静电纺丝小直径人造血管机械力学性质

虞希高 陈正坚 蒋宏亮 王红军 柳定荣 涂克华 王利群

(浙江大学高分子科学与工程学系，教育部高分子合成与功能构造重点实验室，杭州 310027)

引言

随着社会的进步，心血管疾病已经成为威胁人类健康的一大杀手。美国心脏协会的报告显示，2003年有100万人因心血管疾病死亡，同时接近8400万人患有不同类型的心血管疾病[1]。另有统计显示，全世界每年大约要施行85万例血管重建手术[2]，大多数都使用自体血管作为替代品。自体血管有其优点，但来源有限[3]，因此，人造血管成为治疗血管疾病的一种很好的选择。现阶段，内径在6 mm以上的大直径人造血管已经应用于临床，但内径小于6 mm的小直径人造血管由于管径窄、易栓塞和远期通畅率低，常会造成植入失败。因此，医用小直径(＜6 mm)人造血管的研制和开发具有非常重要的现实意义。

目前，制备多孔支架有多种方法，主要包括纤维粘结法、溶液浇铸/粒子沥出法、气体发泡法、相分离法、快速成型技术以及静电纺丝法等。其中，电纺得到的血管支架有其独特的优势，表现在：1)其结构是由取向不同的纳米/微米级纤维堆放而成，纤维之间的结合较弱，当细胞进入孔内后，可以推动孔隙周围的纤维，使得细胞的渗透性得到提高;2)电纺小直径人造血管具有很高的孔隙率和比表面积，同时模拟了细胞外基质拓扑结构，有利于细胞的黏附与生长;3)通过控制改变聚合物组成和电纺过程参数来满足人造血管在形态和机械力学性能上的各种要求;4)静电纺丝法制备的导管支架比普通大直径纤维所形成的支架具有更好的力学性能。由于以上特点，电纺技术非常适合用来构建小直径人造血管，目前已成为该研究领域热点之一。文中综述了电纺人造血管机械力学性质等方面研究的主要进展，讨论了影响其机械性能的主要因素。

1 电纺人造血管的机械力学性质特点

随着血管外科的发展，对人造血管的机械力学性质的研究越来越多[4]，主要集中在人造血管的渗透性和孔隙率、人造血管的机械强度以及人造血管的顺应性。

1.1 表面形貌与孔度

不论采用何种材料或工艺制成的人造血管，管壁构造中都应具备合适的孔度。人造血管植入体内后，管壁内因吸附大量血浆蛋白会形成假膜，而人造血管单位面积内含孔数量和孔径大小对维持假膜起着重要作用，如果孔度偏低，仅靠表面血液弥散无法维持新内膜的营养，最终会导致蛋白变性裂解，引起局部吞噬和活化反应，并通过化学趋化作用引起平滑肌细胞和成纤维细胞移行增生，导致移植血管狭窄闭塞。相反如果孔径过大，可能会在人造血管周围形成血肿或假性动脉瘤。因此，临床上多采用管壁孔度较高的人造血管进行周围血管重建，而在胸主动脉等大血管移植时采用较密实的人造血管[5]。通过调整人造血管材料和合理的孔径安排，促进管壁外血管组织向管腔内生长，形成类似于动脉管壁中的滋养血管结构，对于稳定人造血管内假膜组织，促进内皮细胞生长，维持长期通畅率可能具有一定作用。同时，人造血管具有微孔结构有助于顺应性、皮质化和血管定位能力的同时增加。对于应用于临床的人造血管，不仅仅需要合适的孔隙率，而且要求其孔径的大小与分布合适。孔径的大小与分布影响了血管的抗血液渗透性，而且不同的孔径大小将在人造血管上产生不同力学性能的胶原组织[6]。临床上，通常在手术前用病人的血来浸渍、预凝人造血管，以提高其密封性。

通常人造血管孔度的表征只采用渗透性这一参数，但管壁的微孔大小和分布也是表征人造血管性能的一个可靠参数。血管的孔径大小和孔隙率会影响血管的细胞培养，如果某种材料的支架具有相同的性能，那么孔的尺寸越大，种植细胞的粘附速率会加快，但同时，孔径太大容易使移植的血管产生渗漏，太小又会导致细胞脱落。现今一般商业化的大直径人造血管其孔径在19～24 μm之间，孔径分布范围在15～35 μm;通常血管支架的孔隙率达到60%～90%即可满足细胞的渗透。外科手术中常用的膨体聚四氟乙烯人造血管的孔径一般在30 μm左右，孔隙率约85%，但这类人造血管在小口径动脉重建中仍会发生严重的内膜增厚和再狭窄。

表1列出了目前常见电纺人造血管的孔隙特点。从表中可知，目前常见电纺血管支架，其孔隙率均在67%以上，纤维直径基本在200～600 nm左右，孔径接近外科手术中常用膨体聚四氟乙烯血管的孔径，可满足细胞渗透。

管状支架的表面形貌和孔隙率受电纺条件的影响。支架的表面形貌通常通过SEM观察。赵莉等[20]以PLGA为材料，采用静电纺丝法制备了纤维支架，考察了制备参数对纤维支架结构及直径的影响。发现随着纺丝溶液浓度的增加，纤维直径逐渐增大，纤维直径的分布也随之增大;随着电纺加料流量的增加，纤维直径略有增大;随着电场强度的增大，纤维直径没有明显变化，但电压和浓度的增大有助于减少珠丝的产生。对于血管支架的孔隙率，王曙东等在研究电纺PLA支架的结构特点与生物力学性能时发现，随着纺丝液浓度提高，纤维直径增大，支架的孔隙率降低;收集器的转速影响纤维的排列取向乃至血管支架的孔隙率，当纤维的转速达到一定值时，纤维的取向最好，排列也最规整，支架孔隙率最小;同时，支架孔隙率还与其管壁厚度有关，管壁厚度越大，支架孔隙率降低，这主要是由于随着管壁厚度的增加，纤维堆积层数增多，纤维之间交错排列越紧密，导致孔隙率降低[21]。

水渗透性是表征人造血管通透性的一个重要指标。水渗透性合适的小直径血管易于细胞和生物活性物质的渗透，有利于提高内腔表面内皮细胞化速度和获得好的血管通畅率。水渗透性与人造血管的壁厚、孔径大小等密切相关。周飞等研究了小口径微孔聚氨酯人造血管生物力学性能，发现随着人造血管壁厚的增加，其水渗透性能逐渐降低[4]。目前国内外关于电纺人造血管的渗透性测试研究的报道很少，常见的一些关于人造血管的渗透性测试报道均为非电纺法制备的人造血管。

1.2 强度

人体内血管壁由外膜、中膜和内膜构成：内层由衬于基底膜上的单层上皮细胞构成，表面光滑，富含各型胶原和弹性蛋白;中膜由细胞外基质包围的多层平滑肌细胞构成，是3层中最厚的，含44%I型胶原、44%III型胶原和12%弹性蛋白;外膜由成纤维细胞为主的疏松结缔组织组成，其中含随机排列的I型胶原[22]。正常人体股动脉的弹性模量在9～12 MPa，极限应力为1～2 MPa，断裂应变为63%～76%。临床上使用的膨体聚四氟乙烯人造血管的弹性模量在42～60 MPa，极限应力为6～15 MPa，断裂应变为20%～30%。电纺制备的人造血管支架应在力学性能上表现优异。常见电纺人造血管的力学性能见表2。从表2中可以看到，电纺人造血管的力学性能均高于或接近人体血管。

表1 电纺人造血管支架的表面形貌与孔隙率Tab.1 The morphology and porosity for electrospun vascular grafts

不同的电纺条件对人造血管的强度具有显著的影响。Drilling等将PCL溶于丙酮和六氟异丙醇(HFIP)中，电纺得到相应的支架[13]。通过测试样品在切线方向、轴向方向和随机方向上的弹性模量和极限拉伸强度，发现不同浓度的PCL/丙酮溶液电纺得到的支架，其随机取样样品的弹性模量和极限拉伸强度最大;随着浓度的增大，纤维直径增加，其弹性模量也随之增大;同时，溶剂的种类对支架强度也产生影响，比如以HFIP为溶剂时，电纺PCL支架弹性模量和极限拉伸强度均比丙酮为溶剂时大许多;以丙酮为溶剂，PCL浓度较高时，纤维之间存在粘结也会导致其拉伸强度增大。实验爆破压测试数据显示，以丙酮为溶剂电纺得到支架的爆破压在500～3000 mmHg，它随着导管支架的厚度和所用溶剂浓度不同而有所不同;以HFIP为溶剂的PCL支架的爆破压可以达到5000 mmHg，这已远远超过了人体正常的生理血压。缝合保持强度测试结果指出，18%和25%浓度的PCL/丙酮溶液电纺支架的缝合断裂需要3.7 N左右，12%浓度的PCL/丙酮溶液电纺支架的缝合断裂需要0.56 N，而以HFIP为溶剂电纺的PCL支架缝合保持强度大于4 N。Matsuda等制备了SPU电纺导管，通过改变收集器转速调节电纺纤维轴向与径向取向程度，研究了纤维取向对导管拉伸行为的影响[10]。结果表明，低转速收集得到的SPU支架，拉伸强度在径向上要比轴向上大，也就是说其具有显著的各向异性，但这种各向异性的应力-应变行为在高转速收集到的SPU支架上没有观察到，这主要是因为单轴拉伸强度在径向上随着转速的提高而增加，但在轴向上随着转速的增加而降低。

表2 静电纺人造血管生物力学性能Tab.2 Physical properties of electrospun vascular grafts

当合成聚合物中添加了天然聚合物后，其电纺人造血管支架的力学性能将发生变化。Sell等以不同组成比的PDO和弹性蛋白共混溶液电纺制备了导管支架。单轴拉伸测试和缝合强度测试证明它的机械性能与天然血管相接近，数据如表3所示[19]。从表中可见，随着弹性蛋白含量的增加，支架的机械性能越来越接近人体股动脉，因此对于PDO：弹性蛋白为50∶50的支架，其机械性能符合移植需求。Lee等将PCL与胶原按1∶1的比例混合溶于HFIP中，电纺得到了一种复合导管支架[7]。拉伸测试结果表明，随胶原含量的增加，支架的极限拉伸强度(UTS)与断裂伸长率均逐渐减小，但屈服强度则相反。爆破压测试发现，PCL/胶原复合支架的爆破压强度为(4915±155)mmHg，而PCL支架的强度为(914±130)mmHg，这主要是因为支架的屈服强度决定了其爆破压大小，复合支架的屈服强度要比纯PCL支架的屈服强度大许多。可见，复合支架具有卓越的物理强度，能够作为天然血管的替代品。

人造血管的强度指标除拉伸强度外还包括缝合强度和血管爆破强度，它们同样是血管移植过程中不可或缺的两个重要参数。人体内血液正常的收缩压为 12.0 ～ 18.7 kPa，舒张压为 8.0 ～ 12.0 kPa，人体内承受内压能力最强的是隐静脉，能承受的最大压力为(1680±307)mmHg，约合(223±40.8)kPa[24]。人造血管的缝合强度及血管爆破强度越大，移植成功的可靠性也越大。常见的电纺人造血管支架的缝合强度与爆破压强度见表4。其中所列电纺人造血管的缝合强度均超过临床血管移植时所需要的1 N，而且爆破压强度也远远高于人体内的正常血压，接近或超过人体隐静脉的抗内压能力。可见，采用电纺技术组合不同的材料可以制备出在力学性能上接近或超过人体血管的人造血管。

表3 PDO与弹性蛋白不同组成比电纺支架湿态机械性能与e-PTFE、人体股动脉比较Tab.3 Mechanical properties of hydrated electrospun scaffolds of various PDO：elastin ratios compared to native femoral artery and e-PTFE

表4 各类电纺人造血管的缝合强度及爆破强度比较Tab.4 The suture retention strength and burst pressure strength for various electrospun vascular grafts

电纺支架在体外细胞培养过程中需要保持尺寸稳定与结构完整。为了评估电纺PCL/胶原复合支架长时间在高压、流动环境下的机械完整性，Lee等将支架分别放置在脉动生物反应器中1、2、4周，测定不同时间点支架机械强度[7]。结果显示，4周后，培养基为流动状态下，PCL/胶原复合支架的UTS只有初始值的86.3%，而静止状态下，支架UTS值达到97.3%。同时，与纯 PCL支架相比，PCL/胶原支架可以承受较高的生理压力，这可能是由于支架中引入胶原使其屈服强度变大。Lee等用45%胶原、15%弹性蛋白和40%的合成聚合物(PLGA、PLLA、PCL、PLCL)混合电纺，得到不同组成的支架，将支架浸入37℃的培养液中2个月，在0、1、2月等3个时间点测定支架的内径以评估其尺寸的稳定性[17]。结果发现，没有混入合成聚合物的胶原/弹性蛋白支架在4 d后塌陷，胶原/弹性蛋白/PLGA支架在1个月后内径减小到原来的54.5%，胶原/弹性蛋白/PLCL支架在1个月后内径减小到原来的38.6%;2个月后，胶原/弹性蛋白/PLGA支架进一步减小到原来的39.8%，胶原/弹性蛋白/PLCL进一步减小到原来的25.8%。实验同时发现，胶原/弹性蛋白/PLLA支架和胶原/弹性蛋白/PCL支架在第一个月既不收缩也不膨胀;2个月后，胶原/弹性蛋白/PLLA支架内径为初始值的90.1%，而胶原/弹性蛋白/PCL支架为初始值的87.4%。这证明了胶原、弹性蛋白和合成聚合物混合电纺得到的支架具有一定的尺寸稳定性。

综上所述，电纺人造血管在拉伸性能、缝合强度与爆破强度方面接近或超过人体血管所需水平，通过在合成聚合物中加入天然聚合物可以调节人造血管的强度，使其符合临床应用的要求。

1.3 顺应性

人造血管植入人体后，会随着人体的运动发生形变，并且在舒张压的作用下，血管还会发生膨胀。表征人体血管对管道内部应力形变响应性的指标主要包括顺应性和扭结直径/半径。顺应性是指人造血管在血液压力变化下出现的容积变化，它分为径向顺应性和纵向顺应性，分别代表人造血管在承压状态下管径和长度的变化能力，顺应性越大表示血管的内径随压力的变化越大。当人造血管植入体内后，其与天然血管在顺应性方面的失配会造成脉冲波增大，导致波的反射和能量的损失，干扰血流动力学的正常状态，使得流经吻合处的活性血小板紊乱，活性血小板释放分裂素刺激靠近吻合处的平滑肌细胞，最终引起吻合处血管管壁变厚，管道变窄[19，26-28]。同时，凝血酶能促使纤维蛋白在内腔特别是顺应性失配的吻合处沉积，导致血栓形成，血管堵塞。传统的小直径PET血管和小直径e-PTFE血管顺应性与天然血管严重失配，是植入失败的主要原因[29]。有报道显示，随着体内移植时间的增加，植入血管伴随纤维组织的增生，顺应性降低至原始值的1/3[30]。因此，顺应性的匹配是人造血管生物力学性能中的一个重要问题。

表5列举了不同材料人造血管及电纺人造血管的顺应性，数值表示为100 mmHg压力下管径的变化率。表中各种材料人造血管的顺应性与人体动脉的顺应性相差较大，因此在临床中常常会出现血管内膜增生导致移植失败的事例。通常人体动脉血管的顺应性约为 6.0%，隐静脉的顺应性为4.6%[31]，因此从顺应性匹配角度来考虑，人造血管的顺应性应达到4%左右。从表中可见，电纺人造血管的顺应性接近或超过人体血管的顺应性，与表中所列的非电纺法制备的各种人造血管相比，电纺制备的人造血管在顺应性方面有其优势，有利于血管移植。

表5 不同材料人造血管和电纺人造血管的顺应性Tab.5 The compliance for various vascular grafts and electrospun vascular grafts

影响血管顺应性的因素有许多，潘仕荣等研究了小径微孔聚氨酯人造血管的制备条件对微观结构与性能的影响，发现血管的顺应性与制造血管的材料弹性有关，材料的弹性越好，血管顺应性也就越大，同时顺应性也与制造条件、血管的直径和壁厚等有很大的关系[32]。Inoguchi等用聚己内酯构建小血管支架，通过一系列测试表明，管状支架的壁厚越薄，顺应性越高。使用模拟循环系统发现，在较高的流动环境下，支架的应变与兔大动脉相匹配[33]。Matsuda 等将 SPU(segmented polyurethane)溶于含有DMF/THF混合溶剂中，电纺得到一系列小直径血管支架，通过测试支架的硬度系数，发现随着DMF含量的增大，导管越硬，顺应性越小;同时比较了收集器转速对电纺支架的顺应性的影响，发现低转速下的导管支架顺应性较高转速下的导管要好[10]。这主要是因为收集器转速影响纤维的排列和取向，而纤维之间的熔融则增加了机械强度、降低了顺应性。

人造血管的力学性能取决于纤维的性质和织物组织的几何形态，并且它的力学性质是影响移植体长期稳定性的主要因素之一[34-35]。在宿主体内，人造血管因为所受压力不同呈现不同的力学性能，特别是顺应性。人体动脉的顺应性就随着压力的变化有着明显的变化，而e-PTFE人造血管的变化非常微小[36]。电纺人造血管顺应性与压力的关系还有待研究，这对于人造血管应用于临床也有极大的促进作用。

2 结语

小直径电纺人造血管在心血管疾病治疗上充满潜力。通过选择不同性质聚合物或改变电纺参数，可在一定程度上调控人造血管的各种机械性能，从而使其具有临床应用的潜力。

从目前的研究来看，电纺人造血管在机械力学性质的主要指标上接近或超过人体血管，但还存在很多不足，通常研究人员对电纺人造血管的性能研究主要集中在拉伸强度上，通过不同的材料组合制备导管以提高其生物相容性和机械性能，而对于血管的机械力学性质的整体研究还不完善，如对于扭结半径与渗透性等研究甚少，对顺应性、重复疲劳测试等研究也不多。

在仅有的一些关于机械性能测试的文献报道中，测试方法的科学性、严谨性还存在一定的问题，这些都有待今后研究的进一步完善。

[1]Thomas T，Nancy H，Wayne R，et al.Cardiovascular Disease.Heart disease and stroke statistics-2006 Update [J].Circulation，2006，113：e85-e151.

[2]Jeschke MG，Hermanutz V，Wolf SE.Polyurethane vascular prostheses decrease neointimal formation compared with expanded polytetrafluoroethylene[J].Journal of Vascular Surgery，1999，29(1)：168-176.

[3]Cameron A，Davis KB，Green G，et al.Coronary bypass surgery with internal-thoracic-artery grafts-effects on survival over a 15-year period[J].New England Journal of Medicine，1996，25：216-219.

[4]周飞，徐卫林，欧阳晨曦，等.小口径微孔聚氨酯人造血管生物力学性能研究[J].医用生物力学，2008，23(4)：270-274.

[5]张纪蔚.人工血管性能要求和研究现状[J].中国实用外科杂志，2007，27(7)：560-561.

[6]贾立霞.人造血管水渗透仪的设计及其渗透性表征的实验研究[D].上海.东华大学.2004.1-92.

[7]Lee SJ，Liu Jie，Oh SH，et al.Development of a composite vascular scaffolding system that withstands physiological vascular conditions[J].Biomaterials，2008，29： 2891-2898.

[8]Vaz CM，Van TS，Bouten CV，et al.Design of scaffolds for blood vessel tissue engineering using a multi-layering electrospinning technique[J].Acta Biomaterial，2005，1(5)：575-582.

[9]Li Wan-Ju，Cato TL，Edward JC，et al.Electrospun nanofibrous structure： a novel scaffold for tissue engineering[J].Journal of Biomedical Materials Research，2002，60(4)：613-621.

[10]Matsuda T，Ihara M，Inoguchi H，et al.Mechano-active scaffold design of small-diameter artificial graft made of electrospun segmented polyurethane fabrics[J].Journal of Biomedical Materials Research： Part A，2005，1：125-131.

[11]Bhattarai SR，Bhattarai N，Yi HK，et al.Novel biodegradable electrospun membrane： scaffold for tissue engineering [J].Biomaterials，2004，25：2595-2602.

[12]Hong Yi，Ye SH，Nieponice A，et al.A small diameter，fibrous vascular conduit generated from a poly(ester urethane)urea and phospholipid polymer blend[J].Biomaterials，2009，30：2457-2467.

[13]Drilling S，Gaumer J，Lannutti J.Fabrication of burst pressure competent vascular grafts via electrospinning： Effects of microstructure[J].Journal of Biomedical Materials Research：Part A，2009，88(4)：923-934.

[14]Thomas V，Zhang Xing，Catledge SA，et al.Functionally graded electrospun scaffolds with tunable mechanical properties for vascular tissue regeneration [J].Biomedical Materials，2007，2：224-232.

[15]Wang Shudong，Zhang Youzhu，Yin Guibo，et al.Electrospun polylactide/silk fibroin-gelatin composite tubular scaffolds for small-diameter tissue engineering blood vessels[J].Journal of Applied Polymer Science，2009，113(4)：2675-2682.

[16]He Wei， Yong T， Teo WE， et al. Fabrication and endothelialization of collagen-blended biodegradable polymer nanofibers：potential vascular graft for blood vessel tissue engineering[J].Tissue Engineering，2005，11：1574-1588.

[17]Lee SJ，Yoo JJ，Lim GJ，et al.In vitro evaluation of electrospun nanofiber scaffolds for vascular graft application[J].Journal of Biomedical Materials Research： Part A，2007，83(4)：999-1008.

[18]Stitzel J，Liu Jie，Lee SJ，et al.Controlled fabrication of a biological vascular substitute[J].Biomaterials，2006，27：1088-1094.

[19]Sell S A，McClure M J，Barnes C P，et al.Electrospun polydioxanone-elastin blends：potential for bioresorbable vascular grafts[J].Biomedical Materials，2006，1：72-80.

[20]何晨光，高永娟，赵莉，等.静电纺丝的主要参数对PLGA纤维支架形貌和纤维直径的影响[J].中国生物工程杂志，2009，27(8)：46-52.

[21]王曙东，尹桂波，张幼珠，等.静电纺PLA管状支架的结构及其生物力学性能[J].材料工程，2008，10：316-320.

[22]Stitzel JD，Pawlowski KJ，Wnek GE，et al.Arterial smooth muscle cell proliferation on a novel biomimicking，biodegradable vascular graft scaffold[J].Journal of Biomaterials Applications，2001，16(1)：22-33.

[23]Kang YK， Park CH， Chang H， et al.Development of thermoplastic polyurethane vascular prostheses[J].Journal of Applied Polymer Science，2008，110：3267-3274.

[24]陶梅，张磊，向虎，等.具有三层管壁结构组织工程血管支架的生物力学性能[J].中国生物医学工程学报，2006，25(6)：728-732.

[25]Stankus JJ，Soletti L，Fujimoto K，et al.Fabrication of cell microintegrated blood vessel constructs through electrohydrodynamic atomization [J].Biomaterials，2007，28：2738-2746.

[26]Tai NR， Salacinski HJ， Edwards A， et al.Compliance properties of conduits used in vascular reconstruction[J].The British Journal of Surgery，2000，87：1516-24.

[27]Hsu SH，Kambic H.On matching compliance between canine carotid arteries and polyurethane grafts[J].Artificial Organs，1997，21(12)：1247-1253.

[28]Sonoda H，Shin-Ichi U，Takamizawa K，et al.Compliant design of artificial graft：compliance determination by new digital X-ray imaging system-based method [J].Journal of Biomedical Materials Research，2002，60(1)：191-195.

[29]Zidi M，Cheref M.Mechanical analysis of a prototype of small diameter vascular prosthesis： numerical simulations [J].Computers in Biology and Medicine，2003，33(1)：65-75.

[30]王璐，丁辛.人造血管的生物力学性能表征[J].纺织学报，2003，24(1)：8.

[31]Greenwald SE， Berry CL. Improving vascular grafts： the importance of mechanical and haemodynamic properties[J].Journal of Pathology，2000，19：292-299.

[32]潘仕荣，杨世方.小径微孔聚氨酯人工血管的制备条件对微观结构与性能的影响[J].中国修复重建外科杂志，2005，19(1)：64-69.

[33]Inoguchi H，Kwon IK，Inoue E，et al.Mechanical responses of a compliant electrospun poly(L-lactide-co-esplion-caprolactone)small-diameter vascular graft[J].Biomaterials，2006，27(8)：1470-1478.

[34]Virginio Q，Tomaso V，Francesco M，et al.An in vitro methodology for evaluating the mechanical properties of aortic vascular prosthesis[J].Artificial Organs，2002，26(6)：555-564.

[35]Abdessalem SB，Durand B，Akesbi S，et al.Blood flow in a polyester textile vascular prosthesis：experimental and numerical study[J].Textile Research Journal，2001，71(2)：6.

[36]Segers P，Flaud P，Odboa C.Cardiovascular fluid dynamics[M].1994.53-55.