引用本文： 施浩, 歐陽文斌, 李世國, 李琦, 張鳳文, 劉垚, 魯雯馨, 劉暢, 張少杰, 潘湘斌. 基于有限元方法的K-Clip手術過程再現及分析. 中國胸心血管外科臨床雜志, 2024, 31(1): 44-50. doi: 10.7507/1007-4848.202304042 復制
版權信息： ?四川大學華西醫院華西期刊社《中國胸心血管外科臨床雜志》版權所有，未經授權不得轉載、改編
三尖瓣反流（tricuspid regurgitation，TR）是常見的心臟瓣膜病之一，0.55%的人口患有中度以上TR [1]。中重度TR的患病率以及死亡率都會隨著患者年齡的增長而升高[2]。相比于外科手術，介入治療風險更低[1-3]，因此近些年來受到越來越多的關注，不同國家地區的器械生產商提供了數種針對TR的治療器械，如 Cardioband[3]、TriClip[4]、PASCAL[5]、K-Clip[6]等。經導管三尖瓣環成形系統—K-Clip是專門為經導管治療TR設計的介入醫療器械，包括導管鞘套件、夾合部件、錨定部件和輸送系統4個部分。夾合部件和錨定部件永久性植入于人體內，稱為植入部件。經導管三尖瓣環成形系統在超聲引導下，經頸靜脈、上腔靜脈入路到達三尖瓣區域指定位置，用夾合部件及錨定部件夾合住擴大的三尖瓣環組織，縮小三尖瓣環周長，進而使原本不能對合的三尖瓣口面積減小，起到微創治療TR的目的[7-8]。在手術過程中，K-Clip的植入位置可以是三尖瓣葉根部除隔瓣外任意一處，由于每例患者的生理結構、病變位置、反流口位置不盡相同，因此不同的植入位置會對手術效果產生影響。
有限元方法是一種數值分析方法，將連續物體離散為有限數量的元素，以計算整個物理的行為。有限元方法因其快捷的速度、低廉的成本以及準確的預測已被廣泛應用于心臟介入器械的研發以及手術效果的預測中[9-13]。本文利用有限元方法，對2例擁有不同反流瓣口形態患者的心臟模型進行三維重建并使用K-Clip進行夾合，研究不同夾合位置、植入物型號對于手術效果產生的影響，為進一步改善手術效果提供幫助。
1 資料與方法
1.1 計算模型
1.1.1 心臟主體
將1例經超聲心動圖確診為重度TR患者的心臟CT數據導入至3D slicer 5.1中，并提取心臟收縮末期時的模型，保留主要結構及血管。將提取的stl文件導入Hyperworks 2022（Altair公司，美國）中進行網格光順并劃分網格，將心臟模型分為左心、右心兩部分，右心以內壁為基準，向外側偏移2 mm形成右心外壁，用一階四面體單元劃分內外壁包裹的體積以組成右心。為了減小計算量，左心以厚度為2 mm的一階殼單元組成（圖1）。在左右心中間的空隙處，用剛體單元分別連接相近的左、右心節點以體現房間隔與室間隔。右心單元數量約為46.6萬，左心單元數量約為2.6萬。
圖1
由患者心臟CT數據提取的心臟有限元模型
a：心臟整體； b：右心切面；蘭色部分為右心，紫色部分為左心，紅色為三尖瓣環
1.1.2 瓣葉與腱索
選取2例擁有不同TR形態的患者作為研究對象。由于目前的CT影像數據難以精確顯示出瓣葉及腱索結構，在心臟主體CT數據三維重建過程中無法獲得三尖瓣的瓣葉及腱索結構。本研究以圖2中方法創建出目標三尖瓣瓣葉及腱索結構。
圖2
瓣葉與腱索結構的創建
a：瓣葉、腱索與CT影像的擬合流程；b：參數化方法創建的正常三尖瓣葉與腱索，其中橙色為后瓣，綠色為前瓣，灰色為隔瓣；c～d：調整后的病變三尖瓣與月牙形以及三角形反流瓣口CT影像的對比；Ⅰ：使用3mensio（Pie Medical Imaging，荷蘭）在患者CT影像中標記三尖瓣葉在收縮末期時的瓣環形態、面積，反流口形態、面積，并區分前、后、隔瓣。其中患者1的反流口為月牙形，其反流口面積為142 mm2，患者2的反流口為三角形，反流口面積為242 mm2；Ⅱ：參考Johnson 等[14]使用的參數化方法創建正常三尖瓣瓣葉及腱索結構；Ⅲ：使用Hyperworks中HyperMorph功能對Ⅱ所創建瓣環結構、形態進行更改；Ⅳ：對比步驟Ⅰ與Ⅲ瓣環形態，形態接近視為可接受，否則重復步驟Ⅲ直到滿足條件；Ⅴ：使用Hyperworks中HyperMorph功能對Ⅱ所創建瓣葉尺寸、瓣葉形態等進行更改。對Ⅱ所創建腱索的固定點（乳頭肌）位置、瓣葉邊緣牽拉位置、腱索牽拉數量進行更改；Ⅵ：施加25 mm Hg壓力到瓣葉使瓣葉閉合，將瓣葉邊緣向瓣環平面投影得到閉合后反流口形態及面積與步驟Ⅰ中數據進行對比，反流口形態相近且反流口面積誤差<5%視為可接受，否則重復步驟Ⅴ直到滿足條件；Ⅶ：使用Hyperworks拼接已經更改好的三尖瓣瓣環、瓣葉、腱索結構到右心主體；Ⅷ：拼接完成后的瓣葉會有局部結構變動，需重復步驟Ⅴ及Ⅵ對瓣葉及腱索結構進行微調得到最終瓣葉及腱索結構；最終調整完成的瓣環及瓣葉閉合后反流口對比見圖2c、2d，針對患者1創建的瓣葉、腱索結構閉合后反流口面積146 mm2，針對患者2創建瓣葉、腱索結構閉合后反流口面積243 mm2
1.1.3 K-Clip植入部件
K-Clip的植入部件主要由夾持臂、旋轉臂、夾持臂基座、旋轉臂基座與錨定系統組成。其主要工作原理為，首先將錨定系統頂端的自攻螺絲攻入瓣環目標靶點，再進行提拉，使得瓣環組織與預先打開至120度的夾持臂貼合，最后關閉夾持臂實現縮環效果。K-Clip中夾合部件有KCC012T、KCC014T、KCC016T、KCC018T 4種型號（以下簡稱12T、14T、16T、18T），具體型號規格見表1。在本文中，將K-Clip的主要機械結構利用殼體單元以及梁單元進行簡化，再利用旋轉鉸鏈進行連接，實現夾合功能。2個夾持臂之間的初始夾角為120度。錨定及提拉過程則由移動瓣環目標靶點處的節點至夾持臂基座處進行實現。
表1
K-Clip 型號規格尺寸圖
1.2 材料
選擇形式為減積分多項式的應變能方程作為右心以及瓣葉的本構關系，其具體形式為：
 |
其中U為材料單位體積的應變能，N為減積分多項式的次數，
為第一偏斜應變不變量，
為材料參數，J為材料體積比，
為代表材料不可壓縮性的常數。
材料參數參考方紅榮等[15]及Avanzini等[16]的研究；見表2。
表2
減積分超彈性本構模型參數（kPa）
腱索的材料模型選用Ls-Dyna中的 MAT-CABLE-DISCRETE-BEAM材料[17]，其楊氏模量為40 MPa，截面半徑為0.023 cm [14]。左心由楊氏模量為15 MPa[18]，泊松比為0.45的線彈性材料構成。由于制作植入物所用鎳鈦材料的剛度遠大于人體組織的剛度，因此植入部件均設為剛體。人體組織的材料密度為1.0×10–6 kg/mm3。植入部件的材料密度6.4×10–6 kg/mm3。
1.3 邊界及工況
為了還原K-Clip進行三尖瓣縮環手術的過程，將整個計算過程分為3個步驟。第一步將植入物放置于與瓣環平面呈45度角，然后將對應瓣環與瓣葉交界處的節點向夾持臂基座中心移動，用以實現手術中的錨定以及提拉的步驟；見圖3b。
圖3
夾合部件結構示意圖及有限元模型
a：夾合部件結構示意與簡化后的夾合部件有限元模型；b：夾合部件與瓣環相對位置及牽拉方向；c：主要血管固定示意圖
將瓣環與瓣葉提拉至植入物基座中心后，進行夾持臂的關閉。實際手術中由于夾持臂上倒刺的存在，一旦夾持臂開始關閉，被夾的人體組織就不與夾持臂產生相對移動。因此在第二步中將組織表面與夾持臂接觸的節點與夾持臂綁定，隨后夾持臂由120度夾角關閉至40度，在整個過程中旋轉臂基座中心保持固定，且心臟主體的主要血流出入口—上下腔靜脈，肺動脈，主動脈保持固定。
在第三步中，在瓣葉上施加相當于右室收縮壓的均布壓力3.33 kPa（約為25 mm Hg），使得瓣葉關閉，獲得術后的反流瓣口形態。
對于不同的反流瓣口形態，夾合位置、植入物型號、瓣環平面與植入物的初始角度均會影響手術效果。因此在本文中，分別對兩種反流形態在前瓣中點、后瓣中點、前后瓣交界以及后隔瓣交界進行了夾合。對于每個夾合位置，分別使用型號為18T、16T、14T的植入物進行夾合。選擇Ls-Dyna R13（Ansys，美國）的顯式算法作為求解器進行求解，為加快計算速度，上述每一子步（牽拉、夾合、瓣葉關閉）的時間皆為0.1 s。
2 結果
2.1 術后的反流瓣口
圖4展示了在各計算子步中的瓣葉及瓣環形態，其使用的植入物型號為16T。由于原始瓣環、瓣葉形態各不相同，因此對于兩種不同的反流瓣口，在不同位置夾合的效果也有所不同。考慮到原始反流瓣口與瓣環面積（月牙形反流瓣口面積：146 mm2，對應瓣環面積：1795 mm2，三角形反流瓣口面積：243 mm2，對應瓣環面積：1446 mm2），在后瓣中點夾合的效果均為最佳，其反流瓣口面積分別下降了75%與58%，而夾合在前后瓣交界處，治療效果最差，反流瓣口面積下降均為30%左右。對比夾合在前瓣中點以及后隔瓣交界處，對于月牙形瓣口，夾合在前瓣中點的效果明顯優于后隔瓣交界（反流面積縮小69% vs. 50%），而對于三角形瓣口，兩者相差不大（52% vs. 50%）。
圖4
K-Clip對于2例患者在不同部位夾合時各步驟的瓣葉瓣環形態圖
植入物型號：16T
圖5展示了月牙形反流瓣口患者在使用不同型號植入物以及不同位置夾合時，反流瓣口面積的縮小程度。其中在后瓣中點夾合的效果最好，夾合前瓣中點的效果次之，在前后瓣交界處夾合效果最差。另外，由于大型號的植入物可以夾合更多的組織，因此使用越大型號的植入物，瓣口面積縮小的程度就越高。值得注意的是，在前瓣中點及后隔瓣交界處，使用18T與16T的植入物并沒有明顯的區別。夾合前后瓣交界位置時，使用12T、14T、16T的夾合部件并沒有對反流瓣口造成不同影響。而在前瓣中點夾合時，由于12T植入物夾合組織太小，因此并沒有起到明顯的治療效果。
圖5
夾合后的數值對比
a：16T夾合部件植入后的反流瓣口縮小程度；b：不同型號夾合部件在不同位置植入后的效果（月牙形反流瓣口）；c：各型號夾合部件在夾合不同位置時的歸一化夾緊力（ 月牙形反流瓣口）
2.2 夾緊力
K-Clip的工作原理為旋轉基座螺釘，使得夾持臂基座靠近旋轉臂基座以關閉夾合部件，利用Ls–Dyna中*database cross section plane關鍵字提取垂直于夾持臂的作用力作為夾合部件對于瓣環的夾緊力。對患者1，使用不同型號的夾合部件，夾合不同位置，分別提取夾緊力并進行歸一化（即將18T植入物在后隔瓣交界處的夾緊力視為一個單位，其余型號與植入位置的夾緊力做相應，結果見圖5。
可以看到隨著植入物尺寸的加大，夾緊力呈上升趨勢。由于夾合部位的不同，夾合部位毗鄰結構不同，因此造成夾緊力大小也不同，后隔瓣交界處的夾緊力最大，在前后瓣交界處的夾緊力最小，數值約為前者的一半左右。使用12T與14T型號的植入物，并沒有造成明顯的夾緊力上升的趨勢。
3 討論
TR的病因有很多，本文中2例患者均由于瓣環擴張，導致瓣葉不能夠覆蓋瓣環區域，且腱索相對于瓣環位移，腱索過度約束瓣葉導致瓣葉不能充分展開。本文利用有限元方法，計算不同手術方案對于患者手術效果的影響。本文的結果表明，對于同一患者，K-Clip的夾合部件在不同的位置植入對于手術效果有著明顯的區別。對于本文中2例患者，使用16T型號夾合部件在后瓣中點夾合均取得了不錯的效果（反流瓣口面積下降75%與58%）。夾合位置在前后瓣交界時，手術效果并不理想，反流瓣口面積分別只下降了25%與32%。
影響植入物夾緊力的主要因素有兩個：夾合位置與植入物型號。如果在隔瓣附件夾合，由于室間隔的厚度更高，剛度更大，隔瓣附件的瓣環更不容易變形，因此需要更大的夾緊力使得植入物關閉，而在前后瓣交界處，則更容易夾合。而尺寸越大的夾合部件可以更好地減小瓣口面積，但是需要器械提供更大的夾緊力。在本研究中，兩側夾持臂均由120度關閉至40度，而在實際手術過程當中，夾合部件關閉的動力來源為輸送系統通過鞘管傳輸至植入物螺釘的扭矩，受輸送系統及鞘管的性能限制，可傳遞的最大扭矩有一個上限值。在實際手術過程中，可能會出現由于關閉夾合部件所需扭矩太大而不能順利把夾合部件關閉至40度以下的情況。
在手術過程中，選擇理想的植入位置以及夾合部件型號需考慮以下因素：（1）植入位置和夾合部件型號能否有效減小反流；（2）植入位置附件組織結構剛度是否過大，過大則夾合部件不能夠順利地關閉；（3）手術要求在瓣環組織被提拉后，調整位置使得兩夾持臂同時位于瓣環上，而過長的夾持臂更不易達到要求位置。綜合考慮以上因素，對于本文中月牙形以及三角形反流瓣口的患者來說，使用16T植入物夾合后瓣中點位置會取得理想的手術效果。夾合前瓣中點也能明顯減少反流，但會需要更大的關閉扭矩。在后隔瓣交界處夾合方案對于關閉夾合部件要求的扭矩過大且反流瓣口面積減小程度并不如前兩種方案。在前后瓣交界處植入需要較小的關閉扭矩，但不能取得很好的手術效果。對比16T與18T型號的植入物，使用16T的植入物對關閉扭矩的要求更低，同時手術效果與使用18T植入物并無明顯區別。
本研究也存在一定的局限性：（1）心臟內壁組織與瓣葉的材料屬性使用的是各向同性的超彈性材料本構，未考慮真實心臟材料的各向異性情況；（2）瓣葉的運動受到血流的影響，然而在本文中在瓣葉一側加載了均勻的壓力，沒有考慮真實心臟中脈動流對瓣葉的作用；（3）本研究中的心臟結構由單一時刻的心臟CT影像重建，未考慮真實心臟搏動的復雜運動情況。
本文通過三維重建以及有限元方法，還原了K-Clip治療2例TR患者的手術過程，得到以下結論：在不同部位植入K-Clip會對反流瓣口面積減小程度產生明顯影響，對于本研究中的兩種反流瓣口形態，K-Clip在后瓣中點植入會帶來最理想的效果。
在不同部位植入時關閉夾合部件的所需扭矩不同，在前瓣中點以及后隔瓣交界夾合時所需扭矩最大，不利于夾合部件順利關閉。
使用18T夾合部件以及16T夾合部件對反流瓣口面積的縮小并無顯著影響，且16T夾合部件所需關閉扭矩更小，推薦優先使用16T夾合部件。
利益沖突：無。
作者貢獻：施浩負責論文設計及撰寫；歐陽文斌、李世國、李琦、張鳳文、劉垚、魯雯馨負責文獻收集、數據采集及分析；劉暢、張少杰負責數據采集；潘湘斌負責論文設計及審校。
三尖瓣反流（tricuspid regurgitation，TR）是常見的心臟瓣膜病之一，0.55%的人口患有中度以上TR [1]。中重度TR的患病率以及死亡率都會隨著患者年齡的增長而升高[2]。相比于外科手術，介入治療風險更低[1-3]，因此近些年來受到越來越多的關注，不同國家地區的器械生產商提供了數種針對TR的治療器械，如 Cardioband[3]、TriClip[4]、PASCAL[5]、K-Clip[6]等。經導管三尖瓣環成形系統—K-Clip是專門為經導管治療TR設計的介入醫療器械，包括導管鞘套件、夾合部件、錨定部件和輸送系統4個部分。夾合部件和錨定部件永久性植入于人體內，稱為植入部件。經導管三尖瓣環成形系統在超聲引導下，經頸靜脈、上腔靜脈入路到達三尖瓣區域指定位置，用夾合部件及錨定部件夾合住擴大的三尖瓣環組織，縮小三尖瓣環周長，進而使原本不能對合的三尖瓣口面積減小，起到微創治療TR的目的[7-8]。在手術過程中，K-Clip的植入位置可以是三尖瓣葉根部除隔瓣外任意一處，由于每例患者的生理結構、病變位置、反流口位置不盡相同，因此不同的植入位置會對手術效果產生影響。
有限元方法是一種數值分析方法，將連續物體離散為有限數量的元素，以計算整個物理的行為。有限元方法因其快捷的速度、低廉的成本以及準確的預測已被廣泛應用于心臟介入器械的研發以及手術效果的預測中[9-13]。本文利用有限元方法，對2例擁有不同反流瓣口形態患者的心臟模型進行三維重建并使用K-Clip進行夾合，研究不同夾合位置、植入物型號對于手術效果產生的影響，為進一步改善手術效果提供幫助。
1 資料與方法
1.1 計算模型
1.1.1 心臟主體
將1例經超聲心動圖確診為重度TR患者的心臟CT數據導入至3D slicer 5.1中，并提取心臟收縮末期時的模型，保留主要結構及血管。將提取的stl文件導入Hyperworks 2022（Altair公司，美國）中進行網格光順并劃分網格，將心臟模型分為左心、右心兩部分，右心以內壁為基準，向外側偏移2 mm形成右心外壁，用一階四面體單元劃分內外壁包裹的體積以組成右心。為了減小計算量，左心以厚度為2 mm的一階殼單元組成（圖1）。在左右心中間的空隙處，用剛體單元分別連接相近的左、右心節點以體現房間隔與室間隔。右心單元數量約為46.6萬，左心單元數量約為2.6萬。
圖1
由患者心臟CT數據提取的心臟有限元模型
a：心臟整體； b：右心切面；蘭色部分為右心，紫色部分為左心，紅色為三尖瓣環
1.1.2 瓣葉與腱索
選取2例擁有不同TR形態的患者作為研究對象。由于目前的CT影像數據難以精確顯示出瓣葉及腱索結構，在心臟主體CT數據三維重建過程中無法獲得三尖瓣的瓣葉及腱索結構。本研究以圖2中方法創建出目標三尖瓣瓣葉及腱索結構。
圖2
瓣葉與腱索結構的創建
a：瓣葉、腱索與CT影像的擬合流程；b：參數化方法創建的正常三尖瓣葉與腱索，其中橙色為后瓣，綠色為前瓣，灰色為隔瓣；c～d：調整后的病變三尖瓣與月牙形以及三角形反流瓣口CT影像的對比；Ⅰ：使用3mensio（Pie Medical Imaging，荷蘭）在患者CT影像中標記三尖瓣葉在收縮末期時的瓣環形態、面積，反流口形態、面積，并區分前、后、隔瓣。其中患者1的反流口為月牙形，其反流口面積為142 mm2，患者2的反流口為三角形，反流口面積為242 mm2；Ⅱ：參考Johnson 等[14]使用的參數化方法創建正常三尖瓣瓣葉及腱索結構；Ⅲ：使用Hyperworks中HyperMorph功能對Ⅱ所創建瓣環結構、形態進行更改；Ⅳ：對比步驟Ⅰ與Ⅲ瓣環形態，形態接近視為可接受，否則重復步驟Ⅲ直到滿足條件；Ⅴ：使用Hyperworks中HyperMorph功能對Ⅱ所創建瓣葉尺寸、瓣葉形態等進行更改。對Ⅱ所創建腱索的固定點（乳頭肌）位置、瓣葉邊緣牽拉位置、腱索牽拉數量進行更改；Ⅵ：施加25 mm Hg壓力到瓣葉使瓣葉閉合，將瓣葉邊緣向瓣環平面投影得到閉合后反流口形態及面積與步驟Ⅰ中數據進行對比，反流口形態相近且反流口面積誤差<5%視為可接受，否則重復步驟Ⅴ直到滿足條件；Ⅶ：使用Hyperworks拼接已經更改好的三尖瓣瓣環、瓣葉、腱索結構到右心主體；Ⅷ：拼接完成后的瓣葉會有局部結構變動，需重復步驟Ⅴ及Ⅵ對瓣葉及腱索結構進行微調得到最終瓣葉及腱索結構；最終調整完成的瓣環及瓣葉閉合后反流口對比見圖2c、2d，針對患者1創建的瓣葉、腱索結構閉合后反流口面積146 mm2，針對患者2創建瓣葉、腱索結構閉合后反流口面積243 mm2
1.1.3 K-Clip植入部件
K-Clip的植入部件主要由夾持臂、旋轉臂、夾持臂基座、旋轉臂基座與錨定系統組成。其主要工作原理為，首先將錨定系統頂端的自攻螺絲攻入瓣環目標靶點，再進行提拉，使得瓣環組織與預先打開至120度的夾持臂貼合，最后關閉夾持臂實現縮環效果。K-Clip中夾合部件有KCC012T、KCC014T、KCC016T、KCC018T 4種型號（以下簡稱12T、14T、16T、18T），具體型號規格見表1。在本文中，將K-Clip的主要機械結構利用殼體單元以及梁單元進行簡化，再利用旋轉鉸鏈進行連接，實現夾合功能。2個夾持臂之間的初始夾角為120度。錨定及提拉過程則由移動瓣環目標靶點處的節點至夾持臂基座處進行實現。
表1
K-Clip 型號規格尺寸圖
1.2 材料
選擇形式為減積分多項式的應變能方程作為右心以及瓣葉的本構關系，其具體形式為：
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其中U為材料單位體積的應變能，N為減積分多項式的次數，為第一偏斜應變不變量，為材料參數，J為材料體積比，為代表材料不可壓縮性的常數。
材料參數參考方紅榮等[15]及Avanzini等[16]的研究；見表2。
表2
減積分超彈性本構模型參數（kPa）
腱索的材料模型選用Ls-Dyna中的 MAT-CABLE-DISCRETE-BEAM材料[17]，其楊氏模量為40 MPa，截面半徑為0.023 cm [14]。左心由楊氏模量為15 MPa[18]，泊松比為0.45的線彈性材料構成。由于制作植入物所用鎳鈦材料的剛度遠大于人體組織的剛度，因此植入部件均設為剛體。人體組織的材料密度為1.0×10–6 kg/mm3。植入部件的材料密度6.4×10–6 kg/mm3。
1.3 邊界及工況
為了還原K-Clip進行三尖瓣縮環手術的過程，將整個計算過程分為3個步驟。第一步將植入物放置于與瓣環平面呈45度角，然后將對應瓣環與瓣葉交界處的節點向夾持臂基座中心移動，用以實現手術中的錨定以及提拉的步驟；見圖3b。
圖3
夾合部件結構示意圖及有限元模型
a：夾合部件結構示意與簡化后的夾合部件有限元模型；b：夾合部件與瓣環相對位置及牽拉方向；c：主要血管固定示意圖
將瓣環與瓣葉提拉至植入物基座中心后，進行夾持臂的關閉。實際手術中由于夾持臂上倒刺的存在，一旦夾持臂開始關閉，被夾的人體組織就不與夾持臂產生相對移動。因此在第二步中將組織表面與夾持臂接觸的節點與夾持臂綁定，隨后夾持臂由120度夾角關閉至40度，在整個過程中旋轉臂基座中心保持固定，且心臟主體的主要血流出入口—上下腔靜脈，肺動脈，主動脈保持固定。
在第三步中，在瓣葉上施加相當于右室收縮壓的均布壓力3.33 kPa（約為25 mm Hg），使得瓣葉關閉，獲得術后的反流瓣口形態。
對于不同的反流瓣口形態，夾合位置、植入物型號、瓣環平面與植入物的初始角度均會影響手術效果。因此在本文中，分別對兩種反流形態在前瓣中點、后瓣中點、前后瓣交界以及后隔瓣交界進行了夾合。對于每個夾合位置，分別使用型號為18T、16T、14T的植入物進行夾合。選擇Ls-Dyna R13（Ansys，美國）的顯式算法作為求解器進行求解，為加快計算速度，上述每一子步（牽拉、夾合、瓣葉關閉）的時間皆為0.1 s。
2 結果
2.1 術后的反流瓣口
圖4展示了在各計算子步中的瓣葉及瓣環形態，其使用的植入物型號為16T。由于原始瓣環、瓣葉形態各不相同，因此對于兩種不同的反流瓣口，在不同位置夾合的效果也有所不同。考慮到原始反流瓣口與瓣環面積（月牙形反流瓣口面積：146 mm2，對應瓣環面積：1795 mm2，三角形反流瓣口面積：243 mm2，對應瓣環面積：1446 mm2），在后瓣中點夾合的效果均為最佳，其反流瓣口面積分別下降了75%與58%，而夾合在前后瓣交界處，治療效果最差，反流瓣口面積下降均為30%左右。對比夾合在前瓣中點以及后隔瓣交界處，對于月牙形瓣口，夾合在前瓣中點的效果明顯優于后隔瓣交界（反流面積縮小69% vs. 50%），而對于三角形瓣口，兩者相差不大（52% vs. 50%）。
圖4
K-Clip對于2例患者在不同部位夾合時各步驟的瓣葉瓣環形態圖
植入物型號：16T
圖5展示了月牙形反流瓣口患者在使用不同型號植入物以及不同位置夾合時，反流瓣口面積的縮小程度。其中在后瓣中點夾合的效果最好，夾合前瓣中點的效果次之，在前后瓣交界處夾合效果最差。另外，由于大型號的植入物可以夾合更多的組織，因此使用越大型號的植入物，瓣口面積縮小的程度就越高。值得注意的是，在前瓣中點及后隔瓣交界處，使用18T與16T的植入物并沒有明顯的區別。夾合前后瓣交界位置時，使用12T、14T、16T的夾合部件并沒有對反流瓣口造成不同影響。而在前瓣中點夾合時，由于12T植入物夾合組織太小，因此并沒有起到明顯的治療效果。
圖5
夾合后的數值對比
a：16T夾合部件植入后的反流瓣口縮小程度；b：不同型號夾合部件在不同位置植入后的效果（月牙形反流瓣口）；c：各型號夾合部件在夾合不同位置時的歸一化夾緊力（ 月牙形反流瓣口）
2.2 夾緊力
K-Clip的工作原理為旋轉基座螺釘，使得夾持臂基座靠近旋轉臂基座以關閉夾合部件，利用Ls–Dyna中*database cross section plane關鍵字提取垂直于夾持臂的作用力作為夾合部件對于瓣環的夾緊力。對患者1，使用不同型號的夾合部件，夾合不同位置，分別提取夾緊力并進行歸一化（即將18T植入物在后隔瓣交界處的夾緊力視為一個單位，其余型號與植入位置的夾緊力做相應，結果見圖5。
可以看到隨著植入物尺寸的加大，夾緊力呈上升趨勢。由于夾合部位的不同，夾合部位毗鄰結構不同，因此造成夾緊力大小也不同，后隔瓣交界處的夾緊力最大，在前后瓣交界處的夾緊力最小，數值約為前者的一半左右。使用12T與14T型號的植入物，并沒有造成明顯的夾緊力上升的趨勢。
3 討論
TR的病因有很多，本文中2例患者均由于瓣環擴張，導致瓣葉不能夠覆蓋瓣環區域，且腱索相對于瓣環位移，腱索過度約束瓣葉導致瓣葉不能充分展開。本文利用有限元方法，計算不同手術方案對于患者手術效果的影響。本文的結果表明，對于同一患者，K-Clip的夾合部件在不同的位置植入對于手術效果有著明顯的區別。對于本文中2例患者，使用16T型號夾合部件在后瓣中點夾合均取得了不錯的效果（反流瓣口面積下降75%與58%）。夾合位置在前后瓣交界時，手術效果并不理想，反流瓣口面積分別只下降了25%與32%。
影響植入物夾緊力的主要因素有兩個：夾合位置與植入物型號。如果在隔瓣附件夾合，由于室間隔的厚度更高，剛度更大，隔瓣附件的瓣環更不容易變形，因此需要更大的夾緊力使得植入物關閉，而在前后瓣交界處，則更容易夾合。而尺寸越大的夾合部件可以更好地減小瓣口面積，但是需要器械提供更大的夾緊力。在本研究中，兩側夾持臂均由120度關閉至40度，而在實際手術過程當中，夾合部件關閉的動力來源為輸送系統通過鞘管傳輸至植入物螺釘的扭矩，受輸送系統及鞘管的性能限制，可傳遞的最大扭矩有一個上限值。在實際手術過程中，可能會出現由于關閉夾合部件所需扭矩太大而不能順利把夾合部件關閉至40度以下的情況。
在手術過程中，選擇理想的植入位置以及夾合部件型號需考慮以下因素：（1）植入位置和夾合部件型號能否有效減小反流；（2）植入位置附件組織結構剛度是否過大，過大則夾合部件不能夠順利地關閉；（3）手術要求在瓣環組織被提拉后，調整位置使得兩夾持臂同時位于瓣環上，而過長的夾持臂更不易達到要求位置。綜合考慮以上因素，對于本文中月牙形以及三角形反流瓣口的患者來說，使用16T植入物夾合后瓣中點位置會取得理想的手術效果。夾合前瓣中點也能明顯減少反流，但會需要更大的關閉扭矩。在后隔瓣交界處夾合方案對于關閉夾合部件要求的扭矩過大且反流瓣口面積減小程度并不如前兩種方案。在前后瓣交界處植入需要較小的關閉扭矩，但不能取得很好的手術效果。對比16T與18T型號的植入物，使用16T的植入物對關閉扭矩的要求更低，同時手術效果與使用18T植入物并無明顯區別。
本研究也存在一定的局限性：（1）心臟內壁組織與瓣葉的材料屬性使用的是各向同性的超彈性材料本構，未考慮真實心臟材料的各向異性情況；（2）瓣葉的運動受到血流的影響，然而在本文中在瓣葉一側加載了均勻的壓力，沒有考慮真實心臟中脈動流對瓣葉的作用；（3）本研究中的心臟結構由單一時刻的心臟CT影像重建，未考慮真實心臟搏動的復雜運動情況。
本文通過三維重建以及有限元方法，還原了K-Clip治療2例TR患者的手術過程，得到以下結論：在不同部位植入K-Clip會對反流瓣口面積減小程度產生明顯影響，對于本研究中的兩種反流瓣口形態，K-Clip在后瓣中點植入會帶來最理想的效果。
在不同部位植入時關閉夾合部件的所需扭矩不同，在前瓣中點以及后隔瓣交界夾合時所需扭矩最大，不利于夾合部件順利關閉。
使用18T夾合部件以及16T夾合部件對反流瓣口面積的縮小并無顯著影響，且16T夾合部件所需關閉扭矩更小，推薦優先使用16T夾合部件。
利益沖突：無。
作者貢獻：施浩負責論文設計及撰寫；歐陽文斌、李世國、李琦、張鳳文、劉垚、魯雯馨負責文獻收集、數據采集及分析；劉暢、張少杰負責數據采集；潘湘斌負責論文設計及審校。
