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Apr 08, 2023

Flüssigkeit

Wissenschaftliche Berichte Band 13,

Wissenschaftliche Berichte Band 13, Artikelnummer: 1116 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Die Hämodynamik bei der Aortendissektion (AD) ist eng mit dem Risiko eines Aortenaneurysmas, einer Ruptur und einer Malperfusion verbunden. Eine veränderte Durchblutung bei Patienten mit AD kann zu schwerwiegenden Komplikationen wie einer viszeralen Malperfusion führen. In dieser Studie wollten wir die Auswirkung des Kanülierungsflusses auf die Hämodynamik bei AD mithilfe einer Simulation der Fluid-Struktur-Interaktion untersuchen. Wir haben ein spezifisch idealisiertes AD-Modell entwickelt, das einen Intimariss in der absteigenden Brustaorta, einen Wiedereintrittsriss in der linken Beckenarterie und neun Äste umfasste. Es wurden zwei unterschiedliche Kanülierungsmethoden getestet: (1) axilläre Kanülierung (AC) nur durch den Truncus brachiocephalicus und (2) kombinierte Kanülierung axillärer und femoraler Art (AFC) durch den Truncus brachiocephalicus und die rechte Arteria iliaca communis. Es wurde festgestellt, dass AC aufgrund der unterschiedlichen Flussrate durch jedes Lumen zur Entwicklung eines Druckunterschieds zwischen dem wahren Lumen und dem falschen Lumen führt. Dieser Druckunterschied ließ das wahre Lumen kollabieren und störte den Blutfluss zu den Zöliakie- und oberen Mesenterialarterien. Bei der AFC waren die Druckniveaus zwischen den beiden Lumen jedoch ähnlich und es kam zu keinem Kollaps. Darüber hinaus war der viszerale Fluss höher als bei AC. Schließlich beeinflusste die Steifheit des Intimalappens den Kollaps des wahren Lumens.

Die Aortendissektion (AD) ist eine lebensbedrohliche Herz-Kreislauf-Erkrankung, die durch einen Riss der Intimalschicht innerhalb der Aortenwand gekennzeichnet ist. Dies führt zur anschließenden Bildung eines sekundären Strömungskanals, dem sogenannten falschen Lumen. Das wahre und das falsche Lumen werden durch eine Membran, den sogenannten Intimalappen, getrennt. AD wird entsprechend der Region, in der sich die Dissektion ausbreitet, in zwei Gruppen eingeteilt. Wenn die aufsteigende Aorta betroffen ist, spricht man von Stanford-Typ A, und wenn die aufsteigende Aorta nicht betroffen ist, spricht man von Stanford-Typ B. Mortalität und Morbidität variieren erheblich je nach AD1-Typ.

Typ-A-AD breitet sich normalerweise in der Nähe des Herzens aus und erfordert eine dringende Operation. Wenn diese Art von AD nicht behandelt wird, liegt die Sterblichkeitsrate innerhalb von drei Tagen bei 50 % und erreicht am Ende der zweiten Woche eine Sterblichkeitsrate von 80 %2. Im Gegensatz dazu ist Typ-B-AD weniger dringlich und wird in der Regel medikamentös behandelt, wenn keine größeren Komplikationen auftreten. Es wurde jedoch berichtet, dass es bei etwa 25 % der Typ-B-Fälle zu einer anschließenden Aneurysmadilatation oder -ruptur kommt3, wobei die Sterblichkeitsrate bei komplizierter Typ-B-AD alle 30 Tage 5 % und bei unkomplizierter Typ-B-AD alle 30 Tage 2 % beträgt4. Daher ist bei akuter, komplizierter Typ-B-AD ein Eingriff erforderlich, und häufig wird eine thorakale endovaskuläre Aortenreparatur durchgeführt. Wenn eine thorakale endovaskuläre Aortenreparatur bei komplizierter Typ-B-AD nicht durchgeführt werden kann, sollte eine Operation am offenen Herzen in Betracht gezogen werden5. Während einer AD-Operation kommt es gelegentlich zu einer Malperfusion während des kardiopulmonalen Bypasses (CPB)6.

CPB wird üblicherweise zur Reparatur von Typ A AD7,8,9 verwendet. Abhängig von den Vorlieben, Techniken und anatomischen Merkmalen des Patienten wurden unterschiedliche Kanülierungsstrategien angewendet. Es gab jedoch Kontroversen über die Auswahl der optimalen Kanülierungsstrategie, um eine gute Organperfusion sicherzustellen und das Risiko einer Malperfusion zu verringern9. Die optimale Kanülierungsstelle bleibt umstritten, und aufgrund unzureichender Daten konnte kein allgemeiner Konsens erzielt werden7. Aufgrund der unterschiedlichen anatomischen Eigenschaften und Strömungsmuster innerhalb der Aorta während der CPB7,9 wurden unterschiedliche Kanülierungsstrategien mit unterschiedlichen Vor- und Nachteilen verwendet.

Bei AD wird eine Malperfusion meist durch den Kollaps des wahren Lumens aufgrund der Bewegung des Intimalappens verursacht, der die Zweiggefäße verstopft und zu einer Endorganischämie führt (Abb. 1)5,10. Malperfusion kann fast alle wichtigen Gefäßbetten betreffen, einschließlich der Halsschlagader, der viszeralen, spinalen, renalen und unteren Extremitäten, mit unterschiedlicher Häufigkeit und unterschiedlichem Schweregrad5,10,11,12. Die Malperfusionsmuster hängen von der Region des Risses und der Dissektionsgröße ab. Im Falle einer schweren Malperfusion kann das betroffene Organ durch Ischämie geschädigt werden, was die Prognose des Patienten erheblich beeinträchtigen kann11,12. Die thorakale endovaskuläre Aortenreparatur ist eine bewährte Methode zur Behandlung von Malperfusion, die das Abdecken des primären Eintrittsrisses, das Öffnen des wahren Lumens und die anschließende Unterfütterung der Aorta umfasst, um den Bruch zu behandeln. Darüber hinaus wurde eine weniger invasive Thoraxstentierung als Alternative zur offenen Reparatur eingesetzt und eine Malperfusion des Endorgans wurde durch die Wiederherstellung des viszeralen Flusses mittels endovaskulärer Fensterung verhindert4.

3D-Volumenrendering und axiale Ansicht der Computertomographie bei einem AD-Patienten mit Malperfusion der unteren Extremitäten aufgrund eines echten Lumenkollapses. Das Bild wurde mit TeraRecon (https://www.terarecon.com) rekonstruiert.

Im letzten Jahrzehnt wurde CFD in großem Umfang eingesetzt, um die fluiddynamischen Parameter und hämodynamischen Phänomene von AD mit einer hohen räumlich-zeitlichen Auflösung zu untersuchen und zu verstehen13,14. Frühere CFD-Studien haben gezeigt, dass die Hämodynamik eine wichtige Rolle beim Fortschreiten der AD spielt. Beispielsweise ist der Druckunterschied zwischen dem echten Lumen und dem falschen Lumen ein wesentlicher Faktor für den Kollaps des echten Lumens und die Dilatation des falschen Lumens15. Eine hohe zeitgemittelte Wandscherspannung (TAWSS) ist mit retrograder Typ-A-AD, Tränenauslösung16,17 und falscher Lumenentwicklung18 verbunden. Niedrige und oszillierende TAWSS sind mit einer Schrumpfung und Thrombose des falschen Lumens verbunden15,17,18. Obwohl CFD ein leistungsstarkes Werkzeug für AD-Studien ist, weist es daher eine Einschränkung auf, da es im Allgemeinen davon ausgeht, dass der Intimalappen und die Aortenwand starr sind. Um diese Einschränkung zu überwinden, wurden kürzlich AD-Studien mit Simulationen der Fluid-Struktur-Interaktion (FSI) mit der Entwicklung der Rechenleistung durchgeführt. Die Verschiebung der Gefäßwand und ihre Auswirkung auf die Geschwindigkeit und den WSS um das wahre und falsche Lumen wurden in FSI-Simulationen identifiziert19. Bäumler et al.20 verglichen FSI-Simulationen, indem sie den Elastizitätsmodul des Intimalappens und der Aortenwand mithilfe der vierdimensionalen Fluss-Magnetresonanztomographie (4D-Fluss-MRT) anpassten. Sie fanden einen Elastizitätsmodul mit einer ähnlichen Verformung wie der des Patienten und identifizierten Unterschiede in den hämodynamischen Phänomenen entsprechend dem Elastizitätsmodul. Darüber hinaus lieferten FSI-Simulationen, In-vitro-4D-Flow-MRT-Experimente und katheterbasierte Druckmessungen unter Verwendung patientenspezifischer Modelle wertvolle Informationen zu hämodynamischen Ähnlichkeiten und Unterschieden bei AD21. Da das aus der komplexen Geometrie resultierende Strömungsmuster AD stark beeinflusst, sollte für eine bessere Genauigkeit die Wandbewegung berücksichtigt werden.

In unserer vorherigen Studie22 stellten wir die Hypothese auf, dass eine kombinierte axilläre und femorale Kanülierung (AFC) den Kollaps des wahren Lumens der präparierten Aorta und die entsprechende viszerale Malperfusion wiederherstellen würde, was durch 4D-Flow-MRT-Experimente unter Verwendung eines spezifisch idealisierten In-vitro-Modells bestätigt wurde ANZEIGE. Aufgrund der fehlenden räumlichen Auflösung der 4D-Fluss-MRT wurden die hämodynamischen Eigenschaften jedoch nicht im Detail untersucht. Insbesondere kann die 4D-Fluss-MRT nur Geschwindigkeitsinformationen mit niedriger Auflösung erhalten, was die Untersuchung anderer hämodynamischer Parameter wie der Druckverteilung einschränkt.

Das Ziel dieser Studie war die Durchführung einer FSI-Simulation von AD unter Verwendung verschiedener Kanülierungsmethoden. Die FSI-Ergebnisse validieren frühere experimentelle Ergebnisse und liefern flüssigkeitsdynamische Parameter, die den Zusammenhang zwischen Kanülierungsmethoden und viszeraler Malperfusion bei AD erklären. Diese Studie präsentiert drei neue Erkenntnisse.

Die Bewegung des Intimalappens und die entsprechende Hämodynamik bei AD mit verschiedenen Kanülierungsmethoden wurden mittels FSI-Simulation untersucht. Die Druckverteilung auf dem Intimalappen und der entsprechende Kollaps des wahren Lumens wurden analysiert.

Dargestellt wird die Wirkung der Kanülierungsmethode auf die viszerale Malperfusion bei AD.

Es wird der Einfluss der Kanülierungsflussrate und der Steifheit des Intimalappens auf den Kollaps des echten Lumens untersucht.

Abbildung 2 gibt einen Überblick über das AD-Modell und die Randbedingungen der FSI-Simulation in dieser Studie. Unsere Materialeigenschaften und Randbedingungen wurden ähnlich denen der In-vitro-4D-Flow-MRT-Experimente unserer vorherigen Studie22 festgelegt, die in den folgenden Abschnitten detailliert beschrieben werden.

3D-Geometrien und Randbedingungen von AD. (a) Idealisiertes Modell einer präparierten Aorta, (b) Flüssigkeitsdomäne von AC, (c) Flüssigkeitsdomäne von AFC und (d) Intimalappen. Diese Bilder wurden mit Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) erstellt.

Eine viszerale Malperfusion ist im AD23 mit einem Riss in der proximalen absteigenden Brustaorta (DTA) verbunden. Wir haben ein spezifisch idealisiertes Modell erstellt, das eine viszerale Malperfusion bei AD zeigte (Abb. 2a). Das Modell, das neun Zweige umfasste, wurde mithilfe von CAD-Software (Computer Aided Design) (SpaceClaim, v.2021 R1, ANSYS, Inc., PA, USA) erstellt. Das Modell hatte einen großen primären Eintrittsriss im proximalen DTA, der das wahre und das falsche Lumen trennte, und einen kleinen Wiedereintrittsriss in der linken Arteria iliaca communis (CIA_L), wodurch der Fluss im falschen Lumen in das wahre austreten konnte Lumen. Die Fläche des primären Eintrittsrisses betrug 98,45 mm2, während die des Wiedereintrittsrisses 3,73 mm2 betrug. Darüber hinaus wies das Modell einen gleichmäßigen Intimalappen mit einer Dicke von 1 mm auf (Abb. 2d).

In unserer vorherigen Studie haben wir 4D-Flow-MRT-Experimente mit einem In-vitro-AD-Modell22 durchgeführt. Das In-vitro-Modell wurde unter Verwendung einer Acryl-Aortenwand und eines Silikon-Intimallappens konstruiert. Der Intimalappen bestand aus Silikonkautschuk (Shore 20A; Trando 3D Medical Technology Co., Ltd., Ningbo, China). Das Arbeitsmedium war eine Mischung aus Wasser und Glycerin im Massenverhältnis 60:40, und alle Auslassarterien waren zum Reservoir hin geöffnet, das mit Arbeitsmedium gefüllt war, um den gleichen Auslassdruck sicherzustellen. Die 4D-Flow-MRT wurde mit einem 3-T-MRT-Gerät (Skyra, Siemens AG, München, Deutschland) durchgeführt. Die 4D-Flow-MRT-Sequenz wurde für alle Experimente wie folgt erfasst: Scanner-Softwareversion = VE11E, Sichtfeld = 176 × 352 × 56 mm3, Matrix = 88 × 176 × 28, Voxelgröße = 2 × 2 × 2 mm3, Flipwinkel = 7°, Spule = 16-Kanal-Spule. Für die Achselkanülierung (AC) wurden außerdem die folgenden Parameter berücksichtigt: Venc = 100–200 cm/s, TE = 2,43–2,50 ms, TR = 10,18–11,10 ms und ein stationärer Zeitrahmen. Für AFC wurden die folgenden Parameter verwendet: Venc = 90–170 cm/s, TE = 2,43–2,50 ms und TR = 5,16–5,63 ms. Darüber hinaus wurde ein stationärer Zeitrahmen verwendet. Bei den Kanülierungsversuchen wurde die Flussrate mit einer Zentrifugalpumpe auf einem konstanten Niveau gehalten und durch Öffnen und Schließen des Ventils gesteuert. Die Durchflussrate wurde mit einem elektromagnetischen Durchflussmesser (VN20; Wintech Process Co. Ltd., Gyeonggi-do, Korea) überwacht. Es wurden zwei verschiedene Kanülierungsbedingungen verwendet, AC und AFC. Dem Truncus brachiocephalicus (BT) wurde eine konstante Flussrate von 3–7 l/min zugeführt. Die AFC wurde mit der gleichen Flussrate durchgeführt, der gesamte Kanülierungsfluss wurde jedoch zur Hälfte auf die BT und die rechte Arteria iliaca communis (CIA_R) aufgeteilt.

Die Flüssigkeitsdomäne wurde aus dem CAD-Modell extrahiert (Abb. 2b, c). Die Flüssigkeit wurde mit einer Dichte und dynamischen Viskosität von 1060 kg/m3 bzw. 0,0035 kg/ms (3,5 cP) modelliert, ähnlich unserem 4D-Fluss-MRT-Experiment. Aufgrund der großen Durchmesser und hohen Strömungsgeschwindigkeiten wurde eine Newtonsche Flüssigkeitseigenschaft angenommen. Da die Kanülierung im Zustand des Herzstillstands fortschritt, wurde die aufsteigende Aorta als Wand behandelt. Im AC wurde die Einlassbedingung auf eine gleichmäßige Durchflussrate von 3–7 l/min eingestellt, die auf den BT angewendet wurde, und die Durchflussrate wurde im AFC halbiert und auf BT und CIA_R angewendet (Abb. 2b, c). Es wurde angenommen, dass alle Auslässe den gleichen konstanten Druck haben, da der Druckverlust durch die große Aorta vernachlässigbar war24. Für die Aortenwand wurden starre Körper- und rutschfeste Bedingungen verwendet. Für die Verformung wurde eine dynamische Netzfunktion verwendet, und Oberflächen, die mit den Strukturdomänen in Kontakt kamen, wurden als Fluid-Feststoff-Grenzflächen festgelegt. Basierend auf dem Netzunabhängigkeitstest wurde ein flüssiges Netz aus 1,6 Millionen tetraedrischen Zellen ausgewählt (Tabelle S1). In dieser Studie betrug die maximale Reynolds-Zahl am Einlass 4165, und die inkompressiblen RANS-Gleichungen wurden mithilfe des SIMPLE-Schemas gelöst, um die Druck-Geschwindigkeits-Kopplung aufzulösen. Es wurde ein k-ω-Turbulenzmodell für den Schubspannungstransport verwendet. Für die Impuls- und Turbulenzgleichungen wurde ein Aufwindschema zweiter Ordnung verwendet. Das Konvergenzkriterium wurde auf 0,001 festgelegt.

Der Elastizitätsmodul von Shore 20A kann auf ungefähr 0,732 MPa25 geschätzt werden, und seine mechanischen Eigenschaften wurden in dieser Studie im hyperelastischen Ogden-Modell 3. Ordnung unter Verwendung einachsiger, zweiachsiger und planarer experimenteller Daten26 angewendet. Die Dehnungs-Energie-Funktion für dieses Modell kann wie folgt berechnet werden:

wobei \({\lambda }_{p}\) die deviatorischen Hauptstrecken des Links-Cauchy-Green-Tensors bezeichnet und \({\mu }_{p}\) und \({\alpha }_{p }\) sind Materialkonstanten. In dieser Studie ist \({\mu }_{1}\) − 2025,7 MPa, \({\alpha }_{1}\) ist − 0,0706, \({\mu }_{2}\) ist − 451,4 MPa, \({\alpha }_{2}\) ist − 0,4271, \({\mu }_{3}\) ist 1230,2 MPa und \({\alpha }_{3}\) ist − 0,2728. Die Kompressibilitätsterme werden unter der Annahme der Inkompressibilität des Materials vernachlässigt.

Für die hyperelastische Materialanalyse wurde ein festes Netz mit etwa 55.000 Hexaederelementen mit 20 Knoten basierend auf dem Netzunabhängigkeitstest verwendet (Tabelle S2). Unter der Randbedingung wurde eine feste Stütze auf alle Oberflächen aufgebracht, die keinen Kontakt mit der Flüssigkeitsdomäne hatten, und Oberflächen, die mit den Flüssigkeitsdomänen in Kontakt kamen, wurden als Flüssigkeits-Feststoff-Grenzflächen festgelegt.

Die FSI-Simulationen wurden mithilfe eines Kopplungssystems in der ANSYS Workbench (v.2021 R1, ANSYS, Inc., USA) durchgeführt, das ANSYS Fluent und ANSYS Mechanical-Software auf einer Workstation (Dual Intel Xeon Gold 6148, 2,40 GHz CPU und 128 GB) verband RAM). Die ANSYS FSI-Simulation basierte auf einer impliziten 2-Wege-Iterationsmethode in einem transienten gekoppelten System. Die Kräfte oder Spannungen auf den Flüssigkeitsbereich der Grenzfläche wurden in den Festkörperbereich umgewandelt, und die Verschiebungen auf den Festkörperbereich der Grenzfläche wurden bei der Kopplungsmethode in den Flüssigkeitsbereich umgewandelt. Bei dieser Kopplung umfasst die Übertragung von Informationen die Berechnung von Gewichten und deren anschließende Verwendung bei der Dateninterpolation. Die induzierte Kraft auf den Intimalappen wurde ermittelt, nachdem das Strömungsfeld mithilfe der ANSYS Fluent-Software gelöst wurde. Die Verschiebung des Intimalappens wurde dann mithilfe der Ansys Mechanical-Software gelöst. Dieser Vorgang wurde bis zum Ende des Zeitschritts wiederholt. Der Zeitschritt des Kopplungssystems wurde auf 0,2 ms und die Endzeit auf 2 s eingestellt, um die Klappenverformung zu stabilisieren. Die minimale und maximale Kopplungsiteration für jeden Zeitschritt wurde auf 1 bzw. 5 festgelegt. Der maximale quadratische Mittelwert der Residuen sowohl für die Flüssigkeits- als auch die Feststoffdomäne musste 0,01 erreichen, um die Konvergenz der Lösung sicherzustellen. Der Unterrelaxationsfaktor wurde auf 1,0 eingestellt. Um die Simulationsergebnisse zu melden, haben wir die Ergebnisse des Endzeitschritts verwendet.

In dieser Studie lauten die Kontinuitäts- und Impulsgleichungen für eine inkompressible Strömung wie folgt:

wobei \({{\varvec{v}}}_{f}\) der Fluidgeschwindigkeitsvektor ist, \({\rho }_{f}\) die Fluiddichte ist, \(p\) der Druck ist, \(\mu\) ist die dynamische Viskosität.

Die Impulsgleichung für den Strukturbereich lautet wie folgt:

wobei \({{\varvec{v}}}_{s}\) den Festkörpergeschwindigkeitsvektor bezeichnet, \({\rho }_{s}\) die Festkörperdichte und \({{\varvec{\sigma }}}_{f}\) der feste Spannungstensor.

Die Randbedingungen an der FSI-Schnittstelle für die Fluid- und Strukturdomänen werden wie folgt angegeben:

wobei \({\varvec{u}}\) und \({\varvec{n}}\) der Verschiebungsvektor bzw. der Normalenvektor sind, wobei der Index \(s\) eine Eigenschaft des Festkörpers angibt und \ (f\) des Fluids, \({{\varvec{n}}={\varvec{n}}}_{f}={-{\varvec{n}}}_{s}\) am Schnittstelle und \({{\varvec{\sigma}}}_{f}\) ist der Fluidspannungstensor.

Zur Visualisierung und Berechnung von Daten wurden in dieser Studie Ensight (v.2021 R1, ANSYS, Inc., USA) und MATLAB (v.R2020a, The MathWorks, Inc., MA, USA) verwendet.

Zwei zusätzliche Simulationen wurden durchgeführt, um die Auswirkung der Steifheit des Intimalappens zu untersuchen. Zunächst wurde für Wechselstrom bei einer Durchflussrate von 7 l/min eine CFD durchgeführt, bei der alle Körper starr waren, und die Ergebnisse wurden mit denen der FSI-Simulation verglichen. Zweitens haben wir mithilfe des Neo-Hookean-Modells flexiblere mechanische Eigenschaften als Shore 20A für Wechselstrom bei einer Durchflussrate von 4 l/min angewendet. Um zu bestätigen, dass die Ergebnisse des Ogden-Modells und des Neo-Hooken-Modells ähnlich sind, wurde der Young-Modul des zuvor geschätzten Shore 20A (0,732 MPa) auf das Neo-Hooken-Modell angewendet und das Poisson-Verhältnis auf 0,49 festgelegt. Um ein flexibleres Material zu verwenden, wurde der Elastizitätsmodul auf 0,1 MPa und die Poissonzahl auf 0,49 eingestellt. Die Dehnungs-Energie-Funktion für dieses Modell kann wie folgt berechnet werden:

wobei \(\overline{{I }_{1}}\) die erste deviatorische Dehnungsinvariante ist, \(J\) die Determinante des Verformungsgradienten ist, \(\mu\) der anfängliche Schermodul des Materials ist und \(d\) ist der Inkompressibilitätsparameter des Materials. In dieser Studie betrug \(\mu\) 0,2456 MPa und \(d\) 0,164/MPa für 0,732 MPa und \(\mu\) = 0,0336 MPa und \(d\) 1,2 MPa-1 für 0,1 MPa.

In den AC-Fällen war die Gesamtgeschwindigkeit im echten Lumen relativ höher als im falschen Lumen, und im falschen Lumen wurde im primären Eintrittsrissbereich des AC eine Rezirkulation beobachtet. Im Bereich des Wiedereintrittsrisses wurde ein schneller Fluss durch den Wiedereintrittsriss vom falschen Lumen zum wahren Lumen beobachtet (Abb. 3, 4). Bei der AFC war die Geschwindigkeit im wahren Lumen im distalen Bereich relativ höher, aber die Geschwindigkeit im wahren Lumen im proximalen Bereich war niedrig. In der Zöliakie (CA), der Arteria mesenterica superior (SMA) und den Nierenarterien (RA_L und RA_R) zeigte AFC in allen Fällen eine höhere Geschwindigkeit als AC (Abb. 3). Im primären Tränenbereich des AFC wurde eine Rezirkulation nahe dem Eingang des wahren Lumens beobachtet; Im falschen Lumen kam es jedoch nicht zu einer Rezirkulation. Im Bereich des Wiedereintrittsrisses wurde beobachtet, dass AFC durch den Wiedereintrittsriss schnell aus dem falschen Lumen in das wahre Lumen austritt, aber die Geschwindigkeit im wahren Lumen war auch höher als die von AC. Somit war die Geschwindigkeit am Ausgang der Arteria iliaca communis höher als im Bereich der AC (Abb. 4).

Geschwindigkeitsfelder von AC und AFC. (a) 3 l/min, (b) 5 l/min und (c) 7 l/min. Diese Bilder wurden mit Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) unter Verwendung der FSI-Daten erstellt.

Eigenschaften der Rissregionen für AC und AFC. (a) AC 7 l/min und (b) AFC 7 l/min. Diese Bilder wurden mit Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) unter Verwendung der FSI-Daten erstellt.

Die Flussdaten der FSI-Simulation für alle Arterien sind in Tabelle 1 zusammengefasst. Der viszerale Fluss (durch CA, SMA, RA_L und RA_R) nahm zu, wenn AFC anstelle von AC verwendet wurde. Als die Flussrate bei AFC von 3 l/min auf 7 l/min anstieg, stieg die Menge des viszeralen Flusses im Vergleich zu der bei AC von 96 auf 132 % (Tabelle 1). Die Flussdaten der Nierenarterien wurden aufgrund der räumlichen Auflösung der 4D-Fluss-MRT22 nicht berücksichtigt. Als die Flussrate im AFC von 3 auf 7 l/min anstieg, erhöhte sich die Menge des viszeralen Flusses (CA und SMA) im Vergleich zu der im AC von 67 auf 125 % (Tabelle 2).

In dieser Studie wurde die Klappenverformung mithilfe von Gl. berechnet. (9).

Dabei ist \({A}^{*}\) die Klappenverformung, \({A}_{0}\) die Fläche des wahren Lumens vor der Verformung (die Anfangsfläche des wahren Lumens) und \( {A}_{1}\) ist die Fläche des wahren Lumens nach der Verformung.

In der FSI-Simulation nahm mit zunehmender AC-Flussrate die Druckdifferenz zwischen dem wahren Lumen und dem falschen Lumen zu. Der Druck im falschen Lumen war relativ höher und folglich kollabierte der Lappen in Richtung CA und SMA im echten Lumen (Abb. 5). Als die Flussrate des AC von 3 auf 7 l/min anstieg, stieg der Druckunterschied zwischen echtem Lumen und falschem Lumen am CA von 0,82 auf 4,50 mmHg und am SMA von 0,80 auf 4,26 mmHg (Tabelle 3). Die Fläche des wahren Lumens an der CA verringerte sich von 94 auf 75 % und die an der SMA von 95 auf 79 % (Abb. 6, Tabelle 4). Bei der AFC waren die Drücke im wahren und falschen Lumen in allen Fällen ähnlich und der Intimalappen kollabierte nicht in Richtung des wahren Lumens (Abb. 5). Als die Flussrate im AFC von 3 auf 7 l/min anstieg, stieg der Druckunterschied zwischen echtem Lumen und falschem Lumen am CA von 0,14 auf 0,57 mmHg und am SMA von 0,12 auf 0,44 mmHg (Tabelle 3). Die Fläche des wahren Lumens an CA und SMA verringerte sich von 98 auf 97 % (Abb. 6, Tabelle 4).

Druckfelder von AC und AFC. (a) 3 l/min, (b) 5 l/min und (c) 7 l/min. Diese Bilder wurden mit Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) unter Verwendung der FSI-Daten erstellt.

Normalisierte wahre Lumenfläche von CA und SMA für AC und AFC. Diese Bilder wurden mit Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) unter Verwendung der FSI-Daten erstellt.

Im 4D-Flow-MRT-Experiment verringerte sich die Fläche des wahren Lumens des Intimalappens auf CA-Ebene mit zunehmender AC-Flussrate von 3 auf 7 l/min von jeweils 87 auf 72 % der Fläche und bei das Niveau des SMA von 75 auf 71 %. Als die Flussrate in der SMA von 3 auf 7 l/min anstieg, änderte sich die Fläche des wahren Lumens des Intimalappens auf der Höhe des CA von 99 auf 103 % und auf der Höhe der SMA von 99 auf 104 % (Tabelle 4).

Abbildung 7 vergleicht die maximalen Geschwindigkeits- und Druckergebnisse in den entsprechenden Bereichen des CFD mit einem starren Intimalappen und FSI-Simulationen für eine AC-Flussrate von 7 l/min. In der FSI-Simulation war die maximale Geschwindigkeit im echten Lumen höher als die im starren CFD, wohingegen die maximale Geschwindigkeit im falschen Lumen in allen sechs Regionen niedriger war als die im starren CFD. Mit Ausnahme von Region 6 im falschen Lumen war der maximale Druck sowohl im echten als auch im falschen Lumen höher als im starren CFD. Der Kollaps des wahren Lumens hängt von der Steifheit des Intimalappens ab. Wenn der Kanülierungsfluss 4 l/min betrug und das Neo-Hookean-Modell angewendet wurde, betrug die Lappenverformung von CA 95 % und SMA 96 % bei 0,732 MPa, und die CA betrug 67 % und SMA 71 % bei 0,732 MPa 0,1 MPa (Tabelle 5). Als flexiblere mechanische Eigenschaften auf den Intimalappen angewendet wurden, wurde bestätigt, dass selbst bei einer Kanülierungsdurchflussrate von nur 4 l/min ein zusätzlicher Kollaps auftrat (Abb. 8).

Geschwindigkeits- und Druckkonturvergleich von starrem CFD und FSI bei einer AC-Durchflussrate von 7 l/min. (a) Geschwindigkeit und (b) Druck. Die Diagramme zeigen die maximale Geschwindigkeit und den maximalen Druck in jeder Region. Diese Bilder wurden mit Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) unter Verwendung von FSI-Daten erstellt.

Geschwindigkeits- und Druckkonturvergleich entsprechend der Steifigkeit bei einer AC-Flussrate von 4 l/min. (a) Geschwindigkeit und (b) Druck. Diese Bilder wurden mit Ensight (v.2021 R1, https://www.ansys.com) unter Verwendung von FSI-Daten erstellt.

Ziel dieser Studie war es, die hämodynamischen Parameter und Phänomene im Zusammenhang mit viszeraler Malperfusion bei AD durch eine FSI-Simulation zu untersuchen. Wir stellten die Hypothese auf, dass AC im Fall von AD das wahre Lumen kollabieren und aufgrund des Druckunterschieds zwischen dem wahren Lumen und den falschen Lumen eine viszerale Malperfusion verursachen könnte. In unserem spezifisch idealisierten AD-Modell können die wichtigsten Ergebnisse wie folgt zusammengefasst werden: (1) Bei AC kollabierte der Intimalappen, als die Kanülierungsflussrate aufgrund der Druckdifferenz zwischen dem echten Lumen und dem falschen Lumen zunahm, bei AFC hingegen Es gab keine signifikante Verformung, da zwischen dem echten Lumen und dem falschen Lumen ein ähnliches Druckniveau herrschte. (2) die Menge des viszeralen Flusses war bei AFC größer als bei AC allein; (3) die Steifheit des Intimalappens war ein wichtiger Faktor bei der Verformung des Intimalappens; und (4) die FSI-Simulation zeigte eine ähnliche Tendenz wie das 4D-Flow-MRT-Experiment.

Der Druckunterschied zwischen dem wahren Lumen und dem falschen Lumen ist von Interesse, da ein erhöhter Druck im falschen Lumen mit einer Obstruktion des Zweiggefäßes verbunden sein kann10 und je nach Größe des primären Eintrittsrisses und Wiedereintrittsrisses sowie der Anzahl der Fensterungen zwischen dem wahren variieren kann Lumen und falsches Lumen sowie Morphologie des Zweiggefäßes27. Chung et al.28 verwendeten ein AD-Phantom, um zu bestätigen, dass der Kollaps des wahren Lumens ausreichend erfolgte, wenn der Druck im falschen Lumen den Druck im wahren Lumen um 1,1 mmHg oder weniger überstieg. Bei Wechselstrom trat ein Druckunterschied zwischen dem wahren Lumen und dem falschen Lumen auf, mit einem Minimum von 0,82 mmHg bei 3 l/min und einem Maximum von 4,5 mmHg bei 7 l/min (Tabelle 3). Infolgedessen verringerte sich die wahre Lumenfläche von 15 auf 25 %. Bei der AFC betrug der Druckunterschied jedoch mindestens 0,14 mmHg bei 3 l/min und maximal 0,57 mmHg bei 7 l/min; Somit lag die Flächenverringerung in allen Fällen innerhalb von 3 %. Berguer et al.29 zeigten, dass ein Druckausgleich zwischen dem wahren Lumen und dem falschen Lumen nur dann erreicht wird, wenn die Summe der gesamten Fläche im AD-Phantom mindestens 250 mm2 beträgt. Unser Modell wies zwei Risse auf, einen im primären Eintrittsriss im DTA-Bereich und einen im CIA_L, und die Summe der Flächen betrug 101 mm2. Wir haben bestätigt, dass der Druckunterschied mithilfe des AFC reduziert wurde, ohne dass es zu einer Fensterung im Intimalappen kam, was zu keiner signifikanten Verformung des Intimalappens führte.

Eine Fehlperfusion kann zu myokardialer, zerebraler, viszeraler, spinaler und renaler Ischämie führen und verschiedene Symptome hervorrufen5,10,30. Ein großer Intimariss im proximalen DTA führt selbst in einer pulsierenden Situation zu einer Fehlperfusion22. Unsere Simulationsergebnisse bestätigten, dass die Verwendung von AC eine viszerale Malperfusion verursachen kann und dass die Verwendung von AFC den viszeralen Fluss erhöht. Der Einsatz von AFC stieg von 97 auf 133 % im Vergleich zur alleinigen Nutzung von AC, und auch der Durchfluss in anderen Abzweigzweigen nahm zu. Mit Ausnahme des viszeralen Flusses stieg der Fluss von CIA_L von minimal 87 % auf maximal 103 %. Dies beweist, dass AFC im Vergleich zu AC einen Vorteil bei der Förderung des Flusses nicht nur in die viszeralen, sondern auch in die unteren Extremitäten hat. Darüber hinaus zeigten sowohl AC als auch AFC eine niedrige Geschwindigkeit im falschen Lumen, aber nur AC bestätigte, dass der Rezirkulationsbereich im oberen falschen Lumen auftrat, was möglicherweise besser zu Thrombosen führt18. Die Kernaussage dieser Studie ist, dass das Risiko eines Zusammenbruchs des wahren Lumens umso größer ist, je größer der Druckunterschied zwischen dem wahren Lumen und dem falschen Lumen bei AC im Vergleich zu AFC ist. AFC kann eine viszerale Malperfusion beheben.

Die Schwellenflussrate, die zu einem echten Lumenkollaps führt, kann je nach Flexibilität des Intimalappens variieren. Bäumler et al.20 bestätigten, dass eine FSI-Simulation durchgeführt wurde, indem der Elastizitätsmodul des Intimalappens von 0,8 auf 0,02 MPa geändert wurde und dass die Verschiebung des Intimalappens von 1,4 auf 13,4 mm zunahm. Zuerst verglichen wir starres CFD und FSI bei 7 l/min für Wechselstrom und das Muster des Geschwindigkeitsfeldes war ähnlich. Allerdings war in allen in Abb. 6 gezeigten Bereichen die Geschwindigkeit im wahren Lumen der FSI-Simulation höher als die des starren CFD und die Geschwindigkeit im falschen Lumen war niedriger als die des starren CFD. Es wurde beobachtet, dass die Geschwindigkeit im wahren Lumen zunahm und im falschen Lumen aufgrund des Zusammenbruchs des wahren Lumens abnahm. Auch die Druckfelder waren ähnlich; Mit Ausnahme von Region 6 war der Druck der FSI-Simulation jedoch höher als der des starren CFD, was darauf hindeutet, dass aufgrund der Verformung des Intimalappens bei gleicher Einlassströmungsrate ein Widerstand auftrat, was zu einem Hochdruckfeld führte. In tatsächlichen klinischen Situationen wird eine Kanülierungsflussrate von ≥ 5 l/min nicht verwendet. Daher haben wir FSI-Simulationen bei einer AC-Durchflussrate von 4 l/min unter Anwendung von 0,732 MPa durchgeführt, was dem im bestehenden Modell ähnelt und 0,1 MPa niedriger ist als der des Neo-Hookean-Modells. Beim Vergleich dieser beiden Analysen wurde die Fläche des wahren Lumens bei 0,1 MPa um 28 % im CA und um 25 % im SMA reduziert. Dies impliziert, dass die genauen mechanischen Eigenschaften des Strukturteils für die patientenspezifische FSI-Simulation erforderlich sind und eine Einschränkung der aktuellen FSI-Simulation darstellen19,20.

In den letzten Jahren gab es immer mehr Studien, die die Ergebnisse von FSI-Simulationen direkt mit Patientendaten verglichen, die mit 4D-Flow-MRT20 oder experimentellen 4D-Flow-MRT-Daten, die mit einem In-vitro-Modell mit einer FSI-Simulation21 gewonnen wurden, erfasst wurden. Ziel dieser Studie war es, das Potenzial einer FSI-Simulation durch den Vergleich mit einer zuvor durchgeführten experimentellen 4D-Fluss-MRT-Studie zu bestätigen und zusätzliche strömungsdynamische Parameter und hämodynamische Phänomene zu untersuchen. Ein umfassender Vergleich zwischen der FSI-Simulation und der 4D-Fluss-MRT zeigte Ähnlichkeiten in den Blutflussmustern im Aortenbereich. Unser Ziel bestand darin, das Potenzial für einen konsistenten Vergleich von FSI-Simulationen mit 4D-Flow-MRT-Experimenten und die direkte Anwendung auf andere Szenarien angesichts der morphologischen und pathologischen Komplexität von AD zu demonstrieren. Der Unterschied zwischen dem 4D-Fluss-MRT-Experiment und der FSI-Simulation ergibt sich aus der Diskrepanz zwischen den Modellen, der ungenauen Klappensteifigkeit und der 4D-Fluss-MRT-Auflösung. In unserer Studie bestanden die Unterschiede zwischen der FSI-Simulation und dem 4D-Flow-MRT-Experiment in der Menge und Form des Intimalappens im AC. In einem früheren 4D-Flow-MRT-Experiment22 verringerte sich mit zunehmendem Kanülierungsfluss die Fläche des wahren Lumens im AC von 87 auf 72 % im CA und von 75 auf 71 % im SMA. Bei der AFC veränderte sich die Fläche des wahren Lumens von 99 auf 103 % im CA und von 99 auf 104 % im SMA. Obwohl es einen Unterschied in der Verformung gab, wurden ähnliche Ergebnisse erzielt, da der Intimalappen bei AC kollabierte, wodurch sich die Fläche des wahren Lumens verringerte, und es bei AFC fast keine Verformung gab. Das Ausmaß der Verformung hängt, wie bereits erwähnt, von der Steifheit des Intimalappens ab. Unser FSI nutzte die mechanischen Eigenschaften von Shore 20A aus der Referenz26. Aufgrund der Messunsicherheit sind die mechanischen Eigenschaften des in der FSI-Simulation angewendeten Intimalappens möglicherweise nicht genau identisch mit denen im 4D-Flow-MRT-Experiment. In den 4D-Flow-MRT-Experimenten trat der Kollaps hauptsächlich im SMA des wahren Lumens und, was noch wichtiger ist, im CA in den FSI-Simulationen auf. Dies scheint darauf zurückzuführen zu sein, dass sich der Intimalappen im Gegensatz zur FSI-Simulation über den gesamten Bereich des echten Lumens erstreckte, um den Zusammenbau mit Acryl in den 4D-Flow-MRT-Experimenten zu erleichtern. Darüber hinaus bestehen bei der Herstellung mehrerer Intimalappen aufgrund ihrer komplexen Geometrie einige Unterschiede in der Dicke oder den mechanischen Eigenschaften zwischen den Intimalappen, und auch beim Zusammenfügen der Lappen mit dem Acrylmodell treten empfindliche Unterschiede auf. Darüber hinaus zeigten die Geschwindigkeitsfeldmuster und die Zunahme des viszeralen Flusses eine gute Konsistenz. Im 4D-Flow-MRT-Experiment änderte sich der mittlere viszerale Fluss bei AC mit zunehmendem Kanülierungsfluss von 0,25 auf 1,02 l/min bei CA und von 0,13 auf 0,07 l/min bei SMA. Bei der AFC änderte sich der mittlere viszerale Fluss von 0,55 auf 1,36 l/min bei CA und von 0,31 auf 0,83 l/min bei SMA. Es gab auch einen Unterschied im Fluss, aber der viszerale Fluss war bei AFC höher als bei AC. Somit wurde das Potenzial der FSI-Simulation bestätigt.

Diese Studie hatte mehrere Einschränkungen. Zunächst wurde unser Modell speziell idealisiert und die Aortenwand wurde als starr angenommen, mit Ausnahme des Intimalappens. Die starre Aortenwand kann die Verteilung der hämodynamischen Parameter beeinflussen, aber die genaue Erfassung der Wanddynamik bei einer gleichmäßigen Aortenwanddicke ist eine Herausforderung19. Die starre Aortenwand wurde unter den gleichen Bedingungen wie in einer früheren Studie22 aufgebaut. Zukünftig werden wir eine Studie zur Compliance der Aortenwand anhand eines patientenspezifischen Modells durchführen. Zweitens wurde angenommen, dass es sich bei der Flüssigkeit um eine Newtonsche Flüssigkeit handelte. Um nicht-Newtonsche Eigenschaften zu berücksichtigen, wurde in mehreren Blutflusssimulationsstudien19,31,32,33 das Carreau-Yasuda-Viskositätsmodell verwendet. In Blutgefäßen mit großem Durchmesser, wie beispielsweise der Aorta, sind Newtonsche Flüssigkeiten jedoch ausreichend akzeptabel34. Drittens überschreitet die Kanülierungsdurchflussrate in der klinischen Praxis 5 l/min nicht. Weitere Simulationsfälle bestätigten, dass die geringe Steifheit des Intimalappens bei 4 l/min und die klinische Kanülierungsflussrate eine viszerale Malperfusion verursachen können. Viertens haben wir an allen Auslasszweigen atmosphärischen Druck angelegt, um sicherzustellen, dass sie das gleiche Druckniveau hatten. Dies ist eine physiologisch fatale Einschränkung, und es kann ein Druckfeld auftreten, das sich von dem in der klinischen Praxis unterscheidet und die Verformung des Intimalappens beeinflusst. Allerdings wurde es so angewendet, dass die Druckbedingungen in der Simulation dieselben waren wie im vorherigen 4D-Flow-MRT-Versuchsaufbau22. In einer zukünftigen Studie werden physiologische Bedingungen wie in anderen Studien19,20,34,35 mithilfe eines Drei-Elemente-Windkessel-Modells angewendet. Schließlich wurde der Null-Stress-Zustand nicht berücksichtigt. In der Praxis verbleibt auch im unbelasteten Zustand eine Eigenspannung in der Arterie. Dieser Restspannungszustand hängt von der Dicke und Zusammensetzung der Arterie ab, die berücksichtigt werden sollten, um die Verformung genau vorherzusagen.

Mithilfe der FSI-Simulation haben wir bestätigt, dass bei Verwendung von AC der Druckunterschied zwischen dem wahren Lumen und dem falschen Lumen es dem Intimalappen ermöglicht, den Blutfluss zum CA und SMA in unserem spezifisch idealisierten AD-Modell zu blockieren. Als die Kanülierungsdurchflussrate im AC zunahm, wurde der Intimalappen weiter an CA und SMA befestigt, was darauf hindeutet, dass der AC zu einem Versagen der viszeralen Perfusion führen kann. Bei der Verwendung von AFC mit zusätzlicher femoraler Kanülierung wurde der Druckunterschied zwischen dem wahren Lumen und dem falschen Lumen in allen Fällen auf einem ähnlichen Niveau gehalten; Somit trat keine signifikante Verformung des Lappens auf und die Menge der viszeralen Perfusion war deutlich höher als die von AC.

Alle während dieser Studie generierten oder analysierten Daten sind in diesen ergänzenden Informationsdateien enthalten.

Takeda, R. et al. Untersuchungen zum Potenzial der Verwendung von Open-Source-CFD zur Analyse der Unterschiede in den hämodynamischen Parametern für Aortendissektionen (gesund versus Stanford Typ A und B). Ann. Vasc. Surg. 79, 310–323. https://doi.org/10.1016/j.avsg.2021.08.007 (2022).

Artikel Google Scholar

Criado, FJ Aortendissektion: Eine 250-Jahres-Perspektive. Tex Heart Inst. J. 38, 694–700 (2011).

Google Scholar

Cheng, Z. et al. Analyse von Strömungsmustern in einem patientenspezifischen Aortendissektionsmodell. J. Biomech. Ing. 132, 051007. https://doi.org/10.1115/1.4000964 (2010).

Artikel CAS Google Scholar

Howard, C. et al. TEVAR für komplizierte und unkomplizierte Aortendissektion Typ B – Systematische Überprüfung und Metaanalyse. J. Cardiovasc. Surg. https://doi.org/10.1111/jocs.15827 (2012).

Artikel Google Scholar

Cerneviciute, R. & Bicknell, CD Akute Aortendissektion Typ B. Chirurgie 39, 275–282. https://doi.org/10.1016/j.mpsur.2021.03.007 (2021).

Artikel Google Scholar

Lentini, S., Savasta, M., Ciuffreda, F., Monaca, ML & Gaeta, R. Behandlung von Malperfusion während der Operation bei Typ-A-Aortendissektion. J. Extra Corpor. Technol. 41, 114–118 (2009).

Google Scholar

Kreibich, M. et al. Ergebnis nach Aorten-, Achsel- oder Femurkanülierung bei akuter Aortendissektion Typ A. J. Thorac. Herz-Kreislauf. Surg. 158, 27–34. https://doi.org/10.1016/j.jtcvs.2018.11.100 (2019).

Artikel Google Scholar

Minatoya, K., Ogino, H., Matsuda, H. & Sasaki, H. Schnelle und sichere Einrichtung eines kardiopulmonalen Bypasses bei der Reparatur einer akuten Aortendissektion: Verbesserte Ergebnisse mit Doppelkanülierung. Interagieren. Herz-Kreislauf. Thorak. Surg. 7, 951–953. https://doi.org/10.1510/icvts.2007.171546 (2008).

Artikel Google Scholar

Xia, Q. et al. Kanülierungsstrategien bei der Aortendissektion Typ A: Ein neuartiger narrativer Überblick. J. Thorac. Dis. 13, 2551. https://doi.org/10.21037/jtd-21-411 (2021).

Artikel Google Scholar

Crawford, TC, Beaulieu, RJ, Ehlert, BA, Ratchford, EV & Black, JH Malperfusionssyndrome bei Aortendissektionen. Vasc. Med. 21, 264–273. https://doi.org/10.1177/1358863X15625371 (2016).

Artikel Google Scholar

Geirsson, A. et al. Bedeutung von Malperfusionssyndromen vor einer zeitgemäßen chirurgischen Reparatur bei akuter Typ-A-Dissektion: Ergebnisse und Bedarf an zusätzlichen Revaskularisierungen. EUR. J. Cardiothorac. Surg. 32, 255–262. https://doi.org/10.1016/j.ejcts.2007.04.012 (2007).

Artikel Google Scholar

Yang, B. et al. Behandlung von Patienten mit akuter Aortendissektion Typ A und mesenterialem Malperfusionssyndrom: Eine 20-jährige Erfahrung. J. Thor. Herz-Kreislauf. Surg. 158, 675–687. https://doi.org/10.1016/j.jtcvs.2018.11.127 (2019).

Artikel Google Scholar

Doyle, BJ & Norman, PE Computergestützte Biomechanik bei der thorakalen Aortendissektion: Ansätze von heute und Chancen von morgen. Ann. Biomed. Ing. 44, 71–83. https://doi.org/10.1007/s10439-015-1366-8 (2015).

Artikel Google Scholar

Dillon-Murphy, D., Noorani, A., Nordsletten, D. & Figueroa, CA Multimodale bildbasierte Computeranalyse der Hämodynamik bei Aortendissektion. Biomech. Modell Mechanobiol. 15, 857–876. https://doi.org/10.1007/s10237-015-0729-2 (2015).

Artikel Google Scholar

Xu, H. et al. Hämodynamische Parameter, die ein falsches Lumenwachstum bei einer Typ-B-Aortendissektion nach endovaskulärer Reparatur vorhersagen können: Eine vorläufige Studie zu langfristigen multiplen Nachuntersuchungen. Med. Ing. Physik. 50, 12–21. https://doi.org/10.1016/j.medengphy.2017.08.011 (2017).

Artikel Google Scholar

Osswald, A. et al. Eine erhöhte Wandschubspannung bei einer Aortendissektion vom Typ B kann mit einer retrograden Aortendissektion vom Typ A zusammenhängen: Eine Pilotstudie zur rechnergestützten Fluiddynamik. EUR. J. Vasc. Endovasc. Surg. 54, 324–330. https://doi.org/10.1016/j.ejvs.2017.06.012 (2017).

Artikel CAS Google Scholar

Menichini, C., Cheng, Z., Gibbs, RGJ & Xu, XY Vorhersage einer falschen Lumenthrombose in patientenspezifischen Modellen der Aortendissektion. JR Soc. Schnittstelle 13, 20160759. https://doi.org/10.1098/rsif.2016.0759 (2016).

Artikel Google Scholar

Xu, H. et al. Gekoppelte morphologisch-hämodynamische Computeranalyse der Aortendissektion Typ B: Eine Längsschnittstudie. Ann. Biomed. Ing. 46, 927–939. https://doi.org/10.1007/s10439-018-2012-z (2018).

Artikel Google Scholar

Alimohammadi, M. et al. Aortendissektionssimulationsmodelle zur klinischen Unterstützung: Fluid-Struktur-Wechselwirkung vs. starre Wandmodelle. Biomed. Ing. Online 14, 34. https://doi.org/10.1186/s12938-015-0032-6 (2015).

Artikel Google Scholar

Bäumler, K. et al. Simulationen der Fluid-Struktur-Interaktion einer patientenspezifischen Aortendissektion. Biomech. Modell Mechanobiol. 19, 1607–1628. https://doi.org/10.1007/s10237-020-01294-8 (2020).

Artikel Google Scholar

Zimmermann, J. et al. Quantitative Hämodynamik bei der Aortendissektion: Vergleich der In-vitro-MRT mit der FSI-Simulation in einem konformen Modell. Funktion. Bildmodell Herz. 12738, 576–586. https://doi.org/10.1007/978-3-030-78710-3_55 (2021).

Artikel Google Scholar

Heo, W. et al. Quantifizierung der viszeralen Perfusion und Auswirkung der femoralen Kanülierung: In-vitro-Modell der Aortendissektion. EUR. J. Cardiothorac. Surg. 62, 508. https://doi.org/10.1093/ejcts/ezab508 (2022).

Artikel Google Scholar

Sievers, HH et al. Aortendissektion neu überdacht: Art, Eintrittsstelle und Malperfusionsklassifizierung sorgen für mehr Klarheit und ermöglichen eine Vorhersage des Ergebnisses. Interagieren. CardioVasc. Thorak. Surg. 30, 451–457. https://doi.org/10.1093/icvts/ivz281 (2020).

Artikel Google Scholar

Gülan, U., Calen, C., Duru, F. & Holzner, M. Blutflussmuster und Druckverlust in der aufsteigenden Aorta: Eine vergleichende Studie zu physiologischen und aneurysmatischen Zuständen. J. Biomech. 76, 152–159. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2018.05.033 (2018).

Artikel Google Scholar

Gent, AN Zum Zusammenhang zwischen Eindruckhärte und Elastizitätsmodul. Gummichem. Technol. 31, 896–906. https://doi.org/10.5254/1.3542351 (1958).

Artikel Google Scholar

Nuthi, SG Computermodellierung und experimentelle Charakterisierung pneumatisch angetriebener Aktuatoren für die Entwicklung eines weichen Roboterarms. Masterarbeit Arizona State Univ (2018).

Spinelli, D. et al. Aktuelle Erkenntnisse zu Prädiktoren für Aortenwachstum und Ereignisse bei akuter Aortendissektion Typ B. J. Vasc. Surg. 68, 1925–1935. https://doi.org/10.1016/j.jvs.2018.05.232 (2018).

Artikel Google Scholar

Chung, JW et al. Echter Lumenkollaps bei Aortendissektion 1: Teil I. Bewertung ursächlicher Faktoren bei Phantomen mit pulsierendem Fluss. Radiologie 214, 87–98. https://doi.org/10.1148/radiology.214.1.r00ja3287 (2000).

Artikel CAS Google Scholar

Burguer, R., Parodi, JC, Schlicht, M. & Khanafer, K. Experimentelle und klinische Beweise, die eine Septektomie in der Primärbehandlung der akuten thorakalen Aortendissektion vom Typ B unterstützen. Ann. Vasc. Surg. 29, 167–173. https://doi.org/10.1016/j.avsg.2014.10.001 (2015).

Artikel Google Scholar

Di Eusanio, M. et al. Klinisches Erscheinungsbild, Management und kurzfristiges Ergebnis von Patienten mit akuter Typ-A-Dissektion, kompliziert durch mesenteriale Malperfusion: Beobachtungen aus dem Internationalen Register für akute Aortendissektion. J. Thorac. Herz-Kreislauf. Surg. 145, 385–390. https://doi.org/10.1016/j.jtcvs.2012.01.042 (2013).

Artikel Google Scholar

Qiao, Y. et al. Numerische Simulation des zweiphasigen nicht-Newtonschen Blutflusses mit Flüssigkeit-Struktur-Wechselwirkung bei der Aortendissektion. Berechnen. Methoden Biomech. Biomed. Ing. 22, 620–630. https://doi.org/10.1080/10255842.2019.1577398 (2019).

Artikel Google Scholar

Dubey, A., Vasu, B., Bég, OA & Gorla, RSR Finite-Elemente-Berechnung des magneto-hämodynamischen Flusses und der Wärmeübertragung in einer gegabelten Arterie mit sackförmigem Aneurysma unter Verwendung des biorheologischen Carreau-Yasuda-Modells. Mikrogefäß. Res. 138, 104221. https://doi.org/10.1016/j.mvr.2021.104221 (2021).

Artikel CAS Google Scholar

Owen, DG, Schenkel, T., Shepherd, DET & Espino, DM Bewertung der Oberflächenrauheit und Blutrheologie auf die lokale Koronarhämodynamik: Eine multiskalige rechnergestützte Fluiddynamikstudie. JR Soc. Schnittstelle 17, 20200327. https://doi.org/10.1098/rsif.2020.0327 (2020).

Artikel Google Scholar

Bonfanti, M., Franzetti, G., Homer-Vanniasinkam, S., Díaz-Zuccarini, V. & Balabani, S. Ein kombinierter In-vivo-, In-vitro- und In-silico-Ansatz für patientenspezifische hämodynamische Studien der Aortendissektion. Ann. Biomed. Ing. 48, 2950–2964. https://doi.org/10.1007/s10439-020-02603-z (2020).

Artikel Google Scholar

Bonfanti, M. et al. Rechenwerkzeuge zur klinischen Unterstützung: Ein multiskalenkonformes Modell für hämodynamische Simulationen bei einer Aortendissektion basierend auf multimodalen Bildgebungsdaten. JR Soc. Schnittstelle 14, 20170632. https://doi.org/10.1098/rsif.2017.0632 (2017).

Artikel Google Scholar

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Diese Studie wurde von der National Research Foundation of Korea (NRF-2020R1A4A1019475, 2020R1G1A1006418, 2021R1I1A3040346) und „Regional Innovation Strategy (RIS)“ durch die National Research Foundation of Korea (NRF) unterstützt, finanziert vom Ministerium für Bildung (MOE) (2022RIS). -005).

Abteilung für interdisziplinäres Programm für Biogesundheits-Maschinen-Konvergenztechnik, Kangwon National University, Chuncheon, Republik Korea

Gyu-Han Lee

Abteilung für intelligente Gesundheitswissenschaft und -technologie, Kangwon National University, 1 Gangwondaehak-Gil, Chuncheon, 24341, Republik Korea

Youngjin Lee & Hojin Ha

Abteilung für Thorax- und Herz-Kreislauf-Chirurgie, Gangnam Severance Hospital, Yonsei University College of Medicine, 211 Eonju-Ro, Gangnam-Gu, Seoul, 06273, Republik Korea

Tae-Hoon Kim & Suk-Won Lied

Vascular Access Center, Lifeline Clinic, Busan, Republik Korea

Lebe Heo

Daegu-Gyeongbuk Medical Innovation Foundation, Entwicklungszentrum für medizinische Geräte, Daegu, Republik Korea

Hyungyu Huh

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Alle Autoren haben zur Konzeption und Gestaltung dieser Studie beigetragen. Die Modellerstellung wurde von GHL, WH und YL durchgeführt. Die Datenerfassung wurde von GHL, YL, HH und HH durchgeführt. Die Datenanalyse wurde von GHL, WH, THK, SWS und HH durchgeführt. Der erste Entwurf des Manuskripts wurde von GHL verfasst. und alle Autoren kommentierten frühere Versionen des Manuskripts. Alle Autoren haben das endgültige Manuskript gelesen und genehmigt.

Entsprechung zu Suk-Won Song oder Hojin Ha.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Lee, GH., Heo, W., Lee, Y. et al. Simulation der Flüssigkeits-Struktur-Interaktion der viszeralen Perfusion und Einfluss verschiedener Kanülierungsmethoden auf die Aortendissektion. Sci Rep 13, 1116 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-27855-2

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Eingegangen: 23. August 2022

Angenommen: 09. Januar 2023

Veröffentlicht: 20. Januar 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-27855-2

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