血管支架的虛擬釋放在心腦血管疾病的介入治療手術規劃、風險評估中具有非常重要的作用。本課題組基于有限元方法建立了編織型支架和覆膜支架虛擬釋放的數值仿真平臺，利用該仿真平臺模擬了血流導向裝置植入治療腦動脈瘤的整個過程，并分析了血管的變形以及血管壁上的應力和應變等力學參數，為腦動脈瘤介入治療手術規劃以及血流導向裝置的優化設計提供了依據；模擬了覆膜支架植入治療主動脈夾層的整個過程，并研究了不同直徑放大率的覆膜支架植入后血管壁所受應力的變化，進一步證實了血管壁上的最大應力點分布在血管壁與第一節細小鎳鈦合金環接觸處，為優化手術方案和覆膜支架的設計提供了依據。
引用本文： 王盛章, 蔡云寒, 孟莊源, 張曉龍, 楊新健, 董智慧. 支架植入的有限元仿真及其在出血型心腦血管疾病手術規劃中的應用. 生物醫學工程學雜志, 2020, 37(6): 974-982. doi: 10.7507/1001-5515.202008063 復制
引言
出血型心腦血管疾病包括腦動脈瘤、腦動靜脈畸形、主動脈瘤、主動脈夾層等。出血型心腦血管疾病都存在破裂出血的風險，嚴重威脅著人類健康[1]。隨著醫學影像技術、治療技術和治療器械的快速發展，介入治療已經成為出血型心腦血管疾病最重要的治療手段之一[1]。介入治療具有創傷小、治療效果顯著、并發癥少等優點，在出血型心腦血管疾病的治療中取得了巨大的成功[2-3]。
腦動脈瘤的介入栓塞治療即通過介入方式植入栓塞材料如彈簧圈、血流導向裝置等以減小動脈瘤囊內的血流速度，促進囊內血栓的形成，從而實現動脈瘤的治療[2]。盡管腦動脈瘤的介入栓塞在臨床上已經取得了非常好的治療效果，但是存在一定的復發風險，具體表現為動脈瘤再生長或再出血[3-4]，栓塞不完全和動脈瘤頸部較寬是復發的重要風險因素[5]；采用網孔較密的血流導向裝置可以提高動脈瘤栓塞效果，但由于囊狀動脈瘤常出現在動脈分叉處，過密的網孔又有可能會阻塞側枝血管，引發腦梗[6]。因此，如何優化手術方案，提高動脈瘤栓塞成功率，降低復發率，以及尋找到能夠平衡或兼顧動脈瘤栓塞效果和側枝血管供血的支架網孔密度，是臨床上亟待解決的問題，也是腦動脈瘤介入器械研究的重點。
胸主動脈腔內修復術（thoracic endovascular aortic repair，TEVAR）是主動脈夾層治療的重要手段。它是通過覆蓋主動脈夾層近心端破口，即封堵夾層內膜破裂口，防止血液繼續流向假腔，擴張主動脈真腔，從而起到恢復真腔血供、促使假腔血栓化以及主動脈重塑的作用[7]，已經成為治療急性復雜性 Standford B 型主動脈夾層的主要方式[8]。然而覆膜支架在植入使用過程中也常出現一些問題，如支架未能完全釋放或是支架強行撐開血管，撕裂劃傷血管壁出現新發破口；支架彎曲變形使覆膜褶皺無法完全貼附血管壁，或者因過度褶皺產生裂縫而形成內漏等[9-10]。
無論是腦動脈瘤介入栓塞后出現破裂或者復發，還是主動脈夾層 TEVAR 治療后出現內漏和新發破口，都與血管壁、血流以及植介入器械之間相互作用后血管壁所處的力學環境如應力、應變等密切相關[11]。有學者利用體外物理模型實驗和動物實驗對相關問題進行了研究，但是存在實驗周期長、成本高、各種力學參數測量困難等問題。隨著數值建模和仿真技術的快速發展，基于有限元方法的數值仿真為解決這些問題的研究提供了新的可能。有限元虛擬仿真可以準確獲得支架植入后血管壁的應力和應變等參數，可以定量研究力學環境的變化與相關并發癥之間的關系，從而為介入手術的術前規劃和進一步優化治療方案提供依據。
1 材料和方法
將血管支架植入人體之前進行模擬手術可以更好地了解其效果以及評估可能的并發癥，減少手術中的風險。血管支架虛擬植入的方法可以分為兩種，一種是基于計算機圖形學的快速虛擬植入方法，另外一種是基于有限元仿真的虛擬植入方法。基于計算機圖形學的快速虛擬植入方法包括基于單純性網格的方法和基于彈簧理論的方法，這一類方法具有方法簡便、計算快速等優點，但是無法獲得植入支架后的血管壁和支架上的應力和應變等參數，而且也很難模擬血管壁的變形等情況[12-13]。而有限元方法可以在仿真中考慮血管壁和支架的相互作用，既可以模擬整個植入過程，也可以獲得各種力學參數。本課題組對編織型腦血管支架和主動脈覆膜支架的有限元虛擬植入進行了較為深入的研究，建立了血管支架虛擬植入的數值仿真平臺，利用該仿真平臺可以模擬支架植入的整個過程，獲得血管壁在整個過程中的應力和變形等參數，定量比較不同植入方式的差別，使腦動脈瘤和主動脈夾層等出血型心腦血管疾病的介入手術規劃成為可能。
1.1 編織型腦血管支架的有限元虛擬釋放方法
編織型支架常用超彈性的鎳鈦合金絲制成，絲與絲之間可以產生一定的滑移，相對于光刻型支架約束較少，具有非常好的柔順性。編織型支架在被壓握到微導管中時，結構剛度比較低，也更容易通過彎曲程度較高的血管到達動脈瘤位置。優異的性能使得編織型支架占據了腦動脈瘤輔助栓塞支架接近一半的市場份額，常用的編織型支架有 LVIS 和 LVIS Jr.（MicroVention，美國）、Leo+和 Leo+ Baby（Balt，法國）等。通過采用更細的絲材實現更高的網孔密度，達到血流導向的目的，現已投入臨床應用的三款血流導向裝置——Tubridge（MicroPort，中國）、Pipeline（Medtronic，美國）和 Silk（Balt，法國）均為編織結構，且在臨床應用中獲得了不錯的治療效果[14-16]。
編織型支架的快速虛擬釋放方法可以得到釋放后的支架形態，但這種方法仍存較大的局限性。一方面，快速虛擬釋放方法通常將血管壁視為剛性壁，而在臨床使用中觀察到，支架的植入會使血管的形態尤其是血管的曲率發生一定的改變[15]。另一方面，不同于壓握后長度無明顯增加的光刻型支架，編織型支架直徑縮小時，支架絲的旋進角度（指支架絲切向與支架軸線的夾角）變小，壓握后的支架長度會明顯增加。例如，初始旋進角為 60° 的編織型支架被壓握至微導管內徑，壓握后長度接近初始長度的 2 倍，而在釋放到目標血管中后，長度又會回縮到接近原始長度。編織型支架釋放時明顯的短縮現象，給醫生的操作和有限元模擬都帶來了一定的難度。但這種特性也使得醫生可以通過“推密”操作——在推出一部分支架后通過微導管和導絲的配合在軸向上對支架進行壓縮——來提高支架在瘤頸口的網孔密度和金屬覆蓋率，促進動脈瘤內部栓塞的形成。現有的虛擬快速釋放方法無法復現編織型支架釋放時的短縮和“推密”操作，因而其結果可能與真實手術中的支架形態和血管形態存在較大的偏差。而有限元方法可以同時考慮支架和血管的力學行為以及支架與血管的接觸，從而有效解決上述問題。
編織型支架的特殊結構，為其帶來優異的柔順性、易輸送性的同時，其短縮效應和可“推密”的特點，也為手術釋放和有限元模擬其過程增加了很多難度，常規的光刻型支架在患者特異性血管中釋放過程的有限元模擬流程，并不適用于編織型支架的模擬。因而，目前對于編織支架的有限元模擬，大多在討論編織方式、絲徑、材料屬性、尺寸對于支架的柔順性、彎曲后形態、屈曲失穩等力學行為的討論[17-19]。Fu 等[20]用有限元模擬了編織型血流導向裝置在帶動脈瘤的直血管的釋放過程。Meng Hui 團隊[21-23]對于編織支架在真實血管中釋放過程的有限元模擬開展了一系列研究，將編織型血流導向裝置植入到三維（three-dimensional，3D）打印的患者血管-動脈瘤模型中，再利用有限元方法對實驗的植入過程進行了還原，獲得了接近實驗結果的模擬釋放結果[22-23]。在其有限元模擬中，血管被假設為剛性壁，這與該實驗中采用的 3D 打印血管結構一致，血流導向支架用梁單元近似，微導管采用殼單元模擬，保證了對支架和微導管的結構和力學行為的近似程度，避免了大量采用實體單元帶來的高計算成本。但由于其模擬過程中的邊界條件依賴于對體外實驗操作過程的記錄，該模擬方法難以用于手術規劃。
本課題組開發了一種基于有限元方法的編織型支架在具有患者特異性的血管中的虛擬釋放方法[24]。觀察編織支架真實手術釋放過程的錄像，發現支架被推出微導管后，微導管開口基本處于血管中心線附近，基于這一發現，有限元模擬采取了釋放過程中微導管中心線與血管中心線保持一致的假設。以下以一款 LVIS 支架在帶瘤的前交通動脈中的釋放過程為例進行解釋。首先從復旦大學附屬華山醫院獲得一例腦動脈瘤患者術前行計算機斷層成像血管造影（computed tomography angiography，CTA）的影像數據，使用 Mimics 20.0（Materialise，Leuven，比利時）進行 3D 重建得到三維幾何模型，同時提取其中心線。血管壁的壁厚取 0.3 mm，采用殼單元進行網格劃分。本研究經復旦大學附屬華山醫院倫理委員會批準。血管壁為均勻、各向同性的線彈性材料，楊氏模量為 1 MPa，泊松比為 0.49[23]。支架模型基于患者真實手術中采用的 4.5 mm*12 mm LVIS 支架（MicroVention—Terumo，Tustin，美國），利用 pyFormex 進行繪制并生成 inp 文件，導入到 ABAQUS/CAE 2017（SIMULIA，Province，美國）中賦予材料屬性，材料參數為常用的鎳鈦合金材料參數，網格單元類型為 B31 單元。壓握管和輸送管（即微導管）在 ABAQUS/CAE 2017 中繪制，網格類型為四邊形殼單元。各部件初始裝配位置如圖 1a 所示，釋放過程利用 ABAQUS/Explicit 2017 進行仿真。
圖1
支架植入過程的有限元仿真
a 到 f 是有限元仿真植入 LVIS 支架過程的每個階段
Figure1. The whole process of the braided stent to deploy by finite element simulationa to f represent each stage of the whole process
有限元仿真過程模擬了真實的 LVIS 支架的釋放過程，分為三個階段：
（1）壓握階段：壓握管徑向收縮，將無應力狀態的編織型支架壓握到外徑稍小于微導管的內徑，如圖 1b 所示。
（2）輸送階段：解除支架與壓握管之間的接觸，讓支架擴張與微導管內壁接觸。而后控制微導管帶著支架沿血管中心線向遠心端運動，到達釋放位置，如圖 1c 所示。
（3）釋放階段：回撤微導管，同時配合推送裝置，將支架向外推出，支架絲與血管接觸，當支架釋放到動脈瘤瘤頸位置時，將微導管和推送桿同時向遠心端推送，實現對支架的“推密”操作，最后繼續回撤微導管，使支架完全釋放到血管中，如圖 1d-f 所示。
在釋放過程中，使用施加在微導管各節點上的位移約束控制微導管的輸送與回撤，無需考慮微導管自身的力學行為，因而可以用較少的單元進行劃分。相較于 Meng Hui 團隊[22]中 8 000 個單元的微導管，本課題組的模擬將微導管的單元數量降低到 320 個，計算過程中微導管單元與支架單元的接觸判斷更少，計算時間大大減少。支架釋放結果如圖 1f 所示，可見支架釋放成功，貼壁良好。
我們也通過物理模型對有限元仿真結果進行了驗證。利用 3D 打印機打印一個硅膠腦動脈瘤模型，然后由資深的神經介入醫生將 LVIS 支架植入硅膠模型中，如圖 2a 所示。再利用 Micro-CT 進行掃描并重建，就可以獲得植入后的 LVIS 支架的三維形態。利用有限元仿真將同樣規格的 LVIS 支架植入同一個腦動脈瘤的三維幾何模型中，如圖 2b 所示，獲得植入后的三維幾何形態。兩者的結果對比如圖 2c、d 所示，可以看到兩種方法獲得的釋放后的 LVIS 支架的形態非常相似，證明了有限元仿真的準確性。
圖2
LIVS 支架硅膠模型釋放結果和有限元仿真結果的比較
a. 3D 打印的腦動脈瘤硅膠模型中植入 LVIS 支架；b. LVIS 支架有限元虛擬植入后的結果；c. 硅膠模型中植入的 LVIS 支架利用 Micro-CT 掃描重建后的三維幾何形態；d. 有限元虛擬植入后 LVIS 的三維幾何形態
Figure2. Results comparison of the silicon model and the finite element simulationa. LVIS deployed to the silicon model from 3D print; b. LVIS deployed by finite element simulation; c: reconstructed LVIS from Mirco-CT scanning; d: deployed LVIS by finite element simulation
1.2 主動脈覆膜支架的有限元虛擬釋放方法
覆膜支架是由支架金屬絲和聚合物覆膜兩部分組成，絕大部分覆膜支架都是通過絲線縫合方式將覆膜與支架絲進行固定，因此覆膜支架的有限元釋放與編織型支架有較大的差別。本課題組也提出了一種利用有限元模擬實現將覆膜支架植入主動脈夾層真腔中的方法[25-26]。將一例 Stanford B 型主動脈夾層患者作為研究對象。本研究獲得了復旦大學附屬中山醫院倫理委員會批準。使用 CT 進行計算機斷層血管造影，獲得主動脈的斷層數據，掃描范圍上至主動脈弓分支血管，下至雙側股動脈。然后將 DICOM 標準格式的斷層數據導入醫學圖像處理軟件 Mimics 20.0 進行圖像分割。在分割過程中保留主動脈弓的 3 個主要分支動脈：無名動脈、左頸總動脈、左鎖骨下動脈，將腹主動脈的主要分支均舍棄。圖像分割之后利用逆向工程軟件 Geomagic Studio 2013（Geomagic，美國）進行三維重建，得到主動脈夾層的三維幾何模型，最后抽取 NURBS 曲面獲取精確曲面片分布，生成表面光滑的三維曲面模型，以 IGES 格式導出。由于降主動脈血管段沒有側枝，模擬結果發現在釋放過程中覆膜支架偏離血管中心線幅度值較大，且升主動脈封口處變形太過劇烈，覆膜支架形變過大，不符合臨床真實狀況。因此，在此基礎上，在血管中間部位添加長度為 10 mm 的側枝，并且在有限元模型中將側枝端部進行固定，模擬人體內側枝血管和肌肉等對主動脈的約束作用，從而使數值模擬結果更加穩定，也更加符合真實的情況，如圖 3a 所示。
圖3
利用有限元仿真將 Valiant 覆膜支架虛擬植入主動脈夾層的真腔中
a. 主動脈夾層的三維幾何模型；b. Valiant 覆膜支架實物照片；c. 覆膜支架有限元仿真植入過程；d. 植入后的結果
Figure3. Valiant implanted into the true lumen of the aortic dissection virtually by finite element simulationa. the 3D geometric model of one aortic dissection; b. photo of the real stent-graft Valiant; c. the implantation process of the stent-graft by finite element simulation; d: the final results of the virtual implantation
目前臨床上常用的覆膜支架包括 Medtronic 公司的 Valiant、Gore 公司的 cTAG、Cook 公司的 Zenith 以及上海微創的 Hercules 等產品，我們選擇 Valiant 進行仿真。Valiant 型胸主動脈覆膜支架預裝在 Captivia 輸送系統中，該輸送系統與導絲相兼容，通過股動脈或髂動脈入路導入血管腔內，經主動脈將支架推送至主動脈弓錨定區域。支架為自膨式覆膜支架，由聚酯移植物織品和鎳鈦記憶合金絲制成的彈簧支架環組成，如圖 3b 所示。Valiant 覆膜支架從上到下由頂部的八波峰裸支架環、十六波峰的細小鎳鈦合金環，中間主體的五波峰鎳鈦合金環，以及最下面的八波峰的鎳鈦合金環構成。所有的支架環由 CAD 軟件 Proe5.0 構建。最后在 ABAQUS/CAE 2017 中進行裝配，從而得到整個覆膜支架的幾何模型，覆膜支架長度 × 直徑為 172.5 mm × 33 mm。
利用有限元網格劃分軟件 Hypermesh13.0（Altair，美國）對胸主動脈夾層、覆膜支架及運輸工具等幾何模型進行網格劃分。主動脈夾層的三維幾何模型的網格單元類型為 S3R；覆膜支架釋放過程中需要使用輔助圓柱作為覆膜支架壓縮和彎曲支架的工具，輔助圓柱被定義為剛性面，有限元網格劃分采用 Surface 單元庫中的三維四節點減縮積分單元 SFM3D4R；支架金屬絲網格采用六面體單元，單元類型是 C3D8R；覆膜作為膜單元進行有限元網格劃分，單元類型為 M3D4R。
主動脈夾層的血管壁參考臨床解剖數據設置為各向同性，等厚度壁厚 1 mm，且采用線彈性本構關系。覆膜支架的金屬絲選用鎳鈦記憶合金，本研究中選擇 ABAQUS 2017 內置的鎳鈦合金作為支架金屬絲材料。將支架金屬絲部分設置為各向同性、均勻、不可壓縮的材質。Valiant 型覆膜支架附著的膜材料為滌綸（PET），將其定義為各向同性的殼體。材料參數參考相關文獻[27]，其各項材料參數見表 1。
表1
覆膜與主動脈壁的材料屬性
Table1.
Material properties of the graft and the aortic wall
臨床上覆膜支架植入血管時需將其壓握到配套的輸送鞘并運送至病變位置，然后將輸送鞘撤離，使支架憑借鎳鈦合金的超彈性恢復其原始尺寸，進而與血管壁發生相互作用，依靠其徑向力和頂端的金屬裸支架將其錨定在主動脈中[28]。覆膜支架釋放的過程分為 3 個步驟，如圖 3c 所示，分別為：
（1）壓握，即在壓握殼的外表面施加一個徑向力，將支架置入彎曲圓柱內，此過程是將支架緩慢壓握到彎曲圓柱內，為準靜態過程；
（2）彎曲，即將存放在彎曲圓柱內的覆膜支架送至患者血管病變位置，彎曲過程中彎曲圓柱隨彎曲引線的變形而變形，也是準靜態過程；
（3）釋放，即撤掉彎曲圓柱與覆膜支架的接觸，使覆膜支架依靠其材料特性自行膨脹并與血管壁相互作用，設置接觸屬性時，目標血管內表面和覆膜支架外表面定義為摩擦接觸，摩擦因數自定義為 0.2[29]，支架內表面與覆膜外表面為綁定，以保證在模擬過程中支架與覆膜之間不會發生相對移動[30]。
最終虛擬植入后的結果如圖 3d 所示。我們利用動物實驗對有限元仿真結果進行了驗證。動物實驗許可證號為 SYXK（滬）2016-0006。將一個專門設計的覆膜支架植入比格犬的主動脈中，通過血管造影獲得了植入后的影像，如圖 4 左圖所示。將同樣一個覆膜支架利用有限元模擬植入同一個比格犬的主動脈 CTA 模型中，結果如圖 4 右圖所示。比較動物實驗結果與有限元仿真結果，可以看到支架的形態非常相似，證實了有限元仿真結果的可靠性。
圖4
動物實驗（犬）造影結果（左圖）與有限元仿真結果（右圖）比較
Figure4.
Animal (dog) experiment angiography (left figure) and the finite element simulation (right figure)
2 支架虛擬植入在介入手術規劃中的應用
利用基于有限元仿真的血管支架虛擬植入平臺，可以進行各種心腦血管疾病介入治療的手術規劃。本課題組利用此仿真平臺對腦動脈瘤和主動脈夾層進行了相關問題的手術規劃，并進一步分析了介入治療后各種并發癥發生的生物力學機制，為進一步改善手術方案和優化支架設計提供依據。
2.1 編織型支架植入治療腦動脈瘤的有限元仿真在手術規劃中的應用
編織型支架又稱血流導向裝置，編織型支架的優點在于通過“推密”操作可以在一定程度上改變瘤頸口的金屬覆蓋率，從而更有效地栓塞動脈瘤。此外，編織型支架植入后有一定的趨直效應，能夠改變血管的曲率，從而改變動脈瘤內的血流動力學狀態，更有效地促進動脈瘤的栓塞。利用有限元仿真可以將編織型支架虛擬植入具有彈性壁的腦動脈瘤的載瘤動脈中，并且可以模擬“推密”操作，因此更有利于研究血流導向裝置的植入效果。圖 5 左圖顯示了支架釋放前后血管的形態和動脈瘤的位移云圖，可見支架的植入會對血管的形態帶來明顯的影響。此方法還可觀察支架釋放的整個過程中血管壁上和支架上的應力分布，可用于評價手術操作以及支架設計損傷血管的風險，優化支架的設計。圖 5 右圖所示為對支架進行“推密”操作時血管壁上的應力分布，圖中應力峰值所在為支架端部與血管壁的接觸點，可見對 LVIS 支架進行“推密”操作會使支架的端部給血管壁面帶來局部的應力集中而產生損傷血管的風險。
圖5
LVIS 支架植入的有限元分析
左圖：LVIS 支架植入后動脈瘤及血管形態與植入前動脈瘤及血管形態的對比，其中網格部分是植入前的形態；右圖：植入過程中進行推密操作時血管壁面應力分布
Figure5. Finite element analysis of LVIS stent implantationLeft: the shape of aneurysm-artery after LVIS stent implantation compared to the undeformed aneurysm-artery geometry (mesh part: before implantation); Right: the distribution of stress on the artery wall when the compress operation conducting
2.2 覆膜支架虛擬植入治療主動脈夾層在手術規劃中的應用
主動脈夾層的 TEVAR 治療有著顯著的優勢，但術后常伴隨有并發癥，例如新發破口、支架內漏、逆行性 A 型主動脈夾層等。特別是出現逆行性 A 型夾層會導致手術失敗，患者不得不進行主動脈弓置換。目前人們尚無預測 TEVAR 術后發生并發癥的有效方法，但是支架植入后局部應力集中導致新發破口被認為是最主要的原因。通過有限元仿真模擬 TEVAR 手術過程可以獲得術后患者血管壁中的應力和應變分布特點，可以用于評估術后出現新發破口或者內漏的風險。TEVAR 的臨床操作過程是：將預先包束在鞘管的支架經患者股動脈或髂動脈入路血管，推送至主動脈弓錨定區，準確定位后，啟動釋放裝置釋放支架。我們利用有限元分析軟件準確還原了支架的壓握、彎曲以及釋放過程，最終支架在預定錨定區精確釋放，并覆蓋原發破口，且支架形態良好，這表明有限元方法模擬 TEAVR 手術過程的技術可行性較高，可為術前手術規劃提供幫助。另外，在選擇覆膜支架規格時為了強化錨定效果、減少內漏，一般在選擇覆膜支架時尺寸會根據主動脈的直徑進行一定程度的放大。但是，當覆膜支架直徑大于主動脈直徑時，血管壁受到的支架作用力就會增加，可能引起新的破口。我們對覆膜支架進行 0、3%、6%、9%、12% 和 15% 的徑向尺寸放大處理，并在主動脈夾層真腔中釋放。實驗結果發現，當覆膜支架處于穩定狀態時，血管壁上的最大應力點分布在與裸支架及第一節細小鎳鈦合金環接觸處，在此區域附近的血管應力值也較大，如圖 6 所示。支架植入后主動脈壁局部會受到較大應力的長期作用，而過大的應力很容易戳破血管，造成血管新發破口，這與臨床上血管新發破口的位置相符合[31]。這一研究表明有限元方法模擬 TEAVR 手術過程的技術可行性較高，可為術前手術規劃提供幫助。
圖6
覆膜支架釋放后主動脈上米塞斯應力分布的云圖
覆膜支架放大率分別是 0、3%、6%、9%、12% 和 15%
Figure6. The contours of von Mises stress in the aortic wall after stent grafts implantation with different oversize ratiosthe oversize ratios are 0, 3%, 6%, 9%, 12% and 15%, respectively
3 總結與展望
血管支架虛擬植入在出血型腦血管疾病介入手術規劃中有著非常重要的作用。不管是用于治療腦動脈瘤的編織型血流導向裝置還是用于治療主動脈夾層的覆膜支架，通過有限元仿真可以模擬支架植入的整個過程，可以獲得支架植入后血管壁發生的形變，同時還能獲得血管壁所受的應力的分布。這些參數可以用于定性或者定量評估支架的性能，以及評估出現并發癥的風險。此外，通過有限元仿真獲得的植入后的支架和血管壁的三維幾何模型，還可以用于支架植入后血流動力學的仿真，從而進一步從血流動力學角度評價其效果。因此，血管支架的有限元虛擬植入為心腦血管疾病的介入手術規劃提供了一個成本低廉、結果準確且具有較高效率的方法，使臨床上實施介入手術規劃成為了可能。
但是，目前我們課題組的血管支架的有限元仿真仍然存在很多不足之處，需要在將來的研究中進一步改進和完善。具體包括支架的虛擬植入中并沒有考慮脈動血流的影響，而實際上支架植入時存在血管壁-脈動血流-支架之間的耦合作用，三者耦合作用是引起破裂、內漏等并發癥的重要原因。目前血管壁-脈動血流間的流固耦合、血管壁-支架間的固固耦合都已經有很多有限元仿真研究，但是尚缺乏三者耦合作用的研究。血管壁的有限元建模和仿真中都是直接將利用 CTA 等醫學影像數據獲得的血管三維幾何模型當作無應力狀態，而實際上血管內本身就存在較大的應力，如何通過醫學影像等數據重建血管壁的無應力狀態，也是目前心血管生物力學研究的難點。另外，目前我們的研究中，一般是將血管壁假設為均勻厚度、各向同性的線彈性材料，而實際的血管壁是厚度非均勻的、各向異性的粘彈性材料，因此我們的研究在血管壁的材料屬性方面還有很大的改進空間。我們在利用有限元仿真實現編織型支架和覆膜支架的虛擬釋放時，整體的計算量都非常大，在戴爾工作站（CPU Xeon E5-2620，RAM 32 GB）上的計算時間都要達到 4 個小時以上，因此如果想將此方法應用于臨床手術規劃，如何提高其計算效率也是需要我們深入研究的。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
引言
出血型心腦血管疾病包括腦動脈瘤、腦動靜脈畸形、主動脈瘤、主動脈夾層等。出血型心腦血管疾病都存在破裂出血的風險，嚴重威脅著人類健康[1]。隨著醫學影像技術、治療技術和治療器械的快速發展，介入治療已經成為出血型心腦血管疾病最重要的治療手段之一[1]。介入治療具有創傷小、治療效果顯著、并發癥少等優點，在出血型心腦血管疾病的治療中取得了巨大的成功[2-3]。
腦動脈瘤的介入栓塞治療即通過介入方式植入栓塞材料如彈簧圈、血流導向裝置等以減小動脈瘤囊內的血流速度，促進囊內血栓的形成，從而實現動脈瘤的治療[2]。盡管腦動脈瘤的介入栓塞在臨床上已經取得了非常好的治療效果，但是存在一定的復發風險，具體表現為動脈瘤再生長或再出血[3-4]，栓塞不完全和動脈瘤頸部較寬是復發的重要風險因素[5]；采用網孔較密的血流導向裝置可以提高動脈瘤栓塞效果，但由于囊狀動脈瘤常出現在動脈分叉處，過密的網孔又有可能會阻塞側枝血管，引發腦梗[6]。因此，如何優化手術方案，提高動脈瘤栓塞成功率，降低復發率，以及尋找到能夠平衡或兼顧動脈瘤栓塞效果和側枝血管供血的支架網孔密度，是臨床上亟待解決的問題，也是腦動脈瘤介入器械研究的重點。
胸主動脈腔內修復術（thoracic endovascular aortic repair，TEVAR）是主動脈夾層治療的重要手段。它是通過覆蓋主動脈夾層近心端破口，即封堵夾層內膜破裂口，防止血液繼續流向假腔，擴張主動脈真腔，從而起到恢復真腔血供、促使假腔血栓化以及主動脈重塑的作用[7]，已經成為治療急性復雜性 Standford B 型主動脈夾層的主要方式[8]。然而覆膜支架在植入使用過程中也常出現一些問題，如支架未能完全釋放或是支架強行撐開血管，撕裂劃傷血管壁出現新發破口；支架彎曲變形使覆膜褶皺無法完全貼附血管壁，或者因過度褶皺產生裂縫而形成內漏等[9-10]。
無論是腦動脈瘤介入栓塞后出現破裂或者復發，還是主動脈夾層 TEVAR 治療后出現內漏和新發破口，都與血管壁、血流以及植介入器械之間相互作用后血管壁所處的力學環境如應力、應變等密切相關[11]。有學者利用體外物理模型實驗和動物實驗對相關問題進行了研究，但是存在實驗周期長、成本高、各種力學參數測量困難等問題。隨著數值建模和仿真技術的快速發展，基于有限元方法的數值仿真為解決這些問題的研究提供了新的可能。有限元虛擬仿真可以準確獲得支架植入后血管壁的應力和應變等參數，可以定量研究力學環境的變化與相關并發癥之間的關系，從而為介入手術的術前規劃和進一步優化治療方案提供依據。
1 材料和方法
將血管支架植入人體之前進行模擬手術可以更好地了解其效果以及評估可能的并發癥，減少手術中的風險。血管支架虛擬植入的方法可以分為兩種，一種是基于計算機圖形學的快速虛擬植入方法，另外一種是基于有限元仿真的虛擬植入方法。基于計算機圖形學的快速虛擬植入方法包括基于單純性網格的方法和基于彈簧理論的方法，這一類方法具有方法簡便、計算快速等優點，但是無法獲得植入支架后的血管壁和支架上的應力和應變等參數，而且也很難模擬血管壁的變形等情況[12-13]。而有限元方法可以在仿真中考慮血管壁和支架的相互作用，既可以模擬整個植入過程，也可以獲得各種力學參數。本課題組對編織型腦血管支架和主動脈覆膜支架的有限元虛擬植入進行了較為深入的研究，建立了血管支架虛擬植入的數值仿真平臺，利用該仿真平臺可以模擬支架植入的整個過程，獲得血管壁在整個過程中的應力和變形等參數，定量比較不同植入方式的差別，使腦動脈瘤和主動脈夾層等出血型心腦血管疾病的介入手術規劃成為可能。
1.1 編織型腦血管支架的有限元虛擬釋放方法
編織型支架常用超彈性的鎳鈦合金絲制成，絲與絲之間可以產生一定的滑移，相對于光刻型支架約束較少，具有非常好的柔順性。編織型支架在被壓握到微導管中時，結構剛度比較低，也更容易通過彎曲程度較高的血管到達動脈瘤位置。優異的性能使得編織型支架占據了腦動脈瘤輔助栓塞支架接近一半的市場份額，常用的編織型支架有 LVIS 和 LVIS Jr.（MicroVention，美國）、Leo+和 Leo+ Baby（Balt，法國）等。通過采用更細的絲材實現更高的網孔密度，達到血流導向的目的，現已投入臨床應用的三款血流導向裝置——Tubridge（MicroPort，中國）、Pipeline（Medtronic，美國）和 Silk（Balt，法國）均為編織結構，且在臨床應用中獲得了不錯的治療效果[14-16]。
編織型支架的快速虛擬釋放方法可以得到釋放后的支架形態，但這種方法仍存較大的局限性。一方面，快速虛擬釋放方法通常將血管壁視為剛性壁，而在臨床使用中觀察到，支架的植入會使血管的形態尤其是血管的曲率發生一定的改變[15]。另一方面，不同于壓握后長度無明顯增加的光刻型支架，編織型支架直徑縮小時，支架絲的旋進角度（指支架絲切向與支架軸線的夾角）變小，壓握后的支架長度會明顯增加。例如，初始旋進角為 60° 的編織型支架被壓握至微導管內徑，壓握后長度接近初始長度的 2 倍，而在釋放到目標血管中后，長度又會回縮到接近原始長度。編織型支架釋放時明顯的短縮現象，給醫生的操作和有限元模擬都帶來了一定的難度。但這種特性也使得醫生可以通過“推密”操作——在推出一部分支架后通過微導管和導絲的配合在軸向上對支架進行壓縮——來提高支架在瘤頸口的網孔密度和金屬覆蓋率，促進動脈瘤內部栓塞的形成。現有的虛擬快速釋放方法無法復現編織型支架釋放時的短縮和“推密”操作，因而其結果可能與真實手術中的支架形態和血管形態存在較大的偏差。而有限元方法可以同時考慮支架和血管的力學行為以及支架與血管的接觸，從而有效解決上述問題。
編織型支架的特殊結構，為其帶來優異的柔順性、易輸送性的同時，其短縮效應和可“推密”的特點，也為手術釋放和有限元模擬其過程增加了很多難度，常規的光刻型支架在患者特異性血管中釋放過程的有限元模擬流程，并不適用于編織型支架的模擬。因而，目前對于編織支架的有限元模擬，大多在討論編織方式、絲徑、材料屬性、尺寸對于支架的柔順性、彎曲后形態、屈曲失穩等力學行為的討論[17-19]。Fu 等[20]用有限元模擬了編織型血流導向裝置在帶動脈瘤的直血管的釋放過程。Meng Hui 團隊[21-23]對于編織支架在真實血管中釋放過程的有限元模擬開展了一系列研究，將編織型血流導向裝置植入到三維（three-dimensional，3D）打印的患者血管-動脈瘤模型中，再利用有限元方法對實驗的植入過程進行了還原，獲得了接近實驗結果的模擬釋放結果[22-23]。在其有限元模擬中，血管被假設為剛性壁，這與該實驗中采用的 3D 打印血管結構一致，血流導向支架用梁單元近似，微導管采用殼單元模擬，保證了對支架和微導管的結構和力學行為的近似程度，避免了大量采用實體單元帶來的高計算成本。但由于其模擬過程中的邊界條件依賴于對體外實驗操作過程的記錄，該模擬方法難以用于手術規劃。
本課題組開發了一種基于有限元方法的編織型支架在具有患者特異性的血管中的虛擬釋放方法[24]。觀察編織支架真實手術釋放過程的錄像，發現支架被推出微導管后，微導管開口基本處于血管中心線附近，基于這一發現，有限元模擬采取了釋放過程中微導管中心線與血管中心線保持一致的假設。以下以一款 LVIS 支架在帶瘤的前交通動脈中的釋放過程為例進行解釋。首先從復旦大學附屬華山醫院獲得一例腦動脈瘤患者術前行計算機斷層成像血管造影（computed tomography angiography，CTA）的影像數據，使用 Mimics 20.0（Materialise，Leuven，比利時）進行 3D 重建得到三維幾何模型，同時提取其中心線。血管壁的壁厚取 0.3 mm，采用殼單元進行網格劃分。本研究經復旦大學附屬華山醫院倫理委員會批準。血管壁為均勻、各向同性的線彈性材料，楊氏模量為 1 MPa，泊松比為 0.49[23]。支架模型基于患者真實手術中采用的 4.5 mm*12 mm LVIS 支架（MicroVention—Terumo，Tustin，美國），利用 pyFormex 進行繪制并生成 inp 文件，導入到 ABAQUS/CAE 2017（SIMULIA，Province，美國）中賦予材料屬性，材料參數為常用的鎳鈦合金材料參數，網格單元類型為 B31 單元。壓握管和輸送管（即微導管）在 ABAQUS/CAE 2017 中繪制，網格類型為四邊形殼單元。各部件初始裝配位置如圖 1a 所示，釋放過程利用 ABAQUS/Explicit 2017 進行仿真。
圖1
支架植入過程的有限元仿真
a 到 f 是有限元仿真植入 LVIS 支架過程的每個階段
Figure1. The whole process of the braided stent to deploy by finite element simulationa to f represent each stage of the whole process
有限元仿真過程模擬了真實的 LVIS 支架的釋放過程，分為三個階段：
（1）壓握階段：壓握管徑向收縮，將無應力狀態的編織型支架壓握到外徑稍小于微導管的內徑，如圖 1b 所示。
（2）輸送階段：解除支架與壓握管之間的接觸，讓支架擴張與微導管內壁接觸。而后控制微導管帶著支架沿血管中心線向遠心端運動，到達釋放位置，如圖 1c 所示。
（3）釋放階段：回撤微導管，同時配合推送裝置，將支架向外推出，支架絲與血管接觸，當支架釋放到動脈瘤瘤頸位置時，將微導管和推送桿同時向遠心端推送，實現對支架的“推密”操作，最后繼續回撤微導管，使支架完全釋放到血管中，如圖 1d-f 所示。
在釋放過程中，使用施加在微導管各節點上的位移約束控制微導管的輸送與回撤，無需考慮微導管自身的力學行為，因而可以用較少的單元進行劃分。相較于 Meng Hui 團隊[22]中 8 000 個單元的微導管，本課題組的模擬將微導管的單元數量降低到 320 個，計算過程中微導管單元與支架單元的接觸判斷更少，計算時間大大減少。支架釋放結果如圖 1f 所示，可見支架釋放成功，貼壁良好。
我們也通過物理模型對有限元仿真結果進行了驗證。利用 3D 打印機打印一個硅膠腦動脈瘤模型，然后由資深的神經介入醫生將 LVIS 支架植入硅膠模型中，如圖 2a 所示。再利用 Micro-CT 進行掃描并重建，就可以獲得植入后的 LVIS 支架的三維形態。利用有限元仿真將同樣規格的 LVIS 支架植入同一個腦動脈瘤的三維幾何模型中，如圖 2b 所示，獲得植入后的三維幾何形態。兩者的結果對比如圖 2c、d 所示，可以看到兩種方法獲得的釋放后的 LVIS 支架的形態非常相似，證明了有限元仿真的準確性。
圖2
LIVS 支架硅膠模型釋放結果和有限元仿真結果的比較
a. 3D 打印的腦動脈瘤硅膠模型中植入 LVIS 支架；b. LVIS 支架有限元虛擬植入后的結果；c. 硅膠模型中植入的 LVIS 支架利用 Micro-CT 掃描重建后的三維幾何形態；d. 有限元虛擬植入后 LVIS 的三維幾何形態
Figure2. Results comparison of the silicon model and the finite element simulationa. LVIS deployed to the silicon model from 3D print; b. LVIS deployed by finite element simulation; c: reconstructed LVIS from Mirco-CT scanning; d: deployed LVIS by finite element simulation
1.2 主動脈覆膜支架的有限元虛擬釋放方法
覆膜支架是由支架金屬絲和聚合物覆膜兩部分組成，絕大部分覆膜支架都是通過絲線縫合方式將覆膜與支架絲進行固定，因此覆膜支架的有限元釋放與編織型支架有較大的差別。本課題組也提出了一種利用有限元模擬實現將覆膜支架植入主動脈夾層真腔中的方法[25-26]。將一例 Stanford B 型主動脈夾層患者作為研究對象。本研究獲得了復旦大學附屬中山醫院倫理委員會批準。使用 CT 進行計算機斷層血管造影，獲得主動脈的斷層數據，掃描范圍上至主動脈弓分支血管，下至雙側股動脈。然后將 DICOM 標準格式的斷層數據導入醫學圖像處理軟件 Mimics 20.0 進行圖像分割。在分割過程中保留主動脈弓的 3 個主要分支動脈：無名動脈、左頸總動脈、左鎖骨下動脈，將腹主動脈的主要分支均舍棄。圖像分割之后利用逆向工程軟件 Geomagic Studio 2013（Geomagic，美國）進行三維重建，得到主動脈夾層的三維幾何模型，最后抽取 NURBS 曲面獲取精確曲面片分布，生成表面光滑的三維曲面模型，以 IGES 格式導出。由于降主動脈血管段沒有側枝，模擬結果發現在釋放過程中覆膜支架偏離血管中心線幅度值較大，且升主動脈封口處變形太過劇烈，覆膜支架形變過大，不符合臨床真實狀況。因此，在此基礎上，在血管中間部位添加長度為 10 mm 的側枝，并且在有限元模型中將側枝端部進行固定，模擬人體內側枝血管和肌肉等對主動脈的約束作用，從而使數值模擬結果更加穩定，也更加符合真實的情況，如圖 3a 所示。
圖3
利用有限元仿真將 Valiant 覆膜支架虛擬植入主動脈夾層的真腔中
a. 主動脈夾層的三維幾何模型；b. Valiant 覆膜支架實物照片；c. 覆膜支架有限元仿真植入過程；d. 植入后的結果
Figure3. Valiant implanted into the true lumen of the aortic dissection virtually by finite element simulationa. the 3D geometric model of one aortic dissection; b. photo of the real stent-graft Valiant; c. the implantation process of the stent-graft by finite element simulation; d: the final results of the virtual implantation
目前臨床上常用的覆膜支架包括 Medtronic 公司的 Valiant、Gore 公司的 cTAG、Cook 公司的 Zenith 以及上海微創的 Hercules 等產品，我們選擇 Valiant 進行仿真。Valiant 型胸主動脈覆膜支架預裝在 Captivia 輸送系統中，該輸送系統與導絲相兼容，通過股動脈或髂動脈入路導入血管腔內，經主動脈將支架推送至主動脈弓錨定區域。支架為自膨式覆膜支架，由聚酯移植物織品和鎳鈦記憶合金絲制成的彈簧支架環組成，如圖 3b 所示。Valiant 覆膜支架從上到下由頂部的八波峰裸支架環、十六波峰的細小鎳鈦合金環，中間主體的五波峰鎳鈦合金環，以及最下面的八波峰的鎳鈦合金環構成。所有的支架環由 CAD 軟件 Proe5.0 構建。最后在 ABAQUS/CAE 2017 中進行裝配，從而得到整個覆膜支架的幾何模型，覆膜支架長度 × 直徑為 172.5 mm × 33 mm。
利用有限元網格劃分軟件 Hypermesh13.0（Altair，美國）對胸主動脈夾層、覆膜支架及運輸工具等幾何模型進行網格劃分。主動脈夾層的三維幾何模型的網格單元類型為 S3R；覆膜支架釋放過程中需要使用輔助圓柱作為覆膜支架壓縮和彎曲支架的工具，輔助圓柱被定義為剛性面，有限元網格劃分采用 Surface 單元庫中的三維四節點減縮積分單元 SFM3D4R；支架金屬絲網格采用六面體單元，單元類型是 C3D8R；覆膜作為膜單元進行有限元網格劃分，單元類型為 M3D4R。
主動脈夾層的血管壁參考臨床解剖數據設置為各向同性，等厚度壁厚 1 mm，且采用線彈性本構關系。覆膜支架的金屬絲選用鎳鈦記憶合金，本研究中選擇 ABAQUS 2017 內置的鎳鈦合金作為支架金屬絲材料。將支架金屬絲部分設置為各向同性、均勻、不可壓縮的材質。Valiant 型覆膜支架附著的膜材料為滌綸（PET），將其定義為各向同性的殼體。材料參數參考相關文獻[27]，其各項材料參數見表 1。
表1
覆膜與主動脈壁的材料屬性
Table1.
Material properties of the graft and the aortic wall
臨床上覆膜支架植入血管時需將其壓握到配套的輸送鞘并運送至病變位置，然后將輸送鞘撤離，使支架憑借鎳鈦合金的超彈性恢復其原始尺寸，進而與血管壁發生相互作用，依靠其徑向力和頂端的金屬裸支架將其錨定在主動脈中[28]。覆膜支架釋放的過程分為 3 個步驟，如圖 3c 所示，分別為：
（1）壓握，即在壓握殼的外表面施加一個徑向力，將支架置入彎曲圓柱內，此過程是將支架緩慢壓握到彎曲圓柱內，為準靜態過程；
（2）彎曲，即將存放在彎曲圓柱內的覆膜支架送至患者血管病變位置，彎曲過程中彎曲圓柱隨彎曲引線的變形而變形，也是準靜態過程；
（3）釋放，即撤掉彎曲圓柱與覆膜支架的接觸，使覆膜支架依靠其材料特性自行膨脹并與血管壁相互作用，設置接觸屬性時，目標血管內表面和覆膜支架外表面定義為摩擦接觸，摩擦因數自定義為 0.2[29]，支架內表面與覆膜外表面為綁定，以保證在模擬過程中支架與覆膜之間不會發生相對移動[30]。
最終虛擬植入后的結果如圖 3d 所示。我們利用動物實驗對有限元仿真結果進行了驗證。動物實驗許可證號為 SYXK（滬）2016-0006。將一個專門設計的覆膜支架植入比格犬的主動脈中，通過血管造影獲得了植入后的影像，如圖 4 左圖所示。將同樣一個覆膜支架利用有限元模擬植入同一個比格犬的主動脈 CTA 模型中，結果如圖 4 右圖所示。比較動物實驗結果與有限元仿真結果，可以看到支架的形態非常相似，證實了有限元仿真結果的可靠性。
圖4
動物實驗（犬）造影結果（左圖）與有限元仿真結果（右圖）比較
Figure4.
Animal (dog) experiment angiography (left figure) and the finite element simulation (right figure)
2 支架虛擬植入在介入手術規劃中的應用
利用基于有限元仿真的血管支架虛擬植入平臺，可以進行各種心腦血管疾病介入治療的手術規劃。本課題組利用此仿真平臺對腦動脈瘤和主動脈夾層進行了相關問題的手術規劃，并進一步分析了介入治療后各種并發癥發生的生物力學機制，為進一步改善手術方案和優化支架設計提供依據。
2.1 編織型支架植入治療腦動脈瘤的有限元仿真在手術規劃中的應用
編織型支架又稱血流導向裝置，編織型支架的優點在于通過“推密”操作可以在一定程度上改變瘤頸口的金屬覆蓋率，從而更有效地栓塞動脈瘤。此外，編織型支架植入后有一定的趨直效應，能夠改變血管的曲率，從而改變動脈瘤內的血流動力學狀態，更有效地促進動脈瘤的栓塞。利用有限元仿真可以將編織型支架虛擬植入具有彈性壁的腦動脈瘤的載瘤動脈中，并且可以模擬“推密”操作，因此更有利于研究血流導向裝置的植入效果。圖 5 左圖顯示了支架釋放前后血管的形態和動脈瘤的位移云圖，可見支架的植入會對血管的形態帶來明顯的影響。此方法還可觀察支架釋放的整個過程中血管壁上和支架上的應力分布，可用于評價手術操作以及支架設計損傷血管的風險，優化支架的設計。圖 5 右圖所示為對支架進行“推密”操作時血管壁上的應力分布，圖中應力峰值所在為支架端部與血管壁的接觸點，可見對 LVIS 支架進行“推密”操作會使支架的端部給血管壁面帶來局部的應力集中而產生損傷血管的風險。
圖5
LVIS 支架植入的有限元分析
左圖：LVIS 支架植入后動脈瘤及血管形態與植入前動脈瘤及血管形態的對比，其中網格部分是植入前的形態；右圖：植入過程中進行推密操作時血管壁面應力分布
Figure5. Finite element analysis of LVIS stent implantationLeft: the shape of aneurysm-artery after LVIS stent implantation compared to the undeformed aneurysm-artery geometry (mesh part: before implantation); Right: the distribution of stress on the artery wall when the compress operation conducting
2.2 覆膜支架虛擬植入治療主動脈夾層在手術規劃中的應用
主動脈夾層的 TEVAR 治療有著顯著的優勢，但術后常伴隨有并發癥，例如新發破口、支架內漏、逆行性 A 型主動脈夾層等。特別是出現逆行性 A 型夾層會導致手術失敗，患者不得不進行主動脈弓置換。目前人們尚無預測 TEVAR 術后發生并發癥的有效方法，但是支架植入后局部應力集中導致新發破口被認為是最主要的原因。通過有限元仿真模擬 TEVAR 手術過程可以獲得術后患者血管壁中的應力和應變分布特點，可以用于評估術后出現新發破口或者內漏的風險。TEVAR 的臨床操作過程是：將預先包束在鞘管的支架經患者股動脈或髂動脈入路血管，推送至主動脈弓錨定區，準確定位后，啟動釋放裝置釋放支架。我們利用有限元分析軟件準確還原了支架的壓握、彎曲以及釋放過程，最終支架在預定錨定區精確釋放，并覆蓋原發破口，且支架形態良好，這表明有限元方法模擬 TEAVR 手術過程的技術可行性較高，可為術前手術規劃提供幫助。另外，在選擇覆膜支架規格時為了強化錨定效果、減少內漏，一般在選擇覆膜支架時尺寸會根據主動脈的直徑進行一定程度的放大。但是，當覆膜支架直徑大于主動脈直徑時，血管壁受到的支架作用力就會增加，可能引起新的破口。我們對覆膜支架進行 0、3%、6%、9%、12% 和 15% 的徑向尺寸放大處理，并在主動脈夾層真腔中釋放。實驗結果發現，當覆膜支架處于穩定狀態時，血管壁上的最大應力點分布在與裸支架及第一節細小鎳鈦合金環接觸處，在此區域附近的血管應力值也較大，如圖 6 所示。支架植入后主動脈壁局部會受到較大應力的長期作用，而過大的應力很容易戳破血管，造成血管新發破口，這與臨床上血管新發破口的位置相符合[31]。這一研究表明有限元方法模擬 TEAVR 手術過程的技術可行性較高，可為術前手術規劃提供幫助。
圖6
覆膜支架釋放后主動脈上米塞斯應力分布的云圖
覆膜支架放大率分別是 0、3%、6%、9%、12% 和 15%
Figure6. The contours of von Mises stress in the aortic wall after stent grafts implantation with different oversize ratiosthe oversize ratios are 0, 3%, 6%, 9%, 12% and 15%, respectively
3 總結與展望
血管支架虛擬植入在出血型腦血管疾病介入手術規劃中有著非常重要的作用。不管是用于治療腦動脈瘤的編織型血流導向裝置還是用于治療主動脈夾層的覆膜支架，通過有限元仿真可以模擬支架植入的整個過程，可以獲得支架植入后血管壁發生的形變，同時還能獲得血管壁所受的應力的分布。這些參數可以用于定性或者定量評估支架的性能，以及評估出現并發癥的風險。此外，通過有限元仿真獲得的植入后的支架和血管壁的三維幾何模型，還可以用于支架植入后血流動力學的仿真，從而進一步從血流動力學角度評價其效果。因此，血管支架的有限元虛擬植入為心腦血管疾病的介入手術規劃提供了一個成本低廉、結果準確且具有較高效率的方法，使臨床上實施介入手術規劃成為了可能。
但是，目前我們課題組的血管支架的有限元仿真仍然存在很多不足之處，需要在將來的研究中進一步改進和完善。具體包括支架的虛擬植入中并沒有考慮脈動血流的影響，而實際上支架植入時存在血管壁-脈動血流-支架之間的耦合作用，三者耦合作用是引起破裂、內漏等并發癥的重要原因。目前血管壁-脈動血流間的流固耦合、血管壁-支架間的固固耦合都已經有很多有限元仿真研究，但是尚缺乏三者耦合作用的研究。血管壁的有限元建模和仿真中都是直接將利用 CTA 等醫學影像數據獲得的血管三維幾何模型當作無應力狀態，而實際上血管內本身就存在較大的應力，如何通過醫學影像等數據重建血管壁的無應力狀態，也是目前心血管生物力學研究的難點。另外，目前我們的研究中，一般是將血管壁假設為均勻厚度、各向同性的線彈性材料，而實際的血管壁是厚度非均勻的、各向異性的粘彈性材料，因此我們的研究在血管壁的材料屬性方面還有很大的改進空間。我們在利用有限元仿真實現編織型支架和覆膜支架的虛擬釋放時，整體的計算量都非常大，在戴爾工作站（CPU Xeon E5-2620，RAM 32 GB）上的計算時間都要達到 4 個小時以上，因此如果想將此方法應用于臨床手術規劃，如何提高其計算效率也是需要我們深入研究的。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
