Methodenartikel

Meten van spanning op een ballon-expandeerbare aortaklep van de derde generatie tijdens expansie

DOI:

10.3791/67455

⸱

11 juli 2025

 ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  , 
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

In dit artikel

Samenvatting

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

Het volgende protocol geeft een overzicht van simulaties die zijn uitgevoerd om de invloed van systemische drukbelasting op de structurele integriteit van een 26 mm SAPIEN 3-klep te evalueren. Het stressniveau werd bepaald door gebruik te maken van eindige-elementenanalyses, die aangaven dat de hoogste spanningen tijdens de krimpfase geconcentreerd waren aan de commissurale uiteinden.

Samenvatting

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

Deze studie had tot doel de mechanische spanningen te bepalen die worden ervaren door met een ballon uitbreidbare transkatheter-aortakleppen van de derde generatie in aanwezigheid van aortaverkalking, gedefinieerd door een verhoogde Agatston-score-index voor calcium. Het apparaat dat werd onderzocht was de Edwards SAPIEN 3-klep (hierna S3-TAV genoemd), een commercieel apparaat van 26 mm. Er werden vijf stappen gezet. De eerste was de reconstructie van het driedimensionale (3D) computer-aided design (CAD) model van het apparaat. De tweede was een simulatie van het krimp- en heropeningsproces. De derde was het evalueren van het krimpeffect op folderstress en een vergelijking met een ideale conditie. De vierde was een simulatie van echte klinische gevallen. Ten slotte omvat de volgende fase van het onderzoek de nabewerking van de simulatieresultaten en een vergelijking met de vervolggegevens. Een micro-computertomografiescan met hoge resolutie werd gebruikt om een nauwkeurig 3D-geometrisch gaas van de stent en de klep te ontwikkelen. De materiaaleigenschappen van de blaadjes zijn afgeleid van chirurgische bioprothesen; De materiaaleigenschappen van de stents waren gebaseerd op die van kobalt-chroom. Er werd een reeks simulaties uitgevoerd om de impact van systemische drukbelasting op de constructie te beoordelen. Spanning werd gekwantificeerd door de toepassing van eindige-elementenanalyses. Een stressanalyse van de klep, uitgevoerd met behulp van exacte geometrie afgeleid van scans met hoge resolutie, onthulde dat de piekspanningen tijdens de krimpfase geconcentreerd waren op de commissurale uiteinden, waar de blaadjes werden bevestigd. Deze regio's werden geïdentificeerd als de meest waarschijnlijke plaatsen voor trombose en degeneratie. Het aanhouden van omvangrijke verkalkingen na uitbreiding van het apparaat resulteert in de vorming van paravalvulaire lekkages (PVL's), die fungeren als voorlopers van trombose en structurele klepdegeneratie.

Inleiding

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

Het is aangetoond dat transkatheter-aortaklepimplantatie (TAVI) een effectieve behandeling is voor ernstige aortastenose (AS), met name bij patiënten met een gemiddeld of hoog risico om een operatie te ondergaan of bij degenen die niet in aanmerking komen voor chirurgische ingreep 1,2,3,4. De SAPIEN 3 vertegenwoordigt de derde generatie transkatheterballon-expandeerbare aortakleppen (TAV's). Het werd in januari 2014 voor het eerst vrijgegeven voor voorlopig commercieel gebruik in Europa en vervolgens in juni 2015 in de Verenigde Staten. De klep was het baanbrekende TAVI-apparaat dat werd goedgekeurd door de Amerikaanse Food and Drug Administration (FDA) voor een uitgebreide indicatie, namelijk chirurgische patiënten met een gemiddeld risico met ernstige symptomatische AS. Een opmerkelijke verbetering in het ontwerp in vergelijking met de voorgaande SAPIEN XT (hierna S-XT genoemd) iteratie was de integratie van een buitenste polyethyleentereftalaat (PET) afdichtmanchet aan het basale aspect van de stent. Deze innovatie verminderde het optreden van paravalvulaire lekkage (PVL) aanzienlijk. Om gemakkelijkere procedures mogelijk te maken bij patiënten met kleinere annulussen en superieure prestaties te bieden bij klep-in-klepimplantaties, werd bovendien een S3-TAV met een diameter van 20 mm ontwikkeld naast de standaard maten van 23 mm, 26 mm en 29 mm. Een ingrijpende herstructurering van de S3-TAV-stentconfiguratie heeft geleid tot opmerkelijke veranderingen in de klinische implicaties ervan. De gekrompen klep vertoonde een duidelijk verminderd profiel, waardoor het gemakkelijker werd ingebracht in een 14F of 16F uitzetbare mantel. Bovendien bevatte de stent een groter aantal cellen aan het distale uiteinde, wat latere percutane coronaire interventies via de stutten mogelijk maakte. Ten slotte werd de totale lengte van de stent vergroot5. De komst van stentconfiguraties die routinematige transfemorale percutane toegang mogelijk maken, betekent een aanzienlijke vooruitgang in de vasculaire toegang voor TAVI.

In de oorspronkelijke klinische onderzoeken met personen met een hoog risico en inoperabele personen, die meestal tachtigjarigen waren, waren zorgen over de duurzaamheid van TAVI geen significant probleem 6,7,8,9,10,11,12. Desalniettemin, naarmate patiënten met een lager risico en jongere leeftijd in het onderzoek worden opgenomen, wordt de kwestie van de duurzaamheid van TAVI steeds relevanter. De Placement of Aortic Transcatheter Valves (PARTNER) 3-studie begon in april 2016 met rekrutering met als doel de veiligheid en werkzaamheid van S3-TAV te evalueren bij chirurgische patiënten met een laag risico en aortastenose (AS)13. De duurzaamheid van een klep wordt rechtstreeks beïnvloed door het ontwerp. Er is vastgesteld dat verhoogde bladspanningen kunnen worden gevonden in regio's die zich in de nabijheid bevinden van gebieden met verkalkte degeneratie en scheuring, die mogelijk betrokken kunnen zijn bij trombosecomplicaties 14,15,16,17,18,19,20,21,22 . Bijgevolg is een beoordeling van de kenmerken die verband houden met TAV-folderspanningen essentieel om een zinvolle vergelijking van de relatieve duurzaamheid van TAV's uit te voeren in vergelijking met andere hulpmiddelen of bioprothesen. In eerdere studies werd de methodologie van eindige-elementenanalyse (FEA) gebruikt voor de beoordeling van mechanische spanningen op de blaadjes van zowel ballon-expandeerbare transkatheterhartkleppen (TEHV's) als zelfexpanderende TEHV's 20,21,23,24.

FEA is een gevestigde methodologie voor de bepaling van onmisbare gegevens met betrekking tot geavanceerde biologische structuren, die zonder deze benadering onhaalbaar zouden blijven om rechtstreeks in vivo te meten. FEA is een zeer waardevol hulpmiddel in fysiologische studies wanneer het wordt gebruikt om de duurzaamheid van het apparaat in silico te bepalen door middel van spanningsschatting en bepaling van de faalmodus. Om nauwkeurige eindige-elementenmodellen te maken, is het noodzakelijk om een nauwkeurige 3D-weergave van de geometrie in een drukloze toestand te hebben, een uitgebreid begrip van de assemblage, de materiaaleigenschappen en de fysiologische belastingsomstandigheden. Gezien de substantiële herzieningen van het ontwerp van de klep, moet de spanningsverdeling op de meest recente ballon-expandeerbare TAV van de derde generatie, indien aanwezig, nog worden vastgesteld in de context van verkalking van de aortaklep25,26.

Het doel van deze studie was om de spanningen vast te stellen die TAV-stents en -blaadjes ervaren in een 26 mm S3-TAV. De tweede stap omvatte het gebruik van een computationeel biomechanisch model om de prospectieve structurele veranderingen te onderzoeken die kunnen optreden aan de folders en stent na implantatie van een transkatheterhartklep (THV) bij twee patiënten met aortaklepstenose die een transkatheter-aortaklepimplantatieprocedure ondergingen met het S3-TAV 26 mm-systeem. Vervolgens werden de mogelijke complicaties die zich met het apparaat hebben ontwikkeld, geëvalueerd in twee klinische casestudy's.

In deze studie worden calciumplaques gemodelleerd op basis van de gegevens die zijn verkregen uit microcomputertomografie (Micro-CT) reconstructie. Er zijn vier specifieke doelstellingen van de studie: (1) het ontwikkelen van een driedimensionaal computer-aided design (3D CAD) model van de reconstructie van het apparaat. (2) Evaluatie van de impact van krimpen en de simulatie van heropening met en zonder prothetische folders. (3) Evaluatie van het effect van krimpen op de stress die door de folders wordt ervaren. (4) Repliceren van de volledige klinische procedure. De volgende fase van het onderzoek vereist de nabewerking van de simulatieresultaten en een vergelijking met de vervolggegevens 3,4 (Figuur 1).

Voor de realistische simulatie van TAVI wordt een systematische aanpak voorgesteld, die aansluit bij de klinische praktijk. Het doel is om de postoperatieve prestaties van de prothese te voorspellen in relatie tot de specifieke anatomische kenmerken in kwestie. Het onderzoeksapparaat was een 26 mm S3-TAV verkregen van een patiënt en met een uitwendige diameter van 25,8 mm en een hoogte van 20 mm.

De TAV-assemblage bestaat uit vier componenten: pericardiale blaadjes van runderen, kobalt-chroomstent, Dacron-bekleding en buitenste polyethyleentereftalaat (PET) afdichtingsrok. De fysieke afmetingen en de hechtdraadverbindingen tussen de verschillende componenten worden geregistreerd om de nauwkeurige modellering van het samenstel met zijn verbindingen te vergemakkelijken. Er wordt een 3D-mesh ontwikkeld die het apparaat voorstelt, gevolgd door de toepassing van een FEA met behulp van een expliciete oplosser met een eindig element. Nabewerking van de FEA en data-analyse bepaalt de spanningen die de leaflets en de stent ervaren (Figuur 2).

Het gegeven voorbeeld belicht twee patiënten die TAVI ondergingen. De twee patiënten vertoonden ernstige AS en werden geacht een hoger risico op complicaties te hebben. Beide patiënten ondergingen TAVI via transfemorale toegang. In beide gevallen werd de preoperatieve planning geïnitieerd met behulp van CT-gegevens, die de huidige standaardmethodologie voor de selectie van apparaten vertegenwoordigen op basis van de beoordeling van de virtuele ring en de evaluatie van de ideale benadering in overeenstemming met de richtlijnen 3,4.

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Protocol

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

Het gebruik van deze gegevens voor onderzoek werd goedgekeurd door de Institutional Review Board, waarbij werd afgezien van toestemming van de patiënt. IRB-ID: 202201057, goedkeuringsnummer toegewezen door de IRB: IRB-MTP_2022_03_202201057; ClinicalTrials.gov ID: NCT05261204.

OPMERKING: Een samenvatting van het protocol vindt u in tabel 1.

1. Onderzocht onderzoek naar biomodellering van apparaten

  1. Computeronderzoek naar biomodellering
    OPMERKING: Eén patiënt vertoonde een storing die te wijten was aan een PVL. Het apparaat werd vervolgens verwijderd en gebruikt voor het biomechanische onderzoek.
    1. Voer een micro-CT-scan uit voor de patiënt in kwestie.
    2. Vergelijk CT-beeldvormingsgegevens verkregen uit het eindige-elementenmodel (FEM) met behulp van een vergelijkbaar model van twee controlepatiënten. Om de nauwkeurigheid en precisie van de simulatiegegevens van het apparaat vast te stellen, voert u een vergelijkende analyse uit met de gegevens die zijn verkregen uit een CT-scan van de controle. Maak een 3D CAD-model van het apparaat met behulp van het daadwerkelijke apparaat dat als referentie is geëxplanteerd (Afbeelding 2A).
    3. Voer beeldvorming uit van de 26 mm S3-TAV met een desktop cone-beam micro-computertomografiescanner (micro CT -40) in verschillende richtingen, inclusief longitudinale doorsneden door de korte as om de klepbladen te visualiseren en de lange as om de reconstructie van de stentstructuur te vergemakkelijken.
    4. Gebruik bovendien verschillende intensiteiten om het onderscheid tussen de geometrieën van de stent en de klepfolder te vergemakkelijken. Gebruik de volgende instellingen voor de scan: Een energie van 45 kVp, een stroom van 200 mA, een filter van 0,5 mm aluminium, een gezichtsveld van 50 mm, een voxelgrootte van 50 mm en een integratietijd van 200 ms voor het röntgenonderzoek.
    5. Importeer de digitale radiografische beelden, met een voxel grootte van 50 mm, in Abaqus (commercial finite element solver) 2017, een open-source software programma voor oppervlaktereconstructie.
    6. Verkrijg het geometrische model via twee verschillende processen.
      1. Reconstrueer eerst geometrisch het stentframe, de prothesevellen en de binnenrok met behulp van CAD-software Rhinoceros 5.0-commando's.
        OPMERKING: De CAD-modellen van de stentframes zijn gemaakt met behulp van Rhinoceros 5.0-software en de krimpfasen van zowel de apparaten als hun katheters zijn gereproduceerd met behulp van de commerciële eindige-elementenoplosser/Expliciete software van MatLab. Dit proces omvatte het geleidelijk verminderen van de initiële katheterdiameters van 27 mm totdat ze hun uiteindelijke grootte van 4,7 mm bereikten. Het gedrag van de ballon-expandeerbare klep in de aortawortel van de patiënt werd gerepliceerd met behulp van een gestandaardiseerde radiale verplaatsing die werd toegepast op de knooppunten van een vast cilindrisch model dat was ontworpen om de binnenste expanderende ballon te repliceren. Dit proces begon met de gekrompen configuratie van het transkatheterframe.
      2. Definieer vervolgens de eigenschappen van de FEM.
        OPMERKING: Het elastoplastische gedrag bestaat uit een von Mises-plasticiteitsmodel met isotrope hardening, een isotroop hyperplastisch model (rek-energiepotentiaal: Ogden, 1e orde), een isotroop elastisch model en ten slotte een mesh bestaande uit 89.718 elementen. Deze zijn onderverdeeld in folder- en rokelementen (41.154 S4R-elementen) en frame-elementen (48.564 C3D8R-elementen) (Figuur 2B).
    7. Voer preoperatieve CT-onderzoeken uit (Centre Cardiologique du Nord, Saint Denis, Frankrijk) met behulp van een computertomografiescanner uit twee bronnen. Om contrastversterkte beelden te verkrijgen, injecteert u een jodiumhoudend contrastmiddel. De belangrijkste scanparameters voor cardiale CT zijn onder meer gemengd axiaal gated en spiraalvormig ongedateerd, 120 kV, smart mA, dosislengteproduct (DLP) 475 mGy.cm, body mass index (BMI) 26, 70-96 slagen per minuut (bpm) en acquisitietijd 6,8 s (aanvullende figuur 1).
    8. Gebruik de in de handel verkrijgbare eindige-elementenoplosser (https://www.suse.com/pcsc/viewVersionPage?versionID=17782) om een FEM van de aortaklep te maken, zoals gerapporteerd in de stappen 1.1.3-1.1.7. (Figuur 2, Figuur 3 en Figuur 4).
      OPMERKING: Tabel 2 geeft een samenvatting van de uitgevoerde tests van krimp- en heropeningssimulatie.
    9. Gebruik deze modellen in simulaties met stentkrimp en prothese-implantaties in de oorspronkelijke wortels.
    10. Om patiëntspecifieke geometrische modellen van het aortaklepcomplex te maken, gebruikt u een opgehaalde TAV, waardoor nauwkeurige materiaaleigenschappen worden gegarandeerd.
      OPMERKING: De TAVI-simulatie omvatte de volgende stappen: (i) Voorverwerking van de medische beelden; (ii) Het identificeren van geschikte modellen voor analyse; (iii) Simulatie van de procedure op basis van de verkregen gegevens; (iv) Nabewerking van de simulatieresultaten.

2. Inheems aortawortelmodel

  1. Gebruik ITK-SNAP 3.6-software (toegankelijk via 20, 2021) om de belangrijkste anatomische kenmerken van de aortawortel van de patiënt te identificeren uit preoperatieve DICOM-beelden en driedimensionale reconstructies te genereren (segmentatie).
    1. Verwerk de CT-datasets met behulp van ITK-Snap v2.4.
    2. Extraheer een beperkt interessegebied (d.w.z. de aortawortel van de linkerventrikulaire uitstroom naar de sinotubulaire overgang) uit het hele gereconstrueerde lichaam, gebruikmakend van de contrastverbeterings-, bijsnijd- en segmentatiemogelijkheden van de software.
      1. Gebruik de ITK-Snap v.2.4-software voor de extractie van de stereolithografie (STL) weergave van de aortawortel en verkalkte afzettingen uit CT-beelden.
      2. Verwerk het STL-bestand en genereer het eindige-elementennet van de aortawortel met behulp van een op maat gemaakte interne code. Modelleer de inheemse blaadjes met schaalelementen onder de aanname van een uniforme dikte van 2,5 mm 23,25.
        OPMERKING: Raadpleeg sectie 1 van aanvullend bestand 1 12,20,23,25,26 voor meer details.
    3. Gebruik na segmentatie een interne Matlab-code (v.R2018b) om een geschikt gaas van de aortawand te genereren.
  2. Ga voor de eenvoud uit van een constante dikte van 2,5 mm.
  3. Gebruik Rhinoceros 5.0-commando's om een definitieve 3D CAD-geometrie van de aortawortel te construeren, zoals eerder beschreven in stap 1.1.6.
  4. Exporteer de volumetrische reconstructie van de aortawortel naar de commerciële eindige-elementenoplosser voor discretisatie met behulp van C3D4-tetraëdrische elementen. Zie sectie 2 van aanvullend dossier 1.

3. Verkalkingen

OPMERKING: Om TAVI nauwkeurig na te spelen, moet u verkalkingen in de buurt van de bijsluiter opnemen. Deze kunnen de dynamiek van de stentexpansie aanzienlijk beïnvloeden, naast de technische complexiteit en werkzaamheid van de procedure.

  1. Voor het commerciële eindige-elementenoplossermodel behandelt u elke verkalking als een op zichzelf staande entiteit.
  2. Gebruik een kinematische koppelingsbeperkingstechniek, waarbij de oppervlakteknopen van de calciumafzettingen worden verbonden met de aangewezen referentieknopen van de blaadjes om een nauwkeurige uitlijning te garanderen.
  3. Zie sectie 3 van aanvullend dossier 1, aanvullende afbeelding 2 en aanvullende afbeelding 3.

4. Prothetisch model

OPMERKING: Micro-CT-beelden met hoge resolutie van de 26 mm TAV-apparaten, vastgelegd na uitbreiding, zijn gebruikt om nauwkeurige geometrische modellen van de apparaten te genereren door het maken van nauwkeurige 3D-replica's met behulp van CAD-software.

  1. Bouw CAD-modellen van de stentframes met behulp van Rhinoceros 5.0 en Matlab.
  2. Verkrijg het geometrische model met behulp van twee verschillende processen.
    1. Eerste fase: Gebruik CAD-software Rhinoceros 5.0-commando's, waarmee een geometrische reconstructie van het stentframe, de prothesevellen en de binnenrok mogelijk is.
    2. Tweede fase: Voer de analyse en spanningsverdeling uit op het in kaart brengen van elementmesh door middel van interne Matlab-code (https://www.mathworks.com/help/matlab/matlab_prog/create-scripts.html) (Figuur 2).
  3. Gebruik de in de handel verkrijgbare eindige-elementenoplosser/Explicit om de krimpfasen van het apparaat in de katheters na te bootsen, waarbij de initiële diameter van 27 mm geleidelijk wordt teruggebracht tot de uiteindelijke diameter van 4,7 mm.
  4. Importeer de digitale radiografische beelden, met een voxelgrootte van 50 mm, in de commerciële eindige-elementenoplosser voor oppervlaktereconstructie (Figuur 3, Figuur 4, Figuur 5 en Figuur 6). Onderzoek de contactdefinities tussen de folders en de stent om op basis van deze gegevens de meest nauwkeurige weergave van het algehele gedrag te kiezen.
  5. Verbind de leafletknopen met de stent met behulp van een bindcontact , met een wrijvingscoëfficiënt van 0,1 (t = 0,1 s).
  6. Bevestig de geometrieën van de TAV-folder aan de onderkant op Dacron en bevestig deze aan de stentgeometrie aan de bovenkant.
  7. Verdeel het TAV-foldergaas in vier verschillende regio's om de stressverdeling als gevolg van drukbelasting te bestuderen: (i) bovenste commissuur, (ii) onderste commissuur, (iii) bovenste vrije foldergebied, (iv) onderste folderbuikgebied.
  8. Om het gedrag van de ballon-expandeerbare klep in de aortawortel van de patiënt na te bootsen, implementeert u een uniforme radiale verplaatsing op de knopen van een stijf cilindrisch oppervlak, dat dient om de binnenste uitzettende ballon na te bootsen.
    OPMERKING: Dit werd gedaan uitgaande van de gekrompen configuratie van het transkatheterframe.

5. Materiële modellen

  1. Modelleer de inheemse blaadjesweefsels.
    1. Gebruik vereenvoudigde isotrope St. Venant-Kirchhoff materiaaleigenschappen. Deze eigenschappen omvatten Young's modulus E met een waarde van 8 MPa en een Poisson-ratio v van 0,45.
    2. Gebruik een zes-orde gereduceerd polynoom constitutief model om het hyperplastische materiaal11 te beschrijven, dat het bijna onsamendrukbare gedrag van hartwortelweefsel vertegenwoordigt.
    3. Ga voor de aortawand en de blaadjes uit van een E = 8 MPa, v = 0,45 en ρ = 1,1 × 10-9 ton/mm3.
    4. Gebruik voor de verkalkte weefsels de volgende waarden12,24: E = 10 MPa, v = 0,35 en ρ = 2 × 10-9 ton/mm 3.
    5. Gebruik het von Mises plasticiteitsmodel met isotrope verharding om het elastoplastische gedrag van de stent te beschrijven.
    6. Gebruik de volgende waarden voor de relevante parameters: E = 233 GPa; v = 0,35; 414 MPa, 933 MPa en 44,5% in termen van vloeispanning, ultieme spanning en vervorming bij breuk, respectievelijk24.

6. Details van de simulatie

OPMERKING: In de context van TAVI-simulaties is de verhouding tussen kinetische energie en interne energie de hele tijd onder de 10% gebleven, wat de in wezen quasi-statische aard van de plaatsing van de stent weerspiegelt.

  1. Om een nauwkeurige weergave te garanderen van de in vivo omgeving die in de aortawortels wordt waargenomen, moeten aan beide uiteinden voorafgaande randvoorwaarden worden opgelegd die werden beperkt tot een normaal plan dat is uitgelijnd met de as van de stents. Gebruik deze aanpak om overmatige bewegingen te voorkomen. Zie aanvullend dossier 1.
  2. Blokkeer bovendien de knooppunten aan de basis van de stents om de longitudinale translatie van de prothetische implantaten tijdens de heropeningsfase van de prothese te belemmeren. Stel de simulatieperiode in op 0,8 s, waardoor de plaatsing van stents in de aortawortel van patiënten mogelijk wordt. Zie Aanvullend Dossier 1, Aanvullende Figuur 2 en Aanvullende Figuur 3.

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Resultaten

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

Evaluatie van het krimpeffect op de stress van folders: algemene overweging
De stresswaarden op prothetische folders in de diastolische fase werden verkregen na voltooiing van de volgende stappen: (a) Het sluiten van de folder werd bereikt door een uniforme fysiologische druk (0,005 MPa ≈80 mmHg) op het buitenoppervlak uit te oefenen. (b) Het aanbrengen van de folder werd vervolgens vergemakkelijkt door het stentframe opnieuw uit te zetten. (c) Ten slotte werden de bl...

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Discussie

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

De biomechanische prestaties van S3-TAV zijn geëvalueerd in relatie tot de technologische vooruitgang van het apparaat, die een derde generatie van dergelijke apparaten vertegenwoordigt. Bij deze analyse is echter ook rekening gehouden met de voortdurende uitdagingen die nog steeds bestaan in het implantatiegebied en de geometrie van de aortaannulus en wortel- of vaste volumineuze verkalking. De huidige studie toont aan dat de maximale en minimale hoofdspanningen die optreden in de 26 mm...

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Openbaarmakingen

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

Dr. Julien Dreyfuss ontvangt advieskosten van Abbott, Edwards-Lifescience en Jenscare. De overige auteurs hebben geen belangenconflicten.

Dankbetuigingen

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

De auteurs willen hun immense dankbaarheid betuigen aan Philippe Guyon, een werkelijk geweldige vriend en collega. Philippe's onschatbare expertise en vooruitziende blik hebben dit artikel werkelijkheid gemaakt, en daar zijn we enorm dankbaar voor.

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Materialen

Lijst van materialen gebruikt in dit artikel
NaamBedrijfCatalogusnummerOpmerkingen
AbaqusDassault Systèmes (Simulia, Providence, RI, USA)2017commerciële eindige-elementen-oplosser
Edwards SAPIEN 3 valveEdwards Lifesciences, Inc. of Irvine, Californiahttps://www.edwards.com/healthcare-professionals/products-services/transcatheter-heart/transcatheter-sapien-3-ultraSapien-klep bestudeerd
ITK-SNAP www.itksnap.orgVersie 3.6Anatomie identificeren op pre-operatieve DICOM-beelden
Matlab Mathworks Inc., Natick, MA, USA)v.R2018bGenereer een geschikt netwerk van de aortawand
MicroCT-40Scanco Medical AG, Basel, ZwitserlandDesktop-cone-beam micro-computed tomography scanner 
Revolution ApexGE Healthcare, Chicago, Illinois, USADual-source computed tomography scanner 
Rhinoceros McNee and Associates, Seattle, WA, USAVersie 5.0Maak een definitief 3D Computer-aided design

Referenties

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

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Herprints en machtigingen

Toestemming aanvragen om de tekst of afbeeldingen van dit JoVE-artikel te hergebruiken

Toestemming aanvragen

Trefwoorden

Aortaklepstressballonexpandeerbare klepeindige elementenanalyseklepcrimpenleafletstressaortacalcinatieparavalvulaire lekkagemicro computertomografiekobalt chroomstentstructurele klepdegeneratie
Video binnenkort beschikbaar

Gerelateerde artikelen