Artykuł metodologiczny

Pomiar naprężeń na zaworze aortalnym trzeciej generacji rozprężalnym balonem podczas rozprężania

DOI:

10.3791/67455

⸱

11 lipca 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

W tym artykule

Podsumowanie

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

Poniższy protokół przedstawia symulacje przeprowadzone w celu oceny wpływu obciążenia ciśnieniem systemowym na integralność strukturalną zaworu SAPIEN 3 26 mm. Poziom naprężeń określono za pomocą analiz metodą elementów skończonych, które wykazały, że największe naprężenia podczas fazy zaciskania były skoncentrowane na końcówkach spoidła.

Streszczenie

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

To badanie miało na celu określenie naprężeń mechanicznych doświadczanych przez przezcewnikowe zastawki aortalne trzeciej generacji z możliwością rozszerzania balonem w obecności zwapnienia aorty, zdefiniowanego przez podwyższony wskaźnik skali Agatstona dla wapnia. Badanym urządzeniem był zawór Edwards SAPIEN 3 (zwany dalej S3-TAV), komercyjne urządzenie o średnicy 26 mm. Podjęto pięć kroków. Pierwszym z nich była rekonstrukcja trójwymiarowego (3D) modelu CAD (computer-aided design) urządzenia. Drugim była symulacja procesu zaciskania i ponownego otwierania. Trzecim była ocena wpływu zaciskania na stres ulotki i porównanie z idealnym stanem. Czwarta była symulacją rzeczywistych przypadków klinicznych. Wreszcie, kolejna faza badania obejmuje przetwarzanie końcowe wyników symulacji i porównanie z danymi następczymi. Tomografia mikrokomputerowa o wysokiej rozdzielczości została wykorzystana do opracowania dokładnej geometrycznej siatki 3D stentu i zastawki. Właściwości materiałowe ulotek zostały wyprowadzone z bioprotez chirurgicznych; Właściwości materiałowe stentów oparto na właściwościach kobaltowo-chromowych. Przeprowadzono szereg symulacji w celu oceny wpływu systemowego obciążenia ciśnieniowego na konstrukcję. Naprężenia określono ilościowo za pomocą analiz metodą elementów skończonych. Analiza naprężeń zaworu, przeprowadzona przy użyciu dokładnej geometrii pochodzącej ze skanów o wysokiej rozdzielczości, wykazała, że naprężenia szczytowe podczas fazy zaciskania były skoncentrowane na końcówkach spoidła, do których przymocowane były ulotki. Regiony te zostały zidentyfikowane jako najbardziej prawdopodobne miejsca zakrzepicy i zwyrodnienia. Utrzymywanie się dużych zwapnień po rozszerzeniu urządzenia powoduje powstawanie przecieków przystawkowych (PVL), które działają jako prekursory zakrzepicy i strukturalnego zwyrodnienia zastawki.

Wprowadzenie

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

1,2,3,4. SAPIEN 3 reprezentuje trzecią generację przezcewnikowych balonowych rozprężalnych zastawek aortalnych (TAV). Początkowo został wydany do tymczasowego użytku komercyjnego w Europie w styczniu 2014 r., a następnie w Stanach Zjednoczonych w czerwcu 2015 r. Zastawka była pionierskim urządzeniem TAVI, które zostało zatwierdzone przez Amerykańską Agencję ds. Żywności i Leków (FDA) do rozszerzonego wskazania, a mianowicie dla pacjentów chirurgicznych średniego ryzyka z ciężkimi objawowymi ZZSK. Godnym uwagi ulepszeniem konstrukcji w porównaniu z poprzednią wersją SAPIEN XT (zwaną dalej S-XT) było zintegrowanie zewnętrznego mankietu uszczelniającego z politereftalanu etylenu (PET) w podstawowym astentze stentu. Ta innowacja znacznie zmniejszyła występowanie przecieku przystawkowego (PVL). Ponadto, aby dostosować się do wygodniejszych procedur u pacjentów z mniejszymi pierścieniami i zapewnić lepszą wydajność w implantacji zastawki w zastawce, oprócz standardowych rozmiarów 23 mm, 26 mm i 29 mm opracowano S3-TAV o średnicy 20 mm. Znacząca restrukturyzacja konfiguracji stentu S3-TAV doprowadziła do znaczących zmian w jego implikacjach klinicznych. Zaciśnięty zawór wykazywał znacznie zmniejszony profil, co ułatwiało jego wprowadzenie w rozprężną osłonę 14F lub 16F. Co więcej, stent zawierał większą liczbę komórek na jego dystalnym końcu, co ułatwiało późniejsze przezskórne interwencje wieńcowe za pośrednictwem rozpórek. Na koniec zwiększono całkowitą długość stentu5. Pojawienie się konfiguracji stentów, które umożliwiają rutynowy przezskórny dostęp przezudowy, stanowi znaczący postęp w dostępie naczyniowym dla TAVI.

W pierwotnych badaniach klinicznych z udziałem osób wysokiego ryzyka i niezdolnych do operacji, które zazwyczaj były osiemdziesięciolatkami, obawy dotyczące trwałości TAVI nie były istotnym problemem6,7,8,9,10,11,12. Niemniej jednak, w związku z tym, że do badania włączani są pacjenci o niższym ryzyku i w młodszym wieku, kwestia trwałości TAVI staje się coraz bardziej istotna. W kwietniu 2016 r. rozpoczęto rekrutację do badania Placement of Aortic Transcatheter Valves (PARTNER) 3, którego celem była ocena bezpieczeństwa i skuteczności S3-TAV u pacjentów chirurgicznych niskiego ryzyka ze zwężeniem zastawki aortalnej (AS)13. Na trwałość zaworu ma bezpośredni wpływ jego konstrukcja. Ustalono, że wzmożone naprężenia listków można znaleźć w regionach, które znajdują się w bliskim sąsiedztwie obszarów wykazujących zwyrodnienie i rozdarcie zwapnienia, które mogą być związane z powikłaniami zakrzepicy14,15,16,17,18,19,20,21,22. W związku z tym ocena cech związanych ze stresem na ulotkach TAV jest niezbędna do przeprowadzenia miarodajnego porównania względnej trwałości TAV w porównaniu z innymi wyrobami lub bioprotezami. W poprzednich badaniach metodologia analizy elementów skończonych (MES) została wykorzystana do oceny naprężeń mechanicznych na ulotkach zarówno przezcewnikowych zastawek serca rozprężalnych balonem (TEHV), jak i samorozprężalnych TEHV20,21,23,24.

MES stanowi mocno ugruntowaną metodologię określania niezbędnych danych dotyczących zaawansowanych struktur biologicznych, które byłyby niewykonalne do bezpośredniego zmierzenia in vivo, gdyby nie to podejście. MES jest bardzo cennym narzędziem w badaniach fizjologicznych, gdy jest stosowany do określania trwałości urządzenia in silico za pomocą szacowania naprężeń i określania trybu awarii. Aby tworzyć dokładne modele elementów skończonych, konieczne jest posiadanie precyzyjnego odwzorowania 3D geometrii w stanie zerowym ciśnienia, kompleksowe zrozumienie montażu, właściwości materiału i fizjologicznych warunków obciążenia. Biorąc pod uwagę znaczne zmiany w konstrukcji zastawki, rozkład naprężeń na najnowszej TAV trzeciej generacji, rozprężalnej balonowo, jeśli jest obecny, nie został jeszcze ustalony w kontekście zwapnienia zastawki aortalnej25,26.

Celem tego badania było ustalenie naprężeń doświadczanych przez stenty i ulotki TAV w 26-mm S3-TAV. Drugi etap polegał na wykorzystaniu obliczeniowego modelu biomechanicznego do zbadania potencjalnych zmian strukturalnych, które mogą wystąpić w płatkach i stencie po przezcewnikowej implantacji zastawki serca (THV) u dwóch pacjentów ze zwężeniem zastawki aortalnej, którzy przeszli zabieg przezcewnikowej implantacji zastawki aortalnej systemem S3-TAV 26 mm. Następnie potencjalne powikłania, które mogły rozwinąć się w związku z urządzeniem, zostały ocenione w dwóch klinicznych studiach przypadków.

W tym badaniu, blaszki wapniowe są modelowane na podstawie danych uzyskanych z rekonstrukcji za pomocą mikrotomografii komputerowej (Micro-CT). Cele szczegółowe badania wyznaczono: (1) opracowanie trójwymiarowego modelu rekonstrukcji urządzenia za pomocą projektowania wspomaganego komputerowo (3D CAD). (2) Ocena wpływu zaciskania i symulacja ponownego otwierania z ulotkami protetycznymi i bez nich. (3) Ocena wpływu zaciskania na naprężenia odczuwane przez ulotki. (4) Odtworzenie całej procedury klinicznej. Kolejna faza badania wymaga późniejszego przetworzenia wyników symulacji i porównania z danymi uzupełniającymi3,4 (Rysunek 1).

Proponowane jest systematyczne podejście do realistycznej symulacji TAVI, które jest zgodne z praktyką kliniczną. Celem jest przewidzenie wydajności pooperacyjnej protezy w odniesieniu do określonych cech anatomicznych, o których mowa. Badanym urządzeniem był 26-milimetrowy S3-TAV uzyskany od pacjenta o średnicy zewnętrznej 25,8 mm i wysokości 20 mm.

Zespół TAV składa się z czterech elementów: listków osierdziowych bydlęcych, stentu kobaltowo-chromowego, pokrycia dakronowego i zewnętrznej osłony uszczelniającej z politereftalanu etylenu (PET). Rejestrowane są wymiary fizyczne i połączenia szwów między różnymi komponentami, aby ułatwić precyzyjne modelowanie zespołu wraz z jego połączeniami. Opracowywana jest siatka 3D reprezentująca aparaturę, a następnie nakładana jest metoda MES przy użyciu jawnego solwera elementów skończonych. Przetwarzanie końcowe MES i analiza danych określają naprężenia doświadczane przez ulotki i stent (Rysunek 2).

Podany przykład przedstawia dwóch pacjentów, którzy przeszli TAVI. U dwóch pacjentów stwierdzono ciężki zespół Aspergera i uznano, że są bardziej narażeni na powikłania. U obu pacjentów wykonano TAVI przez dostęp przezudowy. W obu przypadkach rozpoczęto planowanie przedoperacyjne z wykorzystaniem danych z tomografii komputerowej, które reprezentują aktualną standardową metodologię doboru urządzeń na podstawie oceny wirtualnego pierścienia i oceny idealnego podejścia zgodnie z wytycznymi3,4.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Protokół

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

Wykorzystanie tych danych do badań zostało zatwierdzone przez Institutional Review Board, z zastrzeżeniem zgody pacjenta. Identyfikator IRB: 202201057, numer zatwierdzenia nadany przez IRB: IRB-MTP_2022_03_202201057; ClinicalTrials.gov identyfikator: NCT05261204.

UWAGA: Podsumowanie protokołu znajduje się w Tabeli 1.

1. Badanie biomodelowania urządzeń

  1. Badanie biomodelowania komputerowego
    UWAGA: Jeden pacjent wykazywał nieprawidłowe działanie, które można przypisać PVL. Urządzenie zostało następnie usunięte i wykorzystane do badań biomechanicznych.
    1. Wykonaj mikrotomografię komputerową dla danego pacjenta.
    2. Porównaj dane obrazowania CT uzyskane z modelu elementów skończonych (MES) przy użyciu podobnego modelu od dwóch pacjentów kontrolnych. W celu upewnienia się co do dokładności i precyzji danych symulacyjnych urządzenia należy przeprowadzić analizę porównawczą z danymi uzyskanymi z kontrolnej tomografii komputerowej. Utwórz model 3D CAD urządzenia, korzystając z rzeczywistego urządzenia wyeksplantowanego jako odniesienie (Rysunek 2A).
    3. Przeprowadzenie obrazowania 26 mm S3-TAV za pomocą stacjonarnego skanera mikrotomografii komputerowej stożkowej (micro CT -40) w różnych orientacjach, w tym przekrojach podłużnych przez krótką oś w celu uwidocznienia płatków zastawki i osi długiej w celu ułatwienia rekonstrukcji struktury stentu.
    4. Dodatkowo należy stosować różne intensywności, aby ułatwić rozróżnienie geometrii stentu i płatka zastawki. Użyj następujących ustawień skanowania: energia 45 kVp, prąd 200 mA, filtr z aluminium 0,5 mm, pole widzenia 50 mm, rozmiar woksela 50 mm i czas integracji 200 ms dla badania rentgenowskiego.
    5. Zaimportuj cyfrowe obrazy radiograficzne o wielkości woksela 50 mm do Abaqus (komercyjnego solvera elementów skończonych) 2017, oprogramowania typu open source do rekonstrukcji powierzchni.
    6. Model geometryczny można uzyskać w dwóch odrębnych procesach.
      1. Najpierw zrekonstruuj geometrycznie ramę stentu, arkusze protetyczne i fartuch wewnętrzny za pomocą oprogramowania CAD Rhinoceros 5.0 commands.
        UWAGA: Modele CAD ram stentów zostały stworzone przy użyciu oprogramowania Rhinoceros 5.0, a fazy zaciskania zarówno urządzeń, jak i ich cewników zostały odtworzone przy użyciu komercyjnego solvera elementów skończonych/oprogramowania Explicit firmy MatLab. Proces ten polegał na stopniowym zmniejszaniu początkowej średnicy cewnika wynoszącej 27 mm, aż do osiągnięcia ostatecznego rozmiaru 4,7 mm. Zachowanie zastawki rozprężalnej balonem w korzeniu aorty pacjenta zostało odtworzone przy użyciu znormalizowanego przemieszczenia promieniowego zastosowanego do węzłów stałego cylindrycznego modelu zaprojektowanego do replikowania wewnętrznego rozszerzającego się balonu. Proces ten rozpoczął się od zaciśniętej konfiguracji ramki przezcewnikowej.
      2. Następnie należy zdefiniować właściwości MES.
        UWAGA: Zachowanie elastoplastyczne składa się z modelu plastyczności von Misesa z utwardzaniem izotropowym, izotropowego modelu hiperplastycznego (potencjał energetyczny odkształcenia: Ogden, 1. rzędu), izotropowego modelu sprężystego i wreszcie siatki składającej się z 89 718 elementów. Są one podzielone na elementy ulotki i spódnicy (41 154 elementy S4R) oraz elementy ramy (48 564 elementy C3D8R) (Rysunek 2B).
    7. Wykonaj przedoperacyjne badania tomografii komputerowej (Centre Cardiologique du Nord, Saint Denis, Francja) przy użyciu dwuźródłowego tomografu komputerowego. Aby uzyskać obrazy ze wzmocnionym kontrastem, wstrzyknij jodowy środek kontrastowy. Główne parametry skanowania dla tomografii komputerowej serca obejmują mieszaną bramkowaną osiowo i spiralną, 120 kV, inteligentne mA, iloczyn długości dawki (DLP) 475 mGy.cm, wskaźnik masy ciała (BMI) 26, 70-96 uderzeń na minutę (bpm) i czas akwizycji 6,8 s (rysunek uzupełniający 1).
    8. Użyj komercyjnego solwera elementów skończonych (https://www.suse.com/pcsc/viewVersionPage?versionID=17782), aby utworzyć MES zastawki aortalnej, jak opisano w krokach 1.1.3-1.1.7. (Rysunek 2, Rysunek 3, oraz Rysunek 4).
      UWAGA: W tabeli 2 przedstawiono podsumowanie przeprowadzonych testów symulacji zaciskania i ponownego otwierania.
    9. Modele te można wykorzystać w symulacjach obejmujących zaciskanie stentów i implantacje protez w korzeniach natywnych.
    10. Aby stworzyć specyficzne dla pacjenta modele geometryczne kompleksu zastawki aortalnej, wykorzystaj pobrany TAV, zapewniając precyzyjne właściwości materiału.
      UWAGA: Symulacja TAVI obejmowała następujące etapy: (i) Wstępne przetwarzanie obrazów medycznych; (ii) Identyfikacja odpowiednich modeli do analizy; (iii) symulacja procedury w oparciu o pozyskane dane; (iv) Przetwarzanie końcowe wyników symulacji.

2. Natywny model korzenia aorty

  1. Użyj oprogramowania ITK-SNAP 3.6 (dostępnego od 20 grudnia 2021 r.), aby zidentyfikować główne cechy anatomiczne korzenia aorty pacjenta na podstawie przedoperacyjnych obrazów DICOM i wygenerować trójwymiarowe rekonstrukcje (segmentacja).
    1. Przetwarzaj zestawy danych CT za pomocą ITK-Snap v2.4.
    2. Wyodrębnij ograniczony obszar zainteresowania (tj. korzeń aorty od odpływu lewej komory do połączenia zatokowo-rurkowego) z całego zrekonstruowanego ciała, wykorzystując możliwości oprogramowania w zakresie poprawy kontrastu, przycinania i segmentacji.
      1. Zastosuj oprogramowanie ITK-Snap v.2.4 do ekstrakcji stereolitografii (STL) obrazu korzenia aorty i złogów zwapnienia z obrazów CT.
      2. Przetwórz plik STL i wygeneruj siatkę elementów skończonych korzenia aorty za pomocą specjalnego kodu wewnętrznego. Modeluj natywne ulotki z elementami skorupy przy założeniu jednolitej grubości 2,5 mm23,25.
        UWAGA: Więcej informacji można znaleźć w sekcji 1 pliku uzupełniającego 112,20,23,25,26.
    3. Po segmentacji użyj wewnętrznego kodu Matlab (v.R2018b), aby wygenerować odpowiednią siatkę ściany aorty.
  2. Dla uproszczenia przyjmij stałą grubość 2,5 mm.
  3. Użyj poleceń Rhinoceros 5.0, aby skonstruować ostateczną geometrię CAD 3D korzenia aorty, jak opisano wcześniej w kroku 1.1.6.
  4. Eksportuj rekonstrukcję objętościową korzenia aorty do komercyjnego solwera elementów skończonych w celu dyskretyzacji przy użyciu elementów czworościennych C3D4. Patrz sekcja 2 w pliku uzupełniającym 1.

3. Zwapnienia

UWAGA: Aby dokładnie odtworzyć TAVI, dołącz zwapnienia blisko ulotki. Mogą one istotnie wpływać na dynamikę rozrastania się stentu wraz ze złożonością techniczną i skutecznością zabiegu.

  1. W przypadku komercyjnego modelu solwera elementów skończonych każde zwapnienie należy traktować jako samodzielną jednostkę.
  2. Zastosuj technikę wiązania sprzęgania kinematycznego, łącząc węzły powierzchniowe osadów wapnia z wyznaczonymi węzłami odniesienia listków, aby zapewnić precyzyjne wyrównanie.
  3. Patrz sekcja 3 w pliku uzupełniającym 1, rysunku uzupełniającym 2 i rysunku uzupełniającym 3.

4. Model protetyczny

UWAGA: Obrazy mikro-CT o wysokiej rozdzielczości urządzeń TAV 26 mm, wykonane po rozbudowie, zostały wykorzystane do generowania precyzyjnych modeli geometrycznych urządzeń poprzez tworzenie dokładnych replik 3D za pomocą oprogramowania CAD.

  1. Zbuduj modele CAD ram stentów za pomocą Rhinoceros 5.0 i Matlab.
  2. Uzyskaj model geometryczny przy użyciu dwóch odrębnych procesów.
    1. Pierwszy etap: Skorzystanie z poleceń oprogramowania CAD Rhinoceros 5.0, umożliwiających geometryczną rekonstrukcję ramy stentu, arkuszy protetycznych i fartucha wewnętrznego.
    2. Drugi etap: Wykonaj analizę i rozkład naprężeń na mapowaniu siatki elementów za pomocą wewnętrznego kodu Matlab (https://www.mathworks.com/help/matlab/matlab_prog/create-scripts.html) (Rysunek 2).
  3. Użyj komercyjnego solvera elementów skończonych/Explicit, aby odtworzyć etapy zaciskania urządzenia w cewnikach, z początkową średnicą 27 mm stopniowo zmniejszaną do końcowej średnicy 4,7 mm.
  4. Zaimportuj cyfrowe obrazy radiograficzne o rozmiarze woksela 50 mm do komercyjnego solvera elementów skończonych do rekonstrukcji powierzchni (Rysunek 3, Rysunek 4, Rysunek 5 i Rysunek 6). Zbadaj definicje kontaktu między ulotkami a stentem, aby wybrać najdokładniejszą reprezentację ogólnego zachowania na podstawie tych danych.
  5. Połączyć węzły ulotki ze stentem za pomocą styku ściągającego, o współczynniku tarcia 0,1 (t = 0,1 s).
  6. Przymocuj geometrię ulotki TAV do Dacronu na dole i przymocuj ją do geometrii stentu na górze.
  7. Podziel siatkę ulotki TAV na cztery odrębne obszary, aby zbadać rozkład naprężeń spowodowanych obciążeniem ciśnieniowym: (i) górne spoidło, (ii) dolne spoidło, (iii) górny wolny obszar ulotki, (iv) dolny obszar brzucha ulotki.
  8. Aby odtworzyć zachowanie zastawki rozszerzanej balonem w korzeniu aorty pacjenta, należy zastosować równomierne przemieszczenie promieniowe w węzłach sztywnej cylindrycznej powierzchni, która służy do naśladowania wewnętrznego rozszerzającego się balonu.
    UWAGA: Zostało to zrobione, zaczynając od zaciśniętej konfiguracji ramy przezcewnikowej.

5. Modele materiałowe

  1. Modelowanie rodzimych tkanek ulotki.
    1. Stosować uproszczone izotropowe właściwości materiału St. Venant-Kirchhoff. Własności te obejmują moduł Younga E o wartości 8 MPa i współczynnik Poissona v wynoszący 0,45.
    2. Użyj sześciorzędowego modelu konstytutywnego zredukowanego wielomianu, aby opisać materiał hiperplastyczny11, który reprezentuje prawie nieściśliwe zachowanie tkanki korzenia sercowego.
    3. Dla ściany aorty i płatków przyjmij E = 8 MPa, v = 0,45 i ρ = 1,1 × 10-9 ton/mm3.
    4. Dla zwapniałych tkanek użyj następujących wartości12,24: E = 10 MPa, v = 0,35 i ρ = 2 × 10-9 ton/mm3.
    5. Użyj modelu plastyczności von Misesa z utwardzaniem izotropowym, aby opisać elastoplastyczne zachowanie stentu.
    6. Dla odpowiednich parametrów należy użyć następujących wartości: E = 233 GPa; v = 0,35; 414 MPa, 933 MPa i 44,5% odpowiednio pod względem granicy plastyczności, naprężenia końcowego i odkształcenia przy zerwaniu24.

6. Szczegóły symulacji

UWAGA: W kontekście symulacji TAVI, stosunek energii kinetycznej do energii wewnętrznej pozostał poniżej 10% przez cały czas, co odzwierciedla zasadniczo quasi-statyczny charakter rozmieszczenia stentów.

  1. Aby zapewnić dokładne odwzorowanie środowiska in vivo obserwowanego w korzeniach aorty, należy nałożyć wstępne warunki brzegowe na obie kończyny, które zostały ograniczone do normalnego planu wyrównanego z osią stentów. Zastosuj to podejście, aby zapobiec nadmiernym ruchom. Patrz plik uzupełniający 1.
  2. Ponadto należy zatkać węzły u podstawy stentów, aby utrudnić podłużną translację implantów protetycznych podczas fazy ponownego otwarcia protezy. Ustal czas symulacji na 0,8 s, umożliwiając w ten sposób rozmieszczenie stentów w korzeniu aorty pacjentów. Patrz Plik uzupełniający 1, Rysunek uzupełniający 2 i Rysunek uzupełniający 3.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Wyniki

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

Ocena wpływu zaciskania na stres ulotki: ogólne rozważania
Wartości naprężeń na płatkach protetycznych w fazie rozkurczowej uzyskano po wykonaniu następujących etapów: (a) Zamknięcie płatka uzyskano poprzez przyłożenie równomiernego ciśnienia fizjologicznego (0,005 MPa ≈80 mmHg) do ich zewnętrznej powierzchni. (b) Zakładanie ulotek było następnie ułatwione dzięki ponownemu rozszerzeniu ramy stentu. (c) Na koniec, ulotki zostały włączone w konfiguracji skurczowej przez całą fazę zaciskania (

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Dyskusja

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

Wydajność biomechaniczna S3-TAV została oceniona w odniesieniu do postępu technologicznego urządzenia, które reprezentuje trzecią generację takich urządzeń. Jednak w analizie tej wzięto również pod uwagę bieżące wyzwania, które pozostają w obszarze implantacji oraz geometrię pierścienia aorty i zwapnienia korzenia lub litego, masywnego osadu. Niniejsze badanie pokazuje, że maksymalne i minimalne naprężenia główne występujące w 26 mm S3-TAV są zlokalizowane w komórkach położonych bezpośrednio w sąsiedztwie słupków stentu ...

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Oświadczenia

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

Dr Julien Dreyfuss otrzymuje honoraria za konsultacje od firm Abbott, Edwards-Lifescience i Jenscare. Pozostali autorzy nie pozostają w konflikcie interesów.

Podziękowania

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

Autorzy chcieliby wyrazić swoją ogromną wdzięczność Philippe'owi Guyonowi, naprawdę wspaniałemu przyjacielowi i koledze. Nieoceniona wiedza i dalekowzroczność Philippe'a sprawiły, że ten artykuł stał się rzeczywistością, za co jesteśmy niezmiernie wdzięczni.

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
AbaqusDassault Systè mes (Simulia, Providence, RI, USA)2017komercyjny solver elementów skończonych
Zawór Edwards SAPIEN 3Edwards Lifesciences, Inc. z Irvine w Kaliforniihttps://www.edwards.com/healthcare-professionals/products-services/transcatheter-heart/transcatheter-sapien-3-ultraZawór Sapien badany
ITK-SNAP www.itksnap.orgWersja 3.6Identyfikacja anatomii na przedoperacyjnych obrazach DICOM
Matlab Mathworks Inc., Natick, MA, Stany Zjednoczone)v.R2018bWygeneruj odpowiednią siatkę ściany aorty
MicroCT-40Scanco Medical AG, Bazylea, SzwajcariaStacjonarny skaner mikrotomografii komputerowej z wiązką stożkową 
Revolution ApexGE Healthcare, Chicago, Illinois, USADwuźródłowy tomograf komputerowy 
Nosorożec McNee and Associates, Seattle, WA, USAWersja 5.0Skonstruuj ostateczny projekt wspomagany komputerowo 3D

Bibliografia

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

Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.

Przedruki i uprawnienia

Poproś o pozwolenie na ponowne wykorzystanie tekstu lub ilustracji tego artykułu JoVE

Poproś o pozwolenie

Tagi

Napr enie zastawki aortyzastawka rozpr ana balonikiemanaliza element w sko czonychcrimping zastawkinapr enie p atk wzwapnienie aortyprzeciek oko ozastawkowymikrotomografia komputerowastent kobaltowo chromowystrukturalna degeneracja zastawki
Film wkrótce dostępny

Powiązane artykuły