Методическая статья

Измерение напряжения на баллонном аортальном клапане третьего поколения во время расширения

DOI:

10.3791/67455

⸱

11 июля 2025 г.

 ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  , 
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

В этой статье

Краткое содержание

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

В следующем протоколе описывается моделирование, проведенное для оценки влияния системного нагружения давлением на структурную целостность 26-мм клапана SAPIEN 3. Уровень напряжения был определен с помощью анализа методом конечных элементов, который показал, что самые высокие напряжения во время фазы опрессовки были сосредоточены на кончиках спаечной зоны.

Аннотация

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

Это исследование было направлено на определение механических напряжений, испытываемых транскатетерными аортальными клапанами третьего поколения в присутствии кальцификации аорты, определяемой повышенным индексом Агатстона для кальция. Исследуемым устройством был клапан Edwards SAPIEN 3 (далее S3-TAV), 26-мм коммерческое устройство. Было предпринято пять шагов. Первым была реконструкция трехмерной (3D) модели устройства системы автоматизированного проектирования (САПР). Вторым было моделирование процесса обжима и повторного открытия. Третьим исследованием была оценка эффекта обжима на напряжение створки и сравнение с идеальными условиями. Четвертая представляла собой симуляцию реальных клинических случаев. Наконец, последующий этап исследования включает в себя постобработку результатов моделирования и сравнение с последующими данными. Микрокомпьютерная томография высокого разрешения была использована для разработки точной 3D-геометрической сетки стента и клапана. Свойства материала створок были получены с помощью хирургических биопротезов; Свойства материала стентов были основаны на кобальт-хромовых свойствах. Для оценки влияния системного нагружения давлением на конструкцию была проведена серия симуляций. Напряжение было количественно определено с помощью анализа методом конечных элементов. Анализ напряжений клапана, проведенный с использованием точной геометрии, полученной на основе сканирования с высоким разрешением, показал, что пиковые напряжения во время фазы обжима были сосредоточены на кончиках спаечных зон, где были прикреплены створки. Эти регионы были определены как наиболее вероятные места для тромбоза и дегенерации. Персистенция объемных кальцинатов после расширения устройства приводит к образованию параклапанных утечек (ПВЛ), которые действуют как предшественники тромбоза и структурной дегенерации клапанов.

Введение

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

Транскатетерная имплантация аортального клапана (TAVI) показала себя эффективным методом лечения тяжелого аортального стеноза (АС), особенно у пациентов со средним или высоким риском хирургического вмешательства или у тех, кто не подходит для хирургического вмешательства 1,2,3,4. SAPIEN 3 представляет собой третье поколение транскатетерных баллонных расширяемых аортальных клапанов (TAV). Первоначально он был выпущен для временного коммерческого использования в Европе в январе 2014 года, а затем в США в июне 2015 года. Клапан был первым устройством TAVI, одобренным Управлением по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов США (FDA) для расширенных показаний, а именно для хирургических пациентов промежуточного риска с тяжелыми симптоматическими симптомами АС. Заслуживающим внимания усовершенствованием конструкции по сравнению с предыдущей итерацией SAPIEN XT (далее именуемой S-XT) стала интеграция наружной уплотнительной манжеты из полиэтилентерефталата (ПЭТ) в базальной части стента. Это нововведение заметно снизило возникновение параклапанной утечки (ПВЛ). Кроме того, для того, чтобы обеспечить более удобные процедуры у пациентов с меньшими кольцами и обеспечить превосходную производительность при имплантации клапан в клапане, был разработан S3-TAV диаметром 20 мм в дополнение к стандартным размерам 23 мм, 26 мм и 29 мм. Значительная реструктуризация конфигурации стента S3-TAV привела к заметным изменениям в его клиническом применении. Обжатый клапан имел заметно уменьшенный профиль, что облегчало его установку в расширяемую оболочку 14F или 16F. Кроме того, стент включал большее количество клеток на дистальном конце, что облегчало последующие чрескожные коронарные вмешательства через распорки. Наконец, общая длина стента была увеличена5. Появление конфигураций стентов, которые позволяют проводить рутинный трансфеморальный чрескожный доступ, представляет собой значительный прогресс в сосудистом доступе для TAVI.

В первоначальных клинических испытаниях с участием лиц с высоким риском и неоперабельных людей, которые, как правило, были восьмидесятилетними, опасения по поводу долговечности TAVI не были существенной проблемой 6,7,8,9,10,11,12. Тем не менее, по мере того, как в исследование включаются пациенты с более низким риском и более молодого возраста, вопрос долговечности TAVI становится все более актуальным. В апреле 2016 г. начался набор участников исследования «Установка транскатетерных клапанов аорты» (PARTNER) 3 с целью оценки безопасности и эффективности S3-TAV у хирургических пациентов с аортальным стенозом (АС) низкого риска13. Долговечность клапана напрямую зависит от его конструкции. Было установлено, что повышенное напряжение створки может быть обнаружено в областях, которые находятся в непосредственной близости от областей с кальцифицирующей дегенерацией и разрывом, которые могут быть вовлечены в осложнения тромбоза 14,15,16,17,18,19,20,21,22. Следовательно, оценка характеристик, связанных с напряжениями створки TAV, имеет важное значение для проведения содержательного сравнения относительной долговечности TAV по сравнению с другими устройствами или биопротезами. В предыдущих исследованиях методология анализа методом конечных элементов (FEA) использовалась для оценки механических напряжений на створках как баллонно-расширяемых транскатетерных клапанов сердца (TEHV), так и саморасширяющихся TEHV 20,21,23,24.

FEA представляет собой твердо установленную методологию для определения необходимых данных, относящихся к сложным биологическим структурам, которые было бы невозможно напрямую измерить in vivo, если бы не этот подход. МКЭ является очень ценным инструментом в физиологических исследованиях, когда используется для определения долговечности устройства in silico с помощью оценки напряжений и определения режима отказа. Для создания точных конечно-элементных моделей необходимо иметь точное 3D-представление геометрии в состоянии нулевого давления, всестороннее понимание сборки, свойств материала и условий физиологического нагружения. Учитывая существенные изменения в конструкции клапана, распределение напряжений на самом последнем TAV третьего поколения, расширяемом баллоном, когда он присутствует, еще предстоит установить в контексте кальцификации аортального клапана25,26.

Целью данного исследования было выяснить напряжения, испытываемые стентами и створками TAV в 26-мм S3-TAV. Второй этап включал использование вычислительной биомеханической модели для изучения предполагаемых структурных изменений, которые могут произойти со створками и стентом после транскатетерной имплантации сердечного клапана (THV) у двух пациентов со стенозом аортального клапана, которым была выполнена процедура транскатетерной имплантации аортального клапана с помощью системы S3-TAV 26 мм. Впоследствии потенциальные осложнения, которые могли развиться при использовании устройства, были оценены в двух клинических исследованиях.

В данном исследовании кальциевые бляшки моделируются на основе данных, полученных в результате реконструкции методом микрокомпьютерной томографии (микрокомпьютерной томографии). Исследование преследует четыре конкретные цели: (1) разработка трехмерной модели реконструкции устройства с помощью системы автоматизированного проектирования (3D CAD). (2) Оценка влияния обжима и моделирование повторного открытия с протезами и без них. (3) Оценка влияния обжима на напряжение, испытываемое листовками. (4) Воспроизведение всей клинической процедуры. Последующий этап исследования обуславливает необходимость постобработки результатов моделирования и сравнения с данными последующих исследований 3,4 (рис. 1).

Предложен системный подход к реалистичному моделированию TAVI, который согласуется с клинической практикой. Цель состоит в том, чтобы спрогнозировать послеоперационную производительность протеза относительно конкретных анатомических особенностей, о которых идет речь. Исследуемое устройство представляло собой 26-мм S3-TAV, полученный от пациента и имеющий внешний диаметр 25,8 мм и высоту 20 мм.

Узел TAV состоит из четырех компонентов: перикардиальных створок крупного рогатого скота, кобальт-хромового стента, дакронового покрытия и наружной уплотнительной юбки из полиэтилентерефталата (ПЭТ). Физические размеры и шовные соединения между различными компонентами записываются для облегчения точного моделирования сборки с ее соединениями. Разрабатывается 3D-сетка, представляющая устройство, с последующим применением МКЭ с использованием явного решателя конечных элементов. Постобработка МКЭ и анализ данных определяют напряжения, испытываемые створками и стентом (Рисунок 2).

В приведенном примере представлены два пациента, которым был выполнен TAVI. У двух пациентов наблюдался тяжелый АС, и они считались подверженными более высокому риску осложнений. Обоим пациентам была выполнена TAVI через трансфеморальный доступ. В обоих случаях было начато предоперационное планирование с использованием данных КТ, которая представляет собой текущую стандартную методологию выбора устройства на основе оценки виртуального кольца и оценки идеального подхода в соответствии с рекомендациями 3,4.

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Протокол

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

Использование этих данных в исследованиях было одобрено Институциональным наблюдательным советом без согласия пациентов. Идентификатор IRB: 202201057, Номер утверждения, присвоенный IRB: IRB-MTP_2022_03_202201057; ClinicalTrials.gov ID: NCT05261204.

ПРИМЕЧАНИЕ: Краткое изложение протокола представлено в Таблице 1.

1. Исследование биомоделирования исследуемого устройства

  1. Исследование компьютерного биомоделирования
    ПРИМЕЧАНИЕ: У одного пациента наблюдалась неисправность, связанная с ПВЛ. Впоследствии устройство было извлечено и использовано для биомеханического исследования.
    1. Проведите микрокомпьютерную томографию для данного пациента.
    2. Сравните данные компьютерной томографии, полученные с помощью модели конечных элементов (МКЭ), с использованием аналогичной модели у двух контрольных пациентов. Чтобы убедиться в точности и прецизионности данных моделирования устройства, проведите сравнительный анализ с данными, полученными при контрольной компьютерной томографии. Создайте 3D-модель устройства в САПР, используя в качестве эталона фактическое устройство, высаженное (рис. 2A).
    3. Провести визуализацию 26 мм S3-TAV с помощью настольного конусно-лучевого микрокомпьютерного томографа (micro CT -40) в различных направлениях, включая продольные срезы через короткую ось для визуализации створок клапана и длинную ось для облегчения реконструкции структуры стента.
    4. Кроме того, используйте различные интенсивности, чтобы облегчить дифференциацию геометрии стента и створки клапана. Для сканирования используйте следующие настройки: энергия 45 кВпик, ток 200 мА, фильтр 0,5 мм алюминия, поле зрения 50 мм, размер вокселя 50 мм и время интегрирования 200 мс для рентгеновского исследования.
    5. Импортируйте цифровые рентгенографические изображения с размером вокселя 50 мм в Abaqus (commercial finite element solver) 2017, программное обеспечение с открытым исходным кодом для реконструкции поверхностей.
    6. Получение геометрической модели с помощью двух различных процессов.
      1. Во-первых, геометрически реконструируйте каркас стента, листы протеза и внутреннюю юбку с помощью САПР Rhinoceros 5.0.
        ПРИМЕЧАНИЕ: CAD-модели стент-каркасов были созданы с использованием программного обеспечения Rhinoceros 5.0, а фазы обжима обоих устройств и их катетеров были воспроизведены с помощью коммерческого программного обеспечения Finite Element solver/Explicit от MatLab. Этот процесс включал в себя постепенное уменьшение первоначального диаметра катетера на 27 мм до тех пор, пока он не достигнет своего окончательного размера 4,7 мм. Поведение баллонно-расширяемого клапана в корне аорты пациента было воспроизведено с использованием стандартизированного радиального смещения, примененного к узлам неподвижной цилиндрической модели, предназначенной для репликации внутреннего расширяющегося баллона. Этот процесс начинался с гофрированной конфигурации каркаса транскатетера.
      2. Затем определите свойства МКЭ.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Упругопластическое поведение включает в себя модель пластичности фон Мизеса с изотропным упрочнением, изотропную гиперпластическую модель (потенциал деформации-энергии: Огден, 1-й порядок), изотропную упругую модель и, наконец, сетку, состоящую из 89 718 элементов. Они подразделяются на листовки и юбки (41 154 элемента S4R) и элементы рамы (48 564 элемента C3D8R) (рис. 2B).
    7. Проведение предоперационных компьютерных исследований (Centre Cardiologique du Nord, Сен-Дени, Франция) с использованием компьютерного томографа с двойным источником. Для получения изображений с контрастным усилением введите йодсодержащее контрастное вещество. Основными параметрами сканирования для КТ сердца являются смешанное аксиальное стробированное и спиральное неконтролируемое, 120 кВ, умный мА, произведение длины дозы (DLP) 475 mGy.cm, индекс массы тела (ИМТ) 26, 70-96 ударов в минуту (уд/мин) и время регистрации 6,8 с (дополнительный рисунок 1).
    8. Используйте коммерческий решатель конечных элементов (https://www.suse.com/pcsc/viewVersionPage?versionID=17782) для создания МКЭ аортального клапана, как описано в шагах 1.1.3-1.1.7. (Рисунок 2, Рисунок 3 и Рисунок 4).
      ПРИМЕЧАНИЕ: В таблице 2 представлена сводка выполненных испытаний моделирования обжима и повторного открытия.
    9. Используйте эти модели в симуляциях, связанных с обжимом стентов и имплантацией протезов в нативных корнях.
    10. Для создания специфических для пациента геометрических моделей комплекса аортального клапана используйте извлеченный TAV, обеспечивающий точные свойства материала.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Моделирование TAVI включало в себя следующие этапы: (i) Предварительная обработка медицинских изображений; ii) определение подходящих моделей для анализа; (iii) моделирование процедуры на основе полученных данных; (iv) Постобработка результатов моделирования.

2. Модель нативного корня аорты

  1. Используйте программное обеспечение ITK-SNAP 3.6 (доступно с 20 мая 2021 года) для определения основных анатомических характеристик корня аорты пациента по предоперационным изображениям DICOM и создания трехмерных реконструкций (сегментация).
    1. Обработка наборов данных КТ с помощью ITK-Snap v2.4.
    2. Извлеките ограниченную область интереса (т.е. корень аорты от оттока левого желудочка к синотубулярному соединению) из всего реконструированного тела, используя возможности программного обеспечения по усилению контраста, обрезке и сегментации.
      1. Используйте программное обеспечение ITK-Snap v.2.4 для извлечения стереолитографического представления (STL) корня аорты и кальцифицирующих отложений из изображений компьютерной томографии.
      2. Обработайте файл STL и сгенерируйте конечно-элементную сетку корня аорты, используя специальный внутренний код. Моделируют родные листочки с элементами оболочки в предположении равномерной толщины2,5 мм 23,25.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Более подробную информацию см. в разделе 1 Дополнительного файла 1 12,20,23,25,26.
    3. После сегментации используйте собственный код Matlab (v.R2018b) для создания подходящей сетки стенки аорты.
  2. Для простоты предположим, что толщина составляет 2,5 мм.
  3. Используйте команды Rhinoceros 5.0 для построения окончательной 3D CAD геометрии корня аорты, как описано ранее в шаге 1.1.6.
  4. Экспорт объемной реконструкции корня аорты в коммерческий решатель конечных элементов для дискретизации с использованием тетраэдрических элементов C3D4. Обратитесь к разделу 2 Дополнительного файла 1.

3. Кальцинаты

ПРИМЕЧАНИЕ: Чтобы точно воспроизвести TAVI, добавьте кальцификаты рядом с листком. Это может существенно повлиять на динамику расширения стента, а также на техническую сложность и эффективность процедуры.

  1. Для коммерческой модели решателя методом конечных элементов рассматривайте каждую кальцификацию как отдельный объект.
  2. Используйте метод ограничения кинематической связи, соединяя поверхностные узлы отложений кальция с назначенными опорными узлами створок для обеспечения точного выравнивания.
  3. Обратитесь к разделу 3 Дополнительного файла 1, Дополнительному рисунку 2 и Дополнительному рисунку 3.

4. Модель протеза

ПРИМЕЧАНИЕ: Микро-КТ-изображения с высоким разрешением 26-мм устройств TAV, полученные после расширения, были использованы для создания точных геометрических моделей устройств путем создания точных 3D-копий с использованием программного обеспечения CAD.

  1. Создавайте CAD-модели каркасов стентов с помощью Rhinoceros 5.0 и Matlab.
  2. Получение геометрической модели с помощью двух различных процессов.
    1. Первый этап: Использование САПР Rhinoceros 5.0 commands, позволяющего геометрически реконструировать каркас стента, листы протеза и внутреннюю юбку.
    2. Второй этап: Выполнение анализа и распределения напряжений по отображению сетки элементов по внутреннему коду Matlab (https://www.mathworks.com/help/matlab/matlab_prog/create-scripts.html) (Рисунок 2).
  3. Используйте коммерческий решатель конечных элементов / Explicit для воспроизведения этапов обжима устройства внутри катетеров, при этом начальный диаметр 27 мм постепенно уменьшается до конечного диаметра 4,7 мм.
  4. Импортируйте цифровые рентгенографические изображения с размером вокселя 50 мм в коммерческий конечно-элементный решатель для реконструкции поверхности (рис. 3, рис. 4, рис. 5 и рис. 6). Изучите определения контактов между створками и стентом, чтобы выбрать наиболее точное представление общего поведения на основе этих данных.
  5. Соедините узлы створки со стентом с помощью стяжного контакта, с коэффициентом трения 0,1 (t = 0,1 с).
  6. Прикрепите геометрию листка TAV к дакрону внизу и закрепите его на геометрии стента вверху.
  7. Разделите сетку створки TAV на четыре отдельные области, чтобы изучить распределение напряжений из-за нагрузки под давлением: (i) верхняя спайка, (ii) нижняя спайка, (iii) верхняя область свободной створки, (iv) нижняя область брюха створки.
  8. Чтобы воспроизвести поведение баллон-расширяемого клапана в корне аорты пациента, реализуйте равномерное радиальное смещение в узлах жесткой цилиндрической поверхности, которая служит для имитации внутреннего расширяющегося баллона.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Это было сделано, начиная с обжатой конфигурации каркаса транскатетера.

5. Модели материалов

  1. Смоделируйте нативные ткани створки.
    1. Используйте упрощенные изотропные свойства материала Сен-Венана-Кирхгофа. Эти свойства включают модуль Юнга E со значением 8 МПа и коэффициент Пуассона v 0,45.
    2. Используйте конститутивную модель приведенного полинома шести порядков для описания гиперпластического материала11, который представляет собой почти несжимаемое поведение ткани сердечного корня.
    3. Для стенки аорты и створок предположим, что E = 8 МПа, v = 0,45 и ρ = 1,1 × 10-9 т/мм3.
    4. Для кальцинированных тканей используют следующие значения12,24: E = 10 МПа, v = 0,35 и ρ = 2 × 10-9 т/мм3.
    5. Используйте модель пластичности фон Мизеса с изотропным упрочнением для описания упругопластических свойств стента.
    6. Используйте следующие значения для соответствующих параметров: E = 233 ГПа; v = 0,35; 414 МПа, 933 МПа и 44,5% по пределу текучести, предельному напряжению и деформации при разрыве соответственно24.

6. Детали моделирования

ПРИМЕЧАНИЕ: В контексте моделирования TAVI соотношение между кинетической энергией и внутренней энергией остается ниже 10% на протяжении всего исследования, что отражает по существу квазистатический характер развертывания стента.

  1. Чтобы обеспечить точное представление среды in vivo , наблюдаемой в корнях аорты, наложите предварительные граничные условия на обе конечности, которые были ограничены нормальным планом, выровненным по оси стентов. Используйте этот подход, чтобы предотвратить чрезмерные движения. Обратитесь к Дополнительному файлу 1.
  2. Кроме того, закупоривайте узлы в основании стентов, чтобы затруднить продольное перемещение протезных имплантатов во время фазы повторного открытия протеза. Зафиксируйте временной интервал моделирования на уровне 0,8 с, что позволит развернуть стенты в пределах корня аорты у пациентов. Обратитесь к Дополнительному файлу 1, Дополнительному рисунку 2 и Дополнительному рисунку 3.

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Результаты

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

Оценка эффекта опрессовки на напряжение створки: общие соображения
Значения напряжения на створках протеза в диастолической фазе были получены после выполнения следующих этапов: (а) Закрытие створки достигалось путем приложения равномерного физиологического давления (0,005 МПа ≈80 мм рт.ст.) к их внешней поверхности. (b) Затем аппроксимация створки облегчалась за счет повторного расширения каркаса стента. (c) Наконец, створки были включены в систолическую конфигурацию на протяжении всей фазы обжима (<...

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Обсуждение

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

Биомеханические характеристики S3-TAV были оценены в связи с технологическими достижениями устройства, которое представляет собой третье поколение таких устройств. Тем не менее, в этом анализе также были учтены текущие проблемы, которые остаются в области имплантации и геометрии кольца аорты и корневой или твердой объемной кальцинации. Настоящее исследование показывает, что максимальные и минимальные главные напряжения, возникающие в 26 мм S3-TAV, локализованы в ячейках, расположенных не...

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Раскрытие информации

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

Доктор Жюльен Дрейфус получает консультационные услуги от Abbott, Edwards-Lifescience и Jenscare. У остальных авторов конфликта интересов нет.

Благодарности

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

Авторы хотели бы выразить огромную благодарность Филиппу Гийону, поистине замечательному другу и коллеге. Бесценный опыт и дальновидность Филиппа сделали эту статью реальностью, и за это мы безмерно благодарны.

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Материалы

Список материалов, использованных в этой статье
ИмяКомпанияКаталожный номерКомментарии
AbaqusDassault Systè mes (Simulia, Providence, RI, США)2017коммерческий конечно-элементный решатель
Edwards SAPIEN 3 valveEdwards Lifesciences, Inc. из Ирвайна, Калифорнияhttps://www.edwards.com/healthcare-professionals/products-services/transcatheter-heart/transcatheter-sapien-3-ultraклапан Sapien исследован
ITK-SNAP www.itksnap.orgВерсия 3.6Идентификация анатомии на предоперационных DICOM-изображениях
Matlab Mathworks Inc., Натик, Массачусетс, США)v.R2018bСоздание подходящей сетки стенки аорты
MicroCT-40Scanco Medical AG, Базель, ШвейцарияНастольный конусно-лучевой микрокомпьютерный томограф 
Revolution ApexGE Healthcare, Чикаго, Иллинойс, СШАКомпьютерный томограф с двумя источниками 
Носорог McNee and Associates, Сиэтл, Вашингтон, СШАВерсия 5.0Создание окончательного 3D Автоматизированного проектирования

Ссылки

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

Доступ ограничен. Войдите в систему или начните пробный период, чтобы просмотреть этот контент.

Перепечатки и разрешения

Запросить разрешение на повторное использование текста или иллюстраций этой статьи JoVE

Запросить разрешение

Теги

Видео скоро будет доступно

Похожие статьи