本文旨在通過對比腹主動脈瘤患者腔內修復術后支架發生的實際位移和計算流體力學（CFD）計算得到的支架所受位移力，探討位移力是否可以準確表征患者支架所發生的位移，并進一步探究交叉腿技術與平行腿技術對于支架移位的影響。基于此，本文納入四川大學華西醫院被施行腹主動脈瘤腔內修復手術患者，使用交叉腿與平行腿技術各10例。基于患者計算機斷層掃描血管造影建模，測量支架術后實際位移，并通過CFD計算支架所受血液對其作用力（位移力），最后利用位移力矢量與位移矢量之間的夾角余弦值（
）分析位移與位移力的匹配度。結果顯示交叉腿和平行腿支架所受位移力分別為（2.67 ± 2.14）N和（1.36 ± 0.48）N。交叉腿和平行腿支架的重心位移分別為（4.43 ± 2.81）mm和（6.39 ± 2.62）mm；支架相對血管位移分別為（0.88 ± 0.67）mm和（1.11 ± 0.71）mm；血管位移分別為（3.55 ± 2.88）mm和（5.28 ± 2.52）mm。交叉腿和平行腿支架
均值分別為0.02 ± 0.66和? 0.10 ± 0.73。本研究表明支架所受到的位移力不能準確表征腹主動脈瘤腔內修復術后支架所發生的位移，此外，相較于平行腿技術，交叉腿技術或許更加安全穩定。
引用本文： 岳鍵金, 趙一鳴, 王家嶸, 樊瑜波, 鄭庭輝. 腹主動脈瘤腔內修復術后行交叉腿與平行腿技術的支架位移和位移力對照分析. 生物醫學工程學雜志, 2022, 39(4): 645-650. doi: 10.7507/1001-5515.202107038 復制
引言
腹主動脈瘤（abdominal aortic aneurysm，AAA）為腹部主動脈局部瘤樣擴張至原有直徑的1.5倍以上，是一種常見的嚴重危害患者生命的血管外科疾病[1-3]。隨著生物醫療技術的不斷進步、腔內治療新器材的不斷涌現，腹主動脈瘤腔內覆膜支架修復術（endovascular aortic aneurysm repair，EVAR）憑借其微創、患者痛苦小以及平均恢復時間短等優點，逐步取代傳統開腹手術并在全世界范圍內廣泛應用[4-5]。傳統的EVAR手術要求患者的瘤頸角度不能過大，2002年交叉腿技術（即通過改變左右髂動脈的方向以使其順應動脈瘤的走向）的出現則克服了這一局限性，這一方法在瘤頸角度較大的患者中被廣泛應用[6-7]。
EVAR術中每個患者不同的個性化支架選擇、手術方式以及支架構型都會影響到術后的血流動力學環境，而覆膜支架在血流動力學環境的影響下有可能發生支架位移[8]。支架位移往往伴隨著內漏的發生，也會引起支架斷裂、脫落等問題，嚴重者會引起術后AAA再擴張甚至破裂的風險[9-10]。交叉腿技術的應用相較于平行腿技術會帶來形態學與血流動力學環境的改變[11]，進而引發支架受力變化，支架位移的大小與方向也會有所改變。由于支架植入后的位移主要由支架所受的位移力決定，因此人們常通過計算血流對支架的作用力，即所謂的支架位移力來表征支架植入后發生位移的可能性。如Georgakarakos等[12]通過計算流體力學（computational fluid dynamics，CFD）比較了一例交叉腿構型與一例平行腿構型的血流動力學環境，結論是交叉腿構型會影響位移力的方向，但不會影響位移力的大小。而之后Stefanov等[13]通過CFD比較了交叉腿構型與平行腿構型各四例的血流動力學環境，認為交叉腿構型會降低支架位移力的大小。同時，有研究表明采取交叉腿技術的支架位置與角度也會影響位移力的大小，小交叉角度與低交叉位置被視為更加優質的血流動力學環境[14]。值得注意的是，這些研究均是通過CFD計算位移力，利用位移力來表征支架可能產生的位移（支架發生相對于血管的移位）。然而支架是否發生移位不僅與其受到的血液對它的作用力即位移力相關，還與它受到的約束力密切相關。因此，直接利用位移力是否能夠準確表征支架所發生的位移可能還需進一步驗證，而交叉腿支架是否與平行腿支架一樣安全穩定還需進一步探討。
綜上所述，本研究正是在之前的研究基礎之上，先從血流動力學的角度利用CFD計算患者真實模型支架所受到的位移力，再從形態學的角度三維測量患者真實模型支架的實際位移，包括支架相對于血管的位移，從而分析支架所受到的位移力與腔內修復術后支架所發生實際位移之間的匹配度，并探究應用交叉腿構型的穩定性。
1 材料與方法
1.1 患者模型重建
本研究納入2012年至2019年四川大學華西醫院被確診為腎下腹主動脈瘤并施行EVAR手術患者，使用交叉腿技術與平行腿技術各10例。納入標準為：在四川大學華西醫院被確診為腎下腹主動脈瘤并施行EVAR采用交叉腿技術或平行腿技術的患者，每位患者均在術后有兩次及以上的隨訪計算機斷層掃描血管造影（computed tomography angiography，CTA）影像資料，其中交叉腿技術主要應用于支架腿支方向與瘤頸走行不相順應的患者；排除標準為：有其他明顯血管疾病。本文所納入患者的臨床基線數據如表1所示。
表1
納入患者的臨床數據
Table1.
Clinical data of included patients
1.2 血流動力學模擬
利用商業軟件MIMICS對20例患者的兩次術后隨訪CTA圖像進行三維重建。將MIMICS處理好的模型導入生成計算網格的軟件ANSYS ICEM中進行體網格的生成，通過修改網格密度等參數來得到既滿足計算精度與穩定性又保證合理計算開銷的計算網格。將ANSYS ICEM生成的mesh文件再導入ANSYS FLUENT 19.2進行CFD仿真。
根據先前研究報道[12-13,15]，在本研究中對血液的物理性質做出如下合理假設：① 血液視為不可壓縮的黏性流體；② 血管壁被視為剛性壁；③ 血液的密度和黏度視為常數，血液的密度為1 050 kg/m3，血液的黏度為3.5 × 10?3 kg/m·s。本研究使用的FLUENT軟件依靠求解Navier-Strokes方程組來進行仿真數值計算。在非定常流的模擬中，入口設定為速度入口，大小為一個心動周期內的平均速度0.2 m/s。視各個模型支架內的血流均為層流流動，血管壁均假定為無滑移邊界條件，模型有一個入口（Inlet），采用速度波形，有兩個出口，分別為左髂支動脈（Outlet1）和右髂支動脈（Outlet2），均采用壓力波形。
1.3 形態學參數提取
基于以上重建模型，我們測量了支架的形態學參數。利用3-MATIC將兩次隨訪的模型進行重合，利用脊椎進行定位，測得支架的重心位移。支架相對血管位移是指以最低腎動脈下沿中心線為錨定，測量支架覆膜段近端與其之間的距離。血管位移指重心位移與支架相對血管位移之間的差值。血管拉長值指第二次隨訪血管的長度減去第一次隨訪血管的長度。α角定義為腎上腹主動脈與腎下瘤頸的成角，β角定義為腎下瘤頸與瘤體的成角[16]。位移力F指血流對支架總的沖擊力，可以通過矢量分解為兩個方向的力，血流對于軸向的沖擊力定義為Fv，對徑向的沖擊力定義為FH，位移力的計算如式(1)所示[17]：
 |
式中：p表示壓強，n表示血管壁邊界網格數量，A為管壁邊界面積，
表示壁面剪切力（wall shear stress，WSS），支架所受位移力分量示意見圖1。
圖1
支架所受位移力分量示意圖
1.4 統計分析方法
服從正態分布的連續數據，用平均值±標準偏差（Standard Deviation，SD）表示，其余用中位數和四分位間距（Inter-quartile Range，IQR）表示。連續數據的單變量分析采用t檢驗或者Mann-Whitney U檢驗，分類數據采用卡方檢驗或者Fisher精確檢驗。本文所有統計分析工作均通過MedCalc軟件完成。
2 結果
2.1 位移力計算結果
圖2與圖3分別展示了交叉腿與平行腿位移力與重心位移以及相對位移之間的相關性，其中相對位移定義為支架覆膜段距離最低腎動脈下沿中心線之間的距離。
圖2
交叉腿位移力與位移相關性分析
Figure2.
Correlation analysis between displacement force and displacement of cross-limb EVAR
圖3
平行腿位移力與位移相關性分析
Figure3.
Correlation analysis between displacement force and displacement of parallel-limb EVAR
為便于觀察規律，圖2與圖3中均以位移力為橫坐標，位移為縱坐標，容易看出：① 交叉腿和平行腿位移力與重心位移的數值大小并不匹配，擬合優度R2分別為0.186 4和0.129 7，均無顯著相關；② 交叉腿和平行腿位移力與相對位移的數值大小并不匹配，擬合優度R2分別為0.083 4和0.247 5，均無顯著相關。
圖4展示了交叉腿與平行腿 
的統計數據。
定義為位移力矢量與位移矢量的點積與位移力矢量的模和位移矢量的模乘積的比值，表征的是位移力與位移方向的相關性，如式(2)所示。當 
等于1時，表明位移力的方向與位移的方向完全一致；同理，當 
等于?1時，表明位移力的方向與位移的方向完全相反[18]。
圖4
交叉腿與平行腿cos α數值分析
Figure4.
Statistical analysis of cos α of parallel-limb EVAR and cross-limb EVAR
 |
從圖中可以看出，交叉腿支架 
最大值為1，最小值為?0.83，中位數為0，IQR為?0.71與0.68；平行腿支架 
最大值為0.83，最小值為?0.96，中位數為?0.13，IQR為?0.87與0.71。交叉腿和平行腿支架 
均值分別為0.02 ± 0.66和?0.10 ± 0.73。無論是交叉腿支架還是平行腿支架，位移力與重心位移和相對位移之間的匹配程度都很低。
2.2 形態學結果
臨床上對不同患者搭建支架的長度取決于患者發生動脈瘤區域的大小，而支架的長度則會引起血流動力學的變化[19]。本研究中，交叉腿支架長度大于平行腿支架［（350.9 ± 63.66）mm vs（293.7 ± 27.79）mm，P = 0.017 9］，其中主要是腿支長度相較于平行腿支架更長［（299.1 ± 64.16）mm vs（240.3 ± 25.25）mm，P = 0.014 8］。α角為腎上腹主動脈與腎下瘤頸的成角，交叉腿支架術前瘤頸角度α較平行腿支架更大［（46.06 ± 24.13）° vs（23.45 ± 19.61）°，P = 0.033 7］，交叉腿支架主體橫截面積也更大［（388.44 ± 114.51）mm2 vs（291.32 ± 69.68）mm2，P = 0.034 2］。主要形態學參數結果見表2。
表2
交叉腿與平行腿支架形態學參數
Table2.
Morphological parameters of cross-limb and parallel- limb EVAR
3 討論
EVAR由于微創、恢復快的特點已經逐步取代傳統手術在全世界范圍內推廣，無論是交叉腿技術還是平行腿技術，對于腹主動脈瘤的治療都是有效的。交叉腿技術（即改變連接腿方向使得兩條腿支交叉順應瘤頸走行方向）自2002年首次臨床應用以來，其與平行腿比較的研究也逐漸增多。然而，在大部分研究中，研究者們都是利用支架所受位移力來直接表征支架可能發生的位移[12-13,19]，但是本研究結果顯示，交叉腿和平行腿支架 
均值分別為0.02 ± 0.66和?0.10 ± 0.73，即支架術后發生的實際位移與其所受位移力無論是數值還是方向均不匹配。此外，雖然交叉腿支架受到的位移力（2.67 ± 2.14）N相比于平行腿支架（1.36 ± 0.48）N更大，但交叉腿支架無論是重心位移［（4.43 ± 2.81）mm vs（6.39 ± 2.62）mm］還是相對位移［（0.88 ± 0.67）mm vs（1.11 ± 0.71）mm］相比于平行腿支架都更小，即相對于平行腿技術，應用交叉腿技術后支架所發生的位移更小，相比之下交叉腿技術或許更加安全穩定。
在進行數值模擬時，我們往往使用的是剛性固體邊界，而真實的壁面具有一定彈性，這可能是造成計算所得位移力與位移數值大小不匹配的原因之一。此外，支架受到的血流的作用力（即位移力）的產生主要是來自血流對于支架壁的沖擊力，其可以分解成橫向和縱向兩個分力。有研究顯示[20]，隨著瘤頸角度（見圖5）的增加，位移力橫向作用分力逐漸減少，到75°時接近于0，到達90°之后橫向位移力分量轉向上方；而位移力的縱向分量在支架角度達到45°之后便迅速上升，位移力縱向分量與瘤頸角度的增加呈現出線性關系，瘤頸角度的變化對位移力合力方向的影響較大，而更大的瘤頸 
角患者臨床上往往會被采用交叉腿構型，這或許是交叉腿支架所受到的位移力更大的原因之一。更重要的是，位移力和支架移位之間并不是單因素關系，支架是否發生移位除了受到血流的作用外，還與支架受到的約束力相關，而由于真實患者的各項參數例如支架段血管的長度、橫截面積、瘤頸角度以及支架體積、迂曲度等并不一致，也即受到的約束力并不相同，因此即使受到相同的位移力，實際發生的移位也可能不同。
圖5
瘤頸角度示意圖
Figure5.
Schematic diagram of abdominal aortic aneurysm neck angle
已有的研究主要基于支架所受到的位移力大小去直接表征支架發生位移的大小，對交叉腿是否與平行腿構型一樣安全穩定一直以來都有較大的爭議，如Georgakarakos等[12]認為交叉腿支架只會影響位移力的方向而不會影響位移力的大小，但是Stefanov等[13]則認為交叉腿技術可能會降低支架位移力的大小。本研究所納入患者均使用同一品牌、類型的支架，交叉腿支架的支架體積為（10 150.7 ± 2 731）mm3，大于平行腿支架體積（9 711.6 ± 3 883）mm3。此外，交叉腿支架的主支迂曲度為0.18 ± 0.06，分支迂曲度為0.17 ± 0.10，大于平行腿支架主支迂曲度0.14 ± 0.07和分支迂曲度0.14 ± 0.05。因此，雖然交叉腿支架受到的位移力大于平行腿支架，但其受到的約束力也大于平行腿，從而導致應用交叉腿技術的支架在承受更大位移力的情況下其相對血管位移卻更小，相比于平行腿技術，交叉腿技術或許更加安全穩定。
本文作為一項回顧性研究，患者的年齡、性別以及各項身體指標均存在各種各樣的差異，特別是本文患者術后兩次隨訪時間的間隔從1個月到36個月不等，但本研究并未剔除隨訪時間不一致所帶來的影響。此外，由于需要獲得至少兩次的患者術后隨訪資料，同時要對每一位患者的兩次隨訪均進行CFD計算，故本文只有20例患者的特異性模型被重建，雖然一定程度上可以反映本文結論的準確性，但仍然需要更大的患者隊列予以驗證。未來的研究應該更加廣泛地收集患者案例，并控制隨訪時間間隔一致。
4 結論
本文基于測量患者術后支架發生的實際位移和CFD計算得到的支架位移力（大小和方向）之間的對比，證明支架所受到的位移力不能準確表征EVAR術后支架所發生的位移。此外，相較于平行腿技術，交叉腿技術或許更加安全穩定。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：岳鍵金負責模型提取、仿真計算、統計分析以及論文撰寫；趙一鳴負責模型處理與優化；王家嶸負責患者的影像學數據收集；樊瑜波和鄭庭輝負責理論提出、方案設計以及論文撰寫指導。
倫理聲明：本研究通過了四川大學華西醫院生物醫學倫理委員會的審批［批文編號：2019年 審（926）號］。
引言
腹主動脈瘤（abdominal aortic aneurysm，AAA）為腹部主動脈局部瘤樣擴張至原有直徑的1.5倍以上，是一種常見的嚴重危害患者生命的血管外科疾病[1-3]。隨著生物醫療技術的不斷進步、腔內治療新器材的不斷涌現，腹主動脈瘤腔內覆膜支架修復術（endovascular aortic aneurysm repair，EVAR）憑借其微創、患者痛苦小以及平均恢復時間短等優點，逐步取代傳統開腹手術并在全世界范圍內廣泛應用[4-5]。傳統的EVAR手術要求患者的瘤頸角度不能過大，2002年交叉腿技術（即通過改變左右髂動脈的方向以使其順應動脈瘤的走向）的出現則克服了這一局限性，這一方法在瘤頸角度較大的患者中被廣泛應用[6-7]。
EVAR術中每個患者不同的個性化支架選擇、手術方式以及支架構型都會影響到術后的血流動力學環境，而覆膜支架在血流動力學環境的影響下有可能發生支架位移[8]。支架位移往往伴隨著內漏的發生，也會引起支架斷裂、脫落等問題，嚴重者會引起術后AAA再擴張甚至破裂的風險[9-10]。交叉腿技術的應用相較于平行腿技術會帶來形態學與血流動力學環境的改變[11]，進而引發支架受力變化，支架位移的大小與方向也會有所改變。由于支架植入后的位移主要由支架所受的位移力決定，因此人們常通過計算血流對支架的作用力，即所謂的支架位移力來表征支架植入后發生位移的可能性。如Georgakarakos等[12]通過計算流體力學（computational fluid dynamics，CFD）比較了一例交叉腿構型與一例平行腿構型的血流動力學環境，結論是交叉腿構型會影響位移力的方向，但不會影響位移力的大小。而之后Stefanov等[13]通過CFD比較了交叉腿構型與平行腿構型各四例的血流動力學環境，認為交叉腿構型會降低支架位移力的大小。同時，有研究表明采取交叉腿技術的支架位置與角度也會影響位移力的大小，小交叉角度與低交叉位置被視為更加優質的血流動力學環境[14]。值得注意的是，這些研究均是通過CFD計算位移力，利用位移力來表征支架可能產生的位移（支架發生相對于血管的移位）。然而支架是否發生移位不僅與其受到的血液對它的作用力即位移力相關，還與它受到的約束力密切相關。因此，直接利用位移力是否能夠準確表征支架所發生的位移可能還需進一步驗證，而交叉腿支架是否與平行腿支架一樣安全穩定還需進一步探討。
綜上所述，本研究正是在之前的研究基礎之上，先從血流動力學的角度利用CFD計算患者真實模型支架所受到的位移力，再從形態學的角度三維測量患者真實模型支架的實際位移，包括支架相對于血管的位移，從而分析支架所受到的位移力與腔內修復術后支架所發生實際位移之間的匹配度，并探究應用交叉腿構型的穩定性。
1 材料與方法
1.1 患者模型重建
本研究納入2012年至2019年四川大學華西醫院被確診為腎下腹主動脈瘤并施行EVAR手術患者，使用交叉腿技術與平行腿技術各10例。納入標準為：在四川大學華西醫院被確診為腎下腹主動脈瘤并施行EVAR采用交叉腿技術或平行腿技術的患者，每位患者均在術后有兩次及以上的隨訪計算機斷層掃描血管造影（computed tomography angiography，CTA）影像資料，其中交叉腿技術主要應用于支架腿支方向與瘤頸走行不相順應的患者；排除標準為：有其他明顯血管疾病。本文所納入患者的臨床基線數據如表1所示。
表1
納入患者的臨床數據
Table1.
Clinical data of included patients
1.2 血流動力學模擬
利用商業軟件MIMICS對20例患者的兩次術后隨訪CTA圖像進行三維重建。將MIMICS處理好的模型導入生成計算網格的軟件ANSYS ICEM中進行體網格的生成，通過修改網格密度等參數來得到既滿足計算精度與穩定性又保證合理計算開銷的計算網格。將ANSYS ICEM生成的mesh文件再導入ANSYS FLUENT 19.2進行CFD仿真。
根據先前研究報道[12-13,15]，在本研究中對血液的物理性質做出如下合理假設：① 血液視為不可壓縮的黏性流體；② 血管壁被視為剛性壁；③ 血液的密度和黏度視為常數，血液的密度為1 050 kg/m3，血液的黏度為3.5 × 10?3 kg/m·s。本研究使用的FLUENT軟件依靠求解Navier-Strokes方程組來進行仿真數值計算。在非定常流的模擬中，入口設定為速度入口，大小為一個心動周期內的平均速度0.2 m/s。視各個模型支架內的血流均為層流流動，血管壁均假定為無滑移邊界條件，模型有一個入口（Inlet），采用速度波形，有兩個出口，分別為左髂支動脈（Outlet1）和右髂支動脈（Outlet2），均采用壓力波形。
1.3 形態學參數提取
基于以上重建模型，我們測量了支架的形態學參數。利用3-MATIC將兩次隨訪的模型進行重合，利用脊椎進行定位，測得支架的重心位移。支架相對血管位移是指以最低腎動脈下沿中心線為錨定，測量支架覆膜段近端與其之間的距離。血管位移指重心位移與支架相對血管位移之間的差值。血管拉長值指第二次隨訪血管的長度減去第一次隨訪血管的長度。α角定義為腎上腹主動脈與腎下瘤頸的成角，β角定義為腎下瘤頸與瘤體的成角[16]。位移力F指血流對支架總的沖擊力，可以通過矢量分解為兩個方向的力，血流對于軸向的沖擊力定義為Fv，對徑向的沖擊力定義為FH，位移力的計算如式(1)所示[17]：
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式中：p表示壓強，n表示血管壁邊界網格數量，A為管壁邊界面積，表示壁面剪切力（wall shear stress，WSS），支架所受位移力分量示意見圖1。
圖1
支架所受位移力分量示意圖
1.4 統計分析方法
服從正態分布的連續數據，用平均值±標準偏差（Standard Deviation，SD）表示，其余用中位數和四分位間距（Inter-quartile Range，IQR）表示。連續數據的單變量分析采用t檢驗或者Mann-Whitney U檢驗，分類數據采用卡方檢驗或者Fisher精確檢驗。本文所有統計分析工作均通過MedCalc軟件完成。
2 結果
2.1 位移力計算結果
圖2與圖3分別展示了交叉腿與平行腿位移力與重心位移以及相對位移之間的相關性，其中相對位移定義為支架覆膜段距離最低腎動脈下沿中心線之間的距離。
圖2
交叉腿位移力與位移相關性分析
Figure2.
Correlation analysis between displacement force and displacement of cross-limb EVAR
圖3
平行腿位移力與位移相關性分析
Figure3.
Correlation analysis between displacement force and displacement of parallel-limb EVAR
為便于觀察規律，圖2與圖3中均以位移力為橫坐標，位移為縱坐標，容易看出：① 交叉腿和平行腿位移力與重心位移的數值大小并不匹配，擬合優度R2分別為0.186 4和0.129 7，均無顯著相關；② 交叉腿和平行腿位移力與相對位移的數值大小并不匹配，擬合優度R2分別為0.083 4和0.247 5，均無顯著相關。
圖4展示了交叉腿與平行腿 的統計數據。 定義為位移力矢量與位移矢量的點積與位移力矢量的模和位移矢量的模乘積的比值，表征的是位移力與位移方向的相關性，如式(2)所示。當 等于1時，表明位移力的方向與位移的方向完全一致；同理，當 等于?1時，表明位移力的方向與位移的方向完全相反[18]。
圖4
交叉腿與平行腿cos α數值分析
Figure4.
Statistical analysis of cos α of parallel-limb EVAR and cross-limb EVAR
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從圖中可以看出，交叉腿支架 最大值為1，最小值為?0.83，中位數為0，IQR為?0.71與0.68；平行腿支架 最大值為0.83，最小值為?0.96，中位數為?0.13，IQR為?0.87與0.71。交叉腿和平行腿支架 均值分別為0.02 ± 0.66和?0.10 ± 0.73。無論是交叉腿支架還是平行腿支架，位移力與重心位移和相對位移之間的匹配程度都很低。
2.2 形態學結果
臨床上對不同患者搭建支架的長度取決于患者發生動脈瘤區域的大小，而支架的長度則會引起血流動力學的變化[19]。本研究中，交叉腿支架長度大于平行腿支架［（350.9 ± 63.66）mm vs（293.7 ± 27.79）mm，P = 0.017 9］，其中主要是腿支長度相較于平行腿支架更長［（299.1 ± 64.16）mm vs（240.3 ± 25.25）mm，P = 0.014 8］。α角為腎上腹主動脈與腎下瘤頸的成角，交叉腿支架術前瘤頸角度α較平行腿支架更大［（46.06 ± 24.13）° vs（23.45 ± 19.61）°，P = 0.033 7］，交叉腿支架主體橫截面積也更大［（388.44 ± 114.51）mm2 vs（291.32 ± 69.68）mm2，P = 0.034 2］。主要形態學參數結果見表2。
表2
交叉腿與平行腿支架形態學參數
Table2.
Morphological parameters of cross-limb and parallel- limb EVAR
3 討論
EVAR由于微創、恢復快的特點已經逐步取代傳統手術在全世界范圍內推廣，無論是交叉腿技術還是平行腿技術，對于腹主動脈瘤的治療都是有效的。交叉腿技術（即改變連接腿方向使得兩條腿支交叉順應瘤頸走行方向）自2002年首次臨床應用以來，其與平行腿比較的研究也逐漸增多。然而，在大部分研究中，研究者們都是利用支架所受位移力來直接表征支架可能發生的位移[12-13,19]，但是本研究結果顯示，交叉腿和平行腿支架 均值分別為0.02 ± 0.66和?0.10 ± 0.73，即支架術后發生的實際位移與其所受位移力無論是數值還是方向均不匹配。此外，雖然交叉腿支架受到的位移力（2.67 ± 2.14）N相比于平行腿支架（1.36 ± 0.48）N更大，但交叉腿支架無論是重心位移［（4.43 ± 2.81）mm vs（6.39 ± 2.62）mm］還是相對位移［（0.88 ± 0.67）mm vs（1.11 ± 0.71）mm］相比于平行腿支架都更小，即相對于平行腿技術，應用交叉腿技術后支架所發生的位移更小，相比之下交叉腿技術或許更加安全穩定。
在進行數值模擬時，我們往往使用的是剛性固體邊界，而真實的壁面具有一定彈性，這可能是造成計算所得位移力與位移數值大小不匹配的原因之一。此外，支架受到的血流的作用力（即位移力）的產生主要是來自血流對于支架壁的沖擊力，其可以分解成橫向和縱向兩個分力。有研究顯示[20]，隨著瘤頸角度（見圖5）的增加，位移力橫向作用分力逐漸減少，到75°時接近于0，到達90°之后橫向位移力分量轉向上方；而位移力的縱向分量在支架角度達到45°之后便迅速上升，位移力縱向分量與瘤頸角度的增加呈現出線性關系，瘤頸角度的變化對位移力合力方向的影響較大，而更大的瘤頸 角患者臨床上往往會被采用交叉腿構型，這或許是交叉腿支架所受到的位移力更大的原因之一。更重要的是，位移力和支架移位之間并不是單因素關系，支架是否發生移位除了受到血流的作用外，還與支架受到的約束力相關，而由于真實患者的各項參數例如支架段血管的長度、橫截面積、瘤頸角度以及支架體積、迂曲度等并不一致，也即受到的約束力并不相同，因此即使受到相同的位移力，實際發生的移位也可能不同。
圖5
瘤頸角度示意圖
Figure5.
Schematic diagram of abdominal aortic aneurysm neck angle
已有的研究主要基于支架所受到的位移力大小去直接表征支架發生位移的大小，對交叉腿是否與平行腿構型一樣安全穩定一直以來都有較大的爭議，如Georgakarakos等[12]認為交叉腿支架只會影響位移力的方向而不會影響位移力的大小，但是Stefanov等[13]則認為交叉腿技術可能會降低支架位移力的大小。本研究所納入患者均使用同一品牌、類型的支架，交叉腿支架的支架體積為（10 150.7 ± 2 731）mm3，大于平行腿支架體積（9 711.6 ± 3 883）mm3。此外，交叉腿支架的主支迂曲度為0.18 ± 0.06，分支迂曲度為0.17 ± 0.10，大于平行腿支架主支迂曲度0.14 ± 0.07和分支迂曲度0.14 ± 0.05。因此，雖然交叉腿支架受到的位移力大于平行腿支架，但其受到的約束力也大于平行腿，從而導致應用交叉腿技術的支架在承受更大位移力的情況下其相對血管位移卻更小，相比于平行腿技術，交叉腿技術或許更加安全穩定。
本文作為一項回顧性研究，患者的年齡、性別以及各項身體指標均存在各種各樣的差異，特別是本文患者術后兩次隨訪時間的間隔從1個月到36個月不等，但本研究并未剔除隨訪時間不一致所帶來的影響。此外，由于需要獲得至少兩次的患者術后隨訪資料，同時要對每一位患者的兩次隨訪均進行CFD計算，故本文只有20例患者的特異性模型被重建，雖然一定程度上可以反映本文結論的準確性，但仍然需要更大的患者隊列予以驗證。未來的研究應該更加廣泛地收集患者案例，并控制隨訪時間間隔一致。
4 結論
本文基于測量患者術后支架發生的實際位移和CFD計算得到的支架位移力（大小和方向）之間的對比，證明支架所受到的位移力不能準確表征EVAR術后支架所發生的位移。此外，相較于平行腿技術，交叉腿技術或許更加安全穩定。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：岳鍵金負責模型提取、仿真計算、統計分析以及論文撰寫；趙一鳴負責模型處理與優化；王家嶸負責患者的影像學數據收集；樊瑜波和鄭庭輝負責理論提出、方案設計以及論文撰寫指導。
倫理聲明：本研究通過了四川大學華西醫院生物醫學倫理委員會的審批［批文編號：2019年 審（926）號］。
