Artículo de método

Medición de la tensión en una válvula aórtica expandible con balón de tercera generación durante la expansión

DOI:

10.3791/67455

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11 de julio de 2025

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1Department of Cardiac Surgery, Centre Cardiologique du Nord, 2Department of Cardiothoracic Surgery, Royal Infirmary of Edinburgh, 3Department of Anesthesia, Centre Cardiologique du Nord, 4Department of Interventional Cardiology, Centre Cardiologique du Nord, 5Department of Cardiology, Centre Cardiologique du Nord, 6Department of Cardiothoracic Surgery, University of Cincinnati College of Medicine, 7Department of Cardiothoracic Surgery, Mayo Clinic, Rochester

En este artículo

Resumen

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El siguiente protocolo describe las simulaciones realizadas para evaluar la influencia de la carga de presión sistémica en la integridad estructural de una válvula SAPIEN 3 de 26 mm. El nivel de tensión se determinó mediante la utilización de análisis de elementos finitos, que indicaron que las tensiones más altas durante la fase de engarzado se concentraron en las puntas comisurales.

Resumen

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

El objetivo de este estudio fue determinar las tensiones mecánicas experimentadas por las válvulas aórticas transcatéter expandibles con balón de tercera generación en presencia de calcificación aórtica, definida por un índice de Agatston elevado para el calcio. El dispositivo investigado era la válvula Edwards SAPIEN 3 (en adelante S3-TAV), un dispositivo comercial de 26 mm. Se llevaron a cabo cinco etapas. La primera fue la reconstrucción del modelo tridimensional (3D) de diseño asistido por ordenador (CAD) del dispositivo. El segundo fue una simulación del proceso de prensado y reapertura. El tercero fue evaluar el efecto del engarzado sobre el estrés de las valvas y una comparación con una condición ideal. El cuarto fue una simulación de casos clínicos reales. Finalmente, la siguiente fase del estudio implica el post-procesado de los resultados de la simulación y una comparación con los datos de seguimiento. Se utilizó una microtomografía computarizada de alta resolución para desarrollar una malla geométrica 3D precisa del stent y la válvula. Las propiedades materiales de los prospectos se derivaron de bioprótesis quirúrgicas; Las propiedades materiales de los stents se basaron en las del cobalto-cromo. Se realizaron una serie de simulaciones para evaluar el impacto de la carga de presión sistémica en la estructura. La tensión se cuantificó mediante la aplicación de análisis de elementos finitos. Un análisis de tensiones de la válvula, realizado utilizando una geometría exacta derivada de escaneos de alta resolución, reveló que las tensiones máximas durante la fase de prensado se concentraron en las puntas comisurales, donde se unieron las valvas. Estas regiones fueron identificadas como los sitios más probables para la trombosis y la degeneración. La persistencia de calcificaciones voluminosas tras la expansión del dispositivo da lugar a la formación de fugas paravalvulares (PVL), que actúan como precursoras de la trombosis y la degeneración estructural de la válvula.

Introducción

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El implante valvular aórtico transcatéter (TAVI) ha demostrado ser un tratamiento eficaz para la estenosis aórtica (EA) grave, especialmente en pacientes con riesgo intermedio o alto de ser intervenidos quirúrgicamente o en aquellos que no son elegibles para intervención quirúrgica 1,2,3,4. El SAPIEN 3 representa la tercera generación de válvulas aórticas expandibles (TAV) con balón transcatéter. Inicialmente se lanzó para uso comercial provisional en Europa en enero de 2014 y posteriormente en los Estados Unidos en junio de 2015. La válvula fue el dispositivo TAVI pionero aprobado por la Administración de Alimentos y Medicamentos de los Estados Unidos (FDA) para una indicación ampliada, es decir, pacientes quirúrgicos de riesgo intermedio con EA sintomática grave. Una mejora notable en el diseño en comparación con la iteración anterior de SAPIEN XT (denominada S-XT en adelante) fue la integración de un manguito de sellado de tereftalato de polietileno (PET) externo en la cara basal del stent. Esta innovación redujo notablemente la aparición de fugas paravalvulares (PVL). Además, con el fin de acomodar procedimientos más convenientes en pacientes con anillos más pequeños y proporcionar un rendimiento superior en los implantes de válvula en válvula, se desarrolló un S3-TAV de 20 mm de diámetro además de los tamaños estándar de 23 mm, 26 mm y 29 mm. Una importante reestructuración de la configuración del stent S3-TAV ha dado lugar a cambios notables en sus implicaciones clínicas. La válvula engarzada exhibía un perfil marcadamente disminuido, lo que facilitaba su inserción dentro de una vaina expandible de 14F o 16F. Además, el stent incluía un mayor número de células en su extremo distal, lo que facilitó las posteriores intervenciones coronarias percutáneas a través de los struts. Finalmente, se incrementó la longitud total del stent5. El advenimiento de configuraciones de stents que permiten el acceso percutáneo transfemoral rutinario representa un avance significativo en el acceso vascular para la TAVI.

En los ensayos clínicos originales con individuos de alto riesgo e inoperables, que típicamente eran octogenarios, las preocupaciones con respecto a la durabilidad del TAVI no fueron un problema significativo 6,7,8,9,10,11,12. Sin embargo, a medida que se incluyen en el estudio pacientes de menor riesgo y menor edad, la cuestión de la durabilidad del TAVI se vuelve cada vez más pertinente. El ensayo Placement of Aortic Transcatheter Valves (PARTNER) 3 inició el reclutamiento en abril de 2016 con el objetivo de evaluar la seguridad y eficacia de S3-TAV en pacientes quirúrgicos de bajo riesgo con estenosis aórtica (EA)13. La durabilidad de una válvula está directamente influenciada por su diseño. Se ha determinado que se pueden encontrar tensiones elevadas de las valvas en regiones que están muy cerca de áreas que exhiben degeneración calcificante y lagrimeo, lo que tiene el potencial de estar implicado en complicaciones de la trombosis 14,15,16,17,18,19,20,21,22 . En consecuencia, la apreciación de las características asociadas con las tensiones de las valvas del TAV es esencial para realizar una comparación significativa de la durabilidad relativa de los TAV en comparación con otros dispositivos o bioprótesis. En estudios previos, se empleó la metodología de análisis de elementos finitos (FEA) para la evaluación de las tensiones mecánicas en las valvas de las válvulas cardíacas transcatéter (TEHV) con balón expandible y TEHV autoexpandibles 20,21,23,24.

El FEA constituye una metodología firmemente establecida para la determinación de datos indispensables relativos a estructuras biológicas sofisticadas, que seguirían siendo inviables de medir directamente in vivo si no fuera por este enfoque. El FEA es una herramienta muy valiosa en los estudios fisiológicos cuando se emplea para determinar la durabilidad del dispositivo in silico mediante la estimación de tensiones y la determinación del modo de fallo. Para crear modelos precisos de elementos finitos, es necesario tener una representación 3D precisa de la geometría en un estado de presión cero, una comprensión integral del ensamblaje, las propiedades del material y las condiciones de carga fisiológicas. Dadas las revisiones sustanciales en el diseño de la válvula, la distribución de la tensión en el TAV expandible con balón de tercera generación más reciente, cuando está presente, aún no se ha establecido en el contexto de la calcificación de la válvula aórtica25,26.

El objetivo de este estudio fue determinar las tensiones experimentadas por los stents y valvas de TAV en un S3-TAV de 26 mm. El segundo paso consistió en la utilización de un modelo biomecánico computacional para examinar las posibles modificaciones estructurales que pueden ocurrir en las valvas y el stent después del implante de una válvula cardíaca transcatéter (THV) en dos pacientes con estenosis valvular aórtica que se sometieron a un procedimiento de implante de válvula aórtica transcatéter con el sistema S3-TAV 26 mm. Posteriormente, se evaluaron las posibles complicaciones que podrían haberse desarrollado con el dispositivo en dos estudios de casos clínicos.

En este estudio, las placas de calcio se modelan a partir de los datos obtenidos de la reconstrucción con microtomografía computarizada (Micro-CT). El estudio tiene cuatro objetivos específicos: (1) desarrollar un modelo tridimensional de diseño asistido por ordenador (CAD 3D) de la reconstrucción del dispositivo. (2) Evaluar el impacto del engarzado y la simulación de la reapertura con y sin valvas protésicas. (3) Evaluar el efecto del engarzado sobre el estrés experimentado por los folletos. (4) Replicar el procedimiento clínico completo. La siguiente fase del estudio requiere el posprocesamiento de los resultados de la simulación y una comparación con los datos de seguimiento 3,4 (Figura 1).

Se propone un enfoque sistemático para la simulación realista de TAVI, que está alineado con la práctica clínica. El objetivo es predecir el rendimiento postoperatorio de la prótesis en relación con las características anatómicas específicas en cuestión. El dispositivo en investigación fue un S3-TAV de 26 mm obtenido de un paciente y que medía 25,8 mm de diámetro externo y 20 mm de altura.

El conjunto del TAV consta de cuatro componentes: valvas pericárdicas bovinas, stent de cobalto-cromo, cubierta de dacrón y faldón de sellado exterior de tereftalato de polietileno (PET). Las dimensiones físicas y las uniones de sutura entre los distintos componentes se registran para facilitar el modelado preciso del conjunto con sus conexiones. Se desarrolla una malla 3D que representa el aparato, seguida de la aplicación de un FEA utilizando un solucionador explícito de elementos finitos. El posprocesamiento del FEA y el análisis de los datos determinan las tensiones experimentadas por las valvas y el stent (Figura 2).

En el ejemplo proporcionado se destacan dos pacientes que se sometieron a TAVI. Los dos pacientes presentaron EA grave y se consideró que tenían un mayor riesgo de complicaciones. A ambos pacientes se les realizó TAVI por vía transfemoral. En ambos casos se inició la planificación preoperatoria utilizando los datos de la TC, que representan la metodología estándar actual para la selección del dispositivo basada en la evaluación del anillo virtual y la evaluación del abordaje ideal de acuerdo con las guías 3,4.

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Protocolo

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El uso de estos datos para la investigación fue aprobado por la Junta de Revisión Institucional, con renuncia al consentimiento del paciente. IRB ID: 202201057, Número de aprobación asignado por el IRB: IRB-MTP_2022_03_202201057; ClinicalTrials.gov ID: NCT05261204.

NOTA: En la Tabla 1 se proporciona un resumen del protocolo.

1. Estudio investigado de biomodelado de dispositivos

  1. Estudio de biomodelización computarizada
    NOTA: Un paciente presentó un mal funcionamiento atribuible a una PVL. Posteriormente, el dispositivo se retiró y se utilizó para el estudio biomecánico.
    1. Realizar una micro tomografía computarizada del paciente en cuestión.
    2. Comparar los datos de las imágenes de TC obtenidos del modelo de elementos finitos (FEM) utilizando un modelo similar de dos pacientes de control. Para determinar la exactitud y precisión de los datos de simulación del dispositivo, realice un análisis comparativo con los datos obtenidos de una tomografía computarizada de control. Cree un modelo CAD 3D del dispositivo utilizando el dispositivo real explantado como referencia (Figura 2A).
    3. Realice imágenes del S3-TAV de 26 mm con un escáner de tomografía microcomputarizada de haz cónico de escritorio (micro CT -40) en varias orientaciones, incluidas secciones longitudinales a través del eje corto para visualizar las valvas de la válvula y el eje largo para facilitar la reconstrucción de la estructura del stent.
    4. Además, emplear diferentes intensidades para facilitar la diferenciación entre las geometrías del stent y de la valva valvular. Utilice los siguientes ajustes para el escaneo: una energía de 45 kVp, una corriente de 200 mA, un filtro de aluminio de 0,5 mm, un campo de visión de 50 mm, un tamaño de vóxel de 50 mm y un tiempo de integración de 200 ms para el examen de rayos X.
    5. Importe las imágenes radiográficas digitales, con un tamaño de vóxel de 50 mm, a Abaqus (solucionador comercial de elementos finitos) 2017, un programa de software de código abierto para la reconstrucción de superficies.
    6. Obtener el modelo geométrico a través de dos procesos distintos.
      1. En primer lugar, reconstruya geométricamente el marco del stent, las láminas protésicas y el faldón interior utilizando los comandos del software CAD Rhinoceros 5.0.
        NOTA: Los modelos CAD de los marcos de los stents se crearon utilizando el software Rhinoceros 5.0, y las fases de engarzado de los dispositivos y sus catéteres se reprodujeron utilizando el software comercial de solución de elementos finitos/explícito de MatLab. Este proceso consistió en reducir gradualmente los diámetros iniciales de los catéteres de 27 mm hasta alcanzar su tamaño final de 4,7 mm. El comportamiento de la válvula expandible con balón dentro de la raíz aórtica del paciente se replicó utilizando un desplazamiento radial estandarizado aplicado a los ganglios de un modelo cilíndrico fijo diseñado para replicar el balón expandible interno. Este proceso comenzó con la configuración engarzada del marco transcatéter.
      2. A continuación, defina las propiedades del FEM.
        NOTA: El comportamiento elastoplástico comprende un modelo de plasticidad de von Mises con endurecimiento isotrópico, un modelo hiperplásico isotrópico (potencial de energía de deformación: Ogden, 1er orden), un modelo elástico isótropo y, finalmente, una malla compuesta por 89.718 elementos. Estos se subdividen en elementos de folleto y faldón (41.154 elementos S4R) y elementos de marco (48.564 elementos C3D8R) (Figura 2B).
    7. Realizar exámenes preoperatorios de TC (Centre Cardiologique du Nord, Saint Denis, Francia) utilizando un escáner de tomografía computarizada de doble fuente. Para obtener imágenes con contraste, inyecte un agente de contraste yodado. Los principales parámetros de exploración para la TC cardíaca incluyen compuerta axial mixta y helicoidal sin tapa, 120 kV, mA inteligente, producto dosis-longitud (DLP) de 475 mGy.cm, índice de masa corporal (IMC) de 26, 70-96 latidos por minuto (lpm) y tiempo de adquisición de 6,8 s (Figura complementaria 1).
    8. Utilice el solucionador comercial de elementos finitos (https://www.suse.com/pcsc/viewVersionPage?versionID=17782) para crear un FEM de válvula aórtica como se informa en los pasos 1.1.3-1.1.7. (Figura 2, Figura 3 y Figura 4).
      NOTA: La Tabla 2 presenta un resumen de las pruebas realizadas de simulación de engarzado y reapertura.
    9. Utilice estos modelos en simulaciones que impliquen el engarce de stents e implantes de prótesis dentro de las raíces nativas.
    10. Para crear modelos geométricos específicos del paciente del complejo valvular aórtico, utilice un TAV recuperado, lo que garantiza propiedades precisas del material.
      NOTA: La simulación TAVI incluyó los siguientes pasos: (i) Preprocesamiento de las imágenes médicas; ii) Determinar los modelos apropiados para el análisis; (iii) Simulación del procedimiento a partir de los datos adquiridos; (iv) Post-procesamiento de los resultados de la simulación.

2. Modelo de raíz aórtica nativa

  1. Utilice el software ITK-SNAP 3.6 (accesible hasta el 20 de septiembre de 2021) para identificar las principales características anatómicas de la raíz aórtica del paciente a partir de imágenes DICOM preoperatorias y generar reconstrucciones tridimensionales (Segmentación).
    1. Procese los conjuntos de datos de TC utilizando ITK-Snap v2.4.
    2. Extraiga una región confinada de interés (es decir, la raíz aórtica desde el flujo de salida del ventrículo izquierdo hasta la unión sinotubular) de todo el cuerpo reconstruido, aprovechando las capacidades de mejora del contraste, recorte y segmentación del software.
      1. Emplear el software ITK-Snap v.2.4 para la extracción de la representación estereolitográfica (STL) de la raíz aórtica y los depósitos calcificados a partir de imágenes de TC.
      2. Procese el archivo STL y genere la malla de elementos finitos de la raíz aórtica utilizando un código interno a medida. Modele los folíolos nativos con elementos de concha bajo el supuesto de un espesor uniforme de 2,5 mm23,25.
        NOTA: Consulte la sección 1 del Archivo Complementario 1 12,20,23,25,26 para obtener más detalles.
    3. Después de la segmentación, utilice un código Matlab interno (v.R2018b) para generar una malla adecuada de la pared aórtica.
  2. Suponga un grosor constante de 2,5 mm para simplificar.
  3. Utilice los comandos de Rhinoceros 5.0 para construir una geometría CAD 3D definitiva de la raíz aórtica, tal como se describió anteriormente en el paso 1.1.6.
  4. Exporte la reconstrucción volumétrica de la raíz aórtica al solucionador comercial de elementos finitos para la discretización utilizando elementos tetraédricos C3D4. Véase la sección 2 del Archivo Complementario 1.

3. Calcificaciones

NOTA: Para recrear con precisión el TAVI, incluya calcificaciones cerca del prospecto. Estos pueden afectar significativamente la dinámica de expansión del stent junto con la complejidad técnica y la eficacia del procedimiento.

  1. Para el modelo comercial de solucionador de elementos finitos, trate cada calcificación como una entidad independiente.
  2. Utilice una técnica de restricción de acoplamiento cinemático, conectando los nudos de la superficie de los depósitos de calcio a los nudos de referencia designados de las valvas para garantizar una alineación precisa.
  3. Consulte la sección 3 del Archivo Suplementario 1, la Figura Suplementaria 2 y la Figura Suplementaria 3.

4. Modelo protésico

NOTA: Se han empleado imágenes micro-CT de alta resolución de los dispositivos TAV de 26 mm, capturadas después de la expansión, para generar modelos geométricos precisos de los dispositivos mediante la creación de réplicas 3D precisas utilizando software CAD.

  1. Construya modelos CAD de los marcos de los stents utilizando Rhinoceros 5.0 y Matlab.
  2. Obtener el modelo geométrico utilizando dos procesos distintos.
    1. Primera etapa: Utilice los comandos del software CAD Rhinoceros 5.0, que permite la reconstrucción geométrica del marco del stent, las láminas protésicas y el faldón interior.
    2. Segunda etapa: Realizar el análisis y la distribución de tensiones en el mapeo de malla de elementos mediante código interno de Matlab (https://www.mathworks.com/help/matlab/matlab_prog/create-scripts.html) (Figura 2).
  3. Utilice el solucionador de elementos finitos/Explicit comercial para replicar las etapas de engarzado del dispositivo dentro de los catéteres, con el diámetro inicial de 27 mm reducido gradualmente hasta el diámetro final de 4,7 mm.
  4. Importe las imágenes radiográficas digitales, con un tamaño de vóxel de 50 mm, en el solucionador comercial de elementos finitos para la reconstrucción de superficies (Figura 3, Figura 4, Figura 5 y Figura 6). Investigue las definiciones de contacto entre las valvas y el stent para elegir la representación más precisa del comportamiento general en función de estos datos.
  5. Conecte los ganglios de la valva al stent mediante un contacto de unión, con un valor de coeficiente de fricción de 0,1 (t = 0,1 s).
  6. Fije las geometrías de los folletos TAV al dacrón en la parte inferior y fíjelo a la geometría del stent en la parte superior.
  7. Divida la malla de la valva TAV en cuatro regiones distintas para estudiar la distribución de la tensión debida a la carga de presión: (i) comisura superior, (ii) comisura inferior, (iii) región superior de la valva libre, (iv) región inferior del vientre de la valva.
  8. Con el fin de replicar el comportamiento de la válvula expandible con balón dentro de la raíz aórtica del paciente, se implementa un desplazamiento radial uniforme en los ganglios de una superficie cilíndrica rígida, que sirve para emular el balón de expansión interna.
    NOTA: Esto se hizo a partir de la configuración engarzada del marco transcatéter.

5. Modelos de materiales

  1. Modele los tejidos de los folíolos nativos.
    1. Utilice las propiedades isotrópicas simplificadas del material St. Venant-Kirchhoff. Estas propiedades incluyen el módulo E de Young con un valor de 8 MPa y una relación v de Poisson de 0,45.
    2. Utilice un modelo constitutivo polinómico reducido de seis órdenes para describir el material hiperplásico11, que representa el comportamiento casi incompresible del tejido de la raíz cardíaca.
    3. Para la pared aórtica y las valvas, suponga un E = 8 MPa, v = 0,45 y ρ = 1,1 × 10-9 toneladas/mm3.
    4. Para los tejidos calcificados, utilice los siguientes valores12,24: E = 10 MPa, v = 0,35 y ρ = 2 × 10-9 toneladas/mm 3.
    5. Utilice el modelo de plasticidad de von Mises con endurecimiento isotrópico para describir el comportamiento elastoplástico del stent.
    6. Utilice los siguientes valores para los parámetros relevantes: E = 233 GPa; v = 0,35; 414 MPa, 933 MPa y 44,5% en términos de límite elástico, tensión última y deformación a la rotura, respectivamente24.

6. Detalles de la simulación

NOTA: En el contexto de las simulaciones TAVI, la relación entre la energía cinética y la energía interna se ha mantenido por debajo del 10% en todo momento, lo que refleja la naturaleza esencialmente cuasiestática del despliegue del stent.

  1. Con el fin de asegurar una representación precisa del ambiente in vivo observado en las raíces aórticas, imponer condiciones de contorno preliminares en ambas extremidades que se restringieron a un plan normal alineado con el eje de los stents. Emplee este enfoque para evitar movimientos excesivos. Consulte el Archivo Complementario 1.
  2. Además, obstruyen los ganglios en la base de los stents para impedir la traslación longitudinal de los implantes protésicos durante la fase de reapertura de la prótesis. Fijar el periodo de simulación en 0,8 s, permitiendo así el despliegue de stents dentro de la raíz aórtica de los pacientes. Consulte el Archivo Suplementario 1, la Figura Suplementaria 2 y la Figura Suplementaria 3.

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Resultados

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Evaluación del efecto de engarzado sobre el estrés de las valvas: consideración general
Los valores de estrés en las valvas protésicas en la fase diastólica se obtuvieron tras la realización de los siguientes pasos: (a) El cierre de las valvas se logró aplicando una presión fisiológica uniforme (0,005 MPa ≈80 mmHg) en su superficie externa. (b) La aposición de las valvas se facilitó mediante la reexpansión del marco del stent. (c) Finalmente, las valvas se incluyeron en configuración sistólica durante...

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Discusión

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

El rendimiento biomecánico del S3-TAV se ha evaluado en relación con los avances tecnológicos del dispositivo, que representan una tercera generación de este tipo de dispositivos. Sin embargo, este análisis también ha tenido en cuenta los desafíos actuales que persisten en la región de implantación y la geometría del anillo aórtico y la calcificación radicular o sólida voluminosa. El presente estudio demuestra que las tensiones principales máximas y mínimas que ocurren en el S3-TAV de 26...

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Divulgaciones

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El Dr. Julien Dreyfuss recibe honorarios de consultoría de Abbott, Edwards-Lifescience y Jenscare. El resto de los autores no tienen conflictos de intereses.

Agradecimientos

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Los autores desean expresar su inmensa gratitud a Philippe Guyon, un amigo y colega verdaderamente maravilloso. La inestimable experiencia y previsión de Philippe hicieron de este artículo una realidad, y por ello, estamos inmensamente agradecidos.

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Materiales

Lista de materiales utilizados en este artículo
NombreEmpresaNúmero de catálogoComentarios
AbaqusDassault Systè mes (Simulia, Providence, RI, EUA)2017solucionador comercial de elementos finitos
Edwards SAPIEN 3 válvulaEdwards Lifesciences, Inc. de Irvine, Californiahttps://www.edwards.com/healthcare-professionals/products-services/transcatheter-heart/transcatheter-sapien-3-ultraválvula Sapien estudiada
ITK-SNAP www.itksnap.orgVersión 3.6Identificación de la anatomía en imágenes DICOM preoperatorias
Matlab Mathworks Inc., Natick, MA, EE. UU.)v.R2018bGenerar una malla adecuada de la pared aórtica
MicroCT-40Scanco Medical AG, Basilea, SuizaEscáner de tomografía microcomputarizada de haz cónico de escritorio
Revolution ApexGE Healthcare, Chicago, Illinois, EE. UU. Escáner de tomografía computarizada de doble fuente 
Rinoceronte McNee and Associates, Seattle, WA, EE. UU.Versión 5.0Construir un diseño 3D definitivo asistido por computadora

Referencias

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  1. Leon, M. B., et al. Transcatheter or surgical aortic-valve replacement in intermediate-risk patients. N Engl J Med. 374 (16), 1609-1620 (2016).
  2. Reardon, M. J., et al. Surgical or transcatheter aortic-valve replacement in intermediate-risk patients. N Engl J Med. 376 (13), 1321-1331 (2017).
  3. Otto, C. M., et al. 2020 ACC/AHA guideline for the management of patients with valvular heart disease: a report of the american college of cardiology/american heart association joint committee on clinical practice guidelines. Circulation. 143 (5), e72-e227 (2021).
  4. Vahanian, A., et al. 2021 ESC/EACTS guidelines for the management of valvular heart disease. Eur Heart J. 43 (7), 561-632 (2022).
  5. Ribeiro, H. B., et al. Balloon-expandable prostheses for transcatheter aortic valve replacement. Prog Cardiovasc Dis. 56 (6), 583-595 (2014).
  6. Mack, M. J., et al. 5-year outcomes of transcatheter aortic valve replacement or surgical aortic valve replacement for high surgical risk patients with aortic stenosis (PARTNER 1): a randomised controlled trial. Lancet. 385 (9986), 2477-2484 (2015).
  7. Barbanti, M., et al. 5-year outcomes after transcatheter aortic valve implantation with CoreValve prosthesis. JACC Cardiovasc Interv. 8 (8), 1084-1091 (2015).
  8. Reardon, M. J., et al. 2-year outcomes in patients undergoing surgical or self-expanding transcatheter aortic valve replacement. J Am Coll Cardiol. 66 (2), 113-121 (2015).
  9. Yakubov, S. J., et al. 2-year outcomes after iliofemoral self-expanding transcatheter aortic valve replacement in patients with severe aortic stenosis deemed extreme risk for surgery. J Am Coll Cardiol. 66 (12), 1327-1334 (2015).
  10. Auricchio, F., et al. A computational tool to support pre-operative planning of stentless aortic valve implant. Med Eng Phys. 33 (10), 1183-1192 (2011).
  11. Martin, C., Sun, W. Simulation of long-term fatigue damage in bioprosthetic heart valves: effects of leaflet and stent elastic properties. Biomech Model Mechanobiol. 13 (4), 759-770 (2014).
  12. Xiong, F. L., et al. Finite element investigation of stentless pericardial aortic valves: relevance of leaflet geometry. Ann Biomed Eng. 38 (5), 1908-1918 (2010).
  13. Mack, M. J., et al. Transcatheter aortic-valve replacement with a balloon-expandable valve in low-risk patients. N Engl J Med. 380 (18), 1695-1705 (2019).
  14. Sun, W., et al. Simulated bioprosthetic heart valve deformation under quasi-static loading. J Biomech Eng. 127, 905-914 (2005).
  15. Sabbah, H. N., et al. Mechanical factors in the degeneration of porcine bioprosthetic valves: an overview. J Card Surg. 4 (4), 302-309 (1989).
  16. Thubrikar, M. J., et al. Role of mechanical stress in calcification of aortic bioprosthetic valves. J Thorac Cardiovasc Surg. 86 (1), 115-125 (1983).
  17. Dvir, D., et al. Standardized definition of structural valve degeneration for surgical and transcatheter bioprosthetic aortic valves. Circulation. 137 (4), 388-399 (2018).
  18. Rodriguez-Gabella, T., et al. Aortic bioprosthetic valve durability: incidence, mechanisms, predictors, and management of surgical and transcatheter valve degeneration. J Am Coll Cardiol. 70 (8), 1013-1028 (2017).
  19. Xuan, Y., et al. Stent and leaflet stresses in 29-mm second-generation balloon-expandable transcatheter aortic valve. Ann Thorac Surg. 104 (3), 773-781 (2017).
  20. Nappi, F., et al. CoreValve vs. Sapien 3 transcatheter aortic valve replacement: a finite element analysis study. Bioengineering (Basel). 8 (5), 52(2021).
  21. Nappi, F., et al. A finite element analysis study from 3D CT to predict transcatheter heart valve thrombosis. Diagnostics (Basel). 10 (4), 183(2020).
  22. Bianchi, M., et al. Patient-specific simulation of transcatheter aortic valve replacement: impact of deployment options on paravalvular leakage. Biomech Model Mechanobiol. 18 (2), 435-451 (2019).
  23. Morganti, S., et al. Simulation of transcatheter aortic valve implantation through patient-specific finite element analysis: two clinical cases. J Biomech. 47 (11), 2547-2555 (2014).
  24. Morganti, S., et al. Prediction of patient-specific postoperative outcomes of TAVI procedure: the impact of the positioning strategy on valve performance. J Biomech. 49 (12), 2513-2519 (2016).
  25. Auricchio, F., et al. Patient-specific simulation of a stentless aortic valve implant: the impact of fibres on leaflet performance. Comput Methods Biomech Biomed Engin. 17 (3), 277-285 (2014).
  26. Auricchio, F., et al. Simulation of transcatheter aortic valve implantation: a patient-specific finite element approach. Comput Methods Biomech Biomed Engin. 17 (12), 1347-1357 (2014).
  27. Herrmann, H. C., et al. One-year clinical outcomes with SAPIEN 3 transcatheter aortic valve replacement in high-risk and inoperable patients with severe aortic stenosis. Circulation. 134 (2), 130-140 (2016).
  28. Wendler, O., et al. SOURCE 3: 1-year outcomes post-transcatheter aortic valve implantation sing the latest generation of the balloon-expandable transcatheter heart valve. Eur Heart J. 38 (36), 2717-2726 (2017).
  29. Thourani, V. H., et al. Transcatheter aortic valve replacement versus surgical valve replacement in intermediate-risk patients: a propensity score analysis. Lancet. 387 (10034), 2218-2225 (2016).
  30. Wang, Q., et al. Patient-specific modeling of biomechanical interaction in transcatheter aortic valve deployment. J Biomech. 45 (11), 1965-1971 (2012).
  31. Eker, A., et al. Aortic annulus rupture during transcatheter aortic valve implantation: safe aortic root replacement. Eur J Cardiothorac Surg. 41 (5), 1205(2012).
  32. Xuan, Y., et al. Stent and leaflet stresses in 26-mm, third-generation, balloon-expandable transcatheter aortic valve. J Thorac Cardiovasc Surg. 157 (2), 528-536 (2019).
  33. Makkar, R. R., et al. Possible subclinical leaflet thrombosis in bioprosthetic aortic valves. N Engl J Med. 373 (2), 2015-2024 (2015).
  34. Vesely, I. The evolution of bioprosthetic heart valve design and its impact on durability. Cardiovasc Pathol. 12 (5), 277-286 (2003).
  35. Kim, H., et al. Dynamic simulation of bioprosthetic heart valves using a stress resultant shell model. Ann Biomed Eng. 36 (2), 262-275 (2008).
  36. Li, K., Sun, W. Simulated thin pericardial bioprosthetic valve leaflet deformation under static pressure-only loading conditions: implications for percutaneous valves. Ann Biomed Eng. 38 (8), 2690-2701 (2010).
  37. Bailey, J., et al. The impact of imperfect frame deployment and rotational orientation on stress within the prosthetic leaflets during transcatheter aortic valve implantation. J Biomech. 53, 22-28 (2017).
  38. Abbasi, M., Azadani, A. N. Leaflet stress and strain distributions following incomplete transcatheter aortic valve expansion. J Biomech. 48, 3663-3671 (2015).
  39. Li, K., Sun, W. Simulated transcatheter aortic valve deformation: a parametric study on the impact of leaflet geometry on valve peak stress. Int J Numer Method Biomed Eng. 33 (3), 10(2017).
  40. Xuan, Y., et al. Stent and leaflet stresses in a 26-mm first-generation balloon-expandable transcatheter aortic valve. J Thorac Cardiovasc Surg. 153 (5), 1065-1073 (2017).
  41. Altering heart valve leaflet attachment geometry to influence the location and magnitude of maximum loaded stress on the leaflet. Patent US. , WO1999066863A9 (2003).
  42. Virtual heart valve. US patent. , US8219229B2 (2012).
  43. Auricchio, F., Taylor, R. L. Shape-memory alloys: modelling and numerical simulations of the finite-strain superelastic behavior. Comput Methods Appl Mech Eng. 143 (1-2), 175-194 (1997).
  44. Fuchs, A., et al. Subclinical leaflet thickening and stent frame geometry in self-expanding transcatheter heart valves. EuroIntervention. 13 (9), e1067-e1075 (2017).
  45. Cavender, M. A., Kim, S. M. Utility of dual antiplatelet therapy for the prevention of subclinical leaflet thrombosis: now is not the time to HALT the use of dual antiplatelet therapy. JACC Cardiovasc Interv. 12 (1), 19-21 (2019).
  46. Spadaccio, C., et al. Nappi bioengineering case study to evaluate complications of adverse anatomy of aortic root in transcatheter aortic valve replacement: combining biomechanical modelling with CT imaging. Bioengineering. 7 (4), 121(2020).
  47. Hansson, N. C., et al. Transcatheter aortic valve thrombosis: incidence, predisposing factors, and clinical implications. J Am Coll Cardiol. 68 (19), 2059-2069 (2016).
  48. Chakravarty, T., et al. Subclinical leaflet thrombosis in surgical and transcatheter bioprosthetic aortic valves: an observational study. Lancet. 389 (10087), 2383-2392 (2017).
  49. Nührenberg, T. G., et al. Impact of on-clopidogrel platelet reactivity on incidence of hypoattenuated leaflet thickening after transcatheter aortic valve replacement. JACC Cardiovasc Interv. 12 (1), 12-18 (2019).
  50. Bavaria, J. E., et al. Five-year outcomes of the commence trial investigating aortic valve replacement with RESILIA tissue. Ann Thorac Surg. 115 (6), 1429-1436 (2023).
  51. Poitier, B., et al. Incidence and impact of hypoattenuated leaflet thickening following aortic valve replacement using a glycerol-preserved bioprosthesis. JTCVS Open. 18, 9-11 (2024).
  52. Poitier, B., et al. Fibrin deposition on bovine pericardium tissue used for bioprosthetic heart valve drives its calcification. Front Cardiovasc Med. 10, 1198020(2023).
  53. Dangas, G. D., et al. A controlled trial of rivaroxaban after transcatheter aortic-valve replacement. N Engl J Med. 382 (2), 120-129 (2020).
  54. Kuang, H., et al. Leaflet mechanical properties of Carpentier-Edwards Perimount Magna pericardial aortic bioprostheses. J Heart Valve Dis. 26, 81-89 (2017).
  55. Leone, O., et al. The elusive link between aortic wall histology and echocardiographic anatomy in bicuspid aortic valve: implications for prophylactic surgery. Eur J Cardiothorac Surg. 41 (2), 322-327 (2012).
  56. Fazel, S. S., et al. The aortopathy of bicuspid aortic valve disease has distinctive patterns and usually involves the transverse aortic arch. J Thorac Cardiovasc Surg. 135 (4), 901-907 (2008).
  57. Fedak, P. W., et al. Clinical and pathophysiological implications of a bicuspid aortic valve. Circulation. 106 (8), 900-904 (2002).
  58. Girdauskas, E., et al. Is aortopathy in bicuspid aortic valve disease a congenital defect or a result of abnormal hemodynamics? A critical reappraisal of a one-sided argument. Eur J Cardiothorac Surg. 39 (6), 809-814 (2011).
  59. Tadros, T. M., et al. Ascending aortic dilatation associated with bicuspid aortic valve: pathophysiology, molecular biology, and clinical implications. Circulation. 119 (6), 880-890 (2009).
  60. Schaefer, B. M., et al. The bicuspid aortic valve: an integrated phenotypic classification of leaflet morphology and aortic root shape. Heart. 94 (12), 1634-1638 (2008).
  61. Buchner, S., et al. Variable phenotypes of bicuspid aortic valve disease: classification by cardiovascular magnetic resonance. Heart. 96 (15), 1233-1240 (2010).
  62. Jackson, V., et al. Bicuspid aortic valve leaflet morphology in relation to aortic root morphology:a study of 300 patients undergoing open heart surgery. Eur J Cardiothorac Surg. 40 (3), e118-e124 (2011).
  63. Della Corte, A., Bancone, C. Multiple aortopathy phenotypes with bicuspid aortic valve: the importance of terminology and definition criteria. Eur J Cardiothorac Surg. 41 (6), 1404(2012).
  64. Russo, C. F., et al. Is aortic wall degeneration related to bicuspid aortic valve anatomy in patients with valvular disease. J Thorac Cardiovasc Surg. 136 (4), 937-942 (2008).
  65. Schaefer, B. M., et al. Usefulness of bicuspid aortic valve phenotype to predict elastic properties of the ascending aorta. Am J Cardiol. 99 (5), 686-690 (2007).
  66. Girdauskas, E., et al. Risk of late aortic events after an isolated aortic valve replacement for bicuspid aortic valve stenosis with concomitant ascending aortic dilation. Eur J Cardiothorac Surg. 42 (5), 832-837 (2012).

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