.3 计算结果 |
| 3.2 半逆解法计算血管残余应力 |
| 3.2.1 位移模式与几何关系 |
| 3.2.2 材料模型与本构方程 |
| 3.2.3 平衡方程与边界条件 |
| 3.2.4 问题求解 |
| 3.3 结果的比较与验证 |
| 3.3.1 有限元法与半逆解法的结果比较 |
| 3.3.2 与他人数值结果的比较 |
| 3.3.3 与他人实验结果的比较 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 血管在体应力的构建及分析 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 在体应力模型的构建 |
| 4.2.1 建立模型 |
| 4.2.2 加载残余应力 |
| 4.2.3 施加载荷 |
| 4.3 数值模拟结果及分析 |
| 4.3.1 无残余应力 |
| 4.3.2 有残余应力 |
| 4.3.3 两者结果比较 |
| 4.4 血管模型的改进 |
| 4.4.1 建立模型 |
| 4.4.2 加载残余应力 |
| 4.4.3 施加载荷 |
| 4.5 分层血管的模拟结果及对比 |
| 4.5.1 分层血管的残余应力 |
| 4.5.2 无残余应力 |
| 4.5.3 有残余应力 |
| 4.5.4 两者结果对比 |
| 4.6 本章小结 |
| 第5章 血管与支架的相互作用 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 正常血管与支架的接触模型 |
| 5.2.1 建立模型 |
| 5.2.2 施加载荷 |
| 5.3 病变血管与支架的接触模型 |
| 5.3.1 建立模型 |
| 5.3.2 施加载荷 |
| 5.4 正常血管数值模拟结果 |
| 5.4.1 离体血管与支架的相互作用 |
| 5.4.2 在体血管与支架的相互作用 |
| 5.4.3 离体与在体结果比较 |
| 5.5 病变血管数值模拟结果 |
| 5.5.1 病变血管与支架的相互作用 |
| 5.5.2 残余应力对应力分布的影响 |
| 5.6 结果讨论 |
| 5.7 本章小结 |
| 第6章 总 结 |
| 第7章 研究展望 |
| 参考文献 |
| 附录 |
| 附录1 半逆解法的数值实现 |
| 对于无载荷状态血管内壁半径的求解 |
| 对于血管应力的求解 |
| 给出各个点应力值 |
| 附录2 有限元模拟中的小程序 |
| 生成新应力矩阵 |
| 致谢 |
| 攻读硕士学位期间已发表或录用的论文 |
（6）冲击载荷下的生物组织材料参数反求及损伤研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 插图索引 |
| 附表索引 |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 研究背景 |
| 1.2 生物组织材料参数获取研究概况 |
| 1.2.1 生物组织材料参数的实验研究 |
| 1.2.2 生物组织材料参数的反求技术研究 |
| 1.3 生物组织损伤评价方法研究 |
| 1.4 事故重建及人体损伤机理研究方法 |
| 1.4.1 事故重建研究方法 |
| 1.4.2 人体损伤机理研究方法 |
| 1.5 目前存在的主要问题 |
| 1.6 本文研究的主要目标和内容 |
| 第2章 生物硬组织弹塑性材料参数的计算反求 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 生物组织材料参数计算反求的基本思路 |
| 2.2.1 生物组织材料参数反求的数学模型 |
| 2.2.2 生物组织材料实验 |
| 2.2.3 问题模型的建立 |
| 2.2.4 材料参数反求的常用方法 |
| 2.3 颅骨弹塑性材料参数反求 |
| 2.3.1 颅骨三点弯曲实验 |
| 2.3.2 基于特定样本的颅骨有限元模型 |
| 2.3.3 颅骨材料关键特性参数反求 |
| 2.3.4 结果分析与讨论 |
| 2.4 股骨弹塑性材料参数反求 |
| 2.4.1 股骨三点弯曲实验 |
| 2.4.2 股骨材料参数反求正问题的建立 |
| 2.4.3 股骨材料关键特性参数反求 |
| 2.4.4 结果分析与讨论 |
| 2.5 本章小结 |
| 第3章 生物软组织粘弹性材料参数的计算反求 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 脑组织粘弹性材料参数反求 |
| 3.2.1 不同应变率的压缩实验 |
| 3.2.2 基于特定样本的脑组织有限元模型的建立 |
| 3.2.3 大脑软组织材料参数反求 |
| 3.2.4 结果分析与讨论 |
| 3.3 考虑不确定参量的脑组织材料反求 |
| 3.3.1 不确定性问题的描述 |
| 3.3.2 考虑不确定参量的脑组织材料参数反求问题 |
| 3.3.3 基于区间方法的脑组织材料参数反求 |
| 3.3.4 结果分析与讨论 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 面向可控皮层撞击的脑损伤评价研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 常用的碰撞损伤评价方法及其局限性 |
| 4.3 基于应变的脑损伤评价函数的提出 |
| 4.4 基于有限元模型和碰撞参数的脑损伤强度评价 |
| 4.4.1 大鼠脑部有限元模型 |
| 4.4.2 CCI实验参数的全因子实验设计 |
| 4.4.3 径向基函数 |
| 4.4.4 结果分析 |
| 4.4.5 讨论 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 基于交通事故重建的人体主动脉损伤研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 基于优化策略的交通事故重建研究 |
| 5.2.1 事故重建问题的描述 |
| 5.2.2 案例的获取和有限元模型的建立 |
| 5.2.3 事故重建的方法和流程 |
| 5.2.4 结果和讨论 |
| 5.3 基于事故重建的主动脉损伤研究 |
| 5.3.1 道路交通事故重建过程及结果 |
| 5.3.2 碰撞参数对主动脉损伤的影响分析 |
| 5.3.3 基于事故重建的主动脉损伤研究方法的局限性 |
| 5.4 本章小结 |
| 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附录A 攻读学位期间发表和提交的学术论文目录 |
（7）阿司匹林对兔动脉粥样硬化及其炎性过程的影响（论文提纲范文）
| 1 材料与方法 |
| 1.1 药品与仪器 |
| 1.2 动物分组与饲养 |
| 1.3 血脂测定 |
| 1.4 病理形态学观察 |
| 1.4.1 动脉粥样硬化面积的测定 |
| 1.4.2 切片形态学观察 |
| 1.4.3 免疫组化检测 |
| 1.5 统计学处理 |
| 2 结果 |
| 2.1 各组血脂变化 |
| 2.2 病理形态学改变 |
| 2.2.1 主动脉脂质斑块面积 |
| 2.2.2 苏木精-伊红染色后光镜观察结果 |
| 2.3 免疫组化检测结果 |
| 2.3.1 COX-2 在动脉粥样硬化斑块中的表达 |
| 2.3.2 巨噬细胞 (RAM-11) 在动脉粥样硬化斑块中的数量 |
| 2.3.3 平滑肌细胞 (1A4) 在动脉壁及粥样硬化斑块中的数量 |
| 3 讨论 |
（8）主动脉弓位移和变形情况的有限元分析（论文提纲范文）
| 1 研究方法 |
| (1) 模型参数 |
| (2) 线弹性本构中的物理常数采用 |
| (3) 有限元模型即网格划分 |
| (4) 约束情况 |
| (5) 载荷状态 |
| 2 有限元计算结果 |
| (1) 整体的位移变形情况 |
| (2) 各具体部位的位移变形情况 |
| (3) 各截面内、外壁的椭圆度、膨胀率和偏心距, 如表1、表2所示。 |
| 3 讨论 |
| 3.1 主动脉弓的横截面的变形情况与兔主动脉弓形态参数测量实验的结果进行比较 |
| 3.2 形态学参量分析 |
| 4 结论 |
（9）基于MRI图像的主动脉分割与三维建模（论文提纲范文）
| 1 资料与方法 |
| 1.1 图像的采集 |
| 1.2 图像分割 |
| 1.3 三维重建 |
| 1.4 模型的导出与计算网格的划分 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
（10）可调式免缝合人造主动脉弓移植物的实验研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 主要英文缩写 |
| 前言 |
| 一、研究背景 |
| 二、研究总体思路 |
| 三、研究主要内容 |
| 第一部分：主动脉弓三维实体模型重建和管壁应力分析 |
| 材料 |
| 方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 第二部分：人造主动脉弓移植物的设计、试制与体外测试 |
| 材料 |
| 方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 第三部分：膨体聚四氟乙烯的生物学评价 |
| 实验一 |
| 方法 |
| 结果 |
| 实验二 |
| 方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 第四部分：人造主动脉弓移植物的实验研究 |
| 材料 |
| 方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 小结 |
| 参考文献 |
| 全文总结 |
| 文献综述 |
| 致谢 |
| 附录 |
| 查新结论 |
四、人升主动脉-主动脉弓的几何形态与显微结构（论文参考文献）
- [1]面向生物3D打印的心脏主动脉血流动力学分析及结构优化[D]. 郝江涛. 大连理工大学, 2021(01)
- [2]多种方法测量升主动脉直径与心动周期变化的研究[D]. 黄建. 南方医科大学, 2019(09)
- [3]扭转力学作用下的动脉重建[D]. 王国梁. 上海交通大学, 2016
- [4]血管残余应力的两种求解方法及其应用[J]. 高全超,尚坤,龚晓波,姜宗来. 医用生物力学, 2013(01)
- [5]残余应力对支架放置后血管的力学特性的影响[D]. 高全超. 上海交通大学, 2012(07)
- [6]冲击载荷下的生物组织材料参数反求及损伤研究[D]. 官凤娇. 湖南大学, 2011(05)
- [7]阿司匹林对兔动脉粥样硬化及其炎性过程的影响[J]. 姜昕,左彦方,王启章,郭毅. 华中科技大学学报(医学版), 2008(04)
- [8]主动脉弓位移和变形情况的有限元分析[J]. 李晓阳,张平,柳光茂. 北京生物医学工程, 2008(01)
- [9]基于MRI图像的主动脉分割与三维建模[J]. 贾舒涵,蒲放,李淑宇,谢晟,李德玉,邓小燕. 中国医学影像技术, 2007(10)
- [10]可调式免缝合人造主动脉弓移植物的实验研究[D]. 韩庆奇. 第二军医大学, 2007(02)