基于個體CT影像的胸主動脈－血管內支架數值仿真初探

董智慧 李永生 符偉國 侯凱 許世雄 王盛章 郭大喬 徐欣 陳斌 王玉琦

（1．復旦大學附屬中山醫院血管外科，上海 200032；2．復旦大學力學與工程科學系，上海 200433）

十余年來，胸主動脈腔內治療因其微創、有效的突出優點，已成為胸主動脈疾病（主要包括Stanford B型夾層和主動脈瘤）的首選治療方法。血管內支架（以下簡稱支架）是胸主動脈腔內治療的主要器械。大多數支架具有自膨特性，釋放后順應主動脈的彎曲而發生相應的變形，胸主動脈與支架之間由此產生力的相互作用。深入研究其相互作用對于了解胸主動脈腔內治療術后重要并發癥的發生機制、制定相應的防治方法以及指導支架設計等具有重要價值。數值模擬具有仿真度高、運算快、參數調整便捷等優點，近年來被逐步應用于主動脈病理數字模型、血管血流動力學、裸支架與外周動脈相互作用等方面的研究，而目前關于胸主動脈－支架數值仿真的研究報道尚且較少［1－5］。

1 資料與方法

1．1 資料來源 正常主動脈薄層增強CT斷層圖像來自1例胸痛待查患者，女性，41歲，CT圖像未見異常。本研究取得患者知情同意。源圖像為醫學數字影像通信標準（digital image and communication on medicine，DICOM）格式，層厚0．8mm，分辨率0．6mm，掃描范圍自頸部至腹股溝，涵蓋主動脈弓及其3根主要分支髂外動脈遠端，共751幅圖像。

1．2 主動脈三維數值模型的構建 將CTA圖像導入MIMICS軟件，確認方位正確后剪切圖像，獲得主動脈弓至近端30cm的降主動脈的圖像。在二維斷層上沿主動脈畫一條輪廓線，確定主動脈血液圖像灰度值。新建蒙板，設定灰度值，采用閾值分割方法分離主動脈及與其圖像灰度值保持一致的其他部分。去除與感興趣區域不相連的部分和游離像素。采用蒙板剪切、3D蒙板編輯和蒙板光順編輯修改主動脈蒙板，去除不需要的解剖結構。通過蒙板計算3D模型獲得主動脈的三維數字化模型。對主動脈模型進行包裹、光順操作，去除模型結構細節。采用表面網格優化功能，生成可用于有限元分析的面網格，并可進行局部網格加密。然后采用ABAQUS軟件進行后續的分析和處理。

1．3 有限元建模 有限元建模采用ABAQUS軟件完成，本研究的有限元模型主要包括血管、支架和壓握工具三個部分。血管的模型來自MIMICS軟件根據真實血管掃描而建立的三維數值模型。根據分析的需要，對血管模型進行幾何重構并劃分網格，見圖1a～c。采用S4單元，單元數量為8552，節點數量為8654。血管采用等厚做簡化，血管的厚度為1mm。支架模型為編制型金屬支架，環形支架的直徑為26．5mm，編制支架的金屬條為圓柱截面，其截面直徑為0．35mm，支架材料為鎳鈦合金，見圖2a。壓握工具為理想的圓柱面，見圖2b，采用surface單元，壓握工具的外徑為29．3mm。在壓握過程中，整個圓周面沿著徑向方向位移8mm，將金屬支架壓入血管內部，見圖2c。

圖1 a MIMICS軟件提供的原始模型；b幾何模型；c網絡模型

圖2 a編制型血管支架；b壓握工具的有限元網格模型；c血管支架的壓握變形

1．4 有限元分析過程 整個過程采用通用接觸，接觸屬性的切向接觸摩擦系數為0．02。過程分兩步：（1）通過定義壓握工具的徑向位移，對金屬支架進行壓握，直到目標位置，血管不參與接觸分析；（2）撤出壓握工具，釋放金屬支架，使金屬支架與血管內壁發生接觸，壓握工具不參與接觸分析。

為了顯示結構的動態振動過程，同時解決結構的復雜接觸的收斂問題，本研究采用顯式分析，第一步的分析時間為1s，第二步的分析時間為10s，并根據需要加載適當的阻尼使結構穩定。

1．5 力學作用的計算與分析 本研究采用ABAQUS軟件對模型進行分析計算。支架在壓握過程中變形，繪制壓握過程中的應力分布、最后應力分布以及支架在血管中穩定后的變形分布。著眼于血管角度，描繪血管的最終位移分布、應力分布、應變分布。

為了觀察血管被支撐區域的局部變形，在血管上的血管支架的裝配位置依次取3條周向的標記線，見圖3a。標記線的長度變化代表血管的截面周長變化，紅色為原血管的標記線，綠色為加血管支架后的標記線，見圖3b。血管截面面積變化是由原截面和變形后調整到同一平面位置的截面面積比較獲得，（嚴格意義上，血管的切面變形后為一曲面，可以認為近似平面），紅色為原截面，綠色為變形后截面，見圖3c～d。測試在上述3個截面上的12、3、18和9點鐘的應力數值分布，見圖4。

圖3 a血管上的3條標記線變形；b血管標記線變形（空間位置）；c血管標記線截面不變形（原始空間位置）；d血管標記線截面不變形（同一位置）

圖4 血管截面標記線應力分布

2 結 果

2．1 3條標記線的長度變化代表了血管周長的變化，長度的增長率分別為：6．99%、9．14%、8．61%，每個部位的增長率不同，但整體反映了血管結構的顯著移動。見表1。

表1 血管標記線長度變化（mm）

2．2 血管截面的變化從另一角度反映了支架釋放前后的血管結構面的移動范圍，面積的增長率分別為：14．37%、19．47%、18．20%，面積變化存在顯著性。見表2。

表2 血管標記截面面積變化（mm2）

2．3 血管標記線上的應力分布仿真結果顯示，血管支架的兩端附近應力相對較大而且分布不均勻。支架與主動脈接觸的3個截面上分別在12、3、18和9點鐘位置取點，檢測支架對主動脈壁形成的應力，近端截面的12點鐘位置的應力顯著高于其他各點。見表3。

表3 血管標記線上標記點的應力（Mpa）

3 討 論

從支架的構造特點及其在胸主動脈腔內治療術中經常所固定的部位推測，支架對于主動脈的作用力主要來自于徑向支撐力和彈性回直力兩個方面。徑向支撐力的大小主要取決于所用支架金屬材質的特性以及選擇支架時放大的程度，不管支架固定于主動脈的直形部位還是彎曲的部位，徑向支撐力均存在。彈性回直力被認為產生于支架固定于主動脈彎曲部位時，例如在Stanford B型主動脈夾層腔內修復中，絕大多數支架均會跨主動脈弓降部釋放，此時的支架猶如被動彎曲的彈簧，存在回復至其自然直形狀態的傾向，由此產生彈性回直力，作用于主動脈弓降部的大彎側。這些作用力被認為是主動脈夾層腔內修復術后發生主動脈新發撕裂的重要因素［6－7］，在術后致死性因素中居首位［8］。然而，對于以上兩種作用力的分析，目前仍然停留在推斷、假說階段。這些力是否確實存在？作用力的強度？在不同條件下的變化如何？在主動脈不同部位有何區別？對此均尚缺乏量化的研究。數值模擬仿真技術的發展為之提供了可能。

鑒于目前胸主動脈－支架數值仿真的研究仍缺乏成熟的技術路線，本研究初步探索了其技術可行性，所以：（1）選用了正常胸主動脈建立模型，暫不考慮病理狀態下主動脈材料屬性、主動脈形態學和血流變學等因素的影響；（2）選用了現有的編織型支架模型，其結構與節段型設計支架的結構有區別，但是對主動脈壁的作用力相同，能夠作為今后進一步研究的技術參考依據；（3）實現模擬支架完全跨主動脈弓降部釋放目前仍然有一定難度，故選擇釋放在接近弓降部的胸降主動脈，因支架近段略呈彎曲。將支架模型置入胸主動脈模型中的關鍵技術是我們采用的壓握的技術，即應用有限元壓握模型，將支架壓縮，類似于將支架裝載入釋放系統中，經壓縮后的支架模型導入胸主動脈模型，撤除壓縮，使支架模型彈開，與胸主動脈接觸，整個過程盡可能地接近臨床胸主動脈腔內治療術中支架釋放的原理和操作。

我們在胸降主動脈近段，由近而遠截取3個橫截面，見圖3a，觀察了各自周長和截面積的變化。結果顯示，原先的周長分別為72．406mm、69．571 mm和65．381mm，支架置配后分別增加至77．468 mm、75．931mm 和 71．013mm，增 長 率 分 別6．99%、9．14%和8．61%，見表1；原先的截面積分別為410．690mm2、379．788mm2和337．648mm2，支架置配后分別增加至469．697mm2、453．749 mm2和399．111mm2，增長率分別為 14．37%、19．47%和18．20%，見表2。以上結果提示，自膨式支架釋放后促使主動脈擴張，釋放即時所能達到的最大直徑與主動脈原始直徑有關，而并非均能擴大到等粗，這從一個側面驗證了支架對主動脈壁產生作用力的同時，主動脈也對支架產生著限制作用；在臨床上我們發現，自膨式支架會不斷擴大，尤其是夾層的真腔部分，這種力的平衡打破可能成為主動脈新發撕裂的潛在危險因素，主動脈發生變形的力主要來自支架的徑向支撐力。本研究的分析結果顯示，支架遠端部分擴張幅度更加明顯，變形更大。這一分析結果與臨床現象及推測相符：主動脈夾層腔內修復術后支架遠端的新發破口絕大多數發生在原假腔的內膜片上，據此推測其主要與支架的徑向支撐力有關［6］。支架與主動脈接觸的3個截面上，分別在12、3、18和9點鐘位置取點，檢測支架對主動脈壁形成的應力，見圖4、表3。結果顯示，近端截面的12點鐘位置的應力顯著高于其他各點，支架兩端的應力總體大于支架中段所形成的應力。這與我們在臨床上所觀察到的支架源性新破口發生的位置基本相符：均位于支架的兩端，其中近端破口均出現在弓降部大彎側（相當于近端截面的12點鐘位置）［6］。

本研究結果初步提示基于個體CT影像實現胸主動脈－支架數值仿真具有可行性，為分析主動脈與支架之間的相互作用以及支架源性力學損傷提供了可能。

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